Köszönjük, hogy meglátogatta a Nature.com oldalt.Olyan böngészőverziót használ, amely korlátozott CSS-támogatással rendelkezik.A legjobb élmény érdekében javasoljuk, hogy használjon frissített böngészőt (vagy tiltsa le a kompatibilitási módot az Internet Explorerben).Ezenkívül a folyamatos támogatás érdekében stílusok és JavaScript nélkül jelenítjük meg az oldalt.
Diánként három cikket mutató csúszkák.Használja a vissza és a következő gombokat a diák közötti mozgáshoz, vagy a végén lévő diavezérlő gombokat az egyes diák közötti mozgáshoz.
A fizika és az élettudományok interdiszciplináris metszéspontjából kiindulva a precíziós orvosláson alapuló diagnosztikai és terápiás stratégiák az utóbbi időben jelentős figyelmet kapnak az új mérnöki módszerek gyakorlati alkalmazhatósága miatt az orvostudomány számos területén, különösen az onkológiában.Ennek keretében világszerte egyre nagyobb figyelmet kelt a tudósok körében az ultrahang alkalmazása a daganatokban lévő rákos sejtek megtámadására, hogy különböző léptékű mechanikai sérüléseket okozzanak.Ezeket a tényezőket figyelembe véve, elasztodinamikus időzítési megoldások és numerikus szimulációk alapján bemutatunk egy előzetes vizsgálatot az ultrahang szövetekben történő terjedésének számítógépes szimulációjáról, hogy helyi besugárzással kiválaszthassuk a megfelelő frekvenciákat és teljesítményeket.Új diagnosztikai platform a laboratóriumi On-Fiber technológiához, amelyet kórházi tűnek neveznek, és már szabadalmaztatott.Úgy gondolják, hogy az elemzés eredményei és a kapcsolódó biofizikai felismerések új, integrált diagnosztikai és terápiás megközelítések előtt nyithatják meg az utat, amelyek a fizika területeiből merítve központi szerepet játszhatnak a precíziós orvoslás jövőbeni alkalmazásában.Növekvő szinergia kezdődik a biológia között.
A nagyszámú klinikai alkalmazás optimalizálásával fokozatosan felmerült a betegeket érő mellékhatások csökkentésének szükségessége.Ennek érdekében a precíziós medicina1, 2, 3, 4, 5 stratégiai céllá vált a betegeknek szállított gyógyszerek dózisának csökkentésében, lényegében két fő megközelítést követve.Az első a páciens genomiális profiljának megfelelően kialakított kezelésen alapul.A második, amely az onkológia aranystandardjává válik, a szisztémás gyógyszerbejuttatási eljárások elkerülését célozza kis mennyiségű gyógyszer felszabadításával, ugyanakkor a pontosság növelését a helyi terápia alkalmazásával.A végső cél számos terápiás megközelítés, például a kemoterápia vagy a radionuklidok szisztémás beadása negatív hatásainak kiküszöbölése vagy legalábbis minimalizálása.A rák típusától, helyétől, sugárdózisától és egyéb tényezőktől függően még a sugárterápia is nagy kockázatot jelenthet az egészséges szövetekre nézve.A glioblasztóma6,7,8,9 kezelésében a műtét sikeresen eltávolítja a mögöttes rákot, de még metasztázisok hiányában is sok kis rákos beszűrődés fordulhat elő.Ha nem távolítják el őket teljesen, viszonylag rövid időn belül új rákos tömegek növekedhetnek.Ebben az összefüggésben a fent említett precíziós orvoslási stratégiák nehezen alkalmazhatók, mivel ezeket az infiltrátumokat nehéz észlelni és nagy területen elterjedni.Ezek az akadályok megakadályozzák, hogy a precíziós gyógyászattal a precíziós gyógyszerekkel elkerülhető legyen a kiújulás megelőzése, ezért bizonyos esetekben a szisztémás bejuttatási módszereket részesítik előnyben, bár az alkalmazott gyógyszerek nagyon magas toxicitásúak lehetnek.A probléma leküzdésére az ideális kezelési megközelítés az lenne, ha minimálisan invazív stratégiákat alkalmaznának, amelyek szelektíven támadják meg a rákos sejteket anélkül, hogy az egészséges szöveteket érintenék.Ezen érvelés fényében lehetséges megoldásnak tűnik az ultrahangos rezgések alkalmazása, amelyekről kimutatták, hogy eltérő módon hatnak a rákos és az egészséges sejtekre, mind az egysejtű rendszerekben, mind a mezoskálájú heterogén klaszterekben.
Mechanisztikai szempontból az egészséges és a rákos sejtek valójában eltérő természetes rezonanciafrekvenciával rendelkeznek.Ez a tulajdonság a rákos sejtek citoszkeletális szerkezetének mechanikai tulajdonságaiban bekövetkező onkogén változásokhoz kapcsolódik12,13, míg a tumorsejtek átlagosan jobban deformálódnak, mint a normál sejtek.Így a stimuláció ultrahang frekvenciájának optimális megválasztásával a kiválasztott területeken kiváltott rezgések károsíthatják az élő rákos struktúrákat, minimálisra csökkentve a gazdaszervezet egészséges környezetére gyakorolt ​​hatást.Ezek a még nem teljesen tisztázott hatások magukban foglalhatják bizonyos sejtszerkezeti komponensek ultrahang által kiváltott nagyfrekvenciás rezgések miatti tönkremenetelét (elvileg nagyon hasonló a litotripsziához14), valamint a mechanikai fáradáshoz hasonló jelenség miatti sejtkárosodást, amely viszont megváltoztathatja a sejtszerkezetet. .programozás és mechanobiológia.Bár ez az elméleti megoldás nagyon alkalmasnak tűnik, sajnos nem alkalmazható olyan esetekben, amikor a visszhangmentes biológiai struktúrák megakadályozzák az ultrahang közvetlen alkalmazását, például koponyán belüli alkalmazásoknál a csont jelenléte miatt, és egyes emlődaganatos tömegek zsírszövetben helyezkednek el. szövet.A csillapítás korlátozhatja a lehetséges terápiás hatás helyét.E problémák leküzdésére az ultrahangot helyileg kell alkalmazni speciálisan kialakított átalakítókkal, amelyek a lehető legkevésbé invazív módon érik el a besugárzott helyet.Ezt szem előtt tartva mérlegeltük a „tűkórház”15 elnevezésű innovatív technológiai platform létrehozásának lehetőségével kapcsolatos ötletek felhasználását.A „Kórház a tűben” koncepció egy minimálisan invazív orvosi műszer kifejlesztését foglalja magában diagnosztikai és terápiás alkalmazásokhoz, amely különböző funkciók egy orvosi tűben való kombinációján alapul.Amint arról a Kórházi tű részben részletesebben is szó esett, ez a kompakt készülék elsősorban a 16, 17, 18, 19, 20, 21 száloptikai szondák előnyeire épül, amelyek jellemzőiknél fogva alkalmasak a szabványos 20-asba való behelyezésre. orvosi tűk, 22 lumen.A Lab-on-Fiber (LOF)23 technológia által biztosított rugalmasságot kihasználva a szál gyakorlatilag egyedülálló platformmá válik a miniatürizált és használatra kész diagnosztikai és terápiás eszközök számára, beleértve a folyadékbiopsziás és szövetbiopsziás eszközöket.a biomolekuláris kimutatásban24,25, a fényvezérelt helyi gyógyszerbejuttatásban26,27, a nagy pontosságú helyi ultrahangos képalkotásban28, a hőterápiában29,30 és a spektroszkópián alapuló rákos szövetazonosításban31.Ezen a koncepción belül a „tű a kórházban” készüléken alapuló lokalizációs megközelítést alkalmazva megvizsgáljuk a rezidens biológiai struktúrák lokális stimulációjának optimalizálásának lehetőségét az ultrahanghullámok tűkön keresztüli terjedésével ultrahanghullámok gerjesztésére az érdeklődési körön belül..Így az alacsony intenzitású terápiás ultrahang közvetlenül a kockázati területre alkalmazható minimális invazivitással ultrahangos sejtek és a lágy szövetekben lévő kis szilárd képződmények miatt, mivel az előbb említett koponyaűri műtétnél a koponyán egy kis lyukat kell behelyezni egy tű.A közelmúltbeli elméleti és kísérleti eredmények ihlette, amelyek arra utalnak, hogy az ultrahang megállíthatja vagy késleltetheti bizonyos rákos megbetegedések kialakulását,32,33,34 a javasolt megközelítés segíthet – legalábbis elvben – az agresszív és gyógyító hatások közötti kulcsfontosságú kompromisszumok kezelésében.Ezeket a megfontolásokat szem előtt tartva jelen írásunkban megvizsgáljuk egy kórházi tűs eszköz alkalmazásának lehetőségét a rák minimálisan invazív ultrahangterápiájában.Pontosabban a Gömb alakú daganattömegek szórásanalízise a növekedéstől függő ultrahangfrekvencia becslésére című részben jól bevált elasztodinamikus módszerekkel és akusztikus szórási elmélettel jósoljuk meg a rugalmas közegben növesztett gömb alakú szolid daganatok méretét.merevség, amely a daganat és a gazdaszövet között az anyag növekedés által kiváltott átalakulása miatt lép fel.Miután leírtuk rendszerünket, amelyet „Kórház a tűben” résznek nevezünk, a „Kórház a tűben” részben elemezzük az ultrahanghullámok terjedését orvosi tűken keresztül a megjósolt frekvenciákon, és numerikus modelljük besugározza a környezetet a tanulmányozásra. a fő geometriai paraméterek (a tényleges belső átmérő, a tű hossza és élessége), amelyek befolyásolják a hangszer akusztikus erejének átvitelét.Tekintettel a precíziós orvoslás új mérnöki stratégiáinak kidolgozásának szükségességére, úgy vélik, hogy a javasolt tanulmány segíthet egy új rákkezelési eszköz kifejlesztésében, amely az ultrahangot más megoldásokkal integráló integrált terápiás platformon keresztül szállított ultrahangon alapul.Kombinált, például célzott gyógyszeradagolás és valós idejű diagnosztika egyetlen tűn belül.
A lokalizált szolid daganatok ultrahangos (ultrahangos) stimulációval történő kezelésében alkalmazott mechanikus stratégiák hatékonysága volt a célja számos olyan cikknek, amely elméletileg és kísérletileg is foglalkozik az alacsony intenzitású ultrahang rezgések egysejtű rendszerekre gyakorolt ​​hatásával 10, 11, 12 , 32, 33, 34, 35, 36 Viszkoelasztikus modellek alkalmazásával számos kutató analitikusan kimutatta, hogy a tumor és az egészséges sejtek eltérő frekvenciaválaszokat mutatnak, amelyeket az US 10, 11, 12 tartományban elkülönülő rezonanciacsúcsok jellemeznek.Ez az eredmény azt sugallja, hogy elvileg a tumorsejteket szelektíven megtámadhatják a gazdakörnyezetet megőrző mechanikai ingerek.Ez a viselkedés annak a kulcsfontosságú bizonyítéknak a közvetlen következménye, amely szerint a legtöbb esetben a daganatsejtek képlékenyebbek, mint az egészséges sejtek, ami valószínűleg fokozza szaporodási és migrációs képességüket37,38,39,40.Az egysejtes modellekkel, pl. mikroskálán kapott eredmények alapján a rákos sejtek szelektivitását a mezoskálán is kimutatták heterogén sejtaggregátumok harmonikus válaszainak numerikus vizsgálatával.A rákos sejtek és az egészséges sejtek eltérő százalékos arányát biztosítva több száz mikrométer méretű többsejtű aggregátumok épültek fel hierarchikusan.Ezen aggregátumok mezoszintjén néhány érdekes mikroszkopikus jellemző megmarad az egyes sejtek mechanikai viselkedését jellemző fő szerkezeti elemek közvetlen megvalósítása miatt.Minden egyes sejt tensegrity-alapú architektúrát használ, hogy utánozza a különféle előfeszített citoszkeletális struktúrák válaszát, ezáltal befolyásolva azok általános merevségét12, 13.A fenti irodalom elméleti előrejelzései és in vitro kísérletei biztató eredményeket adtak, jelezve, hogy szükség van a tumortömegek alacsony intenzitású terápiás ultrahangra (LITUS) való érzékenységének vizsgálatára, valamint a daganattömegek besugárzási gyakoriságának felmérésére.LITUS pozíciót helyszíni jelentkezésre.
Szövetszinten azonban óhatatlanul elveszik az egyes komponens szubmakroszkópos leírása, és a daganatszövet tulajdonságai szekvenciális módszerekkel nyomon követhetők a tömegnövekedés és a stressz által kiváltott átépülési folyamatok nyomon követésére, figyelembe véve a daganat makroszkopikus hatásait. növekedés.-a szöveti rugalmasság változását idézte elő 41,42-es skálán.Valójában az egysejtű és az aggregált rendszerekkel ellentétben a lágy szövetekben a szilárd tumor tömegek nőnek az aberráns reziduális feszültségek fokozatos felhalmozódása miatt, amelyek megváltoztatják a természetes mechanikai tulajdonságokat az általános intratumorális merevség növekedése miatt, és a tumor szklerózis gyakran meghatározó tényezővé válik daganat kimutatása.
Ezeket a szempontokat szem előtt tartva elemezzük a normál szöveti környezetben növekvő rugalmas gömbzárványokként modellezett tumorszferoidok szonodinamikai válaszát.Pontosabban, a daganat stádiumához kapcsolódó rugalmas tulajdonságokat egyes szerzők korábbi munkáiban kapott elméleti és kísérleti eredményei alapján határozták meg.Közülük a heterogén közegben in vivo növesztett szolid tumorszferoidok evolúcióját nemlineáris mechanikai modellek 41, 43, 44 alkalmazásával, fajok közötti dinamikával kombinálva tanulmányozták a tumortömegek kialakulásának és a kapcsolódó intratumorális stressznek az előrejelzésére.Mint fentebb említettük, a növekedés (pl. rugalmatlan előfeszítés) és a maradék feszültség a tumor anyag tulajdonságainak fokozatos átalakulását okozza, ezáltal megváltoztatja az akusztikus válaszát is.Fontos megjegyezni, hogy a ref.41 a növekedés és a szilárd stressz együttes evolúcióját a daganatokban állatmodelleken végzett kísérleti kampányokban igazolták.Különösen a különböző szakaszokban reszekált emlődaganat-tömegek merevségének összehasonlítása azzal a merevséggel, amelyet hasonló körülmények in silico reprodukálásával nyertünk egy gömb alakú végeselemes modellen, azonos méretekkel és figyelembe véve a megjósolt reziduális feszültségmezőt, megerősítette a javasolt módszert. modell érvényessége..Ebben a munkában a korábban megszerzett elméleti és kísérleti eredményeket felhasználjuk egy új kidolgozott terápiás stratégia kidolgozásához.Itt különösen a megfelelő evolúciós rezisztencia-tulajdonságokkal rendelkező előrejelzett méreteket számítottuk ki, amelyeket így arra használtunk, hogy megbecsüljük azokat a frekvenciatartományokat, amelyekre a gazdakörnyezetbe beágyazott tumortömegek érzékenyebbek.Ennek érdekében így megvizsgáltuk a tumortömeg dinamikus viselkedését különböző stádiumokban, különböző stádiumokban vett akusztikus indikátorok figyelembevételével az ultrahangos ingerekre adott válaszként általánosan elfogadott szórási elvnek megfelelően, és kiemelve a szferoid lehetséges rezonáns jelenségeit. .daganattól és gazdaszervezettől függően A szövetek közötti merevség növekedéstől függő különbségei.
Így a tumortömegeket \(a\) sugarú rugalmas gömbökként modellezték a gazdaszervezetet körülvevő rugalmas környezetében kísérleti adatok alapján, amelyek azt mutatták, hogy a terjedelmes rosszindulatú struktúrák hogyan nőnek in situ gömb alakúak.Hivatkozva az 1. ábrára, a \(\{ r,\theta ,\varphi \}\) gömbkoordinátákkal (ahol \(\theta\) és \(\varphi\) az anomália szögét és azimutszögét jelöli), a tumor tartományt foglal el Régió beágyazott egészséges térbe \({\mathcal {V}}_{T}=\{ (r,\theta ,\varphi ):r\le a\}\) határtalan régió \({\mathcal { V} }_{H} = \{ (r,\theta,\varphi):r > a\}\).Hivatkozva a kiegészítő információkra (SI) a matematikai modell teljes leírása érdekében, amely a jól megalapozott elasztodinamikus alapon alapul számos irodalomban45, 46, 47, 48, itt egy tengelyszimmetrikus oszcillációs móddal jellemezhető problémát tekintünk.Ez a feltételezés azt jelenti, hogy a tumoron és az egészséges területeken belül minden változó független a \(\varphi\) azimutális koordinátától, és nem fordul elő torzulás ebben az irányban.Következésképpen az eltolási és feszültségmezőket két skaláris potenciálból kaphatjuk meg \(\phi = \hat{\phi}\left( {r,\theta} \right)e^{{ – i \omega {\kern 1pt } t }}\) és \(\chi = \hat{\chi }\left( {r,\theta } \right)e^{{ – i\omega {\kern 1pt} t }}\) , ezek egy longitudinális hullámhoz és egy nyíróhullámhoz viszonyítva a t egybeesési idő a lökés \(\theta \) és a beeső hullám iránya és a helyzetvektor közötti szög között \({\mathbf {x))\) ( amint az 1. ábrán látható) és \(\omega = 2\pi f\) a szögfrekvencia.Konkrétan a beeső mezőt a \(\phi_{H}^{(in)}\) síkhullám modellezi (amely szintén az SI rendszerben szerepel az (A.9) egyenletben), amely a test térfogatába terjed. törvény kifejezése szerint
ahol \(\phi_{0}\) az amplitúdó paraméter.Egy beeső síkhullám (1) szférikus kiterjesztése gömbi hullámfüggvénnyel a standard argumentum:
Ahol \(j_{n}\) az első típusú \(n\) rendű gömb alakú Bessel-függvény, \(P_{n}\) pedig a Legendre-polinom.A befektetési gömb beeső hullámának egy része szétszóródik a környező közegben és átfedi a beeső mezőt, míg a másik része a gömb belsejében szóródik, hozzájárulva annak rezgéséhez.Ehhez a \(\nabla^{2} \hat{\phi } + k_{1}^{2} {\mkern 1mu} \hat{\phi } = 0\,\ hullámegyenlet harmonikus megoldásait ) és \ (\ nabla^{2} {\mkern 1mu} \hat{\chi } + k_{2}^{2} \hat{\chi } = 0\), például Eringen45 (lásd még SI) ) daganatot és egészséges területeket jelezhet.Különösen a szórt tágulási hullámok és a gazdaközegben \(H\) generált izovolumhullámok engedik be saját potenciális energiájukat:
Ezek közül az első típusú \(h_{n}^{(1)}\) gömb alakú Hankel-függvény a kimenő szórt hullám figyelembevételére szolgál, valamint a \(\alpha_{n}\) és \(\beta_{ n}\ ) az ismeretlen együtthatók.az egyenletben.A (2)–(4) egyenletekben a \(k_{H1}\) és \(k_{H2}\) kifejezések a ritkulás és a keresztirányú hullámok hullámszámát jelölik a test fő területén ( lásd SI).A daganaton belüli kompressziós mezőknek és eltolódásoknak van formája
Ahol \(k_{T1}\) és \(k_{T2}\) a hosszirányú és keresztirányú hullámszámot jelenti a tumor régióban, az ismeretlen együtthatók pedig \(\gamma_{n} {\mkern 1mu}\) , \(\ eta_{n} {\mkern 1mu}\).Ezen eredmények alapján a nem nulla radiális és kerületi elmozdulási összetevők jellemzőek a vizsgált probléma egészséges régióira, mint például \(u_{Hr}\) és \(u_{H\theta}\) (\(u_{ H\ varphi }\ ) a szimmetriafeltevésre már nincs szükség) — a \(u_{Hr} = \partial_{r} \left( {\phi + \partial_{r} (r\chi ) relációból kaphatjuk meg) } \jobbra) + k_}^{2 } {\mkern 1mu} r\chi\) és \(u_{H\theta} = r^{- 1} \partial_{\theta} \left({\phi + \partial_{r } ( r\chi ) } \right)\) \(\phi = \phi_{H}^{(in)} + \phi_{H}^{(s)}\) és \) (\chi = \chi_ {H}^ {(s)}\) (a részletes matematikai levezetést lásd az SI-ben).Hasonlóképpen, a \(\phi = \phi_{T}^{(s)}\) és a \(\chi = \chi_{T}^{(s)}\) lecserélése {Tr} = \partial_{r} \left( {\phi + \partial_{r} (r\chi)} \right) + k_{T2}^{2} {\mkern 1mu} r\chi\) és \(u_{T\theta} = r^{-1}\partial _{\theta }\left({\phi +\partial_{r}(r\chi )}\jobbra)\).
(Bal) Egészséges környezetben nőtt gömb alakú daganat geometriája, amelyen keresztül egy beeső mező terjed, (jobbra) A tumor-gazdasejt merevség arányának megfelelő alakulása a tumor sugarának függvényében, közölt adatok (Carotenuto et al. 41 alapján) A kompressziós tesztekben in vitro MDA-MB-231 sejtekkel beoltott szilárd emlőtumorokból nyertük.
Lineáris rugalmas és izotróp anyagokat feltételezve az egészséges és a daganatos régiókban a nullától eltérő feszültségkomponensek, azaz \(\sigma_{Hpq}\) és \(\sigma_{Tpq}\) megfelelnek az általánosított Hooke-törvénynek, mivel ott különböző Lamé modulusok, amelyek a gazdaszervezet és a tumor rugalmasságát jellemzik, jelölése \(\{ \mu_{H},\,\lambda_{H} \}\) és \(\{ \mu_{T},\, \lambda_ {T} \ }\) (lásd az (A.11) egyenletet az SI-ben ábrázolt feszültségkomponensek teljes kifejezéséhez).Különösen a 41. hivatkozásban szereplő és az 1. ábrán bemutatott adatok szerint a növekvő daganatok változást mutattak a szöveti rugalmassági állandókban.Így a gazda- és tumorrégiók elmozdulásait és feszültségeit teljesen egy ismeretlen konstans halmazig határozzák meg \({{ \varvec{\upxi}}}_{n} = \{ \alpha_{n} ,{\mkern 1mu } \ beta_{ n} {\mkern 1mu} \gamma_{n} ,\eta_{n} \}\ ) elméletileg végtelen méretei.Ezen együttható vektorok megtalálásához megfelelő interfészeket és peremfeltételeket vezetünk be a daganat és az egészséges területek között.Tökéletes kötődést feltételezve a tumor-gazda interfészen \(r = a\), az elmozdulások és feszültségek folyamatossága a következő feltételeket követeli meg:
A (7) rendszer végtelen megoldású egyenletrendszert alkot.Ezenkívül minden peremfeltétel a \(\theta\) anomáliától függ.A határérték-probléma teljes algebrai feladattá redukálása \(N\) zárt rendszerek halmazával, amelyek mindegyike az ismeretlenben található \({{\varvec{\upxi}}}_{n} = \{ \alpha_ {n},{ \mkern 1mu} \beta_{n} {\mkern 1mu} \gamma_{n}, \eta_{n} \}_{n = 0,…,N}\) (a \ ( N \) \infty \-re), elméletileg), és az egyenletek trigonometrikus tagoktól való függésének kiküszöbölésére az interfész feltételeket gyenge formában írjuk fel a Legendre-polinomok ortogonalitása segítségével.Konkrétan a (7)1,2 és (7)3,4 egyenletet meg kell szorozni \(P_{n} \left( {\cos \theta} \right)\) és \(P_{n}^{ 1} \left( { \cos\theta}\right)\), majd integrálja a \(0\) és \(\pi\) közé matematikai azonosságokkal:
Így a (7) interfészfeltétel egy másodfokú algebrai egyenletrendszert ad vissza, amely mátrix formában a következőképpen fejezhető ki: \({\mathbb{D}}_{n} (a) \cdot {{\varvec{\upxi }} } _{ n} = {\mathbf{q}}_{n} (a)\), és a Cramer-szabály megoldásával kapja meg az ismeretlen \({{\varvec{\upxi}}}_{n}\ ) értéket.
A gömb által szórt energiaáram becsléséhez és a gazdaközegben terjedő szórt tér adatai alapján annak akusztikus válaszára vonatkozó információk megszerzéséhez egy akusztikus mennyiségre van szükség, amely egy normalizált bisztatikus szórási keresztmetszet.A szórt jel által továbbított akusztikus teljesítmény és a beeső hullám által hordozott energiamegosztás közötti arányt különösen a szórási keresztmetszet fejezi ki.Ebből a szempontból a \(\left| {F_{\infty} \left(\theta \right)} \right|^{2}\) alakfüggvény nagysága az akusztikai mechanizmusok tanulmányozásában gyakran használt mennyiség folyadékba vagy szilárd anyagba ágyazott Tárgyak szórása az üledékben.Pontosabban, az alakfüggvény amplitúdója az egységnyi területre eső \(ds\) differenciális szórási keresztmetszet, amely a beeső hullám terjedési irányának normálisával tér el:
ahol \(f_{n}^{pp}\) és \(f_{n}^{ps}\) a modális függvényt jelöli, amely a longitudinális hullám és a szórt hullám hatványainak arányára vonatkozik a a fogadó közegben beeső P-hullámot a következő kifejezésekkel adjuk meg:
A parciális hullámfüggvények (10) a rezonanciaszórási elmélet (RST) 49,50,51,52 szerint önállóan tanulmányozhatók, amely lehetővé teszi a célrugalmasság és a teljes szórt tér elválasztását a különböző módusok vizsgálatakor.E módszer szerint a modális alakfüggvény két egyenlő rész összegére bontható, nevezetesen \(f_{n} = f_{n}^{(res)} + f_{n}^{(b)}\ ) a rezonáns, illetve nem rezonáns háttéramplitúdóhoz kapcsolódnak.A rezonáns mód alakfüggvénye a célpont válaszához, míg a háttér általában a szóró alakjához kapcsolódik.Az egyes módusokhoz tartozó cél első formánsának észleléséhez a modális rezonancia alakzat függvény amplitúdója \(\left| {f_{n}^{(res)} \left( \theta \right)} \right|\ ) kemény hátteret feltételezve számítjuk, amely rugalmas hordozóanyagban lévő áthatolhatatlan gömbökből áll.Ezt a hipotézist az a tény indokolja, hogy általában a merevség és a sűrűség is növekszik a tumortömeg növekedésével a reziduális nyomófeszültség miatt.Így súlyos növekedési szinten az impedancia arány \(\rho_{T} c_{1T} /\rho_{H} c_{1H}\) várhatóan 1-nél nagyobb lesz a legtöbb makroszkopikus szolid tumor esetében, amelyek lágyan fejlődnek. szövetek.Például Krouskop et al.53-ban a prosztataszövetben a rákos és a normál modulus aránya körülbelül 4, míg az emlőszövetminták esetében ez az érték 20-ra nőtt.Ezek az összefüggések elkerülhetetlenül megváltoztatják a szövet akusztikus impedanciáját, amint azt az elasztográfiai analízis is kimutatta54, 55, 56, és összefüggésbe hozható a tumor hiperproliferációja által okozott lokalizált szövetvastagsággal.Ezt a különbséget kísérletileg is megfigyelték a különböző stádiumokban növesztett emlődaganat blokkok egyszerű kompressziós tesztjeivel32, és az anyag átmodellezése jól követhető a nem lineárisan növekvő daganatok prediktív fajok közötti modelljeivel43,44.A kapott merevségi adatok közvetlenül összefüggenek a szolid tumorok Young-modulusának alakulásával a következő képlet szerint: \(E_{T} = S\left( {1 – \nu ^{2} } \right)/a\sqrt \ varepsilon\ )( \(a\) sugarú gömbök, \(S\) merevség és \(\nu\) Poisson-arány két merev lemez 57 között, amint az 1. ábrán látható).Így lehetséges a daganat és a gazdaszervezet akusztikus impedancia mérése különböző növekedési szinteken.Az 1. ábrán látható, a normál szövet 2 kPa-nak megfelelő modulusával összehasonlítva az emlődaganatok rugalmassági modulusa a körülbelül 500-1250 mm3 térfogattartományban körülbelül 10 kPa-ról 16 kPa-ra nőtt, ami összhangban van a közölt adatokkal.az 58., 59. hivatkozásban azt találták, hogy a nyomás az emlőszövetmintákban 0,25–4 kPa, eltűnő előkompresszió mellett.Tegyük fel azt is, hogy egy szinte összenyomhatatlan szövet Poisson-aránya 41,60, ami azt jelenti, hogy a szövet sűrűsége nem változik jelentősen a térfogat növekedésével.Különösen az átlagos tömegsűrűséget \(\rho = 945\,{\text{kg}}\,{\text{m}}^{ – 3}\)61 használjuk.Ezekkel a szempontokkal a merevség háttérmódot vehet fel a következő kifejezéssel:
Ahol az ismeretlen állandó \(\widehat{{{\varvec{\upxi))))_{n} = \{\delta_{n} ,\upsilon_{n} \}\) kiszámítható a folytonosság figyelembevételével torzítás ( 7 )2,4, azaz a \(\widehat{{\mathbb{D}}}_{n} (a) \cdot \widehat{({\varvec{\upxi}}) algebrai rendszer megoldásával } } _{n } = \widehat{{\mathbf{q}}}_{n} (a)\) kiskorúak részvételével\(\widehat{{\mathbb{D}}}_{n} (a) = \ { { \ mathbb{D}}_{n} (a)\}_{{\{ (1,3),(1,3)\} }}\) és a megfelelő egyszerűsített oszlopvektor\(\widehat { {\mathbf {q}}}_{n} (а)\). Alapvető ismereteket nyújt a (11) egyenletről, a visszaszórási rezonancia mód függvényének két amplitúdójáról \(\left| {f_{n}^{{). \left( {res} \right)\,pp}} \left( \theta \right)} \right| = \left|{f_{n}^{pp} \left( \theta \right) – f_{ n}^{pp(b)} \left( \theta \right)} \right|\) és \( \left|{f_{n}^{{\left( {res} \right)\,ps} } \left( \theta \right)} \right|= \left|{f_{n}^{ps} \left( \theta \right) – f_{n}^{ps(b)} \left( \ theta \right)} \right|\) P-hullám gerjesztésre, illetve P-, illetve S-hullám reflexióra utal.Továbbá az első amplitúdó becslése \(\theta = \pi\), a második amplitúdó pedig \(\theta = \pi/4\).Különféle összetételi tulajdonságok betöltésével.A 2. ábrán látható, hogy a kb. 15 mm átmérőig terjedő tumorszferoidok rezonáns jellemzői főként az 50-400 kHz-es frekvenciasávban koncentrálódnak, ami azt jelzi, hogy lehetőség nyílik alacsony frekvenciájú ultrahang alkalmazására rezonáns tumorgerjesztés indukálására.sejteket.Sok.Ebben a frekvenciasávban az RST analízis egymódusú formánsokat tárt fel az 1-6 módusokhoz, amelyeket a 3. ábra emel ki. Itt mind a pp-, mind a ps-szórt hullámok az első típusú formánsokat mutatják, amelyek nagyon alacsony frekvenciákon fordulnak elő, amelyek körülbelül 20 kHz az 1-es módban és körülbelül 60 kHz n = 6 esetén, ami nem mutat szignifikáns különbséget a gömb sugarában.A ps rezonanciafüggvény ekkor lecseng, míg a nagy amplitúdójú pp formánsok kombinációja körülbelül 60 kHz-es periodicitást biztosít, ami nagyobb frekvenciaeltolódást mutat növekvő üzemmódszámmal.Minden elemzést Mathematica®62 számítástechnikai szoftverrel végeztünk.
A különböző méretű emlődaganatok moduljából kapott visszaszórási forma függvények az 1. ábrán láthatók, ahol a módus szuperpozíció figyelembevételével a legmagasabb szórási sávok vannak kiemelve.
A kiválasztott módusok rezonanciái \(n = 1\) és \(n = 6\) között, a P-hullám gerjesztése és reflexiója alapján számítva különböző tumorméreteknél (fekete görbék innen: \(\bal | {f_{ n} ^ {{\ left( {res} \right)\,pp}} \left( \pi \right)} \right| = \left| {f_{n}^{pp} \left ( \pi \ right) –. f_{n }^{pp(b)} \left( \pi \right)} \right|\)) és P-hullám gerjesztés és S-hullám reflexió (szürke görbék, amelyeket modális alakfüggvény ad meg \( \left | { f_{n }^{{\left( {res} \right)\,ps}} \left( {\pi /4} \right)} \right| = \left| \left( {\pi /4} \right) – f_{n}^{ps(b)} \left( {\pi /4} \right)} \right |\)).
Ennek az előzetes analízisnek a távoli terjeszkedési feltételeit alkalmazó eredményei a következő numerikus szimulációkban segíthetik a hajtás-specifikus meghajtási frekvenciák kiválasztását a mikrovibrációs stressz tömegre gyakorolt ​​hatásának tanulmányozására.Az eredmények azt mutatják, hogy az optimális frekvenciák kalibrálása stádium-specifikus lehet a tumornövekedés során, és növekedési modellek eredményei alapján meghatározható a betegségterápiában használt biomechanikai stratégiák kialakítása a szöveti átépülés helyes előrejelzésére.
A nanotechnológia terén elért jelentős előrelépések arra késztetik a tudományos közösséget, hogy új megoldásokat és módszereket találjanak miniatürizált és minimálisan invazív orvosi eszközök kifejlesztésére in vivo alkalmazásokhoz.Ebben az összefüggésben a LOF technológia figyelemre méltó képességet mutatott az optikai szálak képességeinek bővítésére, lehetővé téve új, minimálisan invazív száloptikai eszközök kifejlesztését élettudományi alkalmazásokhoz21, 63, 64, 65. A 2D és 3D anyagok integrálásának ötlete A kívánt kémiai, biológiai és optikai tulajdonságokkal rendelkező optikai szálak 25 oldalain és/vagy 64 végein a nanoméretű teljes térbeli szabályozással a száloptikai nanooptódok új osztályának megjelenéséhez vezet.számos diagnosztikai és terápiás funkcióval rendelkezik.Érdekes módon az optikai szálak geometriai és mechanikai tulajdonságaik (kis keresztmetszet, nagy oldalarány, rugalmasság, kis tömeg) és az anyagok (általában üveg vagy polimerek) biokompatibilitása miatt jól alkalmazhatók tűkbe és katéterekbe való behelyezésre.Orvosi alkalmazások20, amelyek megnyitják az utat a „tűkórház” új víziója előtt (lásd 4. ábra).
Valójában a LOF technológia nyújtotta szabadsági fokoknak köszönhetően a különböző fémes és/vagy dielektromos anyagokból készült mikro- és nanostruktúrák integrálásával az optikai szálak megfelelően funkcionalizálhatók speciális alkalmazásokhoz, amelyek gyakran támogatják a rezonáns módusú gerjesztést., A 21 fénymező erősen helyezkedik el.A fénynek egy szubhullámhossz-skálán történő visszatartása, gyakran kémiai és/vagy biológiai feldolgozással63 kombinálva, valamint érzékeny anyagok, például intelligens polimerek65,66 integrálása javíthatja a fény és az anyag kölcsönhatásának szabályozását, ami hasznos lehet terápiás célokra.Az integrált komponensek/anyagok típusának és méretének megválasztása nyilvánvalóan a kimutatandó fizikai, biológiai vagy kémiai paraméterektől függ21,63.
A LOF szondák integrálása a test meghatározott helyeire irányított orvosi tűkbe lehetővé teszi a helyi folyadék- és szövetbiopsziákat in vivo, lehetővé téve az egyidejű helyi kezelést, csökkentve a mellékhatásokat és növelve a hatékonyságot.A lehetséges lehetőségek közé tartozik a keringő különböző biomolekulák, köztük a rák kimutatása.biomarkerek vagy mikroRNS-ek (miRNS-ek)67, rákos szövetek azonosítása lineáris és nemlineáris spektroszkópiával, például Raman-spektroszkópia (SERS)31, nagy felbontású fotoakusztikus képalkotás22, 28,68, lézeres műtét és abláció69, valamint lokális bejuttatású gyógyszerek fény segítségével27 és a tűk automatikus vezetése az emberi testbe20.Érdemes megjegyezni, hogy bár az optikai szálak használatával elkerülhetőek az elektronikus alkatrészekre épülő „klasszikus” módszerek jellemző hátrányai, mint például az elektromos csatlakozások szükségessége és az elektromágneses interferencia jelenléte, ez lehetővé teszi a különböző LOF érzékelők hatékony integrálását rendszer.egyetlen orvosi tű.Különös figyelmet kell fordítani az olyan káros hatások csökkentésére, mint a környezetszennyezés, az optikai interferencia, a különböző funkciók közötti áthallást okozó fizikai akadályok.Ugyanakkor az is igaz, hogy sok említett funkciónak nem kell egyszerre aktívnak lennie.Ez a szempont lehetővé teszi az interferencia legalább csökkentését, ezáltal korlátozva az egyes szondák teljesítményére és az eljárás pontosságára gyakorolt ​​negatív hatást.Ezek a megfontolások lehetővé teszik számunkra, hogy a „tű a kórházban” koncepciót egyszerű vízióként tekintsük, amely szilárd alapot teremt a terápiás tűk következő generációjához az élettudományokban.
Tekintettel a jelen cikkben tárgyalt konkrét alkalmazásra, a következő részben numerikusan megvizsgáljuk az orvosi tű azon képességét, hogy ultrahanghullámokat irányítson az emberi szövetekbe a tengelye mentén történő terjedésükkel.
Az ultrahanghullámok vízzel megtöltött és lágyszövetekbe szúrt orvosi tűn keresztüli terjedését (lásd az 5a. ábrán látható diagramot) a végeselem-módszeren (FEM)70 alapuló kereskedelmi Comsol Multiphysics szoftverrel modellezték, ahol a tűt és a szövetet modellezték. mint lineáris rugalmas környezet.
Az 5b. ábrára hivatkozva a tűt üreges hengerként (más néven „kanülként”) modellezték, amely rozsdamentes acélból készül, amely az orvosi tűk szabványos anyaga71.Közelebbről, Young-modulussal E = 205 GPa, Poisson-aránnyal ν = 0,28 és sűrűséggel ρ = 7850 kg m −372,73.Geometriailag a tűt L hosszúság, D belső átmérő (más néven „hézag”) és t falvastagság jellemzi.Ezenkívül a tű hegye a hosszirányhoz (z) képest α szöget zár be.A víz térfogata lényegében megfelel a tű belső részének alakjának.Ebben az előzetes analízisben azt feltételeztük, hogy a tű teljesen elmerül egy szöveti régióban (amely feltételezhetően korlátlanul nyúlik), rs sugarú gömbként modellezve, amely 85 mm-en állandó maradt az összes szimuláció során.Részletesebben, a gömb alakú régiót egy tökéletesen illeszkedő réteggel (PML) fejezzük be, amely legalább csökkenti a „képzelt” határokról visszaverődő nem kívánt hullámokat.Ezután úgy választottuk az rs sugarat, hogy a gömbi tartományhatár elég távol legyen a tűtől ahhoz, hogy ne befolyásolja a számítási megoldást, és elég kicsi ahhoz, hogy ne befolyásolja a szimuláció számítási költségét.
Az f frekvencia és az A amplitúdó harmonikus hosszanti eltolódása a ceruza geometriájának alsó határára vonatkozik;ez a helyzet a szimulált geometriára alkalmazott bemeneti ingert jelenti.A tű fennmaradó határain (szövettel és vízzel érintkezve) az elfogadott modell két fizikai jelenség közötti kapcsolatot tartalmaz, amelyek közül az egyik a szerkezeti mechanikához kapcsolódik (a tű területére vonatkozóan), és a másik a szerkezeti mechanikához.(a acicularis régióra), így a megfelelő feltételeket az akusztikára (vízre és az acicularis régióra) kell támasztani74.Különösen a tű ülékére kifejtett kis rezgések okoznak kis feszültségzavarokat;így feltételezve, hogy a tű rugalmas közegként viselkedik, az U elmozdulásvektor a (Navier)75 elasztodinamikus egyensúlyi egyenletből becsülhető.A tű szerkezeti oszcillációi a benne lévő (modellünkben stacionáriusnak tekintett) víznyomás változását idézik elő, aminek következtében a hanghullámok a tű hosszirányában terjednek, lényegében a Helmholtz-egyenletnek engedelmeskedve76.Végül, feltételezve, hogy a szövetekben a nemlineáris hatások elhanyagolhatóak, és a nyíróhullámok amplitúdója sokkal kisebb, mint a nyomáshullámok amplitúdója, a Helmholtz-egyenlet felhasználható az akusztikus hullámok lágyszövetekben való terjedésének modellezésére is.E közelítés után a szövetet 1000 kg/m3 sűrűségű és 1540 m/s hangsebességű folyadéknak77 tekintjük (a frekvenciafüggő csillapító hatásokat figyelmen kívül hagyva).E két fizikai tér összekapcsolásához biztosítani kell a normál mozgás folytonosságát a szilárd és a folyadék határán, a nyomás és a feszültség közötti statikus egyensúlyt a szilárd test határára merőlegesen, valamint a tangenciális feszültséget a szilárd test határán. a folyadéknak nullával kell egyenlőnek lennie.75 .
Elemzésünkben az akusztikus hullámok tű mentén stacionárius körülmények között történő terjedését vizsgáljuk, különös tekintettel a tű geometriájának a szöveten belüli hullámok kibocsátására gyakorolt ​​hatására.Különösen a D tű belső átmérőjének, az L hossznak és az α ferdeszögnek a hatását vizsgáltuk úgy, hogy a t vastagságot 500 µm-en rögzítettük minden vizsgált esetben.Ez a t értéke közel áll a kereskedelmi tűk tipikus szabványos falvastagságához (71).
Az általánosság elvesztése nélkül a tű tövére alkalmazott harmonikus elmozdulás f frekvenciáját 100 kHz-nek vettük, az A amplitúdója pedig 1 μm.A frekvenciát 100 kHz-re állítottuk be, ami összhangban van a „Gömb alakú tumortömegek szórásanalízise a növekedéstől függő ultrahangfrekvenciák becsléséhez” című részben megadott analitikai becslésekkel, ahol a tumortömegek rezonanciaszerű viselkedését találták Az 50-400 kHz-es frekvenciatartomány, a legnagyobb szórási amplitúdó alacsonyabb, 100-200 kHz körüli frekvenciákon koncentrálódik (lásd 2. ábra).
Az első vizsgált paraméter a tű belső átmérője D volt.Az egyszerűség kedvéért a tű üregében lévő akusztikus hullámhossz egész töredékeként definiáljuk (azaz vízben λW = 1,5 mm).Valójában az adott geometriával jellemezhető eszközökben (például egy hullámvezetőben) a hullámterjedés jelensége gyakran függ az alkalmazott geometria jellemző méretétől a terjedő hullám hullámhosszához képest.Ezen túlmenően, az első elemzésben annak érdekében, hogy jobban hangsúlyozzuk a D átmérőnek az akusztikus hullám tűn keresztüli terjedésére gyakorolt ​​hatását, egy lapos csúcsot vettünk figyelembe, amely α = 90° szöget állított be.Az elemzés során az L tűhosszt 70 mm-re rögzítettük.
ábrán.A 6a. ábra az átlagos hangintenzitást mutatja a dimenzió nélküli SD skálaparaméter függvényében, azaz D = λW/SD, egy 10 mm-es sugarú gömbben kiértékelve, amely a megfelelő tűhegy közepén van.Az SD skálázási paraméter 2-ről 6-ra változik, azaz 7,5 mm és 2,5 mm közötti D értékeket veszünk figyelembe (f = 100 kHz-en).A kínálat tartalmazza a rozsdamentes acél orvosi tűk standard 71-es értékét is.Amint az várható volt, a tű belső átmérője befolyásolja a tű által kibocsátott hang intenzitását, a maximális érték (1030 W/m2) megfelel a D = λW/3-nak (azaz D = 5 mm) és a csökkenő tendencia csökkenő tendenciával. átmérő.Figyelembe kell venni, hogy a D átmérő egy olyan geometriai paraméter, amely az orvostechnikai eszköz invazivitását is befolyásolja, így ez a kritikus szempont nem hagyható figyelmen kívül az optimális érték kiválasztásakor.Ezért, bár a D csökkenése az akusztikus intenzitás szövetekben való alacsonyabb átvitele miatt következik be, a következő vizsgálatok esetében az átmérő D = λW/5, azaz D = 3 mm (megfelel a 11G71 szabványnak f = 100 kHz-en) , ésszerű kompromisszumnak tekinthető az eszköz tolakodó képessége és a hangintenzitás átvitele között (átlagosan körülbelül 450 W/m2).
A tű (laposnak tekinthető) hegye által kibocsátott hang átlagos intenzitása a tű belső átmérőjétől (a), hosszától (b) és α (c) ferdeszögétől függően.A hossza (a, c) 90 mm, átmérője (b, c) 3 mm.
A következő elemezni kívánt paraméter az L tű hossza. Az előző esettanulmánynak megfelelően egy α = 90°-os ferde szöget veszünk figyelembe, és a hosszt a víz hullámhosszának többszöröseként skálázzuk, azaz tekintsük L = SL λW .Az SL dimenzió nélküli skálaparaméter 3-ról 7-re módosul, így a tű hegye által kibocsátott hang átlagos intenzitását becsüljük meg a 4,5-10,5 mm-es hossztartományban.Ez a tartomány tartalmazza a kereskedelmi tűk tipikus értékeit.Az eredmények az ábrán láthatók.A 6b. ábra azt mutatja, hogy a tű L hossza nagyban befolyásolja a hangintenzitás átvitelét a szövetekben.Konkrétan ennek a paraméternek az optimalizálása tette lehetővé az átvitel körülbelül egy nagyságrenddel történő javítását.Valójában az elemzett hossztartományban az átlagos hangintenzitás 3116 W/m2 helyi maximumot vesz fel SL = 4 (azaz L = 60 mm) mellett, a másik pedig SL = 6 (azaz L = 90) mm).
Miután megvizsgáltuk a tű átmérőjének és hosszának az ultrahang terjedésére gyakorolt ​​hatását hengeres geometriában, a ferdeszögnek a hangintenzitás szövetekben történő átvitelére gyakorolt ​​​​hatását vizsgáltuk.A szálcsúcsból kisugárzó hang átlagos intenzitását az α szög függvényében értékeltük, értékét 10°-ról (éles hegy) 90°-ra (lapos csúcs) változtatva.Ebben az esetben az integráló gömb sugara a tű figyelembe vett hegye körül 20 mm volt, így minden α értéknél a tű hegye beleszámított az átlagból számított térfogatba.
ábrán látható módon.A 6c. ábrán látható, amikor a hegy éles, azaz amikor α 90°-tól kezdve csökken, az átvitt hang intenzitása növekszik, és eléri a kb. 1,5 × 105 W/m2 maximális értéket, ami α = 50°-nak felel meg, azaz 2 egy nagyságrenddel magasabb a lapos állapothoz képest.A csúcs további élezésével (azaz α 50° alatt) a hangintenzitás csökken, és olyan értékeket ér el, amelyek összehasonlíthatók a lapított csúcséval.Mindazonáltal, bár a ferde szögek széles skáláját vettük figyelembe szimulációinkban, érdemes megfontolni, hogy a tű hegyének élezése szükséges a tű szövetbe való beszúrásának megkönnyítése érdekében.Valójában egy kisebb ferdeszög (körülbelül 10°) csökkentheti a szövetbe való behatoláshoz szükséges 78 erőt.
A szöveten belül átvitt hangintenzitás értékén túl a ferdeszög is befolyásolja a hullámterjedés irányát, amint azt a 7a (lapos csúcs) és 3b (10°-os) hangnyomásszint-grafikonok is mutatják. ).ferde csúcs), párhuzamos A hosszirányt a szimmetriasíkban értékeljük (yz, vö. 5. ábra).E két megfontolás szélsőségében a hangnyomásszint (amelyet 1 µPa-nak nevezünk) főként a tűüregben koncentrálódik (azaz a vízben), és a szövetbe sugárzik.Részletesebben, lapos csúcs esetén (7a. ábra) a hangnyomásszint eloszlása ​​a hosszirányhoz képest tökéletesen szimmetrikus, a testet kitöltő vízben pedig állóhullámok különböztethetők meg.A hullám hosszirányban (z-tengely) orientált, az amplitúdó vízben éri el a maximális értékét (kb. 240 dB) és keresztirányban csökken, ami kb. 20 dB-es csillapításhoz vezet a tű középpontjától 10 mm távolságban.Ahogy az várható volt, a hegyes csúcs bevezetése (7b. ábra) megtöri ezt a szimmetriát, és az állóhullámok antinódusai a tű hegyének megfelelően „elhajlanak”.Úgy tűnik, ez az aszimmetria befolyásolja a tű hegyének sugárzási intenzitását, amint azt korábban leírtuk (6c. ábra).Ennek a szempontnak a jobb megértése érdekében az akusztikus intenzitást a tű hosszirányára merőleges vágási vonal mentén értékeltük, amely a tű szimmetriasíkjában helyezkedik el, és a tű hegyétől 10 mm távolságra ( eredmények a 7c. ábrán).Pontosabban, a 10°-os, 20°-os és 30°-os ferde szögeknél mért hangintenzitás-eloszlásokat (kék, piros és zöld folytonos vonalak) hasonlítottuk össze a lapos véghez közeli eloszlással (fekete pontozott görbék).A lapos végű tűkhöz kapcsolódó intenzitáseloszlás szimmetrikusnak tűnik a tű közepére.Közelebbről kb. 1420 W/m2 értéket vesz fel középen, kb. 300 W/m2 túlfolyást ~8 mm távolságban, majd kb. 30 mm-nél kb. 170 W/m2 értékre csökken. .Ahogy a csúcs hegyessé válik, a központi lebeny több, különböző intenzitású lebenyre oszlik.Pontosabban, amikor α 30° volt, három szirmot lehetett egyértelműen megkülönböztetni a profilban a tű hegyétől 1 mm-re mérve.A középső majdnem a tű közepén van, és becsült értéke 1850 W / m2, a jobb oldali magasabb pedig körülbelül 19 mm-re van a középponttól, és eléri a 2625 W / m2-t.α = 20°-nál 2 fő lebeny van: egy -12 mm-enként 1785 W/m2-nél és egy 14 mm-enként 1524 W/m2-nél.Amikor a csúcs élesebbé válik, és a szög eléri a 10°-ot, körülbelül -20 mm-nél eléri a 817 W/m2 maximumot, és további három, valamivel kisebb intenzitású lebeny látható a profil mentén.
Lapos végű (a) és 10°-os ferde tű (b) hangnyomásszintje az y–z szimmetriasíkban.(c) Az akusztikus intenzitás eloszlása ​​a tű hosszirányára merőleges vágási vonal mentén, a tű hegyétől 10 mm távolságra és az yz szimmetriasíkban fekve.Az L hossza 70 mm, a D átmérője 3 mm.
Összességében ezek az eredmények azt mutatják, hogy az orvosi tűk hatékonyan használhatók 100 kHz-es ultrahang lágyszövetekbe történő továbbítására.A kibocsátott hang intenzitása a tű geometriájától függ, és optimalizálható (a végberendezés invazivitása által támasztott korlátok függvényében) 1000 W/m2 tartományban (10 mm-nél).a tű aljára felhelyezve 1. Mikrométeres eltolás esetén a tűt úgy tekintjük, hogy a tű teljesen be van szúrva a végtelenül kiterjedő lágyszövetbe.Különösen a ferdeszög befolyásolja erősen a hanghullámok terjedésének intenzitását és irányát a szövetben, ami elsősorban a tűhegy metszetének merőlegességéhez vezet.
A non-invazív orvosi technikákon alapuló új daganatkezelési stratégiák kidolgozásának támogatása érdekében analitikusan és számítástechnikailag elemeztük az alacsony frekvenciájú ultrahang terjedését a daganatos környezetben.A vizsgálat első részében egy ideiglenes elasztodinamikus megoldás lehetővé tette az ultrahanghullámok szóródásának tanulmányozását ismert méretű és merevségű szolid tumorszferoidokban, a tömeg frekvenciaérzékenységének vizsgálata érdekében.Ezután több száz kilohertz nagyságrendű frekvenciákat választottak, és a rezgési stressz lokális alkalmazását a daganatos környezetben orvosi tűhajtással modellezték numerikus szimulációban az akusztikai átvitelt meghatározó fő tervezési paraméterek hatásának vizsgálatával. a műszer ereje a környezetre.Az eredmények azt mutatják, hogy az orvosi tűk hatékonyan használhatók szövetek ultrahangos besugárzására, és ennek intenzitása szorosan összefügg a tű geometriai paraméterével, az úgynevezett működő akusztikus hullámhosszal.Valójában a szöveten keresztüli besugárzás intenzitása a tű belső átmérőjének növekedésével nő, és akkor éri el a maximumot, ha az átmérő a hullámhossz háromszorosa.A tű hossza bizonyos fokú szabadságot is biztosít az expozíció optimalizálásához.Ez utóbbi eredmény valóban maximalizálható, ha a tű hosszát a működési hullámhossz egy bizonyos többszörösére (konkrétan 4 és 6) állítjuk be.Érdekes módon az érdeklődésre számot tartó frekvenciatartományban az optimalizált átmérő- és hosszértékek közel állnak a szokásos kereskedelmi tűkhöz általában használt értékekhez.A ferde szög, amely meghatározza a tű élességét, szintén befolyásolja az emissziós tényezőt, körülbelül 50°-nál éri el a csúcsot, és jó teljesítményt nyújt körülbelül 10°-nál, amelyet általában a kereskedelmi tűknél használnak..A szimulációs eredményeket a kórház intratűs diagnosztikai platformjának megvalósításához és optimalizálásához fogják felhasználni, integrálva a diagnosztikai és terápiás ultrahangot más készüléken belüli terápiás megoldásokkal, és együttműködve precíziós orvosi beavatkozásokat valósítanak meg.
Koenig IR, Fuchs O, Hansen G, von Mutius E. és Kopp MV Mi a precíziós medicina?Eur, külföldi.Journal 50, 1700391 (2017).
Collins, FS és Varmus, H. Új kezdeményezések a precíziós gyógyászatban.N. eng.J. Medicine.372, 793–795 (2015).
Hsu, W., Markey, MK és Wang, MD.Orvosbiológiai képalkotó informatika a precíziós orvoslás korszakában: eredmények, kihívások és lehetőségek.Lekvár.gyógyszer.tájékoztatni.Egyetemi adjunktus.20(6), 1010–1013 (2013).
Garraway, LA, Verweij, J. & Ballman, KV Precíziós onkológia: áttekintés.J. Clinical.Oncol.31, 1803–1805 (2013).
Wiwatchaitawee, K., Quarterman, J., Geary, S., és Salem, A. Javítás a glioblasztóma (GBM) terápiájában nanorészecskéken alapuló szállítási rendszer alkalmazásával.AAPS PharmSciTech 22, 71 (2021).
Aldape K, Zadeh G, Mansouri S, Reifenberger G és von Daimling A. Glioblastoma: patológia, molekuláris mechanizmusok és markerek.Acta Neuropathology.129(6), 829–848 (2015).
Bush, NAO, Chang, SM és Berger, MS A glioma kezelésének jelenlegi és jövőbeli stratégiái.idegsebészet.Szerk.40, 1–14 (2017).