Vă mulțumim că ați vizitat Nature.com.Utilizați o versiune de browser cu suport limitat pentru CSS.Pentru cea mai bună experiență, vă recomandăm să utilizați un browser actualizat (sau să dezactivați Modul de compatibilitate în Internet Explorer).În plus, pentru a asigura suport continuu, arătăm site-ul fără stiluri și JavaScript.
Glisoare care arată trei articole pe diapozitiv.Utilizați butoanele înapoi și următorul pentru a vă deplasa prin diapozitive sau butoanele controlerului de diapozitive de la sfârșit pentru a vă deplasa prin fiecare diapozitiv.
Pe baza intersecției interdisciplinare dintre fizică și științele vieții, strategiile diagnostice și terapeutice bazate pe medicina de precizie au atras recent o atenție considerabilă datorită aplicabilității practice a noilor metode de inginerie în multe domenii ale medicinei, în special în oncologie.În acest cadru, utilizarea ultrasunetelor pentru a ataca celulele canceroase din tumori pentru a provoca posibile daune mecanice la diferite scale atrage atenția din ce în ce mai mult din partea oamenilor de știință din întreaga lume.Luând în considerare acești factori, pe baza soluțiilor de temporizare elastodinamică și a simulărilor numerice, prezentăm un studiu preliminar al simulării computerizate a propagării ultrasunetelor în țesuturi pentru a selecta frecvențe și puteri adecvate prin iradiere locală.Noua platforma de diagnosticare pentru tehnologia de laborator On-Fiber, numita ac de spital si deja patentata.Se crede că rezultatele analizei și cunoștințele biofizice aferente ar putea deschide calea pentru noi abordări diagnostice și terapeutice integrate care ar putea juca un rol central în aplicarea medicinei de precizie în viitor, pornind din domeniile fizicii.Începe o sinergie tot mai mare între biologie.
Odată cu optimizarea unui număr mare de aplicații clinice, a început să apară treptat nevoia de a reduce efectele secundare asupra pacienților.În acest scop, medicina de precizie1, 2, 3, 4, 5 a devenit un obiectiv strategic de reducere a dozei de medicamente livrate pacienților, urmând în esență două abordări principale.Primul se bazează pe un tratament conceput în funcție de profilul genomic al pacientului.Al doilea, care devine standardul de aur în oncologie, își propune să evite procedurile sistemice de administrare a medicamentelor prin încercarea de a elibera o cantitate mică de medicament, sporind în același timp acuratețea prin utilizarea terapiei locale.Scopul final este de a elimina sau cel puțin de a minimiza efectele negative ale multor abordări terapeutice, cum ar fi chimioterapia sau administrarea sistemică de radionuclizi.În funcție de tipul de cancer, localizare, doza de radiații și alți factori, chiar și terapia cu radiații poate avea un risc inerent ridicat pentru țesutul sănătos.În tratamentul glioblastomului6,7,8,9 intervenția chirurgicală îndepărtează cu succes cancerul de bază, dar chiar și în absența metastazelor pot fi prezente multe infiltrate canceroase mici.Dacă nu sunt complet îndepărtate, noi mase canceroase pot crește într-o perioadă relativ scurtă de timp.În acest context, strategiile de medicină de precizie menționate mai sus sunt dificil de aplicat deoarece aceste infiltrate sunt greu de detectat și răspândit pe o suprafață mare.Aceste bariere împiedică rezultatele definitive în prevenirea oricărei recidive cu medicina de precizie, astfel că metodele de administrare sistemică sunt preferate în unele cazuri, deși medicamentele utilizate pot avea niveluri foarte ridicate de toxicitate.Pentru a depăși această problemă, abordarea ideală a tratamentului ar fi utilizarea unor strategii minim invazive care pot ataca selectiv celulele canceroase fără a afecta țesutul sănătos.În lumina acestui argument, utilizarea vibrațiilor ultrasonice, despre care s-a demonstrat că afectează în mod diferit celulele canceroase și sănătoase, atât în ​​sisteme unicelulare, cât și în clustere eterogene de mezo scară, pare o soluție posibilă.
Din punct de vedere mecanicist, celulele sănătoase și canceroase au de fapt frecvențe de rezonanță naturale diferite.Această proprietate este asociată cu modificări oncogene ale proprietăților mecanice ale structurii citoscheletice a celulelor canceroase12,13, în timp ce celulele tumorale sunt, în medie, mai deformabile decât celulele normale.Astfel, cu o alegere optimă a frecvenței ultrasunetelor pentru stimulare, vibrațiile induse în zonele selectate pot provoca deteriorarea structurilor canceroase vii, minimizând impactul asupra mediului sănătos al gazdei.Aceste efecte încă neînțelese pe deplin pot include distrugerea anumitor componente structurale celulare din cauza vibrațiilor de înaltă frecvență induse de ultrasunete (în principiu foarte asemănătoare cu litotripsia14) și deteriorarea celulară din cauza unui fenomen similar oboselii mecanice, care la rândul său poate modifica structura celulară. .programare și mecanobiologie.Desi aceasta solutie teoretica pare a fi foarte potrivita, din pacate nu poate fi folosita in cazurile in care structurile biologice anecoice impiedica aplicarea directa a ultrasunetelor, de exemplu, in aplicatii intracraniene datorita prezentei osului, iar unele mase tumorale mamare sunt localizate in zona adipoasa. tesut.Atenuarea poate limita locul efectului terapeutic potențial.Pentru a depăși aceste probleme, ultrasunetele trebuie aplicate local cu traductoare special concepute, care să ajungă la locul iradiat cât mai puțin invaziv posibil.Având în vedere acest lucru, am luat în considerare posibilitatea utilizării ideilor legate de posibilitatea creării unei platforme tehnologice inovatoare numită „spitalul cu ac”15.Conceptul „Hospital in the Needle” presupune dezvoltarea unui instrument medical minim invaziv pentru aplicații diagnostice și terapeutice, bazat pe combinarea diferitelor funcții într-un singur ac medical.După cum sa discutat mai detaliat în secțiunea Ac Hospital, acest dispozitiv compact se bazează în primul rând pe avantajele sondelor cu fibră optică 16, 17, 18, 19, 20, 21, care, datorită caracteristicilor lor, sunt potrivite pentru inserarea în standardul 20. ace medicale, 22 lumeni.Folosind flexibilitatea oferită de tehnologia Lab-on-Fiber (LOF)23, fibra devine efectiv o platformă unică pentru dispozitive de diagnostic și terapeutice miniaturizate și gata de utilizare, inclusiv dispozitive de biopsie fluidă și biopsie tisulară.în detectarea biomoleculară24,25, administrarea locală de medicamente ghidată de lumină26,27, imagistica cu ultrasunete locale de înaltă precizie28, terapie termică29,30 și identificarea țesuturilor canceroase pe bază de spectroscopie31.În cadrul acestui concept, utilizând o abordare de localizare bazată pe dispozitivul „ac în spital”, investigăm posibilitatea de optimizare a stimulării locale a structurilor biologice rezidente prin folosirea propagării undelor ultrasunete prin ace pentru a excita undele ultrasunete în regiunea de interes..Astfel, ultrasunetele terapeutice de joasă intensitate pot fi aplicate direct în zona de risc cu invazive minimă pentru celule sonicante și mici formațiuni solide din țesuturile moi, ca și în cazul intervenției chirurgicale intracraniene menționate mai sus, trebuie introdus un mic orificiu în craniu cu un ac.Inspirată de rezultatele teoretice și experimentale recente care sugerează că ultrasunetele pot opri sau întârzia dezvoltarea anumitor tipuri de cancer32,33,34, abordarea propusă poate ajuta la abordarea, cel puțin în principiu, compromisurilor cheie între efectele agresive și cele curative.Având în vedere aceste considerații, în lucrarea de față, investigăm posibilitatea utilizării unui dispozitiv cu ac în spital pentru terapia cu ultrasunete minim invazivă pentru cancer.Mai precis, în secțiunea Analiza dispersării maselor tumorale sferice pentru estimarea frecvenței ultrasunetelor dependente de creștere, folosim metode elastodinamice bine stabilite și teoria împrăștierii acustice pentru a prezice dimensiunea tumorilor solide sferice crescute într-un mediu elastic.rigiditate care apare între tumoră și țesutul gazdă din cauza remodelării materialului indusă de creștere.După ce am descris sistemul nostru, pe care îl numim secțiunea „Spitalul în ac”, în secțiunea „Spitalul în ac”, analizăm propagarea undelor ultrasonice prin ace medicale la frecvențele prezise și modelul lor numeric iradiază mediul de studiat. principalii parametri geometrici (diametrul interior real, lungimea și claritatea acului), care afectează transmiterea puterii acustice a instrumentului.Având în vedere nevoia de a dezvolta noi strategii de inginerie pentru medicina de precizie, se crede că studiul propus ar putea ajuta la dezvoltarea unui nou instrument pentru tratamentul cancerului bazat pe utilizarea ultrasunetelor furnizate printr-o platformă integrată de terapie care integrează ultrasunetele cu alte soluții.Combinate, cum ar fi livrarea țintită a medicamentelor și diagnosticarea în timp real într-un singur ac.
Eficacitatea furnizării de strategii mecaniciste pentru tratamentul tumorilor solide localizate folosind stimularea ultrasonică (ultrasunete) a fost scopul mai multor lucrări care se ocupă atât teoretic, cât și experimental de efectul vibrațiilor ultrasonice de intensitate scăzută asupra sistemelor unicelulare 10, 11, 12. , 32, 33, 34, 35, 36 Folosind modele vâscoelastice, câțiva cercetători au demonstrat analitic că celulele tumorale și sănătoase prezintă răspunsuri de frecvență diferite caracterizate prin vârfuri rezonante distincte în intervalul US 10,11,12.Acest rezultat sugerează că, în principiu, celulele tumorale pot fi atacate selectiv de stimuli mecanici care păstrează mediul gazdă.Acest comportament este o consecință directă a dovezilor cheie că, în cele mai multe cazuri, celulele tumorale sunt mai maleabile decât celulele sănătoase, posibil pentru a le spori capacitatea de a prolifera și migra37,38,39,40.Pe baza rezultatelor obținute cu modele de celule unice, de exemplu la microscală, selectivitatea celulelor canceroase a fost demonstrată și la mezoscală prin studii numerice ale răspunsurilor armonice ale agregatelor celulare eterogene.Oferind un procent diferit de celule canceroase și celule sănătoase, au fost construite ierarhic agregate multicelulare de sute de micrometri în dimensiune.La nivelul mediu al acestor agregate se păstrează unele trăsături microscopice de interes datorită implementării directe a principalelor elemente structurale care caracterizează comportamentul mecanic al celulelor individuale.În special, fiecare celulă utilizează o arhitectură bazată pe tensegritate pentru a imita răspunsul diferitelor structuri citoscheletice precomprimate, afectând astfel rigiditatea lor generală12,13.Predicțiile teoretice și experimentele in vitro din literatura de mai sus au dat rezultate încurajatoare, indicând necesitatea studierii sensibilității maselor tumorale la ultrasunetele terapeutice de joasă intensitate (LITUS), iar evaluarea frecvenței de iradiere a maselor tumorale este crucială.poziționați LITUS pentru aplicarea la fața locului.
Cu toate acestea, la nivel de țesut, descrierea submacroscopică a componentei individuale se pierde în mod inevitabil, iar proprietățile țesutului tumoral pot fi urmărite folosind metode secvențiale pentru a urmări creșterea în masă și procesele de remodelare induse de stres, ținând cont de efectele macroscopice ale creştere.-modificări induse ale elasticității țesuturilor pe o scară de 41,42.Într-adevăr, spre deosebire de sistemele unicelulare și agregate, masele tumorale solide cresc în țesuturile moi din cauza acumulării treptate a tensiunilor reziduale aberante, care modifică proprietățile mecanice naturale datorită creșterii rigidității intratumorale generale, iar scleroza tumorală devine adesea un factor determinant în depistarea tumorii.
Având în vedere aceste considerații, aici analizăm răspunsul sonodinamic al sferoizilor tumorali modelați ca incluziuni sferice elastice care cresc într-un mediu de țesut normal.Mai exact, proprietățile elastice asociate stadiului tumorii au fost determinate pe baza rezultatelor teoretice și experimentale obținute de unii autori în lucrările anterioare.Dintre acestea, evoluția sferoizilor tumorali solidi cultivați in vivo în medii eterogene a fost studiată prin aplicarea unor modele mecanice neliniare 41,43,44 în combinație cu dinamica interspecie pentru a prezice dezvoltarea maselor tumorale și stresul intratumoral asociat.După cum s-a menționat mai sus, creșterea (de exemplu, preîntinderea inelastică) și stresul rezidual provoacă remodelarea progresivă a proprietăților materialului tumoral, modificând astfel și răspunsul acustic al acestuia.Este important de reținut că în ref.41 co-evoluția creșterii și stresului solid în tumori a fost demonstrată în campanii experimentale pe modele animale.În special, o comparație a rigidității maselor tumorale mamare rezecate în diferite stadii cu rigiditatea obținută prin reproducerea unor condiții similare in silico pe un model cu elemente finite sferice cu aceleași dimensiuni și ținând cont de câmpul de stres rezidual prezis a confirmat metoda propusă de valabilitatea modelului..În această lucrare, rezultatele teoretice și experimentale obținute anterior sunt utilizate pentru a dezvolta o nouă strategie terapeutică dezvoltată.În special, au fost calculate aici dimensiunile prezise cu proprietăți de rezistență evolutivă corespunzătoare, care au fost astfel utilizate pentru a estima intervalele de frecvență la care masele tumorale încorporate în mediul gazdă sunt mai sensibile.În acest scop, am investigat astfel comportamentul dinamic al masei tumorale în diferite stadii, luate în diferite stadii, luând în considerare indicatorii acustici în conformitate cu principiul general acceptat de împrăștiere ca răspuns la stimuli ultrasonici și evidențiind posibilele fenomene rezonante ale sferoidului. .în funcție de tumoră și gazdă Diferențele de rigiditate între țesuturi dependente de creștere.
Astfel, masele tumorale au fost modelate ca sfere elastice cu raza \(a\) în mediul elastic înconjurător al gazdei pe baza datelor experimentale care arată modul în care structurile maligne voluminoase cresc in situ în forme sferice.Referindu-ne la Figura 1, folosind coordonatele sferice \(\{ r,\theta ,\varphi \}\) (unde \(\theta\) și \(\varphi\) reprezintă unghiul anomaliei și, respectiv, unghiul azimutal), domeniul tumoral ocupă Regiunea încorporată în spațiul sănătos \({\mathcal {V}}_{T}=\{ (r,\theta ,\varphi ):r\le a\}\) regiune nelimitată \({\mathcal { V} }_{H} = \{ (r,\theta,\varphi):r > a\}\).Referindu-ne la Informații suplimentare (SI) pentru o descriere completă a modelului matematic bazat pe baza elastodinamică bine stabilită raportată în multe literaturi45,46,47,48, considerăm aici o problemă caracterizată printr-un mod de oscilație axisimetric.Această ipoteză implică faptul că toate variabilele din interiorul tumorii și zonele sănătoase sunt independente de coordonatele azimutale \(\varphi\) și că nu are loc nicio distorsiune în această direcție.În consecință, câmpurile de deplasare și tensiuni pot fi obținute din două potențiale scalare \(\phi = \hat{\phi}\left( {r,\theta} \right)e^{{ – i \omega {\kern 1pt } t }}\) și \(\chi = \hat{\chi }\left( {r,\theta } \right)e^{{ – i\omega {\kern 1pt} t }}\), acestea sunt respectiv legat de o undă longitudinală și o undă de forfecare, timpul de coincidență t dintre supratensiunea \(\theta \) și unghiul dintre direcția undei incidente și vectorul de poziție \({\mathbf {x))\) ( așa cum se arată în figura 1) și \(\omega = 2\pi f\) reprezintă frecvența unghiulară.În special, câmpul incident este modelat de unda plană \(\phi_{H}^{(in)}\) (introdusă și în sistemul SI, în ecuația (A.9)) care se propagă în volumul corpului conform expresiei legii
unde \(\phi_{0}\) este parametrul de amplitudine.Expansiunea sferică a unei unde plane incidente (1) folosind o funcție de undă sferică este argumentul standard:
Unde \(j_{n}\) este funcția sferică Bessel de primul tip de ordin \(n\), iar \(P_{n}\) este polinomul Legendre.O parte din unda incidentă a sferei de investiție este împrăștiată în mediul înconjurător și se suprapune pe câmpul incident, în timp ce cealaltă parte este împrăștiată în interiorul sferei, contribuind la vibrația acesteia.Pentru a face acest lucru, soluțiile armonice ale ecuației de undă \(\nabla^{2} \hat{\phi } + k_{1}^{2} {\mkern 1mu} \hat{\phi } = 0\,\ ) și \ (\ nabla^{2} {\mkern 1mu} \hat{\chi } + k_{2}^{2} \hat{\chi } = 0\), furnizate de exemplu de Eringen45 (vezi și SI ) poate indica tumori și zone sănătoase.În special, undele de expansiune împrăștiate și undele izovolumice generate în mediul gazdă \(H\) își admit energiile potențiale respective:
Printre acestea, funcția sferică Hankel de primul fel \(h_{n}^{(1)}\) este utilizată pentru a considera valul împrăștiat de ieșire și \(\alpha_{n}\) și \(\beta_{ n}\ ) sunt coeficienții necunoscuti.în ecuație.În ecuațiile (2)–(4), termenii \(k_{H1}\) și \(k_{H2}\) denotă numerele de unde de rarefacție și undele transversale în zona principală a corpului, respectiv ( vezi SI).Câmpurile de compresie din interiorul tumorii și deplasările au forma
Unde \(k_{T1}\) și \(k_{T2}\) reprezintă numerele de unde longitudinale și transversale în regiunea tumorii, iar coeficienții necunoscuți sunt \(\gamma_{n} {\mkern 1mu}\), \(\ eta_{n} {\mkern 1mu}\).Pe baza acestor rezultate, componentele deplasării radiale și circumferențiale diferite de zero sunt caracteristice regiunilor sănătoase din problema luată în considerare, cum ar fi \(u_{Hr}\) și \(u_{H\theta}\) (\(u_{ H\ varphi }\ ) ipoteza de simetrie nu mai este necesară) — se poate obține din relația \(u_{Hr} = \partial_{r} \left( {\phi + \partial_{r} (r\chi ) } \right) + k_}^{2 } {\mkern 1mu} r\chi\) și \(u_{H\theta} = r^{- 1} \partial_{\theta} \left({\phi + \partial_{r } ( r\chi ) } \right)\) prin formarea \(\phi = \phi_{H}^{(in)} + \phi_{H}^{(s)}\) și \ (\chi = \chi_ {H}^ {(s)}\) (vezi SI pentru derivarea matematică detaliată).În mod similar, înlocuirea \(\phi = \phi_{T}^{(s)}\) și \(\chi = \chi_{T}^{(s)}\) returnează {Tr} = \partial_{r} \left( {\phi + \partial_{r} (r\chi)} \right) + k_{T2}^{2} {\mkern 1mu} r\chi\) și \(u_{T\theta} = r^{-1}\partial _{\theta }\left({\phi +\partial_{r}(r\chi )}\right)\).
(Stânga) Geometria unei tumori sferice crescute într-un mediu sănătos prin care se propagă un câmp incident, (dreapta) Evoluția corespunzătoare a raportului de rigiditate tumoră-gazdă în funcție de raza tumorii, date raportate (adaptat din Carotenuto et al. 41) din testele de compresie vitro au fost obținute din tumori mamare solide inoculate cu celule MDA-MB-231.
Presupunând materiale liniare elastice și izotrope, componentele de stres nenule din regiunile sănătoase și tumorale, adică \(\sigma_{Hpq}\) și \(\sigma_{Tpq}\) – respectă legea Hooke generalizată, având în vedere că există sunt diferiți module Lamé, care caracterizează elasticitatea gazdei și tumorii, notați ca \(\{ \mu_{H},\,\lambda_{H} \}\) și \(\{ \mu_{T},\, \lambda_ {T} \ }\) (vezi ecuația (A.11) pentru expresia completă a componentelor tensiunii reprezentate în SI).În special, conform datelor din referința 41 și prezentate în Figura 1, tumorile în creștere au arătat o schimbare a constantelor elasticității țesuturilor.Astfel, deplasările și tensiunile în regiunile gazdă și tumorii sunt determinate complet până la un set de constante necunoscute \({{ \varvec{\upxi}}}_{n} = \{ \alpha_{n} ,{\mkern 1mu } \ beta_{ n} {\mkern 1mu} \gamma_{n} ,\eta_{n} \}\ ) are teoretic dimensiuni infinite.Pentru a găsi acești vectori coeficienți, sunt introduse interfețe adecvate și condiții de limită între tumoră și zonele sănătoase.Presupunând legarea perfectă la interfața tumoră-gazdă \(r = a\), continuitatea deplasărilor și solicitărilor necesită următoarele condiții:
Sistemul (7) formează un sistem de ecuații cu soluții infinite.În plus, fiecare condiție la limită va depinde de anomalia \(\theta\).Pentru a reduce problema valorii la limită la o problemă algebrică completă cu \(N\) seturi de sisteme închise, fiecare dintre ele fiind în necunoscutul \({{\varvec{\upxi}}}_{n} = \{ \alpha_ {n},{ \mkern 1mu} \beta_{n} {\mkern 1mu} \gamma_{n}, \eta_{n} \}_{n = 0,…,N}\) (cu \ ( N \ la \infty \), teoretic), și pentru a elimina dependența ecuațiilor de termenii trigonometrici, condițiile de interfață sunt scrise într-o formă slabă folosind ortogonalitatea polinoamelor Legendre.În special, ecuația (7)1,2 și (7)3,4 sunt înmulțite cu \(P_{n} \left( {\cos \theta} \right)\) și \(P_{n}^{ 1} \left( { \cos\theta}\right)\) și apoi integrați între \(0\) și \(\pi\) folosind identități matematice:
Astfel, condiția de interfață (7) returnează un sistem de ecuații algebrice pătratice, care poate fi exprimat sub formă de matrice ca \({\mathbb{D}}_{n} (a) \cdot {{\varvec{\upxi }} } _{ n} = {\mathbf{q}}_{n} (a)\) și obțineți necunoscutul \({{\varvec{\upxi}}}_{n}\ ) rezolvând regula lui Cramer .
Pentru a estima fluxul de energie împrăștiat de sferă și a obține informații despre răspunsul său acustic pe baza datelor despre câmpul împrăștiat care se propagă în mediul gazdă, este de interes o mărime acustică, care este o secțiune transversală de împrăștiere bistatică normalizată.În special, secțiunea transversală de împrăștiere, notată cu \(s), exprimă raportul dintre puterea acustică transmisă de semnalul împrăștiat și diviziunea energiei transportate de unda incidentă.În acest sens, mărimea funcției de formă \(\left| {F_{\infty} \left(\theta \right)} \right|^{2}\) este o mărime frecvent utilizată în studiul mecanismelor acustice. înglobat într-un lichid sau solid Răspândirea obiectelor în sediment.Mai precis, amplitudinea funcției de formă este definită ca secțiunea transversală de împrăștiere diferențială \(ds\) pe unitate de suprafață, care diferă prin normala la direcția de propagare a undei incidente:
unde \(f_{n}^{pp}\) și \(f_{n}^{ps}\) denotă funcția modală, care se referă la raportul dintre puterile undei longitudinale și ale undei împrăștiate în raport cu Unda P incidentă în mediul receptor, respectiv, sunt date cu următoarele expresii:
Funcțiile de undă parțială (10) pot fi studiate independent în conformitate cu teoria împrăștierii rezonante (RST)49,50,51,52, ceea ce face posibilă separarea elasticității țintei de câmpul parazit total atunci când se studiază diferite moduri.Conform acestei metode, funcția de formă modală poate fi descompusă într-o sumă a două părți egale și anume \(f_{n} = f_{n}^{(res)} + f_{n}^{(b)}\ ) sunt legate de amplitudinile de fond rezonante și, respectiv, nerezonante.Funcția de formă a modului rezonant este legată de răspunsul țintei, în timp ce fundalul este de obicei legat de forma dispertorului.Pentru a detecta primul formant al țintei pentru fiecare mod, amplitudinea funcției de formă de rezonanță modală \(\left| {f_{n}^{(res)} \left( \theta \right)} \right|\ ) se calculează presupunând un fundal dur, format din sfere impenetrabile într-un material gazdă elastic.Această ipoteză este motivată de faptul că, în general, atât rigiditatea cât și densitatea cresc odată cu creșterea masei tumorale din cauza tensiunii de compresie reziduale.Astfel, la un nivel sever de creștere, raportul de impedanță \(\rho_{T} c_{1T} /\rho_{H} c_{1H}\) este de așteptat să fie mai mare decât 1 pentru majoritatea tumorilor solide macroscopice care se dezvoltă în zone moi. șervețele.De exemplu, Krouskop și colab.53 au raportat un raport dintre modulul canceros și modulul normal de aproximativ 4 pentru țesutul de prostată, în timp ce această valoare a crescut la 20 pentru mostrele de țesut mamar.Aceste relații modifică în mod inevitabil impedanța acustică a țesutului, așa cum demonstrează și analiza elastografiei54,55,56 și pot fi legate de îngroșarea localizată a țesutului cauzată de hiperproliferarea tumorii.Această diferență a fost observată și experimental cu teste simple de compresie ale blocurilor tumorale mamare crescute în diferite stadii32, iar remodelarea materialului poate fi bine urmărită cu modele predictive încrucișate ale tumorilor cu creștere neliniară43,44.Datele de rigiditate obținute sunt direct legate de evoluția modulului Young al tumorilor solide după formula \(E_{T} = S\left( {1 – \nu ^{2} } \right)/a\sqrt \ varepsilon\ )( sfere cu raza \(a\), rigiditate \(S\) și raportul lui Poisson \(\nu\) între două plăci rigide 57, așa cum se arată în Figura 1).Astfel, este posibil să se obțină măsurători ale impedanței acustice ale tumorii și gazdei la diferite niveluri de creștere.În special, în comparație cu modulul țesutului normal egal cu 2 kPa din Fig. 1, modulul elastic al tumorilor mamare în intervalul de volum de aproximativ 500 până la 1250 mm3 a dus la o creștere de la aproximativ 10 kPa la 16 kPa, ceea ce este în concordanță cu datele raportate.în referințele 58, 59 s-a constatat că presiunea din probele de țesut mamar este de 0,25–4 kPa cu precompresie care dispare.De asemenea, presupunem că raportul lui Poisson al unui țesut aproape incompresibil este 41,60, ceea ce înseamnă că densitatea țesutului nu se modifică semnificativ pe măsură ce volumul crește.În special, se utilizează densitatea medie a populației în masă \(\rho = 945\,{\text{kg}}\,{\text{m}}^{ – 3}\)61.Având în vedere aceste considerații, rigiditatea poate prelua un mod de fundal folosind următoarea expresie:
Unde constanta necunoscută \(\widehat{{{\varvec{\upxi))))_{n} = \{\delta_{n} ,\upsilon_{n} \}\) poate fi calculată ținând cont de continuitatea părtinire ( 7 )2,4, adică prin rezolvarea sistemului algebric \(\widehat{{\mathbb{D}}}_{n} (a) \cdot \widehat{({\varvec{\upxi}} } } _{n } = \widehat{{\mathbf{q}}}_{n} (a)\) care implică minori\(\widehat{{\mathbb{D}}}_{n} (a) = \ { { \ mathbb{D}}_{n} (a)\}_{{\{ (1,3),(1,3)\} }}\) și vectorul coloană simplificat corespunzător\(\widehat {{\mathbf {q}}}_{n} (а)\ Oferă cunoștințe de bază în ecuația (11), două amplitudini ale funcției modului de rezonanță inversă \(\left| {f_{n}^{). \left( {res} \right)\,pp}} \left( \theta \right)} \right| = \left|{f_{n}^{pp} \left( \theta \right) – f_{ n}^{pp(b)} \left( \theta \right)} \right|\) și \( \left|{f_{n}^{{\left( {res} \right)\,ps} } \left( \theta \right)} \right|= \left|{f_{n}^{ps} \left( \theta \right) – f_{n}^{ps(b)} \left( \ theta \right)} \right|\) se referă la excitația undei P și, respectiv, la reflexia undei P și S.Mai mult, prima amplitudine a fost estimată ca \(\theta = \pi\), iar a doua amplitudine a fost estimată ca \(\theta = \pi/4\).Prin încărcarea diferitelor proprietăți de compoziție.Figura 2 arată că caracteristicile rezonante ale sferoizilor tumorali de până la aproximativ 15 mm în diametru sunt concentrate în principal în banda de frecvență de 50-400 kHz, ceea ce indică posibilitatea utilizării ultrasunetelor de joasă frecvență pentru a induce excitația rezonantă a tumorii.celule.Mult.În această bandă de frecvență, analiza RST a evidențiat formanți monomod pentru modurile de la 1 la 6, evidențiați în Figura 3. Aici, atât undele pp- cât și ps-împrăștiate prezintă formanți de primul tip, care apar la frecvențe foarte joase, care cresc de la aproximativ 20 kHz pentru modul 1 până la aproximativ 60 kHz pentru n = 6, nefiind nicio diferență semnificativă în raza sferei.Funcția rezonantă ps scade apoi, în timp ce combinația de formanți pp de amplitudine mare oferă o periodicitate de aproximativ 60 kHz, arătând o schimbare de frecvență mai mare odată cu creșterea numărului de mod.Toate analizele au fost efectuate folosind software-ul de calcul Mathematica®62.
Funcțiile de formă de backscatter obținute din modulul de tumori mamare de diferite dimensiuni sunt prezentate în Fig. 1, unde cele mai mari benzi de împrăștiere sunt evidențiate ținând cont de suprapunerea modului.
Rezonanțe ale modurilor selectate de la \(n = 1\) la \(n = 6\), calculate după excitarea și reflectarea undei P la diferite dimensiuni ale tumorii (curbe negre de la \(\left | {f_{ n} ^ {{\ stânga( {res} \right)\,pp}} \left( \pi \right)} \right| = \left|{f_{n}^{pp} \left (\pi \right) –. f_{n }^{pp(b)} \left( \pi \right)} \right|\)) și excitația undei P și reflexia undei S (curbe gri date de funcția de formă modală \( \left | { f_{n }^{{\left( {res} \right)\,ps}} \left( {\pi /4} \right)} \right = \left|. \left( {\pi /4} \right) – f_{n}^{ps(b)} \left( {\pi /4} \right)} \right |\)).
Rezultatele acestei analize preliminare folosind condiții de propagare în câmp îndepărtat pot ghida selecția frecvențelor de acţionare specifice unităţii în următoarele simulări numerice pentru a studia efectul stresului de microvibrație asupra masei.Rezultatele arată că calibrarea frecvențelor optime poate fi specifică etapei în timpul creșterii tumorii și poate fi determinată folosind rezultatele modelelor de creștere pentru a stabili strategii biomecanice utilizate în terapia bolii pentru a prezice corect remodelarea țesuturilor.
Progresele semnificative în domeniul nanotehnologiei determină comunitatea științifică să găsească noi soluții și metode pentru a dezvolta dispozitive medicale miniaturizate și minim invazive pentru aplicații in vivo.În acest context, tehnologia LOF a demonstrat o capacitate remarcabilă de a extinde capacitățile fibrelor optice, permițând dezvoltarea de noi dispozitive de fibră optică minim invazive pentru aplicații din știința vieții21, 63, 64, 65. Ideea de a integra materiale 2D și 3D cu proprietăți chimice, biologice și optice dorite pe părțile laterale 25 și/sau capete 64 ale fibrelor optice cu control spațial complet la scară nanometrică conduce la apariția unei noi clase de nanooptode de fibre optice.are o gamă largă de funcții diagnostice și terapeutice.Interesant este că datorită proprietăților lor geometrice și mecanice (secțiune transversală mică, raport de aspect mare, flexibilitate, greutate redusă) și biocompatibilitatea materialelor (de obicei sticlă sau polimeri), fibrele optice sunt bine potrivite pentru inserarea în ace și catetere.Aplicații medicale20, deschizând calea pentru o nouă viziune a „spitalului cu ac” (vezi Figura 4).
De fapt, datorită gradelor de libertate oferite de tehnologia LOF, prin utilizarea integrării micro- și nanostructurilor realizate din diferite materiale metalice și/sau dielectrice, fibrele optice pot fi funcționalizate corespunzător pentru aplicații specifice care suportă adesea excitația în mod rezonant., Câmpul luminos 21 este poziţionat puternic.Reținerea luminii la o scară sublungimii de undă, adesea în combinație cu procesarea chimică și/sau biologică63 și integrarea materialelor sensibile, cum ar fi polimerii inteligenți65,66, pot îmbunătăți controlul asupra interacțiunii luminii și materiei, ceea ce poate fi util în scopuri teranostice.Alegerea tipului și mărimii componentelor/materialelor integrate depinde în mod evident de parametrii fizici, biologici sau chimici care trebuie detectați21,63.
Integrarea sondelor LOF în ace medicale direcționate către anumite locuri din organism va permite biopsiile locale de lichide și țesuturi in vivo, permițând tratamentul local simultan, reducând efectele secundare și sporind eficiența.Oportunitățile potențiale includ detectarea diferitelor biomolecule circulante, inclusiv cancerul.biomarkeri sau microARN (miARN)67, identificarea țesuturilor canceroase folosind spectroscopie liniară și neliniară, cum ar fi spectroscopia Raman (SERS)31, imagistica fotoacustică de înaltă rezoluție22,28,68, chirurgie și ablație cu laser69 și medicamente cu administrare locală folosind lumină27 și ghidarea automată a acelor în corpul uman20.Este de remarcat faptul că, deși utilizarea fibrelor optice evită dezavantajele tipice ale metodelor „clasice” bazate pe componente electronice, cum ar fi nevoia de conexiuni electrice și prezența interferențelor electromagnetice, acest lucru permite integrarea eficientă a diferiților senzori LOF în sistem.un singur ac medical.O atenție deosebită trebuie acordată reducerii efectelor nocive precum poluarea, interferența optică, obstacolele fizice care provoacă efecte de diafonie între diferitele funcții.Cu toate acestea, este și adevărat că multe dintre funcțiile menționate nu trebuie să fie active în același timp.Acest aspect face posibilă cel puțin reducerea interferenței, limitând astfel impactul negativ asupra performanței fiecărei sonde și acuratețea procedurii.Aceste considerații ne permit să privim conceptul de „ac în spital” ca o simplă viziune pentru a pune o bază solidă pentru următoarea generație de ace terapeutice în științele vieții.
În ceea ce privește aplicația specifică discutată în această lucrare, în secțiunea următoare vom investiga numeric capacitatea unui ac medical de a direcționa undele ultrasonice în țesuturile umane folosind propagarea lor de-a lungul axei sale.
Propagarea undelor ultrasonice printr-un ac medical umplut cu apă și introdus în țesuturile moi (vezi diagrama din Fig. 5a) a fost modelată folosind software-ul comercial Comsol Multiphysics bazat pe metoda elementelor finite (FEM)70, unde acul și țesutul sunt modelate. ca mediu elastic liniar.
Referindu-ne la Figura 5b, acul este modelat ca un cilindru gol (cunoscut și ca „canulă”) din oțel inoxidabil, un material standard pentru acele medicale71.În special, a fost modelat cu modulul lui Young E = 205 GPa, raportul lui Poisson ν = 0,28 și densitatea ρ = 7850 kg m -372,73.Geometric, acul se caracterizează printr-o lungime L, un diametru interior D (numit și „degajare”) și o grosime a peretelui t.În plus, vârful acului este considerat a fi înclinat la un unghi α în raport cu direcția longitudinală (z).Volumul de apă corespunde în esență formei regiunii interioare a acului.În această analiză preliminară, s-a presupus că acul este complet scufundat într-o regiune de țesut (se presupune că se extinde la infinit), modelată ca o sferă cu raza rs, care a rămas constantă la 85 mm în timpul tuturor simulărilor.Mai detaliat, terminăm regiunea sferică cu un strat perfect potrivit (PML), care cel puțin reduce undele nedorite reflectate de granițele „imaginare”.Apoi am ales raza rs pentru a plasa limita domeniului sferic suficient de departe de ac pentru a nu afecta soluția de calcul și suficient de mică pentru a nu afecta costul de calcul al simulării.
O deplasare longitudinală armonică a frecvenței f și amplitudinii A este aplicată la limita inferioară a geometriei stiloului;această situaţie reprezintă un stimul de intrare aplicat geometriei simulate.La limitele rămase ale acului (în contact cu țesutul și apa), se consideră că modelul acceptat include o relație între două fenomene fizice, dintre care unul este legat de mecanica structurală (pentru zona acului) și celălalt la mecanica structurală.(pentru regiunea aciculară), deci acustică se impun condiţiile corespunzătoare (pentru apă şi regiunea aciculară)74.În special, vibrațiile mici aplicate scaunului acului provoacă mici perturbări de tensiune;astfel, presupunând că acul se comportă ca un mediu elastic, vectorul deplasării U poate fi estimat din ecuația de echilibru elastodinamic (Navier)75.Oscilațiile structurale ale acului provoacă modificări ale presiunii apei din interiorul acestuia (considerată staționară în modelul nostru), în urma cărora undele sonore se propagă în direcția longitudinală a acului, respectând în esență ecuația Helmholtz76.În cele din urmă, presupunând că efectele neliniare în țesuturi sunt neglijabile și că amplitudinea undelor de forfecare este mult mai mică decât amplitudinea undelor de presiune, ecuația Helmholtz poate fi folosită și pentru a modela propagarea undelor acustice în țesuturile moi.După această aproximare, țesutul este considerat ca un lichid77 cu o densitate de 1000 kg/m3 și o viteză a sunetului de 1540 m/s (ignorând efectele de amortizare dependente de frecvență).Pentru a conecta aceste două câmpuri fizice, este necesar să se asigure continuitatea mișcării normale la limita solidului și lichidului, echilibrul static între presiune și stres perpendicular pe limita solidului și efortul tangenţial la limita solidului. lichidul trebuie să fie egal cu zero.75 .
În analiza noastră, investigăm propagarea undelor acustice de-a lungul unui ac în condiții staționare, concentrându-ne pe influența geometriei acului asupra emisiei de unde în interiorul țesutului.În special, am investigat influența diametrului interior al acului D, a lungimii L și a unghiului de teșire α, păstrând grosimea t fixă ​​la 500 µm pentru toate cazurile studiate.Această valoare a lui t este apropiată de grosimea standard tipică a peretelui 71 pentru acele comerciale.
Fără pierderea generalității, frecvența f a deplasării armonice aplicată la baza acului a fost luată egală cu 100 kHz, iar amplitudinea A a fost de 1 μm.În special, frecvența a fost setată la 100 kHz, ceea ce este în concordanță cu estimările analitice date în secțiunea „Analiza de împrăștiere a maselor tumorale sferice pentru a estima frecvențele ultrasunetelor dependente de creștere”, unde a fost găsit un comportament asemănător rezonanței al maselor tumorale în intervalul de frecvență de 50–400 kHz, cu cea mai mare amplitudine de împrăștiere concentrată la frecvențe inferioare în jurul valorii de 100–200 kHz (vezi Fig. 2).
Primul parametru studiat a fost diametrul intern D al acului.Pentru comoditate, este definită ca o fracțiune întreagă a lungimii undei acustice în cavitatea acului (adică în apă λW = 1,5 mm).Într-adevăr, fenomenele de propagare a undelor în dispozitivele caracterizate printr-o anumită geometrie (de exemplu, într-un ghid de undă) depind adesea de mărimea caracteristică a geometriei utilizate în comparație cu lungimea de undă a undei care se propagă.În plus, în prima analiză, pentru a sublinia mai bine efectul diametrului D asupra propagării undei acustice prin ac, am considerat un vârf plat, stabilind unghiul α = 90°.În timpul acestei analize, lungimea acului L a fost fixată la 70 mm.
Pe fig.6a prezintă intensitatea medie a sunetului în funcție de parametrul de scară adimensional SD, adică D = λW/SD evaluat într-o sferă cu o rază de 10 mm centrată pe vârful acului corespunzător.Parametrul de scalare SD se modifică de la 2 la 6, adică luăm în considerare valorile D cuprinse între 7,5 mm și 2,5 mm (la f = 100 kHz).Gama include și o valoare standard de 71 pentru ace medicale din oțel inoxidabil.Așa cum era de așteptat, diametrul interior al acului afectează intensitatea sunetului emis de ac, cu o valoare maximă (1030 W/m2) corespunzătoare D = λW/3 (adică D = 5 mm) și o tendință descrescătoare cu descreștere. diametru.Trebuie avut în vedere că diametrul D este un parametru geometric care afectează și invazivitatea unui dispozitiv medical, astfel încât acest aspect critic nu poate fi ignorat la alegerea valorii optime.Prin urmare, deși scăderea lui D se produce datorită transmiterii mai scăzute a intensității acustice în țesuturi, pentru următoarele studii, diametrul D = λW/5, adică D = 3 mm (corespunde standardului 11G71 la f = 100 kHz) , este considerat un compromis rezonabil între intruzivitatea dispozitivului și transmisia intensității sunetului (în medie aproximativ 450 W/m2).
Intensitatea medie a sunetului emis de vârful acului (considerat plat), în funcție de diametrul interior al acului (a), lungimea (b) și unghiul de teșire α (c).Lungimea în (a, c) este de 90 mm, iar diametrul în (b, c) este de 3 mm.
Următorul parametru de analizat este lungimea acului L. Conform studiului de caz anterior, considerăm un unghi oblic α = 90° iar lungimea este scalată ca multiplu al lungimii de undă în apă, adică luăm în considerare L = SL λW .Parametrul de scară adimensional SL este modificat de la 3 cu 7, estimând astfel intensitatea medie a sunetului emis de vârful acului în intervalul de lungime de la 4,5 la 10,5 mm.Acest interval include valori tipice pentru acele comerciale.Rezultatele sunt prezentate în fig.6b, care arată că lungimea acului, L, are o mare influență asupra transmiterii intensității sunetului în țesuturi.Mai exact, optimizarea acestui parametru a făcut posibilă îmbunătățirea transmisiei cu aproximativ un ordin de mărime.De fapt, în intervalul de lungime analizat, intensitatea medie a sunetului ia un maxim local de 3116 W/m2 la SL = 4 (adică, L = 60 mm), iar cealaltă corespunde SL = 6 (adică, L = 90). mm).
După ce am analizat influența diametrului și lungimii acului asupra propagării ultrasunetelor în geometria cilindrică, ne-am concentrat asupra influenței unghiului de teșire asupra transmiterii intensității sunetului în țesuturi.Intensitatea medie a sunetului emanat de vârful fibrei a fost evaluată în funcție de unghiul α, schimbându-i valoarea de la 10° (vârf ascuțit) la 90° (vârf plat).În acest caz, raza sferei de integrare în jurul vârfului considerat al acului a fost de 20 mm, astfel încât pentru toate valorile lui α, vârful acului a fost inclus în volumul calculat din medie.
După cum se arată în fig.6c, când vârful este ascuțit, adică când α scade începând de la 90°, intensitatea sunetului transmis crește, atingând o valoare maximă de aproximativ 1,5 × 105 W/m2, ceea ce corespunde cu α = 50°, ieie, 2 este cu un ordin de mărime mai mare în raport cu starea plată.Odată cu ascuțirea suplimentară a vârfului (adică la α sub 50°), intensitatea sunetului tinde să scadă, atingând valori comparabile cu un vârf aplatizat.Cu toate acestea, deși am luat în considerare o gamă largă de unghiuri de teșire pentru simulările noastre, merită să luăm în considerare faptul că ascuțirea vârfului este necesară pentru a facilita introducerea acului în țesut.De fapt, un unghi de teșire mai mic (aproximativ 10°) poate reduce forța 78 necesară pentru a pătrunde în țesut.
Pe lângă valoarea intensității sunetului transmis în țesut, unghiul de teșire afectează și direcția de propagare a undei, așa cum se arată în graficele nivelului de presiune acustică prezentate în Fig. 7a (pentru vârful plat) și 3b (pentru 10°). ).vârf teșit), paralel Direcția longitudinală este evaluată în planul de simetrie (yz, cf. Fig. 5).La extremele acestor două considerații, nivelul presiunii acustice (denumit 1 µPa) este concentrat în principal în cavitatea acului (adică în apă) și radiat în țesut.Mai detaliat, în cazul unui vârf plat (Fig. 7a), distribuția nivelului de presiune acustică este perfect simetrică față de direcția longitudinală, iar undele staţionare pot fi distinse în apa care umple corpul.Unda este orientată longitudinal (axa z), amplitudinea atinge valoarea maximă în apă (aproximativ 240 dB) și scade transversal, ceea ce duce la o atenuare de aproximativ 20 dB la o distanță de 10 mm de centrul acului.Așa cum era de așteptat, introducerea unui vârf ascuțit (Fig. 7b) rupe această simetrie, iar antinodurile undelor staționare „deviază” în funcție de vârful acului.Aparent, această asimetrie afectează intensitatea radiației vârfului acului, așa cum a fost descris mai devreme (Fig. 6c).Pentru a înțelege mai bine acest aspect, intensitatea acustică a fost evaluată de-a lungul unei linii de tăiere ortogonală pe direcția longitudinală a acului, care era situată în planul de simetrie al acului și situată la o distanță de 10 mm de vârful acului ( rezultă în Figura 7c).Mai precis, distribuțiile de intensitate a sunetului evaluate la unghiuri oblice de 10°, 20° și 30° (linii continue albastre, roșii și verzi, respectiv) au fost comparate cu distribuția de lângă capătul plat (curbe punctate negre).Distribuția intensității asociată acelor cu vârful plat pare a fi simetrică față de centrul acului.În special, acesta capătă o valoare de aproximativ 1420 W/m2 în centru, un preaplin de aproximativ 300 W/m2 la o distanță de ~8 mm și apoi scade la o valoare de aproximativ 170 W/m2 la ~30 mm. .Pe măsură ce vârful devine ascuțit, lobul central se împarte în mai mulți lobi de intensitate diferită.Mai precis, când α era de 30°, trei petale puteau fi distinse clar în profilul măsurat la 1 mm de vârful acului.Cel central se afla aproape in centrul acului si are o valoare estimata de 1850 W/m2, iar cel mai inalt din dreapta se afla la aproximativ 19 mm de centru si ajunge la 2625 W/m2.La α = 20°, există 2 lobi principali: unul la −12 mm la 1785 W/m2 și unul la 14 mm la 1524 W/m2.Când vârful devine mai ascuțit și unghiul atinge 10°, se atinge un maxim de 817 W/m2 la aproximativ -20 mm, iar de-a lungul profilului sunt vizibili încă trei lobi de intensitate ceva mai mică.
Nivelul presiunii sonore în planul de simetrie y–z al unui ac cu un capăt plat (a) și o teșire de 10° (b).(c) Distribuția intensității acustice estimată de-a lungul unei linii de tăiere perpendiculară pe direcția longitudinală a acului, la o distanță de 10 mm de vârful acului și situată în planul de simetrie yz.Lungimea L este de 70 mm iar diametrul D este de 3 mm.
Luate împreună, aceste rezultate demonstrează că acele medicale pot fi utilizate eficient pentru a transmite ultrasunetele la 100 kHz în țesutul moale.Intensitatea sunetului emis depinde de geometria acului și poate fi optimizată (sub rezerva limitărilor impuse de invazivitatea dispozitivului terminal) până la valori în intervalul de 1000 W/m2 (la 10 mm).aplicat pe partea inferioară a acului 1. În cazul unui decalaj micrometric, acul este considerat a fi introdus complet în țesutul moale care se extinde infinit.În special, unghiul de teșire afectează puternic intensitatea și direcția de propagare a undelor sonore în țesut, ceea ce duce în primul rând la ortogonalitatea tăieturii vârfului acului.
Pentru a sprijini dezvoltarea de noi strategii de tratament tumoral bazate pe utilizarea tehnicilor medicale neinvazive, propagarea ultrasunetelor de joasă frecvență în mediul tumoral a fost analizată analitic și computațional.În special, în prima parte a studiului, o soluție elastodinamică temporară ne-a permis să studiem împrăștierea undelor ultrasonice în sferoide tumorale solide de dimensiune și rigiditate cunoscute pentru a studia sensibilitatea la frecvență a masei.Apoi, au fost alese frecvențe de ordinul a sute de kiloherți, iar aplicarea locală a stresului de vibrație în mediul tumoral cu ajutorul unui ac medical a fost modelată în simulare numerică prin studierea influenței parametrilor principali de proiectare care determină transferul acustic. puterea instrumentului asupra mediului.Rezultatele arată că acele medicale pot fi utilizate eficient pentru a iradia țesuturile cu ultrasunete, iar intensitatea acestuia este strâns legată de parametrul geometric al acului, numit lungime de undă acustică de lucru.De fapt, intensitatea iradierii prin țesut crește odată cu creșterea diametrului intern al acului, atingând un maxim atunci când diametrul este de trei ori lungimea de undă.Lungimea acului oferă, de asemenea, un anumit grad de libertate pentru a optimiza expunerea.Ultimul rezultat este într-adevăr maximizat atunci când lungimea acului este setată la un anumit multiplu al lungimii de undă de operare (în special 4 și 6).Interesant, pentru intervalul de frecvență de interes, valorile optimizate ale diametrului și lungimii sunt apropiate de cele utilizate în mod obișnuit pentru acele comerciale standard.Unghiul de teșire, care determină claritatea acului, afectează, de asemenea, emisivitatea, ajungând la aproximativ 50° și oferind o performanță bună la aproximativ 10°, care este utilizat în mod obișnuit pentru acele comerciale..Rezultatele simulării vor fi folosite pentru a ghida implementarea și optimizarea platformei de diagnosticare intraneedle a spitalului, integrând ultrasunetele diagnostice și terapeutice cu alte soluții terapeutice în dispozitiv și realizând intervenții colaborative de medicină de precizie.
Koenig IR, Fuchs O, Hansen G, von Mutius E. și Kopp MV Ce este medicina de precizie?Eur, străin.Jurnalul 50, 1700391 (2017).
Collins, FS și Varmus, H. Noi inițiative în medicina de precizie.N. ing.J. Medicină.372, 793–795 (2015).
Hsu, W., Markey, MK și Wang, MD.Informatica imagistica biomedicala in era medicinei de precizie: realizari, provocari si oportunitati.Gem.medicament.informa.profesor asistent.20(6), 1010–1013 (2013).
Garraway, LA, Verweij, J. & Ballman, KV Precision oncology: a review.J. Clinic.Oncol.31, 1803–1805 (2013).
Wiwatchaitawee, K., Quarterman, J., Geary, S. și Salem, A. Îmbunătățirea terapiei cu glioblastom (GBM) folosind un sistem de livrare bazat pe nanoparticule.AAPS PharmSciTech 22, 71 (2021).
Aldape K, Zadeh G, Mansouri S, Reifenberger G și von Daimling A. Glioblastoma: patologie, mecanisme moleculare și markeri.Acta Neuropatologie.129(6), 829–848 (2015).
Bush, NAO, Chang, SM și Berger, MS Strategii actuale și viitoare pentru tratamentul gliomului.neurochirurgie.Ed.40, 1–14 (2017).