Gràcies per visitar Nature.com.Esteu utilitzant una versió del navegador amb suport CSS limitat.Per obtenir la millor experiència, us recomanem que utilitzeu un navegador actualitzat (o desactiveu el mode de compatibilitat a Internet Explorer).A més, per garantir un suport permanent, mostrem el lloc sense estils ni JavaScript.
Controls lliscants que mostren tres articles per diapositiva.Utilitzeu els botons enrere i següent per moure's per les diapositives, o els botons del controlador de diapositives al final per moure's per cada diapositiva.
A partir de la intersecció interdisciplinària de la física i les ciències de la vida, les estratègies diagnòstiques i terapèutiques basades en la medicina de precisió han cridat recentment una atenció considerable a causa de l'aplicabilitat pràctica dels nous mètodes d'enginyeria en molts camps de la medicina, especialment en oncologia.En aquest marc, l'ús d'ultrasons per atacar cèl·lules canceroses en tumors amb la finalitat de causar possibles danys mecànics a diverses escales atrau cada cop més l'atenció dels científics de tot el món.Tenint en compte aquests factors, a partir de solucions de temporització elastodinàmica i simulacions numèriques, presentem un estudi preliminar de simulació per ordinador de la propagació d'ultrasons en teixits per tal de seleccionar freqüències i potències adequades per irradiació local.Nova plataforma de diagnòstic per al laboratori de tecnologia On-Fiber, anomenada agulla hospitalària i ja patentada.Es creu que els resultats de l'anàlisi i els coneixements biofísics relacionats podrien obrir el camí per a nous enfocaments diagnòstics i terapèutics integrats que podrien tenir un paper central en l'aplicació de la medicina de precisió en el futur, a partir dels camps de la física.Comença una creixent sinergia entre la biologia.
Amb l'optimització d'un gran nombre d'aplicacions clíniques, va començar a emergir gradualment la necessitat de reduir els efectes secundaris sobre els pacients.Amb aquesta finalitat, la medicina de precisió1, 2, 3, 4, 5 s'ha convertit en un objectiu estratègic per reduir la dosi de fàrmacs lliurats als pacients, bàsicament seguint dos enfocaments principals.El primer es basa en un tractament dissenyat segons el perfil genòmic del pacient.El segon, que s'està convertint en l'estàndard d'or en oncologia, té com a objectiu evitar els procediments sistèmics de lliurament de fàrmacs intentant alliberar una petita quantitat de fàrmac, alhora que augmenta la precisió mitjançant l'ús de la teràpia local.L'objectiu final és eliminar o, almenys, minimitzar els efectes negatius de molts enfocaments terapèutics, com la quimioteràpia o l'administració sistèmica de radionúclids.Depenent del tipus de càncer, la ubicació, la dosi de radiació i altres factors, fins i tot la radioteràpia pot tenir un alt risc inherent per al teixit sa.En el tractament del glioblastoma6,7,8,9, la cirurgia elimina amb èxit el càncer subjacent, però fins i tot en absència de metàstasis, poden estar presents molts petits infiltrats cancerosos.Si no s'eliminen completament, noves masses canceroses poden créixer en un període de temps relativament curt.En aquest context, les esmentades estratègies de medicina de precisió són difícils d'aplicar perquè aquests infiltrats són difícils de detectar i escampar per una gran àrea.Aquestes barreres impedeixen resultats definitius en la prevenció de qualsevol recurrència amb la medicina de precisió, per la qual cosa es prefereixen els mètodes de lliurament sistèmics en alguns casos, encara que els fàrmacs utilitzats poden tenir nivells de toxicitat molt elevats.Per superar aquest problema, l'enfocament de tractament ideal seria utilitzar estratègies mínimament invasives que puguin atacar selectivament les cèl·lules canceroses sense afectar el teixit sa.A la llum d'aquest argument, l'ús de vibracions ultrasòniques, que s'ha demostrat que afecten de manera diferent les cèl·lules canceroses i sanes, tant en sistemes unicel·lulars com en cúmuls heterogenis de mesoescala, sembla una possible solució.
Des d'un punt de vista mecanicista, les cèl·lules sanes i canceroses en realitat tenen diferents freqüències de ressonància naturals.Aquesta propietat s'associa amb canvis oncogènics en les propietats mecàniques de l'estructura citoesquelètica de les cèl·lules canceroses12,13, mentre que les cèl·lules tumorals són, de mitjana, més deformables que les cèl·lules normals.Així, amb una elecció òptima de freqüència d'ultrasons per a l'estimulació, les vibracions induïdes en zones seleccionades poden causar danys a les estructures canceroses vives, minimitzant l'impacte en l'entorn saludable de l'hoste.Aquests efectes encara no coneguts del tot poden incloure la destrucció de certs components estructurals cel·lulars a causa de vibracions d'alta freqüència induïdes per ultrasons (en principi molt similars a la litotrípsia14) i danys cel·lulars a causa d'un fenomen semblant a la fatiga mecànica, que al seu torn pot canviar l'estructura cel·lular. .programació i mecanobiologia.Tot i que aquesta solució teòrica sembla molt adequada, malauradament no es pot utilitzar en els casos en què les estructures biològiques anecoiques impedeixen l'aplicació directa d'ultrasons, per exemple, en aplicacions intracranials per la presència d'os, i algunes masses tumorals de mama es localitzen a l'adipòs. teixit.L'atenuació pot limitar el lloc d'efecte terapèutic potencial.Per superar aquests problemes, els ultrasons s'han d'aplicar localment amb transductors especialment dissenyats que puguin arribar al lloc irradiat de la manera menys invasiva possible.Amb això en ment, es va plantejar la possibilitat d'utilitzar idees relacionades amb la possibilitat de crear una plataforma tecnològica innovadora anomenada “hospital de l'agulla”15.El concepte "Hospital a l'agulla" implica el desenvolupament d'un instrument mèdic mínimament invasiu per a aplicacions diagnòstiques i terapèutiques, basat en la combinació de diverses funcions en una agulla mèdica.Com s'ha comentat amb més detall a la secció Hospital Needle, aquest dispositiu compacte es basa principalment en els avantatges de les sondes de fibra òptica 16, 17, 18, 19, 20, 21, que, per les seves característiques, són adequades per a la inserció en 20 estàndard. agulles mèdiques, 22 lúmens.Aprofitant la flexibilitat que ofereix la tecnologia Lab-on-Fiber (LOF)23, la fibra s'està convertint efectivament en una plataforma única per a dispositius de diagnòstic i terapèutics miniaturitzats i llestos per utilitzar, inclosos els dispositius de biòpsia de fluids i de teixits.en detecció biomolecular24,25, lliurament local de fàrmacs guiat per llum26,27, imatges d'ecografia local d'alta precisió28, teràpia tèrmica29,30 i identificació de teixits cancerígens basada en espectroscòpia31.Dins d'aquest concepte, utilitzant un enfocament de localització basat en el dispositiu "agulla a l'hospital", investiguem la possibilitat d'optimitzar l'estimulació local d'estructures biològiques residents mitjançant la propagació d'ones d'ultrasons a través d'agulles per excitar ones d'ultrasons dins de la regió d'interès..Així, l'ecografia terapèutica de baixa intensitat es pot aplicar directament a la zona de risc amb una mínima invasivitat per a cèl·lules sonicants i petites formacions sòlides en teixits tous, com en el cas de la cirurgia intracranial esmentada, cal introduir un petit forat al crani amb un agulla.Inspirat en resultats teòrics i experimentals recents que suggereixen que l'ecografia pot aturar o retardar el desenvolupament de certs càncers,32,33,34, l'enfocament proposat pot ajudar a abordar, almenys en principi, els intercanvis clau entre efectes agressius i curatius.Tenint en compte aquestes consideracions, en el present document, investiguem la possibilitat d'utilitzar un dispositiu d'agulla hospitalari per a la teràpia amb ultrasons mínimament invasiva per al càncer.Més precisament, a la secció Anàlisi de dispersió de masses tumorals esfèriques per a l'estimació de la freqüència d'ultrasò depenent del creixement, utilitzem mètodes elastodinàmics ben establerts i teoria de dispersió acústica per predir la mida dels tumors sòlids esfèrics cultivats en un medi elàstic.rigidesa que es produeix entre el tumor i el teixit hoste a causa de la remodelació del material induïda pel creixement.Després d'haver descrit el nostre sistema, que anomenem la secció "Hospital a l'agulla", a la secció "Hospital a l'agulla", analitzem la propagació d'ones ultrasòniques a través d'agulles mèdiques a les freqüències previstes i el seu model numèric irradia l'entorn per estudiar. els principals paràmetres geomètrics (el diàmetre interior real, la longitud i la nitidesa de l'agulla), que afecten la transmissió de la potència acústica de l'instrument.Atesa la necessitat de desenvolupar noves estratègies d'enginyeria per a la medicina de precisió, es creu que l'estudi proposat podria ajudar a desenvolupar una nova eina per al tractament del càncer basada en l'ús d'ultrasons lliurats a través d'una plataforma teragnòstica integrada que integra l'ecografia amb altres solucions.Combinats, com ara el lliurament de fàrmacs dirigits i el diagnòstic en temps real dins d'una única agulla.
L'eficàcia de proporcionar estratègies mecàniques per al tractament de tumors sòlids localitzats mitjançant l'estimulació ultrasònica (ultrasò) ha estat l'objectiu de diversos articles que tracten tant teòricament com experimentalment l'efecte de les vibracions ultrasòniques de baixa intensitat en sistemes unicel·lulars 10, 11, 12. , 32, 33, 34, 35, 36 Utilitzant models viscoelàstics, diversos investigadors han demostrat analíticament que les cèl·lules tumorals i sanes presenten diferents respostes de freqüència caracteritzades per diferents pics de ressonància en el rang 10,11,12 dels EUA.Aquest resultat suggereix que, en principi, les cèl·lules tumorals poden ser atacades selectivament per estímuls mecànics que preserven l'entorn hoste.Aquest comportament és una conseqüència directa de l'evidència clau que, en la majoria dels casos, les cèl·lules tumorals són més mal·leables que les cèl·lules sanes, possiblement per millorar la seva capacitat de proliferar i migrar37,38,39,40.A partir dels resultats obtinguts amb models de cèl·lules unicel·lulars, per exemple a microescala, també s'ha demostrat la selectivitat de les cèl·lules canceroses a mesoescala mitjançant estudis numèrics de les respostes harmòniques d'agregats cel·lulars heterogenis.Proporcionant un percentatge diferent de cèl·lules canceroses i cèl·lules sanes, es van construir agregats multicel·lulars de centenars de micròmetres de mida jeràrquicament.Al messolevell d'aquests agregats, es conserven alguns trets microscòpics d'interès a causa de la implementació directa dels principals elements estructurals que caracteritzen el comportament mecànic de les cèl·lules individuals.En particular, cada cèl·lula utilitza una arquitectura basada en la tensegritat per imitar la resposta de diverses estructures citoesquelètiques pretessades, afectant així la seva rigidesa general12,13.Les prediccions teòriques i els experiments in vitro de la literatura anterior han donat resultats encoratjadors, que indiquen la necessitat d'estudiar la sensibilitat de les masses tumorals a l'ecografia terapèutica de baixa intensitat (LITUS) i l'avaluació de la freqüència d'irradiació de les masses tumorals és crucial.posició de LITUS per a l'aplicació in situ.
Tanmateix, a nivell de teixit, la descripció submacroscòpica del component individual es perd inevitablement, i les propietats del teixit tumoral es poden rastrejar mitjançant mètodes seqüencials per fer un seguiment del creixement massiu i dels processos de remodelació induïts per l'estrès, tenint en compte els efectes macroscòpics de creixement.-canvis induïts en l'elasticitat dels teixits en una escala de 41,42.De fet, a diferència dels sistemes unicel·lulars i agregats, les masses tumorals sòlides creixen als teixits tous a causa de l'acumulació gradual de tensions residuals aberrants, que canvien les propietats mecàniques naturals a causa d'un augment de la rigidesa intratumoral general, i l'esclerosi tumoral sovint es converteix en un factor determinant en detecció de tumors.
Tenint en compte aquestes consideracions, aquí analitzem la resposta sonodinàmica dels esferoides tumorals modelats com a inclusions esfèriques elàstiques que creixen en un entorn de teixit normal.Més precisament, les propietats elàstiques associades a l'estadi del tumor es van determinar a partir dels resultats teòrics i experimentals obtinguts per alguns autors en treballs anteriors.Entre ells, s'ha estudiat l'evolució dels esferoides tumorals sòlids cultivats in vivo en medis heterogenis aplicant models mecànics no lineals 41,43,44 en combinació amb dinàmiques interespècies per predir el desenvolupament de masses tumorals i l'estrès intratumoral associat.Com s'ha esmentat anteriorment, el creixement (per exemple, preestirament inelàstic) i l'estrès residual provoquen una remodelació progressiva de les propietats del material tumoral, canviant així també la seva resposta acústica.És important tenir en compte que a la ref.41 la coevolució del creixement i l'estrès sòlid en tumors s'ha demostrat en campanyes experimentals en models animals.En particular, una comparació de la rigidesa de les masses tumorals de mama resecades en diferents estadis amb la rigidesa obtinguda reproduint condicions similars in silico en un model d'elements finits esfèrics amb les mateixes dimensions i tenint en compte el camp d'estrès residual previst va confirmar el mètode proposat de validesa del model..En aquest treball, els resultats teòrics i experimentals obtinguts prèviament s'utilitzen per desenvolupar una nova estratègia terapèutica desenvolupada.En particular, aquí es van calcular les mides previstes amb les corresponents propietats de resistència evolutiva, que es van utilitzar per estimar els rangs de freqüència als quals són més sensibles les masses tumorals incrustades a l'entorn hoste.Amb aquesta finalitat, s'ha investigat així el comportament dinàmic de la massa tumoral en diferents estadis, pres en diferents estadis, tenint en compte els indicadors acústics d'acord amb el principi generalment acceptat de dispersió en resposta a estímuls ultrasònics i destacant possibles fenòmens de ressonància de l'esferoide. .depenent del tumor i de l'hoste Diferències de rigidesa entre teixits depenent del creixement.
Així, les masses tumorals es van modelar com a esferes elàstiques de radi \(a\) a l'entorn elàstic de l'hoste basant-se en dades experimentals que mostren com les estructures malignes voluminoses creixen in situ en formes esfèriques.En referència a la figura 1, utilitzant les coordenades esfèriques \(\{ r,\theta ,\varphi \}\) (on \(\theta\) i \(\varphi\) representen l'angle d'anomalia i l'angle azimut respectivament), el el domini tumoral ocupa la regió incrustada en l'espai saludable \({\mathcal {V}}_{T}=\{ (r,\theta ,\varphi ):r\le a\}\) regió il·limitada \({\mathcal { V} }_{H} = \{ (r,\theta,\varphi):r > a\}\).En referència a la informació suplementària (SI) per obtenir una descripció completa del model matemàtic basat en la base elastodinàmica ben establerta que s'informa en moltes literatures45,46,47,48, considerem aquí un problema caracteritzat per un mode d'oscil·lació axisimètric.Aquesta suposició implica que totes les variables dins del tumor i les àrees sanes són independents de la coordenada azimutal \(\varphi\) i que no es produeix cap distorsió en aquesta direcció.En conseqüència, els camps de desplaçament i tensió es poden obtenir a partir de dos potencials escalars \(\phi = \hat{\phi}\left({r,\theta} \right)e^{{ – i \omega {\kern 1pt } t }}\) i \(\chi = \hat{\chi }\left({r,\theta } \right)e^{{ – i\omega {\kern 1pt} t }}\), són Relacionat respectivament amb una ona longitudinal i una ona de cisalla, el temps de coincidència t entre l'onada \(\theta \) i l'angle entre la direcció de l'ona incident i el vector de posició \({\mathbf {x))\) ( tal com es mostra a la figura 1) i \(\omega = 2\pi f\) representa la freqüència angular.En particular, el camp incident està modelat per l'ona plana \(\phi_{H}^{(in)}\) (també introduïda al sistema SI, a l'equació (A.9)) que es propaga al volum del cos. segons l'expressió de la llei
on \(\phi_{0}\) és el paràmetre d'amplitud.L'expansió esfèrica d'una ona plana incident (1) utilitzant una funció d'ona esfèrica és l'argument estàndard:
On \(j_{n}\) és la funció de Bessel esfèrica del primer tipus d'ordre \(n\), i \(P_{n}\) és el polinomi de Legendre.Una part de l'ona incident de l'esfera d'inversió es dispersa pel medi circumdant i se superposa al camp incident, mentre que l'altra part es dispersa a l'interior de l'esfera, contribuint a la seva vibració.Per fer-ho, les solucions harmòniques de l'equació d'ona \(\nabla^{2} \hat{\phi } + k_{1}^{2} {\mkern 1mu} \hat{\phi } = 0\,\ ) i \ (\ nabla^{2} {\mkern 1mu} \hat{\chi } + k_{2}^{2} \hat{\chi } = 0\), proporcionada per exemple per Eringen45 (vegeu també SI ) pot indicar tumors i àrees sanes.En particular, les ones d'expansió disperses i les ones isovolumiques generades en el medi hoste \(H\) admeten les seves respectives energies potencials:
Entre elles, la funció de Hankel esfèrica del primer tipus \(h_{n}^{(1)}\) s'utilitza per considerar l'ona dispersa sortint, i \(\alpha_{n}\) i \(\beta_{ n}\ ) són els coeficients incògnites.en l'equació.A les equacions (2)-(4), els termes \(k_{H1}\) i \(k_{H2}\) denoten el nombre d'ones de rarefacció i ones transversals a l'àrea principal del cos, respectivament ( vegeu SI).Els camps de compressió dins del tumor i els desplaçaments tenen la forma
On \(k_{T1}\) i \(k_{T2}\) representen els nombres d'ones longitudinals i transversals a la regió del tumor, i els coeficients desconeguts són \(\gamma_{n} {\mkern 1mu}\), \(\ eta_{n} {\mkern 1mu}\).A partir d'aquests resultats, els components de desplaçament radial i circumferencial diferents de zero són característics de les regions sanes del problema considerat, com ara \(u_{Hr}\) i \(u_{H\theta}\) (\(u_{ H\ varphi }\ ) la suposició de simetria ja no és necessària) — es pot obtenir a partir de la relació \(u_{Hr} = \partial_{r} \left( {\phi + \partial_{r} (r\chi ) } \right) + k_}^{2 } {\mkern 1mu} r\chi\) i \(u_{H\theta} = r^{- 1} \partial_{\theta} \left({\phi + \partial_{r } ( r\chi ) } \right)\) formant \(\phi = \phi_{H}^{(in)} + \phi_{H}^{(s)}\) i \ (\chi = \chi_ {H}^ {(s)}\) (vegeu SI per a una derivació matemàtica detallada).De la mateixa manera, substituint \(\phi = \phi_{T}^{(s)}\) i \(\chi = \chi_{T}^{(s)}\) retorna {Tr} = \partial_{r} \left( {\phi + \partial_{r} (r\chi)} \right) + k_{T2}^{2} {\mkern 1mu} r\chi\) i \(u_{T\theta} = r^{-1}\partial _{\theta }\left({\phi +\partial_{r}(r\chi )}\right)\).
(Esquerra) Geometria d'un tumor esfèric crescut en un entorn sa a través del qual es propaga un camp incident, (dreta) Evolució corresponent de la relació de rigidesa tumor-hoste en funció del radi del tumor, dades informades (adaptat de Carotenuto et al. 41) a partir de proves de compressió vitro es van obtenir a partir de tumors de mama sòlids inoculats amb cèl·lules MDA-MB-231.
Suposant materials elàstics i isòtrops lineals, els components d'estrès diferents de zero a les regions sanes i tumorals, és a dir, \(\sigma_{Hpq}\) i \(\sigma_{Tpq}\), obeeixen la llei de Hooke generalitzada, atès que hi ha són diferents mòduls de Lamé , que caracteritzen l'amfitrió i l'elasticitat del tumor, denotats com a \(\{ \mu_{H},\,\lambda_{H} \}\) i \(\{ \mu_{T},\, \lambda_ {T} \ }\) (vegeu l'equació (A.11) per a l'expressió completa de les components d'esforç representades a SI).En particular, segons les dades de la referència 41 i presentades a la figura 1, els tumors en creixement van mostrar un canvi en les constants d'elasticitat dels teixits.Així, els desplaçaments i les tensions a les regions hoste i tumoral es determinen completament fins a un conjunt de constants desconegudes \({{ \varvec{\upxi}}}_{n} = \{ \alpha_{n} ,{\mkern 1mu } \ beta_{ n} {\mkern 1mu} \gamma_{n} ,\eta_{n} \}\ ) té unes dimensions teòricament infinites.Per trobar aquests vectors coeficients, s'introdueixen interfícies adequades i condicions de límit entre el tumor i les àrees sanes.Suposant una unió perfecta a la interfície tumor-hoste \(r = a\), la continuïtat dels desplaçaments i les tensions requereix les condicions següents:
El sistema (7) forma un sistema d'equacions amb infinites solucions.A més, cada condició de límit dependrà de l'anomalia \(\theta\).Reduir el problema del valor de límit a un problema algebraic complet amb \(N\) conjunts de sistemes tancats, cadascun dels quals es troba en la desconeguda \({{\varvec{\upxi}}}_{n} = \{ \alpha_ {n},{ \mkern 1mu} \beta_{n} {\mkern 1mu} \gamma_{n}, \eta_{n} \}_{n = 0,…,N}\) (amb \ ( N \ a \infty \), teòricament), i per eliminar la dependència de les equacions dels termes trigonomètrics, les condicions de la interfície s'escriuen en una forma feble utilitzant l'ortogonalitat dels polinomis de Legendre.En particular, l'equació (7)1,2 i (7)3,4 es multipliquen per \(P_{n} \left({\cos \theta} \right)\) i \(P_{n}^{ 1} \left( { \cos\theta}\right)\) i després integreu entre \(0\) i \(\pi\) utilitzant identitats matemàtiques:
Així, la condició d'interfície (7) retorna un sistema d'equacions algebraiques quadràtiques, que es pot expressar en forma matricial com \({\mathbb{D}}_{n} (a) \cdot {{\varvec{\upxi }} } _{ n} = {\mathbf{q}}_{n} (a)\) i obteniu la incògnita \({{\varvec{\upxi}}}_{n}\ ) resolent la regla de Cramer .
Per estimar el flux d'energia dispersat per l'esfera i obtenir informació sobre la seva resposta acústica a partir de dades sobre el camp dispers que es propaga en el medi hoste, interessa una quantitat acústica, que és una secció transversal de dispersió biestàtica normalitzada.En particular, la secció transversal de dispersió, denotada \(s), expressa la relació entre la potència acústica transmesa pel senyal dispers i la divisió de l'energia transportada per l'ona incident.En aquest sentit, la magnitud de la funció de forma \(\left| {F_{\infty} \left(\theta \right)} \right|^{2}\) és una magnitud que s'utilitza amb freqüència en l'estudi dels mecanismes acústics. incrustat en un líquid o sòlid Dispersió d'objectes al sediment.Més precisament, l'amplitud de la funció de forma es defineix com la secció transversal de dispersió diferencial \(ds\) per unitat d'àrea, que difereix per la normal a la direcció de propagació de l'ona incident:
on \(f_{n}^{pp}\) i \(f_{n}^{ps}\) denoten la funció modal, que es refereix a la relació entre les potències de l'ona longitudinal i l'ona dispersa en relació amb la Les ones P incidents al medi receptor, respectivament, es donen amb les expressions següents:
Les funcions d'ona parcials (10) es poden estudiar de manera independent d'acord amb la teoria de la dispersió ressonant (RST)49,50,51,52, que permet separar l'elasticitat objectiu del camp dispers total quan s'estudien diferents modes.Segons aquest mètode, la funció de forma modal es pot descompondre en una suma de dues parts iguals, és a dir, \(f_{n} = f_{n}^{(res)} + f_{n}^{(b)}\ ) estan relacionades amb les amplituds de fons ressonant i no ressonant, respectivament.La funció de forma del mode ressonant està relacionada amb la resposta de l'objectiu, mentre que el fons sol estar relacionat amb la forma del dispersor.Per detectar el primer formant de l'objectiu per a cada mode, l'amplitud de la funció de forma de ressonància modal \(\left| {f_{n}^{(res)} \left(\theta \right)} \right|\ ) es calcula assumint un fons dur, format per esferes impenetrables en un material hoste elàstic.Aquesta hipòtesi ve motivada pel fet que, en general, tant la rigidesa com la densitat augmenten amb el creixement de la massa tumoral a causa de l'estrès de compressió residual.Així, a un nivell de creixement sever, s'espera que la relació d'impedància \(\rho_{T} c_{1T} /\rho_{H} c_{1H}\) sigui superior a 1 per a la majoria dels tumors sòlids macroscòpics que es desenvolupen en teixits.Per exemple, Krouskop et al.53 van informar d'una proporció de mòdul cancerós a normal d'aproximadament 4 per al teixit de la pròstata, mentre que aquest valor va augmentar a 20 per a mostres de teixit mamari.Aquestes relacions canvien inevitablement la impedància acústica del teixit, com també ho demostra l'anàlisi d'elastografia54,55,56, i poden estar relacionades amb l'engrossiment localitzat del teixit causat per la hiperproliferació del tumor.Aquesta diferència també s'ha observat experimentalment amb proves de compressió simples de blocs de tumors de mama cultivats en diferents etapes32, i la remodelació del material es pot seguir bé amb models predictius entre espècies de tumors de creixement no lineal43,44.Les dades de rigidesa obtingudes estan directament relacionades amb l'evolució del mòdul de Young dels tumors sòlids segons la fórmula \(E_{T} = S\left( {1 – \nu ^{2} } \right)/a\sqrt \ varepsilon\ )( esferes amb radi \(a\), rigidesa \(S\) i relació de Poisson \(\nu\) entre dues plaques rígides 57, tal com es mostra a la figura 1).Així, és possible obtenir mesures d'impedància acústica del tumor i de l'hoste a diferents nivells de creixement.En particular, en comparació amb el mòdul del teixit normal igual a 2 kPa a la figura 1, el mòdul elàstic dels tumors de mama en el rang de volum d'uns 500 a 1250 mm3 va donar lloc a un augment d'uns 10 kPa a 16 kPa, que és coherent amb les dades comunicades.a les referències 58, 59 es va trobar que la pressió a les mostres de teixit mamari és de 0, 25-4 kPa amb precompressió que s'esvaeix.Suposem també que la relació de Poisson d'un teixit gairebé incompressible és de 41,60, el que significa que la densitat del teixit no canvia significativament a mesura que augmenta el volum.En particular, s'utilitza la densitat mitjana de població massiva \(\rho = 945\,{\text{kg}}\,{\text{m}}^{ – 3}\)61.Amb aquestes consideracions, la rigidesa pot adoptar un mode de fons mitjançant l'expressió següent:
On la constant desconeguda \(\widehat{{{\varvec{\upxi))))_{n} = \{\delta_{n} ,\upsilon_{n} \}\) es pot calcular tenint en compte la continuïtat biaix ( 7 )2,4, és a dir, resolent el sistema algebraic \(\widehat{{\mathbb{D}}}_{n} (a) \cdot \widehat{({\varvec{\upxi}} } } _{n } = \widehat{{\mathbf{q}}}_{n} (a)\) amb menors\(\widehat{{\mathbb{D}}}_{n} (a) = \ { { \ mathbb{D}}_{n} (a)\}_{{\{ (1,3),(1,3)\} }}\) i el vector de columna simplificat corresponent\(\widehat {{\mathbf {q}}}_{n} (а)\ Proporciona coneixements bàsics de l'equació (11), dues amplituds de la funció de mode ressonant \(\left| {f_{n}^{). \left({res} \right)\,pp}} \left( \theta \right)} \right| = \left|{f_{n}^{pp} \left( \theta \right) – f_{ n}^{pp(b)} \left( \theta \right)} \right|\) i \( \left|{f_{n}^{{\left({res} \right)\,ps} } \left( \theta \right)} \right|= \left|{f_{n}^{ps} \left( \theta \right) – f_{n}^{ps(b)} \left( \ theta \right)} \right|\) es refereix a l'excitació de les ones P i la reflexió de les ones P i S, respectivament.A més, la primera amplitud es va estimar com a \(\theta = \pi\), i la segona amplitud es va estimar com a \(\theta = \pi/4\).En carregar diverses propietats de composició.La figura 2 mostra que les característiques ressonants dels esferoides tumorals d'uns 15 mm de diàmetre es concentren principalment a la banda de freqüència de 50-400 kHz, cosa que indica la possibilitat d'utilitzar ultrasons de baixa freqüència per induir l'excitació del tumor ressonant.cèl · lules.Molt de.En aquesta banda de freqüència, l'anàlisi RST va revelar formants monomode per als modes 1 a 6, destacats a la figura 3. Aquí, tant les ones disperses en pp com en ps mostren formants del primer tipus, que es produeixen a freqüències molt baixes, que augmenten de d'uns 20 kHz per al mode 1 a uns 60 kHz per a n = 6, sense mostrar cap diferència significativa en el radi de l'esfera.Aleshores, la funció ressonant ps decau, mentre que la combinació de formants pp de gran amplitud proporciona una periodicitat d'uns 60 kHz, mostrant un canvi de freqüència més alt amb l'augment del nombre de modes.Totes les anàlisis es van realitzar mitjançant el programari informàtic Mathematica®62.
Les funcions de forma de retrodispersió obtingudes a partir del mòdul de tumors de mama de diferents mides es mostren a la figura 1, on es destaquen les bandes de dispersió més altes tenint en compte la superposició de modes.
Ressonàncies dels modes seleccionats des de \(n = 1\) fins a \(n = 6\), calculades a partir de l'excitació i la reflexió de l'ona P a diferents mides del tumor (corbes negres de \(\left | {f_{n} ^ {{\ left({res} \right)\,pp}} \left( \pi \right)} \right| = {f_{n}^{pp} \left (\pi \right) –. f_{n }^{pp(b)} \left(\pi \right)} \right|\)) i l'excitació de l'ona P i la reflexió de l'ona S (corbes grises donades per la funció de forma modal \( \left | { f_{n }^{{\left({res} \right)\,ps}} \left({\pi /4} \right)} \right = {f_{n} ^{ ps}. \left( {\pi /4} \right) – f_{n}^{ps(b)} \left( {\pi /4} \right)} \right |\)).
Els resultats d'aquesta anàlisi preliminar utilitzant condicions de propagació de camp llunyà poden guiar la selecció de freqüències d'accionament específiques de la unitat en les simulacions numèriques següents per estudiar l'efecte de l'estrès de la microvibració sobre la massa.Els resultats mostren que el calibratge de freqüències òptimes pot ser específic de l'etapa durant el creixement del tumor i es pot determinar mitjançant els resultats de models de creixement per establir estratègies biomecàniques utilitzades en la teràpia de malalties per predir correctament la remodelació del teixit.
Els avenços significatius en nanotecnologia estan impulsant la comunitat científica a trobar noves solucions i mètodes per desenvolupar dispositius mèdics miniaturitzats i mínimament invasius per a aplicacions in vivo.En aquest context, la tecnologia LOF ha demostrat una capacitat notable per ampliar les capacitats de les fibres òptiques, permetent el desenvolupament de nous dispositius de fibra òptica mínimament invasius per a aplicacions de ciències de la vida21, 63, 64, 65. La idea d'integrar materials 2D i 3D amb propietats químiques, biològiques i òptiques desitjades als costats 25 i/o extrems 64 de les fibres òptiques amb un control espacial total a escala nanomètrica condueix a l'aparició d'una nova classe de nanoòptodes de fibra òptica.té una àmplia gamma de funcions diagnòstiques i terapèutiques.Curiosament, per les seves propietats geomètriques i mecàniques (petita secció transversal, gran relació d'aspecte, flexibilitat, baix pes) i la biocompatibilitat dels materials (normalment vidre o polímers), les fibres òptiques són molt adequades per a la inserció en agulles i catèters.Aplicacions mèdiques20, obrint el camí per a una nova visió de l'"hospital de l'agulla" (vegeu la figura 4).
De fet, a causa dels graus de llibertat que ofereix la tecnologia LOF, mitjançant la integració de micro i nanoestructures fetes de diversos materials metàl·lics i/o dielèctrics, les fibres òptiques es poden funcionalitzar correctament per a aplicacions específiques que sovint admeten l'excitació en mode ressonant., El camp de llum 21 està ben posicionat.La contenció de la llum a una escala de sublongituds d'ona, sovint en combinació amb processaments químics i/o biològics63 i la integració de materials sensibles com els polímers intel·ligents65,66 poden millorar el control de la interacció de la llum i la matèria, que pot ser útil per a finalitats teranòstiques.L'elecció del tipus i la mida dels components/materials integrats depèn òbviament dels paràmetres físics, biològics o químics a detectar21,63.
La integració de sondes LOF en agulles mèdiques dirigides a llocs específics del cos permetrà biòpsies locals de líquids i teixits in vivo, permetent un tractament local simultani, reduint els efectes secundaris i augmentant l'eficiència.Les oportunitats potencials inclouen la detecció de diverses biomolècules circulants, inclòs el càncer.biomarcadors o microRNAs (miRNAs)67, identificació de teixits cancerosos mitjançant espectroscòpia lineal i no lineal com l'espectroscòpia Raman (SERS)31, imatges fotoacústiques d'alta resolució22,28,68, cirurgia i ablació làser69 i fàrmacs de lliurament local amb llum27 i guia automàtica de les agulles al cos humà20.Val la pena assenyalar que tot i que l'ús de fibres òptiques evita els inconvenients típics dels mètodes "clàssics" basats en components electrònics, com la necessitat de connexions elèctriques i la presència d'interferències electromagnètiques, això permet que diversos sensors LOF s'integrin de manera efectiva en el sistema.agulla mèdica única.S'ha de prestar especial atenció a la reducció dels efectes nocius com la contaminació, les interferències òptiques, les obstruccions físiques que provoquen efectes de diafonia entre diferents funcions.Tanmateix, també és cert que moltes de les funcions esmentades no han d'estar actives al mateix temps.Aquest aspecte permet, almenys, reduir les interferències, limitant així l'impacte negatiu en el rendiment de cada sonda i la precisió del procediment.Aquestes consideracions ens permeten veure el concepte d'"agulla a l'hospital" com una visió senzilla per establir una base sòlida per a la propera generació d'agulles terapèutiques en ciències de la vida.
Pel que fa a l'aplicació específica tractada en aquest article, en la següent secció investigarem numèricament la capacitat d'una agulla mèdica per dirigir ones ultrasòniques als teixits humans mitjançant la seva propagació al llarg del seu eix.
La propagació d'ones ultrasòniques a través d'una agulla mèdica plena d'aigua i inserida en teixits tous (vegeu el diagrama de la figura 5a) es va modelar mitjançant el programari comercial Comsol Multiphysics basat en el mètode d'elements finits (FEM)70, on es modelen l'agulla i el teixit. com a entorn elàstic lineal.
En referència a la figura 5b, l'agulla es modela com un cilindre buit (també conegut com a "cànula") fet d'acer inoxidable, un material estàndard per a agulles mèdiques71.En particular, es va modelar amb el mòdul de Young E = 205 GPa, la relació de Poisson ν = 0,28 i la densitat ρ = 7850 kg m -372,73.Geomètricament, l'agulla es caracteritza per una longitud L, un diàmetre intern D (també anomenat "espai lliure") i un gruix de paret t.A més, es considera que la punta de l'agulla està inclinada en un angle α respecte a la direcció longitudinal (z).El volum d'aigua correspon essencialment a la forma de la regió interna de l'agulla.En aquesta anàlisi preliminar, es va suposar que l'agulla estava completament immersa en una regió de teixit (suposada que s'estenia indefinidament), modelada com una esfera de radi rs, que es va mantenir constant a 85 mm durant totes les simulacions.Amb més detall, acabem la regió esfèrica amb una capa perfectament combinada (PML), que almenys redueix les ones no desitjades reflectides dels límits "imaginaris".Aleshores vam triar el radi rs per col·locar el límit del domini esfèric prou lluny de l'agulla per no afectar la solució computacional i prou petit per no afectar el cost computacional de la simulació.
S'aplica un desplaçament longitudinal harmònic de la freqüència f i l'amplitud A al límit inferior de la geometria del llapis;aquesta situació representa un estímul d'entrada aplicat a la geometria simulada.A la resta de límits de l'agulla (en contacte amb el teixit i l'aigua), es considera que el model acceptat inclou una relació entre dos fenòmens físics, un dels quals està relacionat amb la mecànica estructural (per a l'àrea de l'agulla) i l'altre a la mecànica estructural.(per a la regió acicular), de manera que les condicions corresponents s'imposen a l'acústica (per a l'aigua i la regió acicular)74.En particular, petites vibracions aplicades al seient de l'agulla provoquen petites pertorbacions de voltatge;per tant, suposant que l'agulla es comporta com un medi elàstic, el vector de desplaçament U es pot estimar a partir de l'equació d'equilibri elastodinàmic (Navier)75.Les oscil·lacions estructurals de l'agulla provoquen canvis en la pressió de l'aigua al seu interior (considerada estacionària en el nostre model), com a conseqüència dels quals les ones sonores es propaguen en la direcció longitudinal de l'agulla, obeint essencialment l'equació de Helmholtz76.Finalment, suposant que els efectes no lineals en els teixits són insignificants i que l'amplitud de les ones de cisalla és molt menor que l'amplitud de les ones de pressió, l'equació de Helmholtz també es pot utilitzar per modelar la propagació d'ones acústiques en teixits tous.Després d'aquesta aproximació, el teixit es considera un líquid77 amb una densitat de 1000 kg/m3 i una velocitat del so de 1540 m/s (ignorant els efectes d'amortiment que depenen de la freqüència).Per connectar aquests dos camps físics, cal assegurar la continuïtat del moviment normal al límit del sòlid i el líquid, l'equilibri estàtic entre pressió i esforç perpendicular al límit del sòlid i l'esforç tangencial al límit del sòlid. líquid ha de ser igual a zero.75 .
En la nostra anàlisi, investiguem la propagació d'ones acústiques al llarg d'una agulla en condicions estacionàries, centrant-nos en la influència de la geometria de l'agulla en l'emissió d'ones a l'interior del teixit.En particular, es va investigar la influència del diàmetre interior de l'agulla D, la longitud L i l'angle de bisell α, mantenint el gruix t fixat a 500 µm per a tots els casos estudiats.Aquest valor de t és proper al gruix de paret estàndard típic 71 per a agulles comercials.
Sense pèrdua de generalitat, la freqüència f del desplaçament harmònic aplicat a la base de l'agulla es va prendre igual a 100 kHz i l'amplitud A era d'1 μm.En particular, la freqüència es va establir en 100 kHz, que és coherent amb les estimacions analítiques donades a la secció "Anàlisi de dispersió de masses tumorals esfèriques per estimar les freqüències d'ultrasò dependents del creixement", on es va trobar un comportament semblant a la ressonància de les masses tumorals en el rang de freqüències de 50-400 kHz, amb la major amplitud de dispersió concentrada a freqüències més baixes al voltant de 100-200 kHz (vegeu la figura 2).
El primer paràmetre estudiat va ser el diàmetre intern D de l'agulla.Per comoditat, es defineix com una fracció entera de la longitud d'ona acústica a la cavitat de l'agulla (és a dir, en aigua λW = 1,5 mm).De fet, els fenòmens de propagació d'ones en dispositius caracteritzats per una geometria determinada (per exemple, en una guia d'ones) sovint depenen de la mida característica de la geometria utilitzada en comparació amb la longitud d'ona de l'ona que es propaga.A més, en la primera anàlisi, per tal de subratllar millor l'efecte del diàmetre D en la propagació de l'ona acústica a través de l'agulla, vam considerar una punta plana, fixant l'angle α = 90°.Durant aquesta anàlisi, la longitud de l'agulla L es va fixar en 70 mm.
A la fig.La figura 6a mostra la intensitat mitjana del so en funció del paràmetre d'escala adimensional SD, és a dir, D = λW/SD avaluada en una esfera amb un radi de 10 mm centrada a la punta de l'agulla corresponent.El paràmetre d'escala SD canvia de 2 a 6, és a dir, considerem valors D que van de 7,5 mm a 2,5 mm (a f = 100 kHz).La gamma també inclou un valor estàndard de 71 per a agulles mèdiques d'acer inoxidable.Com era d'esperar, el diàmetre interior de l'agulla afecta la intensitat del so emès per l'agulla, amb un valor màxim (1030 W/m2) corresponent a D = λW/3 (és a dir, D = 5 mm) i una tendència decreixent amb disminució. diàmetre.Cal tenir en compte que el diàmetre D és un paràmetre geomètric que també afecta la invasivitat d'un dispositiu mèdic, per la qual cosa no es pot ignorar aquest aspecte crític a l'hora d'escollir el valor òptim.Per tant, tot i que la disminució de D es produeix per la menor transmissió de la intensitat acústica en els teixits, per als estudis següents, el diàmetre D = λW/5, és a dir, D = 3 mm (correspon a l'estàndard 11G71 a f = 100 kHz) , es considera un compromís raonable entre la intrusió del dispositiu i la transmissió de la intensitat del so (una mitjana d'uns 450 W/m2).
La intensitat mitjana del so emès per la punta de l'agulla (considerada plana), en funció del diàmetre interior de l'agulla (a), la longitud (b) i l'angle de bisell α (c).La longitud a (a, c) és de 90 mm i el diàmetre a (b, c) és de 3 mm.
El següent paràmetre a analitzar és la longitud de l'agulla L. Segons el cas anterior, considerem un angle oblic α = 90° i la longitud s'escala com a múltiple de la longitud d'ona a l'aigua, és a dir, considerem L = SL λW .El paràmetre d'escala adimensional SL es canvia de 3 per 7, estimant així la intensitat mitjana del so emès per la punta de l'agulla en el rang de longitud de 4,5 a 10,5 mm.Aquest rang inclou valors típics per a agulles comercials.Els resultats es mostren a la fig.6b, mostrant que la longitud de l'agulla, L, té una gran influència en la transmissió de la intensitat del so als teixits.Concretament, l'optimització d'aquest paràmetre va permetre millorar la transmissió en aproximadament un ordre de magnitud.De fet, en el rang de longitud analitzat, la intensitat sonora mitjana pren un màxim local de 3116 W/m2 a SL = 4 (és a dir, L = 60 mm), i l'altra correspon a SL = 6 (és a dir, L = 90). mm).
Després d'analitzar la influència del diàmetre i la longitud de l'agulla en la propagació dels ultrasons en geometria cilíndrica, ens vam centrar en la influència de l'angle de bisell en la transmissió de la intensitat del so als teixits.La intensitat mitjana del so que emana de la punta de la fibra es va avaluar en funció de l'angle α, canviant el seu valor de 10 ° (punta aguda) a 90 ° (punta plana).En aquest cas, el radi de l'esfera integradora al voltant de la punta considerada de l'agulla era de 20 mm, de manera que per a tots els valors d'α, la punta de l'agulla es va incloure en el volum calculat a partir de la mitjana.
Com es mostra a la fig.6c, quan s'afila la punta, és a dir, quan α disminueix a partir de 90°, la intensitat del so transmès augmenta, arribant a un valor màxim d'uns 1,5 × 105 W/m2, que correspon a α = 50°, és a dir, 2. és un ordre de magnitud superior en relació a l'estat pla.Amb més afinació de la punta (és a dir, a α per sota de 50 °), la intensitat del so tendeix a disminuir, arribant a valors comparables a una punta aplanada.No obstant això, tot i que hem considerat una àmplia gamma d'angles de bisell per a les nostres simulacions, val la pena tenir en compte que és necessari esmolar la punta per facilitar la inserció de l'agulla al teixit.De fet, un angle de bisell més petit (uns 10 °) pot reduir la força 78 necessària per penetrar el teixit.
A més del valor de la intensitat del so transmès dins del teixit, l'angle de bisell també afecta la direcció de propagació de l'ona, tal com es mostra als gràfics de nivell de pressió acústica que es mostren a la figura 7a (per a la punta plana) i 3b (per a 10°). ).punta bisellada), paral·lela La direcció longitudinal s'avalua en el pla de simetria (yz, cf. Fig. 5).En els extrems d'aquestes dues consideracions, el nivell de pressió sonora (anomenat 1 µPa) es concentra principalment dins de la cavitat de l'agulla (és a dir, a l'aigua) i s'irradia al teixit.Amb més detall, en el cas d'una punta plana (Fig. 7a), la distribució del nivell de pressió sonora és perfectament simètrica respecte a la direcció longitudinal, i es poden distingir ones estacionàries en l'aigua que omple el cos.L'ona s'orienta longitudinalment (eix z), l'amplitud assoleix el seu valor màxim a l'aigua (uns 240 dB) i disminueix transversalment, la qual cosa comporta una atenuació d'uns 20 dB a una distància de 10 mm del centre de l'agulla.Com era d'esperar, la introducció d'una punta punxeguda (Fig. 7b) trenca aquesta simetria i els antinodes de les ones estacionàries es "desvien" segons la punta de l'agulla.Aparentment, aquesta asimetria afecta la intensitat de radiació de la punta de l'agulla, tal com s'ha descrit anteriorment (Fig. 6c).Per entendre millor aquest aspecte, es va avaluar la intensitat acústica al llarg d'una línia de tall ortogonal a la direcció longitudinal de l'agulla, que estava situada en el pla de simetria de l'agulla i situada a una distància de 10 mm de la punta de l'agulla ( resultats a la figura 7c).Més específicament, es van comparar les distribucions d'intensitat del so avaluades en angles oblics de 10 °, 20 ° i 30 ° (línies sòlides blaves, vermelles i verdes, respectivament) amb la distribució prop de l'extrem pla (corbes de punts negres).La distribució d'intensitat associada a les agulles de punta plana sembla ser simètrica respecte al centre de l'agulla.En particular, pren un valor d'uns 1420 W/m2 al centre, un desbordament d'uns 300 W/m2 a una distància de ~8 mm i després disminueix fins a un valor d'uns 170 W/m2 a ~30 mm. .A mesura que la punta es torna punxeguda, el lòbul central es divideix en més lòbuls d'intensitat variable.Més concretament, quan α era de 30°, es podien distingir clarament tres pètals en el perfil mesurat a 1 mm de la punta de l'agulla.El central es troba gairebé al centre de l'agulla i té un valor estimat de 1850 W/m2, i el superior de la dreta es troba a uns 19 mm del centre i arriba als 2625 W/m2.A α = 20°, hi ha 2 lòbuls principals: un per −12 mm a 1785 W/m2 i un per 14 mm a 1524 W/m2.Quan la punta es torna més nítida i l'angle arriba als 10°, s'aconsegueix un màxim de 817 W/m2 a uns -20 mm, i al llarg del perfil es veuen tres lòbuls més d'una intensitat lleugerament menor.
Nivell de pressió sonora en el pla de simetria y–z d'una agulla amb un extrem pla (a) i un bisell de 10° (b).(c) Distribució de la intensitat acústica estimada al llarg d'una línia de tall perpendicular a la direcció longitudinal de l'agulla, a una distància de 10 mm de la punta de l'agulla i situada en el pla de simetria yz.La longitud L és de 70 mm i el diàmetre D és de 3 mm.
En conjunt, aquests resultats demostren que les agulles mèdiques es poden utilitzar eficaçment per transmetre ultrasons a 100 kHz al teixit tou.La intensitat del so emès depèn de la geometria de l'agulla i es pot optimitzar (subjecte a les limitacions imposades per la invasivitat del dispositiu final) fins a valors del rang de 1000 W/m2 (a 10 mm).aplicat a la part inferior de l'agulla 1. En el cas d'un desplaçament micròmetre, es considera que l'agulla està completament inserida en el teixit tou que s'estén infinitament.En particular, l'angle de bisell afecta fortament la intensitat i la direcció de propagació de les ones sonores al teixit, la qual cosa condueix principalment a l'ortogonalitat del tall de la punta de l'agulla.
Per donar suport al desenvolupament de noves estratègies de tractament del tumor basades en l'ús de tècniques mèdiques no invasives, es va analitzar analíticament i computacionalment la propagació d'ultrasons de baixa freqüència a l'entorn del tumor.En particular, a la primera part de l'estudi, una solució elastodinàmica temporal ens va permetre estudiar la dispersió d'ones ultrasòniques en esferoides tumorals sòlids de mida i rigidesa conegudes per tal d'estudiar la sensibilitat de freqüència de la massa.A continuació, es van escollir freqüències de l'ordre de centenars de kilohertz i es va modelar l'aplicació local de l'estrès de vibració en l'entorn del tumor mitjançant un accionament d'agulla mèdica en simulació numèrica mitjançant l'estudi de la influència dels principals paràmetres de disseny que determinen la transferència de l'acústica. potència de l'instrument al medi ambient.Els resultats mostren que les agulles mèdiques es poden utilitzar eficaçment per irradiar teixits amb ultrasons, i la seva intensitat està estretament relacionada amb el paràmetre geomètric de l'agulla, anomenada longitud d'ona acústica de treball.De fet, la intensitat de la irradiació a través del teixit augmenta amb l'augment del diàmetre intern de l'agulla, arribant a un màxim quan el diàmetre és tres vegades la longitud d'ona.La longitud de l'agulla també proporciona un cert grau de llibertat per optimitzar l'exposició.Aquest darrer resultat es maximitza quan la longitud de l'agulla s'estableix en un determinat múltiple de la longitud d'ona de funcionament (específicament 4 i 6).Curiosament, per al rang de freqüència d'interès, els valors optimitzats de diàmetre i longitud són propers als que s'utilitzen habitualment per a les agulles comercials estàndard.L'angle de bisell, que determina la nitidesa de l'agulla, també afecta l'emissivitat, arribant a un màxim d'uns 50 ° i proporcionant un bon rendiment a uns 10 °, que s'utilitza habitualment per a agulles comercials..Els resultats de la simulació s'utilitzaran per guiar la implementació i optimització de la plataforma de diagnòstic intraagulla de l'hospital, integrant l'ecografia diagnòstica i terapèutica amb altres solucions terapèutiques en el dispositiu i realitzant intervencions col·laboratives de medicina de precisió.
Koenig IR, Fuchs O, Hansen G, von Mutius E. i Kopp MV Què és la medicina de precisió?Eur, estranger.Diari 50, 1700391 (2017).
Collins, FS i Varmus, H. Noves iniciatives en medicina de precisió.N. eng.J. Medicina.372, 793–795 (2015).
Hsu, W., Markey, MK i Wang, MD.Informàtica d'imatge biomèdica a l'era de la medicina de precisió: èxits, reptes i oportunitats.Melmelada.medicament.informar.Professor auxiliar.20(6), 1010–1013 (2013).
Garraway, LA, Verweij, J. & Ballman, KV Precision oncology: a review.J. Clínica.Oncol.31, 1803–1805 (2013).
Wiwatchaitawee, K., Quarterman, J., Geary, S. i Salem, A. Millora en la teràpia de glioblastoma (GBM) mitjançant un sistema de lliurament basat en nanopartícules.AAPS PharmSciTech 22, 71 (2021).
Aldape K, Zadeh G, Mansouri S, Reifenberger G i von Daimling A. Glioblastoma: patologia, mecanismes moleculars i marcadors.Acta Neuropatologia.129(6), 829–848 (2015).
Bush, NAO, Chang, SM i Berger, MS Estratègies actuals i futures per al tractament del glioma.neurocirurgia.Ed.40, 1–14 (2017).