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Basierend auf der interdisziplinären Schnittstelle von Physik und Lebenswissenschaften haben diagnostische und therapeutische Strategien auf Basis der Präzisionsmedizin in jüngster Zeit aufgrund der praktischen Anwendbarkeit neuer Ingenieurmethoden in vielen Bereichen der Medizin, insbesondere in der Onkologie, große Aufmerksamkeit erregt.In diesem Rahmen erregt der Einsatz von Ultraschall zum Angriff auf Krebszellen in Tumoren mit dem Ziel, mögliche mechanische Schäden in verschiedenen Größenordnungen zu verursachen, zunehmende Aufmerksamkeit von Wissenschaftlern auf der ganzen Welt.Unter Berücksichtigung dieser Faktoren präsentieren wir auf der Grundlage elastodynamischer Timing-Lösungen und numerischer Simulationen eine vorläufige Studie zur Computersimulation der Ultraschallausbreitung in Geweben, um durch lokale Bestrahlung geeignete Frequenzen und Leistungen auszuwählen.Neue Diagnoseplattform für die Labor-On-Fiber-Technologie, Krankenhausnadel genannt und bereits patentiert.Man geht davon aus, dass die Ergebnisse der Analyse und damit verbundene biophysikalische Erkenntnisse den Weg für neue integrierte diagnostische und therapeutische Ansätze ebnen könnten, die auf der Grundlage der Physik künftig eine zentrale Rolle bei der Anwendung der Präzisionsmedizin spielen könnten.Es beginnt eine wachsende Synergie zwischen der Biologie.
Mit der Optimierung einer Vielzahl klinischer Anwendungen wurde nach und nach die Notwendigkeit deutlich, Nebenwirkungen für Patienten zu reduzieren.Zu diesem Zweck ist die Präzisionsmedizin1, 2, 3, 4, 5 zu einem strategischen Ziel geworden, um die Dosis der an Patienten verabreichten Medikamente zu reduzieren, wobei im Wesentlichen zwei Hauptansätze verfolgt werden.Die erste basiert auf einer Behandlung, die auf das Genomprofil des Patienten zugeschnitten ist.Die zweite Methode, die zum Goldstandard in der Onkologie wird, zielt darauf ab, systemische Arzneimittelverabreichungsverfahren zu vermeiden, indem versucht wird, eine kleine Menge des Arzneimittels freizusetzen, und gleichzeitig die Genauigkeit durch den Einsatz lokaler Therapie zu erhöhen.Oberstes Ziel ist es, die negativen Auswirkungen vieler Therapieansätze, etwa der Chemotherapie oder der systemischen Gabe von Radionukliden, zu beseitigen oder zumindest zu minimieren.Abhängig von der Krebsart, dem Ort, der Strahlendosis und anderen Faktoren kann auch eine Strahlentherapie ein hohes Risiko für gesundes Gewebe darstellen.Bei der Behandlung von Glioblastomen6,7,8,9 kann durch eine Operation der zugrunde liegende Krebs erfolgreich entfernt werden, aber auch ohne Metastasen können viele kleine Krebsinfiltrate vorhanden sein.Wenn sie nicht vollständig entfernt werden, können innerhalb relativ kurzer Zeit neue Krebsmassen entstehen.In diesem Zusammenhang sind die oben genannten Strategien der Präzisionsmedizin schwierig anzuwenden, da diese Infiltrate schwer zu erkennen und über ein großes Gebiet verteilt sind.Diese Barrieren verhindern mit der Präzisionsmedizin endgültige Ergebnisse bei der Verhinderung eines erneuten Auftretens. Daher werden in manchen Fällen systemische Verabreichungsmethoden bevorzugt, obwohl die verwendeten Arzneimittel sehr hohe Toxizitätswerte aufweisen können.Um dieses Problem zu überwinden, wäre der ideale Behandlungsansatz der Einsatz minimalinvasiver Strategien, die Krebszellen selektiv angreifen können, ohne gesundes Gewebe zu beeinträchtigen.Vor diesem Hintergrund scheint der Einsatz von Ultraschallschwingungen eine mögliche Lösung zu sein, da sich gezeigt hat, dass sie krebsartige und gesunde Zellen unterschiedlich beeinflussen, sowohl in einzelligen Systemen als auch in mesoskaligen heterogenen Clustern.
Aus mechanistischer Sicht haben gesunde und Krebszellen tatsächlich unterschiedliche natürliche Resonanzfrequenzen.Diese Eigenschaft ist mit onkogenen Veränderungen der mechanischen Eigenschaften der Zytoskelettstruktur von Krebszellen verbunden12,13, während Tumorzellen im Durchschnitt stärker verformbar sind als normale Zellen.Somit können bei optimaler Wahl der Ultraschallfrequenz zur Stimulation in ausgewählten Bereichen induzierte Vibrationen Schäden an lebenden Krebsstrukturen verursachen und so die Auswirkungen auf die gesunde Umgebung des Wirts minimieren.Zu diesen noch nicht vollständig verstandenen Auswirkungen können die Zerstörung bestimmter zellulärer Strukturkomponenten durch durch Ultraschall induzierte hochfrequente Vibrationen (im Prinzip sehr ähnlich der Lithotripsie14) und zelluläre Schäden aufgrund eines der mechanischen Ermüdung ähnlichen Phänomens gehören, die wiederum die Zellstruktur verändern können .Programmierung und Mechanobiologie.Obwohl diese theoretische Lösung sehr geeignet zu sein scheint, kann sie leider nicht in Fällen angewendet werden, in denen echofreie biologische Strukturen die direkte Anwendung von Ultraschall verhindern, beispielsweise bei intrakraniellen Anwendungen aufgrund des Vorhandenseins von Knochen, und wenn sich einige Brusttumormassen im Fettgewebe befinden Gewebe.Eine Abschwächung kann den Ort einer potenziellen therapeutischen Wirkung einschränken.Um diese Probleme zu überwinden, muss Ultraschall lokal mit speziell entwickelten Schallköpfen angewendet werden, die die bestrahlte Stelle so wenig invasiv wie möglich erreichen können.Vor diesem Hintergrund haben wir die Möglichkeit in Betracht gezogen, Ideen im Zusammenhang mit der Möglichkeit der Schaffung einer innovativen Technologieplattform namens „Nadelkrankenhaus“15 zu nutzen.Das „Hospital in the Needle“-Konzept beinhaltet die Entwicklung eines minimalinvasiven medizinischen Instruments für diagnostische und therapeutische Anwendungen, basierend auf der Kombination verschiedener Funktionen in einer medizinischen Nadel.Wie im Abschnitt „Krankenhausnadel“ ausführlicher erläutert, basiert dieses kompakte Gerät in erster Linie auf den Vorteilen der faseroptischen Sonden 16, 17, 18, 19, 20, 21, die aufgrund ihrer Eigenschaften zum Einführen in Standard-20-Sonden geeignet sind Medizinische Nadeln, 22 Lumen.Durch die Nutzung der Flexibilität der Lab-on-Fiber (LOF)23-Technologie wird Glasfaser effektiv zu einer einzigartigen Plattform für miniaturisierte und gebrauchsfertige Diagnose- und Therapiegeräte, einschließlich Flüssigkeitsbiopsie- und Gewebebiopsiegeräten.in der biomolekularen Detektion24,25, der lichtgesteuerten lokalen Medikamentenabgabe26,27, der hochpräzisen lokalen Ultraschallbildgebung28, der Thermotherapie29,30 und der spektroskopbasierten Identifizierung von Krebsgewebe31.Im Rahmen dieses Konzepts untersuchen wir mithilfe eines Lokalisierungsansatzes, der auf dem Gerät „Nadel im Krankenhaus“ basiert, die Möglichkeit, die lokale Stimulation residenter biologischer Strukturen zu optimieren, indem wir die Ausbreitung von Ultraschallwellen durch Nadeln nutzen, um Ultraschallwellen innerhalb der interessierenden Region anzuregen..Somit kann therapeutischer Ultraschall geringer Intensität mit minimaler Invasivität direkt auf den Risikobereich angewendet werden, um Zellen und kleine feste Formationen in Weichteilen zu beschallen, wie im Fall der oben erwähnten intrakraniellen Operation, bei der ein kleines Loch in den Schädel mit eingebracht werden muss Nadel.Inspiriert durch aktuelle theoretische und experimentelle Ergebnisse, die darauf hindeuten, dass Ultraschall die Entwicklung bestimmter Krebsarten stoppen oder verzögern kann,32,33,34 kann der vorgeschlagene Ansatz dazu beitragen, zumindest im Prinzip die wichtigsten Kompromisse zwischen aggressiven und heilenden Wirkungen anzugehen.Unter Berücksichtigung dieser Überlegungen untersuchen wir in der vorliegenden Arbeit die Möglichkeit der Verwendung eines Nadelgeräts im Krankenhaus für die minimalinvasive Ultraschalltherapie bei Krebs.Genauer gesagt verwenden wir im Abschnitt „Streuungsanalyse sphärischer Tumormassen zur Schätzung der wachstumsabhängigen Ultraschallfrequenz“ bewährte elastodynamische Methoden und die Theorie der akustischen Streuung, um die Größe kugelförmiger solider Tumoren vorherzusagen, die in einem elastischen Medium gewachsen sind.Steifheit, die zwischen dem Tumor und dem Wirtsgewebe aufgrund der wachstumsbedingten Umgestaltung des Materials auftritt.Nachdem wir unser System, das wir den Abschnitt „Hospital in the Needle“ nennen, beschrieben haben, analysieren wir im Abschnitt „Hospital in the Needle“ die Ausbreitung von Ultraschallwellen durch medizinische Nadeln bei den vorhergesagten Frequenzen und ihr numerisches Modell bestrahlt die zu untersuchende Umgebung die wichtigsten geometrischen Parameter (der tatsächliche Innendurchmesser, die Länge und die Schärfe der Nadel), die die Übertragung der akustischen Leistung des Instruments beeinflussen.Angesichts der Notwendigkeit, neue technische Strategien für die Präzisionsmedizin zu entwickeln, wird davon ausgegangen, dass die vorgeschlagene Studie dazu beitragen könnte, ein neues Instrument zur Krebsbehandlung zu entwickeln, das auf der Verwendung von Ultraschall basiert, der über eine integrierte theragnostische Plattform bereitgestellt wird, die Ultraschall mit anderen Lösungen integriert.Kombiniert, z. B. gezielte Medikamentenverabreichung und Echtzeitdiagnostik mit einer einzigen Nadel.
Die Wirksamkeit der Bereitstellung mechanistischer Strategien für die Behandlung lokalisierter solider Tumoren mithilfe von Ultraschallstimulation war das Ziel mehrerer Arbeiten, die sich sowohl theoretisch als auch experimentell mit der Wirkung von Ultraschallschwingungen geringer Intensität auf Einzelzellsysteme befassten 10, 11, 12 , 32, 33, 34, 35, 36 Mithilfe viskoelastischer Modelle haben mehrere Forscher analytisch gezeigt, dass Tumor- und gesunde Zellen unterschiedliche Frequenzantworten aufweisen, die durch unterschiedliche Resonanzspitzen im US-10-, 11- und 12-Bereich gekennzeichnet sind.Dieses Ergebnis legt nahe, dass Tumorzellen grundsätzlich selektiv durch mechanische Reize angegriffen werden können, die die Wirtsumgebung schützen.Dieses Verhalten ist eine direkte Folge wichtiger Beweise dafür, dass Tumorzellen in den meisten Fällen formbarer sind als gesunde Zellen, möglicherweise um ihre Fähigkeit zur Proliferation und Migration zu verbessern37,38,39,40.Basierend auf den Ergebnissen, die mit Einzelzellmodellen, z. B. auf der Mikroskala, erzielt wurden, wurde die Selektivität von Krebszellen auch auf der Mesoskala durch numerische Untersuchungen der harmonischen Reaktionen heterogener Zellaggregate nachgewiesen.Vielzellige Aggregate mit einer Größe von Hunderten von Mikrometern wurden hierarchisch aufgebaut, um einen unterschiedlichen Anteil an Krebszellen und an gesunden Zellen bereitzustellen.Auf der Mesoebene dieser Aggregate bleiben einige interessante mikroskopische Merkmale aufgrund der direkten Umsetzung der Hauptstrukturelemente erhalten, die das mechanische Verhalten einzelner Zellen charakterisieren.Insbesondere nutzt jede Zelle eine Tensegrity-basierte Architektur, um die Reaktion verschiedener vorgespannter Zytoskelettstrukturen nachzuahmen und dadurch deren Gesamtsteifigkeit zu beeinflussen12,13.Theoretische Vorhersagen und In-vitro-Experimente der oben genannten Literatur haben ermutigende Ergebnisse geliefert, die auf die Notwendigkeit hinweisen, die Empfindlichkeit von Tumormassen gegenüber therapeutischem Ultraschall geringer Intensität (LITUS) zu untersuchen, und die Beurteilung der Häufigkeit der Bestrahlung von Tumormassen ist von entscheidender Bedeutung.Positionieren Sie LITUS für die Anwendung vor Ort.
Auf Gewebeebene geht jedoch zwangsläufig die submakroskopische Beschreibung der einzelnen Komponenten verloren, und die Eigenschaften des Tumorgewebes können mit sequentiellen Methoden verfolgt werden, um das Massenwachstum und stressinduzierte Umbauprozesse unter Berücksichtigung der makroskopischen Effekte zu verfolgen Wachstum.-induzierte Veränderungen der Gewebeelastizität auf einer Skala von 41,42.Tatsächlich wachsen solide Tumormassen im Gegensatz zu einzelligen und aggregierten Systemen in Weichgeweben aufgrund der allmählichen Anhäufung abweichender Restspannungen, die die natürlichen mechanischen Eigenschaften aufgrund einer Erhöhung der gesamten intratumoralen Steifheit verändern, und Tumorsklerose wird häufig zu einem entscheidenden Faktor Tumorerkennung.
Unter Berücksichtigung dieser Überlegungen analysieren wir hier die sonodynamische Reaktion von Tumorsphäroiden, modelliert als elastische kugelförmige Einschlüsse, die in einer normalen Gewebeumgebung wachsen.Genauer gesagt wurden die mit dem Tumorstadium verbundenen elastischen Eigenschaften auf der Grundlage der theoretischen und experimentellen Ergebnisse bestimmt, die einige Autoren in früheren Arbeiten erhalten hatten.Unter anderem wurde die Entwicklung solider Tumorsphäroide, die in vivo in heterogenen Medien gezüchtet wurden, durch die Anwendung nichtlinearer mechanischer Modelle 41,43,44 in Kombination mit der Dynamik zwischen den Spezies untersucht, um die Entwicklung von Tumormassen und den damit verbundenen intratumoralen Stress vorherzusagen.Wie oben erwähnt, führen Wachstum (z. B. unelastische Vordehnung) und Eigenspannung zu einer fortschreitenden Umgestaltung der Eigenschaften des Tumormaterials und damit auch zu einer Veränderung seiner akustischen Reaktion.Es ist wichtig zu beachten, dass in Lit.41 Die Koevolution von Wachstum und festem Stress bei Tumoren wurde in experimentellen Kampagnen in Tiermodellen nachgewiesen.Insbesondere ein Vergleich der Steifheit von Brusttumormassen, die in verschiedenen Stadien reseziert wurden, mit der Steifheit, die durch die Reproduktion ähnlicher Bedingungen in silico auf einem sphärischen Finite-Elemente-Modell mit denselben Abmessungen und unter Berücksichtigung des vorhergesagten Restspannungsfelds erhalten wurde, bestätigte die vorgeschlagene Methode von Modellgültigkeit..In dieser Arbeit werden zuvor gewonnene theoretische und experimentelle Ergebnisse genutzt, um eine neu entwickelte Therapiestrategie zu entwickeln.Hier wurden insbesondere vorhergesagte Größen mit entsprechenden evolutionären Resistenzeigenschaften berechnet, die somit zur Abschätzung der Häufigkeitsbereiche verwendet wurden, auf die in der Wirtsumgebung eingebettete Tumormassen empfindlicher reagieren.Zu diesem Zweck untersuchten wir das dynamische Verhalten der Tumormasse in verschiedenen Stadien, wobei wir akustische Indikatoren gemäß dem allgemein anerkannten Prinzip der Streuung als Reaktion auf Ultraschallreize berücksichtigten und mögliche Resonanzphänomene des Sphäroids hervorhoben .je nach Tumor und Wirt Wachstumsabhängige Unterschiede in der Steifheit zwischen den Geweben.
Daher wurden Tumormassen als elastische Kugeln mit dem Radius \(a\) in der umgebenden elastischen Umgebung des Wirts modelliert, basierend auf experimentellen Daten, die zeigen, wie sperrige bösartige Strukturen in situ in kugelförmigen Formen wachsen.Unter Bezugnahme auf Abbildung 1 werden unter Verwendung der sphärischen Koordinaten \(\{ r,\theta ,\varphi \}\) (wobei \(\theta\) und \(\varphi\) den Anomaliewinkel bzw. den Azimutwinkel darstellen) die Tumordomäne besetzt Region eingebettet in gesunden Raum \({\mathcal {V}}_{T}=\{ (r,\theta ,\varphi ):r\le a\}\) unbegrenzte Region \({\mathcal { V} }_{H} = \{ (r,\theta,\varphi):r > a\}\).Unter Bezugnahme auf Supplementary Information (SI) für eine vollständige Beschreibung des mathematischen Modells, das auf der gut etablierten elastodynamischen Basis basiert, über die in vielen Literaturstellen berichtet wird45,46,47,48, betrachten wir hier ein Problem, das durch einen achsensymmetrischen Schwingungsmodus gekennzeichnet ist.Diese Annahme impliziert, dass alle Variablen innerhalb des Tumor- und gesunden Bereichs unabhängig von der azimutalen Koordinate \(\varphi\) sind und dass in dieser Richtung keine Verzerrung auftritt.Folglich können die Verschiebungs- und Spannungsfelder aus zwei Skalarpotentialen \(\phi = \hat{\phi}\left( {r,\theta} \right)e^{{ – i \omega {\kern 1pt } t }}\) und \(\chi = \hat{\chi }\left( {r,\theta } \right)e^{{ – i\omega {\kern 1pt} t }}\) , sie sind jeweils bezogen auf eine Longitudinalwelle und eine Scherwelle, die Koinzidenzzeit t zwischen dem Stoß \(\theta \) und der Winkel zwischen der Richtung der einfallenden Welle und dem Ortsvektor \({\mathbf {x))\) ( wie in Abbildung 1 gezeigt) und \(\omega = 2\pi f\) stellt die Kreisfrequenz dar.Insbesondere wird das einfallende Feld durch die ebene Welle \(\phi_{H}^{(in)}\) (ebenfalls im SI-System eingeführt, in Gleichung (A.9)) modelliert, die sich im Volumen des Körpers ausbreitet nach dem Gesetzesausdruck
wobei \(\phi_{0}\) der Amplitudenparameter ist.Die sphärische Entwicklung einer einfallenden ebenen Welle (1) unter Verwendung einer Kugelwellenfunktion ist das Standardargument:
Dabei ist \(j_{n}\) die sphärische Bessel-Funktion erster Ordnung \(n\) und \(P_{n}\) das Legendre-Polynom.Ein Teil der einfallenden Welle der Investitionskugel wird im umgebenden Medium gestreut und überlagert das einfallende Feld, während der andere Teil im Inneren der Kugel gestreut wird und zu deren Schwingung beiträgt.Dazu werden die harmonischen Lösungen der Wellengleichung \(\nabla^{2} \hat{\phi } + k_{1}^{2} {\mkern 1mu} \hat{\phi } = 0\,\ ) und \ (\ nabla^{2} {\mkern 1mu} \hat{\chi } + k_{2}^{2} \hat{\chi } = 0\), bereitgestellt beispielsweise von Eringen45 (siehe auch SI ) kann auf einen Tumor und gesunde Bereiche hinweisen.Insbesondere gestreute Expansionswellen und isovolumische Wellen, die im Wirtsmedium \(H\) erzeugt werden, weisen ihre jeweiligen potentiellen Energien auf:
Unter diesen wird die sphärische Hankel-Funktion erster Art \(h_{n}^{(1)}\) verwendet, um die ausgehende Streuwelle zu berücksichtigen, und \(\alpha_{n}\) und \(\beta_{ n}\ ) sind die unbekannten Koeffizienten.in der Gleichung.In den Gleichungen (2)–(4) bezeichnen die Terme \(k_{H1}\) und \(k_{H2}\) die Wellenzahlen der Verdünnung bzw. der Transversalwellen im Hauptbereich des Körpers ( siehe SI).Kompressionsfelder innerhalb des Tumors und Verschiebungen haben die Form
Wobei \(k_{T1}\) und \(k_{T2}\) die Longitudinal- und Transversalwellenzahlen in der Tumorregion darstellen und die unbekannten Koeffizienten \(\gamma_{n} {\mkern 1mu}\) sind, \(\ eta_{n} {\mkern 1mu}\).Basierend auf diesen Ergebnissen sind radiale und umfangsmäßige Verschiebungskomponenten ungleich Null charakteristisch für gesunde Regionen im betrachteten Problem, wie z. B. \(u_{Hr}\) und \(u_{H\theta}\) (\(u_{ H\ varphi }\ ) die Symmetrieannahme ist nicht mehr erforderlich) – kann aus der Beziehung \(u_{Hr} = \partial_{r} \left( {\phi + \partial_{r} (r\chi ) erhalten werden } \right) + k_}^{2 } {\mkern 1mu} r\chi\) und \(u_{H\theta} = r^{- 1} \partial_{\theta} \left({\phi + \partial_{r } ( r\chi ) } \right)\) durch Bilden von \(\phi = \phi_{H}^{(in)} + \phi_{H}^{(s)}\) und \ (\chi = \chi_ {H}^ {(s)}\) (siehe SI für detaillierte mathematische Ableitung).In ähnlicher Weise ergibt das Ersetzen von \(\phi = \phi_{T}^{(s)}\) und \(\chi = \chi_{T}^{(s)}\) {Tr} = \partial_{r} \left( {\phi + \partial_{r} (r\chi)} \right) + k_{T2}^{2} {\mkern 1mu} r\chi\) und \(u_{T\theta} = r^{-1}\partial _{\theta }\left({\phi +\partial_{r}(r\chi )}\right)\).
(Links) Geometrie eines kugelförmigen Tumors, der in einer gesunden Umgebung gewachsen ist, durch die sich ein einfallendes Feld ausbreitet, (rechts) Entsprechende Entwicklung des Tumor-Wirt-Steifigkeitsverhältnisses als Funktion des Tumorradius, berichtete Daten (angepasst von Carotenuto et al. 41) In Kompressionstests in vitro wurden aus soliden Brusttumoren gewonnen, die mit MDA-MB-231-Zellen inokuliert wurden.
Unter der Annahme linear elastischer und isotroper Materialien gehorchen die von Null verschiedenen Spannungskomponenten im gesunden Bereich und im Tumorbereich, d sind verschiedene Lamé-Module, die die Wirts- und Tumorelastizität charakterisieren und als \(\{ \mu_{H},\,\lambda_{H} \}\) und \(\{ \mu_{T},\, \lambda_ {T} \ }\) (siehe Gleichung (A.11) für den vollständigen Ausdruck der in SI dargestellten Spannungskomponenten).Insbesondere zeigten wachsende Tumoren gemäß den Daten in Referenz 41 und in Abbildung 1 eine Veränderung der Gewebeelastizitätskonstanten.Dadurch werden Verschiebungen und Spannungen in der Wirts- und Tumorregion vollständig bis zu einem Satz unbekannter Konstanten \({{ \varvec{\upxi}}}_{n} = \{ \alpha_{n} ,{\mkern 1mu } \beta_{ n} {\mkern 1mu} \gamma_{n} ,\eta_{n} \}\ ) hat theoretisch unendliche Dimensionen.Um diese Koeffizientenvektoren zu finden, werden geeignete Schnittstellen und Randbedingungen zwischen Tumor und gesunden Bereichen eingeführt.Unter der Annahme einer perfekten Bindung an der Tumor-Wirt-Grenzfläche \(r = a\) erfordert die Kontinuität von Verschiebungen und Spannungen die folgenden Bedingungen:
System (7) bildet ein Gleichungssystem mit unendlichen Lösungen.Darüber hinaus hängt jede Randbedingung von der Anomalie \(\theta\) ab.Um das Randwertproblem auf ein vollständiges algebraisches Problem mit \(N\) Mengen geschlossener Systeme zu reduzieren, von denen jedes im Unbekannten \({{\varvec{\upxi}}}_{n} = \{ \alpha_ {n},{ \mkern 1mu} \beta_{n} {\mkern 1mu} \gamma_{n}, \eta_{n} \}_{n = 0,…,N}\) (mit \ ( N \ bis \infty \), theoretisch) und um die Abhängigkeit der Gleichungen von den trigonometrischen Termen zu beseitigen, werden die Grenzflächenbedingungen in einer schwachen Form unter Verwendung der Orthogonalität der Legendre-Polynome geschrieben.Insbesondere werden die Gleichungen (7)1,2 und (7)3,4 mit \(P_{n} \left( {\cos \theta} \right)\) und \(P_{n}^{ 1} \left( { \cos\theta}\right)\) und dann zwischen \(0\) und \(\pi\) unter Verwendung mathematischer Identitäten integrieren:
Somit liefert die Schnittstellenbedingung (7) ein quadratisches algebraisches Gleichungssystem, das in Matrixform ausgedrückt werden kann als \({\mathbb{D}}_{n} (a) \cdot {{\varvec{\upxi }} } _{ n} = {\mathbf{q}}_{n} (a)\) und erhalten Sie die Unbekannte \({{\varvec{\upxi}}}_{n}\ ) durch Lösen der Cramer-Regel.
Um den von der Kugel gestreuten Energiefluss abzuschätzen und Informationen über ihre akustische Reaktion auf der Grundlage von Daten über das sich im Wirtsmedium ausbreitende Streufeld zu erhalten, ist eine akustische Größe von Interesse, bei der es sich um einen normalisierten bistatischen Streuquerschnitt handelt.Insbesondere drückt der mit \(s) bezeichnete Streuquerschnitt das Verhältnis zwischen der vom Streusignal übertragenen akustischen Leistung und der von der einfallenden Welle getragenen Energieteilung aus.In diesem Zusammenhang ist die Größe der Formfunktion \(\left| {F_{\infty} \left(\theta \right)} \right|^{2}\) eine häufig verwendete Größe bei der Untersuchung akustischer Mechanismen eingebettet in eine Flüssigkeit oder einen Feststoff. Streuung von Gegenständen im Sediment.Genauer gesagt ist die Amplitude der Formfunktion definiert als der differenzielle Streuquerschnitt \(ds\) pro Flächeneinheit, der sich um die Normale zur Ausbreitungsrichtung der einfallenden Welle unterscheidet:
wobei \(f_{n}^{pp}\) und \(f_{n}^{ps}\) die Modalfunktion bezeichnen, die sich auf das Verhältnis der Leistungen der Longitudinalwelle und der Streuwelle relativ zur bezieht Die einfallende P-Welle im Empfangsmedium wird jeweils mit den folgenden Ausdrücken angegeben:
Partielle Wellenfunktionen (10) können gemäß der resonanten Streuungstheorie (RST)49,50,51,52 unabhängig untersucht werden, was es ermöglicht, bei der Untersuchung verschiedener Moden die Zielelastizität vom gesamten Streufeld zu trennen.Nach dieser Methode kann die Modalformfunktion in eine Summe aus zwei gleichen Teilen zerlegt werden, nämlich \(f_{n} = f_{n}^{(res)} + f_{n}^{(b)}\ ) hängen mit den resonanten bzw. nichtresonanten Hintergrundamplituden zusammen.Die Formfunktion des Resonanzmodus hängt mit der Reaktion des Ziels zusammen, während der Hintergrund normalerweise mit der Form des Streuers zusammenhängt.Um den ersten Formanten des Ziels für jeden Modus zu erkennen, muss die Amplitude der modalen Resonanzformfunktion \(\left| {f_{n}^{(res)} \left( \theta \right)} \right|\ ) wird unter der Annahme eines harten Hintergrunds berechnet, der aus undurchdringlichen Kugeln in einem elastischen Wirtsmaterial besteht.Diese Hypothese wird durch die Tatsache motiviert, dass im Allgemeinen sowohl die Steifheit als auch die Dichte mit dem Wachstum der Tumormasse aufgrund der restlichen Druckspannung zunehmen.Daher wird erwartet, dass das Impedanzverhältnis \(\rho_{T} c_{1T} /\rho_{H} c_{1H}\) bei starkem Wachstum für die meisten makroskopischen soliden Tumoren, die sich in weichen Tumoren entwickeln, größer als 1 ist Gewebe.Beispielsweise haben Krouskop et al.53 berichteten über ein Verhältnis von Krebs- zu Normalmodul von etwa 4 für Prostatagewebe, während dieser Wert für Brustgewebeproben auf 20 anstieg.Diese Beziehungen verändern zwangsläufig die akustische Impedanz des Gewebes, wie auch die Elastographieanalyse54,55,56 zeigt, und können mit einer lokalen Gewebeverdickung aufgrund der Tumorhyperproliferation zusammenhängen.Dieser Unterschied wurde auch experimentell bei einfachen Kompressionstests von Brusttumorblöcken beobachtet, die in verschiedenen Stadien gewachsen sind32, und die Umgestaltung des Materials kann mit prädiktiven, artenübergreifenden Modellen nichtlinear wachsender Tumoren gut verfolgt werden43,44.Die erhaltenen Steifigkeitsdaten stehen in direktem Zusammenhang mit der Entwicklung des Elastizitätsmoduls solider Tumoren gemäß der Formel \(E_{T} = S\left( {1 – \nu ^{2} } \right)/a\sqrt \ varepsilon\ )( Kugeln mit Radius \(a\), Steifigkeit \(S\) und Poissonzahl \(\nu\) zwischen zwei starren Platten 57, wie in Abbildung 1 dargestellt).Somit ist es möglich, akustische Impedanzmessungen des Tumors und des Wirts bei unterschiedlichen Wachstumsniveaus zu erhalten.Insbesondere im Vergleich zum Modul von normalem Gewebe von 2 kPa in Abb. 1 führte der Elastizitätsmodul von Brusttumoren im Volumenbereich von etwa 500 bis 1250 mm3 zu einem Anstieg von etwa 10 kPa auf 16 kPa im Einklang mit den gemeldeten Daten.In den Referenzen 58, 59 wurde festgestellt, dass der Druck in Brustgewebeproben 0,25–4 kPa beträgt, wobei die Vorkompression verschwindet.Nehmen Sie außerdem an, dass die Poissonzahl eines nahezu inkompressiblen Gewebes 41,60 beträgt, was bedeutet, dass sich die Dichte des Gewebes mit zunehmendem Volumen nicht wesentlich ändert.Insbesondere wird die durchschnittliche Massenbevölkerungsdichte \(\rho = 945\,{\text{kg}}\,{\text{m}}^{ – 3}\)61 verwendet.Mit diesen Überlegungen kann die Steifigkeit mithilfe des folgenden Ausdrucks einen Hintergrundmodus annehmen:
Wobei die unbekannte Konstante \(\widehat{{{\varvec{\upxi))))_{n} = \{\delta_{n} ,\upsilon_{n} \}\) unter Berücksichtigung der Kontinuität berechnet werden kann Bias ( 7 )2,4, also durch Lösen des algebraischen Systems \(\widehat{{\mathbb{D}}}_{n} (a) \cdot \widehat{({\varvec{\upxi}} } } _{n } = \widehat{{\mathbf{q}}}_{n} (a)\) mit Minderjährigen\(\widehat{{\mathbb{D}}}_{n} (a) = \ { { \ mathbb{D}}_{n} (a)\}_{{\{ (1,3),(1,3)\} }}\) und der entsprechende vereinfachte Spaltenvektor\(\widehat {{\mathbf {q}}}_{n} (à)\). Bietet grundlegende Kenntnisse in Gleichung (11), zwei Amplituden der Rückstreu-Resonanzmodusfunktion \(\left| {f_{n}^{{ \left( {res} \right)\,pp}} \left( \theta \right)} \right| = \left|{f_{n}^{pp} \left( \theta \right) – f_{ n}^{pp(b)} \left( \theta \right)} \right|\) und \( \left|{f_{n}^{{\left( {res} \right)\,ps} } \left( \theta \right)} \right|= \left|{f_{n}^{ps} \left( \theta \right) – f_{n}^{ps(b)} \left( \ theta \right)} \right|\) bezieht sich auf die P-Wellen-Anregung bzw. die P- und S-Wellen-Reflexion.Darüber hinaus wurde die erste Amplitude als \(\theta = \pi\) und die zweite Amplitude als \(\theta = \pi/4\) geschätzt.Durch Laden verschiedener Kompositionseigenschaften.Abbildung 2 zeigt, dass die Resonanzmerkmale von Tumorsphäroiden mit einem Durchmesser von bis zu etwa 15 mm hauptsächlich im Frequenzband von 50–400 kHz konzentriert sind, was auf die Möglichkeit hinweist, niederfrequenten Ultraschall zur Induktion einer resonanten Tumoranregung zu verwenden.Zellen.Viel.In diesem Frequenzband ergab die RST-Analyse Single-Mode-Formanten für die Moden 1 bis 6, hervorgehoben in Abbildung 3. Hier zeigen sowohl pp- als auch ps-gestreute Wellen Formanten des ersten Typs, die bei sehr niedrigen Frequenzen auftreten, die von ansteigen etwa 20 kHz für den Modus 1 bis etwa 60 kHz für n = 6, was keinen signifikanten Unterschied im Kugelradius zeigt.Die Resonanzfunktion ps zerfällt dann, während die Kombination von pp-Formanten mit großer Amplitude eine Periodizität von etwa 60 kHz liefert, was eine höhere Frequenzverschiebung mit zunehmender Modenzahl zeigt.Alle Analysen wurden mit der Computersoftware Mathematica®62 durchgeführt.
Die aus dem Modul von Brusttumoren unterschiedlicher Größe erhaltenen Rückstreuformfunktionen sind in Abb. 1 dargestellt, wobei die höchsten Streubänder unter Berücksichtigung der Modenüberlagerung hervorgehoben sind.
Resonanzen ausgewählter Moden von \(n = 1\) bis \(n = 6\), berechnet bei Anregung und Reflexion der P-Welle bei verschiedenen Tumorgrößen (schwarze Kurven von \(\left | {f_{ n} ^). {{\ left( {res} \right)\,pp}} \left( \pi \right)} \right| = \left| {f_{n}^{pp} \left ( \pi \right) –. f_{n }^{pp(b)} \left( \pi \right)} \right|\)) und P-Wellen-Anregung und S-Wellen-Reflexion (graue Kurven, gegeben durch die Modalformfunktion \( \left | { f_{n }^{{\left( {res} \right)\,ps}} \left( {\pi /4} \right)} \right|. \left( {\pi /4} \right) – f_{n}^{ps(b)} \left( {\pi /4} \right)} \right |\)).
Die Ergebnisse dieser vorläufigen Analyse unter Verwendung von Fernfeldausbreitungsbedingungen können als Leitfaden für die Auswahl antriebsspezifischer Antriebsfrequenzen in den folgenden numerischen Simulationen dienen, um die Auswirkung der Mikrovibrationsbelastung auf die Masse zu untersuchen.Die Ergebnisse zeigen, dass die Kalibrierung optimaler Frequenzen während des Tumorwachstums stadienspezifisch erfolgen und mithilfe der Ergebnisse von Wachstumsmodellen bestimmt werden kann, um biomechanische Strategien für die Krankheitstherapie zu etablieren, um den Gewebeumbau korrekt vorherzusagen.
Bedeutende Fortschritte in der Nanotechnologie treiben die wissenschaftliche Gemeinschaft dazu, neue Lösungen und Methoden zur Entwicklung miniaturisierter und minimalinvasiver medizinischer Geräte für In-vivo-Anwendungen zu finden.In diesem Zusammenhang hat die LOF-Technologie eine bemerkenswerte Fähigkeit gezeigt, die Fähigkeiten optischer Fasern zu erweitern und die Entwicklung neuer minimalinvasiver faseroptischer Geräte für biowissenschaftliche Anwendungen zu ermöglichen21, 63, 64, 65. Die Idee der Integration von 2D- und 3D-Materialien mit gewünschten chemischen, biologischen und optischen Eigenschaften an den Seiten 25 und/oder Enden 64 optischer Fasern mit vollständiger räumlicher Kontrolle im Nanomaßstab führt zur Entstehung einer neuen Klasse faseroptischer Nanooptoden.verfügt über ein breites Spektrum an diagnostischen und therapeutischen Funktionen.Interessanterweise eignen sich optische Fasern aufgrund ihrer geometrischen und mechanischen Eigenschaften (kleiner Querschnitt, großes Seitenverhältnis, Flexibilität, geringes Gewicht) und der Biokompatibilität von Materialien (meist Glas oder Polymere) gut zum Einführen in Nadeln und Katheter.Medizinische Anwendungen20, die den Weg für eine neue Vision des „Nadelkrankenhauses“ ebnen (siehe Abbildung 4).
Tatsächlich können optische Fasern aufgrund der Freiheitsgrade, die die LOF-Technologie bietet, durch die Integration von Mikro- und Nanostrukturen aus verschiedenen metallischen und/oder dielektrischen Materialien für bestimmte Anwendungen ordnungsgemäß funktionalisiert werden und häufig die Anregung von Resonanzmoden unterstützen., Das Lichtfeld 21 ist stark positioniert.Die Eindämmung von Licht im Subwellenlängenmaßstab, häufig in Kombination mit chemischer und/oder biologischer Verarbeitung63 und der Integration empfindlicher Materialien wie intelligenter Polymere65,66, kann die Kontrolle über die Wechselwirkung von Licht und Materie verbessern, was für theranostische Zwecke nützlich sein kann.Die Wahl der Art und Größe der integrierten Komponenten/Materialien hängt offensichtlich von den zu erfassenden physikalischen, biologischen oder chemischen Parametern ab21,63.
Die Integration von LOF-Sonden in medizinische Nadeln, die auf bestimmte Stellen im Körper gerichtet sind, ermöglicht lokale Flüssigkeits- und Gewebebiopsien in vivo, was eine gleichzeitige lokale Behandlung ermöglicht, Nebenwirkungen reduziert und die Effizienz erhöht.Zu den potenziellen Möglichkeiten gehört die Erkennung verschiedener zirkulierender Biomoleküle, einschließlich Krebs.Biomarker oder microRNAs (miRNAs)67, Identifizierung von Krebsgewebe mithilfe linearer und nichtlinearer Spektroskopie wie Raman-Spektroskopie (SERS)31, hochauflösende photoakustische Bildgebung22,28,68, Laserchirurgie und -ablation69 sowie lokale Verabreichung von Medikamenten mithilfe von Licht27 und automatische Führung von Nadeln in den menschlichen Körper20.Es ist erwähnenswert, dass durch den Einsatz von Lichtwellenleitern zwar die typischen Nachteile „klassischer“ Methoden auf Basis elektronischer Komponenten, wie z. B. die Notwendigkeit elektrischer Verbindungen und das Vorhandensein elektromagnetischer Störungen, vermieden werden, dies jedoch eine effektive Integration verschiedener LOF-Sensoren ermöglicht System.einzelne medizinische Nadel.Besonderes Augenmerk muss auf die Reduzierung schädlicher Auswirkungen wie Verschmutzung, optische Interferenzen und physische Hindernisse gelegt werden, die Übersprecheffekte zwischen verschiedenen Funktionen verursachen.Allerdings gilt auch, dass viele der genannten Funktionen nicht gleichzeitig aktiv sein müssen.Dieser Aspekt ermöglicht es, Störungen zumindest zu reduzieren und so die negativen Auswirkungen auf die Leistung jeder Sonde und die Genauigkeit des Verfahrens zu begrenzen.Diese Überlegungen erlauben es uns, das Konzept der „Nadel im Krankenhaus“ als eine einfache Vision zu betrachten, um eine solide Grundlage für die nächste Generation therapeutischer Nadeln in den Biowissenschaften zu legen.
Im Hinblick auf die spezifische Anwendung, die in diesem Artikel diskutiert wird, werden wir im nächsten Abschnitt numerisch die Fähigkeit einer medizinischen Nadel untersuchen, Ultraschallwellen durch deren Ausbreitung entlang ihrer Achse in menschliches Gewebe zu leiten.
Die Ausbreitung von Ultraschallwellen durch eine mit Wasser gefüllte und in Weichgewebe eingeführte medizinische Nadel (siehe Diagramm in Abb. 5a) wurde mit der kommerziellen Comsol Multiphysics-Software basierend auf der Finite-Elemente-Methode (FEM)70 modelliert, wobei Nadel und Gewebe modelliert werden als lineare elastische Umgebung.
In Abbildung 5b ist die Nadel als Hohlzylinder (auch „Kanüle“ genannt) aus Edelstahl modelliert, einem Standardmaterial für medizinische Nadeln71.Insbesondere wurde es mit dem Elastizitätsmodul E = 205 GPa, der Poissonzahl ν = 0,28 und der Dichte ρ = 7850 kg m −372,73 modelliert.Geometrisch ist die Nadel durch eine Länge L, einen Innendurchmesser D (auch „Spiel“ genannt) und eine Wandstärke t gekennzeichnet.Darüber hinaus wird davon ausgegangen, dass die Nadelspitze in einem Winkel α gegenüber der Längsrichtung (z) geneigt ist.Das Wasservolumen entspricht im Wesentlichen der Form des Innenbereichs der Nadel.In dieser vorläufigen Analyse wurde davon ausgegangen, dass die Nadel vollständig in einen Gewebebereich eingetaucht ist (von dem angenommen wird, dass er sich auf unbestimmte Zeit erstreckt), modelliert als Kugel mit dem Radius rs, der während aller Simulationen konstant bei 85 mm blieb.Genauer gesagt beenden wir den kugelförmigen Bereich mit einer perfekt abgestimmten Schicht (PML), die zumindest unerwünschte Wellen reduziert, die von „imaginären“ Grenzen reflektiert werden.Anschließend haben wir den Radius rs so gewählt, dass die sphärische Domänengrenze weit genug von der Nadel entfernt liegt, um die Rechenlösung nicht zu beeinträchtigen, und klein genug, um die Rechenkosten der Simulation nicht zu beeinträchtigen.
Auf die untere Grenze der Stiftgeometrie wird eine harmonische Längsverschiebung der Frequenz f und der Amplitude A angewendet;Diese Situation stellt einen Eingabereiz dar, der auf die simulierte Geometrie angewendet wird.An den verbleibenden Grenzen der Nadel (in Kontakt mit Gewebe und Wasser) geht man davon aus, dass das akzeptierte Modell einen Zusammenhang zwischen zwei physikalischen Phänomenen beinhaltet, von denen eines mit der Strukturmechanik (für den Bereich der Nadel) zusammenhängt und das andere zur Strukturmechanik.(für den Nadelbereich), daher werden entsprechende Bedingungen an die Akustik gestellt (für Wasser und den Nadelbereich)74.Insbesondere kleine Vibrationen, die auf den Nadelsitz ausgeübt werden, verursachen kleine Spannungsstörungen;Unter der Annahme, dass sich die Nadel wie ein elastisches Medium verhält, kann der Verschiebungsvektor U aus der elastodynamischen Gleichgewichtsgleichung (Navier)75 geschätzt werden.Strukturelle Schwingungen der Nadel führen zu Veränderungen des Wasserdrucks in ihrem Inneren (der in unserem Modell als stationär betrachtet wird), wodurch sich Schallwellen in Längsrichtung der Nadel ausbreiten und dabei im Wesentlichen der Helmholtz-Gleichung76 gehorchen.Unter der Annahme, dass die nichtlinearen Effekte in Geweben vernachlässigbar sind und die Amplitude der Scherwellen viel kleiner ist als die Amplitude der Druckwellen, kann die Helmholtz-Gleichung schließlich auch zur Modellierung der Ausbreitung akustischer Wellen in Weichgeweben verwendet werden.Nach dieser Näherung wird das Gewebe als Flüssigkeit77 mit einer Dichte von 1000 kg/m3 und einer Schallgeschwindigkeit von 1540 m/s betrachtet (ohne Berücksichtigung frequenzabhängiger Dämpfungseffekte).Um diese beiden physikalischen Felder zu verbinden, ist es notwendig, die Kontinuität der Normalbewegung an der Grenze zwischen Festkörper und Flüssigkeit, das statische Gleichgewicht zwischen Druck und Spannung senkrecht zur Grenze des Festkörpers und die Tangentialspannung an der Grenze zwischen Festkörper und Flüssigkeit sicherzustellen Flüssigkeit muss gleich Null sein.75 .
In unserer Analyse untersuchen wir die Ausbreitung akustischer Wellen entlang einer Nadel unter stationären Bedingungen und konzentrieren uns dabei auf den Einfluss der Geometrie der Nadel auf die Emission von Wellen im Gewebe.Insbesondere untersuchten wir den Einfluss des Innendurchmessers der Nadel D, der Länge L und des Abschrägungswinkels α, wobei wir die Dicke t für alle untersuchten Fälle auf 500 µm festhielten.Dieser Wert von t liegt nahe an der typischen Standardwandstärke 71 für handelsübliche Nadeln.
Ohne Beschränkung der Allgemeinheit wurde die Frequenz f der auf die Basis der Nadel ausgeübten harmonischen Verschiebung mit 100 kHz und die Amplitude A mit 1 μm angenommen.Insbesondere wurde die Frequenz auf 100 kHz eingestellt, was mit den analytischen Schätzungen im Abschnitt „Streuanalyse kugelförmiger Tumormassen zur Schätzung wachstumsabhängiger Ultraschallfrequenzen“ übereinstimmt, in denen ein resonanzähnliches Verhalten von Tumormassen festgestellt wurde der Frequenzbereich von 50–400 kHz, wobei die größte Streuamplitude bei niedrigeren Frequenzen um 100–200 kHz konzentriert ist (siehe Abb. 2).
Der erste untersuchte Parameter war der Innendurchmesser D der Nadel.Der Einfachheit halber wird es als ganzzahliger Bruchteil der akustischen Wellenlänge im Hohlraum der Nadel definiert (dh in Wasser λW = 1,5 mm).Tatsächlich hängen die Phänomene der Wellenausbreitung in Geräten, die durch eine bestimmte Geometrie gekennzeichnet sind (z. B. in einem Wellenleiter), häufig von der charakteristischen Größe der verwendeten Geometrie im Vergleich zur Wellenlänge der sich ausbreitenden Welle ab.Darüber hinaus haben wir in der ersten Analyse eine flache Spitze in Betracht gezogen und den Winkel α = 90° festgelegt, um den Einfluss des Durchmessers D auf die Ausbreitung der akustischen Welle durch die Nadel besser hervorzuheben.Bei dieser Analyse wurde die Nadellänge L auf 70 mm festgelegt.
Auf Abb.6a zeigt die durchschnittliche Schallintensität als Funktion des dimensionslosen Skalenparameters SD, d. h. D = λW/SD, ausgewertet in einer Kugel mit einem Radius von 10 mm, zentriert auf der entsprechenden Nadelspitze.Der Skalierungsparameter SD ändert sich von 2 auf 6, d. h. wir betrachten D-Werte im Bereich von 7,5 mm bis 2,5 mm (bei f = 100 kHz).Das Sortiment umfasst auch einen Standardwert von 71 für medizinische Nadeln aus Edelstahl.Wie erwartet beeinflusst der Innendurchmesser der Nadel die Intensität des von der Nadel abgegebenen Schalls, wobei ein Maximalwert (1030 W/m2) D = λW/3 (d. h. D = 5 mm) entspricht und mit abnehmender Tendenz ein abnehmender Trend auftritt Durchmesser.Es sollte berücksichtigt werden, dass der Durchmesser D ein geometrischer Parameter ist, der auch die Invasivität eines medizinischen Geräts beeinflusst, sodass dieser kritische Aspekt bei der Auswahl des optimalen Werts nicht außer Acht gelassen werden darf.Obwohl die Abnahme von D aufgrund der geringeren Übertragung der akustischen Intensität im Gewebe auftritt, gilt für die folgenden Studien der Durchmesser D = λW/5, d. h. D = 3 mm (entspricht dem 11G71-Standard bei f = 100 kHz). gilt als vernünftiger Kompromiss zwischen Geräteeingriff und Schallintensitätsübertragung (durchschnittlich etwa 450 W/m2).
Die durchschnittliche Intensität des von der Nadelspitze (als flach betrachtet) abgegebenen Schalls, abhängig vom Innendurchmesser der Nadel (a), der Länge (b) und dem Abschrägungswinkel α (c).Die Länge in (a, c) beträgt 90 mm und der Durchmesser in (b, c) beträgt 3 mm.
Der nächste zu analysierende Parameter ist die Länge der Nadel L. Wie in der vorherigen Fallstudie betrachten wir einen schrägen Winkel α = 90° und die Länge wird als Vielfaches der Wellenlänge in Wasser skaliert, d. h. L = SL λW .Der dimensionslose Skalenparameter SL wird von 3 auf 7 geändert, wodurch die durchschnittliche Intensität des von der Nadelspitze im Längenbereich von 4,5 bis 10,5 mm abgegebenen Schalls abgeschätzt wird.Dieser Bereich umfasst typische Werte für handelsübliche Nadeln.Die Ergebnisse sind in Abb. dargestellt.6b zeigt, dass die Länge der Nadel, L, einen großen Einfluss auf die Übertragung der Schallintensität im Gewebe hat.Konkret konnte durch die Optimierung dieses Parameters die Übertragung um etwa eine Größenordnung verbessert werden.Tatsächlich erreicht die mittlere Schallintensität im analysierten Längenbereich ein lokales Maximum von 3116 W/m2 bei SL = 4 (d. h. L = 60 mm) und das andere entspricht SL = 6 (d. h. L = 90). mm).
Nachdem wir den Einfluss des Durchmessers und der Länge der Nadel auf die Ausbreitung von Ultraschall in zylindrischer Geometrie analysiert hatten, konzentrierten wir uns auf den Einfluss des Abschrägungswinkels auf die Übertragung der Schallintensität im Gewebe.Die durchschnittliche Intensität des von der Faserspitze ausgehenden Schalls wurde als Funktion des Winkels α bewertet, wobei sich sein Wert von 10° (scharfe Spitze) auf 90° (flache Spitze) änderte.In diesem Fall betrug der Radius der Ulbrichtkugel um die betrachtete Nadelspitze 20 mm, so dass für alle Werte von α die Nadelspitze in das aus dem Mittelwert berechnete Volumen einbezogen wurde.
Wie in Abb. gezeigt.6c: Wenn die Spitze geschärft wird, d. h. wenn α ausgehend von 90° abnimmt, nimmt die Intensität des übertragenen Schalls zu und erreicht einen Maximalwert von etwa 1,5 × 105 W/m2, was α = 50° entspricht, d. h. 2 ist im Vergleich zum flachen Zustand um eine Größenordnung höher.Bei weiterer Schärfung der Spitze (d. h. bei α unter 50°) nimmt die Schallintensität tendenziell ab und erreicht Werte, die mit einer abgeflachten Spitze vergleichbar sind.Obwohl wir für unsere Simulationen ein breites Spektrum an Abschrägungswinkeln berücksichtigt haben, ist jedoch zu bedenken, dass das Schärfen der Spitze notwendig ist, um das Einführen der Nadel in das Gewebe zu erleichtern.Tatsächlich kann ein kleinerer Abschrägungswinkel (etwa 10°) die zum Eindringen in das Gewebe erforderliche Kraft 78 verringern.
Neben dem Wert der im Gewebe übertragenen Schallintensität beeinflusst der Abschrägungswinkel auch die Richtung der Wellenausbreitung, wie in den Schalldruckpegeldiagrammen in Abb. 7a (für die flache Spitze) und 3b (für 10°) dargestellt ).abgeschrägte Spitze), parallel Die Längsrichtung wird in der Symmetrieebene (yz, vgl. Abb. 5) ausgewertet.Im Extremfall dieser beiden Überlegungen konzentriert sich der Schalldruckpegel (bezeichnet als 1 µPa) hauptsächlich im Nadelhohlraum (dh im Wasser) und strahlt in das Gewebe.Genauer gesagt ist bei einer flachen Spitze (Abb. 7a) die Verteilung des Schalldruckpegels vollkommen symmetrisch in Bezug auf die Längsrichtung, und im Wasser, das den Körper füllt, sind stehende Wellen erkennbar.Die Welle ist in Längsrichtung (z-Achse) ausgerichtet, die Amplitude erreicht im Wasser ihren Maximalwert (ca. 240 dB) und nimmt quer ab, was zu einer Dämpfung von ca. 20 dB in einem Abstand von 10 mm von der Nadelmitte führt.Wie erwartet bricht die Einführung einer spitzen Spitze (Abb. 7b) diese Symmetrie und die Bäuche der stehenden Wellen „biegen“ entsprechend der Nadelspitze ab.Offenbar beeinflusst diese Asymmetrie die Strahlungsintensität der Nadelspitze, wie bereits beschrieben (Abb. 6c).Um diesen Aspekt besser zu verstehen, wurde die akustische Intensität entlang einer Schnittlinie orthogonal zur Längsrichtung der Nadel ausgewertet, die in der Symmetrieebene der Nadel lag und sich in einem Abstand von 10 mm von der Nadelspitze befand ( Ergebnisse in Abbildung 7c).Genauer gesagt wurden Schallintensitätsverteilungen, die bei schrägen Winkeln von 10°, 20° und 30° beurteilt wurden (blaue, rote bzw. grüne durchgezogene Linien), mit der Verteilung in der Nähe des flachen Endes (schwarz gepunktete Kurven) verglichen.Die mit Nadeln mit flacher Spitze verbundene Intensitätsverteilung scheint symmetrisch um die Mitte der Nadel zu sein.Insbesondere nimmt sie in der Mitte einen Wert von etwa 1420 W/m2 an, in einem Abstand von ~8 mm einen Überlauf von etwa 300 W/m2 und sinkt dann bei ~30 mm auf einen Wert von etwa 170 W/m2 ab .Wenn die Spitze spitz wird, teilt sich der Mittellappen in weitere Lappen unterschiedlicher Intensität.Genauer gesagt, wenn α 30° betrug, konnten drei Blütenblätter im Profil, gemessen 1 mm von der Nadelspitze entfernt, deutlich unterschieden werden.Der mittlere befindet sich fast in der Mitte der Nadel und hat einen geschätzten Wert von 1850 W/m2, und der höhere rechts liegt etwa 19 mm von der Mitte entfernt und erreicht 2625 W/m2.Bei α = 20° gibt es zwei Hauptkeulen: eine pro −12 mm bei 1785 W/m2 und eine pro 14 mm bei 1524 W/m2.Wenn die Spitze schärfer wird und der Winkel 10° erreicht, wird bei etwa -20 mm ein Maximum von 817 W/m2 erreicht, und entlang des Profils sind drei weitere Lappen mit etwas geringerer Intensität sichtbar.
Schalldruckpegel in der Symmetrieebene y–z einer Nadel mit flachem Ende (a) und 10°-Fase (b).(c) Akustische Intensitätsverteilung, geschätzt entlang einer Schnittlinie senkrecht zur Längsrichtung der Nadel, in einem Abstand von 10 mm von der Nadelspitze und in der Symmetrieebene yz liegend.Die Länge L beträgt 70 mm und der Durchmesser D beträgt 3 mm.
Zusammengenommen zeigen diese Ergebnisse, dass medizinische Nadeln effektiv zur Übertragung von Ultraschall mit 100 kHz in Weichgewebe eingesetzt werden können.Die Intensität des abgegebenen Schalls hängt von der Geometrie der Nadel ab und kann (vorbehaltlich der Einschränkungen durch die Invasivität des Endgeräts) bis zu Werten im Bereich von 1000 W/m2 (bei 10 mm) optimiert werden.wird auf die Unterseite der Nadel aufgetragen 1. Bei einem Mikrometerversatz wird davon ausgegangen, dass die Nadel vollständig in das unendlich ausgedehnte Weichgewebe eingeführt ist.Insbesondere der Fasenwinkel beeinflusst stark die Intensität und Ausbreitungsrichtung der Schallwellen im Gewebe, was vor allem zur Orthogonalität des Schnitts der Nadelspitze führt.
Um die Entwicklung neuer Strategien zur Tumorbehandlung auf der Grundlage nicht-invasiver medizinischer Techniken zu unterstützen, wurde die Ausbreitung von niederfrequentem Ultraschall in der Tumorumgebung analytisch und rechnerisch analysiert.Insbesondere im ersten Teil der Studie ermöglichte uns eine temporäre elastodynamische Lösung, die Streuung von Ultraschallwellen in festen Tumorsphäroiden bekannter Größe und Steifheit zu untersuchen, um die Frequenzempfindlichkeit der Masse zu untersuchen.Dann wurden Frequenzen in der Größenordnung von Hunderten von Kilohertz ausgewählt und die lokale Anwendung von Vibrationsspannung in der Tumorumgebung mithilfe eines medizinischen Nadelantriebs in einer numerischen Simulation modelliert, indem der Einfluss der wichtigsten Designparameter untersucht wurde, die die Übertragung der Akustik bestimmen Leistung des Instruments an die Umgebung.Die Ergebnisse zeigen, dass medizinische Nadeln effektiv zur Bestrahlung von Gewebe mit Ultraschall eingesetzt werden können und dass ihre Intensität eng mit dem geometrischen Parameter der Nadel, der sogenannten akustischen Arbeitswellenlänge, zusammenhängt.Tatsächlich nimmt die Strahlungsintensität durch das Gewebe mit zunehmendem Innendurchmesser der Nadel zu und erreicht ein Maximum, wenn der Durchmesser das Dreifache der Wellenlänge beträgt.Die Länge der Nadel bietet auch einen gewissen Freiheitsgrad zur Optimierung der Belichtung.Letzteres Ergebnis wird tatsächlich maximiert, wenn die Nadellänge auf ein bestimmtes Vielfaches der Betriebswellenlänge (insbesondere 4 und 6) eingestellt wird.Interessanterweise liegen die optimierten Durchmesser- und Längenwerte für den interessierenden Frequenzbereich nahe an denen, die üblicherweise für handelsübliche Standardnadeln verwendet werden.Der Abschrägungswinkel, der die Schärfe der Nadel bestimmt, beeinflusst auch den Emissionsgrad, der bei etwa 50° seinen Höhepunkt erreicht und eine gute Leistung bei etwa 10° liefert, was üblicherweise für kommerzielle Nadeln verwendet wird..Simulationsergebnisse werden verwendet, um die Implementierung und Optimierung der Intraneedle-Diagnoseplattform des Krankenhauses zu steuern, diagnostischen und therapeutischen Ultraschall mit anderen geräteinternen Therapielösungen zu integrieren und kollaborative Präzisionsmedizininterventionen zu realisieren.
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