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Basate sull'intersezione interdisciplinare tra fisica e scienze della vita, le strategie diagnostiche e terapeutiche basate sulla medicina di precisione hanno recentemente attirato notevole attenzione grazie all'applicabilità pratica di nuovi metodi ingegneristici in molti campi della medicina, soprattutto in oncologia.In questo contesto, l'uso degli ultrasuoni per attaccare le cellule tumorali nei tumori al fine di causare possibili danni meccanici su varia scala sta attirando sempre più attenzione da parte degli scienziati di tutto il mondo.Tenendo conto di questi fattori, sulla base di soluzioni di temporizzazione elastodinamiche e simulazioni numeriche, presentiamo uno studio preliminare di simulazione al computer della propagazione degli ultrasuoni nei tessuti al fine di selezionare frequenze e potenze adeguate mediante irradiazione locale.Nuova piattaforma diagnostica per il laboratorio con tecnologia On-Fiber, denominata ago ospedaliero e già brevettata.Si ritiene che i risultati delle analisi e le relative intuizioni biofisiche potrebbero aprire la strada a nuovi approcci diagnostici e terapeutici integrati che potrebbero svolgere un ruolo centrale nell’applicazione della medicina di precisione in futuro, attingendo ai campi della fisica.Sta iniziando una crescente sinergia tra la biologia.
Con l’ottimizzazione di un gran numero di applicazioni cliniche, è gradualmente emersa la necessità di ridurre gli effetti collaterali sui pazienti.A tal fine, la medicina di precisione1, 2, 3, 4, 5 è diventata un obiettivo strategico per ridurre la dose di farmaci somministrati ai pazienti, seguendo essenzialmente due approcci principali.Il primo si basa su un trattamento disegnato in base al profilo genomico del paziente.Il secondo, che sta diventando il gold standard in oncologia, mira ad evitare procedure di somministrazione sistemica del farmaco cercando di rilasciare una piccola quantità di farmaco, aumentando allo stesso tempo la precisione attraverso l’uso della terapia locale.L’obiettivo finale è eliminare o almeno minimizzare gli effetti negativi di molti approcci terapeutici, come la chemioterapia o la somministrazione sistemica di radionuclidi.A seconda del tipo di cancro, della posizione, della dose di radiazioni e di altri fattori, anche la radioterapia può avere un rischio intrinseco elevato per i tessuti sani.Nel trattamento del glioblastoma6,7,8,9 la chirurgia rimuove con successo il cancro sottostante, ma anche in assenza di metastasi possono essere presenti molti piccoli infiltrati cancerosi.Se non vengono completamente rimosse, nuove masse cancerose possono crescere in un periodo di tempo relativamente breve.In questo contesto, le strategie di medicina di precisione sopra menzionate sono di difficile applicazione perché questi infiltrati sono difficili da rilevare e diffusi su una vasta area.Queste barriere impediscono risultati definitivi nella prevenzione di qualsiasi recidiva con la medicina di precisione, quindi in alcuni casi si preferiscono metodi di somministrazione sistemica, sebbene i farmaci utilizzati possano avere livelli di tossicità molto elevati.Per superare questo problema, l’approccio terapeutico ideale sarebbe quello di utilizzare strategie minimamente invasive in grado di attaccare selettivamente le cellule tumorali senza intaccare i tessuti sani.Alla luce di questo argomento, l’uso delle vibrazioni ultrasoniche, che hanno dimostrato di influenzare in modo diverso le cellule cancerose e sane, sia nei sistemi unicellulari che in cluster eterogenei su mesoscala, sembra una possibile soluzione.
Da un punto di vista meccanicistico, le cellule sane e quelle cancerose hanno in realtà frequenze di risonanza naturali diverse.Questa proprietà è associata a cambiamenti oncogenici nelle proprietà meccaniche della struttura citoscheletrica delle cellule tumorali12,13, mentre le cellule tumorali sono, in media, più deformabili delle cellule normali.Pertanto, con una scelta ottimale della frequenza degli ultrasuoni per la stimolazione, le vibrazioni indotte in aree selezionate possono causare danni alle strutture cancerose viventi, minimizzando l'impatto sull'ambiente sano dell'ospite.Questi effetti non ancora del tutto compresi potrebbero includere la distruzione di alcuni componenti strutturali cellulari a causa delle vibrazioni ad alta frequenza indotte dagli ultrasuoni (in linea di principio molto simili alla litotrissia14) e danni cellulari dovuti a un fenomeno simile alla fatica meccanica, che a sua volta può modificare la struttura cellulare .programmazione e meccanobiologia.Sebbene questa soluzione teorica sembri molto adatta, purtroppo non può essere utilizzata nei casi in cui strutture biologiche anecoiche impediscono l'applicazione diretta degli ultrasuoni, ad esempio nelle applicazioni intracraniche per la presenza di osso, e alcune masse tumorali della mammella sono localizzate nel tessuto adiposo tessuto.L’attenuazione può limitare la sede del potenziale effetto terapeutico.Per superare questi problemi, gli ultrasuoni devono essere applicati localmente con trasduttori appositamente progettati che possano raggiungere il sito irradiato nel modo meno invasivo possibile.Con questo in mente, abbiamo considerato la possibilità di utilizzare idee legate alla possibilità di creare una piattaforma tecnologica innovativa chiamata “ospedale dell’ago”15.Il concetto “Hospital in the Needle” prevede lo sviluppo di uno strumento medico minimamente invasivo per applicazioni diagnostiche e terapeutiche, basato sulla combinazione di varie funzioni in un unico ago medico.Come discusso più dettagliatamente nella sezione Ago ospedaliero, questo dispositivo compatto si basa principalmente sui vantaggi delle sonde a fibra ottica 16, 17, 18, 19, 20, 21, che, per le loro caratteristiche, sono adatte per l'inserimento nelle sonde standard 20 aghi medicali, 22 lumen.Sfruttando la flessibilità offerta dalla tecnologia Lab-on-Fiber (LOF)23, la fibra sta effettivamente diventando una piattaforma unica per dispositivi diagnostici e terapeutici miniaturizzati e pronti all’uso, compresi dispositivi per biopsia dei fluidi e biopsia tissutale.nel rilevamento biomolecolare24,25, nella somministrazione locale di farmaci guidata dalla luce26,27, nell'imaging ecografico locale ad alta precisione28, nella terapia termica29,30 e nell'identificazione dei tessuti tumorali basata sulla spettroscopia31.All'interno di questo concetto, utilizzando un approccio di localizzazione basato sul dispositivo “ago in ospedale”, investighiamo la possibilità di ottimizzare la stimolazione locale delle strutture biologiche residenti utilizzando la propagazione delle onde ultrasoniche attraverso gli aghi per eccitare le onde ultrasoniche all'interno della regione di interesse..In questo modo è possibile applicare ultrasuoni terapeutici a bassa intensità direttamente sulla zona a rischio con una minima invasività per sonicare cellule e piccole formazioni solide nei tessuti molli, come nel caso della suddetta chirurgia intracranica, occorre inserire un piccolo foro nel cranio con un ago.Ispirato da recenti risultati teorici e sperimentali che suggeriscono che gli ultrasuoni possono arrestare o ritardare lo sviluppo di alcuni tumori,32,33,34 l'approccio proposto può aiutare ad affrontare, almeno in linea di principio, i principali compromessi tra effetti aggressivi e curativi.Tenendo presenti queste considerazioni, nel presente articolo, indaghiamo la possibilità di utilizzare un dispositivo ad ago intraospedaliero per la terapia ultrasonica minimamente invasiva per il cancro.Più precisamente, nella sezione Analisi dello scattering delle masse tumorali sferiche per la stima della frequenza degli ultrasuoni dipendente dalla crescita, utilizziamo metodi elastodinamici consolidati e la teoria dello scattering acustico per prevedere la dimensione dei tumori solidi sferici cresciuti in un mezzo elastico.rigidità che si verifica tra il tumore e il tessuto ospite a causa del rimodellamento del materiale indotto dalla crescita.Dopo aver descritto il nostro sistema, che chiamiamo sezione “Hospital in the Needle”, nella sezione “Hospital in the Needle”, analizziamo la propagazione delle onde ultrasoniche attraverso aghi medici alle frequenze previste e il loro modello numerico irradia l'ambiente da studiare i principali parametri geometrici (diametro interno effettivo, lunghezza e affilatura dell'ago), che influenzano la trasmissione della potenza acustica dello strumento.Data la necessità di sviluppare nuove strategie ingegneristiche per la medicina di precisione, si ritiene che lo studio proposto potrebbe aiutare a sviluppare un nuovo strumento per il trattamento del cancro basato sull’uso degli ultrasuoni erogati attraverso una piattaforma teragnostica integrata che integra gli ultrasuoni con altre soluzioni.Combinato, come la somministrazione mirata di farmaci e la diagnostica in tempo reale con un singolo ago.
L'efficacia nel fornire strategie meccanicistiche per il trattamento dei tumori solidi localizzati utilizzando la stimolazione ultrasonica (ultrasuoni) è stata l'obiettivo di numerosi articoli che trattano sia teoricamente che sperimentalmente l'effetto delle vibrazioni ultrasoniche a bassa intensità sui sistemi unicellulari 10, 11, 12 , 32, 33, 34, 35, 36 Utilizzando modelli viscoelastici, diversi ricercatori hanno dimostrato analiticamente che le cellule tumorali e sane presentano risposte in frequenza diverse caratterizzate da picchi risonanti distinti nell'intervallo US 10,11,12.Questo risultato suggerisce che, in linea di principio, le cellule tumorali possono essere attaccate selettivamente da stimoli meccanici che preservano l’ambiente ospite.Questo comportamento è una conseguenza diretta dell’evidenza chiave che, nella maggior parte dei casi, le cellule tumorali sono più malleabili delle cellule sane, forse per migliorare la loro capacità di proliferare e migrare37,38,39,40.Sulla base dei risultati ottenuti con modelli a cellula singola, ad esempio su microscala, la selettività delle cellule tumorali è stata dimostrata anche su mesoscala attraverso studi numerici delle risposte armoniche di aggregati cellulari eterogenei.Fornendo una diversa percentuale di cellule tumorali e cellule sane, gli aggregati multicellulari delle dimensioni di centinaia di micrometri sono stati costruiti gerarchicamente.Al mesolivello di questi aggregati, alcune caratteristiche microscopiche di interesse sono preservate grazie all'implementazione diretta dei principali elementi strutturali che caratterizzano il comportamento meccanico delle singole cellule.In particolare, ciascuna cellula utilizza un'architettura basata sulla tensegrità per imitare la risposta di varie strutture citoscheletriche precompresse, influenzandone così la rigidità complessiva12,13.Le previsioni teoriche e gli esperimenti in vitro della letteratura di cui sopra hanno dato risultati incoraggianti, indicando la necessità di studiare la sensibilità delle masse tumorali agli ultrasuoni terapeutici a bassa intensità (LITUS), e la valutazione della frequenza di irradiazione delle masse tumorali è cruciale.posizionare LITUS per l'applicazione in loco.
Tuttavia, a livello tissutale, la descrizione submacroscopica del singolo componente viene inevitabilmente persa e le proprietà del tessuto tumorale possono essere tracciate utilizzando metodi sequenziali per tracciare la crescita di massa e i processi di rimodellamento indotti dallo stress, tenendo conto degli effetti macroscopici di crescita.-cambiamenti indotti nell'elasticità dei tessuti su una scala di 41,42.Infatti, a differenza dei sistemi unicellulari e aggregati, le masse tumorali solide crescono nei tessuti molli per il graduale accumulo di tensioni residue aberranti, che modificano le naturali proprietà meccaniche per un aumento della rigidità intratumorale complessiva, e la sclerosi tumorale diventa spesso un fattore determinante nella rilevamento del tumore.
Tenendo presenti queste considerazioni, qui analizziamo la risposta sonodinamica degli sferoidi tumorali modellati come inclusioni sferiche elastiche che crescono in un ambiente tissutale normale.Più precisamente, le proprietà elastiche associate allo stadio del tumore sono state determinate sulla base dei risultati teorici e sperimentali ottenuti da alcuni autori in lavori precedenti.Tra questi, l'evoluzione degli sferoidi tumorali solidi cresciuti in vivo in mezzi eterogenei è stata studiata applicando modelli meccanici non lineari 41,43,44 in combinazione con dinamiche interspecie per prevedere lo sviluppo di masse tumorali e lo stress intratumorale associato.Come accennato in precedenza, la crescita (ad esempio, prestiramento anelastico) e lo stress residuo causano un progressivo rimodellamento delle proprietà del materiale tumorale, modificandone di conseguenza anche la risposta acustica.È importante notare che nel rif.41 la coevoluzione della crescita e dello stress solido nei tumori è stata dimostrata in campagne sperimentali su modelli animali.In particolare, un confronto tra la rigidità delle masse tumorali mammarie resecate in diversi stadi con la rigidità ottenuta riproducendo condizioni simili in silico su un modello sferico agli elementi finiti con le stesse dimensioni e tenendo conto del campo di stress residuo previsto ha confermato il metodo proposto di validità del modello..In questo lavoro, i risultati teorici e sperimentali precedentemente ottenuti vengono utilizzati per sviluppare una nuova strategia terapeutica sviluppata.In particolare, qui sono state calcolate le dimensioni previste con le corrispondenti proprietà di resistenza evolutiva, che sono state quindi utilizzate per stimare gli intervalli di frequenza a cui le masse tumorali immerse nell'ambiente ospite sono più sensibili.A tal fine, abbiamo quindi studiato il comportamento dinamico della massa tumorale in diversi stadi, presi in diversi stadi, tenendo conto degli indicatori acustici secondo il principio generalmente accettato dello scattering in risposta agli stimoli ultrasonici ed evidenziando possibili fenomeni di risonanza dello sferoide .a seconda del tumore e dell'ospite Differenze dipendenti dalla crescita nella rigidità tra i tessuti.
Pertanto, le masse tumorali sono state modellate come sfere elastiche di raggio \(a\) nell'ambiente elastico circostante dell'ospite sulla base di dati sperimentali che mostrano come voluminose strutture maligne crescano in situ in forme sferiche.Facendo riferimento alla Figura 1, utilizzando le coordinate sferiche \(\{ r,\theta ,\varphi \}\) (dove \(\theta\) e \(\varphi\) rappresentano rispettivamente l'angolo di anomalia e l'angolo di azimut), il il dominio del tumore occupa una regione incorporata nello spazio sano \({\mathcal {V}}_{T}=\{ (r,\theta ,\varphi ):r\le a\}\) regione illimitata \({\mathcal { V} }_{H} = \{ (r,\theta,\varphi):r > a\}\).Facendo riferimento alle Informazioni Supplementari (SI) per una descrizione completa del modello matematico basato sulle consolidate basi elastodinamiche riportate in molte letterature45,46,47,48, consideriamo qui un problema caratterizzato da una modalità di oscillazione assialsimmetrica.Questa ipotesi implica che tutte le variabili all'interno del tumore e delle aree sane siano indipendenti dalla coordinata azimutale \(\varphi\) e che non si verifichi alcuna distorsione in questa direzione.Di conseguenza, i campi di spostamento e di stress possono essere ottenuti da due potenziali scalari \(\phi = \hat{\phi}\left( {r,\theta} \right)e^{{ – i \omega {\kern 1pt } t }}\) e \(\chi = \hat{\chi }\left( {r,\theta } \right)e^{{ – i\omega {\kern 1pt} t }}\) , sono relativi rispettivamente ad un'onda longitudinale e ad un'onda di taglio, il tempo di coincidenza t tra il surge \(\theta \) e l'angolo tra la direzione dell'onda incidente e il vettore di posizione \({\mathbf {x))\) ( come mostrato in figura 1) e \(\omega = 2\pi f\) rappresenta la frequenza angolare.In particolare, il campo incidente è modellato dall'onda piana \(\phi_{H}^{(in)}\) (introdotta anche nel sistema SI, nell'equazione (A.9)) che si propaga nel volume del corpo secondo l'espressione della legge
dove \(\phi_{0}\) è il parametro di ampiezza.L'espansione sferica di un'onda piana incidente (1) utilizzando una funzione d'onda sferica è l'argomento standard:
Dove \(j_{n}\) è la funzione di Bessel sferica del primo tipo di ordine \(n\), e \(P_{n}\) è il polinomio di Legendre.Una parte dell'onda incidente della sfera d'investimento si disperde nel mezzo circostante e si sovrappone al campo incidente, mentre l'altra parte si disperde all'interno della sfera, contribuendo alla sua vibrazione.Per fare ciò, le soluzioni armoniche dell'equazione delle onde \(\nabla^{2} \hat{\phi } + k_{1}^{2} {\mkern 1mu} \hat{\phi } = 0\,\ ) e \ (\ nabla^{2} {\mkern 1mu} \hat{\chi } + k_{2}^{2} \hat{\chi } = 0\), forniti ad esempio da Eringen45 (vedi anche SI ) può indicare aree tumorali e sane.In particolare, le onde di espansione diffusa e le onde isovolumetriche generate nel mezzo ospite \(H\) ammettono le rispettive energie potenziali:
Tra queste, la funzione sferica di Hankel del primo tipo \(h_{n}^{(1)}\) viene utilizzata per considerare l'onda diffusa uscente, e \(\alpha_{n}\) e \(\beta_{ n}\ ) sono i coefficienti delle incognite.nell'equazione.Nelle equazioni (2)–(4), i termini \(k_{H1}\) e \(k_{H2}\) indicano rispettivamente i numeri d'onda delle onde di rarefazione e trasversali nell'area principale del corpo ( vedere SI).I campi di compressione all'interno del tumore e gli spostamenti hanno la forma
Dove \(k_{T1}\) e \(k_{T2}\) rappresentano i numeri d'onda longitudinale e trasversale nella regione del tumore e i coefficienti sconosciuti sono \(\gamma_{n} {\mkern 1mu}\), \(\ eta_{n} {\mkern 1mu}\).Sulla base di questi risultati, componenti di spostamento radiale e circonferenziale diverse da zero sono caratteristiche di regioni sane nel problema in esame, come \(u_{Hr}\) e \(u_{H\theta}\) (\(u_{ H\ varphi }\ ) l'ipotesi di simmetria non è più necessaria) — può essere ottenuta dalla relazione \(u_{Hr} = \partial_{r} \left( {\phi + \partial_{r} (r\chi ) } \right) + k_}^{2 } {\mkern 1mu} r\chi\) e \(u_{H\theta} = r^{- 1} \partial_{\theta} \left({\phi + \partial_{r } ( r\chi ) } \right)\) formando \(\phi = \phi_{H}^{(in)} + \phi_{H}^{(s)}\) e \ (\chi = \chi_ {H}^ {(s)}\) (vedere SI per la derivazione matematica dettagliata).Allo stesso modo, sostituendo \(\phi = \phi_{T}^{(s)}\) e \(\chi = \chi_{T}^{(s)}\) si ottiene {Tr} = \partial_{r} \left( {\phi + \partial_{r} (r\chi)} \right) + k_{T2}^{2} {\mkern 1mu} r\chi\) e \(u_{T\theta} = r^{-1}\partial _{\theta }\left({\phi +\partial_{r}(r\chi )}\right)\).
(A sinistra) Geometria di un tumore sferico cresciuto in un ambiente sano attraverso il quale si propaga un campo incidente, (a destra) Evoluzione corrispondente del rapporto di rigidità tumore-ospite in funzione del raggio del tumore, dati riportati (adattati da Carotenuto et al. 41) da test di compressione in vitro sono stati ottenuti da tumori mammari solidi inoculati con cellule MDA-MB-231.
Supponendo materiali elastici lineari e isotropi, le componenti di stress diverse da zero nelle regioni sane e tumorali, cioè \(\sigma_{Hpq}\) e \(\sigma_{Tpq}\) – obbediscono alla legge di Hooke generalizzata, dato che lì sono diversi moduli di Lamé , che caratterizzano l'elasticità dell'ospite e del tumore, indicati come \(\{ \mu_{H},\,\lambda_{H} \}\) e \(\{ \mu_{T},\, \lambda_ {T} \ }\) (vedere l'equazione (A.11) per l'espressione completa delle componenti dello stress rappresentate in SI).In particolare, secondo i dati di riferimento 41 e presentati nella Figura 1, i tumori in crescita hanno mostrato un cambiamento nelle costanti di elasticità dei tessuti.Pertanto, gli spostamenti e le sollecitazioni nelle regioni dell'ospite e del tumore sono determinati completamente fino a un insieme di costanti sconosciute \({{ \varvec{\upxi}}}_{n} = \{ \alpha_{n} ,{\mkern 1mu } \ beta_{ n} {\mkern 1mu} \gamma_{n} ,\eta_{n} \}\ ) ha dimensioni teoricamente infinite.Per trovare questi vettori di coefficienti vengono introdotte adeguate interfacce e condizioni al contorno tra il tumore e le aree sane.Supponendo un legame perfetto all'interfaccia tumore-ospite \(r = a\), la continuità degli spostamenti e delle sollecitazioni richiede le seguenti condizioni:
Il sistema (7) forma un sistema di equazioni con infinite soluzioni.Inoltre, ciascuna condizione al contorno dipenderà dall'anomalia \(\theta\).Ridurre il problema dei valori al contorno ad un problema algebrico completo con \(N\) insiemi di sistemi chiusi, ciascuno dei quali è nell'incognita \({{\varvec{\upxi}}}_{n} = \{ \alpha_ {n},{ \mkern 1mu} \beta_{n} {\mkern 1mu} \gamma_{n}, \eta_{n} \}_{n = 0,…,N}\) (con \ ( N \ a \infty \), teoricamente), e per eliminare la dipendenza delle equazioni dai termini trigonometrici, le condizioni dell'interfaccia sono scritte in forma debole utilizzando l'ortogonalità dei polinomi di Legendre.In particolare, le equazioni (7)1,2 e (7)3,4 vengono moltiplicate per \(P_{n} \left( {\cos \theta} \right)\) e \(P_{n}^{ 1} \left( { \cos\theta}\right)\) e quindi integrare tra \(0\) e \(\pi\) utilizzando identità matematiche:
Pertanto, la condizione dell'interfaccia (7) restituisce un sistema di equazioni algebriche quadratiche, che può essere espresso in forma matriciale come \({\mathbb{D}}_{n} (a) \cdot {{\varvec{\upxi }} } _{ n} = {\mathbf{q}}_{n} (a)\) e ottieni l'incognita \({{\varvec{\upxi}}}_{n}\ ) risolvendo la regola di Cramer .
Per stimare il flusso di energia diffuso dalla sfera e ottenere informazioni sulla sua risposta acustica sulla base dei dati sul campo diffuso che si propaga nel mezzo ospite, è interessante una quantità acustica, che è una sezione d'urto di diffusione bistatica normalizzata.In particolare, la sezione d'urto di scattering, indicata con \(s), esprime il rapporto tra la potenza acustica trasmessa dal segnale diffuso e la ripartizione dell'energia trasportata dall'onda incidente.A questo proposito, la grandezza della funzione di forma \(\left| {F_{\infty} \left(\theta \right)} \right|^{2}\) è una quantità utilizzata frequentemente nello studio dei meccanismi acustici incorporato in un liquido o solido Dispersione di oggetti nel sedimento.Più precisamente, l'ampiezza della funzione di forma è definita come la sezione d'urto differenziale di scattering \(ds\) per unità di area, che differisce dalla normale alla direzione di propagazione dell'onda incidente:
dove \(f_{n}^{pp}\) e \(f_{n}^{ps}\) denotano la funzione modale, che si riferisce al rapporto tra le potenze dell'onda longitudinale e dell'onda diffusa rispetto all'onda Le onde P incidenti nel mezzo ricevente, rispettivamente, sono date con le seguenti espressioni:
Le funzioni d'onda parziali (10) possono essere studiate in modo indipendente secondo la teoria dello scattering risonante (RST)49,50,51,52, che rende possibile separare l'elasticità del bersaglio dal campo disperso totale quando si studiano diverse modalità.Secondo questo metodo, la funzione della forma modale può essere scomposta in una somma di due parti uguali, vale a dire \(f_{n} = f_{n}^{(res)} + f_{n}^{(b)}\ ) sono correlati rispettivamente alle ampiezze di fondo risonante e non risonante.La funzione di forma della modalità risonante è legata alla risposta del bersaglio, mentre lo sfondo è solitamente legato alla forma del diffusore.Per rilevare la prima formante del target per ciascuna modalità, l'ampiezza della funzione di forma di risonanza modale \(\left| {f_{n}^{(res)} \left( \theta \right)} \right|\ ) viene calcolato assumendo un fondo duro, costituito da sfere impenetrabili in un materiale ospite elastico.Questa ipotesi è motivata dal fatto che, in generale, sia la rigidità che la densità aumentano con la crescita della massa tumorale a causa dello stress compressivo residuo.Pertanto, a un livello grave di crescita, si prevede che il rapporto di impedenza \(\rho_{T} c_{1T} /\rho_{H} c_{1H}\) sia maggiore di 1 per la maggior parte dei tumori solidi macroscopici che si sviluppano in tumori molli tessuti.Ad esempio, Krouskop et al.53 hanno riportato un rapporto tra modulo canceroso e modulo normale di circa 4 per il tessuto prostatico, mentre questo valore è aumentato a 20 per i campioni di tessuto mammario.Tali rapporti modificano inevitabilmente l'impedenza acustica del tessuto, come dimostrato anche dall'analisi elastografica54,55,56, e possono essere correlati ad ispessimenti localizzati dei tessuti causati dall'iperproliferazione tumorale.Questa differenza è stata osservata anche sperimentalmente con semplici test di compressione di blocchi di tumore al seno cresciuti in diversi stadi32, e il rimodellamento del materiale può essere ben seguito con modelli predittivi tra specie di tumori a crescita non lineare43,44.I dati di rigidità ottenuti sono direttamente correlati all'evoluzione del modulo di Young dei tumori solidi secondo la formula \(E_{T} = S\left( {1 – \nu ^{2} } \right)/a\sqrt \ varepsilon\ )( sfere con raggio \(a\), rigidezza \(S\) e rapporto di Poisson \(\nu\) tra due piastre rigide 57, come mostrato nella Figura 1).Pertanto, è possibile ottenere misurazioni dell'impedenza acustica del tumore e dell'ospite a diversi livelli di crescita.In particolare, rispetto al modulo del tessuto normale pari a 2 kPa in Fig. 1, il modulo elastico dei tumori al seno nell'intervallo di volume da circa 500 a 1250 mm3 ha comportato un aumento da circa 10 kPa a 16 kPa, che è coerente con i dati riportati.nei riferimenti bibliografici 58, 59 è stato riscontrato che la pressione nei campioni di tessuto mammario è 0,25–4 kPa con precompressione nulla.Supponiamo inoltre che il rapporto di Poisson di un tessuto quasi incomprimibile sia 41,60, il che significa che la densità del tessuto non cambia in modo significativo all'aumentare del volume.In particolare viene utilizzata la densità media di massa della popolazione \(\rho = 945\,{\text{kg}}\,{\text{m}}^{ – 3}\)61.Con queste considerazioni la rigidezza può assumere una modalità di fondo utilizzando la seguente espressione:
Dove la costante sconosciuta \(\widehat{{{\varvec{\upxi))))_{n} = \{\delta_{n} ,\upsilon_{n} \}\) può essere calcolata tenendo conto della continuità bias ( 7 )2,4, cioè risolvendo il sistema algebrico \(\widehat{{\mathbb{D}}}_{n} (a) \cdot \widehat{({\varvec{\upxi}} } } _{n } = \widehat{{\mathbf{q}}}_{n} (a)\) che coinvolge minorenni\(\widehat{{\mathbb{D}}}_{n} (a) = \ { { \ mathbb{D}}_{n} (a)\}_{{\{ (1,3),(1,3)\} }}\) e il corrispondente vettore colonna semplificato\(\widehat { {\mathbf {q}}}_{n} (а)\). Fornisce le conoscenze di base sull'equazione (11), due ampiezze della funzione della modalità risonante di retrodiffusione \(\left| {f_{n}^{{ \left( {res} \right)\,pp}} \left( \theta \right)} \right|{f_{n}^{pp} \left( \theta \right) – f_{ n}^{pp(b)} \left( \theta \right)} \right|\) e \( \left|{f_{n}^{{\left( {res} \right)\,ps} } \left( \theta \right)} \right|= \left|{f_{n}^{ps} \left( \theta \right) – f_{n}^{ps(b)} \left( \ theta \right)} \right|\) si riferisce rispettivamente all'eccitazione dell'onda P e alla riflessione delle onde P e S.Inoltre, la prima ampiezza è stata stimata come \(\theta = \pi\), e la seconda ampiezza è stata stimata come \(\theta = \pi/4\).Caricando varie proprietà della composizione.La Figura 2 mostra che le caratteristiche risonanti degli sferoidi tumorali fino a circa 15 mm di diametro sono concentrate principalmente nella banda di frequenza di 50-400 kHz, il che indica la possibilità di utilizzare ultrasuoni a bassa frequenza per indurre l'eccitazione tumorale risonante.cellule.Molti.In questa banda di frequenza, l'analisi RST ha rivelato formanti monomodali per le modalità da 1 a 6, evidenziate nella Figura 3. Qui, sia le onde diffuse pp che quelle ps mostrano formanti del primo tipo, che si verificano a frequenze molto basse, che aumentano da da circa 20 kHz per la modalità 1 a circa 60 kHz per n = 6, senza mostrare differenze significative nel raggio della sfera.La funzione risonante ps poi decade, mentre la combinazione di formanti pp di grande ampiezza fornisce una periodicità di circa 60 kHz, mostrando uno spostamento di frequenza più elevato all'aumentare del numero di modalità.Tutte le analisi sono state eseguite utilizzando il software informatico Mathematica®62.
Le funzioni della forma di retrodiffusione ottenute dal modulo dei tumori al seno di diverse dimensioni sono mostrate in Fig. 1, dove le bande di scattering più alte sono evidenziate tenendo conto della sovrapposizione modale.
Risonanze delle modalità selezionate da \(n = 1\) a \(n = 6\), calcolate in base all'eccitazione e alla riflessione dell'onda P a diverse dimensioni del tumore (curve nere da \(\left | {f_{ n} ^ {{\ sinistra( {res} \right)\,pp}} \sinistra( \pi \right)} \right| {f_{n}^{pp} \left ( \pi \ right) – f_{n }^{pp(b)} \left( \pi \right)} \right|\)) e eccitazione dell'onda P e riflessione dell'onda S (curve grigie date dalla funzione di forma modale \( \left | { f_{n }^{{\left( {res} \right)\,ps}} \left( {\pi /4} \right)} \right| {f_{n} ^{ ps} \left( {\pi /4} \right) – f_{n}^{ps(b)} \left( {\pi /4} \right)} \right |\)).
I risultati di questa analisi preliminare utilizzando le condizioni di propagazione in campo lontano possono guidare la selezione delle frequenze di azionamento specifiche del convertitore nelle seguenti simulazioni numeriche per studiare l'effetto dello stress da microvibrazione sulla massa.I risultati mostrano che la calibrazione delle frequenze ottimali può essere specifica per lo stadio durante la crescita del tumore e può essere determinata utilizzando i risultati dei modelli di crescita per stabilire strategie biomeccaniche utilizzate nella terapia della malattia per prevedere correttamente il rimodellamento dei tessuti.
Progressi significativi nel campo delle nanotecnologie stanno spingendo la comunità scientifica a trovare nuove soluzioni e metodi per sviluppare dispositivi medici miniaturizzati e minimamente invasivi per applicazioni in vivo.In questo contesto, la tecnologia LOF ha mostrato una notevole capacità di espandere le capacità delle fibre ottiche, consentendo lo sviluppo di nuovi dispositivi in ​​fibra ottica minimamente invasivi per applicazioni nelle scienze della vita21, 63, 64, 65. L’idea di integrare materiali 2D e 3D con proprietà chimiche, biologiche e ottiche desiderate sui lati 25 e/o sulle estremità 64 delle fibre ottiche con pieno controllo spaziale su scala nanometrica porta all'emergere di una nuova classe di nanooptodi di fibra ottica.ha una vasta gamma di funzioni diagnostiche e terapeutiche.È interessante notare che, grazie alle loro proprietà geometriche e meccaniche (sezione trasversale ridotta, ampio rapporto d'aspetto, flessibilità, peso ridotto) e alla biocompatibilità dei materiali (solitamente vetro o polimeri), le fibre ottiche sono adatte per l'inserimento in aghi e cateteri.Applicazioni mediche20, aprendo la strada a una nuova visione dell’“ospedale degli aghi” (vedi Figura 4).
Infatti, grazie ai gradi di libertà offerti dalla tecnologia LOF, utilizzando l'integrazione di micro e nanostrutture realizzate con vari materiali metallici e/o dielettrici, le fibre ottiche possono essere opportunamente funzionalizzate per applicazioni specifiche che spesso supportano l'eccitazione in modalità risonante., Il campo luminoso 21 è fortemente posizionato.Il contenimento della luce su una scala subonda, spesso in combinazione con trattamenti chimici e/o biologici63 e l’integrazione di materiali sensibili come polimeri intelligenti65,66 può migliorare il controllo sull’interazione tra luce e materia, il che può essere utile per scopi teranostici.La scelta della tipologia e delle dimensioni dei componenti/materiali integrati dipende ovviamente dai parametri fisici, biologici o chimici da rilevare21,63.
L'integrazione delle sonde LOF negli aghi medici diretti verso siti specifici del corpo consentirà biopsie locali di fluidi e tessuti in vivo, consentendo un trattamento locale simultaneo, riducendo gli effetti collaterali e aumentando l'efficienza.Le potenziali opportunità includono il rilevamento di varie biomolecole circolanti, compreso il cancro.biomarcatori o microRNA (miRNA)67, identificazione di tessuti cancerosi mediante spettroscopia lineare e non lineare come la spettroscopia Raman (SERS)31, imaging fotoacustico ad alta risoluzione22,28,68, chirurgia laser e ablazione69 e farmaci per la somministrazione locale utilizzando la luce27 e guida automatica degli aghi nel corpo umano20.È interessante notare che, sebbene l’utilizzo delle fibre ottiche eviti gli svantaggi tipici dei metodi “classici” basati su componenti elettronici, quali la necessità di collegamenti elettrici e la presenza di interferenze elettromagnetiche, ciò consente di integrare efficacemente diversi sensori LOF nel sistema sistema.singolo ago medico.Particolare attenzione deve essere posta alla riduzione degli effetti dannosi quali inquinamento, interferenze ottiche, ostruzioni fisiche che provocano effetti di diafonia tra le diverse funzioni.È però anche vero che molte delle funzioni citate non devono essere attive contemporaneamente.Questo aspetto consente di ridurre quantomeno le interferenze, limitando così l'impatto negativo sulle prestazioni di ciascuna sonda e sull'accuratezza della procedura.Queste considerazioni ci permettono di considerare il concetto di “ago in ospedale” come una semplice visione per gettare solide basi per la prossima generazione di aghi terapeutici nelle scienze della vita.
Per quanto riguarda la specifica applicazione discussa in questo articolo, nella prossima sezione indagheremo numericamente la capacità di un ago medico di dirigere le onde ultrasoniche nei tessuti umani sfruttando la loro propagazione lungo il suo asse.
La propagazione delle onde ultrasoniche attraverso un ago medico riempito con acqua e inserito nei tessuti molli (vedere diagramma in Fig. 5a) è stata modellata utilizzando il software commerciale Comsol Multiphysics basato sul metodo degli elementi finiti (FEM)70, in cui l'ago e il tessuto sono modellati come ambiente elastico lineare.
Facendo riferimento alla Figura 5b, l'ago è modellato come un cilindro cavo (noto anche come “cannula”) realizzato in acciaio inossidabile, un materiale standard per gli aghi medici71.In particolare, è stato modellato con modulo di Young E = 205 GPa, rapporto di Poisson ν = 0,28 e densità ρ = 7850 kg m −372,73.Geometricamente l'ago è caratterizzato da una lunghezza L, un diametro interno D (detto anche “gioco”) e uno spessore di parete t.Inoltre, si considera che la punta dell'ago sia inclinata di un angolo α rispetto alla direzione longitudinale (z).Il volume dell'acqua corrisponde essenzialmente alla forma della regione interna dell'ago.In questa analisi preliminare, si è ipotizzato che l'ago fosse completamente immerso in una regione di tessuto (assunta estendersi indefinitamente), modellata come una sfera di raggio rs, che è rimasta costante a 85 mm durante tutte le simulazioni.Più in dettaglio, terminiamo la regione sferica con uno strato perfettamente abbinato (PML), che riduce almeno le onde indesiderate riflesse dai confini “immaginari”.Abbiamo quindi scelto il raggio rs in modo da posizionare il confine del dominio sferico sufficientemente lontano dall'ago da non influenzare la soluzione computazionale, e sufficientemente piccolo da non influenzare il costo computazionale della simulazione.
Uno spostamento longitudinale armonico della frequenza f e dell'ampiezza A viene applicato al limite inferiore della geometria dello stilo;questa situazione rappresenta uno stimolo di input applicato alla geometria simulata.Ai restanti confini dell'ago (a contatto con il tessuto e l'acqua), si ritiene che il modello accettato includa una relazione tra due fenomeni fisici, uno dei quali è legato alla meccanica strutturale (per l'area dell'ago), e l'altro alla meccanica strutturale.(per la regione aciculare), quindi le condizioni corrispondenti vengono imposte all'acustica (per l'acqua e la regione aciculare)74.In particolare, piccole vibrazioni applicate alla sede dell'ago provocano piccole perturbazioni di tensione;quindi, assumendo che l'ago si comporti come un mezzo elastico, il vettore spostamento U può essere stimato dall'equazione di equilibrio elastodinamico (Navier)75.Le oscillazioni strutturali dell'ago provocano cambiamenti nella pressione dell'acqua al suo interno (considerata stazionaria nel nostro modello), in conseguenza delle quali le onde sonore si propagano nella direzione longitudinale dell'ago, obbedendo sostanzialmente all'equazione di Helmholtz76.Infine, assumendo che gli effetti non lineari nei tessuti siano trascurabili e che l’ampiezza delle onde di taglio sia molto minore dell’ampiezza delle onde di pressione, l’equazione di Helmholtz può essere utilizzata anche per modellare la propagazione delle onde acustiche nei tessuti molli.Dopo questa approssimazione, il tessuto è considerato come un liquido77 con una densità di 1000 kg/m3 e una velocità del suono di 1540 m/s (ignorando gli effetti di smorzamento dipendenti dalla frequenza).Per connettere questi due campi fisici, è necessario garantire la continuità del movimento normale al confine del solido e del liquido, l'equilibrio statico tra pressione e tensione perpendicolare al confine del solido e la tensione tangenziale al confine del solido il liquido deve essere uguale a zero.75 .
Nella nostra analisi, indaghiamo la propagazione delle onde acustiche lungo un ago in condizioni stazionarie, concentrandoci sull'influenza della geometria dell'ago sull'emissione di onde all'interno del tessuto.In particolare, abbiamo studiato l'influenza del diametro interno dell'ago D, della lunghezza L e dell'angolo di smusso α, mantenendo lo spessore t fisso a 500 µm per tutti i casi studiati.Questo valore di t è vicino allo spessore di parete standard tipico 71 per gli aghi commerciali.
Senza perdita di generalità, la frequenza f dello spostamento armonico applicato alla base dell'ago è stata considerata pari a 100 kHz e l'ampiezza A pari a 1 μm.In particolare, la frequenza è stata fissata a 100 kHz, il che è coerente con le stime analitiche fornite nella sezione “Analisi di scattering di masse tumorali sferiche per stimare le frequenze ultrasoniche dipendenti dalla crescita”, dove è stato riscontrato un comportamento simile alla risonanza delle masse tumorali in l'intervallo di frequenza di 50–400 kHz, con la massima ampiezza di scattering concentrata a frequenze più basse intorno a 100–200 kHz (vedere Fig. 2).
Il primo parametro studiato è stato il diametro interno D dell'ago.Per comodità si definisce come una frazione intera della lunghezza dell'onda acustica nella cavità dell'ago (cioè in acqua λW = 1,5 mm).Infatti, i fenomeni di propagazione delle onde in dispositivi caratterizzati da una determinata geometria (ad esempio in una guida d'onda) dipendono spesso dalla dimensione caratteristica della geometria utilizzata rispetto alla lunghezza d'onda dell'onda propagante.Inoltre, in prima analisi, per meglio enfatizzare l'effetto del diametro D sulla propagazione dell'onda acustica attraverso l'ago, abbiamo considerato una punta piatta, ponendo l'angolo α = 90°.Durante questa analisi, la lunghezza dell'ago L è stata fissata a 70 mm.
Nella fig.6a mostra l'intensità sonora media in funzione del parametro di scala adimensionale SD, cioè D = λW/SD valutato in una sfera di raggio 10 mm centrata sulla corrispondente punta dell'ago.Il parametro di scala SD cambia da 2 a 6, ovvero consideriamo valori D compresi tra 7,5 mm e 2,5 mm (a f = 100 kHz).La gamma comprende anche un valore standard di 71 per gli aghi medicali in acciaio inossidabile.Come previsto, il diametro interno dell'ago influisce sull'intensità del suono emesso dall'ago, con un valore massimo (1030 W/m2) corrispondente a D = λW/3 (ovvero D = 5 mm) e un andamento decrescente al diminuire diametro.Occorre tenere presente che il diametro D è un parametro geometrico che incide anche sull'invasività di un dispositivo medico, quindi questo aspetto critico non può essere ignorato nella scelta del valore ottimale.Pertanto, sebbene la diminuzione di D avvenga a causa della minore trasmissione dell'intensità acustica nei tessuti, per gli studi successivi il diametro D = λW/5, cioè D = 3 mm (corrisponde allo standard 11G71 a f = 100 kHz) , è considerato un ragionevole compromesso tra l'invadenza del dispositivo e la trasmissione dell'intensità sonora (mediamente circa 450 W/m2).
L'intensità media del suono emesso dalla punta dell'ago (considerata piatta), in funzione del diametro interno dell'ago (a), della lunghezza (b) e dell'angolo di smussatura α (c).La lunghezza in (a, c) è 90 mm e il diametro in (b, c) è 3 mm.
Il prossimo parametro da analizzare è la lunghezza dell'ago L. Come per il caso studio precedente, consideriamo un angolo obliquo α = 90° e la lunghezza viene scalata come multiplo della lunghezza d'onda in acqua, ovvero consideriamo L = SL λW .Il parametro di scala adimensionale SL viene modificato da 3 a 7, stimando così l'intensità media del suono emesso dalla punta dell'ago nell'intervallo di lunghezza da 4,5 a 10,5 mm.Questo intervallo comprende valori tipici per gli aghi commerciali.I risultati sono mostrati in figura.6b, dimostrando che la lunghezza dell'ago, L, ha una grande influenza sulla trasmissione dell'intensità del suono nei tessuti.Nello specifico, l'ottimizzazione di questo parametro ha permesso di migliorare la trasmissione di circa un ordine di grandezza.Infatti, nell’intervallo di lunghezze analizzato, l’intensità sonora media assume un massimo locale di 3116 W/m2 a SL = 4 (cioè L = 60 mm), e l’altro corrisponde a SL = 6 (cioè L = 90 mm).
Dopo aver analizzato l'influenza del diametro e della lunghezza dell'ago sulla propagazione degli ultrasuoni nella geometria cilindrica, ci siamo concentrati sull'influenza dell'angolo di smusso sulla trasmissione dell'intensità del suono nei tessuti.L'intensità media del suono emanato dalla punta della fibra è stata valutata in funzione dell'angolo α, variando il suo valore da 10° (punta affilata) a 90° (punta piatta).In questo caso, il raggio della sfera integratrice attorno alla punta dell'ago considerata era di 20 mm, quindi per tutti i valori di α, la punta dell'ago era inclusa nel volume calcolato dalla media.
Come mostrato in fig.6c, quando la punta è affilata, cioè quando α diminuisce a partire da 90°, l'intensità del suono trasmesso aumenta, raggiungendo un valore massimo di circa 1,5 × 105 W/m2, che corrisponde a α = 50°, cioè, 2 è un ordine di grandezza superiore rispetto allo stato piatto.Con un ulteriore affilamento della punta (cioè ad α inferiore a 50°), l'intensità del suono tende a diminuire, raggiungendo valori paragonabili ad una punta appiattita.Tuttavia, anche se per le nostre simulazioni abbiamo considerato un’ampia gamma di angoli smussati, è opportuno considerare che l’affilatura della punta è necessaria per facilitare l’inserimento dell’ago nel tessuto.Infatti, un angolo di smusso più piccolo (circa 10°) può ridurre la forza necessaria per penetrare nel tessuto.
L’angolo di smussatura influenza oltre al valore dell’intensità sonora trasmessa all’interno del tessuto anche la direzione di propagazione delle onde, come mostrato nei grafici del livello di pressione sonora riportati in Fig. 7a (per la punta piatta) e 3b (per 10° ).punta smussata), parallela La direzione longitudinale viene valutata nel piano di simmetria (yz, cfr. Fig. 5).Agli estremi di queste due considerazioni, il livello di pressione sonora (indicato come 1 µPa) è concentrato principalmente all'interno della cavità dell'ago (cioè nell'acqua) e irradiato nel tessuto.Più in dettaglio, nel caso di punta piatta (Fig. 7a), la distribuzione del livello di pressione sonora è perfettamente simmetrica rispetto alla direzione longitudinale e si possono distinguere onde stazionarie nell'acqua che riempie il corpo.L'onda è orientata longitudinalmente (asse z), l'ampiezza raggiunge il suo valore massimo in acqua (circa 240 dB) e diminuisce trasversalmente, il che porta ad un'attenuazione di circa 20 dB ad una distanza di 10 mm dal centro dell'ago.Come previsto, l'introduzione di una punta appuntita (Fig. 7b) rompe questa simmetria e gli antinodi delle onde stazionarie “deviano” secondo la punta dell'ago.Apparentemente, questa asimmetria influisce sull'intensità della radiazione della punta dell'ago, come descritto in precedenza (Fig. 6c).Per comprendere meglio questo aspetto, l'intensità acustica è stata valutata lungo una linea di taglio ortogonale alla direzione longitudinale dell'ago, che era situata nel piano di simmetria dell'ago e posta ad una distanza di 10 mm dalla punta dell'ago ( risultati nella Figura 7c).Più specificamente, le distribuzioni dell'intensità sonora valutate ad angoli obliqui di 10°, 20° e 30° (linee continue blu, rosse e verdi, rispettivamente) sono state confrontate con la distribuzione vicino all'estremità piatta (curve tratteggiate nere).La distribuzione dell'intensità associata agli aghi a punta piatta sembra essere simmetrica rispetto al centro dell'ago.In particolare assume un valore di circa 1420 W/m2 al centro, un traboccamento di circa 300 W/m2 ad una distanza di ~8 mm, per poi diminuire ad un valore di circa 170 W/m2 a ~30 mm .Quando la punta diventa appuntita, il lobo centrale si divide in più lobi di varia intensità.Più specificatamente, quando α era 30°, si potevano distinguere chiaramente tre petali nel profilo misurato a 1 mm dalla punta dell'ago.Quello centrale è quasi al centro dell'ago e ha un valore stimato di 1850 W/m2, e quello più alto a destra è a circa 19 mm dal centro e raggiunge i 2625 W/m2.Ad α = 20°, ci sono 2 lobi principali: uno ogni −12 mm a 1785 W/m2 e uno ogni 14 mm a 1524 W/m2.Quando la punta diventa più affilata e l'angolo raggiunge i 10°, si raggiunge un massimo di 817 W/m2 a circa -20 mm, e lungo il profilo sono visibili altri tre lobi di intensità leggermente minore.
Livello di pressione sonora nel piano di simmetria y–z di un ago con un'estremità piatta (a) e uno smusso di 10° (b).(c) Distribuzione dell'intensità acustica stimata lungo una linea di taglio perpendicolare alla direzione longitudinale dell'ago, ad una distanza di 10 mm dalla punta dell'ago e giacente nel piano di simmetria yz.La lunghezza L è di 70 mm e il diametro D è di 3 mm.
Nel loro insieme, questi risultati dimostrano che gli aghi medici possono essere utilizzati efficacemente per trasmettere ultrasuoni a 100 kHz nei tessuti molli.L'intensità del suono emesso dipende dalla geometria dell'ago e può essere ottimizzata (fatte salve le limitazioni imposte dall'invasività del dispositivo terminale) fino a valori nell'ordine di 1000 W/m2 (a 10 mm).applicato alla parte inferiore dell'ago 1. In caso di offset micrometrico, l'ago è considerato completamente inserito nel tessuto molle che si estende all'infinito.In particolare, l'angolo di smusso influenza fortemente l'intensità e la direzione di propagazione delle onde sonore nel tessuto, il che porta principalmente all'ortogonalità del taglio della punta dell'ago.
Per supportare lo sviluppo di nuove strategie di trattamento dei tumori basate sull’uso di tecniche mediche non invasive, è stata analizzata analiticamente e computazionalmente la propagazione degli ultrasuoni a bassa frequenza nell’ambiente del tumore.In particolare, nella prima parte dello studio, una soluzione elastodinamica temporanea ha permesso di studiare la diffusione delle onde ultrasoniche in sferoidi tumorali solidi di dimensioni e rigidità note al fine di studiare la sensibilità alla frequenza della massa.Quindi, sono state scelte frequenze dell'ordine di centinaia di kilohertz e l'applicazione locale dello stress vibrazionale nell'ambiente del tumore utilizzando un ago medico è stata modellata in simulazione numerica studiando l'influenza dei principali parametri di progettazione che determinano il trasferimento dell'acustica potere dello strumento rispetto all’ambiente.I risultati mostrano che gli aghi medici possono essere utilizzati efficacemente per irradiare i tessuti con gli ultrasuoni e la loro intensità è strettamente correlata al parametro geometrico dell’ago, chiamato lunghezza d’onda acustica di lavoro.Infatti, l'intensità dell'irradiazione attraverso il tessuto aumenta all'aumentare del diametro interno dell'ago, raggiungendo il massimo quando il diametro è tre volte la lunghezza d'onda.La lunghezza dell'ago offre inoltre un certo grado di libertà per ottimizzare l'esposizione.Quest'ultimo risultato è infatti massimizzato quando la lunghezza dell'ago è impostata su un certo multiplo della lunghezza d'onda operativa (nello specifico 4 e 6).È interessante notare che, per la gamma di frequenze di interesse, i valori di diametro e lunghezza ottimizzati sono vicini a quelli comunemente utilizzati per gli aghi commerciali standard.L'angolo di smusso, che determina l'affilatura dell'ago, influisce anche sull'emissività, con un picco a circa 50° e fornendo buone prestazioni a circa 10°, comunemente utilizzato per gli aghi commerciali..I risultati della simulazione verranno utilizzati per guidare l'implementazione e l'ottimizzazione della piattaforma diagnostica intraago dell'ospedale, integrando gli ultrasuoni diagnostici e terapeutici con altre soluzioni terapeutiche integrate nel dispositivo e realizzando interventi collaborativi di medicina di precisione.
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