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Basées sur l’intersection interdisciplinaire de la physique et des sciences de la vie, les stratégies diagnostiques et thérapeutiques basées sur la médecine de précision ont récemment attiré une attention considérable en raison de l’applicabilité pratique de nouvelles méthodes d’ingénierie dans de nombreux domaines de la médecine, notamment en oncologie.Dans ce cadre, l’utilisation des ultrasons pour attaquer les cellules cancéreuses des tumeurs afin de provoquer d’éventuels dommages mécaniques à différentes échelles attire de plus en plus l’attention des scientifiques du monde entier.En tenant compte de ces facteurs, sur la base de solutions de synchronisation élastodynamique et de simulations numériques, nous présentons une étude préliminaire de simulation informatique de la propagation des ultrasons dans les tissus afin de sélectionner les fréquences et puissances appropriées par irradiation locale.Nouvelle plateforme de diagnostic pour la technologie On-Fiber du laboratoire, appelée aiguille d'hôpital et déjà brevetée.On pense que les résultats de l’analyse et les connaissances biophysiques associées pourraient ouvrir la voie à de nouvelles approches diagnostiques et thérapeutiques intégrées qui pourraient jouer un rôle central dans l’application de la médecine de précision à l’avenir, en s’appuyant sur les domaines de la physique.Une synergie croissante entre la biologie commence.
Avec l’optimisation d’un grand nombre d’applications cliniques, la nécessité de réduire les effets secondaires sur les patients a progressivement commencé à émerger.À cette fin, la médecine de précision1, 2, 3, 4, 5 est devenue un objectif stratégique pour réduire la dose de médicaments délivrée aux patients, suivant essentiellement deux approches principales.La première repose sur un traitement conçu en fonction du profil génomique du patient.La seconde, qui devient la référence en oncologie, vise à éviter les procédures systémiques d’administration de médicaments en essayant de libérer une petite quantité de médicament, tout en augmentant la précision grâce à l’utilisation d’une thérapie locale.L’objectif ultime est d’éliminer ou du moins de minimiser les effets négatifs de nombreuses approches thérapeutiques, comme la chimiothérapie ou l’administration systémique de radionucléides.Selon le type de cancer, son emplacement, la dose de rayonnement et d'autres facteurs, même la radiothérapie peut présenter un risque inhérent élevé pour les tissus sains.Dans le traitement du glioblastome6,7,8,9, la chirurgie élimine avec succès le cancer sous-jacent, mais même en l'absence de métastases, de nombreux petits infiltrats cancéreux peuvent être présents.Si elles ne sont pas complètement éliminées, de nouvelles masses cancéreuses peuvent se développer dans un laps de temps relativement court.Dans ce contexte, les stratégies de médecine de précision évoquées ci-dessus sont difficiles à appliquer car ces infiltrats sont difficiles à détecter et à s’étendre sur une grande surface.Ces barrières empêchent des résultats définitifs dans la prévention de toute récidive avec la médecine de précision, c'est pourquoi les méthodes d'administration systémiques sont préférées dans certains cas, bien que les médicaments utilisés puissent avoir des niveaux de toxicité très élevés.Pour surmonter ce problème, l’approche thérapeutique idéale consisterait à utiliser des stratégies mini-invasives capables d’attaquer sélectivement les cellules cancéreuses sans affecter les tissus sains.À la lumière de cet argument, l’utilisation de vibrations ultrasonores, dont il a été démontré qu’elles affectent différemment les cellules cancéreuses et saines, à la fois dans les systèmes unicellulaires et dans les amas hétérogènes de méso-échelle, semble être une solution possible.
D’un point de vue mécaniste, les cellules saines et cancéreuses ont en réalité des fréquences de résonance naturelles différentes.Cette propriété est associée à des modifications oncogènes des propriétés mécaniques de la structure cytosquelettique des cellules cancéreuses12,13, alors que les cellules tumorales sont, en moyenne, plus déformables que les cellules normales.Ainsi, avec un choix optimal de fréquence ultrasonore pour la stimulation, les vibrations induites dans des zones sélectionnées peuvent endommager les structures cancéreuses vivantes, minimisant ainsi l'impact sur l'environnement sain de l'hôte.Ces effets encore mal compris peuvent inclure la destruction de certains composants structurels cellulaires due aux vibrations à haute fréquence induites par les ultrasons (en principe très similaires à la lithotripsie14) et des dommages cellulaires dus à un phénomène similaire à la fatigue mécanique, qui à son tour peut modifier la structure cellulaire. .programmation et mécanobiologie.Bien que cette solution théorique semble très appropriée, elle ne peut malheureusement pas être utilisée dans les cas où des structures biologiques anéchoïques empêchent l'application directe des ultrasons, par exemple dans les applications intracrâniennes en raison de la présence d'os, et où certaines masses tumorales du sein sont situées dans le tissu adipeux. tissu.L'atténuation peut limiter le site de l'effet thérapeutique potentiel.Pour surmonter ces problèmes, les ultrasons doivent être appliqués localement avec des transducteurs spécialement conçus qui peuvent atteindre le site irradié de la manière la moins invasive possible.Dans cette optique, nous avons envisagé la possibilité d’utiliser des idées liées à la possibilité de créer une plateforme technologique innovante appelée « hôpital des aiguilles »15.Le concept « Hospital in the Needle » implique le développement d’un instrument médical mini-invasif pour des applications diagnostiques et thérapeutiques, basé sur la combinaison de diverses fonctions dans une seule aiguille médicale.Comme expliqué plus en détail dans la section Hospital Needle, cet appareil compact repose principalement sur les avantages des sondes à fibre optique 16, 17, 18, 19, 20, 21, qui, en raison de leurs caractéristiques, peuvent être insérées dans des sondes standard 20. aiguilles médicales, 22 lumens.Tirant parti de la flexibilité offerte par la technologie Lab-on-Fiber (LOF)23, la fibre devient effectivement une plate-forme unique pour les dispositifs diagnostiques et thérapeutiques miniaturisés et prêts à l'emploi, notamment les dispositifs de biopsie liquidienne et tissulaire.dans la détection biomoléculaire24,25, l'administration locale de médicaments guidée par la lumière26,27, l'imagerie par ultrasons locale de haute précision28, la thérapie thermique29,30 et l'identification des tissus cancéreux par spectroscopie31.Dans le cadre de ce concept, en utilisant une approche de localisation basée sur le dispositif « aiguille à l'hôpital », nous étudions la possibilité d'optimiser la stimulation locale des structures biologiques résidentes en utilisant la propagation des ondes ultrasonores à travers des aiguilles pour exciter les ondes ultrasonores dans la région d'intérêt..Ainsi, les ultrasons thérapeutiques de faible intensité peuvent être appliqués directement sur la zone à risque avec un caractère invasif minimal pour soniquer les cellules et les petites formations solides dans les tissus mous, comme dans le cas de la chirurgie intracrânienne susmentionnée, un petit trou dans le crâne doit être inséré avec un aiguille.Inspirée par de récents résultats théoriques et expérimentaux suggérant que les ultrasons peuvent arrêter ou retarder le développement de certains cancers32,33,34, l'approche proposée peut aider à aborder, du moins en principe, les principaux compromis entre effets agressifs et curatifs.En gardant ces considérations à l’esprit, dans le présent article, nous étudions la possibilité d’utiliser un dispositif à aiguille en milieu hospitalier pour une thérapie par ultrasons mini-invasive du cancer.Plus précisément, dans la section Analyse de diffusion des masses tumorales sphériques pour estimer la fréquence des ultrasons dépendant de la croissance, nous utilisons des méthodes élastodynamiques bien établies et la théorie de la diffusion acoustique pour prédire la taille des tumeurs solides sphériques cultivées dans un milieu élastique.raideur qui se produit entre la tumeur et le tissu hôte en raison du remodelage du matériau induit par la croissance.Après avoir décrit notre système, que nous appelons la section « Hôpital dans l'aiguille », dans la section « Hôpital dans l'aiguille », nous analysons la propagation des ondes ultrasonores à travers des aiguilles médicales aux fréquences prédites et leur modèle numérique irradie l'environnement à étudier. les principaux paramètres géométriques (le diamètre intérieur réel, la longueur et la netteté de l'aiguille), affectant la transmission de la puissance acoustique de l'instrument.Compte tenu de la nécessité de développer de nouvelles stratégies d'ingénierie pour la médecine de précision, on pense que l'étude proposée pourrait aider à développer un nouvel outil de traitement du cancer basé sur l'utilisation d'ultrasons délivrés via une plateforme théragnostique intégrée qui intègre les ultrasons à d'autres solutions.Combinés, comme l'administration ciblée de médicaments et le diagnostic en temps réel avec une seule aiguille.
L'efficacité de la fourniture de stratégies mécanistiques pour le traitement des tumeurs solides localisées à l'aide d'une stimulation ultrasonique (ultrasons) a été l'objectif de plusieurs articles traitant à la fois théoriquement et expérimentalement de l'effet des vibrations ultrasoniques de faible intensité sur les systèmes unicellulaires 10, 11, 12. , 32, 33, 34, 35, 36 À l'aide de modèles viscoélastiques, plusieurs chercheurs ont démontré analytiquement que les cellules tumorales et saines présentent des réponses en fréquence différentes caractérisées par des pics de résonance distincts dans la plage US 10,11,12.Ce résultat suggère qu'en principe, les cellules tumorales peuvent être attaquées sélectivement par des stimuli mécaniques préservant l'environnement de l'hôte.Ce comportement est une conséquence directe de preuves clés selon lesquelles, dans la plupart des cas, les cellules tumorales sont plus malléables que les cellules saines, probablement pour améliorer leur capacité à proliférer et à migrer37,38,39,40.Sur la base des résultats obtenus avec des modèles de cellules uniques, par exemple à l'échelle microscopique, la sélectivité des cellules cancéreuses a également été démontrée à l'échelle méso grâce à des études numériques des réponses harmoniques d'agrégats cellulaires hétérogènes.Fournissant un pourcentage différent de cellules cancéreuses et de cellules saines, des agrégats multicellulaires mesurant des centaines de micromètres ont été construits de manière hiérarchique.Au niveau méso de ces agrégats, certaines caractéristiques microscopiques d'intérêt sont préservées grâce à la mise en œuvre directe des principaux éléments structurels qui caractérisent le comportement mécanique des cellules individuelles.En particulier, chaque cellule utilise une architecture basée sur la tenségrité pour imiter la réponse de diverses structures cytosquelettiques précontraintes, affectant ainsi leur rigidité globale12,13.Les prédictions théoriques et les expériences in vitro de la littérature ci-dessus ont donné des résultats encourageants, indiquant la nécessité d'étudier la sensibilité des masses tumorales aux ultrasons thérapeutiques de faible intensité (LITUS), et l'évaluation de la fréquence d'irradiation des masses tumorales est cruciale.positionner LITUS pour une application sur site.
Cependant, au niveau tissulaire, la description sous-macroscopique de chaque composant est inévitablement perdue et les propriétés du tissu tumoral peuvent être retracées à l'aide de méthodes séquentielles pour suivre la croissance massive et les processus de remodelage induits par le stress, en tenant compte des effets macroscopiques de croissance.-changements induits dans l'élasticité des tissus sur une échelle de 41,42.En effet, contrairement aux systèmes unicellulaires et agrégés, les masses tumorales solides se développent dans les tissus mous en raison de l'accumulation progressive de contraintes résiduelles aberrantes, qui modifient les propriétés mécaniques naturelles en raison d'une augmentation de la rigidité intratumorale globale, et la sclérose tumorale devient souvent un facteur déterminant dans détection de tumeur.
En gardant ces considérations à l’esprit, nous analysons ici la réponse sonodynamique des sphéroïdes tumoraux modélisés comme des inclusions sphériques élastiques se développant dans un environnement tissulaire normal.Plus précisément, les propriétés élastiques associées au stade de la tumeur ont été déterminées sur la base des résultats théoriques et expérimentaux obtenus par certains auteurs lors de travaux antérieurs.Parmi eux, l’évolution des sphéroïdes tumoraux solides cultivés in vivo dans des milieux hétérogènes a été étudiée en appliquant des modèles mécaniques non linéaires 41,43,44 en combinaison avec la dynamique interspécifique pour prédire le développement de masses tumorales et le stress intratumoral associé.Comme mentionné ci-dessus, la croissance (par exemple, le pré-étirement inélastique) et la contrainte résiduelle provoquent un remodelage progressif des propriétés du matériau tumoral, modifiant ainsi également sa réponse acoustique.Il est important de noter que dans la réf.41 la co-évolution de la croissance et du stress solide dans les tumeurs a été démontrée dans des campagnes expérimentales sur des modèles animaux.En particulier, une comparaison de la rigidité des masses tumorales du sein réséquées à différents stades avec la rigidité obtenue en reproduisant des conditions similaires in silico sur un modèle éléments finis sphérique de mêmes dimensions et en tenant compte du champ de contraintes résiduelles prédit a confirmé la méthode proposée de validité du modèle..Dans ce travail, les résultats théoriques et expérimentaux obtenus précédemment sont utilisés pour développer une nouvelle stratégie thérapeutique développée.En particulier, des tailles prédites avec des propriétés de résistance évolutive correspondantes ont été calculées ici, qui ont ainsi été utilisées pour estimer les plages de fréquences auxquelles les masses tumorales intégrées dans l'environnement hôte sont plus sensibles.A cet effet, nous avons ainsi étudié le comportement dynamique de la masse tumorale à différents stades, pris à différents stades, en prenant en compte des indicateurs acoustiques conformément au principe généralement admis de diffusion en réponse à des stimuli ultrasonores et en mettant en évidence d'éventuels phénomènes de résonance du sphéroïde. .en fonction de la tumeur et de l'hôte. Différences de rigidité entre les tissus dépendantes de la croissance.
Ainsi, les masses tumorales ont été modélisées sous forme de sphères élastiques de rayon \(a\) dans l’environnement élastique environnant de l’hôte, sur la base de données expérimentales montrant comment des structures malignes volumineuses se développent in situ sous des formes sphériques.En référence à la figure 1, en utilisant les coordonnées sphériques \(\{ r,\theta ,\varphi \}\) (où \(\theta\) et \(\varphi\) représentent respectivement l'angle d'anomalie et l'angle d'azimut), le le domaine tumoral occupe une région intégrée dans un espace sain \({\mathcal {V}}_{T}=\{ (r,\theta ,\varphi ):r\le a\}\) région illimitée \({\mathcal { V} }_{H} = \{ (r,\theta,\varphi):r > a\}\).En nous référant aux informations supplémentaires (SI) pour une description complète du modèle mathématique basé sur la base élastodynamique bien établie rapportée dans de nombreuses littératures45,46,47,48, nous considérons ici un problème caractérisé par un mode d'oscillation axisymétrique.Cette hypothèse implique que toutes les variables au sein de la tumeur et des zones saines sont indépendantes de la coordonnée azimutale \(\varphi\) et qu'aucune distorsion ne se produit dans cette direction.Par conséquent, les champs de déplacement et de contrainte peuvent être obtenus à partir de deux potentiels scalaires \(\phi = \hat{\phi}\left( {r,\theta} \right)e^{{ – i \omega {\kern 1pt } t }}\) et \(\chi = \hat{\chi }\left( {r,\theta } \right)e^{{ – i\omega {\kern 1pt} t }}\) , ils sont respectivement lié à une onde longitudinale et une onde de cisaillement, le temps de coïncidence t entre la surtension \(\theta \) et l'angle entre la direction de l'onde incidente et le vecteur position \({\mathbf {x))\) ( comme le montre la figure 1) et \(\omega = 2\pi f\) représente la fréquence angulaire.En particulier, le champ incident est modélisé par l'onde plane \(\phi_{H}^{(in)}\) (également introduite dans le système SI, dans l'équation (A.9)) se propageant dans le volume du corps selon l'expression de la loi
où \(\phi_{0}\) est le paramètre d'amplitude.L'expansion sphérique d'une onde plane incidente (1) à l'aide d'une fonction d'onde sphérique est l'argument standard :
Où \(j_{n}\) est la fonction de Bessel sphérique du premier type d'ordre \(n\), et \(P_{n}\) est le polynôme de Legendre.Une partie de l’onde incidente de la sphère d’investissement est diffusée dans le milieu environnant et chevauche le champ incident, tandis que l’autre partie est diffusée à l’intérieur de la sphère, contribuant à sa vibration.Pour ce faire, les solutions harmoniques de l'équation d'onde \(\nabla^{2} \hat{\phi } + k_{1}^{2} {\mkern 1mu} \hat{\phi } = 0\,\ ) et \ (\ nabla^{2} {\mkern 1mu} \hat{\chi } + k_{2}^{2} \hat{\chi } = 0\), fournis par exemple par Eringen45 (voir aussi SI ) peut indiquer une tumeur et des zones saines.En particulier, les ondes d'expansion diffusées et les ondes isovolumiques générées dans le milieu hôte \(H\) admettent leurs énergies potentielles respectives :
Parmi eux, la fonction de Hankel sphérique du premier type \(h_{n}^{(1)}\) est utilisée pour considérer l'onde diffusée sortante, et \(\alpha_{n}\) et \(\beta_{ n}\ ) sont les coefficients inconnus.dans l'équation.Dans les équations (2) à (4), les termes \(k_{H1}\) et \(k_{H2}\) désignent respectivement les nombres d'ondes de raréfaction et d'ondes transversales dans la zone principale du corps ( voir SI).Les champs de compression à l'intérieur de la tumeur et les déplacements ont la forme
Où \(k_{T1}\) et \(k_{T2}\) représentent les nombres d'ondes longitudinales et transversales dans la région tumorale, et les coefficients inconnus sont \(\gamma_{n} {\mkern 1mu}\) , \(\ eta_{n} {\mkern 1mu}\).Sur la base de ces résultats, des composantes de déplacement radial et circonférentiel non nulles sont caractéristiques des régions saines dans le problème considéré, telles que \(u_{Hr}\) et \(u_{H\theta}\) (\(u_{ H\ varphi }\ ) l'hypothèse de symétrie n'est plus nécessaire) — peut être obtenu à partir de la relation \(u_{Hr} = \partial_{r} \left( {\phi + \partial_{r} (r\chi ) } \right) + k_}^{2 } {\mkern 1mu} r\chi\) et \(u_{H\theta} = r^{- 1} \partial_{\theta} \left({\phi + \partial_{r } ( r\chi ) } \right)\) en formant \(\phi = \phi_{H}^{(in)} + \phi_{H}^{(s)}\) et \ (\chi = \chi_ {H}^ {(s)}\) (voir SI pour la dérivation mathématique détaillée).De même, remplacer \(\phi = \phi_{T}^{(s)}\) et \(\chi = \chi_{T}^{(s)}\) renvoie {Tr} = \partial_{r} \left( {\phi + \partial_{r} (r\chi)} \right) + k_{T2}^{2} {\mkern 1mu} r\chi\) et \(u_{T\theta} = r^{-1}\partial _{\theta }\left({\phi +\partial_{r}(r\chi )}\right)\).
(À gauche) Géométrie d'une tumeur sphérique cultivée dans un environnement sain à travers laquelle se propage un champ incident, (à droite) Evolution correspondante du rapport de rigidité tumeur-hôte en fonction du rayon de la tumeur, données rapportées (adaptées de Carotenuto et al. 41) Des tests de compression vitro ont été obtenus à partir de tumeurs solides du sein inoculées avec des cellules MDA-MB-231.
En supposant des matériaux élastiques linéaires et isotropes, les composantes de contrainte non nulles dans les régions saines et tumorales, c'est-à-dire \(\sigma_{Hpq}\) et \(\sigma_{Tpq}\) – obéissent à la loi de Hooke généralisée, étant donné qu'il y a sont différents modules de Lamé, qui caractérisent l'élasticité de l'hôte et de la tumeur, notés \(\{ \mu_{H},\,\lambda_{H} \}\) et \(\{ \mu_{T},\, \lambda_ {T} \ }\) (voir l'équation (A.11) pour l'expression complète des composantes de contrainte représentées dans SI).En particulier, selon les données de la référence 41 et présentées sur la figure 1, les tumeurs en croissance ont montré un changement dans les constantes d'élasticité des tissus.Ainsi, les déplacements et les contraintes dans les régions hôte et tumorale sont déterminés de manière complète jusqu'à un ensemble de constantes inconnues \({{ \varvec{\upxi}}}_{n} = \{ \alpha_{n} ,{\mkern 1mu } \ beta_{ n} {\mkern 1mu} \gamma_{n} ,\eta_{n} \}\ ) a des dimensions théoriquement infinies.Pour trouver ces vecteurs de coefficients, des interfaces et des conditions limites appropriées entre la tumeur et les zones saines sont introduites.En supposant une liaison parfaite à l’interface tumeur-hôte \(r = a\), la continuité des déplacements et des contraintes nécessite les conditions suivantes :
Le système (7) forme un système d’équations à solutions infinies.De plus, chaque condition aux limites dépendra de l’anomalie \(\theta\).Réduire le problème des valeurs limites à un problème algébrique complet avec \(N\) ensembles de systèmes fermés, dont chacun est dans l'inconnu \({{\varvec{\upxi}}}_{n} = \{ \alpha_ {n},{ \mkern 1mu} \beta_{n} {\mkern 1mu} \gamma_{n}, \eta_{n} \}_{n = 0,…,N}\) (avec \ ( N \ à \infty \), théoriquement), et pour éliminer la dépendance des équations aux termes trigonométriques, les conditions d'interface sont écrites sous une forme faible en utilisant l'orthogonalité des polynômes de Legendre.En particulier, les équations (7)1,2 et (7)3,4 sont multipliées par \(P_{n} \left( {\cos \theta} \right)\) et \(P_{n}^{ 1} \left( { \cos\theta}\right)\) puis intègrez entre \(0\) et \(\pi\) en utilisant des identités mathématiques :
Ainsi, la condition d'interface (7) renvoie un système d'équations algébriques quadratiques, qui peut être exprimé sous forme matricielle comme \({\mathbb{D}}_{n} (a) \cdot {{\varvec{\upxi }} } _{ n} = {\mathbf{q}}_{n} (a)\) et obtenez l'inconnu \({{\varvec{\upxi}}}_{n}\ ) en résolvant la règle de Cramer.
Pour estimer le flux d'énergie diffusé par la sphère et obtenir des informations sur sa réponse acoustique à partir de données sur le champ diffusé se propageant dans le milieu hôte, une grandeur acoustique est intéressante, qui est une section efficace de diffusion bistatique normalisée.En particulier, la section efficace de diffusion, notée \(s), exprime le rapport entre la puissance acoustique transmise par le signal diffusé et la division d'énergie portée par l'onde incidente.À cet égard, l'amplitude de la fonction de forme \(\left| {F_{\infty} \left(\theta \right)} \right|^{2}\) est une quantité fréquemment utilisée dans l'étude des mécanismes acoustiques. noyé dans un liquide ou un solide. Diffusion d'objets dans le sédiment.Plus précisément, l'amplitude de la fonction de forme est définie comme la section efficace de diffusion différentielle \(ds\) par unité de surface, qui diffère par la normale à la direction de propagation de l'onde incidente :
où \(f_{n}^{pp}\) et \(f_{n}^{ps}\) désignent la fonction modale, qui fait référence au rapport des puissances de l'onde longitudinale et de l'onde diffusée par rapport à la Les ondes P incidentes dans le milieu récepteur, respectivement, sont données par les expressions suivantes :
Les fonctions d'onde partielle (10) peuvent être étudiées indépendamment conformément à la théorie de la diffusion résonante (RST)49,50,51,52, qui permet de séparer l'élasticité cible du champ parasite total lors de l'étude de différents modes.Selon cette méthode, la fonction de forme modale peut être décomposée en une somme de deux parties égales, à savoir \(f_{n} = f_{n}^{(res)} + f_{n}^{(b)}\ ) sont liés respectivement aux amplitudes de fond résonantes et non résonantes.La fonction de forme du mode résonant est liée à la réponse de la cible, tandis que l'arrière-plan est généralement lié à la forme du diffuseur.Pour détecter le premier formant de la cible pour chaque mode, l'amplitude de la fonction de forme de résonance modale \(\left| {f_{n}^{(res)} \left( \theta \right)} \right|\ ) est calculé en supposant un fond dur, constitué de sphères impénétrables dans un matériau hôte élastique.Cette hypothèse est motivée par le fait qu'en général, la rigidité et la densité augmentent avec la croissance de la masse tumorale en raison de la contrainte de compression résiduelle.Ainsi, à un niveau de croissance sévère, le rapport d'impédance \(\rho_{T} c_{1T} /\rho_{H} c_{1H}\) devrait être supérieur à 1 pour la plupart des tumeurs solides macroscopiques se développant dans des tissus mous. tissus.Par exemple, Krouskop et al.53 ont rapporté un rapport entre le module cancéreux et le module normal d'environ 4 pour le tissu prostatique, tandis que cette valeur augmentait jusqu'à 20 pour les échantillons de tissu mammaire.Ces relations modifient inévitablement l'impédance acoustique du tissu, comme le démontre également l'analyse élastographique54,55,56, et peuvent être liées à un épaississement tissulaire localisé provoqué par une hyperprolifération tumorale.Cette différence a également été observée expérimentalement avec de simples tests de compression de blocs de tumeurs du sein cultivés à différents stades32, et le remodelage du matériau peut être bien suivi avec des modèles prédictifs inter-espèces de tumeurs à croissance non linéaire43,44.Les données de rigidité obtenues sont directement liées à l'évolution du module d'Young des tumeurs solides selon la formule \(E_{T} = S\left( {1 – \nu ^{2} } \right)/a\sqrt \ varepsilon\ )( sphères de rayon \(a\), de rigidité \(S\) et de coefficient de Poisson \(\nu\) entre deux plaques rigides 57, comme le montre la figure 1).Ainsi, il est possible d'obtenir des mesures d'impédance acoustique de la tumeur et de l'hôte à différents niveaux de croissance.En particulier, en comparaison avec le module du tissu normal égal à 2 kPa sur la figure 1, le module d'élasticité des tumeurs du sein dans la plage de volume d'environ 500 à 1 250 mm3 a entraîné une augmentation d'environ 10 kPa à 16 kPa, ce qui est cohérent avec les données déclarées.dans les références 58, 59, il a été constaté que la pression dans les échantillons de tissu mammaire est de 0,25 à 4 kPa avec une précompression disparaissant.Supposons également que le coefficient de Poisson d'un tissu presque incompressible soit de 41,60, ce qui signifie que la densité du tissu ne change pas de manière significative à mesure que le volume augmente.En particulier, la densité moyenne de population \(\rho = 945\,{\text{kg}}\,{\text{m}}^{ – 3}\)61 est utilisée.Avec ces considérations, la rigidité peut passer en mode arrière-plan en utilisant l'expression suivante :
Où la constante inconnue \(\widehat{{{\varvec{\upxi))))_{n} = \{\delta_{n} ,\upsilon_{n} \}\) peut être calculée en tenant compte de la continuité biais ( 7 )2,4, c'est-à-dire en résolvant le système algébrique \(\widehat{{\mathbb{D}}}_{n} (a) \cdot \widehat{({\varvec{\upxi}} } } _{n } = \widehat{{\mathbf{q}}}_{n} (a)\) impliquant des mineurs\(\widehat{{\mathbb{D}}}_{n} (a) = \ { { \ mathbb{D}}_{n} (a)\}_{{\{ (1,3),(1,3)\} }}\) et le vecteur colonne simplifié correspondant\(\widehat { {\mathbf {q}}}_{n} (а)\). Fournit des connaissances de base sur l'équation (11), deux amplitudes de la fonction de mode résonnant de rétrodiffusion \(\left| {f_{n}^{{. \left( {res} \right)\,pp}} \left( \theta \right)} \right| = \left|{f_{n}^{pp} \left( \theta \right) – f_{ n}^{pp(b)} \left( \theta \right)} \right|\) et \( \left|{f_{n}^{{\left( {res} \right)\,ps} } \left( \theta \right)} \right|= \left|{f_{n}^{ps} \left( \theta \right) – f_{n}^{ps(b)} \left( \ theta \right)} \right|\) fait référence à l'excitation des ondes P et à la réflexion des ondes P et S, respectivement.De plus, la première amplitude a été estimée comme \(\theta = \pi\) et la deuxième amplitude a été estimée comme \(\theta = \pi/4\).En chargeant diverses propriétés de composition.La figure 2 montre que les caractéristiques résonantes des sphéroïdes tumoraux jusqu'à environ 15 mm de diamètre sont principalement concentrées dans la bande de fréquences de 50 à 400 kHz, ce qui indique la possibilité d'utiliser des ultrasons basse fréquence pour induire une excitation tumorale résonante.cellules.Beaucoup de.Dans cette bande de fréquences, l'analyse RST a révélé des formants monomodes pour les modes 1 à 6, mis en évidence sur la figure 3. Ici, les ondes diffusées pp et ps montrent des formants du premier type, apparaissant à de très basses fréquences, qui augmentent de environ 20 kHz pour le mode 1 à environ 60 kHz pour n = 6, ne montrant aucune différence significative dans le rayon de la sphère.La fonction résonante ps décroît ensuite, tandis que la combinaison de formants pp de grande amplitude fournit une périodicité d'environ 60 kHz, montrant un décalage de fréquence plus élevé avec l'augmentation du nombre de modes.Toutes les analyses ont été effectuées à l'aide du logiciel informatique Mathematica®62.
Les fonctions de forme de rétrodiffusion obtenues à partir du module de tumeurs du sein de différentes tailles sont présentées sur la figure 1, où les bandes de diffusion les plus élevées sont mises en évidence en tenant compte de la superposition de modes.
Résonances des modes sélectionnés de \(n = 1\) à \(n = 6\), calculées lors de l'excitation et de la réflexion de l'onde P à différentes tailles de tumeur (courbes noires de \(\left | {f_{ n} ^ {{\ left( {res} \right)\,pp}} \left( \pi \right)} \right = \left| {f_{n}^{pp} \left ( \pi \ right) – f_{n }^{pp(b)} \left( \pi \right)} \right|\)) et excitation de l'onde P et réflexion de l'onde S (courbes grises données par la fonction de forme modale \( \left | { f_{n }^{{\left( {res} \right)\,ps}} \left( {\pi /4} \right)} \right| {f_{n} ^{ ps} \left( {\pi /4} \right) – f_{n}^{ps(b)} \left( {\pi /4} \right)} \right |\)).
Les résultats de cette analyse préliminaire utilisant des conditions de propagation en champ lointain peuvent guider la sélection de fréquences de commande spécifiques au variateur dans les simulations numériques suivantes pour étudier l'effet de la contrainte de microvibration sur la masse.Les résultats montrent que l'étalonnage des fréquences optimales peut être spécifique au stade de la croissance tumorale et peut être déterminé à l'aide des résultats de modèles de croissance pour établir des stratégies biomécaniques utilisées dans le traitement de la maladie afin de prédire correctement le remodelage tissulaire.
Les progrès significatifs de la nanotechnologie poussent la communauté scientifique à trouver de nouvelles solutions et méthodes pour développer des dispositifs médicaux miniaturisés et mini-invasifs pour des applications in vivo.Dans ce contexte, la technologie LOF a montré une capacité remarquable à étendre les capacités des fibres optiques, permettant le développement de nouveaux dispositifs à fibres optiques mini-invasifs pour les applications des sciences de la vie21, 63, 64, 65. L'idée d'intégrer des matériaux 2D et 3D avec des propriétés chimiques, biologiques et optiques souhaitées sur les côtés 25 et/ou les extrémités 64 des fibres optiques avec un contrôle spatial total à l'échelle nanométrique conduit à l'émergence d'une nouvelle classe de nanooptodes à fibres optiques.possède un large éventail de fonctions diagnostiques et thérapeutiques.Il est intéressant de noter qu’en raison de leurs propriétés géométriques et mécaniques (petite section transversale, grand rapport d’aspect, flexibilité, faible poids) et de la biocompatibilité des matériaux (généralement du verre ou des polymères), les fibres optiques sont bien adaptées à l’insertion dans des aiguilles et des cathéters.Applications médicales20, ouvrant la voie à une nouvelle vision de « l’hôpital des aiguilles » (voir Figure 4).
En fait, grâce aux degrés de liberté offerts par la technologie LOF, en utilisant l'intégration de micro et nanostructures constituées de divers matériaux métalliques et/ou diélectriques, les fibres optiques peuvent être correctement fonctionnalisées pour des applications spécifiques prenant souvent en charge une excitation en mode résonnant., Le champ lumineux 21 est fortement positionné.Le confinement de la lumière à une échelle inférieure à la longueur d'onde, souvent associé à un traitement chimique et/ou biologique63 et à l'intégration de matériaux sensibles tels que des polymères intelligents65,66, peut améliorer le contrôle de l'interaction de la lumière et de la matière, ce qui peut être utile à des fins théranostiques.Le choix du type et de la taille des composants/matériaux intégrés dépend évidemment des paramètres physiques, biologiques ou chimiques à détecter21,63.
L'intégration de sondes LOF dans des aiguilles médicales dirigées vers des sites spécifiques du corps permettra des biopsies locales de fluides et de tissus in vivo, permettant un traitement local simultané, réduisant les effets secondaires et augmentant l'efficacité.Les opportunités potentielles incluent la détection de diverses biomolécules en circulation, notamment le cancer.biomarqueurs ou microARN (miARN)67, identification des tissus cancéreux par spectroscopie linéaire et non linéaire telle que la spectroscopie Raman (SERS)31, imagerie photoacoustique à haute résolution22,28,68, chirurgie et ablation au laser69, et administration locale de médicaments utilisant la lumière27 et guidage automatique des aiguilles dans le corps humain20.Il convient de noter que même si l'utilisation de fibres optiques évite les inconvénients typiques des méthodes « classiques » basées sur des composants électroniques, tels que le besoin de connexions électriques et la présence d'interférences électromagnétiques, elle permet d'intégrer efficacement divers capteurs LOF dans le système. système.aiguille médicale unique.Une attention particulière doit être portée à la réduction des effets néfastes tels que la pollution, les interférences optiques, les obstructions physiques qui provoquent des effets de diaphonie entre les différentes fonctions.Cependant, il est également vrai que bon nombre des fonctions mentionnées ne doivent pas nécessairement être actives en même temps.Cet aspect permet au moins de réduire les interférences, limitant ainsi l'impact négatif sur les performances de chaque sonde et la précision de la procédure.Ces considérations nous permettent d’envisager le concept « d’aiguille à l’hôpital » comme une simple vision permettant de poser des bases solides pour la prochaine génération d’aiguilles thérapeutiques dans les sciences de la vie.
En ce qui concerne l'application spécifique discutée dans cet article, dans la section suivante, nous étudierons numériquement la capacité d'une aiguille médicale à diriger des ondes ultrasonores dans les tissus humains en utilisant leur propagation le long de son axe.
La propagation des ondes ultrasonores à travers une aiguille médicale remplie d'eau et insérée dans les tissus mous (voir schéma de la figure 5a) a été modélisée à l'aide du logiciel commercial Comsol Multiphysics basé sur la méthode des éléments finis (FEM)70, où l'aiguille et les tissus sont modélisés. comme environnement élastique linéaire.
En référence à la figure 5b, l’aiguille est modélisée sous la forme d’un cylindre creux (également appelé « canule ») en acier inoxydable, un matériau standard pour les aiguilles médicales71.En particulier, il a été modélisé avec le module d'Young E = 205 GPa, le coefficient de Poisson ν = 0,28 et la densité ρ = 7 850 kg m −372,73.Géométriquement, l'aiguille est caractérisée par une longueur L, un diamètre interne D (également appelé « jeu ») et une épaisseur de paroi t.De plus, la pointe de l'aiguille est considérée comme inclinée d'un angle α par rapport à la direction longitudinale (z).Le volume d'eau correspond essentiellement à la forme de la région interne de l'aiguille.Dans cette analyse préliminaire, l’aiguille était supposée être complètement immergée dans une région de tissu (supposée s’étendre indéfiniment), modélisée comme une sphère de rayon rs, qui restait constant à 85 mm pendant toutes les simulations.Plus en détail, nous finissons la région sphérique avec une couche parfaitement adaptée (PML), qui réduit au moins les ondes indésirables réfléchies par les limites « imaginaires ».Nous avons ensuite choisi le rayon rs de manière à placer la limite du domaine sphérique suffisamment loin de l'aiguille pour ne pas affecter la solution informatique, et suffisamment petite pour ne pas affecter le coût de calcul de la simulation.
Un décalage longitudinal harmonique de fréquence f et d'amplitude A est appliqué à la limite inférieure de la géométrie du stylet ;cette situation représente un stimulus d'entrée appliqué à la géométrie simulée.Aux limites restantes de l'aiguille (en contact avec les tissus et l'eau), le modèle accepté est considéré comme incluant une relation entre deux phénomènes physiques, dont l'un est lié à la mécanique des structures (pour la zone de l'aiguille), et l'autre à la mécanique des structures.(pour la région aciculaire), donc les conditions correspondantes sont imposées sur l'acoustique (pour l'eau et la région aciculaire)74.En particulier, de petites vibrations appliquées au siège de l'aiguille provoquent de petites perturbations de tension ;ainsi, en supposant que l'aiguille se comporte comme un milieu élastique, le vecteur déplacement U peut être estimé à partir de l'équation d'équilibre élastodynamique (Navier)75.Les oscillations structurelles de l'aiguille provoquent des changements dans la pression de l'eau à l'intérieur de celle-ci (considérée comme stationnaire dans notre modèle), à ​​la suite de quoi les ondes sonores se propagent dans le sens longitudinal de l'aiguille, obéissant essentiellement à l'équation de Helmholtz76.Enfin, en supposant que les effets non linéaires dans les tissus sont négligeables et que l'amplitude des ondes de cisaillement est bien inférieure à l'amplitude des ondes de pression, l'équation de Helmholtz peut également être utilisée pour modéliser la propagation des ondes acoustiques dans les tissus mous.Après cette approximation, le tissu est considéré comme un liquide77 avec une densité de 1 000 kg/m3 et une vitesse du son de 1 540 m/s (en ignorant les effets d'amortissement dépendant de la fréquence).Pour relier ces deux champs physiques, il est nécessaire d'assurer la continuité du mouvement normal à la frontière du solide et du liquide, l'équilibre statique entre pression et contrainte perpendiculairement à la frontière du solide, et la contrainte tangentielle à la frontière du solide. le liquide doit être égal à zéro.75 .
Dans notre analyse, nous étudions la propagation des ondes acoustiques le long d’une aiguille dans des conditions stationnaires, en nous concentrant sur l’influence de la géométrie de l’aiguille sur l’émission d’ondes à l’intérieur du tissu.En particulier, nous avons étudié l'influence du diamètre intérieur de l'aiguille D, de la longueur L et de l'angle de biseau α, en maintenant l'épaisseur t fixée à 500 µm pour tous les cas étudiés.Cette valeur de t est proche de l'épaisseur de paroi standard typique 71 pour les aiguilles commerciales.
Sans perte de généralité, la fréquence f du déplacement harmonique appliqué à la base de l'aiguille a été prise égale à 100 kHz, et l'amplitude A était de 1 µm.En particulier, la fréquence a été fixée à 100 kHz, ce qui est cohérent avec les estimations analytiques données dans la section « Analyse de diffusion des masses tumorales sphériques pour estimer les fréquences ultrasonores dépendantes de la croissance », où un comportement de type résonance des masses tumorales a été trouvé dans la gamme de fréquences de 50 à 400 kHz, la plus grande amplitude de diffusion étant concentrée aux fréquences inférieures autour de 100 à 200 kHz (voir Fig. 2).
Le premier paramètre étudié était le diamètre interne D de l'aiguille.Pour plus de commodité, elle est définie comme une fraction entière de la longueur d'onde acoustique dans la cavité de l'aiguille (c'est-à-dire dans l'eau λW = 1,5 mm).En effet, les phénomènes de propagation d'onde dans des dispositifs caractérisés par une géométrie donnée (par exemple dans un guide d'onde) dépendent souvent de la taille caractéristique de la géométrie utilisée par rapport à la longueur d'onde de l'onde qui se propage.De plus, dans la première analyse, afin de mieux souligner l'effet du diamètre D sur la propagation de l'onde acoustique à travers l'aiguille, nous avons considéré une pointe plate, fixant l'angle α = 90°.Lors de cette analyse, la longueur de l'aiguille L a été fixée à 70 mm.
Sur la fig.La figure 6a montre l'intensité sonore moyenne en fonction du paramètre d'échelle sans dimension SD, soit D = λW/SD évalué dans une sphère de rayon 10 mm centrée sur la pointe de l'aiguille correspondante.Le paramètre de mise à l'échelle SD passe de 2 à 6, c'est à dire que l'on considère des valeurs D allant de 7,5 mm à 2,5 mm (à f = 100 kHz).La gamme comprend également une valeur standard de 71 pour les aiguilles médicales en acier inoxydable.Comme prévu, le diamètre intérieur de l'aiguille affecte l'intensité du son émis par l'aiguille, avec une valeur maximale (1030 W/m2) correspondant à D = λW/3 (soit D = 5 mm) et une tendance décroissante avec une diminution diamètre.Il convient de garder à l’esprit que le diamètre D est un paramètre géométrique qui affecte également le caractère invasif d’un dispositif médical. Cet aspect critique ne peut donc être ignoré lors du choix de la valeur optimale.Ainsi, bien que la diminution de D soit due à la moindre transmission de l'intensité acoustique dans les tissus, pour les études suivantes, le diamètre D = λW/5, soit D = 3 mm (correspond à la norme 11G71 à f = 100 kHz) , est considéré comme un compromis raisonnable entre le caractère intrusif du dispositif et la transmission de l'intensité sonore (en moyenne environ 450 W/m2).
L'intensité moyenne du son émis par la pointe de l'aiguille (considérée comme plate), en fonction du diamètre intérieur de l'aiguille (a), de la longueur (b) et de l'angle de biseau α (c).La longueur en (a, c) est de 90 mm et le diamètre en (b, c) est de 3 mm.
Le prochain paramètre à analyser est la longueur de l'aiguille L. Comme dans l'étude de cas précédente, nous considérons un angle oblique α = 90° et la longueur est mise à l'échelle comme un multiple de la longueur d'onde dans l'eau, c'est-à-dire que nous considérons L = SL λW .Le paramètre d'échelle sans dimension SL passe de 3 à 7, estimant ainsi l'intensité moyenne du son émis par la pointe de l'aiguille dans la plage de longueur de 4,5 à 10,5 mm.Cette gamme comprend les valeurs typiques des aiguilles commerciales.Les résultats sont présentés sur la fig.6b, montrant que la longueur de l'aiguille, L, a une grande influence sur la transmission de l'intensité sonore dans les tissus.Concrètement, l'optimisation de ce paramètre a permis d'améliorer la transmission d'environ un ordre de grandeur.En effet, dans la gamme de longueur analysée, l'intensité sonore moyenne prend un maximum local de 3116 W/m2 à SL = 4 (soit L = 60 mm), et l'autre correspond à SL = 6 (soit L = 90 mm).
Après avoir analysé l'influence du diamètre et de la longueur de l'aiguille sur la propagation des ultrasons en géométrie cylindrique, nous nous sommes intéressés à l'influence de l'angle de biseau sur la transmission de l'intensité sonore dans les tissus.L'intensité moyenne du son émanant de la pointe de la fibre a été évaluée en fonction de l'angle α, en faisant passer sa valeur de 10° (pointe pointue) à 90° (pointe plate).Dans ce cas, le rayon de la sphère intégrante autour de la pointe considérée de l'aiguille était de 20 mm, de sorte que pour toutes les valeurs de α, la pointe de l'aiguille était incluse dans le volume calculé à partir de la moyenne.
Comme le montre la fig.Comme illustré sur la figure 6c, lorsque la pointe est aiguisée, c'est à dire lorsque α diminue à partir de 90°, l'intensité du son transmis augmente pour atteindre une valeur maximale d'environ 1,5 × 105 W/m2, ce qui correspond à α = 50°, soit 2 est d'un ordre de grandeur plus élevé par rapport à l'état plat.Avec un affûtage supplémentaire de la pointe (c'est-à-dire à un α inférieur à 50°), l'intensité sonore a tendance à diminuer, atteignant des valeurs comparables à une pointe aplatie.Cependant, bien que nous ayons considéré une large gamme d’angles de biseau pour nos simulations, il convient de considérer que l’affûtage de la pointe est nécessaire pour faciliter l’insertion de l’aiguille dans le tissu.En fait, un angle de biseau plus petit (environ 10°) peut réduire la force 78 requise pour pénétrer dans les tissus.
En plus de la valeur de l'intensité sonore transmise dans le tissu, l'angle de biseau affecte également la direction de propagation des ondes, comme le montrent les graphiques de niveau de pression acoustique présentés sur les figures 7a (pour la pointe plate) et 3b (pour 10° ).pointe biseautée), parallèle La direction longitudinale est évaluée dans le plan de symétrie (yz, cf. Fig. 5).Aux extrêmes de ces deux considérations, le niveau de pression acoustique (appelé 1 µPa) est principalement concentré dans la cavité de l'aiguille (c'est-à-dire dans l'eau) et rayonné dans les tissus.Plus en détail, dans le cas d'une pointe plate (Fig. 7a), la répartition du niveau de pression acoustique est parfaitement symétrique par rapport à la direction longitudinale, et on distingue des ondes stationnaires dans l'eau remplissant le corps.L'onde est orientée longitudinalement (axe z), l'amplitude atteint sa valeur maximale dans l'eau (environ 240 dB) et diminue transversalement, ce qui conduit à une atténuation d'environ 20 dB à une distance de 10 mm du centre de l'aiguille.Comme prévu, l'introduction d'une pointe pointue (Fig. 7b) brise cette symétrie, et les ventres des ondes stationnaires « dévient » en fonction de la pointe de l'aiguille.Apparemment, cette asymétrie affecte l'intensité du rayonnement de la pointe de l'aiguille, comme décrit précédemment (Fig. 6c).Pour mieux comprendre cet aspect, l'intensité acoustique a été évaluée le long d'une ligne de coupe orthogonale à la direction longitudinale de l'aiguille, qui était située dans le plan de symétrie de l'aiguille et située à une distance de 10 mm de la pointe de l'aiguille ( résultats dans la figure 7c).Plus précisément, les distributions d'intensité sonore évaluées à des angles obliques de 10°, 20° et 30° (lignes pleines bleues, rouges et vertes, respectivement) ont été comparées à la distribution près de l'extrémité plate (courbes en pointillés noirs).La distribution d'intensité associée aux aiguilles à bout plat semble être symétrique par rapport au centre de l'aiguille.En particulier, elle prend une valeur d'environ 1420 W/m2 au centre, un débordement d'environ 300 W/m2 à une distance de ~8 mm, puis diminue jusqu'à une valeur d'environ 170 W/m2 à ~30 mm. .À mesure que la pointe devient pointue, le lobe central se divise en plusieurs lobes d'intensité variable.Plus précisément, lorsque α était de 30°, trois pétales pouvaient être clairement distingués dans le profil mesuré à 1 mm de la pointe de l'aiguille.Celle du centre est presque au centre de l'aiguille et a une valeur estimée à 1850 W/m2, et celle du haut à droite est à environ 19 mm du centre et atteint 2625 W/m2.À α = 20°, il y a 2 lobes principaux : un par −12 mm à 1785 W/m2 et un par 14 mm à 1524 W/m2.Lorsque la pointe devient plus pointue et que l'angle atteint 10°, un maximum de 817 W/m2 est atteint à environ -20 mm, et trois autres lobes d'intensité légèrement moindre sont visibles le long du profil.
Niveau de pression acoustique dans le plan de symétrie y–z d'une aiguille à extrémité plate (a) et biseautée à 10° (b).(c) Distribution de l'intensité acoustique estimée le long d'une ligne de coupe perpendiculaire à la direction longitudinale de l'aiguille, à une distance de 10 mm de la pointe de l'aiguille et située dans le plan de symétrie yz.La longueur L est de 70 mm et le diamètre D est de 3 mm.
Pris ensemble, ces résultats démontrent que les aiguilles médicales peuvent être utilisées efficacement pour transmettre des ultrasons à 100 kHz dans les tissus mous.L'intensité du son émis dépend de la géométrie de l'aiguille et peut être optimisée (sous réserve des limitations imposées par le caractère invasif du dispositif final) jusqu'à des valeurs de l'ordre de 1000 W/m2 (à 10 mm).appliqué au bas de l'aiguille 1. Dans le cas d'un décalage micrométrique, l'aiguille est considérée comme étant complètement insérée dans les tissus mous qui s'étendent à l'infini.En particulier, l'angle de biseau affecte fortement l'intensité et la direction de propagation des ondes sonores dans les tissus, ce qui conduit principalement à l'orthogonalité de la coupe de la pointe de l'aiguille.
Pour soutenir le développement de nouvelles stratégies de traitement des tumeurs basées sur l’utilisation de techniques médicales non invasives, la propagation des ultrasons basse fréquence dans l’environnement tumoral a été analysée analytiquement et informatiquement.En particulier, dans la première partie de l'étude, une solution élastodynamique temporaire nous a permis d'étudier la diffusion des ondes ultrasonores dans des sphéroïdes tumoraux solides de taille et de rigidité connues afin d'étudier la sensibilité en fréquence de la masse.Ensuite, des fréquences de l'ordre de plusieurs centaines de kilohertz ont été choisies, et l'application locale de contraintes vibratoires dans l'environnement tumoral à l'aide d'une aiguille médicale a été modélisée en simulation numérique en étudiant l'influence des principaux paramètres de conception qui déterminent le transfert de l'acoustique. pouvoir de l’instrument sur l’environnement.Les résultats montrent que les aiguilles médicales peuvent être utilisées efficacement pour irradier les tissus avec des ultrasons, et que leur intensité est étroitement liée au paramètre géométrique de l’aiguille, appelé longueur d’onde acoustique de travail.En fait, l’intensité de l’irradiation à travers le tissu augmente avec l’augmentation du diamètre interne de l’aiguille, atteignant un maximum lorsque le diamètre est trois fois supérieur à la longueur d’onde.La longueur de l'aiguille offre également un certain degré de liberté pour optimiser l'exposition.Ce dernier résultat est en effet maximisé lorsque la longueur de l'aiguille est réglée à un certain multiple de la longueur d'onde de fonctionnement (plus précisément 4 et 6).Fait intéressant, pour la gamme de fréquences d’intérêt, les valeurs optimisées de diamètre et de longueur sont proches de celles couramment utilisées pour les aiguilles commerciales standards.L'angle de biseau, qui détermine la netteté de l'aiguille, affecte également l'émissivité, culminant à environ 50° et offrant de bonnes performances à environ 10°, ce qui est couramment utilisé pour les aiguilles commerciales..Les résultats de la simulation seront utilisés pour guider la mise en œuvre et l'optimisation de la plateforme de diagnostic intra-aiguille de l'hôpital, en intégrant l'échographie diagnostique et thérapeutique avec d'autres solutions thérapeutiques intégrées à l'appareil et en réalisant des interventions collaboratives de médecine de précision.
Koenig IR, Fuchs O, Hansen G, von Mutius E. et Kopp MV Qu'est-ce que la médecine de précision ?EUR, étranger.Journal 50, 1700391 (2017).
Collins, FS et Varmus, H. Nouvelles initiatives en médecine de précision.N. ing.J. Médecine.372, 793-795 (2015).
Hsu, W., Markey, MK et Wang, MD.L'informatique d'imagerie biomédicale à l'ère de la médecine de précision : réalisations, défis et opportunités.Confiture.médecine.informer.Maître assistant.20(6), 1010-1013 (2013).
Garraway, LA, Verweij, J. & Ballman, KV Oncologie de précision : une revue.J. Clinique.Oncol.31, 1803-1805 (2013).
Wiwatchaitawee, K., Quarterman, J., Geary, S. et Salem, A. Amélioration du traitement du glioblastome (GBM) à l'aide d'un système d'administration à base de nanoparticules.AAPS PharmSciTech 22, 71 (2021).
Aldape K, Zadeh G, Mansouri S, Reifenberger G et von Daimling A. Glioblastome : pathologie, mécanismes moléculaires et marqueurs.Acta Neuropathologie.129(6), 829-848 (2015).
Bush, NAO, Chang, SM et Berger, MS Stratégies actuelles et futures pour le traitement du gliome.neurochirurgie.Éd.40, 1-14 (2017).