از بازدید شما از Nature.com سپاسگزاریم.شما از یک نسخه مرورگر با پشتیبانی محدود CSS استفاده می کنید.برای بهترین تجربه، توصیه می کنیم از یک مرورگر به روز شده استفاده کنید (یا حالت سازگاری را در اینترنت اکسپلورر غیرفعال کنید).علاوه بر این، برای اطمینان از پشتیبانی مداوم، سایت را بدون استایل و جاوا اسکریپت نشان می‌دهیم.
اسلایدرهایی که سه مقاله را در هر اسلاید نشان می دهند.برای حرکت در اسلایدها از دکمه های پشت و بعدی استفاده کنید یا از دکمه های کنترلر اسلاید در انتها برای حرکت در هر اسلاید استفاده کنید.
بر اساس تلاقی بین رشته‌ای فیزیک و علوم زیستی، اخیراً به دلیل کاربرد عملی روش‌های نوین مهندسی در بسیاری از زمینه‌های پزشکی، به‌ویژه در انکولوژی، راهبردهای تشخیصی و درمانی مبتنی بر پزشکی دقیق توجه قابل توجهی را به خود جلب کرده است.در این چارچوب، استفاده از امواج فراصوت برای حمله به سلول‌های سرطانی در تومورها به منظور ایجاد آسیب‌های مکانیکی احتمالی در مقیاس‌های مختلف، توجه دانشمندان سراسر جهان را به خود جلب می‌کند.با در نظر گرفتن این عوامل، بر اساس راه‌حل‌های زمان‌بندی الاستودینامیک و شبیه‌سازی‌های عددی، ما یک مطالعه اولیه از شبیه‌سازی کامپیوتری انتشار اولتراسوند در بافت‌ها به منظور انتخاب فرکانس‌ها و توان‌های مناسب با تابش موضعی ارائه می‌کنیم.پلت فرم تشخیصی جدید برای فناوری آزمایشگاهی On-Fiber که سوزن بیمارستان نامیده می شود و قبلاً ثبت اختراع شده است.اعتقاد بر این است که نتایج تجزیه و تحلیل و بینش‌های بیوفیزیکی مرتبط می‌تواند راه را برای رویکردهای تشخیصی و درمانی یکپارچه جدیدی هموار کند که می‌تواند نقش محوری در کاربرد پزشکی دقیق در آینده داشته باشد، که از زمینه‌های فیزیک استخراج می‌شود.هم افزایی فزاینده ای بین زیست شناسی در حال آغاز است.
با بهینه سازی تعداد زیادی از کاربردهای بالینی، نیاز به کاهش عوارض جانبی بر روی بیماران به تدریج شروع به ظهور کرد.برای این منظور، پزشکی دقیق 1، 2، 3، 4، 5 به یک هدف استراتژیک برای کاهش دوز داروهای تحویلی به بیماران تبدیل شده است که اساساً از دو رویکرد اصلی پیروی می کند.اولین مورد مبتنی بر درمانی است که با توجه به مشخصات ژنومی بیمار طراحی شده است.هدف دوم، که در حال تبدیل شدن به استاندارد طلایی در انکولوژی است، با تلاش برای رهاسازی مقدار کمی دارو از روش‌های تحویل سیستمیک دارو اجتناب می‌کند و در عین حال دقت را از طریق استفاده از درمان موضعی افزایش می‌دهد.هدف نهایی حذف یا حداقل به حداقل رساندن اثرات منفی بسیاری از رویکردهای درمانی مانند شیمی درمانی یا تجویز سیستمیک رادیونوکلئیدها است.بسته به نوع سرطان، محل، دوز پرتو و سایر عوامل، حتی پرتودرمانی نیز می تواند خطر ذاتی بالایی برای بافت سالم داشته باشد.در درمان گلیوبلاستوما 6، 7، 8، 9 جراحی با موفقیت سرطان زمینه را حذف می کند، اما حتی در غیاب متاستاز، بسیاری از ارتشاح های سرطانی کوچک ممکن است وجود داشته باشد.اگر به طور کامل حذف نشوند، توده های سرطانی جدید می توانند در مدت زمان نسبتاً کوتاهی رشد کنند.در این زمینه، استفاده از استراتژی‌های پزشکی دقیق فوق‌الذکر دشوار است، زیرا شناسایی و انتشار این نفوذها در یک منطقه بزرگ دشوار است.این موانع مانع از نتایج قطعی در جلوگیری از هرگونه عود با داروی دقیق می شود، بنابراین روش های تحویل سیستمیک در برخی موارد ترجیح داده می شود، اگرچه داروهای مورد استفاده می توانند سطوح بسیار بالایی از سمیت داشته باشند.برای غلبه بر این مشکل، رویکرد درمانی ایده آل استفاده از استراتژی های کم تهاجمی است که می تواند به طور انتخابی به سلول های سرطانی بدون تأثیر بر بافت سالم حمله کند.با توجه به این استدلال، استفاده از ارتعاشات اولتراسونیک، که نشان داده شده است به طور متفاوتی بر سلول های سرطانی و سالم تأثیر می گذارد، هم در سیستم های تک سلولی و هم در خوشه های ناهمگن میان مقیاس، راه حلی ممکن به نظر می رسد.
از دیدگاه مکانیکی، سلول های سالم و سرطانی در واقع فرکانس های تشدید طبیعی متفاوتی دارند.این ویژگی با تغییرات انکوژنیک در خواص مکانیکی ساختار اسکلت سلولی سلول های سرطانی 12،13 مرتبط است، در حالی که سلول های تومور، به طور متوسط، تغییر شکل پذیرتر از سلول های طبیعی هستند.بنابراین، با انتخاب بهینه فرکانس اولتراسوند برای تحریک، ارتعاشات القا شده در مناطق انتخاب شده می تواند باعث آسیب به ساختارهای سرطانی زنده شود و تأثیر آن بر محیط سالم میزبان را به حداقل برساند.این اثرات هنوز کاملاً شناخته نشده ممکن است شامل تخریب برخی از اجزای ساختاری سلولی به دلیل ارتعاشات با فرکانس بالا ناشی از امواج فراصوت (در اصل بسیار شبیه به سنگ شکنی 14) و آسیب سلولی ناشی از پدیده ای شبیه به خستگی مکانیکی باشد که به نوبه خود می تواند ساختار سلولی را تغییر دهد. .برنامه نویسی و مکانوبیولوژیاگرچه این راه حل نظری بسیار مناسب به نظر می رسد، اما متأسفانه در مواردی که ساختارهای بیولوژیکی آنکوئیک از کاربرد مستقیم سونوگرافی جلوگیری می کند، مثلاً در کاربردهای داخل جمجمه ای به دلیل وجود استخوان، و برخی از توده های تومور پستان در بافت چربی قرار دارند، قابل استفاده نیست. بافت.تضعیف ممکن است محل اثر درمانی بالقوه را محدود کند.برای غلبه بر این مشکلات، اولتراسوند باید به صورت موضعی با مبدل های طراحی شده ویژه ای اعمال شود که می توانند تا حد امکان کمتر تهاجمی به محل پرتودهی شده برسند.با در نظر گرفتن این موضوع، امکان استفاده از ایده‌های مرتبط با امکان ایجاد یک پلتفرم فناوری نوآورانه به نام «بیمارستان سوزنی» را در نظر گرفتیم.مفهوم "بیمارستان در سوزن" شامل توسعه یک ابزار پزشکی کم تهاجمی برای کاربردهای تشخیصی و درمانی، بر اساس ترکیب عملکردهای مختلف در یک سوزن پزشکی است.همانطور که در بخش Hospital Needle با جزئیات بیشتر صحبت شد، این دستگاه فشرده اساساً بر اساس مزایای پروب های فیبر نوری 16، 17، 18، 19، 20، 21 است که به دلیل ویژگی های خود، برای قرار دادن در استاندارد 20 مناسب هستند. سوزن طبی 22 لومن.با استفاده از انعطاف‌پذیری ارائه شده توسط فناوری آزمایشگاه روی فیبر (LOF)23، فیبر به طور موثر به یک پلت فرم منحصر به فرد برای دستگاه‌های تشخیصی و درمانی مینیاتوری و آماده برای استفاده، از جمله دستگاه‌های بیوپسی مایع و بیوپسی بافت تبدیل می‌شود.در تشخیص بیومولکولی24،25، تحویل داروی موضعی با هدایت نور26،27، تصویربرداری سونوگرافی موضعی با دقت بالا28، درمان حرارتی29،30 و شناسایی بافت سرطان مبتنی بر طیف سنجی31.در این مفهوم، با استفاده از یک رویکرد محلی‌سازی مبتنی بر دستگاه «سوزن در بیمارستان»، امکان بهینه‌سازی تحریک موضعی ساختارهای بیولوژیکی ساکن را با استفاده از انتشار امواج فراصوت از طریق سوزن‌ها برای برانگیختن امواج اولتراسوند در منطقه مورد نظر بررسی می‌کنیم..بنابراین، اولتراسوند درمانی با شدت کم را می توان مستقیماً در ناحیه خطر با حداقل تهاجم برای سلول های فراصوت و تشکیلات جامد کوچک در بافت های نرم اعمال کرد، همانطور که در مورد جراحی داخل جمجمه ای فوق الذکر، باید یک سوراخ کوچک در جمجمه با یک سوراخ وارد شود. سوزن.با الهام از نتایج نظری و تجربی اخیر که نشان می‌دهد اولتراسوند می‌تواند پیشرفت سرطان‌های خاص را متوقف یا به تاخیر بیاندازد، رویکرد پیشنهادی ممکن است حداقل در اصل به پرداختن به مبادلات کلیدی بین اثرات تهاجمی و درمانی کمک کند.با در نظر گرفتن این ملاحظات، در مقاله حاضر، امکان استفاده از یک دستگاه سوزن در بیمارستان برای درمان اولتراسوند کم تهاجمی سرطان را بررسی می‌کنیم.به طور دقیق‌تر، در بخش تجزیه و تحلیل پراکندگی توده‌های تومور کروی برای تخمین فرکانس اولتراسوند وابسته به رشد، از روش‌های الاستودینامیک به خوبی تثبیت شده و تئوری پراکندگی صوتی برای پیش‌بینی اندازه تومورهای جامد کروی رشد یافته در یک محیط الاستیک استفاده می‌کنیم.سفتی که بین تومور و بافت میزبان به دلیل بازسازی مواد ناشی از رشد رخ می دهد.پس از تشریح سیستم خود، که ما آن را بخش "بیمارستان در سوزن" می نامیم، در بخش "بیمارستان در سوزن"، انتشار امواج اولتراسونیک از طریق سوزن های پزشکی در فرکانس های پیش بینی شده را تجزیه و تحلیل می کنیم و مدل عددی آنها به محیط برای مطالعه تابش می کند. پارامترهای هندسی اصلی (قطر داخلی واقعی، طول و تیزی سوزن)، که بر انتقال قدرت صوتی ابزار تأثیر می گذارد.با توجه به نیاز به توسعه استراتژی‌های مهندسی جدید برای پزشکی دقیق، اعتقاد بر این است که مطالعه پیشنهادی می‌تواند به توسعه ابزار جدیدی برای درمان سرطان بر اساس استفاده از اولتراسوند ارائه‌شده از طریق یک پلت‌فرم تراگنوستیک یکپارچه که اولتراسوند را با راه‌حل‌های دیگر ادغام می‌کند، کمک کند.ترکیبی، مانند تحویل هدفمند دارو و تشخیص در زمان واقعی در یک سوزن.
اثربخشی ارائه استراتژی‌های مکانیکی برای درمان تومورهای جامد موضعی با استفاده از تحریک اولتراسونیک (اولتراسوند) هدف چندین مقاله بوده است که به صورت تئوری و تجربی به تأثیر ارتعاشات اولتراسونیک با شدت کم بر روی سیستم‌های تک سلولی می‌پردازند. 32، 33، 34، 35، 36 با استفاده از مدل‌های ویسکوالاستیک، چندین محقق به صورت تحلیلی نشان داده‌اند که تومور و سلول‌های سالم پاسخ‌های فرکانسی متفاوتی را نشان می‌دهند که با پیک‌های رزونانس مشخص در محدوده 10،11،12 ایالات متحده مشخص می‌شود.این نتیجه نشان می دهد که، در اصل، سلول های تومور می توانند به طور انتخابی توسط محرک های مکانیکی که محیط میزبان را حفظ می کنند مورد حمله قرار گیرند.این رفتار نتیجه مستقیم شواهد کلیدی است که در بیشتر موارد، سلول‌های تومور شکل‌پذیرتر از سلول‌های سالم هستند، احتمالاً برای افزایش توانایی آنها برای تکثیر و مهاجرت37،38،39،40.بر اساس نتایج به‌دست‌آمده با مدل‌های تک سلولی، به عنوان مثال در مقیاس میکرو، انتخاب‌پذیری سلول‌های سرطانی نیز در مقیاس مزو از طریق مطالعات عددی پاسخ‌های هارمونیک توده‌های سلولی ناهمگن نشان داده شده است.با ارائه درصد متفاوتی از سلول های سرطانی و سلول های سالم، توده های چند سلولی به اندازه صدها میکرومتر به صورت سلسله مراتبی ساخته شدند.در سطح میانی این سنگدانه ها، برخی از ویژگی های میکروسکوپی مورد علاقه به دلیل اجرای مستقیم عناصر ساختاری اصلی که رفتار مکانیکی سلول های منفرد را مشخص می کنند، حفظ می شود.به طور خاص، هر سلول از یک معماری مبتنی بر تنسگریتی برای تقلید از پاسخ ساختارهای اسکلت سلولی پیش تنیده مختلف استفاده می‌کند و در نتیجه بر سفتی کلی آنها تأثیر می‌گذارد.پیش‌بینی‌های نظری و آزمایش‌های آزمایشگاهی مقالات فوق نتایج دلگرم‌کننده‌ای به دست داده‌اند که نشان‌دهنده نیاز به مطالعه حساسیت توده‌های تومور به اولتراسوند درمانی با شدت کم (LITUS) است و ارزیابی فرکانس تابش توده‌های تومور بسیار مهم است.موقعیت LITUS برای کاربرد در محل.
با این حال، در سطح بافت، توصیف زیر ماکروسکوپی یک جزء به طور اجتناب ناپذیر از بین می رود، و خواص بافت تومور را می توان با استفاده از روش های متوالی برای ردیابی رشد توده و فرآیندهای بازسازی ناشی از استرس، با در نظر گرفتن اثرات ماکروسکوپی ردیابی کرد. رشدتغییرات الاستیسیته بافتی در مقیاس 41.42 ایجاد می شود.در واقع، برخلاف سیستم‌های تک سلولی و توده‌ای، توده‌های تومور جامد به دلیل تجمع تدریجی تنش‌های باقیمانده نابجا در بافت‌های نرم رشد می‌کنند، که خواص مکانیکی طبیعی را به دلیل افزایش سفتی کلی داخل تومور تغییر می‌دهد و اسکلروز تومور اغلب به یک عامل تعیین‌کننده در می‌شود. تشخیص تومور
با در نظر گرفتن این ملاحظات، در اینجا ما پاسخ سونودینامیک کروی های تومور مدل سازی شده به عنوان آخال های کروی الاستیک در حال رشد در یک محیط بافت طبیعی را تجزیه و تحلیل می کنیم.به طور دقیق تر، ویژگی های الاستیک مرتبط با مرحله تومور بر اساس نتایج نظری و تجربی به دست آمده توسط برخی از نویسندگان در کار قبلی تعیین شد.در میان آنها، تکامل کروی های تومور جامد رشد یافته در داخل بدن در محیط های ناهمگن با استفاده از مدل های مکانیکی غیر خطی 41،43،44 در ترکیب با دینامیک بین گونه ای برای پیش بینی توسعه توده های تومور و استرس درون توموری مرتبط مورد مطالعه قرار گرفته است.همانطور که در بالا ذکر شد، رشد (به عنوان مثال، پیش کشش غیر ارتجاعی) و تنش باقیمانده باعث بازسازی تدریجی خواص مواد تومور می شود و در نتیجه پاسخ صوتی آن را نیز تغییر می دهد.توجه به این نکته ضروری است که در ر.تکامل همزمان رشد و استرس جامد در تومورها در کمپین های تجربی در مدل های حیوانی نشان داده شده است.به طور خاص، مقایسه سفتی توده‌های تومور پستان برداشته‌شده در مراحل مختلف با سفتی به‌دست‌آمده از بازتولید شرایط مشابه در سیلیکو بر روی مدل المان محدود کروی با ابعاد یکسان و با در نظر گرفتن میدان تنش پسماند پیش‌بینی‌شده، روش پیشنهادی را تأیید کرد. اعتبار مدل.در این کار، از نتایج نظری و تجربی به دست آمده قبلی برای توسعه یک استراتژی درمانی جدید استفاده می شود.به طور خاص، اندازه‌های پیش‌بینی‌شده با ویژگی‌های مقاومت تکاملی مربوطه در اینجا محاسبه شد، که بنابراین برای تخمین محدوده فرکانسی که توده‌های تومور تعبیه‌شده در محیط میزبان نسبت به آن حساس‌تر هستند، استفاده شد.برای این منظور، رفتار دینامیکی توده تومور را در مراحل مختلف، در مراحل مختلف، با در نظر گرفتن شاخص‌های صوتی مطابق با اصل پذیرفته‌شده پراکندگی در پاسخ به محرک‌های اولتراسونیک و برجسته کردن پدیده‌های تشدید احتمالی کروی بررسی کردیم. .بسته به تومور و میزبان تفاوت های وابسته به رشد در سفتی بین بافت ها.
بنابراین، توده‌های تومور به‌عنوان کره‌های الاستیک با شعاع \(a\) در محیط الاستیک اطراف میزبان بر اساس داده‌های تجربی که نشان می‌دهد چگونه ساختارهای بدخیم بزرگ در محل به شکل‌های کروی رشد می‌کنند، مدل‌سازی شدند.با مراجعه به شکل 1، با استفاده از مختصات کروی \(\{ r,\theta ,\varphi \}\) (که در آن \(\theta\) و \(\varphi\) به ترتیب زاویه ناهنجاری و زاویه آزیموت را نشان می دهند. دامنه تومور منطقه تعبیه شده در فضای سالم را اشغال می کند \({\mathcal {V}}_{T}=\{ (r,\theta ,\varphi ):r\le a\}\) منطقه نامحدود \({\mathcal { V} }_{H} = \{ (r,\theta,\varphi):r > a\}\).با مراجعه به اطلاعات تکمیلی (SI) برای توصیف کامل مدل ریاضی بر اساس مبنای الاستودینامیک تثبیت شده گزارش شده در بسیاری از متون 45،46،47،48، ما در اینجا مشکلی را در نظر می گیریم که با یک حالت نوسان متقارن محور مشخص می شود.این فرض حاکی از آن است که همه متغیرهای داخل تومور و نواحی سالم مستقل از مختصات ازیموتال \(\varphi\) هستند و هیچ اعوجاجی در این جهت رخ نمی‌دهد.در نتیجه، میدان‌های جابه‌جایی و تنش را می‌توان از دو پتانسیل اسکالر \(\phi = \hat{\phi}\left({r,\theta} \right)e^{{ - i \omega {\kern 1pt } بدست آورد. t }}\) و \(\chi = \hat{\chi }\left( {r,\theta } \right)e^{{ – i\omega {\kern 1pt} t }}\) هستند. به ترتیب مربوط به یک موج طولی و یک موج برشی، زمان همزمانی t بین موج \(\تتا \) و زاویه بین جهت موج فرودی و بردار موقعیت \({\mathbf {x))\) ( همانطور که در شکل 1 نشان داده شده است) و \(\omega = 2\pi f\) فرکانس زاویه ای را نشان می دهد.به طور خاص، میدان فرودی توسط موج صفحه \(\phi_{H}^{(in)}\) (همچنین در سیستم SI، در معادله (A.9) معرفی شده است) مدل‌سازی می‌شود که در حجم جسم منتشر می‌شود. طبق بیان قانون
جایی که \(\phi_{0}\) پارامتر دامنه است.بسط کروی یک موج صفحه تابشی (1) با استفاده از تابع موج کروی آرگومان استاندارد است:
جایی که \(j_{n}\) تابع بسل کروی اولین نوع مرتبه \(n\) است و \(P_{n}\) چند جمله‌ای لژاندر است.بخشی از موج فرودی کره سرمایه گذاری در محیط اطراف پراکنده است و با میدان حادثه همپوشانی دارد، در حالی که بخشی دیگر در داخل کره پراکنده شده و به ارتعاش آن کمک می کند.برای انجام این کار، راه حل های هارمونیک معادله موج \(\nabla^{2} \hat{\phi } + k_{1}^{2} {\mkern 1mu} \hat{\phi } = 0\,\ ) و \ (\ nabla^{2} {\mkern 1mu} \hat{\chi } + k_{2}^{2} \hat{\chi } = 0\)، برای مثال توسط Eringen45 ارائه شده است (به SI نیز مراجعه کنید ) ممکن است نشان دهنده تومور و نواحی سالم باشد.به طور خاص، امواج انبساط پراکنده و امواج هم حجمی تولید شده در محیط میزبان \(H\) انرژی های بالقوه مربوطه خود را می پذیرند:
در میان آنها، تابع هانکل کروی از نوع اول \(h_{n}^{(1)}\) برای در نظر گرفتن موج پراکنده خروجی استفاده می شود و \(\alpha_{n}\) و \(\beta_{ n}\ ) ضرایب مجهولات هستند.در معادلهدر معادلات (2)-(4)، عبارت \(k_{H1}\) و \(k_{H2}\) به ترتیب تعداد موج امواج نادر و عرضی را در ناحیه اصلی بدن نشان می دهد. SI را ببینید).میدان های فشاری در داخل تومور و جابجایی ها فرم دارند
جایی که \(k_{T1}\) و \(k_{T2}\) اعداد موج طولی و عرضی در ناحیه تومور را نشان می‌دهند و ضرایب ناشناخته \(\gamma_{n} {\mkern 1mu}\) هستند، \(\ eta_{n} {\mkern 1mu}\).بر اساس این نتایج، مولفه‌های جابجایی شعاعی و محیطی غیرصفر مشخصه مناطق سالم در مسئله مورد بررسی هستند، مانند \(u_{Hr}\) و \(u_{H\theta}\) (\(u_{ H\ varphi }\ ) فرض تقارن دیگر مورد نیاز نیست) - می توان از رابطه \(u_{Hr} = \partial_{r} \left( {\phi + \partial_{r} (r\chi) بدست آورد. } \right) + k_}^{2} {\mkern 1mu} r\chi\) and \(u_{H\theta} = r^{- 1} \partial_{\theta} \left({\phi + \partial_{r } ( r\chi ) } \right)\) با تشکیل \(\phi = \phi_{H}^{(in)} + \phi_{H}^{(s)}\) و \ (\chi = \chi_ {H}^ {(s)}\) (برای مشتق دقیق ریاضی به SI مراجعه کنید).به طور مشابه، جایگزین کردن \(\phi = \phi_{T}^{(s)}\) و \(\chi = \chi_{T}^{(s)}\) {Tr} = \partial_{r} را برمی‌گرداند. \left( {\phi + \partial_{r} (r\chi)} \right) + k_{T2}^{2} {\mkern 1mu} r\chi\) و \(u_{T\theta} = r^{-1}\partial _{\theta }\left({\phi +\partial_{r}(r\chi )}\right)\).
(سمت چپ) هندسه یک تومور کروی رشد یافته در یک محیط سالم که از طریق آن یک میدان فرودی منتشر می شود، (راست) تکامل متناظر نسبت سفتی تومور به میزبان به عنوان تابعی از شعاع تومور، داده های گزارش شده (اقتباس از Carotenuto و همکاران 41) در آزمایش‌های فشرده‌سازی آزمایشگاهی از تومورهای جامد پستان تلقیح شده با سلول‌های MDA-MB-231 به دست آمد.
با فرض مواد الاستیک و همسانگرد خطی، اجزای تنش غیر صفر در نواحی سالم و تومور، یعنی \(\sigma_{Hpq}\) و \(\sigma_{Tpq}\) - از قانون هوک تعمیم یافته پیروی می کنند، با توجه به اینکه وجود دارد. مدول‌های Lamé متفاوتی هستند که خاصیت ارتجاعی میزبان و تومور را مشخص می‌کنند و به صورت \(\{ \mu_{H},\,\lambda_{H} \}\) و \(\{ \mu_{T},\, \lambda_ مشخص می‌شوند. {T} \ }\) (برای بیان کامل اجزای تنش نشان داده شده در SI به معادله (A.11) مراجعه کنید).به طور خاص، با توجه به داده های مرجع 41 و ارائه شده در شکل 1، تومورهای در حال رشد تغییری در ثابت های کشسانی بافت نشان دادند.بنابراین، جابجایی‌ها و تنش‌ها در ناحیه میزبان و تومور تا مجموعه‌ای از ثابت‌های ناشناخته کاملاً تعیین می‌شوند \({{ \varvec{\upxi}}}_{n} = \{ \alpha_{n}،{\mkern 1mu. } \ beta_{ n} {\mkern 1mu} \gamma_{n} ,\eta_{n} \}\ ) از نظر نظری دارای ابعاد بی نهایت است.برای یافتن این بردارهای ضریب، رابط‌ها و شرایط مرزی مناسب بین تومور و نواحی سالم معرفی می‌شوند.با فرض اتصال کامل در رابط تومور-میزبان \(r = a\)، تداوم جابجایی ها و تنش ها مستلزم شرایط زیر است:
سیستم (7) سیستمی از معادلات را با جواب های نامتناهی تشکیل می دهد.علاوه بر این، هر شرط مرزی به ناهنجاری \(\theta\) بستگی دارد.برای کاهش مسئله مقدار مرزی به یک مسئله جبری کامل با مجموعه \(N\) از سیستم های بسته، که هر کدام در مجهول \({{\varvec{\upxi}}}_{n} = \{ \alpha_ هستند. {n},{ \mkern 1mu} \beta_{n} {\mkern 1mu} \gamma_{n}, \eta_{n} \}_{n = 0,…,N}\) (با \ ( N \ تا \infty)، از نظر تئوری)، و برای حذف وابستگی معادلات به عبارت‌های مثلثاتی، شرایط رابط به شکل ضعیف با استفاده از متعامد چند جمله‌ای لژاندر نوشته می‌شوند.به طور خاص، معادله (7)1،2 و (7)3،4 در \(P_{n} \left( {\cos \theta} \right)\) و \(P_{n}^{ ضرب می‌شوند. 1} \left( { \cos\theta}\right)\) و سپس بین \(0\) و \(\pi\) با استفاده از هویت‌های ریاضی ادغام کنید:
بنابراین، شرط رابط (7) یک سیستم معادله جبری درجه دوم را برمی‌گرداند که می‌تواند به صورت ماتریسی به صورت \({\mathbb{D}}_{n} (a) \cdot {{\varvec{\upxi }} بیان شود. } _{ n} = {\mathbf{q}}_{n} (a)\) و مجهول \({{\varvec{\upxi}}}_{n}\ ) را با حل قانون کرامر بدست آورید.
برای تخمین شار انرژی پراکنده شده توسط کره و به دست آوردن اطلاعاتی در مورد پاسخ صوتی آن بر اساس داده های مربوط به میدان پراکنده منتشر شده در محیط میزبان، یک کمیت آکوستیک مورد توجه است که یک مقطع پراکندگی بیستاتیک نرمال شده است.به طور خاص، سطح مقطع پراکندگی، که \(s) نشان داده می شود، نسبت بین توان صوتی ارسال شده توسط سیگنال پراکنده و تقسیم انرژی حمل شده توسط موج فرودی را بیان می کند.در این راستا، مقدار تابع شکل \(\left| {F_{\infty} \left(\theta \right)} \right|^{2}\) یک کمیت پرکاربرد در مطالعه مکانیسم‌های صوتی است. جاسازی شده در مایع یا جامد پراکندگی اجسام در رسوب.به طور دقیق تر، دامنه تابع شکل به عنوان سطح مقطع پراکندگی دیفرانسیل \(ds\) در واحد سطح تعریف می شود که با جهت انتشار موج فرودی نرمال متفاوت است:
که در آن \(f_{n}^{pp}\) و \(f_{n}^{ps}\) تابع مدال را نشان می‌دهند که به نسبت توان موج طولی و موج پراکنده نسبت به موج P فرود در محیط دریافت کننده به ترتیب با عبارات زیر ارائه می شود:
توابع موج جزئی (10) را می توان به طور مستقل مطابق با تئوری پراکندگی تشدید (RST)49،50،51،52 مورد مطالعه قرار داد، که امکان جداسازی کشش هدف را از کل میدان سرگردان در هنگام مطالعه حالت های مختلف فراهم می کند.طبق این روش، تابع شکل مودال را می توان به مجموع دو قسمت مساوی تجزیه کرد، یعنی \(f_{n} = f_{n}^{(res)} + f_{n}^{(b)}\ ) به ترتیب با دامنه های پس زمینه تشدید و غیررزونانس مرتبط هستند.تابع شکل حالت رزونانس به پاسخ هدف مربوط می شود، در حالی که پس زمینه معمولاً به شکل پراکنده مربوط می شود.برای شناسایی اولین فرمانت هدف برای هر حالت، دامنه تابع شکل تشدید مودال \(\left| {f_{n}^{(res)} \left( \theta \right)} \right|\ ) با فرض یک پس‌زمینه سخت، متشکل از کره‌های غیرقابل نفوذ در یک ماده میزبان الاستیک، محاسبه می‌شود.این فرضیه با این واقعیت است که به طور کلی، سفتی و چگالی با رشد توده تومور به دلیل تنش فشاری باقیمانده افزایش می‌یابد.بنابراین، در یک سطح شدید رشد، انتظار می‌رود نسبت امپدانس \(\rho_{T}c_{1T} /\rho_{H}c_{1H}\) برای اکثر تومورهای جامد ماکروسکوپی که در نرم رشد می‌کنند بیشتر از 1 باشد. بافت هابرای مثال، کروسکوپ و همکاران.53 نسبت مدول سرطانی به نرمال را برای بافت پروستات حدود 4 گزارش کردند، در حالی که این مقدار برای نمونه های بافت پستان به 20 افزایش یافت.این روابط به ناچار امپدانس صوتی بافت را تغییر می دهند، همانطور که با تجزیه و تحلیل الاستوگرافی 54،55،56 نیز نشان داده شده است، و ممکن است مربوط به ضخیم شدن بافت موضعی ناشی از تکثیر بیش از حد تومور باشد.این تفاوت همچنین به‌طور تجربی با آزمایش‌های فشرده‌سازی ساده بلوک‌های تومور سینه رشد کرده در مراحل مختلف مشاهده شده است، و بازسازی مواد را می‌توان به خوبی با مدل‌های متقابل پیش‌بینی تومورهای غیرخطی در حال رشد دنبال کرد.داده های سفتی به دست آمده مستقیماً با تکامل مدول یانگ تومورهای جامد مطابق با فرمول \(E_{T} = S\left( {1 – \nu ^{2} } \right)/a\sqrt \ مرتبط است. varepsilon\ )(کره هایی با شعاع \(a\)، سفتی \(S\) و نسبت پواسون \(\nu\) بین دو صفحه صلب 57، همانطور که در شکل 1 نشان داده شده است).بنابراین، اندازه گیری امپدانس صوتی تومور و میزبان در سطوح مختلف رشد ممکن است.به طور خاص، در مقایسه با مدول بافت نرمال برابر با 2 کیلو پاسکال در شکل 1، مدول الاستیک تومورهای پستان در محدوده حجمی حدود 500 تا 1250 میلی‌متر مکعب منجر به افزایش از حدود 10 کیلو پاسکال به 16 کیلو پاسکال شده است. مطابق با داده های گزارش شدهدر منابع 58، 59 مشخص شد که فشار در نمونه های بافت پستان 0.25-4 کیلو پاسکال با پیش فشرده سازی از بین می رود.همچنین فرض کنید که نسبت پواسون یک بافت تقریباً تراکم ناپذیر 41.60 است، به این معنی که با افزایش حجم، چگالی بافت تغییر قابل توجهی نمی کند.به طور خاص، تراکم جمعی متوسط ​​\(\rho = 945\,{\text{kg}}\,{\text{m}}^{ – 3}\)61 استفاده می شود.با این ملاحظات، سختی می‌تواند با استفاده از عبارت زیر حالت پس‌زمینه به خود بگیرد:
جایی که ثابت مجهول \(\widehat{{{\varvec{\upxi))))_{n} = \{\delta_{n} ,\upsilon_{n} \}\) را می توان با در نظر گرفتن پیوستگی محاسبه کرد. بایاس (7 )2،4، یعنی با حل سیستم جبری \(\widehat{{\mathbb{D}}}_{n} (a) \cdot \widehat{({\varvec{\upxi}} } } _{n } = \widehat{{\mathbf{q}}}}_{n} (a)\) شامل خردسالان\(\widehat{{\mathbb{D}}}_{n} (a) = \ { { \ mathbb{D}}_{n} (a)\}_{{\{ (1,3),(1,3)\} }}\) و بردار ستون ساده شده مربوطه\(\widehat {{\mathbf{q}}}_{n} (а)\ دانش پایه در معادله (11)، دو دامنه تابع حالت رزونانسی \(\چپ| {f_{n}^{). \left( {res} \right)\,pp}} \left( \theta \right)} \right = \left|{f_{n}^{pp} \left( \theta \right) – f_{ n}^{pp(b)} \left( \theta \right)} \right|\) و \( \left|{f_{n}^{{\left( {res} \right)\,ps} } \left( \theta \right)} \right|= \left|{f_{n}^{ps} \left( \theta \right) – f_{n}^{ps(b)} \left( \ تتا \right)} \right|\) به ترتیب به تحریک موج P و بازتاب موج P و S اشاره دارد.علاوه بر این، دامنه اول به عنوان \(\theta = \pi\) و دامنه دوم به عنوان \(\theta = \pi/4\ برآورد شد.با بارگذاری خواص ترکیبی مختلف.شکل 2 نشان می دهد که ویژگی های تشدید کروی های تومور تا قطر حدود 15 میلی متر عمدتاً در باند فرکانسی 50-400 کیلوهرتز متمرکز شده اند که نشان دهنده امکان استفاده از اولتراسوند با فرکانس پایین برای القای تحریک تومور رزونانسی است.سلول ها.بسیاری از.در این باند فرکانس، تجزیه و تحلیل RST شکل‌های تک حالته را برای حالت‌های 1 تا 6 نشان داد که در شکل 3 مشخص شده است. در اینجا، هر دو امواج پراکنده pp و ps شکل‌های نوع اول را نشان می‌دهند که در فرکانس‌های بسیار پایین رخ می‌دهند، که از افزایش می‌یابد. حدود 20 کیلوهرتز برای حالت 1 تا حدود 60 کیلوهرتز برای n = 6، که تفاوت قابل توجهی در شعاع کره نشان نمی دهد.تابع تشدید ps سپس تحلیل می‌رود، در حالی که ترکیبی از شکل‌دهنده‌های pp با دامنه بزرگ، تناوب حدود 60 کیلوهرتز را ارائه می‌کند که با افزایش تعداد مد، تغییر فرکانس بالاتری را نشان می‌دهد.تمامی تحلیل ها با استفاده از نرم افزار محاسباتی Mathematica®62 انجام شد.
توابع فرم پس پراکندگی به دست آمده از ماژول تومورهای سینه با اندازه های مختلف در شکل 1 نشان داده شده است، جایی که بالاترین باندهای پراکندگی با در نظر گرفتن برهم نهی حالت برجسته شده است.
تشدید حالت‌های انتخاب شده از \(n = 1\) تا \(n = 6\)، محاسبه شده بر اساس تحریک و انعکاس موج P در اندازه‌های مختلف تومور (منحنی‌های سیاه از \(\ چپ | {f_{ n} ^ {{\ left( {res} \راست)\,pp}} \left( \pi \راست)} \راست = \چپ| f_{n }^{pp(b)} \left( \pi \right)} \right|\)) و تحریک موج P و انعکاس موج S (منحنی های خاکستری داده شده توسط تابع شکل معین \( \چپ | { f_{n }^{{\left( {res} \right)\,ps}} \left( {\pi /4} \right)} \right = \left|. \left( {\pi /4} \right) - f_{n}^{ps(b)} \left( {\pi /4} \right)} \راست |\)).
نتایج این تحلیل اولیه با استفاده از شرایط انتشار میدان دور می‌تواند انتخاب فرکانس‌های محرک خاص درایو را در شبیه‌سازی‌های عددی زیر برای مطالعه اثر تنش میکرو ارتعاشی بر جرم راهنمایی کند.نتایج نشان می‌دهد که کالیبراسیون فرکانس‌های بهینه می‌تواند در طول رشد تومور خاص مرحله باشد و می‌تواند با استفاده از نتایج مدل‌های رشد برای ایجاد استراتژی‌های بیومکانیکی مورد استفاده در درمان بیماری برای پیش‌بینی صحیح بازسازی بافت تعیین شود.
پیشرفت‌های قابل توجه در فناوری نانو، جامعه علمی را به سمت یافتن راه‌حل‌ها و روش‌های جدید برای توسعه دستگاه‌های پزشکی کوچک و کم تهاجمی برای کاربردهای in vivo سوق می‌دهد.در این زمینه، فناوری LOF توانایی قابل توجهی در گسترش قابلیت‌های فیبرهای نوری نشان داده است، که امکان توسعه دستگاه‌های فیبر نوری کم تهاجمی جدید را برای کاربردهای علوم زیستی فراهم می‌کند. ایده ادغام مواد دو بعدی و سه بعدی با خواص شیمیایی، بیولوژیکی و نوری مطلوب در اضلاع 25 و/یا انتهای 64 فیبرهای نوری با کنترل کامل فضایی در مقیاس نانو، منجر به ظهور کلاس جدیدی از نانواپتودهای فیبر نوری می شود.دارای طیف وسیعی از عملکردهای تشخیصی و درمانی است.جالب توجه است که فیبرهای نوری به دلیل خواص هندسی و مکانیکی (مقطع کوچک، نسبت ابعاد بزرگ، انعطاف پذیری، وزن کم) و زیست سازگاری مواد (معمولاً شیشه یا پلیمرها)، برای قرار دادن در سوزن ها و کاتترها مناسب هستند.کاربردهای پزشکی 20 که راه را برای دید جدیدی از "بیمارستان سوزن" هموار می کند (شکل 4 را ببینید).
در واقع، با توجه به درجات آزادی ارائه شده توسط فناوری LOF، با استفاده از ادغام ریز و نانوساختارهای ساخته شده از مواد مختلف فلزی و/یا دی الکتریک، فیبرهای نوری را می توان به درستی برای کاربردهای خاص که اغلب از تحریک حالت تشدید پشتیبانی می کنند، کاربردی کرد.، میدان نور 21 به شدت در موقعیت قرار دارد.مهار نور در مقیاس زیرموج، اغلب در ترکیب با پردازش شیمیایی و/یا بیولوژیکی63 و ادغام مواد حساس مانند پلیمرهای هوشمند65،66 می‌تواند کنترل بر تعامل نور و ماده را افزایش دهد، که می‌تواند برای اهداف ترانوستیک مفید باشد.انتخاب نوع و اندازه اجزا/مواد ادغام شده بدیهی است که به پارامترهای فیزیکی، بیولوژیکی یا شیمیایی که باید شناسایی شوند بستگی دارد21،63.
ادغام پروب‌های LOF در سوزن‌های پزشکی که به مکان‌های خاصی در بدن هدایت می‌شوند، بیوپسی‌های موضعی مایع و بافت را در داخل بدن امکان‌پذیر می‌کند و امکان درمان همزمان موضعی، کاهش عوارض جانبی و افزایش کارایی را فراهم می‌کند.فرصت های بالقوه شامل شناسایی مولکول های زیستی مختلف در گردش، از جمله سرطان است.نشانگرهای زیستی یا microRNAs (miRNAs)67، شناسایی بافت‌های سرطانی با استفاده از طیف‌سنجی خطی و غیرخطی مانند طیف‌سنجی رامان (SERS)31، تصویربرداری فوتوآکوستیک با وضوح بالا22،28،68، جراحی لیزر و فرسایش69، و داروهای تحویل موضعی با استفاده از نور27 و هدایت خودکار سوزن ها به داخل بدن انسان20.شایان ذکر است که اگرچه استفاده از فیبرهای نوری از معایب معمول روش‌های "کلاسیک" مبتنی بر قطعات الکترونیکی مانند نیاز به اتصالات الکتریکی و وجود تداخل الکترومغناطیسی جلوگیری می‌کند، اما این امکان را به سنسورهای مختلف LOF می‌دهد تا به طور موثر در سیستم ادغام شوند. سیستم.تک سوزن طبیتوجه ویژه باید به کاهش اثرات مضر مانند آلودگی، تداخل نوری، انسدادهای فیزیکی که باعث ایجاد اثرات متقابل بین عملکردهای مختلف می شود، شود.با این حال، این نیز درست است که بسیاری از توابع ذکر شده لازم نیست همزمان فعال باشند.این جنبه حداقل کاهش تداخل را ممکن می‌سازد و در نتیجه تأثیر منفی بر عملکرد هر پروب و دقت روش را محدود می‌کند.این ملاحظات به ما این امکان را می دهد که مفهوم "سوزن در بیمارستان" را به عنوان یک چشم انداز ساده برای ایجاد یک پایه محکم برای نسل بعدی سوزن های درمانی در علوم زیستی ببینیم.
با توجه به کاربرد خاص مورد بحث در این مقاله، در بخش بعدی به بررسی عددی توانایی یک سوزن پزشکی برای هدایت امواج اولتراسونیک به بافت‌های انسانی با استفاده از انتشار آنها در امتداد محور خود می‌پردازیم.
انتشار امواج اولتراسونیک از طریق یک سوزن پزشکی پر از آب و وارد شده به بافت های نرم (نگاه کنید به نمودار در شکل 5a) با استفاده از نرم افزار تجاری Comsol Multiphysics بر اساس روش اجزای محدود (FEM)70، که در آن سوزن و بافت مدل می شوند، مدل سازی شد. به عنوان محیط الاستیک خطی
با اشاره به شکل 5b، سوزن به عنوان یک استوانه توخالی (همچنین به عنوان "کانولا" شناخته می شود) از فولاد ضد زنگ، یک ماده استاندارد برای سوزن های پزشکی، مدل سازی شده است.به طور خاص، با مدول یانگ E = 205 گیگا پاسکال، نسبت پواسون ν = 0.28، و چگالی ρ = 7850 کیلوگرم در متر -372.73 مدل‌سازی شد.از نظر هندسی، سوزن با طول L، قطر داخلی D (همچنین "خلاصه" نامیده می شود) و ضخامت دیوار t مشخص می شود.علاوه بر این، نوک سوزن با توجه به جهت طولی (z) با زاویه α متمایل است.حجم آب اساساً با شکل ناحیه داخلی سوزن مطابقت دارد.در این تحلیل اولیه، فرض شد که سوزن به طور کامل در ناحیه‌ای از بافت غوطه‌ور شده است (فرض می‌شود به طور نامحدود گسترش می‌یابد)، که به عنوان کره‌ای با شعاع rs مدل‌سازی شده است، که در طول تمام شبیه‌سازی‌ها در 85 میلی‌متر ثابت مانده است.با جزئیات بیشتر، منطقه کروی را با یک لایه کاملاً منطبق (PML) به پایان می رسانیم، که حداقل امواج ناخواسته منعکس شده از مرزهای "خیالی" را کاهش می دهد.سپس شعاع rs را طوری انتخاب کردیم که مرز دامنه کروی را به اندازه کافی دور از سوزن قرار دهیم تا روی راه حل محاسباتی تأثیر نگذارد، و به اندازه کافی کوچک باشد که بر هزینه محاسباتی شبیه سازی تأثیر نگذارد.
یک جابجایی طولی هارمونیک فرکانس f و دامنه A به مرز پایینی هندسه قلم اعمال می شود.این وضعیت یک محرک ورودی اعمال شده به هندسه شبیه سازی شده را نشان می دهد.در مرزهای باقیمانده سوزن (در تماس با بافت و آب)، مدل پذیرفته شده شامل رابطه بین دو پدیده فیزیکی است که یکی از آنها مربوط به مکانیک سازه (برای ناحیه سوزن) است و دیگری به مکانیک سازه.(برای ناحیه سوزنی)، بنابراین شرایط مربوط به آکوستیک (برای آب و ناحیه سوزنی)74 اعمال می شود.به طور خاص، ارتعاشات کوچک اعمال شده بر روی صندلی سوزنی باعث اختلالات ولتاژ کوچک می شود.بنابراین، با فرض اینکه سوزن مانند یک محیط الاستیک رفتار می کند، بردار جابجایی U را می توان از معادله تعادل الاستودینامیک (Navier)75 تخمین زد.نوسانات ساختاری سوزن باعث تغییراتی در فشار آب داخل آن می شود (که در مدل ما ثابت در نظر گرفته می شود) که در نتیجه امواج صوتی در جهت طولی سوزن منتشر می شوند و اساساً از معادله هلمهولتز پیروی می کنند76.در نهایت، با فرض ناچیز بودن اثرات غیرخطی در بافت ها و اینکه دامنه امواج برشی بسیار کمتر از دامنه امواج فشار است، می توان از معادله هلمهولتز برای مدل سازی انتشار امواج صوتی در بافت های نرم نیز استفاده کرد.پس از این تقریب، بافت به عنوان یک مایع 77 با چگالی 1000 کیلوگرم بر متر مکعب و سرعت صوت 1540 متر بر ثانیه (بدون توجه به اثرات میرایی وابسته به فرکانس) در نظر گرفته می شود.برای اتصال این دو میدان فیزیکی، لازم است از تداوم حرکت عادی در مرز جامد و مایع، تعادل ایستا بین فشار و تنش عمود بر مرز جامد و تنش مماسی در مرز جامد اطمینان حاصل شود. مایع باید برابر با صفر باشد.75 .
در تجزیه و تحلیل خود، انتشار امواج صوتی در امتداد یک سوزن را تحت شرایط ثابت، با تمرکز بر تأثیر هندسه سوزن بر انتشار امواج در داخل بافت بررسی می‌کنیم.به طور خاص، ما تأثیر قطر داخلی سوزن D، طول L و زاویه اریب α را بررسی کردیم و ضخامت t را در 500 میکرومتر برای همه موارد مورد مطالعه ثابت نگه داشتیم.این مقدار t نزدیک به ضخامت استاندارد معمولی دیوار 71 برای سوزن های تجاری است.
بدون از دست دادن کلیت، فرکانس f جابجایی هارمونیک اعمال شده روی پایه سوزن برابر با 100 کیلوهرتز و دامنه A 1 میکرومتر بود.به طور خاص، فرکانس روی 100 کیلوهرتز تنظیم شد که با تخمین های تحلیلی ارائه شده در بخش "تجزیه و تحلیل پراکندگی توده های تومور کروی برای تخمین فرکانس های اولتراسوند وابسته به رشد" مطابقت دارد، جایی که یک رفتار رزونانس مانند توده های تومور در آن یافت شد. محدوده فرکانس 50-400 کیلوهرتز، با بزرگترین دامنه پراکندگی متمرکز در فرکانس های پایین تر در حدود 100-200 کیلوهرتز (شکل 2 را ببینید).
اولین پارامتر مورد مطالعه قطر داخلی D سوزن بود.برای راحتی، به عنوان کسری صحیح از طول موج صوتی در حفره سوزن (یعنی در آب λW = 1.5 میلی متر) تعریف می شود.در واقع، پدیده انتشار موج در دستگاه هایی که با یک هندسه مشخص مشخص می شوند (به عنوان مثال، در یک موجبر) اغلب به اندازه مشخصه هندسه مورد استفاده در مقایسه با طول موج موج انتشار بستگی دارد.علاوه بر این، در تحلیل اول، به منظور تأکید بهتر بر تأثیر قطر D بر انتشار موج صوتی از طریق سوزن، یک نوک صاف را در نظر گرفتیم و زاویه α = 90 درجه را تنظیم کردیم.در طول این تجزیه و تحلیل، طول سوزن L در 70 میلی متر ثابت شد.
روی انجیر6a میانگین شدت صوت را به عنوان تابعی از پارامتر مقیاس بی بعد SD نشان می دهد، یعنی D = λW/SD در کره ای با شعاع 10 میلی متر در مرکز نوک سوزن مربوطه ارزیابی می شود.پارامتر مقیاس بندی SD از 2 به 6 تغییر می کند، یعنی مقادیر D را از 7.5 میلی متر تا 2.5 میلی متر در نظر می گیریم (در f = 100 کیلوهرتز).این محدوده همچنین شامل مقدار استاندارد 71 برای سوزن های پزشکی از جنس استنلس استیل است.همانطور که انتظار می رود، قطر داخلی سوزن بر شدت صدای ساطع شده از سوزن تأثیر می گذارد، با حداکثر مقدار (1030 W/m2) مربوط به D = λW/3 (یعنی D = 5 میلی متر) و روند کاهشی با کاهش. قطرباید در نظر داشت که قطر D یک پارامتر هندسی است که بر تهاجمی بودن یک دستگاه پزشکی نیز تأثیر می گذارد، بنابراین در انتخاب مقدار بهینه نمی توان این جنبه حیاتی را نادیده گرفت.بنابراین، اگرچه کاهش D به دلیل انتقال کمتر شدت آکوستیک در بافت ها رخ می دهد، اما برای مطالعات زیر، قطر D = λW/5، یعنی D = 3 میلی متر (منطبق با استاندارد 11G71 در f = 100 کیلوهرتز) است. ، یک مصالحه معقول بین نفوذی دستگاه و انتقال شدت صدا (به طور متوسط ​​حدود 450 W/m2) در نظر گرفته می شود.
میانگین شدت صدای منتشر شده از نوک سوزن (مسطح در نظر گرفته می شود)، بسته به قطر داخلی سوزن (a)، طول (b) و زاویه اریب α (c).طول در (a, c) 90 میلی متر و قطر در (b, c) 3 میلی متر است.
پارامتر بعدی که باید آنالیز شود طول سوزن L است. طبق مطالعه موردی قبلی، زاویه مایل α = 90 درجه را در نظر می گیریم و طول به عنوان مضربی از طول موج در آب مقیاس می شود، یعنی L = SL λW را در نظر می گیریم. .پارامتر مقیاس بدون بعد SL از 3 در 7 تغییر می کند، بنابراین میانگین شدت صدای منتشر شده از نوک سوزن در محدوده طول از 4.5 تا 10.5 میلی متر تخمین زده می شود.این محدوده شامل مقادیر معمولی برای سوزن های تجاری است.نتایج در شکل نمایش داده شده اند.6b، نشان می دهد که طول سوزن، L، تأثیر زیادی در انتقال شدت صدا در بافت ها دارد.به طور خاص، بهینه سازی این پارامتر امکان بهبود انتقال را در حدود یک مرتبه بزرگ فراهم کرد.در واقع، در محدوده طول تحلیل شده، میانگین شدت صوت حداکثر محلی 3116 W/m2 در SL = 4 (یعنی L = 60 میلی‌متر) می‌گیرد و دیگری با SL = 6 (یعنی L = 90) مطابقت دارد. میلی متر).
پس از تجزیه و تحلیل تأثیر قطر و طول سوزن بر انتشار امواج فراصوت در هندسه استوانه‌ای، بر تأثیر زاویه اریب بر انتقال شدت صدا در بافت‌ها تمرکز کردیم.شدت متوسط ​​صدای منتشر شده از نوک فیبر به عنوان تابعی از زاویه α ارزیابی شد و مقدار آن را از 10 درجه (نوک تیز) به 90 درجه (نوک صاف) تغییر داد.در این مورد، شعاع کره یکپارچه در اطراف نوک سوزن در نظر گرفته شده 20 میلی متر بود، به طوری که برای تمام مقادیر α، نوک سوزن در حجم محاسبه شده از میانگین لحاظ شد.
همانطور که در شکل نشان داده شده است.6c، هنگامی که نوک تیز می شود، یعنی وقتی α از 90 درجه کاهش می یابد، شدت صدای ارسالی افزایش می یابد و به حداکثر مقدار حدود 1.5 × 105 W/m2 می رسد، که مربوط به α = 50 درجه است، یعنی 2. یک مرتبه بزرگتر نسبت به حالت تخت است.با تیز شدن بیشتر نوک (یعنی در α زیر 50 درجه)، شدت صدا کاهش می یابد و به مقادیر قابل مقایسه با نوک صاف می رسد.با این حال، اگرچه ما طیف وسیعی از زوایای اریب را برای شبیه‌سازی‌های خود در نظر گرفتیم، باید توجه داشت که تیز کردن نوک برای تسهیل وارد کردن سوزن در بافت ضروری است.در واقع، یک زاویه اریب کوچکتر (حدود 10 درجه) می تواند نیروی 78 مورد نیاز برای نفوذ به بافت را کاهش دهد.
علاوه بر مقدار شدت صوت منتقل شده در بافت، زاویه اریب نیز بر جهت انتشار موج تأثیر می گذارد، همانطور که در نمودارهای سطح فشار صوت نشان داده شده در شکل 7a (برای نوک صاف) و 3b (برای 10 درجه نشان داده شده است. ).نوک اریب)، موازی جهت طولی در صفحه تقارن ارزیابی می شود (yz، ر.ک. شکل 5).در نهایت این دو ملاحظات، سطح فشار صوت (به 1 µPa) عمدتاً در داخل حفره سوزن (یعنی در آب) متمرکز شده و به داخل بافت تابش می‌کند.با جزئیات بیشتر، در مورد نوک صاف (شکل 7a)، توزیع سطح فشار صوت با توجه به جهت طولی کاملاً متقارن است و امواج ایستاده را می توان در آب پرکننده بدنه تشخیص داد.موج به صورت طولی (محور z) جهت گیری می شود، دامنه به حداکثر مقدار خود در آب می رسد (حدود 240 دسی بل) و به صورت عرضی کاهش می یابد که منجر به تضعیف حدود 20 دسی بل در فاصله 10 میلی متری از مرکز سوزن می شود.همانطور که انتظار می رود، معرفی یک نوک نوک تیز (شکل 7b) این تقارن را می شکند، و پادگره های امواج ایستاده مطابق با نوک سوزن منحرف می شوند.ظاهراً این عدم تقارن بر شدت تابش نوک سوزن تأثیر می گذارد، همانطور که قبلاً توضیح داده شد (شکل 6c).برای درک بهتر این جنبه، شدت آکوستیک در امتداد یک خط برش متعامد به جهت طولی سوزن، که در صفحه تقارن سوزن قرار داشت و در فاصله 10 میلی متری از نوک سوزن قرار داشت، ارزیابی شد. نتایج در شکل 7c).به طور خاص، توزیع شدت صدا در زوایای مایل 10 درجه، 20 درجه و 30 درجه (به ترتیب خطوط جامد آبی، قرمز و سبز) با توزیع نزدیک انتهای صاف (منحنی‌های نقطه‌دار سیاه) مقایسه شد.به نظر می رسد توزیع شدت مرتبط با سوزن های با نوک صاف در مرکز سوزن متقارن باشد.به ویژه، مقداری در حدود 1420 وات بر متر مربع در مرکز، سرریز حدود 300 وات بر متر مربع در فاصله 8 میلی متری به خود می گیرد و سپس در 30 میلی متر به مقدار حدود 170 وات بر متر مربع کاهش می یابد. .با نوک تیز شدن نوک، لوب مرکزی به لوب های بیشتری با شدت های متفاوت تقسیم می شود.به طور خاص، هنگامی که α 30 درجه بود، سه گلبرگ به وضوح در نیمرخ اندازه گیری شده در 1 میلی متر از نوک سوزن قابل تشخیص بودند.قسمت مرکزی تقریباً در مرکز سوزن قرار دارد و دارای ارزش تخمینی 1850 W / m2 است و بالاتر در سمت راست حدود 19 میلی متر از مرکز فاصله دارد و به 2625 W / m2 می رسد.در α = 20 درجه، 2 لوب اصلی وجود دارد: یکی در هر 12 میلی متر در 1785 وات بر متر مربع و یکی در هر 14 میلی متر در 1524 وات بر متر مربع.هنگامی که نوک تیزتر می شود و زاویه به 10 درجه می رسد، حداکثر 817 W/m2 در حدود 20- میلی متر می رسد و سه لوب دیگر با شدت کمی کمتر در امتداد نمایه قابل مشاهده است.
سطح فشار صوت در صفحه تقارن y-z یک سوزن با انتهای صاف (a) و یک مخروط 10 درجه (b).ج) توزیع شدت صوتی در امتداد یک خط برش عمود بر جهت طولی سوزن، در فاصله 10 میلی متری از نوک سوزن و در صفحه تقارن yz تخمین زده شده است.طول L 70 میلی متر و قطر D 3 میلی متر است.
روی هم رفته، این نتایج نشان می‌دهد که سوزن‌های پزشکی می‌توانند به طور موثری برای انتقال اولتراسوند با فرکانس 100 کیلوهرتز به بافت نرم استفاده شوند.شدت صدای ساطع شده به هندسه سوزن بستگی دارد و می تواند (با توجه به محدودیت های اعمال شده توسط تهاجمی دستگاه نهایی) تا مقادیری در محدوده 1000 W/m2 (در 10 میلی متر) بهینه شود.در قسمت پایین سوزن اعمال می شود.به طور خاص، زاویه اریب به شدت بر شدت و جهت انتشار امواج صوتی در بافت تأثیر می گذارد، که در درجه اول منجر به متعامد بودن برش نوک سوزن می شود.
برای حمایت از توسعه استراتژی های جدید درمان تومور بر اساس استفاده از تکنیک های پزشکی غیر تهاجمی، انتشار اولتراسوند با فرکانس پایین در محیط تومور به صورت تحلیلی و محاسباتی مورد تجزیه و تحلیل قرار گرفت.به طور خاص، در بخش اول مطالعه، یک راه حل الاستودینامیک موقت به ما اجازه داد تا پراکندگی امواج مافوق صوت را در کروی های تومور جامد با اندازه و سفتی شناخته شده مطالعه کنیم تا حساسیت فرکانس توده را مطالعه کنیم.سپس، فرکانس‌های مرتبه صدها کیلوهرتز انتخاب شدند و کاربرد محلی تنش ارتعاشی در محیط تومور با استفاده از درایو سوزن پزشکی در شبیه‌سازی عددی با مطالعه تأثیر پارامترهای طراحی اصلی که انتقال آکوستیک را تعیین می‌کنند، مدل‌سازی شد. قدرت ابزار به محیط زیستنتایج نشان می‌دهد که می‌توان از سوزن‌های پزشکی به‌طور مؤثری برای تابش بافت‌ها با امواج فراصوت استفاده کرد و شدت آن ارتباط نزدیکی با پارامتر هندسی سوزن به نام طول موج آکوستیک کاری دارد.در واقع، شدت تابش از طریق بافت با افزایش قطر داخلی سوزن افزایش می یابد و زمانی که قطر سه برابر طول موج باشد به حداکثر می رسد.طول سوزن نیز درجاتی از آزادی را برای بهینه سازی نوردهی فراهم می کند.نتیجه دوم در واقع زمانی به حداکثر می رسد که طول سوزن به مضرب خاصی از طول موج عملیاتی (مخصوصاً 4 و 6) تنظیم شود.جالب توجه است، برای محدوده فرکانس مورد علاقه، مقادیر قطر و طول بهینه شده نزدیک به مواردی است که معمولاً برای سوزن های تجاری استاندارد استفاده می شود.زاویه اریب، که تیزی سوزن را تعیین می کند، همچنین بر تابش تأثیر می گذارد و در حدود 50 درجه به اوج می رسد و عملکرد خوبی را در حدود 10 درجه ارائه می دهد که معمولاً برای سوزن های تجاری استفاده می شود..نتایج شبیه‌سازی برای راهنمایی پیاده‌سازی و بهینه‌سازی پلتفرم تشخیصی داخل سوزن بیمارستان، ادغام اولتراسوند تشخیصی و درمانی با سایر راه‌حل‌های درمانی درون دستگاهی و تحقق مداخلات پزشکی دقیق مشترک استفاده خواهد شد.
Koenig IR، Fuchs O، Hansen G، von Mutius E. و Kopp MV پزشکی دقیق چیست؟یورو، خارجیمجله 50, 1700391 (2017).
Collins, FS and Varmus, H. ابتکارات جدید در پزشکی دقیق.N. eng.جی. پزشکی.372, 793-795 (2015).
Hsu، W.، Markey، MK و Wang، MD.انفورماتیک تصویربرداری زیست پزشکی در عصر پزشکی دقیق: دستاوردها، چالش ها و فرصت ها.مربا.دارو.آگاه کردن.استادیار.20 (6)، 1010-1013 (2013).
Garraway، LA، Verweij، J. & Ballman، KV Precision Oncology: a review.J. بالینی.اونکول.31، 1803–1805 (2013).
Wiwatchaitawee, K., Quarterman, J., Geary, S., and Salem, A. بهبود در درمان گلیوبلاستوما (GBM) با استفاده از یک سیستم تحویل مبتنی بر نانوذرات.AAPS PharmSciTech 22, 71 (2021).
Aldape K، زاده G، منصوری S، Reifenberger G و von Daimling A. گلیوبلاستوما: آسیب شناسی، مکانیسم های مولکولی و نشانگرها.آسیب شناسی عصبی Acta.129 (6)، 829-848 (2015).
Bush, NAO, Chang, SM and Berger, MS راهبردهای فعلی و آینده برای درمان گلیوما.جراحی مغز و اعصاباد.40، 1-14 (2017).