針のベベル形状は超音波における曲げたわみの大きさに影響を与えます

Scientific Reports volume 12、記事番号: 17096 (2022) この記事を引用

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最近、超音波の使用により、従来の細針吸引生検 (FNAB) と比較して、超音波増強細針吸引生検 (USeFNAB) における組織収量が増加することが実証されました。現在まで、ベベルの形状と針先の動作との関連性は広く調査されていません。この研究では、さまざまなベベル長を持つさまざまなニードルベベル形状のニードルの共振特性とたわみの大きさを研究しました。長さ 3.9 mm のベベルを備えた従来のランセットでは、空気中および水中での先端たわみ対出力比 (DPR) はそれぞれ 220 および 105 μm/W でした。これは、空気中および水中でそれぞれ 180 および 80 µm/W の DPR を達成した、ベベル長 4 mm の軸対称チップと比較して高くなりました。この研究は、さまざまな挿入媒体の状況におけるベベル形状の曲げ剛性間の関係の重要性を強調しており、したがって、USeFNAB アプリケーションに不可欠な針のベベル形状を変更することで穿刺後の切断動作を制御するアプローチについての理解を提供することができます。

細針吸引生検（FNAB）は、針を使用して疑わしい病状から組織サンプルを採取する方法です1、2、3。 Franseen タイプのチップは、従来のランセット 4 や Menghini チップ 5 よりも高い診断率が得られることが示されています。軸対称（円周方向）のベベルも、組織病理学的に適切なサンプルの可能性を高めることが示唆されています6。

生検では、疑わしい病理にアクセスするために針が皮膚と組織の層を貫通します。最近の研究では、超音波作動により軟組織への必要な穿刺力が軽減される可能性があることが示唆されています7、8、9、10。針のベベルの形状は、針との相互作用力に影響を与えることが示されており、例えば、ベベルの長さが長いほど組織穿刺力が低下することが示されています 11。針が組織表面を貫通した後、つまり穿刺後、針の切断力が針と組織の総相互作用力の最大 75% に寄与する可能性があることが示唆されています 12。穿刺後の段階では、超音波 (US) により軟組織の診断生検の収量が増加する可能性があることが実証されています 13。 US を用いた骨生検の他の方法も硬組織をサンプリングするために開発されています 14,15 が、生検収量の改善に関する結果は報告されていません。また、超音波駆動電圧が増加すると機械的変位が増加することも、複数の研究で確立されています16、17、18。針と組織の相互作用における軸方向（縦方向）の静的力に関する研究は数多くありますが、超音波増強FNAB（USeFNAB）における時間的力学と針のベベル形状に関する研究は限られています。

この研究の目的は、超音波周波数で屈曲駆動される針において、針先端の動作に対するさまざまなベベル形状の役割を調査することでした。より具体的には、従来の針ベベル（つまり、ランセット）、軸対称、および非対称のシングルステップベベル形状について、穿刺後の針先端のたわみに対する挿入媒体の影響を研究しました（図1）。。針先端の動作がどのように制御されるかを理解することは、吸引物や軟組織コアを選択的に取得するなど、さまざまな目的のための USeFNAB 針の開発に有益となる可能性があります。

この研究にはさまざまなベベル形状が含まれています。 (a) ISO 7864:201636 に準拠した仕様のランセット。\(\alpha\) は主ベベル角度、\(\theta\) は二次ベベル回転角度、\(\phi\) は二次ベベル角度です。回転時の角度 (\(^\circ\)) で測定されます。 (b) 線形非対称 1 段ベベル (DIN 13097:201937 では「標準」と呼ばれる)、(c) 線形軸対称 (円周) 1 段ベベル。

私たちのアプローチは、まず従来のランセット、軸対称、および非対称のシングルステップベベルジオメトリについて、ベベルに沿った曲げ波長の変化をモデル化することでした。次に、移送の機械的移動度に対するベベルとチューブの長さの影響を調査するために、パラメトリックスタディを計算しました。これは、試作品の針の製造に適した最適な長さを特定するために行われました。シミュレーションの情報に基づいて、プロトタイプの針が製造され、空気、水、バリスティックゼラチン 10% (w/v) 中での電圧反射係数の測定と電力伝達効率の計算によって、その共振挙動が実験的に特徴付けられました。動作周波数が特定されました。最後に、高速イメージングを使用して針先端のたわみ波のたわみを空気中と水中で直接測定し、挿入媒体への伝達電力とたわみ電力比 (DPR) をベベルごとに推定しました。幾何学。

21ゲージチューブ（外径0.80 mm、内径0.49 mm、チューブ壁厚0.155 mm、標準壁）を使用して、図2aに示すようなチューブ長さ（TL）とベベル長さ（BL）を有する針チューブを定義しました。、ISO 9626:201621 に規定されている）、グレード 316 のステンレス鋼製（ヤング率 205 \(\text {GN/m}^{2}\)、密度 8070 kg/m\(^{3}\)、ポアソン比は 0.275)。

曲げ波長の定義、および針と境界条件の有限要素モデル (FEM) の設定。 (a) ベベル長さ (BL) とチューブ長さ (TL) の定義。 (b) 3 次元 (3D) 有限要素モデル (FEM) は、調和点力 \(\tilde{F}_y\vec {j}\) を使用して近位端の針管を励起し、点の偏向と移動の機械的移動度を計算できるように、先端で速度 (\(\tilde{u}_y\vec {j}\)、\(\tilde{v}_y\vec {j}\)) が測定されました。 \(\lambda _y\) は、垂直力 \(\tilde{F}_y\vec {j}\) に関連する曲げ波長として定義されました。 (c) 重心、断面積 A、x 軸および y 軸周りの慣性モーメント \(I_{xx}\) および \(I_{yy}\) の定義。

図2b、cに示すように、断面積Aの無限（無限）ビームの場合、ビームの断面寸法に対して大きな波長を仮定すると、曲げ（または曲げ）位相速度\( c_{EI}\) が定義されました22:

ここで、E はヤング率 (\(\text {N/m}^{2}\))、\(\omega _0 = 2\pi f_0\) は励起角周波数 (rad/s) で、\( f_0\) は線形周波数 (1/s または Hz)、I は対象軸の周りの断面慣性モーメント \((\text {m}^{4})\)、\(m'=\ rho _0 A\) は単位長さあたりの質量 (kg/m) で、\(\rho _0\) は密度 \((\text {kg/m}^{3})\) で、A はビームの断面積 (xy 平面) (\(\text {m}^{2}\))。この場合に加えられた力は、垂直方向の y 軸、つまり \(\tilde{F}_y\vec {j}\) に平行であるため、水平方向の x 軸の周りの断面慣性モーメントのみを考慮しました。つまり、 \(I_{xx}\) したがって、次のようになります。

ここで、\(y_{CG}\) は、xy 平面における針管の重心の y 座標です。

有限要素モデル (FEM) では、純粋調和変位 (m) が仮定されているため、加速度 (\(\text {m/s}^{2}\)) は \(\partial ^2 \vec { u}/\partial t^2 = -\omega ^2\vec {u}\)、たとえば \(\vec {u}(x, y, z, t) := u_x\vec {i} + u_y\vec {j}+ u_z\vec {k}\) は、空間座標で定義された 3 次元変位ベクトルでした。後者を、有限変形のラグランジュ形式での運動量平衡の法則 23 に置き換えると、COMSOL Multiphysics ソフトウェア (バージョン 5.4 ～ 5.5、COMSOL Inc.、マサチューセッツ州、米国) での実装に従って次のように与えられます。

ここで \(\vec {\nabla }:= \frac{\partial }{\partial x}\vec {i} + \frac{\partial }{\partial y}\vec {j} + \frac{\partial }{\partial z}\vec {k}\) はテンソル発散演算子であり、\({\underline{\sigma }}\) は 2 番目のピオラ・キルヒホッフ応力テンソル (2 次、\(\text { N/m}^{2}\))、および \(\vec {F_V}:= F_{V_x}\vec {i}+ F_{V_y}\vec {j}+ F_{V_z}\vec {k }\) は変形体積あたりの体積力ベクトル (\(\text {N/m}^{3}\))、\(e^{j\phi }\) は次のような体積力の位相でした。位相角 \(\phi\) (rad)。私たちの場合、体積の体積力はゼロであり、モデルは幾何学的直線性と小さな純粋な弾性歪み、つまり \({\underline{\varepsilon }}^{el} = {\underline{\varepsilon }}\) を仮定しました。ここで、 \({\underline{\varepsilon }}^{el}\) と \({\underline{\varepsilon }}\) はそれぞれ弾性ひずみと全ひずみ (2 次、無次元) です。構成的フックアン等方性弾性テンソル \(\underline{\underline{C}}\) は、ヤング率 E (\(\text {N/m}^{2}\)) とポアソン比 v を使用して定義されました。その \(\underline{\underline{C}}:=\underline{\underline{C}}(E,v)\) (4 次のもの)。したがって、応力の計算は \({\underline{\sigma }} := \underline{\underline{C}}:{\underline{\varepsilon }}\) となります。

計算は、要素サイズ \(\le\) 8 μm の 10 節点の四面体要素を使用して行われました。針は真空中でシミュレートされ、伝達機械的移動度 (ms−1 N−1) の大きさは \(|\tilde{Y}_{v_yF_y}|= |\tilde{v}_y\vec { j}|/|\tilde{F}_y\vec {j}|\)24、ここで \(\tilde{v}_y\vec {j}\) は先端での出力複素速度、および \( \tilde{F}_y\vec {j}\) は、図 2b に示すように、チューブの近位端に位置する複雑な駆動力でした。伝達機械的移動度は、最大値を基準としてデシベル (dB) で表されました。つまり、\(20\log _{10} (|\tilde{Y}|/ |\tilde{Y}_{max}|)\ ）。すべての FEM スタディは 29.75 kHz で実施されました。

針構造物 (図 3) は、従来の 21 ゲージの皮下注射針 (カタログ番号: 4665643、Sterican\(^\circledR\)、外径 0.8 mm、長さ 120 mm、ステンレスクロムニッケル鋼 AISI タイプ 304 グレード、B) で構成されていました。ＢｒａｕｎＭｅｌｓｕｎｇｅｎＡＧ、メルズンゲン、ドイツ）は、近位端にポリプロピレン製のルアーロックプラスチックハブを取り付け、それに応じて先端が修正された。図3bに示すように、針管は導波管にはんだ付けされました。導波路はステンレス鋼 (フィンランド、ユヴァスキュラの 3D Formtech Oy の EOS M 290 3D プリンタで EOS ステンレス鋼 316L) で 3D プリントされ、M4 ボルトを介してランジュバントランスデューサに固定されました。ランジュバントランスデューサは、両端の 2 つの質量によって負荷がかかる 8 つのピエゾリング要素で構成されていました。

特性評価は、4 種類の針先タイプ (写真)、市販のランセット (L)、およびベベル長さ (BL) が 4、1.2、および 0.5 の 3 つの軸対称シングルステップベベル (AX1 ～ 3) で作成されました。それぞれmm。 (a) 作製された針先端の拡大側面図。 (b) 3D プリントされた導波管にはんだ付けされた 4 本の針の上面図。M4 ボルトを介してランジュバントランスデューサに取り付けられています。

3 つの軸対称に面取りされたチップが 4.0、1.2、0.5 mm の面取り長さ (BL、図 2a で定義) で製造されました (図 3) (TAs 工作機械 Oy)。 \おおよそ\) 2\(^\circ\)、7\(^\circ\)、18\(^\circ\) です。導波管と針の質量は、ベベル L と AX1 ～ 3 でそれぞれ 3.4 ± 0.017 g (平均 ± sd、n = 4) でした (Quintix\(^\circledR\) 224 Design 2、Sartorius AG、ゲッティンゲン、ドイツ)。針の先端からプラスチックハブの端までの全長は、図3bのベベルLおよびAX1〜3で、それぞれ13.7、13.3、13.3、13.3 cmでした。

すべての針構造体について、針の先端から導波路の先端（つまり、はんだ付け領域）までの長さは 4.3 cm で、針管は、次のようにベベル面が上を向く（つまり、y 軸に平行）ように配向されました。 (図2)。

コンピューター (Latitude 7490、Dell Inc.、テキサス州、米国) 上で実行される MATLAB (R2019a、The MathWorks Inc.、マサチューセッツ州、米国) のカスタムスクリプトを使用して、25 ～ 35 kHz の線形サインスイープを生成しました。この信号は、デジタルアナログ (DA) コンバーター (Analog Discovery 2、Digilent Inc.、米国ワシントン州) を介してアナログ信号に変換されました。次に、アナログ信号 \(V_0\) (0.5 Vpk-pk) を、カスタムメイドの無線周波数 (RF) 増幅器 (Mariachi Oy、トゥルク、フィンランド) を使用して増幅しました。入射増幅電圧 \({V_I}\) は、出力インピーダンス 50 \(\Omega\) の RF アンプから、入力インピーダンス 50 \(\Omega) の針構造に組み込まれた変圧器に出力されました。 \)。機械波の生成には、ランジュバントランスデューサー (前後質量負荷サンドイッチ圧電トランスデューサー) が使用されました。カスタムメイドの RF アンプにはデュアルチャンネル定在波電力比 (SWR) メーターが装備されており、入射 \({V_I}\) と反射増幅電圧 \(V_R\) の両方をアナログ経由で記録できます。 - サンプリング周波数 300 kHz のデジタル (AD) コンバーター (Analog Discovery 2)。信号過渡現象がアンプの入力に過負荷を与えるのを防ぐために、励起信号は最初と最後で振幅変調されました。

MATLAB に実装されたカスタムスクリプトを使用して、周波数応答関数 (FRF)、つまり \(\tilde{H}(f)\) を、正弦波掃引デュアルチャネル測定手法 25 を使用してオフラインで推定しました (図 4)。時間不変システム。さらに、20 ～ 40 kHz の通過帯域を持つバンドパスフィルターを適用して、信号から不要な周波数を除去しました。伝送線路理論を参照すると、この場合の \(\tilde{H}(f)\) は電圧反射係数、つまり \(\rho _{V} \equiv {V_R}/{V_I}\) に相当します26。。アンプの出力インピーダンス \(Z_0\) はトランスデューサに内蔵されているトランスの入力インピーダンスに整合しているため、電力反射係数 \({P_R}/{P_I}\) は \({V_R}^ に低減されます。 2/{V_I}^2\) つまり \(|\rho _{V}|^2\)。電力の絶対値が必要な場合、入射 \(P_I\) および反射 \(P_R\) 電力 (W) は、対応する電圧の二乗平均平方根 (rms) を取得することによって計算されます。正弦波励起伝送線の場合、 \(P = {V}^2/(2Z_0)\)26、ここで \(Z_0\) は 50 \(\Omega\) です。負荷 \(P_T\) (つまり挿入媒体) に伝達される電力は \(|P_I - P_R |\) (W, rms) として計算でき、電力伝達効率 (PTE) は次のように定義できます。パーセンテージ (%) で与えられるため、次のようになります 27:

次に、FRF を使用して、針構造のモード周波数 \(f_{1-3}\) (kHz) と、それに対応する電力伝達効率 \(\text {PTE}_{1{-}3} \)。半値全幅 (\(\text {FWHM}_{1{-}3}\), Hz) は \(\text {PTE}_{1{-}3}\) から直接推定されました、表 1 に示すモード周波数 \(f_{1-3}\) の片側線形周波数スペクトルから得られます。

針構造体の周波数応答関数 (FRF) の測定方法。スイープサインデュアルチャネル測定 25,38 を使用して、周波数応答関数 \(\tilde{H}(f)\) とそのインパルス応答 H(t) を取得しました。 \({\mathcal {F}}\) と \({\mathcal {F}}^{-1}\) はそれぞれ、デジタル切り捨てフーリエ変換演算とその逆演算を示します。 \(\tilde{G}(f)\) は周波数領域での 2 つの信号の乗算を表します。たとえば、\(\tilde{G}_{XrX}\) は逆スイープ \(\tilde{X} の乗算を意味します)それぞれ r(f)\) 信号と入射電圧 \(\tilde{X}(f)\) 信号です。

図5に示すように、マクロレンズ（MP-E 65 mm、\(f\)/2.8、1–5\）を取り付けた高速カメラ（Phantom V1612、Vision Research Inc.、ニュージャージー州、米国） (\times\)、Canon Inc.、東京、日本) を使用して、周波数 27.5 ～ 30 kHz で曲げ励起 (単一周波数、連続正弦波) を受けている針先端のたわみを記録しました。影絵を作成するために、冷却された高輝度白色 LED 素子を針ベベルの後ろに配置しました (カタログ番号: 4052899910881、白色 LED、3000 K、4150 lm、Osram Opto Semiconductors GmbH、レーゲンスブルク、ドイツ)。

実験装置の正面図。深さは媒体の表面から測定されました。針構造体をクランプして電動並進ステージに取り付けた。高倍率レンズ（5\(\time\)）を備えた高速カメラを使用して、ベベル先端のたわみを測定しました。すべての寸法は mm 単位で示されます。

各ニードルベベルタイプについて、128 \(\time\) 128 ピクセルを測定し、1 ピクセルあたり 1/180 mm (\(\about\) 5 µm) の空間解像度と時間解像度で 300 の高速カメラフレームを記録しました。毎秒 310,000 フレーム。図 6 に概説されているように、各フレーム (1) は針の先端がフレームの最後の行 (下) に位置するようにトリミングされ (2)、画像のヒストグラムが計算され (3)、キャニーのしきい値が 1 になるようにします。そして２は決定できた。次に、3 \(\times\) 3 Sobel 演算子を使用した Canny エッジ検出 28 が適用され (4)、キャビテーションのないベベルエッジピクセル (\(\mathbf {\times }\) とマークされた) の位置が計算されました。 300 のタイムステップすべて。先端のピークツーピークたわみを決定するために、微分値 (中心差分アルゴリズムを使用) が計算され (6)、たわみの局所的な極値 (つまりピーク) を含むフレームが特定されました (7)。キャビテーションのないエッジを目視検査した後、フレームペア (または期間の半分の 2 つのフレーム) が選択され (7)、先端のたわみが測定されました (\(\mathbf {\times }とマーク) \))。上記は、OpenCV の Canny エッジ検出アルゴリズム (v4.5.1、Open Source Computer Vision Library、opencv.org) を利用して、Python (v3.8、Python Software Foundation、python.org) で実装されました。最後に、偏向対電力比 (DPR、μm/W) は、送信電力 \(P_T\) (W、rms) に対するピークツーピーク偏向の比として計算されました。

針先のたわみは、クロッピング (1 ～ 2)、キャニーエッジ検出 (3 ～ 4)、計算を含む 7 ステップのアルゴリズム (1 ～ 7) を使用して、310 kHz の高速カメラからキャプチャされた一連のフレームを使用して測定されました。エッジピクセル位置の測定（5）とその時間導関数（6）、そして最後に視覚的に検査されたフレームペアから先端でのピークツーピークの偏向を測定します（7）。

測定は空気中 (22.4 ～ 22.9 °C)、脱イオン水 (20.8 ～ 21.5 °C)、および水性バリスティックゼラチン 10% (w/v) (19.7 ～ 23.0 °C、\(\text {Honeywell}^{ \text {TM}}\) \(\text {Fluka}^{\text {TM}}\) ウシおよびブタの骨からのゼラチン、弾道解析タイプ I 用、Honeywell International Inc.、ノースカロライナ州、米国）。温度は、K 型熱電対アンプ (AD595、Analog Devices Inc.、マサチューセッツ州、米国) と K 型熱電対 (Fluke 80PK-1 Bead Probe no. 3648 type-K、Fluke Corporation、ワシントン、米国) を使用して測定しました。）。深さは、垂直 Z 軸電動並進ステージ (8MT50-100BS1-XYZ、Standa Ltd.、ビリニュス、リトアニア) を使用し、ステップあたり 5 μm の分解能で媒体の表面 (Z 軸の原点として設定) から測定されました。。

サンプルサイズが小さく (n = 5)、正規性が仮定できないため、2 サンプル、両側、Wilcoxon 順位和検定が使用されました (R、v4.0.3、R Foundation for Statistical Computing、r-project) .org) を参照して、さまざまな針のベベルの先端のたわみの大きさを比較します。各ベベルに対して 3 回の比較が行われたため、ボンフェローニ補正が適用され、調整された有意水準は 0.017、誤差率 5% でした。

以下は図 7 を参照します。29.75 kHz で、21 ゲージの針チューブの曲げ半波長 (\(\lambda _y/2\)) は \(\おおよそ\) 8 mm でした。先端に近づくと、曲げ波長はベベルに沿って減少しました。先端の \(\lambda _y/2\) は、従来のランセット (a)、非対称 (b)、および軸対称 (c) シングルの場合、\(\おおよそ\) 3、1、7 mm でした。それぞれステップベベル。したがって、これは、変動の範囲が、ランセットの場合は \(\おおよそ\) 5 mm (2 つのランセット平面により 1 つの鋭い点が生成されるため 29,30)、非対称のベベルでは 7 mm、およびランセットの場合は 1 mm であることを意味します。軸対称のベベル (重心が一定に保たれるため、実質的にチューブの壁の厚さのみがベベルに沿って変化します)。

29.75 kHz での FEM 調査と式 1 の適用 (1) ランセット (a)、非対称 (b)、および軸対称 (c) のベベル形状の曲げ半波長 (\(\lambda _y/2\)) の変化の計算 (で紹介されているように)図1a、b、c)。平均 \(\lambda _y/2\) は、ランセット、非対称、および軸対称のベベルでそれぞれ 5.65、5.17、および 7.52 mm でした。非対称ベベルと軸対称ベベルの先端の厚さは \(\おおよそ\) 50 µm に制限されていることに注意してください。

移動度 \(|\tilde{Y}_{v_yF_y}|\) のピークは、最適なチューブ長 (TL) とベベル長 (BL) の組み合わせを示しました (図 8、9)。従来のランセットの場合、寸法が固定されていたため、最適なTLは\(\約\) 29.1 mmでした（図8）。非対称および軸対称のベベル（それぞれ図9a、b）の場合、FEM研究にはBL 1〜7 mmが含まれていたため、最適なTLは26.9〜28.7 mm（範囲1.8 mm）および27.9〜29.2 mm（範囲 1.3 mm)、それぞれ。非対称ベベル (図 9a) の場合、最適な TL は直線的に増加し、BL 4 mm でプラトーに達し、その後 BL 5 mm から 7 mm まで急激に減少しました。軸対称のベベル（図9b）の場合、最適なTLはBLが長くなるほど直線的に増加し、最終的に\(\おおよそ\) 6〜7 mmのBLで頭打ちになりました。軸対称ベベルの拡張研究（図9c）は、\（\おおよそ\）35.1〜37.1 mmの最適なTLの別のセットを示しました。 2 セットの最適な TL は、すべての BL について \(\おおよそ\) 8 mm (\(\lambda _y/2\) に相当) の距離で分離されました。

29.75 kHz でのランセットの移動度。針管は 29.75 kHz で屈曲励起され、先端で振動が測定され、TL 26.5 ～ 29.5 mm (ステップサイズ 0.1 mm) の伝達機械的移動度 (最大値に対する dB) の大きさとして表示されました。

29.75 kHz での FEM パラメトリック研究により、軸対称チップの移動移動度は、非対称チップよりもチューブの長さの変化による影響が少ないことが明らかになりました。 FEM (図 2 のような境界条件) を使用した周波数領域研究における、非対称 (a) および軸対称 (b,c) のベベル形状のベベル長 (BL) とチューブ長 (TL) の研究。 (a、b) TL 範囲は 26.5 ～ 29.5 mm (ステップサイズ 0.1 mm)、BL 範囲は 1 ～ 7 mm (ステップサイズ 0.5 mm) でした。 (c) 拡張された軸対称ベベルスタディには、TL 25 ～ 40 mm (ステップサイズ 0.05 mm) および BL 0.1 ～ 7 mm (ステップサイズ 0.1 mm) が含まれており、これにより、以下に必要な \(\lambda _y/2\) 関係が明らかになりました。先端で自由に動く境界条件を満たします。

針構造物は、表 1 にまとめられているように、低、中、高モード領域に分類される 3 つの固有振動数 \(f_{1-3}\) を示しました。PTE の大きさは、図 10 のように記録され、図 11 で分析しました。以下に、各モーダル領域の結果の概要を示します。

ランセット (L) および軸対称ベベル AX1 ～ 3 について、深さ 20 mm、空気中、水中、およびゼラチン中で、掃引正弦波励起を使用して得られた瞬間電力伝達効率 (PTE) の典型的な記録値。片側スペクトルが表示されます。測定された FRF (サンプリング周波数 300 kHz) はローパスフィルター処理され、モーダル解析の目的で 200 分の 1 にダウンサンプリングされました。信号対雑音比は \(\le\) 45 dB でした。 PTE の位相 (紫の破線) は度 (\(^{\circ }\)) で表示されます。

図 10 に示すモーダル応答の分析 (平均 ± 標準偏差、n = 5)、ベベル L および AX1 ～ 3、空気、水、およびゼラチン 10% (深さ 20 mm) における (上) 3 つのモーダル領域 (低、中、高）、およびそれらに対応するモード周波数 \(f_{1-3}\) (kHz)、(中) 電力効率 \(\text {PTE}_{1{-}3}\) を使用して計算方程式 (4)、(下)はそれぞれ、半値測定値の全幅 \(\text {FWHM}_{1{-}3}\) (Hz) です。低い PTE が記録された場合、つまりベベル AX2、\(\text {FWHM}_{1}\) の場合、帯域幅の測定が省略されたことに注意してください。モード \(f_2\) は、最高レベルの電力伝達効率 (\(\text {PTE}_{2}\)) を示したため、ヤゲンのたわみを比較するのに最も適していると考えられました。 99%。

第 1 モーダル領域: \(f_1\) は挿入媒体の種類によって大きく変化しませんでしたが、ベベル形状の変化によって変化しました。 \(f_1\) はベベル長さが減少するにつれて減少しました (空気中、AX1 ～ 3 でそれぞれ 27.1、26.2、および 25.9 kHz)。 \(\text {PTE}_{1}\) と \(\text {FWHM}_{1}\) の領域平均は、それぞれ \(\おおよそ\) 81% と 230 Hz でした。 \(\text {FWHM}_{1}\) は、ランセット (L、473 Hz) のゼラチンが最も高かった。記録された FRF の大きさが低いため、ゼラチン中の AX2 について \(\text {FWHM}_{1}\) を推定することはできなかったことに注意してください。

第 2 モーダル領域: \(f_2\) は挿入媒体とベベルの種類によって異なります。空気中、水中、ゼラチン中における \(f_2\) の平均値はそれぞれ 29.1、27.9、28.5 kHz でした。このモーダル領域では、99% という高い PTE も示されました。これは、領域平均 84% で、すべての測定グループの中で最高でした。 \(\text {FWHM}_{2}\) の領域平均は \(\おおよそ\) 910 Hz でした。

第 3 モーダル領域: \(f_3\) 周波数は挿入媒体とベベルの種類によって異なります。空気中、水中、ゼラチン中での \(f_3\) の平均値はそれぞれ 32.0、31.0、31.3 kHz でした。 \(\text {PTE}_{3}\) の地域平均は \(\estimate\) 74% で、これはすべての地域の中で最も低かったです。 \(\text {FWHM}_{3}\) の領域平均は \(\おおよそ\) 1085 Hz で、第 1 および第 2 領域よりも高かった。

以下は、図 12 と表 2 を参照します。ランセット (L) は、空気中と水中での両方で (すべての先端に対して重要度が高く、\(p<\) 0.017) 最も大きくたわみ (図 12a)、最高の DPR を達成しました。 (空気中で最大 220 µm/W)。空気中では、BL がより高い AX1 は AX2–3 よりも大きくたわみました (有意差あり、\(p<\) 0.017)。一方、AX3 (BL が最も低かった) は 190 µm/W の DPR で AX2 よりもたわみました。水深 20 mm では、AX1 ～ 3 のたわみと PTE に有意差 (\(p>\) 0.017) は見つかりませんでした。 PTE レベルは全体的に空気 (56 ～ 77.5%) よりも水中で (90.2 ～ 98.4%) 高く (図 12c)、実験中に水中にキャビテーションイベントが明らかに存在したことがわかりました (図 13、補足情報も参照)。

空気中および水中（深さ 20 mm）でベベル L および AX1 ～ 3 の針先端の曲げたわみの大きさ（平均 ± sd、n = 5）を測定したところ、ベベル形状の変更の影響が明らかになりました。測定値は、連続単一周波数正弦波励起を使用して取得されました。 (a) 先端点でのピークツーピークたわみ (\(u_y\vec {j}\))、(b) それぞれのモード周波数 \(f_2\) で測定。 (c) 式(1)のような電力伝送効率(PTE、rms、%)。 (4)、および (d) 偏向対電力比 (DPR、μm/W)。これは、送信電力 \(P_T\) (W、実効値）。

水中（深さ 20 mm）での半分の間のランセット（L）と軸対称チップ（AX1 ～ 3）のピークからピークまでのチップのたわみ（緑と赤の破線）を示す典型的な高速カメラのシャドウグラフ-サイクル、励起周波数 \(f_2\) (サンプリング周波数 310 kHz)。キャプチャされたグレースケール画像のサイズは 128 × 128 ピクセルで、ピクセルサイズは \(\おおよそ\) 5 μm でした。ビデオは補足情報にあります。

要約すると、曲げ波長の変化をモデル化し (図 7)、従来のランセット、非対称および軸方向のチューブとベベルの長さの組み合わせに対する伝達の機械的移動度を計算しました (図 8、9)。対称ベベルジオメトリ。後者に基づいて、図 5 に示すように、チップからはんだ付け領域までの最適な距離 43 mm (または 29.75 kHz で \(\おおよそ\) 2.75\(\lambda _y\)) を推定し、それに応じて 3 つの距離を製作しました。ベベルの長さが異なる軸対称ベベル。次に、空気、水、弾道ゼラチン 10% (w/v) 中での従来のランセットと比較した周波数挙動を特徴付けし (図 10、11)、ベベルのたわみを比較するのに最も適切なモードを特定しました。最後に、空気中および水中 20 mm の深さで針先端のたわみ波のたわみを測定し、挿入媒体への電力伝達効率 (PTE、%) およびたわみ対電力比 (DPR、μm) を定量化しました。 /W) 各ベベルタイプに対応します (図 12)。

結果は、針ベベルの形状が針先端のたわみ振幅に影響を与えることを示しています。ランセットは、平均してたわみが少ない軸対称ベベルと比較して、最高のたわみと最高の DPR を達成しました (図 12)。最も長いベベル長を持つ軸対称 4 mm ベベル (AX1) は、他の軸対称ニードル (AX2 ～ 3) と比較して、統計的に有意な空気中での最大たわみを達成しました (\(p < 0.017\)、表 2)。しかし、針を水中に置いた場合には、有意な差は観察されませんでした。したがって、先端のピークたわみに関しては、ベベル長さを長くすることによる明確な利点はありませんでした。これを考慮すると、結果は、この研究で調査されたベベル形状がベベルの長さよりもたわみ振幅に大きな影響を与えることを示唆しています。これは、例えば曲げ曲げ材料および針構造の全体の厚さに応じて、曲げ剛性に関連する可能性がある。

実験研究では、反射された曲げ波の大きさは針先端の境界条件の影響を受けました。針先を水とゼラチンに挿入した場合、\(\text {PTE}_{2}\) の平均は \(\おおよそ\) 95% でしたが、\ の平均は 73% と 77% でした。それぞれ (\text {PTE}_{1}\) と \(\text {PTE}_{3}\) (図 11)。これは、包埋媒体、つまり水またはゼラチンへの音響エネルギーの最大の伝達が \(f_2\) で起こることを示唆しました。同様の動作は、より単純なデバイス構造を使用した 41 ～ 43 kHz の以前の研究 31 でも観察されており、著者らは挿入媒体の機械的弾性率に関連する電圧反射係数を示しました。組織の貫通深さ 32 と機械的特性は針に機械的負荷を与えるため、USeFNAB の共鳴挙動に影響を与えると予想されます。したがって、共鳴追跡アルゴリズム（例 17、18、33）を利用して、針を介して供給される音響パワーを最適化することができます。

曲げ波長のシミュレーション研究 (図 7) により、軸対称はランセットと非対称ベベルの両方よりも先端の構造剛性が高い (つまり、曲げ剛性が高い) ことが明らかになりました。 (1) から推定され、既知の速度と周波数の関係を利用して、非対称および軸対称のランセットの先端の曲げ剛性は \(\おおよそ\) 200、20、および 1500 MPa であると推定されました。それぞれ面取りします。これは、29.75 kHz でそれぞれ \(\おおよそ\) 5.3、1.7、および 14.2 mm の \(\lambda _y\) に相当します (図 7a–c)。 USeFNAB 処置中の臨床安全性を考慮すると、ベベルの構造剛性 34 に対する形状の影響を評価する必要があります。

ベベルとチューブの長さのパラメトリック研究 (図 9) により、最適な TL の範囲は、軸対称ベベル (1.3 mm) よりも非対称 (1.8 mm) の方が高いことが明らかになりました。さらに、非対称ベベルと軸対称ベベルの場合、移動度はそれぞれ \(\おおよそ\) 4 ～ 4.5 mm と 6 ～ 7 mm で頭打ちになりました（図 9a、b）。この発見の実際的な関連性は、製造公差に反映されます。たとえば、最適な TL の範囲が低いということは、長さに対してより高い精度が必要であることを意味する可能性があります。一方、移動度のプラトーにより、移動度に大きな影響を与えることなく、特定の周波数でベベルの長さを選択する際の許容範囲が大きくなります。

この研究には次の制限が含まれていました。エッジ検出と高速イメージングを使用して針のたわみを直接測定する (図 12) ということは、空気や水などの光学的に透明な媒体に限定されることを意味しました。また、モデル化された移動度を検証するために実験を使用したわけではなく、その逆も同様であり、針の製造に最適な長さを決定するために FEM 研究が使用されたことにも注意してください。実際的な制限の観点から、ランセットの先端から針ハブまでの長さは、他の針（AX1〜3）よりも\（\約\）0.4 cm長かったです（図3bを参照）。これは針構造のモード応答に影響を与えた可能性があります。さらに、導波管と針の終端におけるはんだ付けの形状と量（図 3 を参照）が針構造の機械的インピーダンスに影響を及ぼし、機械的インピーダンスと曲げ挙動に不確実性が生じた可能性があります。

結論として、ベベル形状が USeFNAB のたわみ振幅に影響を与えることを実験的に実証しました。より大きなたわみの大きさが組織に対する針の効果、たとえば穿刺後の切断の有効性にプラスの影響を与える場合、USeFNAB での使用には従来のランセットが推奨される可能性があります。これは、適切な構造を維持しながら最大のたわみの大きさを実現したためです。先端の剛性。さらに、最近の研究 35 で示唆されているように、先端のたわみが大きくなるとキャビテーションなどの生体影響が強化される可能性があり、低侵襲外科的介入の用途の開発に役立つ可能性があります。 USeFNAB13 では、総音響出力を増加すると生検収量が増加する可能性があることがすでに示されていることを考慮すると、研究された針の形状の詳細な臨床上の利点を評価するには、サンプル収量と品質に関するさらなる定量的研究が必要です。

この研究中に作成されたデータセットは、合理的な要求に応じて入手できます。

この研究に使用されたコードは、リクエストに応じて入手できます。

Frable、WJ 細針吸引生検: レビュー。ハム。パソル。 14、9–28。 https://doi.org/10.1016/s0046-8177(83)80042-2 (1983)。

論文 CAS PubMed Google Scholar

Zajicek、J. 吸引生検細胞学。リンパ学 10、94–101 (1977)。

CAS PubMed Google Scholar

Wu、M. & Burstein、DE 細針吸引。がんの調査。 22、620–628。 https://doi.org/10.1081/CNV-200027160 (2004)。

記事 Google Scholar

Asokkumar、R. et al. 細針生検 (FNB) と細針吸引 (FNA) の間の組織および分子収量の比較: ランダム化研究。エンドスク。内部。 07、E955 ～ E963 を開きます。 https://doi.org/10.1055/a-0903-2565 (2019)。

記事 Google Scholar

バング、JY 他ランダム化試験で膵臓腫瘤患者の標本品質と診断精度を最適化するための内視鏡超音波ガイド下細針生検の針と方法を比較します。クリン。胃腸ロール。 H. 19, 825–835。 https://doi.org/10.1016/j.cgh.2020.06.042 (2021)。

記事 Google Scholar

Greene, R.、Szyfelbein, WM、Isler, RJ、Stark, P.、Janstsch, H. 細針経胸腔吸引生検による補足の組織コア組織学。午前。 J.レントゲノール。 144、787–792。 https://doi.org/10.2214/ajr.144.4.787 (1985)。

記事 CAS Google Scholar

Sadiq, M. 標準的な針の超音波作動による生検と局所麻酔の強化。博士号論文、ダンディー大学 (2013)。 https://discovery.dundee.ac.uk/en/studentTheses/enhanced-biopsy-and-regional-anaesthesia-through-ultrasound-actua。

Yang、M. & Zahn、JD 振動作動を使用したマイクロニードルの挿入力の軽減。バイオメッド。マイクロデバイス 6、177–182。 https://doi.org/10.1023/B:BMMD.0000042046.07678.2e (2004)。

論文 CAS PubMed Google Scholar

Cai, Y.、Moore, J. & Lee, YS 振動補助針挿入に使用される新しいコンプライアント針の振動研究。計算します。援助されたデス。応用 16、742–754、https://doi.org/10.14733/2019.742-754 (2019)

記事 Google Scholar

タン、L.ら。超音波針挿入の力モデル。経験値技術。 42、499–508。 https://doi.org/10.1007/s40799-018-0255-0 (2018)。

記事 Google Scholar

Jiang, S.、Li, P.、Yu, Y.、Liu, J. & Yang, Z. 針と組織の相互作用力の実験的研究: 針の形状、挿入方法、組織特性の影響。Ｊ．Ｂｉｏｍｅｃｈ． 47、3344–3353。 https://doi.org/10.1016/j.jbiomech.2014.08.007 (2014)。

論文 PubMed Google Scholar

岡村 AM、シモーネ C. & オリアリー MD 軟組織への針挿入の力モデリング。 IEEEトランス。バイオメッド。工学 51、1707 ～ 1716 年。 https://doi.org/10.1109/TBME.2004.831542 (2004)。

論文 PubMed Google Scholar

ペラ、E.ら。極細針の超音波作動により、生検の収率が向上します。科学。議員 11、8234。https://doi.org/10.1038/s41598-021-87303-x (2021)。

論文 CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Li、L. 超音波 - 音波周波数振動を使用する外科用骨生検針。博士号論文、グラスゴー大学 (2017)。 https://theses.gla.ac.uk/8367/。

マシソン、A.ら。骨生検用の超音波針。 IEEEトランス。ウルトラゾン。強誘電体。周波数コントロール 64、433 ～ 440。 https://doi.org/10.1109/TUFFC.2016.2633286 (2017)。

論文 PubMed Google Scholar

Wang, Y.、Lee, Y.-S.、Cai, Y.、Sun, Y. & Gong, H. 製造および医療用途向けの導波路原理に基づく超音波縦ねじり振動子の設計。プロセディア社 48、114–122。 https://doi.org/10.1016/j.promfg.2020.05.027 (2020)。

記事 Google Scholar

Kuang, Y.、Jin, Y.、Cochran, S. & Huang, Z. 高出力超音波トランスデューサーの共振追跡と振動安定化。超音波 54、187–194。 https://doi.org/10.1016/j.ultras.2013.07.001 (2014)。

論文 CAS PubMed Google Scholar

Hui-Juan、D. 超音波振動システムの速度の自動安定化。 J.ハルビン研究所テクノロジー。 8、5 (2001)。

Google スカラー

Abolhassani, N.、Patel, R. & Moallem, M. 軟組織への針の挿入: 調査。医学。工学物理学。 29、413–431。 https://doi.org/10.1016/j.medengphy.2006.07.003 (2007)。

論文 PubMed Google Scholar

Van Gerwen、DJ、Dankelman、J. & Van Den Dobbelsteen、JJ 針と組織の相互作用力 - 実験データの調査。医学。怖い。物理学。 34、665–680。 https://doi.org/10.1016/j.medengphy.2012.04.007 (2012)。

論文 PubMed Google Scholar

ISO 9626:2016-08: 医療機器製造用のステンレス鋼針チューブ—要件と試験方法 (国際標準化機構、2016)、第 2 版。 https://www.iso.org/standard/60480.html。

Cremer, L. & Heckl, M. Structure-Borne Sound 第 1 版（スプリンガー、1973）。

Google Scholar を予約する

レディ、JN 連続力学入門第 2 版（ケンブリッジ大学出版局、2013）。

Google スカラー

Fahy、F. & Gardonio、P. 音響と構造振動第 2 版 (エルゼビアサイエンス、2007)。

Google スカラー

マサチューセッツ州ポレッティ線形掃引周波数測定のアプリケーション。 J.アコースティック。社会午前。 84、599–610。 https://doi.org/10.1121/1.396838 (1988)。

記事 ADS Google Scholar

Ramo, S.、Whinnery, J. & Van Duzer、T. フィールドと波の通信エレクトロニクス第 3 版（ワイリー、1965）。

Google スカラー

Otung, I. 通信工学原則第 2 版（ワイリー、2021）。

Google Scholar を予約する

Canny, J. エッジ検出への計算的アプローチ。 IEEEトランス。パターンアナル。マッハ。 Intell.https://doi.org/10.1109/TPAMI.1986.4767851 (1986)。

論文 PubMed Google Scholar

Wang、Y.、Chen、RK、Tai、BL、McLaughlin、PW、Shih、AJ 最小限の挿入力とベベル長さのための最適なニードル設計。医学。工学物理学。 36、1093–1100。 https://doi.org/10.1016/j.medengphy.2014.05.013 (2014)。

論文 PubMed Google Scholar

Han, P.、Che, D.、Pallav, K.、Ehmann, K. 針の設計への応用を伴う医療用針の最先端の形状のモデル。内部。Ｊ．Ｍｅｃｈ．科学。 65、157–167。 https://doi.org/10.1016/j.ijmecsci.2012.09.014 (2012)。

記事 Google Scholar

Ying, C.、Zhaoying, Z.、Ganghua, Z. 高出力超音波外科用メスに対するさまざまな組織負荷の影響。超音波医学。バイオ。 32、415–420。 https://doi.org/10.1016/j.ultrasmedbio.2005.12.012 (2006)。

記事 Google Scholar

Shuyu、L. 高出力サンドイッチ圧電超音波トランスデューサの負荷特性。超音波 43、365–373。 https://doi.org/10.1016/j.ultras.2004.07.008 (2005)。

論文 PubMed Google Scholar

Ramos-Fernandez, A.、Gallego-Juarez, JA、Montoya-Vitini, F. 高出力および高 Q 超音波トランスデューサの共振を動的に制御するための自動システム。超音波 23、151–156。 https://doi.org/10.1016/0041-624X(85)90023-X (1985)。

記事 Google Scholar

Atrens, A.、Hoffelner, W.、Duerig, T. & Allison, J. ti6a14v および典型的なマルテンサイトステンレス鋼における高サイクル疲労における表面下亀裂の発生。 Scripta Metallurgica 17、601–606。 https://doi.org/10.1016/0036-9748(83)90385-X (1983)。

記事 Google Scholar

Perra, E.、Hayward, N.、Pritzker, KP & Nieminen, HJ 超音波で作動する細針は、ウシ肝臓にキャビテーションを引き起こします。 J.アコースティック。社会午前。 151、3690–3702。 https://doi.org/10.1121/10.0010534 (2022)。

論文 ADS PubMed Google Scholar

ISO 7864:2016-08。単回使用の滅菌皮下注射針—要件と試験方法、第 4 版 (国際標準化機構、2016 年)。 https://www.iso.org/standard/60481.html。

DIN 13097-4:2019-06。皮下注射針—パート 4: ポイントの形状、要件、およびテスト (ドイツ規格研究所、2019)。 https://www.beuth.de/en/standard/din-13097-4/303199422。

Herlufsen, H. デュアルチャネル FFT 分析 (パート II)。 2 (Bruel & Kjaer、1984)。 https://www.bksv.com/media/doc/bv0014.pdf。

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Business Finland (助成金 5607/2018/31)、フィンランドアカデミー (助成金 311586、314286、および 335799)、およびフィンランド文化財団 (個人助成金 00210248) からの資金援助が認められています。著者らは、ニードル構造、RF アンプ、および SWR メーターの製造と設計について、Yohann Le Bourlout と Gösta Ehnholm 博士に感謝の意を表します。貴重なコメントをくださった Maxime Fauconnier 博士に感謝します。また、洞察力に富んだ議論をしてくださったアアルト大学 (フィンランド) の医療超音波研究所 (MEDUSA) のメンバー全員に感謝いたします。さらに、建設的な議論をしていただいた上級講師のカリ・サンタオジャ氏（アールト大学）に感謝いたします。

医療超音波研究所 (MEDUSA)、神経科学および生体医工学工学部 (NBE)、アアルト大学理学部、02150、エスポー、フィンランド

サイフ・バニー & ヘイキ・J・ニーミネン

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HJN がメインコンセプトを考案し、SB が方法論を設計し、実験を実施し、データを分析し、原稿を執筆しました。 HJN は、研究デザイン、データの解釈、議論の執筆、原稿のレビュー、および著者の返答レターの執筆に貢献しました。

ヘイキ・J・ニーミネンへの通信。

SBには競合する利害関係はありません。 HJN はカナダ、オンタリオ州トロントの Swan Cytologics Inc. の株式所有権を有しており、特許出願 WO2018000102A1 および WO2020240084A1 の発明者です。

シュプリンガーネイチャーは、発行された地図および所属機関における管轄権の主張に関して中立を保ちます。

補足ビデオ1.

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転載と許可

Bunni, S.、Nieminen, HJ 針のベベル形状は、超音波増強細針生検における曲げたわみの大きさに影響します。 Sci Rep 12、17096 (2022)。 https://doi.org/10.1038/s41598-022-20161-3

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受信日: 2022 年 3 月 7 日

受理日: 2022 年 9 月 9 日

公開日: 2022 年 10 月 12 日

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