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El movimiento de órganos y tejidos puede provocar errores en la colocación de los rayos X durante la radioterapia. Por lo tanto, se necesitan materiales con propiedades mecánicas y radiológicas equivalentes a las de los tejidos para imitar el movimiento de los órganos y optimizar la radioterapia. Sin embargo, el desarrollo de estos materiales sigue siendo un desafío. Los hidrogeles de alginato tienen propiedades similares a las de la matriz extracelular, lo que los convierte en materiales prometedores como equivalentes a los tejidos. En este estudio, se sintetizaron espumas de hidrogel de alginato con las propiedades mecánicas y radiológicas deseadas mediante liberación de Ca₂ in situ. La relación aire-volumen se controló cuidadosamente para obtener espumas de hidrogel con propiedades mecánicas y radiológicas definidas. Se caracterizó la macro y micromorfología de los materiales y se estudió el comportamiento de las espumas de hidrogel bajo compresión. Las propiedades radiológicas se estimaron teóricamente y se verificaron experimentalmente mediante tomografía computarizada. Este estudio arroja luz sobre el desarrollo futuro de materiales equivalentes a los tejidos que puedan utilizarse para la optimización de la dosis de radiación y el control de calidad durante la radioterapia.
La radioterapia es un tratamiento común para el cáncer1. El movimiento de órganos y tejidos a menudo provoca errores en la colocación de los rayos X durante la radioterapia2, lo que puede resultar en un tratamiento insuficiente del tumor y una sobreexposición de las células sanas circundantes a radiación innecesaria. La capacidad de predecir el movimiento de órganos y tejidos es fundamental para minimizar los errores de localización del tumor. Este estudio se centró en los pulmones, ya que sufren deformaciones y movimientos significativos cuando los pacientes respiran durante la radioterapia. Se han desarrollado y aplicado diversos modelos de elementos finitos para simular el movimiento de los pulmones humanos3,4,5. Sin embargo, los órganos y tejidos humanos tienen geometrías complejas y dependen en gran medida del paciente. Por lo tanto, los materiales con propiedades equivalentes a las de los tejidos son muy útiles para desarrollar modelos físicos que validen modelos teóricos, faciliten un mejor tratamiento médico y tengan fines educativos.
El desarrollo de materiales que imitan tejidos blandos para lograr geometrías estructurales externas e internas complejas ha atraído mucha atención debido a que sus inconsistencias mecánicas inherentes pueden provocar fallos en las aplicaciones objetivo6,7. Modelar la compleja biomecánica del tejido pulmonar, que combina suavidad, elasticidad y porosidad estructural extremas, plantea un desafío significativo para el desarrollo de modelos que reproduzcan con precisión el pulmón humano. La integración y la correspondencia de las propiedades mecánicas y radiológicas son fundamentales para el rendimiento eficaz de los modelos pulmonares en intervenciones terapéuticas. La fabricación aditiva ha demostrado ser eficaz en el desarrollo de modelos específicos para cada paciente, lo que permite la creación rápida de prototipos de diseños complejos. Shin et al. 8 desarrollaron un modelo pulmonar reproducible y deformable con vías respiratorias impresas en 3D. Haselaar et al. 9 desarrollaron un maniquí muy similar a pacientes reales para la evaluación de la calidad de la imagen y los métodos de verificación de la posición para radioterapia. Hong et al. 10 desarrollaron un modelo de TC de tórax mediante impresión 3D y tecnología de fundición de silicona para reproducir la intensidad de la TC de diversas lesiones pulmonares y evaluar la precisión de la cuantificación. Sin embargo, estos prototipos a menudo están hechos de materiales cuyas propiedades efectivas son muy diferentes a las del tejido pulmonar11.
En la actualidad, la mayoría de los fantasmas de pulmón están hechos de silicona o espuma de poliuretano, que no coinciden con las propiedades mecánicas y radiológicas del parénquima pulmonar real.12,13 Los hidrogeles de alginato son biocompatibles y se han utilizado ampliamente en ingeniería de tejidos debido a sus propiedades mecánicas ajustables.14 Sin embargo, reproducir la consistencia ultra suave, similar a la espuma, requerida para un fantasma de pulmón que imite con precisión la elasticidad y la estructura de relleno del tejido pulmonar sigue siendo un desafío experimental.
En este estudio, se asumió que el tejido pulmonar es un material elástico homogéneo. Se informa que la densidad del tejido pulmonar humano (\(\:\rho\:\)) es de 1,06 g/cm3, y la densidad del pulmón inflado es de 0,26 g/cm315. Se ha obtenido un amplio rango de valores del módulo de Young (MY) del tejido pulmonar utilizando diferentes métodos experimentales. Lai-Fook et al. 16 midieron el YM del pulmón humano con inflado uniforme en 0,42–6,72 kPa. Goss et al. 17 utilizaron la elastografía por resonancia magnética e informaron un YM de 2,17 kPa. Liu et al. 18 informaron un YM medido directamente de 0,03–57,2 kPa. Ilegbusi et al. 19 estimaron el YM en 0,1–2,7 kPa basándose en datos de TC 4D obtenidos de pacientes seleccionados.
Para las propiedades radiológicas del pulmón, se utilizan varios parámetros para describir el comportamiento de interacción del tejido pulmonar con los rayos X, incluyendo la composición elemental, la densidad electrónica (\(\:{\rho\:}_{e}\)), el número atómico efectivo (\(\:{Z}_{eff}\)), la energía de excitación media (\(\:I\)), el coeficiente de atenuación másica (\(\:\mu\:/\rho\:\)) y la unidad Hounsfield (HU), que está directamente relacionada con \(\:\mu\:/\rho\:\).
La densidad electrónica \(\:{\rho\:}_{e}\) se define como el número de electrones por unidad de volumen y se calcula de la siguiente manera:
donde \(\:\rho\:\) es la densidad del material en g/cm3, \(\:{N}_{A}\) es la constante de Avogadro, \(\:{w}_{i}\) es la fracción de masa, \(\:{Z}_{i}\) es el número atómico y \(\:{A}_{i}\) es el peso atómico del i-ésimo elemento.
El número atómico está directamente relacionado con la naturaleza de la interacción de la radiación dentro del material. Para compuestos y mezclas que contienen varios elementos (p. ej., tejidos), debe calcularse el número atómico efectivo \(\:{Z}_{eff}\). La fórmula fue propuesta por Murthy et al. 20:
La energía de excitación promedio \(\:I\) describe la facilidad con la que el material objetivo absorbe la energía cinética de las partículas penetrantes. Describe únicamente las propiedades del material objetivo y no tiene relación con las propiedades de las partículas. \(\:I\) se puede calcular aplicando la regla de aditividad de Bragg:
El coeficiente de atenuación de masa (\:\mu\:/\rho\:\) describe la penetración y la liberación de energía de los fotones en el material objetivo. Se puede calcular mediante la siguiente fórmula:
Donde \(\:x\) es el espesor del material, \(\:{I}_{0}\) es la intensidad de la luz incidente y \(\:I\) es la intensidad de los fotones después de la penetración en el material. Los datos de \(\:\mu\:/\rho\:\) se pueden obtener directamente de la base de datos de referencia de estándares NIST 12621. Los valores de \(\:\mu\:/\rho\:\) para mezclas y compuestos se pueden derivar utilizando la regla de aditividad de la siguiente manera:
HU es una unidad de medida adimensional estandarizada de radiodensidad utilizada en la interpretación de datos de tomografía computarizada (TC). Esta unidad se transforma linealmente a partir del coeficiente de atenuación medido (\(\:\mu\:\). Se define como:
donde \(\:{\mu\:}_{agua}\) es el coeficiente de atenuación del agua y \(\:{\mu\:}_{aire}\) es el coeficiente de atenuación del aire. Por lo tanto, de la fórmula (6) se desprende que el valor de HU del agua es 0 y el del aire es -1000. El valor de HU para los pulmones humanos oscila entre -600 y -70022.
Se han desarrollado varios materiales equivalentes a tejidos. Griffith et al. 23 desarrollaron un modelo equivalente a tejido del torso humano hecho de poliuretano (PU) al que se añadieron diversas concentraciones de carbonato de calcio (CaCO3) para simular los coeficientes de atenuación lineal de varios órganos humanos, incluido el pulmón humano, y el modelo se denominó Griffith. Taylor24 presentó un segundo modelo equivalente a tejido pulmonar desarrollado por el Laboratorio Nacional Lawrence Livermore (LLNL), denominado LLLL1. Traub et al.25 desarrollaron un nuevo sustituto de tejido pulmonar utilizando Foamex XRS-272 que contiene un 5,25 % de CaCO3 como potenciador del rendimiento, que se denominó ALT2. Las tablas 1 y 2 muestran una comparación de \(\:\rho\:\), \(\:{\rho\:}_{e}\), \(\:{Z}_{eff}\), \(\:I\) y los coeficientes de atenuación de masa para el pulmón humano (ICRU-44) y los modelos equivalentes a tejido anteriores.
A pesar de las excelentes propiedades radiológicas logradas, casi todos los materiales de los maniquíes están hechos de espuma de poliestireno, lo que significa que sus propiedades mecánicas no se acercan a las de los pulmones humanos. El módulo de Young (YM) de la espuma de poliuretano es de aproximadamente 500 kPa, lo cual dista mucho del valor ideal en comparación con los pulmones humanos normales (aproximadamente 5-10 kPa). Por lo tanto, es necesario desarrollar un nuevo material que pueda cumplir con las características mecánicas y radiológicas de los pulmones humanos reales.
Los hidrogeles se utilizan ampliamente en la ingeniería de tejidos. Su estructura y propiedades son similares a las de la matriz extracelular (MEC) y son fácilmente ajustables. En este estudio, se seleccionó alginato de sodio puro como biomaterial para la preparación de espumas. Los hidrogeles de alginato son biocompatibles y se utilizan ampliamente en la ingeniería de tejidos gracias a sus propiedades mecánicas ajustables. La composición elemental del alginato de sodio (C6H7NaO6)n y la presencia de Ca2+ permiten ajustar sus propiedades radiológicas según sea necesario. Esta combinación de propiedades mecánicas y radiológicas ajustables hace que los hidrogeles de alginato sean ideales para nuestro estudio. Por supuesto, los hidrogeles de alginato también presentan limitaciones, especialmente en cuanto a la estabilidad a largo plazo durante ciclos respiratorios simulados. Por lo tanto, se necesitan y se esperan mejoras adicionales en futuros estudios para abordar estas limitaciones.
En este trabajo, desarrollamos un material de espuma de hidrogel de alginato con valores rho controlables, elasticidad y propiedades radiológicas similares a las del tejido pulmonar humano. Este estudio proporcionará una solución general para la fabricación de fantomas similares a tejidos con propiedades elásticas y radiológicas ajustables. Las propiedades del material se pueden adaptar fácilmente a cualquier tejido y órgano humano.
La relación aire-volumen objetivo de la espuma de hidrogel se calculó con base en el rango de HU de los pulmones humanos (-600 a -700). Se asumió que la espuma era una mezcla simple de aire e hidrogel de alginato sintético. Mediante una simple regla de adición de elementos individuales (\(\:\mu\:/\rho\:\), se pudo calcular la fracción de volumen de aire y la relación de volumen del hidrogel de alginato sintetizado.
Las espumas de hidrogel de alginato se prepararon utilizando alginato de sodio (N.º de pieza W201502), CaCO3 (N.º de pieza 795445, PM: 100,09) y GDL (N.º de pieza G4750, PM: 178,14) adquiridos de Sigma-Aldrich Company, St. Louis, MO. El 70% de lauril éter sulfato de sodio (SLES 70) se adquirió de Renowned Trading LLC. Se utilizó agua desionizada en el proceso de preparación de la espuma. El alginato de sodio se disolvió en agua desionizada a temperatura ambiente con agitación constante (600 rpm) hasta obtener una solución homogénea de color amarillo translúcido. Se utilizó CaCO3 en combinación con GDL como fuente de Ca2+ para iniciar la gelificación. Se utilizó SLES 70 como surfactante para formar una estructura porosa dentro del hidrogel. La concentración de alginato se mantuvo al 5% y la relación molar Ca2+:-COOH se mantuvo a 0,18. La relación molar CaCO3:GDL también se mantuvo en 0,5 durante la preparación de la espuma para mantener un pH neutro. El valor es 26. Se añadió 2% en volumen de SLES 70 a todas las muestras. Se utilizó un vaso de precipitados con tapa para controlar la relación de mezcla de la solución y el aire. El volumen total del vaso de precipitados fue de 140 ml. Con base en los resultados del cálculo teórico, se añadieron diferentes volúmenes de la mezcla (50 ml, 100 ml, 110 ml) al vaso de precipitados para mezclar con aire. La muestra que contenía 50 ml de la mezcla se diseñó para mezclarse con suficiente aire, mientras que en las otras dos muestras se controló la relación de volumen de aire. Primero, se añadió SLES 70 a la solución de alginato y se agitó con un agitador eléctrico hasta que se mezcló completamente. Luego, se añadió la suspensión de CaCO3 a la mezcla y se agitó continuamente hasta que la mezcla estuvo completamente mezclada, momento en el que su color cambió a blanco. Finalmente, se añadió la solución de GDL a la mezcla para iniciar la gelificación, y se mantuvo la agitación mecánica durante todo el proceso. Para la muestra de 50 ml de la mezcla, la agitación mecánica se detuvo cuando el volumen de la mezcla dejó de variar. Para las muestras de 100 ml y 110 ml de la mezcla, la agitación mecánica se detuvo cuando la mezcla llenó el vaso de precipitados. También intentamos preparar espumas de hidrogel con un volumen de entre 50 ml y 100 ml. Sin embargo, se observó inestabilidad estructural de la espuma, ya que fluctuaba entre el estado de mezcla completa con aire y el estado de control del volumen de aire, lo que resultó en un control de volumen inconsistente. Esta inestabilidad introdujo incertidumbre en los cálculos, por lo que este rango de volumen no se incluyó en este estudio.
La densidad \(\:\rho\:\) de una espuma de hidrogel se calcula midiendo la masa \(\:m\) y el volumen \(\:V\) de una muestra de espuma de hidrogel.
Se obtuvieron imágenes microscópicas ópticas de espumas de hidrogel con una cámara Zeiss Axio Observer A1. Se empleó el software ImageJ para calcular el número y la distribución del tamaño de los poros en una muestra en un área determinada, basándose en las imágenes obtenidas. Se asume que la forma de los poros es circular.
Para estudiar las propiedades mecánicas de las espumas de hidrogel de alginato, se realizaron ensayos de compresión uniaxial con una máquina TESTRESOURCES serie 100. Las muestras se cortaron en bloques rectangulares y se midieron sus dimensiones para calcular las tensiones y deformaciones. La velocidad del cabezal se ajustó a 10 mm/min. Se analizaron tres muestras por cada muestra y se calcularon la media y la desviación estándar a partir de los resultados. Este estudio se centró en las propiedades mecánicas de compresión de las espumas de hidrogel de alginato, ya que el tejido pulmonar está sometido a fuerzas de compresión en una determinada etapa del ciclo respiratorio. La extensibilidad es, por supuesto, crucial, especialmente para reflejar el comportamiento dinámico completo del tejido pulmonar, y esto se investigará en futuros estudios.
Las muestras de espuma de hidrogel preparadas se escanearon en un escáner TC de doble canal Siemens SOMATOM Drive. Los parámetros de escaneo se ajustaron a 40 mAs, 120 kVp y 1 mm de espesor de corte. Los archivos DICOM resultantes se analizaron con el software MicroDicom DICOM Viewer para analizar los valores de HU de cinco secciones transversales de cada muestra. Los valores de HU obtenidos por TC se compararon con cálculos teóricos basados ​​en los datos de densidad de las muestras.
El objetivo de este estudio es revolucionar la fabricación de modelos de órganos individuales y tejidos biológicos artificiales mediante la ingeniería de materiales blandos. El desarrollo de materiales con propiedades mecánicas y radiológicas que coincidan con la mecánica de trabajo de los pulmones humanos es importante para aplicaciones específicas como la mejora de la formación médica, la planificación quirúrgica y la planificación de la radioterapia. En la Figura 1A, graficamos la discrepancia entre las propiedades mecánicas y radiológicas de los materiales blandos supuestamente utilizados para fabricar modelos de pulmón humano. Hasta la fecha, se han desarrollado materiales que exhiben las propiedades radiológicas deseadas, pero sus propiedades mecánicas no cumplen con los requisitos deseados. La espuma de poliuretano y el caucho son los materiales más utilizados para fabricar modelos de pulmón humano deformables. Las propiedades mecánicas de la espuma de poliuretano (módulo de Young, YM) son típicamente de 10 a 100 veces mayores que las del tejido pulmonar humano normal. Todavía no se conocen materiales que exhiban tanto las propiedades mecánicas como radiológicas deseadas.
(A) Representación esquemática de las propiedades de diversos materiales blandos y comparación con el pulmón humano en términos de densidad, módulo de Young y propiedades radiológicas (en HU). (B) Patrón de difracción de rayos X del hidrogel de alginato \(\:\mu\:/\rho\:\) con una concentración del 5 % y una relación molar Ca2+:-COOH de 0,18. (C) Rango de relaciones de volumen de aire en espumas de hidrogel. (D) Representación esquemática de espumas de hidrogel de alginato con diferentes relaciones de volumen de aire.
Se calculó la composición elemental de los hidrogeles de alginato con una concentración del 5% y una relación molar Ca2+:-COOH de 0,18, y los resultados se muestran en la Tabla 3. De acuerdo con la regla de adición en la fórmula anterior (5), el coeficiente de atenuación de masa del hidrogel de alginato \(\:\:\mu\:/\rho\:\) se obtiene como se muestra en la Figura 1B.
Los valores de \(\:\mu\:/\rho\:\) para el aire y el agua se obtuvieron directamente de la base de datos de referencia de la norma NIST 12612. Por lo tanto, la Figura 1C muestra las relaciones de volumen de aire calculadas en espumas de hidrogel con valores equivalentes de HU entre -600 y -700 para el pulmón humano. La relación de volumen de aire calculada teóricamente se mantiene estable entre el 60 % y el 70 % en el rango de energía de 1 × 10−3 a 2 × 10⁻¹ MeV, lo que indica un buen potencial para la aplicación de espumas de hidrogel en procesos de fabricación posteriores.
La Figura 1D muestra la muestra de espuma de hidrogel de alginato preparada. Todas las muestras se cortaron en cubos con una longitud de arista de 12,7 mm. Los resultados mostraron la formación de una espuma de hidrogel homogénea y tridimensionalmente estable. Independientemente de la relación de volumen de aire, no se observaron diferencias significativas en la apariencia de las espumas de hidrogel. La naturaleza autosostenible de la espuma de hidrogel sugiere que la red formada en su interior es lo suficientemente resistente como para soportar el peso de la propia espuma. Salvo una pequeña fuga de agua, la espuma también mostró estabilidad transitoria durante varias semanas.
Mediante la medición de la masa y el volumen de la muestra de espuma, se calculó la densidad de la espuma de hidrogel preparada \(\:\rho\:\), cuyos resultados se muestran en la Tabla 4. Los resultados muestran la dependencia de \(\:\rho\:\) con la relación de volumen de aire. Al mezclar suficiente aire con 50 ml de la muestra, la densidad alcanza su nivel más bajo, alcanzando 0,482 g/cm³. Al disminuir la cantidad de aire mezclado, la densidad aumenta a 0,685 g/cm³. El valor p máximo entre los grupos de 50 ml, 100 ml y 110 ml fue de 0,004 < 0,05, lo que indica la significancia estadística de los resultados.
El valor teórico de \(\:\rho\:\) también se calcula utilizando la relación de volumen de aire controlada. Los resultados medidos muestran que \(\:\rho\:\) es 0,1 g/cm³ menor que el valor teórico. Esta diferencia se explica por la tensión interna generada en el hidrogel durante el proceso de gelificación, que causa hinchamiento y, por lo tanto, una disminución de \(\:\rho\:\). Esto se confirmó mediante la observación de algunos huecos dentro de la espuma de hidrogel en las imágenes de TC que se muestran en la Figura 2 (A, B y C).
Imágenes de microscopía óptica de espumas de hidrogel con diferentes contenidos de volumen de aire (A) 50, (B) 100 y (C) 110. Número de células y distribución del tamaño de poro en muestras de espuma de hidrogel de alginato (D) 50, (E) 100, (F) 110.
La Figura 3 (A, B, C) muestra las imágenes de microscopio óptico de las muestras de espuma de hidrogel con diferentes relaciones de volumen de aire. Los resultados muestran la estructura óptica de la espuma de hidrogel, mostrando claramente imágenes de poros con diferentes diámetros. La distribución del número y diámetro de poros se calculó con ImageJ. Se tomaron seis imágenes de cada muestra, cada una con un tamaño de 1125,27 μm × 843,96 μm, y el área total analizada fue de 5,7 mm².
(A) Comportamiento de tensión-deformación a compresión de espumas de hidrogel de alginato con diferentes relaciones de volumen de aire. (B) Ajuste exponencial. (C) Compresión E0 de espumas de hidrogel con diferentes relaciones de volumen de aire. (D) Tensión y deformación a compresión máximas de espumas de hidrogel de alginato con diferentes relaciones de volumen de aire.
La Figura 3 (D, E, F) muestra que la distribución del tamaño de poro es relativamente uniforme, con un rango de decenas de micrómetros a aproximadamente 500 micrómetros. El tamaño de poro es básicamente uniforme y disminuye ligeramente a medida que disminuye el volumen de aire. Según los datos de prueba, el tamaño de poro promedio de la muestra de 50 ml es de 192,16 μm, la mediana es de 184,51 μm y el número de poros por unidad de área es de 103; el tamaño de poro promedio de la muestra de 100 ml es de 156,62 μm, la mediana es de 151,07 μm y el número de poros por unidad de área es de 109; los valores correspondientes de la muestra de 110 ml son 163,07 μm, 150,29 μm y 115, respectivamente. Los datos muestran que los poros más grandes influyen más en los resultados estadísticos del tamaño promedio de poro, y que el tamaño mediano de poro refleja mejor la tendencia de cambio en dicho tamaño. A medida que el volumen de la muestra aumenta de 50 ml a 110 ml, también aumenta el número de poros. Combinando los resultados estadísticos del diámetro mediano de poro y el número de poros, se concluye que, a medida que aumenta el volumen, se forman más poros de menor tamaño en la muestra.
Los datos de las pruebas mecánicas se muestran en las Figuras 4A y 4D. La Figura 4A muestra el comportamiento de tensión-deformación a la compresión de las espumas de hidrogel preparadas con diferentes relaciones de volumen de aire. Los resultados muestran que todas las muestras presentan un comportamiento de tensión-deformación no lineal similar. En cada muestra, la tensión aumenta más rápidamente al aumentar la deformación. Se ajustó una curva exponencial al comportamiento de tensión-deformación a la compresión de la espuma de hidrogel. La Figura 4B muestra los resultados tras aplicar la función exponencial como modelo de aproximación a la espuma de hidrogel.
Para las espumas de hidrogel con diferentes relaciones de volumen de aire, también se estudió su módulo de compresión (E0). De forma similar al análisis de los hidrogeles, se investigó el módulo de Young de compresión en un rango de deformación inicial del 20 %. Los resultados de las pruebas de compresión se muestran en la Figura 4C. Los resultados de la Figura 4C muestran que, a medida que la relación de volumen de aire disminuye de la muestra 50 a la muestra 110, el módulo de Young de compresión E0 de la espuma de hidrogel de alginato aumenta de 10,86 kPa a 18 kPa.
De igual forma, se obtuvieron las curvas completas de tensión-deformación de las espumas de hidrogel, así como los valores de tensión y deformación máximas de compresión. La Figura 4D muestra la tensión y deformación máximas de compresión de las espumas de hidrogel de alginato. Cada punto de datos es el promedio de tres resultados de prueba. Los resultados muestran que la tensión y deformación máximas de compresión aumenta de 9,84 kPa a 17,58 kPa al disminuir el contenido de gas. La deformación máxima se mantiene estable en aproximadamente el 38 %.
La Figura 2 (A, B y C) muestra imágenes de TC de espumas de hidrogel con diferentes relaciones de volumen de aire, correspondientes a las muestras 50, 100 y 110, respectivamente. Las imágenes muestran que la espuma de hidrogel formada es prácticamente homogénea. Se observaron pequeñas brechas en las muestras 100 y 110. La formación de estas brechas podría deberse a la tensión interna generada en el hidrogel durante el proceso de gelificación. Se calcularon los valores de HU para cinco secciones transversales de cada muestra y se presentan en la Tabla 5, junto con los resultados de los cálculos teóricos correspondientes.
La Tabla 5 muestra que las muestras con diferentes proporciones de volumen de aire obtuvieron diferentes valores de HU. El valor p máximo entre los grupos de 50 ml, 100 ml y 110 ml fue de 0,004 < 0,05, lo que indica la significancia estadística de los resultados. Entre las tres muestras analizadas, la muestra con 50 ml de mezcla presentó las propiedades radiológicas más cercanas a las de los pulmones humanos. La última columna de la Tabla 5 es el resultado obtenido por cálculo teórico basado en el valor de espuma medido \(\:\rho\:\). Al comparar los datos medidos con los resultados teóricos, se puede encontrar que los valores de HU obtenidos por tomografía computarizada son generalmente cercanos a los resultados teóricos, lo que a su vez confirma los resultados del cálculo de la proporción de volumen de aire en la Figura 1C.
El objetivo principal de este estudio es crear un material con propiedades mecánicas y radiológicas comparables a las de los pulmones humanos. Este objetivo se logró mediante el desarrollo de un material a base de hidrogel con propiedades mecánicas y radiológicas equivalentes a los tejidos, adaptadas y lo más cercanas posible a las de los pulmones humanos. Guiados por cálculos teóricos, se prepararon espumas de hidrogel con diferentes proporciones de volumen de aire mezclando mecánicamente una solución de alginato de sodio, CaCO3, GDL y SLES 70. El análisis morfológico mostró que se formó una espuma de hidrogel homogénea, tridimensional y estable. Al cambiar la proporción de volumen de aire, la densidad y la porosidad de la espuma se pueden variar a voluntad. Con el aumento del contenido de volumen de aire, el tamaño de poro disminuye ligeramente y el número de poros aumenta. Se realizaron pruebas de compresión para analizar las propiedades mecánicas de las espumas de hidrogel de alginato. Los resultados mostraron que el módulo de compresión (E0) obtenido de las pruebas de compresión está en el rango ideal para los pulmones humanos. E0 aumenta a medida que disminuye la proporción de volumen de aire. Los valores de las propiedades radiológicas (HU) de las muestras preparadas se obtuvieron a partir de los datos de TC de las muestras y se compararon con los resultados de cálculos teóricos. Los resultados fueron favorables. El valor medido también se acerca al valor de HU de los pulmones humanos. Los resultados demuestran que es posible crear espumas de hidrogel que imitan tejidos con una combinación ideal de propiedades mecánicas y radiológicas que imitan las propiedades de los pulmones humanos.
A pesar de los prometedores resultados, es necesario mejorar los métodos de fabricación actuales para controlar mejor la relación del volumen de aire y la porosidad, de modo que coincidan con las predicciones de los cálculos teóricos y los pulmones humanos reales, tanto a escala global como local. El estudio actual también se limita a probar la mecánica de compresión, lo que limita la posible aplicación del maniquí a la fase de compresión del ciclo respiratorio. Las investigaciones futuras se beneficiarían de la investigación de las pruebas de tracción, así como de la estabilidad mecánica general del material, para evaluar sus posibles aplicaciones en condiciones de carga dinámica. A pesar de estas limitaciones, el estudio marca el primer intento exitoso de combinar propiedades radiológicas y mecánicas en un solo material que imita el pulmón humano.
Los conjuntos de datos generados y/o analizados durante el presente estudio están disponibles a petición del autor correspondiente. Tanto los experimentos como los conjuntos de datos son reproducibles.
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