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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 orgánico y optimizar la radioterapia. Sin embargo, el desarrollo de dichos materiales sigue siendo un reto. Los hidrogeles de alginato poseen 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 la liberación in situ de Ca2+. 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 aporta información valiosa para el futuro desarrollo 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 suele provocar 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 experimentan 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 permitan validar modelos teóricos, facilitar la mejora del tratamiento médico y para fines de formación médica.
El desarrollo de materiales que imitan tejidos blandos para lograr geometrías estructurales externas e internas complejas ha atraído mucha atención porque sus inconsistencias mecánicas inherentes pueden provocar fallos en las aplicaciones objetivo6,7. Modelar la compleja biomecánica del tejido pulmonar, que combina extrema suavidad, elasticidad y porosidad estructural, plantea un desafío significativo en 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, permitiendo 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 fantoma muy similar a pacientes reales para la evaluación de la calidad de la imagen y métodos de verificación de posición para radioterapia. Hong et al.10 desarrollaron un modelo de TC de tórax utilizando impresión 3D y tecnología de moldeo de silicona para reproducir la intensidad de la TC de varias lesiones pulmonares para evaluar la precisión de la cuantificación. Sin embargo, estos prototipos suelen estar hechos de materiales cuyas propiedades efectivas son muy diferentes de las del tejido pulmonar11.
Actualmente, la mayoría de los modelos de pulmón están hechos de espuma de silicona o 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 la ingeniería de tejidos debido a sus propiedades mecánicas ajustables.14 Sin embargo, reproducir la consistencia ultrasuave, similar a la espuma, necesaria para un modelo de pulmón que imite con precisión la elasticidad y la estructura de llenado 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 inflación uniforme en 0,42–6,72 kPa. Goss et al. 17 utilizaron 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 (por ejemplo, tejidos), se debe calcular 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 másica \(\:\mu\:/\rho\:\) describe la penetración y la liberación de energía de los fotones en el material objetivo. Se puede calcular utilizando la siguiente fórmula:
Donde \(\:x\) es el espesor del material, \(\:{I}_{0}\) es la intensidad de la luz incidente y \(\:I\) es la intensidad del fotón después de penetrar 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:
La HU es una unidad de medida adimensional estandarizada de radiodensidad en la interpretación de datos de tomografía computarizada (TC), que 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) vemos que el valor HU del agua es 0 y el valor HU del aire es -1000. El valor 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 varias 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 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 másica para el pulmón humano (ICRU-44) y los modelos equivalentes a tejidos anteriores.
A pesar de las excelentes propiedades radiológicas logradas, casi todos los materiales para fantomas están hechos de espuma de poliestireno, lo que significa que sus propiedades mecánicas no se aproximan a las de los pulmones humanos. El módulo de Young (YM) de la espuma de poliuretano es de aproximadamente 500 kPa, muy lejos del ideal en comparación con los pulmones humanos normales (alrededor de 5-10 kPa). Por lo tanto, es necesario desarrollar un nuevo material que cumpla 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 debido 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 tienen limitaciones, especialmente en términos de 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 de rho, elasticidad y propiedades radiológicas controlables, similares a las del tejido pulmonar humano. Este estudio ofrece una solución general para la fabricación de modelos tisulares con propiedades elásticas y radiológicas ajustables. Las propiedades del material se pueden adaptar fácilmente a cualquier tejido u órgano humano.
La relación aire/volumen objetivo de la espuma de hidrogel se calculó en función del rango de unidades Hounsfield (HU) de los pulmones humanos (-600 a -700). Se asumió que la espuma era una simple mezcla de aire e hidrogel de alginato sintético. Mediante una regla de suma simple de elementos individuales (μ/ρ), se pudo calcular la fracción volumétrica de aire y la relación volumétrica del hidrogel de alginato sintetizado.
Se prepararon espumas de hidrogel de alginato utilizando alginato de sodio (número de parte W201502), CaCO3 (número de parte 795445, PM: 100,09) y GDL (número de parte G4750, PM: 178,14) adquiridos de Sigma-Aldrich Company, St. Louis, MO. Se adquirió 70% de lauril éter sulfato de sodio (SLES 70) 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 translúcida amarilla homogénea. El CaCO3 en combinación con GDL se utilizó como fuente de Ca2+ para iniciar la gelificación. El SLES 70 se utilizó como surfactante para formar una estructura porosa dentro del hidrogel. La concentración de alginato se mantuvo en 5% y la relación molar Ca2+:-COOH se mantuvo en 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 26,2% en volumen de SLES 70 se agregó a todas las muestras. Se utilizó un vaso de precipitados con tapa para controlar la proporción 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 agregaron 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 mezclar con suficiente aire, mientras que la proporción de volumen de aire en las otras dos muestras se controló. Primero, se agregó SLES 70 a la solución de alginato y se agitó con un agitador eléctrico hasta que se mezcló completamente. Luego, se agregó la suspensión de CaCO3 a la mezcla y se agitó continuamente hasta que la mezcla se mezcló completamente, cuando su color cambió a blanco. Finalmente, se agregó la solución de GDL a la mezcla para iniciar la gelificación, y se mantuvo la agitación mecánica durante todo el proceso. Para la muestra que contenía 50 ml de la mezcla, la agitación mecánica se detuvo cuando el volumen de la mezcla dejó de variar. Para las muestras que contenían 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 entre 50 ml y 100 ml. Sin embargo, se observó inestabilidad estructural en la espuma, ya que fluctuaba entre el estado de mezcla completa de 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 de microscopía óptica de espumas de hidrogel utilizando una cámara Zeiss Axio Observer A1. El software ImageJ se empleó para calcular la cantidad y la distribución del tamaño de los poros en una muestra en un área determinada, a partir de las imágenes obtenidas. Se asumió que la forma de los poros era circular.
Para estudiar las propiedades mecánicas de las espumas de hidrogel de alginato, se realizaron ensayos de compresión uniaxial utilizando 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 de cada tipo 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, dado que el tejido pulmonar está sometido a fuerzas de compresión en una determinada fase del ciclo respiratorio. La extensibilidad es fundamental, especialmente para reflejar el comportamiento dinámico completo del tejido pulmonar, y este aspecto se investigará en estudios futuros.
Las muestras de espuma de hidrogel preparadas se escanearon con un tomógrafo computarizado de doble canal Siemens SOMATOM Drive. Los parámetros de escaneo se configuraron de la siguiente manera: 40 mAs, 120 kVp y un grosor de corte de 1 mm. Los archivos DICOM resultantes se analizaron con el software MicroDicom DICOM Viewer para determinar los valores de unidades Hounsfield (HU) de cinco secciones transversales de cada muestra. Los valores de HU obtenidos mediante tomografía computarizada 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 se asemejen a la mecánica de funcionamiento de los pulmones humanos es fundamental para aplicaciones específicas, como la mejora de la formación médica, la planificación quirúrgica y la planificación de la radioterapia. En la Figura 1A, representamos gráficamente la discrepancia entre las propiedades mecánicas y radiológicas de los materiales blandos que se utilizan para fabricar modelos de pulmón humano. Hasta la fecha, se han desarrollado materiales que presentan las propiedades radiológicas deseadas, pero sus propiedades mecánicas no cumplen con los requisitos necesarios. 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) suelen ser entre 10 y 100 veces mayores que las del tejido pulmonar humano normal. Aún no se conocen materiales que presenten tanto las propiedades mecánicas como las radiológicas deseadas.
(A) Representación esquemática de las propiedades de varios 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 de 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 estándares NIST 12612. Así, la Figura 1C muestra las proporciones de volumen de aire calculadas en espumas de hidrogel con valores equivalentes de HU entre -600 y -700 para el pulmón humano. La proporción de volumen de aire calculada teóricamente es estable dentro del 60-70% en el rango de energía de 1 × 10−3 a 2 × 101 MeV, lo que indica un buen potencial para la aplicación de la espuma 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 proporción 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 fuerte como para soportar el peso de la propia espuma. Aparte de una pequeña cantidad de fuga de agua, la espuma también demostró estabilidad transitoria durante varias semanas.
Al medir la masa y el volumen de la muestra de espuma, se calculó la densidad de la espuma de hidrogel preparada \(\:\rho\:\), y los resultados se muestran en la Tabla 4. Los resultados muestran la dependencia de \(\:\rho\:\) con la proporción de volumen de aire. Cuando se mezcla suficiente aire con 50 ml de la muestra, la densidad se vuelve la más baja y es 0,482 g/cm³. A medida que disminuye 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 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 puede explicar por la tensión interna generada en el hidrogel durante el proceso de gelificación, que provoca hinchamiento y, por lo tanto, una disminución de \(\:\rho\:\). Esto se confirmó además 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 proporciones de volumen de aire. Los resultados demuestran la estructura óptica de la espuma de hidrogel, mostrando claramente imágenes de poros con diferentes diámetros. La distribución del número y diámetro de los poros se calculó utilizando ImageJ. Se tomaron seis imágenes por cada muestra, cada una con un tamaño de 1125,27 μm × 843,96 μm, y el área total analizada para cada muestra fue de 5,7 mm².
(A) Comportamiento de tensión-deformación a compresión de espumas de hidrogel de alginato con diferentes proporciones de volumen de aire. (B) Ajuste exponencial. (C) Compresión E0 de espumas de hidrogel con diferentes proporciones de volumen de aire. (D) Tensión y deformación máximas a compresión de espumas de hidrogel de alginato con diferentes proporciones de volumen de aire.
La Figura 3 (D, E, F) muestra que la distribución del tamaño de poro es relativamente uniforme, abarcando desde decenas de micrómetros hasta 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 la prueba, el tamaño promedio de poro 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 promedio de poro 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 de mayor tamaño influyen más en los resultados estadísticos del tamaño promedio de poro, y que la mediana del tamaño de poro refleja mejor la tendencia de cambio del tamaño de poro. A medida que el volumen de la muestra aumenta de 50 ml a 110 ml, también aumenta el número de poros. Al combinar los resultados estadísticos del diámetro mediano de poro y el número de poros, se puede concluir que, con el aumento del volumen, se forman más poros de menor tamaño dentro de la muestra.
Los datos de las pruebas mecánicas se muestran en las figuras 4A y 4D. La figura 4A muestra el comportamiento tensión-deformación a compresión de las espumas de hidrogel preparadas con diferentes proporciones de volumen de aire. Los resultados muestran que todas las muestras presentan un comportamiento tensión-deformación no lineal similar. Para cada muestra, la tensión aumenta más rápidamente con el incremento de la deformación. Se ajustó una curva exponencial al comportamiento tensión-deformación a 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 proporciones 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 el 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 proporción 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 forma similar, se obtuvieron las curvas completas de tensión-deformación de las espumas de hidrogel, así como los valores máximos de tensión y deformación por compresión. La Figura 4D muestra la tensión y deformación máximas por compresión de las espumas de hidrogel de alginato. Cada punto de datos representa el promedio de tres resultados de prueba. Los resultados muestran que la tensión máxima por compresión aumenta de 9,84 kPa a 17,58 kPa al disminuir el contenido de gas. La deformación máxima se mantiene estable en torno al 38 %.
La Figura 2 (A, B y C) muestra las imágenes de tomografía computarizada (TC) de espumas de hidrogel con diferentes proporciones de volumen de aire, correspondientes a las muestras 50, 100 y 110, respectivamente. Las imágenes muestran que la espuma de hidrogel formada es casi homogénea. Se observó un pequeño número de huecos en las muestras 100 y 110. La formación de estos huecos puede deberse a la tensión interna generada en el hidrogel durante el proceso de gelificación. Calculamos los valores de unidades Hounsfield (HU) para 5 secciones transversales de cada muestra y los presentamos 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 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 mediante cálculo teórico basado en el valor de espuma medido \(\:\rho\:\). Al comparar los datos medidos con los resultados teóricos, se puede observar que los valores de HU obtenidos mediante 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 las de los pulmones humanos, diseñadas a medida. Guiados por cálculos teóricos, se prepararon espumas de hidrogel con diferentes proporciones de volumen de aire mediante la mezcla mecánica de una solución de alginato de sodio, CaCO3, GDL y SLES 70. El análisis morfológico mostró la formación de una espuma de hidrogel homogénea, tridimensional y estable. Al modificar la proporción de volumen de aire, se puede variar la densidad y la porosidad de la espuma. Con el aumento del volumen de aire, el tamaño de los poros 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 en las pruebas se encuentra dentro del 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 tomografía computarizada (TC) y se compararon con los resultados de cálculos teóricos. Los resultados fueron favorables. El valor medido se aproxima al valor HU de los pulmones humanos. Estos resultados demuestran la posibilidad de crear espumas de hidrogel que imitan tejidos, con una combinación ideal de propiedades mecánicas y radiológicas que reproducen las de los pulmones humanos.
A pesar de los resultados prometedores, es necesario mejorar los métodos de fabricación actuales para controlar mejor la proporción de 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 presente estudio también se limita a probar la mecánica de compresión, lo que restringe la posible aplicación del fantoma a la fase de compresión del ciclo respiratorio. Futuras investigaciones se beneficiarían de estudiar las pruebas de tracción, así como la estabilidad mecánica general del material, para evaluar posibles aplicaciones bajo condiciones de carga dinámica. A pesar de estas limitaciones, el estudio representa 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 solicitud razonable del autor correspondiente. Tanto los experimentos como los conjuntos de datos son reproducibles.
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