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Les mouvements des organes et des tissus peuvent entraîner des erreurs de positionnement des rayons X lors de la radiothérapie. Par conséquent, des matériaux aux propriétés mécaniques et radiologiques équivalentes à celles des tissus sont nécessaires pour imiter ces mouvements et optimiser la radiothérapie. Cependant, le développement de tels matériaux demeure un défi. Les hydrogels d'alginate possèdent des propriétés similaires à celles de la matrice extracellulaire, ce qui les rend prometteurs en tant que matériaux équivalents aux tissus. Dans cette étude, des mousses d'hydrogel d'alginate aux propriétés mécaniques et radiologiques souhaitées ont été synthétisées par libération in situ de Ca²⁺. Le rapport air/volume a été contrôlé avec précision afin d'obtenir des mousses d'hydrogel aux propriétés mécaniques et radiologiques définies. La macro- et la micromorphologie des matériaux ont été caractérisées, et le comportement des mousses d'hydrogel sous compression a été étudié. Les propriétés radiologiques ont été estimées théoriquement et vérifiées expérimentalement par tomodensitométrie. Cette étude ouvre des perspectives pour le développement futur de matériaux équivalents aux tissus, utilisables pour l'optimisation de la dose de rayonnement et le contrôle qualité en radiothérapie.
La radiothérapie est un traitement courant du cancer¹. Les mouvements des organes et des tissus entraînent souvent des erreurs de positionnement des rayons X pendant la radiothérapie², ce qui peut conduire à un sous-traitement de la tumeur et à une surexposition des cellules saines environnantes à des radiations inutiles. La capacité à prédire ces mouvements est essentielle pour minimiser les erreurs de localisation tumorale. Cette étude s'est concentrée sur les poumons, car ils subissent d'importantes déformations et mouvements lors de la respiration pendant la radiothérapie. Divers modèles par éléments finis ont été développés et appliqués pour simuler le mouvement des poumons humains³,⁴,⁵. Cependant, les organes et les tissus humains présentent des géométries complexes et varient considérablement d'un patient à l'autre. Par conséquent, les matériaux aux propriétés équivalentes à celles des tissus sont très utiles pour développer des modèles physiques permettant de valider les modèles théoriques, d'améliorer les traitements médicaux et à des fins de formation médicale.
Le développement de matériaux imitant les tissus mous, permettant d'obtenir des géométries structurelles externes et internes complexes, a suscité un vif intérêt, car leurs incohérences mécaniques intrinsèques peuvent entraîner des défaillances dans les applications visées^6,7. La modélisation de la biomécanique complexe du tissu pulmonaire, qui combine une extrême souplesse, une grande élasticité et une porosité structurelle importante, représente un défi majeur pour le développement de modèles reproduisant fidèlement le poumon humain. L'intégration et la concordance des propriétés mécaniques et radiologiques sont essentielles à l'efficacité des modèles pulmonaires dans les interventions thérapeutiques. La fabrication additive s'est avérée efficace pour le développement de modèles spécifiques au patient, permettant un prototypage rapide de conceptions complexes. Shin et al.⁸ ont développé un modèle pulmonaire déformable et reproductible avec des voies aériennes imprimées en 3D. Haselaar et al.⁹ ont développé un fantôme très similaire à de vrais patients pour l'évaluation de la qualité d'image et les méthodes de vérification de position en radiothérapie. Hong et al.¹⁰ ont développé un modèle de tomodensitométrie thoracique utilisant l'impression 3D et le moulage en silicone pour reproduire l'intensité tomodensitométrique de diverses lésions pulmonaires et évaluer la précision de la quantification. Cependant, ces prototypes sont souvent fabriqués à partir de matériaux dont les propriétés effectives sont très différentes de celles du tissu pulmonaire11.
Actuellement, la plupart des modèles pulmonaires artificiels sont fabriqués en mousse de silicone ou de polyuréthane, dont les propriétés mécaniques et radiologiques ne correspondent pas à celles du parenchyme pulmonaire réel.^12,13 Les hydrogels d'alginate sont biocompatibles et largement utilisés en ingénierie tissulaire grâce à leurs propriétés mécaniques modulables.¹⁴ Cependant, reproduire la consistance ultra-souple et mousseuse requise pour un modèle pulmonaire imitant fidèlement l'élasticité et la structure de remplissage du tissu pulmonaire demeure un défi expérimental.
Dans cette étude, nous avons considéré le tissu pulmonaire comme un matériau élastique homogène. La densité du tissu pulmonaire humain (ρ) est de 1,06 g/cm³, et celle du poumon gonflé est de 0,26 g/cm³¹⁵. Différentes méthodes expérimentales ont permis d'obtenir une large gamme de valeurs du module de Young (MJ) du tissu pulmonaire. Lai-Fook et al.¹⁶ ont mesuré le MJ du poumon humain après un gonflement uniforme et ont obtenu des valeurs comprises entre 0,42 et 6,72 kPa. Goss et al.¹⁷ ont utilisé l'élastographie par résonance magnétique et ont rapporté un MJ de 2,17 kPa. Liu et al.¹⁸ ont rapporté un MJ mesuré directement, compris entre 0,03 et 57,2 kPa. Ilegbusi et al.¹⁹ ont estimé le MJ entre 0,1 et 2,7 kPa à partir de données de tomodensitométrie 4D obtenues chez des patients sélectionnés.
Pour les propriétés radiologiques du poumon, plusieurs paramètres sont utilisés pour décrire le comportement d'interaction du tissu pulmonaire avec les rayons X, notamment la composition élémentaire, la densité électronique (\(\:{\rho\:}_{e}\)), le numéro atomique effectif (\(\:{Z}_{eff}\)), l'énergie d'excitation moyenne (\(\:I\)), le coefficient d'atténuation massique (\(\:\mu\:/\rho\:\)) et l'unité Hounsfield (HU), qui est directement liée à \(\:\mu\:/\rho\:\).
La densité électronique \(\:{\rho\:}_{e}\) est définie comme le nombre d'électrons par unité de volume et se calcule comme suit :
où \(\:\rho\:\) est la densité du matériau en g/cm3, \(\:{N}_{A}\) est la constante d'Avogadro, \(\:{w}_{i}\) est la fraction massique, \(\:{Z}_{i}\) est le numéro atomique et \(\:{A}_{i}\) est le poids atomique du i-ème élément.
Le numéro atomique est directement lié à la nature de l'interaction du rayonnement au sein du matériau. Pour les composés et les mélanges contenant plusieurs éléments (par exemple, les textiles), il est nécessaire de calculer le numéro atomique effectif \(\:{Z}_{eff}\). La formule a été proposée par Murthy et al. 20 :
L'énergie d'excitation moyenne \(\:I\) décrit la facilité avec laquelle le matériau cible absorbe l'énergie cinétique des particules pénétrantes. Elle ne tient compte que des propriétés du matériau cible et est indépendante des propriétés des particules. \(\:I\) peut être calculée en appliquant la règle d'additivité de Bragg.
Le coefficient d'atténuation massique \(\:\mu\:/\rho\:\) décrit la pénétration et le dégagement d'énergie des photons dans le matériau cible. Il peut être calculé à l'aide de la formule suivante :
Où \(\:x\) représente l'épaisseur du matériau, \(\:{I}_{0}\) l'intensité lumineuse incidente et \(\:I\) l'intensité photonique après pénétration dans le matériau. Les données \(\:\mu\:/\rho\:\) peuvent être obtenues directement à partir de la base de données de référence des normes NIST 12621. Les valeurs \(\:\mu\:/\rho\:\) pour les mélanges et les composés peuvent être calculées à l'aide de la règle d'additivité, comme suit :
L'unité HU est une unité de mesure sans dimension normalisée de la radiodensité utilisée pour l'interprétation des données de tomodensitométrie (TDM), obtenue par transformation linéaire du coefficient d'atténuation mesuré μ. Elle est définie comme suit :
où μ_eau est le coefficient d'atténuation de l'eau et μ_air celui de l'air. Ainsi, d'après la formule (6), la valeur HU de l'eau est de 0 et celle de l'air est de -1000. La valeur HU des poumons humains se situe entre -600 et -70022.
Plusieurs matériaux équivalents aux tissus ont été développés. Griffith et al.²³ ont mis au point un modèle équivalent au tissu du torse humain en polyuréthane (PU) auquel différentes concentrations de carbonate de calcium (CaCO₃) ont été ajoutées afin de simuler les coefficients d'atténuation linéaire de divers organes humains, notamment le poumon. Ce modèle a été nommé Griffith. Taylor²⁴ a présenté un second modèle équivalent au tissu pulmonaire, développé par le Lawrence Livermore National Laboratory (LLNL) et nommé LLLL1. Traub et al.²⁵ ont développé un nouveau substitut de tissu pulmonaire à base de Foamex XRS-272 contenant 5,25 % de CaCO₃ comme agent améliorant ses performances ; ce modèle a été nommé ALT2. Les tableaux 1 et 2 comparent les coefficients d'atténuation massique du poumon humain (ICRU-44) et des modèles équivalents aux tissus mentionnés ci-dessus : ρ, ρ_e, Z_eff, I et les coefficients d'atténuation massique.
Malgré les excellentes propriétés radiologiques obtenues, la quasi-totalité des matériaux utilisés pour la fabrication de fantômes pulmonaires sont composés de mousse de polystyrène, ce qui signifie que leurs propriétés mécaniques ne peuvent se rapprocher de celles des poumons humains. Le module de Young (Y) de la mousse de polyuréthane est d'environ 500 kPa, une valeur bien inférieure à celle des poumons humains (environ 5 à 10 kPa). Il est donc nécessaire de développer un nouveau matériau capable de reproduire les caractéristiques mécaniques et radiologiques des poumons humains.
Les hydrogels sont largement utilisés en ingénierie tissulaire. Leur structure et leurs propriétés sont similaires à celles de la matrice extracellulaire (MEC) et sont facilement modulables. Dans cette étude, l'alginate de sodium pur a été choisi comme biomatériau pour la préparation de mousses. Les hydrogels d'alginate sont biocompatibles et largement utilisés en ingénierie tissulaire grâce à leurs propriétés mécaniques ajustables. La composition élémentaire de l'alginate de sodium (C₆H₇NaO₆)ₙ et la présence d'ions Ca²⁺ permettent d'ajuster ses propriétés radiologiques selon les besoins. Cette combinaison de propriétés mécaniques et radiologiques modulables rend les hydrogels d'alginate idéaux pour notre étude. Bien entendu, les hydrogels d'alginate présentent également des limitations, notamment en termes de stabilité à long terme lors de cycles respiratoires simulés. Par conséquent, des améliorations sont nécessaires et attendues dans les études futures afin de pallier ces limitations.
Dans ce travail, nous avons développé un matériau en mousse d'hydrogel d'alginate dont les valeurs de rho, l'élasticité et les propriétés radiologiques sont contrôlables et similaires à celles du tissu pulmonaire humain. Cette étude propose une solution générale pour la fabrication de fantômes tissulaires aux propriétés élastiques et radiologiques modulables. Les propriétés de ce matériau peuvent être facilement adaptées à tout tissu ou organe humain.
Le rapport air/volume cible de la mousse d'hydrogel a été calculé à partir de la gamme d'unités Hounsfield (UH) des poumons humains (-600 à -700). On a supposé que la mousse était un simple mélange d'air et d'hydrogel d'alginate synthétique. En utilisant une simple formule d'addition des éléments (μ/ρ), la fraction volumique d'air et le rapport volumique de l'hydrogel d'alginate synthétisé ont pu être calculés.
Des mousses d'hydrogel d'alginate ont été préparées à partir d'alginate de sodium (réf. W201502), de CaCO₃ (réf. 795445, masse molaire : 100,09 g/mol) et de GDL (réf. G4750, masse molaire : 178,14 g/mol), tous fournis par Sigma-Aldrich Company (Saint-Louis, Missouri, États-Unis). Le lauryl éther sulfate de sodium à 70 % (SLES 70) a été fourni par Renowned Trading LLC. L'eau déminéralisée a été utilisée pour la préparation des mousses. L'alginate de sodium a été dissous dans l'eau déminéralisée à température ambiante sous agitation constante (600 tr/min) jusqu'à l'obtention d'une solution jaune translucide homogène. Le CaCO₃, associé au GDL, a servi de source de Ca²⁺ pour initier la gélification. Le SLES 70 a été utilisé comme tensioactif pour former une structure poreuse au sein de l'hydrogel. La concentration d'alginate a été maintenue à 5 % et le rapport molaire Ca²⁺/-COOH à 0,18. Le rapport molaire CaCO₃:GDL a été maintenu à 0,5 lors de la préparation de la mousse afin de garantir un pH neutre. Une solution de SLES 70 à 26,2 % en volume a été ajoutée à tous les échantillons. Un bécher muni d'un couvercle a permis de contrôler le rapport de mélange entre la solution et l'air. Le volume total du bécher était de 140 ml. D'après les résultats des calculs théoriques, différents volumes du mélange (50 ml, 100 ml et 110 ml) ont été ajoutés au bécher pour être mélangés à l'air. L'échantillon contenant 50 ml du mélange a été conçu pour être mélangé avec suffisamment d'air, tandis que le volume d'air dans les deux autres échantillons a été contrôlé. Dans un premier temps, le SLES 70 a été ajouté à la solution d'alginate et agité à l'aide d'un agitateur électrique jusqu'à homogénéisation complète. Ensuite, la suspension de CaCO₃ a été ajoutée au mélange et agitée en continu jusqu'à homogénéisation complète, lorsque le mélange est devenu blanc. Enfin, la solution de GDL a été ajoutée au mélange pour initier la gélification, et l'agitation mécanique a été maintenue tout au long du processus. Pour l'échantillon contenant 50 ml du mélange, l'agitation mécanique a été arrêtée lorsque le volume du mélange s'est stabilisé. Pour les échantillons contenant 100 ml et 110 ml du mélange, l'agitation mécanique a été arrêtée lorsque le mélange a rempli le bécher. Nous avons également tenté de préparer des mousses d'hydrogel d'un volume compris entre 50 ml et 100 ml. Cependant, une instabilité structurelle de la mousse a été observée : elle oscillait entre un mélange d'air complet et un contrôle du volume d'air, entraînant un contrôle du volume irrégulier. Cette instabilité a introduit une incertitude dans les calculs ; par conséquent, cette gamme de volumes n'a pas été prise en compte dans cette étude.
La densité \(\:\rho\:\) d'une mousse d'hydrogel est calculée en mesurant la masse \(\:m\) et le volume \(\:V\) d'un échantillon de mousse d'hydrogel.
Des images de mousses d'hydrogel ont été obtenues par microscopie optique à l'aide d'une caméra Zeiss Axio Observer A1. Le logiciel ImageJ a permis de calculer le nombre et la distribution de la taille des pores dans une zone donnée de l'échantillon, à partir des images obtenues. La forme des pores est supposée circulaire.
Afin d'étudier les propriétés mécaniques des mousses d'hydrogel d'alginate, des essais de compression uniaxiale ont été réalisés à l'aide d'une machine TESTRESOURCES série 100. Les échantillons ont été découpés en blocs rectangulaires, dont les dimensions ont été mesurées pour calculer les contraintes et les déformations. La vitesse de déplacement de la traverse a été fixée à 10 mm/min. Trois échantillons ont été testés pour chaque type de mousse, et la moyenne ainsi que l'écart type ont été calculés à partir des résultats. Cette étude s'est concentrée sur les propriétés mécaniques en compression des mousses d'hydrogel d'alginate, car le tissu pulmonaire est soumis à des forces de compression à une certaine phase du cycle respiratoire. L'extensibilité est bien entendu cruciale, notamment pour refléter pleinement le comportement dynamique du tissu pulmonaire, et fera l'objet d'études ultérieures.
Les échantillons de mousse d'hydrogel préparés ont été scannés à l'aide d'un scanner CT bicanal Siemens SOMATOM Drive. Les paramètres de numérisation étaient les suivants : 40 mAs, 120 kVp et une épaisseur de coupe de 1 mm. Les fichiers DICOM obtenus ont été analysés avec le logiciel MicroDicom DICOM Viewer afin d'analyser les valeurs HU de 5 sections transversales de chaque échantillon. Les valeurs HU obtenues par tomographie ont été comparées aux calculs théoriques basés sur les données de densité des échantillons.
L'objectif de cette étude est de révolutionner la fabrication de modèles d'organes individuels et de tissus biologiques artificiels grâce à l'ingénierie de matériaux souples. Le développement de matériaux aux propriétés mécaniques et radiologiques similaires à celles des poumons humains est crucial pour des applications ciblées telles que l'amélioration de la formation médicale, la planification chirurgicale et la planification de la radiothérapie. La figure 1A illustre l'écart entre les propriétés mécaniques et radiologiques des matériaux souples potentiellement utilisés pour la fabrication de modèles de poumon humain. À ce jour, certains matériaux présentent les propriétés radiologiques souhaitées, mais leurs propriétés mécaniques restent insuffisantes. La mousse de polyuréthane et le caoutchouc sont les matériaux les plus couramment utilisés pour la fabrication de modèles de poumon humain déformables. Les propriétés mécaniques de la mousse de polyuréthane (module de Young, YM) sont généralement 10 à 100 fois supérieures à celles du tissu pulmonaire humain normal. Aucun matériau présentant simultanément les propriétés mécaniques et radiologiques requises n'est encore connu.
(A) Représentation schématique des propriétés de divers matériaux mous et comparaison avec le poumon humain en termes de densité, de module de Young et de propriétés radiologiques (en unités Hounsfield). (B) Diagramme de diffraction des rayons X d'un hydrogel d'alginate μ/ρ à une concentration de 5 % et un rapport molaire Ca²⁺:-COOH de 0,18. (C) Gamme de proportions volumiques d'air dans les mousses d'hydrogel. (D) Représentation schématique de mousses d'hydrogel d'alginate présentant différentes proportions volumiques d'air.
La composition élémentaire des hydrogels d'alginate avec une concentration de 5 % et un rapport molaire Ca2+:-COOH de 0,18 a été calculée, et les résultats sont présentés dans le tableau 3. Selon la règle d'addition de la formule précédente (5), le coefficient d'atténuation massique de l'hydrogel d'alginate \(\:\:\mu\:/\rho\:\) est obtenu comme indiqué dans la figure 1B.
Les valeurs de μ/ρ pour l'air et l'eau ont été obtenues directement à partir de la base de données de référence NIST 12612. La figure 1C présente ainsi les rapports de volume d'air calculés dans les mousses d'hydrogel, avec des valeurs HU équivalentes comprises entre -600 et -700 pour le poumon humain. Le rapport de volume d'air théoriquement calculé reste stable entre 60 et 70 % dans la gamme d'énergie de 1 × 10⁻³ à 2 × 10¹ MeV, ce qui indique un fort potentiel d'application des mousses d'hydrogel dans les procédés de fabrication en aval.
La figure 1D présente l'échantillon de mousse d'hydrogel d'alginate préparé. Tous les échantillons ont été découpés en cubes de 12,7 mm d'arête. Les résultats ont montré la formation d'une mousse d'hydrogel homogène et stable en trois dimensions. Quel que soit le taux de remplissage en air, aucune différence significative d'aspect n'a été observée. L'auto-adhérence de la mousse suggère que le réseau formé en son sein est suffisamment résistant pour supporter son propre poids. Hormis une légère fuite d'eau, la mousse a également démontré une stabilité transitoire pendant plusieurs semaines.
La densité de la mousse d'hydrogel préparée, ρ, a été calculée en mesurant la masse et le volume de l'échantillon de mousse. Les résultats sont présentés dans le tableau 4. Ces résultats montrent la dépendance de ρ au rapport volumique d'air. Lorsque 50 ml d'air sont mélangés à l'échantillon, la densité est minimale (0,482 g/cm³). Lorsque la quantité d'air mélangée diminue, la densité augmente jusqu'à 0,685 g/cm³. La valeur p maximale entre les groupes de 50 ml, 100 ml et 110 ml était de 0,004 < 0,05, ce qui indique la significativité statistique des résultats.
La valeur théorique de ρ est également calculée à partir du rapport de volume d'air contrôlé. Les résultats mesurés montrent que ρ est inférieur de 0,1 g/cm³ à la valeur théorique. Cet écart s'explique par les contraintes internes générées dans l'hydrogel lors de la gélification, provoquant un gonflement et, par conséquent, une diminution de ρ. Ce phénomène est confirmé par l'observation de quelques interstices au sein de la mousse d'hydrogel sur les images tomodensitométriques présentées sur la figure 2 (A, B et C).
Images de microscopie optique de mousses d'hydrogel avec différentes teneurs en volume d'air (A) 50, (B) 100 et (C) 110. Nombre de cellules et distribution de la taille des pores dans des échantillons de mousse d'hydrogel d'alginate (D) 50, (E) 100, (F) 110.
La figure 3 (A, B, C) présente les images au microscope optique des échantillons de mousse d'hydrogel obtenus avec différents taux de volumétrie d'air. Ces résultats mettent en évidence la structure optique de la mousse d'hydrogel, révélant clairement les pores de différents diamètres. La distribution du nombre et du diamètre des pores a été calculée à l'aide du logiciel ImageJ. Six images ont été acquises pour chaque échantillon ; chaque image mesure 1125,27 µm × 843,96 µm, soit une surface totale analysée de 5,7 mm² par échantillon.
(A) Comportement contrainte-déformation en compression des mousses d'hydrogel d'alginate en fonction du taux de volumétrie d'air. (B) Ajustement exponentiel. (C) Module d'Young en compression E0 des mousses d'hydrogel en fonction du taux de volumétrie d'air. (D) Contrainte et déformation ultimes en compression des mousses d'hydrogel d'alginate en fonction du taux de volumétrie d'air.
La figure 3 (D, E, F) montre que la distribution de la taille des pores est relativement uniforme, allant de quelques dizaines de micromètres à environ 500 micromètres. La taille des pores est globalement uniforme et diminue légèrement avec la diminution du volume d'air. D'après les données expérimentales, la taille moyenne des pores de l'échantillon de 50 ml est de 192,16 μm, la médiane de 184,51 μm et le nombre de pores par unité de surface de 103 ; pour l'échantillon de 100 ml, la taille moyenne des pores est de 156,62 μm, la médiane de 151,07 μm et le nombre de pores par unité de surface de 109 ; enfin, pour l'échantillon de 110 ml, les valeurs correspondantes sont respectivement de 163,07 μm, 150,29 μm et 115. Les données montrent que les pores de plus grande taille ont une influence majeure sur les résultats statistiques de la taille moyenne des pores, tandis que la taille médiane reflète mieux l'évolution de cette taille. Lorsque le volume de l'échantillon passe de 50 ml à 110 ml, le nombre de pores augmente également. L'analyse statistique du diamètre médian des pores et du nombre de pores permet de conclure qu'une augmentation du volume entraîne la formation d'un plus grand nombre de pores de plus petite taille au sein de l'échantillon.
Les données des essais mécaniques sont présentées dans les figures 4A et 4D. La figure 4A illustre le comportement contrainte-déformation en compression des mousses d'hydrogel préparées avec différents taux de volumétrie d'air. Les résultats montrent que tous les échantillons présentent un comportement contrainte-déformation non linéaire similaire. Pour chaque échantillon, la contrainte augmente plus rapidement avec la déformation. Une courbe exponentielle a été ajustée au comportement contrainte-déformation en compression de la mousse d'hydrogel. La figure 4B présente les résultats obtenus après application de la fonction exponentielle comme modèle d'approximation de la mousse d'hydrogel.
Le module de compression (E0) des mousses d'hydrogel présentant différents taux de volumétrie d'air a également été étudié. De même que pour l'analyse des hydrogels, le module de Young en compression a été mesuré pour une déformation initiale de 20 %. Les résultats des essais de compression sont présentés sur la figure 4C. Cette figure montre que lorsque le taux de volumétrie d'air diminue de l'échantillon 50 à l'échantillon 110, le module de Young en compression E0 de la mousse d'hydrogel d'alginate augmente de 10,86 kPa à 18 kPa.
De même, les courbes contrainte-déformation complètes des mousses d'hydrogel, ainsi que les valeurs de contrainte et de déformation maximales en compression, ont été obtenues. La figure 4D présente la contrainte et la déformation maximales en compression des mousses d'hydrogel d'alginate. Chaque point de données correspond à la moyenne de trois essais. Les résultats montrent que la contrainte maximale en compression augmente de 9,84 kPa à 17,58 kPa lorsque la teneur en gaz diminue. La déformation maximale reste stable aux alentours de 38 %.
La figure 2 (A, B et C) présente les images tomodensitométriques de mousses d'hydrogel avec différents taux de volumétrie d'air, correspondant respectivement aux échantillons 50, 100 et 110. Ces images montrent que la mousse d'hydrogel formée est quasi homogène. Quelques interstices ont été observés dans les échantillons 100 et 110. La formation de ces interstices pourrait être due aux contraintes internes générées dans l'hydrogel lors du processus de gélification. Nous avons calculé les valeurs HU pour 5 sections transversales de chaque échantillon et les avons consignées dans le tableau 5, ainsi que les résultats des calculs théoriques correspondants.
Le tableau 5 montre que les échantillons présentant différents rapports de volume d'air ont obtenu différentes valeurs HU. La valeur p maximale entre les groupes 50 ml, 100 ml et 110 ml était de 0,004 < 0,05, ce qui indique la signification statistique des résultats. Parmi les trois échantillons testés, celui contenant 50 ml de mélange présentait les propriétés radiologiques les plus proches de celles des poumons humains. La dernière colonne du tableau 5 présente le résultat obtenu par calcul théorique à partir de la valeur de ρ mesurée dans la mousse. La comparaison des données mesurées avec les résultats théoriques montre que les valeurs HU obtenues par tomodensitométrie sont généralement proches des valeurs théoriques, ce qui confirme les résultats du calcul du rapport de volume d'air présentés dans la figure 1C.
L'objectif principal de cette étude est de créer un matériau aux propriétés mécaniques et radiologiques comparables à celles des poumons humains. Cet objectif a été atteint grâce au développement d'un matériau à base d'hydrogel présentant des propriétés mécaniques et radiologiques équivalentes à celles des tissus pulmonaires, et aussi proches que possible de celles des poumons humains. Guidées par des calculs théoriques, des mousses d'hydrogel avec différents taux de volumétrie d'air ont été préparées par mélange mécanique d'une solution d'alginate de sodium, de CaCO₃, de GDL et de SLES 70. L'analyse morphologique a révélé la formation d'une mousse d'hydrogel tridimensionnelle homogène et stable. En modifiant le taux de volumétrie d'air, la densité et la porosité de la mousse peuvent être ajustées. L'augmentation du taux de volumétrie d'air entraîne une légère diminution de la taille des pores et une augmentation de leur nombre. Des essais de compression ont été réalisés afin d'analyser les propriétés mécaniques des mousses d'hydrogel d'alginate. Les résultats ont montré que le module de compression (E₀) obtenu lors de ces essais se situe dans la plage idéale pour les poumons humains. E₀ augmente lorsque le taux de volumétrie d'air diminue. Les valeurs des propriétés radiologiques (unité Hounsfield [UH]) des échantillons préparés ont été obtenues à partir des données tomodensitométriques et comparées aux résultats de calculs théoriques. Les résultats sont favorables. La valeur mesurée est également proche de la valeur UH des poumons humains. Ces résultats montrent qu'il est possible de créer des mousses d'hydrogel imitant les tissus, présentant une combinaison idéale de propriétés mécaniques et radiologiques qui reproduisent celles des poumons humains.
Malgré des résultats prometteurs, les méthodes de fabrication actuelles doivent être améliorées afin de mieux contrôler le rapport de volume d'air et la porosité, et ainsi correspondre aux prédictions issues des calculs théoriques et des données relatives aux poumons humains, tant à l'échelle globale que locale. La présente étude se limite également à l'étude de la mécanique de compression, ce qui restreint l'application potentielle du modèle à la phase de compression du cycle respiratoire. Des recherches futures gagneraient à étudier la résistance à la traction ainsi que la stabilité mécanique globale du matériau afin d'évaluer les applications potentielles sous des conditions de charge dynamique. Malgré ces limitations, cette étude constitue la première tentative réussie de combiner propriétés radiologiques et mécaniques au sein d'un matériau unique imitant le poumon humain.
Les jeux de données générés et/ou analysés au cours de cette étude sont disponibles auprès de l'auteur correspondant sur demande raisonnable. Les expériences et les jeux de données sont reproductibles.
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