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lunedì 31 ottobre 2016

Approfondimento su nuove terapie sul cancro / Depth study of new therapies on cancer

Approfondimento su nuove terapie sul cancro / Depth study of new therapies on cancer

Segnalato dal Dott. Giuseppe Cotellessa / Reported by Dr. Joseph Cotellessa

The group of diseases characterized by the uncontrolled growth and spread of abnormal cells in the body is what defines cancer, and the number of individuals affected each year continues to climb. In the United States, for example, the American Cancer Society reported that men have slightly less than a one-in-two chance of developing cancer sometime in their lives, while women have a little more than a one-in-three risk of developing cancer. These figures for 2013 alone translate to an estimated 1,660,290 new cancer cases, resulting in approximately 580,350 deaths—almost 1,600 people per day, or one every 54 seconds. With an estimated world population of 7.119 billion individuals, of which the U.S. population represents only 4.45%, one can easily realize the importance of finding new or improved treatment modalities for cancer.
All cancers are presently treated with surgery, radiation therapy (also known as radiotherapy), chemotherapy, hormone therapy, biological therapy, and targeted therapy. Except for surgery and radiotherapy, which are local therapies, systemic circulation throughout the vascular network many times remains the only available route to deliver therapeutics. Such unnecessary systemic exposure causes more toxicity for the patient, which often leads to severe side effects, due to the fact that the therapeutic agents accumulate in lower concentrations at the tumor site while also being distributed over healthy tissues and organs.
Passive or active targeting has been and still is being used to increase the therapeutic index, also known as the therapeutic ratio, which represents the amount of therapeutic agents causing therapeutic effects relative to the amount responsible for the toxicity. Although the compromised vasculature is exploited in passive targeting to accumulate therapeutics in pathological sites, active targeting is based on the attachment of specific ligands to the surface of pharmaceutical carriers to recognize and bind pathological cells. However, for both strategies, the agents still circulate systematically prior to the suboptimal accumulation at the site to be treated.
Considering that many of the most deadly cancers are localized, being able to deliver therapeutics directly from the injection site to the targeted region while actively avoiding, or at least reducing, systemic circulation through navigation of pharmaceutical carriers along the most direct route would appear to be a logical approach. Such new paradigms—dubbed direct targeting—pioneered at the NanoRobotics Laboratory, Polytechnique Montréal, could typically be combined with passive or active targeting to further enhance the therapeutic index. Even when metastasis occurs because the cancer is not treated soon enough, several types of cancer can still be targeted directly at another specific region in the body. Indeed, it is difficult for cancer cells to survive outside their region of origin, so they must accumulate and grow in another location with similar characteristics. For example, colon cancer has a tendency to metastasize to the liver, while stomach cancer often metastasizes to the ovary
in women.
But other types of cancer must be treated before metastasis occurs if direct targeting can be considered as a potential efficient treatment modality. Prostate cancer is one example of this because cancer cells usually metastasize to the bones throughout the body. In other cases, direct targeting could be combined with other treatment modalities to achieve better therapeutic effects. This is the case for breast cancer, which metastasizes to the bones, the liver, and the brain—where only the last two locations are potential candidates for direct targeting. Although many types of cancer can benefit from direct targeting after and even before metastasis occurs, direct targeting is not generally appropriate for nonlocalized cancers such as bone, skin melanoma, and blood-related varieties such as leukemia, lymphoma, and myeloma.
Nonetheless, although direct targeting cannot be efficiently used for all types of cancer, it has the potential to enhance significantly the therapeutic index and outcomes for many of the most deadly cancers, and as such, efforts are presently underway to make direct targeting clinically accessible.


At present, direct targeting is considered primarily for delivering therapeutic, diagnostic, imaging, or radioactive agents to solid tumors. Therefore, since direct targeting is a form of medical robotics where algorithms and methods are presently used mainly to control or influence the displacements of therapeutic agents along a planned path, a fundamental knowledge of the tumoral environment where such agents must navigate becomes essential.
The target, a growing tumor, requires access to oxygen and nutrients. When the tumor reaches an overall size of approximately 1 mm, diffusion alone is insufficient for providing these necessities, since the surface area to volume ratio becomes too low. At this point in the development process, the tumor begins to starve. In response, cancer cells send out signals [such as the primary angiogenic growth factor known as the vascular endothelial growth factor (VEGF)] to the cells of nearby blood vessels, instructing them to grow extensions to form supply channels that initiate the formation of a complex and chaotic capillary network known as the angiogenesis network.
But with this additional supply of oxygen and nutrients, hypoxic environments in the solid tumor often result from the rapid proliferation of tumor cells consuming oxygen, which leads to highly heterogeneous oxygen concentrations within the tumor, with approximately <0.7% oxygen [< 5 mmHg partial pressure of O2 (pO2)]. Such a lack of oxygen in deeper regions in the tumor leads to a negative impact on treatments based on radiotherapy, while chemotherapy does not generally affect hypoxic cells that are distant from the blood vessels.
Indeed, compression of the blood vessels by proliferating cells and an inadequate lymphatic system that limits the drainage of excess fluid both contribute to increase the tumor interstitial fluid pressure (TIFP) beyond what is observed in normal tissues. This fact contributes to the further reduction of the therapeutic effect, since the relatively small portion of the drug reaching the vicinities of the region to be treated cannot be diffused deeper in the tumor due to a lack of sufficient flow caused by the TIFP.


Navigating and delivering therapeutics at the right locations deep inside solid tumors while avoiding systemic circulation are not trivial tasks, when considering the physiological and technological constraints. Because of various physiological features with various environmental conditions along the way as well as the technological limitations, direct targeting typically relies—depending on the type of interventions to be conducted—on a maximum of three main types of carriers to deliver therapeutics deep inside a targeted tumor (similar to launching a spacecraft that requires several modules to reach a remote planet because of technical constraints and the different environmental conditions encountered during travel). These three main carriers are a special catheter, referred to as the flow control release catheter (FCRC), for computer-controlled intra-arterial (IA) injections and blood flow modulation; therapeutic magnetic microcarriers (TMMC), for traveling from the release site in larger arteries down to the narrower arterioles; and steerable self-propelled agents (SSPAs) also known as SSP-entities, for transiting in smaller vessels such as the capillaries, the angiogenesis network, and the interstitial space in solid tumors.

Steerable Self-Propelled Agents

This type of agent can be used alone when peritumoral (PT) injections are possible, or it can be combined with the other carriers mentioned in the previous section in the case of IA injections. Ideally, such navigable therapeutic agents must be capable of following the same route as the oxygen and nutrients through the angiogenesis network, since the TIFP prevents direct injections to the tumor. This means that the maximum diameter of each agent is limited to a couple of micrometers because the capillary vessels are just a few micrometers wide (e.g., approximately 4–8 µm compared to approximately 60–100 µm for the thickness of a human hair).
Some level of autonomy embedded in each agent is also required to navigate through the chaotic angiogenesis network. Without medical imaging modalities capable of imaging such tiny vessels for gathering the required information, navigation control from an external source to direct each agent around physiological obstacles is not technologically possible at the present time. Each agent must also have a propelling system that can perform effectively in low Reynolds hydrodynamic conditions (the Reynolds number being in the order of 10−4) such as those encountered when operating in the tumoral environment. The same propelling system, when carrying therapeutic cargo, must also provide sufficient force to transit effectively through the angiogenesis network and to propel each agent deep inside the tumor interstitial space, well beyond the limit of conventional drugs that cannot generally diffuse deeper due to the TIFP. Each agent must also have some sort of steering system to allow an external platform to indicate to each agent the general direction of the tumor.
Furthermore, once past the blood vessels at the entrance of the interstitial space of the tumor, since hypoxic regions cannot be visualized, each agent must have at least one onboard oxygen sensor capable not only of detecting oxygen gradients (decreasing oxygen concentrations from the ends of the blood vessels to the hypoxic regions) but also of influencing the direction of displacement of the agent toward the lower concentrations of oxygen in the tumor interstitial environment. In addition, the same sensor must be able to detect the appropriate lower oxygen concentration of the hypoxic regions and to instruct the agent to maintain its position at the targeted site until the therapeutics are released.
Each agent must also meet both the cytotoxicity and immune system response requirements for potential use in humans. Finally, each agent must have sufficient power to keep all of these embedded functionalities operational for the period of time required for targeting, without relying on known power technologies, which cannot be implemented at such a small scale.
Since such specifications describe a futuristic medical microrobot that is far beyond what could be implemented artificially using modern technologies, one proven strategy considered by our group has been to identify a microorganism that provides all of the above characteristics and functionalities and then to harness the microentity to act as a biological microrobot or microcarrier for drug delivery deep inside solid tumors.


The magnetotactic bacterium of strain MC-1 has been identified as a potential candidate to fulfill this role. The MC-1 cell is round, with a diameter ranging from approximately 1 to 2 µm. The propelling force provided by two bundles of flagella (flagellar structures are known to be efficient designs to operate under low Reynolds hydrodynamic conditions) connected to rotary molecular motors (with rotors turning 360° inside stators—a design similar to modern engineered motors) allows each cell to swim at an initial average velocity of ~200 µm s−1, with peak velocities reaching ~300 µm s−1 (measured experimentally in phosphate buffered saline at room temperature). The embedded steering system takes the form of a chain of iron-oxide magnetic nanoparticles (MNPs) (~70 nm in diameter) that are synthesized in the cell during cultivation. By inducing a directional torque from a weak magnetic field (typically slightly higher than the geomagnetic field for adequate directional responses from the cell in the microvasculature) on such a chain of MNPs (similar to orientating a magnetic compass needle), magnetotaxis directional control can be implemented. Magnetotaxis directional control entails the cell migrating toward a magnetic pole that is artificially set within the tumor using a special platform dubbed the magnetotaxis system.
Initial analysis suggests that the MC-1 cells do not carry toxic genes, and preliminary tests performed in mice, including cytotoxicity and immune system responses, confirm the fact that they could potentially be used for drug delivery applications in humans. (Tests in primates are scheduled.) Furthermore, this species of bacteria has been successfully cultivated in our laboratory with highly repetitive and reliable propelling and magnetotactic behaviors. This fact makes the MC-1 cell a serious candidate for the production of bacterial-based therapeutics, with highly predictable behaviors for control and targeting purposes.
Besides the fact that these types of sophisticated carriers do not require an additional source of power, the microaerophilic response of the MC-1 bacteria when magnetotaxis directional control is not applied (i.e., when the directional magnetic field is not sufficient to induce a directional torque on the chain of MNPs) causes them to seek ~0.5% oxygen level concentrations, which generally corresponds to the oxygen level expected at the hypoxic regions of solid tumors. With the simplest procedure (since more advanced magnetotaxis control sequences can be applied), an average targeting of more than half in hypoxic regions of tumor xenografts following PT injections has already been achieved in mice. The general sequence of operations to allow this particular SSPA to target and deliver therapeutics in the hypoxic regions of a solid tumor.


Starting with the injection site, chemotherapeutic agents can be injected very close to the tumor, such as for PT injections, or further away, such as for intravenous (IV) injections. PT injections can be an option for specific types of cancers, such as colon and prostate cancer, that are more accessible, but therapeutic agents in conventional chemotherapies are typically injected intravenously using various vascular access devices such as infusion devices and various types of catheters.
For direct targeting where PT injections are not an option, IA injections are typically performed instead of IV injections, since arteries carry oxygenated blood to various parts of the body including the tumoral site, and, as such, the blood flow originating from an artery can be exploited to move the navigable therapeutic agents more efficiently toward a tumor.
Prior to placing the catheter used to inject the therapeutics, a guidewire is first introduced in the selected artery. To reach a deeper location in narrower vessels, the guidewire must be thinner, and it becomes much more flexible. Although higher flexibility prevents any risks of perforating a vessel wall, it becomes problematic when maneuvering in narrow and often tortuous arterial vessels due to the increasing friction force between the guidewire and the vessel walls as it goes deeper. At such a stage, the guidewire cannot be only pushed from outside the body; the distal tip must also be pulled to reach deeper regions while preventing problems such as looping. The pulling force must also be directional to allow navigation of the distal tip deeper in the arterial network.
This suggests the use of a strong directional magnetic gradient acting on a magnetic distal tip. Directional gradients in existing magnetic navigation systems (MNSs) dedicated to magnetic catheterization are generated from moving permanent magnets or water-cooled electrical resistive coils located outside the patient. To go far beyond the upper gradient limit of these systems to allow the use of a thinner magnetic guidewire, a superconductive magnet must be envisioned. In a clinical setting, the fringe magnetic field outside a magnetic resonance imaging (MRI) scanner and generated by its superconducting magnet can provide gradients for whole-body interventions that are at least three times stronger than the ones generated by the most powerful MNSs.
However, such a magnet is too bulky to be moved, and the superconductive magnet technology due to the very large inductance of the electromagnet imposes severe constraints, preventing it from being used in a conventional MNS configuration since sufficiently fast variations of the electrical currents required for generating directional gradients are not possible. Instead, directional gradients are achieved by robotically moving the patient slowly within small angles within the fringe field. This is the fundamental idea of another approach pioneered at the NanoRobotics Laboratory that is referred to as fringe field navigation (FFN). Once the magnetic distal tip of the guidewire is positioned as far as possible in the arterial network, the release catheter is then introduced with the guidewire in the catheter lumen. Once the catheter is positioned, the guidewire is then retrieved prior to injecting the navigable therapeutic microcarriers.


Ideally, the distal tip of the release catheter should be able to reach the region to be treated, since it would guarantee that all the drugs are delivered to the treatment site without the risk of increasing toxicity, with a relatively large portion of the drugs bifurcating in untargeted branches at vessel bifurcations during transit. But for reaching a solid tumor, complex vascular networks made of blood vessels much thinner than the instruments themselves, such as arterioles and capillaries, must be transited, which is not technologically possible even when supported with FFN. At best, the distal tip of the release catheter can only be positioned deep in narrower arteries or, perhaps, with further technological advances and depending upon the number of bends and bifurcations along the path adding to the friction force, in larger arterioles at the most. Hence, to eliminate or at least minimize such friction force to allow navigation in narrower vessels, untethered magnetic therapeutic carriers small enough to navigate in such vasculatures have been investigated by our research group for many years.
The MC-1 bacteria cannot typically be injected directly in the arterial network for two main reasons. First, although efficient in the microvasculature, the flagellar propulsion will not be as efficient in larger vessels, and the larger blood flow rate will contribute to sending most of the bacteria into the systemic circulation. Second, even if the blood flow is reduced sufficiently, the distance to be traveled by the bacteria will likely be too long to achieve efficient targeting. Indeed, since the MC-1 cell is nonpathogenic, previous observations indicate that the MC-1 bacteria gradually lose their motility in the first ~40 minutes when exposed to the vascular environmental conditions—a period which is short enough to avoid duplication of the cells in the body. As such, the drug-loaded bacteria must be encased alive in special microcarriers referred to as TMMCs to transit faster and more efficiently from the distal tip of the release catheter to the entrance of the microvasculature, where bacteria are much more .
The TMMCs can take various forms, while other configurations are also possible and may be better suited for particular applications and physiological environments. Another type of TMMC  still under investigation has already shown its capability to temporarily open (a reversible process) the blood–brain barrier, suggesting the possibility of delivering larger therapeutic molecules to the brain.


The use of permanent magnets to navigate TMMCs in the vasculature is not possible, since the embedded MNPs can only be synthesized with soft magnetic materials. The level of magnetization of such MNPs will then increase only when immersed in a magnetic field. By sufficiently increasing the magnitude or strength of the magnetic field [also referred to as the magnetic field strength (MFS)], the magnetization of the MNPs reaches a maximum level, known as the saturation magnetization. At this saturation magnetization, such MNPs synthesized with the appropriate materials become much stronger magnets (at this scale) than any existing permanent magnets. But the problem with using an external magnet, including an electromagnet, to attract MNP-based TMMCs is that the magnetic field decays extremely rapidly from the external magnet such that when operating slightly deeper in the body, the MFS becomes too weak to be able to influence the path of the TMMCs appropriately.
But it is interesting to note that the uniform field provided by the superconducting technology in the tunnel of a clinical MRI scanner is sufficient to bring the MNPs to, or very close to, the saturation magnetization level. These MNPs are the best candidates for inducing displacement forces through 3-D directional variations of the magnetic field (magnetic gradients), which can be generated by the scanner’s imaging coils being superposed on a uniform field. The use of the MRI scanner to provide an appropriate environment for the effective navigation of therapeutics in the blood vessels is the fundamental idea of another approach developed at the NanoRobotics Laboratory and known as magnetic resonance navigation (MRN).  MRN has been successfully used in the hepatic artery of live rabbits for the TMMCs with controlled release, following our previous demonstration of the first untethered object navigated in the blood vessels, with the experiment performed in the carotid artery of a live pig.

To be more effective, the computed directional gradient fields are used to keep the TMMCs along a planned trajectory in the arterial network and the arterioles, while the blood flow is used for propulsion purposes. Because of the high flow rate combined with the time required to perform magnetic resonance tracking of the TMMCs to gather positional data for computing the required corrective actions to navigate them along the trajectory, a special catheter, the FCRC, is being considered. The FCRC is a computer-controlled apparatus that is synchronized with the navigation sequences and accordingly modulates the blood flow in an optimal manner, ensuring maximum targeting efficacy within the various technological and physiological constraints. It also releases aggregations of TMMCs with specific sizes, depending on various parameters and physiological conditions.
The fundamental engineering presented here has already been validated in animal models. More work involving medical specialists is presently underway to develop appropriate interventional protocols as well as new navigable therapeutics. Additional data are being gathered to confirm safety issues. Nonetheless, the recent results suggest that this new paradigm may be considered for preliminary human trials in the near future.


Il gruppo di malattie caratterizzato da una crescita incontrollata e con diffusione di cellule anormali nel corpo è ciò che si definisce il cancro, e il numero di persone colpite ogni anno continua a salire. Negli Stati Uniti, ad esempio, l'American Cancer Society ha riferito che gli uomini hanno un po' meno di una probabilità di uno su due di sviluppare il cancro nella loro vita, mentre le donne hanno un po' più di un rischio di uno su tre di sviluppo cancro. Queste cifre per il 2013 da solo si traducono in una stima di 1,660,290 nuovi casi di cancro, con conseguente circa 580.350 morti, quasi 1.600 persone al giorno, o di uno ogni 54 secondi. Con una popolazione stimata mondo di 7.119 miliardi di individui, di cui la popolazione degli Stati Uniti rappresenta solo 4,45%, si può facilmente capire l'importanza di trovare nuove o migliorate modalità di trattamento per il cancro.
Tutti i tumori sono attualmente trattati con la chirurgia, la radioterapia (noto anche come la radioterapia), la chemioterapia, terapia ormonale, terapia biologica, e la terapia mirata. Fatta eccezione per la chirurgia e la radioterapia, che sono terapie locali, la circolazione sistemica in tutta la rete vascolare molte volte rimane l'unica via disponibile per fornire terapie. Tale esposizione sistemica inutile provoca più tossicità per il paziente, che spesso porta a gravi effetti collaterali, a causa del fatto che gli agenti terapeutici si accumulano in concentrazioni inferiori al sito del tumore, mentre possono anche essere distribuite su tessuti sani e organi.
L'approccio passivo o attivo è stato ed è usato per aumentare l'indice terapeutico, noto anche come il rapporto terapeutico, che rappresenta la quantità di agenti terapeutici che causano effetti terapeutici relativi all'effetto responsabile per la tossicità. Sebbene la vascolarizzazione compromessa venga sfruttata nell'approccio passivo per accumulare effetti terapeutici nei siti patologici, l'approccio attivo si basa sul fissaggio di ligandi specifici sulla superficie di veicoli farmaceutici di riconoscere e legarsi  alle cellule patologiche. Tuttavia, per entrambe le strategie, gli agenti ancora circolano sistematicamente prima che l'accumulo subottimale sia raggiuntonel sito da trattare.
Considerando che molti dei tumori più letali sono localizzati, e quindi in grado di fornire terapie direttamente dal sito di iniezione per la regione di destinazione, mentre attivamente evitando, o almeno riducendo, la circolazione sistemica attraverso la navigazione di veicoli farmaceutici lungo il percorso più diretto sembrerebbe essere un approccio logico. Tali nuovi paradigmi-doppiati diretti di obiettivi-sperimentati presso il Laboratorio di nanorobotica, al Polytechnique di Montreal, potrebbero tipicamente essere combinati con la strategia passiva o attiva per migliorare ulteriormente l'indice terapeutico. Anche quando si verifica metastasi perché il cancro non è trattato abbastanza presto, diversi tipi di cancro possono ancora essere trattati direttamente a un'altra regione specifica nel corpo. In effetti, è difficile per le cellule tumorali di sopravvivere al di fuori della loro regione di provenienza, quindi devono accumularsi e crescere in un altro luogo con caratteristiche simili. Ad esempio, il cancro del colon ha la tendenza a metastatizzare al fegato, mentre il cancro allo stomaco metastatizza spesso nell'ovaio
nelle donne.

Ma altri tipi di cancro devono essere trattati prima della verifica delle metastasi se l'approccio diretto possa essere considerato come una potenziale modalità di trattamento efficace. Il cancro della prostata è un esempio di questo perché le cellule tumorali metastatizzano di solito nelle ossa in tutto il corpo. In altri casi, l'approccio diretto potrebbe essere combinato con altre modalità di trattamento per ottenere migliori effetti terapeutici. Questo è il caso ad es. per il cancro al seno, che metastatizza nelle ossa, il fegato e il cervello, dove solo le ultime due posizioni sono potenziali candidati per l'approccio diretto. Anche se molti tipi di cancro possono beneficiare dell'approccio diretto dopo e prima ancora che si verificino metastasi, l'approccio diretto non è generalmente appropriato per i tumori non localizzati come le ossa, il melanoma della pelle, e le varietà  correlati al sangue, quali la leucemia, il linfoma, e il mieloma.
Tuttavia, anche se l'approccio diretto non può essere usato in modo efficiente per tutti i tipi di cancro, ha il potenziale per migliorare in modo significativo l'indice terapeutico e i risultati per molti dei tumori più letali, e come tale, gli sforzi sono attualmente in corso per rendere l'approccio  diretto clinicamente accessibile.


Allo stato attuale, l'approccio diretto è considerato in primo luogo per la l'aspetto terapeutico, diagnostico, di analisi delle immagini, o agenti radioattivi di tumori solidi. Pertanto, poiché l'approccio diretto è una forma di robotica medica dove algoritmi e metodi vengono attualmente utilizzati principalmente per controllare o influenzare gli spostamenti degli agenti terapeutici lungo un percorso programmato, una conoscenza fondamentale dell'ambiente tumorale in cui tali agenti devono spostarsi diventa essenziale.
Per lo sviluppo di un tumore in crescita, si richiede l'accesso a ossigeno e sostanze nutritive. Quando il tumore raggiunge una dimensione complessiva di circa 1 mm, la sola diffusione è insufficiente per fornire queste necessità, in quanto il rapporto superficie/volume diventa troppo basso. A questo punto del processo di sviluppo, il tumore non può più svilupparsi. In risposta, le cellule tumorali inviano segnali [come il fattore di crescita angiogenetico primario noto come fattore di crescita endoteliale vascolare (VEGF)] per le cellule dei vasi sanguigni vicini, istruendo loro di crescere nelle estensioni per formare canali di approvvigionamento che avviano la formazione di una rete complessa e caotica capillare noto come la rete di angiogenesi.
Ma con questa ulteriore apporto di ossigeno e nutrienti, gli ambienti ipossici nel tumore solido spesso possono risultare dalla rapida proliferazione di cellule tumorali consumando ossigeno, che porta a concentrazioni di ossigeno altamente eterogenei all'interno del tumore, con circa <0,7% di ossigeno [<5 mmHg parziali pressione di O2 (pO2)]. Tale mancanza di ossigeno nelle regioni profonde nel tumore porta ad un impatto negativo sulla trattamenti a base di radioterapia, mentre la chemioterapia non influisce generalmente cellule ipossiche che sono distanti dai vasi sanguigni.
Infatti, la compressione dei vasi sanguigni da cellule proliferanti ed un sistema linfatico inadeguato che limita il drenaggio dei liquidi in eccesso  contribuiscono entrambi ad aumentare la pressione del fluido interstiziale (TIFP) nel tumore oltre a quanto osservato nei tessuti normali. Questo fatto contribuisce a ridurre ulteriormente l'effetto terapeutico, in quanto la piccola relativamente porzione di farmaco che raggiunge le vicinanze della regione da trattare non può essere diffusa nelle parti profonde nel tumore dovuti ad una mancanza di sufficiente flusso causata dal TIFP.


La navigazione e la distribuzione di terapie presso le sedi giuste profonde dei tumori solidi, evitando la circolazione sistemica non sono compiti banali, se si considerano i vincoli fisiologici e tecnologici. A causa delle varie funzioni fisiologiche con varie condizioni ambientali lungo il percorso e le limitazioni tecnologiche, l'approccio diretto si basa - a seconda tipicamente del tipo di interventi da effettuare -  con un massimo di tre tipi principali di vettori per fornire terapie profonde mirate tumorali (come lanciare un veicolo spaziale che richiede diversi moduli per raggiungere un remoto pianeta causa delle limitazioni tecniche per le diverse condizioni ambientali incontrate durante il viaggio). Questi tre vettori principali sono un catetere speciale, denominato catetere di rilascio di controllo del flusso (FCRC), controllato da computer per  iniezioni intra-arteriose (IA) e modulazione del flusso sanguigno ; microcarriers magnetici terapeutici (TMMC), per viaggiare dal sito di rilascio nelle più grandi arterie fino alle arteriole più strette; e gli agenti semoventi orientabili (SSPAs) conosciuta anche come entità SSP, per il transito in vasi più piccoli come i capillari, la rete di angiogenesi, e lo spazio interstiziale nei tumori solidi.

Agenti Sterzanti  semoventi

Questo tipo di agente può essere usato da solo quando sono possibili iniezioni peritumorali (PT), o può essere combinato con gli altri vettori menzionati nella sezione precedente, nel caso di iniezioni IA. Idealmente, tali agenti terapeutici navigabili devono essere in grado di seguire lo stesso percorso come l'ossigeno e le sostanze nutritive attraverso la rete di angiogenesi, poiché la TIFP impedisce iniezioni dirette al tumore. Questo significa che il diametro massimo di ogni agente è limitato ad un paio di micrometri perché i vasi capillari sono larghi pochi micrometri (ad esempio, circa 4-8 micron rispetto ai circa 60-100 micron per lo spessore di un capello).
Un certo livello di autonomia incorporato in ciascun agente è necessario anche per navigare attraverso la rete angiogenesi caotica. Senza modalità di analisi delle immagini mediche  medico in grado di di visualizzare piccoli vasi per raccogliere i dati richiesti, il controllo di navigazione da una fonte esterna per dirigere ogni agente intorno agli ostacoli fisiologici non è tecnologicamente possibile al momento attuale. Ogni agente deve anche avere un sistema di propulsione che può funzionare efficacemente in basse condizioni idrodinamiche Reynolds (il numero di Reynolds essendo dell'ordine di 10-4) quali quelli incontrati quando si opera in ambiente tumorale. Lo stesso sistema di propulsione, durante il trasporto terapeutico, deve anche fornire una forza sufficiente per transitare efficacemente attraverso la rete angiogenesi e per spingere ciascun agente nella profondità dello spazio interstiziale del tumore, ben oltre il limite dei farmaci convenzionali che non possono generalmente diffondere nel profondo dovuto alla TIFP . Ogni agente deve inoltre avere una sorta di sistema di sterzo per consentire a una piattaforma esterna per indicare a ciascun agente la direzione generale del tumore.
Inoltre, una volta passati i vasi sanguigni all'ingresso dello spazio interstiziale del tumore, poiché le regioni ipossiche non possono essere visualizzate, ogni agente deve avere almeno a bordo sensore di ossigeno in grado non solo di rilevare gradienti di ossigeno (concentrazioni decrescenti di ossigeno dalle estremità dei vasi sanguigni verso le regioni ipossiche), ma anche di influenzare la direzione di spostamento dell'agente verso le basse concentrazioni di ossigeno nell'ambiente interstiziale tumorale. Inoltre, lo stesso sensore deve essere in grado di rilevare la concentrazione di ossigeno inferiore appropriata delle regioni ipossiche e indicare all'agente di mantenere la sua posizione al sito mirato affinché le terapie con farmaci vengano rilasciate.
Ogni agente deve anche soddisfare sia le esigenze di risposta del sistema immunitario per l'uso potenziale negli esseri umani e la citotossicità. Infine, ogni agente deve avere potenza sufficiente a mantenere tutte queste funzionalità incorporate operative per il periodo di tempo necessario per raggiungere l'obiettivo, senza fare affidamento su tecnologie note per l'energia, che non possono essere implementati in una piccola scala.
Dal momento che tali specifiche di cura descrivono un microrobot medico futuristico che è di gran lunga al di là di quello che potrebbe essere implementato artificialmente utilizzando le moderne tecnologie, una strategia collaudata considerato dal nostro gruppo è stato quello di identificare un microrganismo che fornisce tutte le caratteristiche e le funzionalità di cui sopra e quindi di sfruttare la loro possibilità di agire come un microrobot biologico o microtrasportatore per la consegna dei farmaci dentro i tumori solidi.

Batteri magnetotattici microtrasportatori  per azione terapeutica

Il batterio magnetotattico di tensione MC-1 è stato identificato come un potenziale candidato a svolgere questo ruolo. La cella MC-1 è rotonda, con un diametro che varia da circa 1 a 2 micron. La forza propulsiva fornita da due fasci di flagelli (le strutture flagellari sono note per essere efficienti per operare in condizioni di scarse condizioni idrodinamiche di Reynolds) collegati a motori molecolari rotativi (con rotori di svolta a 360 ° all'interno di statori-un progetto simile ai moderni motori ingegnerizzati) permette ad ogni cella di spostarsi ad una velocità media iniziale di ~ 200 micron s-1, con velocità di picco raggiungendo ~ 300 micron s-1 (misurati sperimentalmente in un tampone fosfato a temperatura ambiente). Il sistema di sterzo integrato assume la forma di una catena di nanoparticelle magnetiche di ossido di ferro (MNPS) (~ 70 nm di diametro) che sono sintetizzate nella cellula durante la coltivazione. Per indurre una coppia direzionale da un campo magnetico debole (tipicamente leggermente superiore al campo magnetico terrestre per adeguate le risposte direzionali dalla cellula nel microcircolo) su una tale catena di MNPs (simile ad orientare una bussola magnetica ago),  può essere implementato il controllo magnetico direzionale. Il controllo magnetico direzionale prevede che la cella di migri verso un polo magnetico che viene artificialmente trovato all'interno del tumore utilizzando una piattaforma speciale soprannominato il sistema ordinato magnetico.
L'analisi iniziale suggerisce che le cellule MC-1 non portano geni tossici, e test preliminari eseguiti su topi, tra citotossicità e le risposte del sistema immunitario, confermano il fatto che potrebbero essere utilizzati per le applicazioni di consegna dei farmaci negli esseri umani. (Prove nei primati sono in programma.) Inoltre, questa specie di batteri è stata coltivata con successo nel nostro laboratorio con propulsione altamente ripetitiva e affidabile e comportamenti magnetici controllabili. Questo fatto rende il MC-1 cella un serio candidato per la produzione di terapie batteriche-based, con comportamenti altamente prevedibili per scopi di  controllo.
Oltre al fatto che questi tipi di vettori sofisticati non richiedono una ulteriore fonte di alimentazione, la risposta dei batteri MC-1 quando non è applicato il controllo direzionale magnetico (cioè, quando il campo magnetico di direzione non è sufficiente ad indurre una coppia direzionale sulla catena di MNPs) li induce a cercare delle concentrazioni di livello di ossigeno pari a 0,5%, che corrisponde generalmente al livello di ossigeno previsto nelle regioni ipossiche di tumori solidi. Con la procedura più semplice (in quanto più avanzate sequenze di controllo magnetiche possono essere applicate), è stata raggiunta nei topi una media di oltre la metà nelle regioni ipossiche di xenotrapianti tumorali seguenti le iniezioni PT . 

INIEZIONE più in profondità nella rete arteriosa

Partendo con il sito di iniezione, agenti chemioterapici possono essere iniettati molto vicini al tumore, come ad iniezioni PT, o più lontano, come   iniezioni endovenose (IV). Le iniezioni PT possono essere un'opzione per specifici tipi di tumori, come il colon e il cancro alla prostata, che sono più accessibili, ma gli agenti terapeutici nelle chemioterapie convenzionali sono tipicamente iniettate per via endovenosa utilizzando vari dispositivi di accesso vascolare come i dispositivi di infusione e vari tipi di cateteri.
Per l'approccio diretto dove le iniezioni PT non sono un'opzione, le iniezioni IA vengono tipicamente eseguite anziché le IV iniezioni, poiché le arterie portano il sangue ossigenato alle varie parti del corpo, compreso il sito tumorale, e, come tale, il flusso di sangue proveniente da un'arteria può essere sfruttata per spostare gli agenti terapeutici navigabili in modo più efficiente verso un tumore.
Prima di mettere il catetere utilizzato per iniettare le terapie, un filo guida viene introdotto nell'arteria selezionato. Per raggiungere una posizione più profonda in vasi stretti, il filo guida deve essere più sottile, e diventa molto più flessibile. Sebbene la maggiore flessibilità evita qualsiasi rischio di perforazione di un parete del vaso, diventa problematico quando la manovra in vasi arteriosi stretti e spesso tortuosi a causa della forza di attrito crescente tra il filo guida e le pareti dei vasi come si va più in profondità. A tale fase, il filo guida non può essere spostato unicamente dall'esterno del corpo; la punta distale deve essere spostata per raggiungere le regioni più profonde evitando problemi come la formazione di cappi. La forza di trazione deve essere direzionale per consentire la navigazione della punta distale nella zona più profonda nella rete arteriosa.
Questo suggerisce l'uso di un forte gradiente direzionale magnetico agente su una punta distale magnetica. Gradienti direzionali nei sistemi di navigazione magnetici esistenti (MNSs) dedicati alla cateterizzazione magnetica sono generati dal movimento di magneti permanenti o bobine resistive elettriche raffreddate ad acqua situate al di fuori del paziente. Per andare ben oltre il limite di pendenza superiore di questi sistemi per consentire l'uso di un filo guida magnetico più sottile, un magnete superconduttore deve essere previsto. In ambito clinico, il campo magnetico della frangia al di fuori di una risonanza magnetica (MRI) e generata dal suo magnete superconduttore può fornire gradienti per interventi nel corpo intero che sono almeno tre volte più forti rispetto a quelli generati dal più potente MNSs.
Tuttavia, un tale magnete è troppo ingombrante per essere spostato, e la tecnologia a magnete superconduttivo a causa della grande induttanza dell'elettromagnete impone severi vincoli, impedendo che venga usato in una configurazione MNS convenzionale dalla sufficientemente veloci variazione delle correnti elettriche necessarie per generare gradienti direzionali che non sono possibili. Invece, gradienti direzionali vengono raggiunti dal robot per spostare il paziente lentamente entro piccoli angoli nel campo della frangia. Questa è l'idea fondamentale di un altro approccio sperimentato presso il Laboratorio di nanorobotica che viene indicato come la navigazione a campo di frangia (FFN). Una volta che la punta distale magnetica del filo guida viene posizionato il più lontano possibile nella rete arteriosa, il catetere di rilascio è quindi introdotta con il filo guida nel lume del catetere. Una volta che il catetere è posizionato, il filo guida viene quindi recuperato prima della iniezione dei microtrasportatori  terapeutici navigabili.


Idealmente, la punta distale del catetere di rilascio dovrebbe essere in grado di raggiungere la regione da trattare, poiché garantirebbe che tutti i farmaci vengono consegnati al sito di trattamento senza il rischio di aumentare la tossicità, con una parte relativamente grande dei farmaci che biforcano nei vasi sanguigni durante il transito. Ma per raggiungere un tumore solido, le reti vascolari complesse fatte di vasi sanguigni sono molto più sottili rispetto agli stessi strumenti, come le arteriole e i capillari, che devono essere transitati, il che non è tecnologicamente possibile, anche se supportato con FFN. Nella migliore delle ipotesi, la punta distale del catetere di rilascio può essere posizionato solo profondamente nelle arterie strette o, forse, con ulteriori progressi tecnologici e seconda del numero di curve e biforcazioni lungo il percorso aggiungendo alla forza di attrito, al massimo in arteriole grandi  . Quindi, per eliminare o almeno ridurre al minimo tale forza di attrito per consentire la navigazione in vasi stretti, i vettori terapeutici magnetici abbastanza piccoli per navigare in tali vasi sanguigni sono stati studiati dal nostro gruppo di ricerca per molti anni.
I batteri MC-1 non possono tipicamente essere iniettati direttamente nella rete arteriosa per due motivi principali. In primo luogo, anche se efficace nel microcircolo, la propulsione flagellare non sarà così efficiente in vasi più grandi, e maggiore flusso di sangue contribuirà all'invio della maggior parte dei batteri nella circolazione sistemica. In secondo luogo, anche se il flusso di sangue è ridotto sufficientemente, la distanza da percorrere dai batteri sarà probabilmente troppo lungo per realizzare efficacemente una terapia mirata. Infatti, dal momento che la cellula di MC-1 è non patogena, precedenti osservazioni indicano che i batteri MC-1 perdono gradualmente la loro motilità nei primi ~ 40 minuti quando esposti alle condizioni ambientali vascolari; questo  periodo  è abbastanza breve per evitare la duplicazione delle cellule nel corpo. Come tali, i batteri farmaco-caricati devono essere racchiusi in vivo in microtrasportatori speciali denominati TMMCs di transito in modo che sia più rapido ed efficiente il rilascio dalla punta distale del catetere  per l'ingresso del microcircolo, dove i batteri sono molto più numerosi.
La TMMCs può assumere diverse forme,  mentre altre configurazioni sono possibili e possono essere più adatto per applicazioni particolari e ambienti fisiologici. Un altro tipo di TMMC  ancora sotto indagine ha già dimostrato la sua capacità di aprire temporaneamente  (un processo reversibile) la barriera emato-encefalica, suggerendo la possibilità di erogare grandi molecole terapeutiche al cervello.


L'uso di magneti permanenti per navigare delle TMMCs nella vascolatura non è possibile, poiché le MNPs incorporate possono essere sintetizzati solo con materiali magnetici dolci. Il livello di magnetizzazione dei MNPs può poi aumentare quando viene immerso in un campo magnetico. Aumentando sufficientemente l'ampiezza o la forza del campo magnetico [indicato anche come l'intensità del campo magnetico (MFS)], la magnetizzazione del MNPs raggiunge un livello massimo, nota come la magnetizzazione di saturazione. A questa magnetizzazione di saturazione, tali MNPs sintetizzati con i materiali appropriati diventano molto più forti magneticamente (su questa scala) rispetto a qualsiasi magnete permanente esistente. Ma il problema con l'utilizzo di un magnete esterno, compreso un elettromagnete, per ottenere MNP basata TMMCs è che il campo magnetico decade molto rapidamente dal magnete esterno in modo tale che quando funziona leggermente nelle zone più profonde nel corpo, la MFS diventa troppo debole per poter influenzare il percorso della TMMCs in modo appropriato.
Ma è interessante notare che il campo uniforme fornito dalla tecnologia superconduttore del tunnel di uno scanner MRI clinico è sufficiente a portare il MNPs, o molto vicino, al livello di saturazione di magnetizzazione. Questi MNPs sono i migliori candidati per indurre forze di spostamento tra variazioni direzionali  3-D del campo magnetico (gradienti magnetici), che possono essere generate da bobine di formazioni delle imagini dello scanner essendo sovrapposto a un campo uniforme. L'uso dello scanner MRI per fornire un ambiente appropriato per la navigazione efficace di terapie nei vasi sanguigni è l'idea fondamentale di un altro approccio sviluppato presso il Laboratorio di nanorobotica e conosciuto come navigazione a risonanza magnetica (MRN). L' MRN è stato utilizzato con successo in arteria epatica di conigli vivi per le TMMCs  a rilascio controllato, seguendo la nostra precedente manifestazione del primo oggetto navigato nei vasi sanguigni , con l'esperimento eseguito nella carotide di un maiale vivo.

Per essere più efficace, i campi a gradiente direzionali calcolati sono utilizzati per mantenere i TMMCs lungo una traiettoria prevista nella rete arteriosa ed arteriole, mentre il flusso di sangue è utilizzato a fini di propulsione. A causa della elevata portata combinata con il tempo necessario per eseguire il monitoraggio con risonanza magnetica dei TMMCs per raccogliere dati di posizione per calcolare le azioni correttive necessarie per navigare loro lungo la traiettoria, un catetere speciale, il FCRC, viene preso in considerazione. Il FCRC è un sistema computerizzato di controllo sincronizzato con le sequenze di navigazione e modula di conseguenza il flusso di sangue in maniera ottimale, garantendo l'efficacia di obiettivo al  massimo entro vari vincoli tecnologici e fisiologici. Si rilascia anche le aggregazioni di TMMCs con dimensioni specifiche, a seconda di vari parametri e condizioni fisiologiche.
L'ingegneria fondamentale qui presentata è già stata validata in modelli animali. Più lavoro che coinvolge medici specialisti è attualmente in corso per sviluppare adeguati protocolli diinterventistica, nonché nuove terapie navigabili. Dati aggiuntivi vengono riuniti per confermare i problemi di sicurezza. Tuttavia, i risultati recenti suggeriscono che questo nuovo approccio può essere considerato preliminare per la sperimentazione umana nel prossimo futuro.


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GENIO Italiano Giuseppe Cotellessa: Il cervello produce nuovi neuroni e continua a “cr...: Il cervello produce nuovi neuroni e continua a “crescere” anche da adulto /  The brain produces new neurons and continues to "grow&quo...

Il cervello produce nuovi neuroni e continua a “crescere” anche da adulto / The brain produces new neurons and continues to "grow" as an adult

Il cervello produce nuovi neuroni e continua a “crescere” anche da adulto / The brain produces new neurons and continues to "grow" as an adult

Segnalato dal Dott. Giuseppe Cotellessa / Reported by Dr. Joseph Cotellessa

Dalla struttura esistente, come uno scultore, lima quelli di troppo.

Il cervello adulto continua a crescere, formando nuovi neuroni e modellandosi continuamente, proprio come uno scultore che rifinisce il suo lavoro cesellando ed eliminando le parti in eccesso. Lo indica la ricerca condotta sui topi dal laboratorio californiano Salk e pubblicata sulla rivista Nature Neuroscience. Coordinati da Rusty Gage, i ricercatori hanno scoperto avvengono periodi di super-crescita delle cellule nervose, che si dividono in una miriade di rami prima che il cervello inizi a sfoltire queste connessioni. Il che suggerisce che le nuove cellule nel cervello adulto abbiano molte più cose in comune del previsto con quelle allo stato embrionale.

Cervello continua a crescere anche in età adulta

Mentre molti miliardi di cellule del cervello si formano prima della nascita, vi sono delle staminali, in piccole aree specifiche del cervello dei mammiferi, che diventano nuovi neuroni in età adulta. In questo studio i ricercatori si sono concentrati sulle cellule di una parte della struttura del cervello chiamata ippocampo in particolare sulla porzione di questa specializzata nella formazione dei nuovi ricordi, detta giro dentato.

Osservata crescita delle nuove cellule in diretta

Grazie ad una nuova tecnica di microscopia, i ricercatori hanno potuto osservare le nuove cellule per la prima volta in diretta, mentre si formavano nel cervello di topi adulti viventi. Studiando gli animali per diverse settimane, hanno visto che le cellule nervose dei topi inseriti in un ambiente ricco di stimoli crescevano rapidamente, ramificandosi in modo da ricevere i segnali elettrici dai neuroni vicini. In un ambiente povero di stimoli, invece, i nuovi neuroni crescevano più lentamente e si ramificavano meno. In entrambi i casi comunque le nuove cellule sono state sfoltite.

Scoperta porterà a future terapie contro Alzheimer

''Ci ha sorpreso vedere che le cellule che inizialmente crescevano più velocemente e diventano più grandi, poi venivano 'potate', così da somigliare a tutte le altre cellule''. I difetti nelle ramificazioni (dendriti) dei neuroni possono essere collegati a diverse malattie, come schizofrenia, Alzheimer, epilessia e autismo e questa scoperta potrà aiutare nella loro comprensione e portare forse a future terapie.
The existing structure, like a sculptor, polishes ones too.

The adult brain continues to grow, forming new neurons and modeling itself constantly, just like a sculptor chiseling finishing her work and eliminating the excess. It indicates the research conducted on mice by the Californian laboratory Salk and published in the journal Nature Neuroscience. Coordinated by Rusty Gage, the researchers found occurring periods of super-growth of nerve cells, which are divided into a myriad of branches before the brain starts to thin out these connections. It is suggesting that the new cells in the adult brain have a lot more in common than expected with those embryonic.

The brain continues to grow well into adulthood
While many billions of brain cells are formed before birth, there are stem, in small specific areas of the mammalian brain that become new neurons into adulthood. In this study, researchers focused on the cells of part of brain structure called the hippocampus in particular on the portion of this specialized in the formation of new memories, called the dentate gyrus.

Observed growth of new cells live
Thanks to a new microscopy technique, researchers have been able to observe the new cells for the first time live, while formed in the brain of living adult mice. By studying the animals for several weeks, they saw that the nerve cells of mice placed in an enriched environment were growing rapidly, branching to receive electrical signals from neighboring neurons. In a poor stimuli of environment, however, the new neurons grew more slowly and less branched. In both cases, however, the new cells have been thinned.

Discovery will lead to future therapies against Alzheimer's
'' I was surprised to see that cells that initially grew faster and get bigger, then came 'pruned', so as to look like all the other '' cells. The defects in the branches (dendrites) of neurons can be linked to several diseases, such as schizophrenia, Alzheimer's, epilepsy and autism and this discovery will help in understanding them and possibly lead to future therapies.

domenica 30 ottobre 2016

GENIO Italiano Giuseppe Cotellessa: Approfondimento: i meccanismi focali e le faglie. ...

GENIO Italiano Giuseppe Cotellessa: Approfondimento: i meccanismi focali e le faglie. ...: Approfondimento: i meccanismi focali e le faglie. Il procedimento del brevetto ENEA RM2012A000637 può risultare molto utile in queste appli...

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Approfondimento: i meccanismi focali e le faglie. Il procedimento del brevetto ENEA RM2012A000637 può risultare molto utile in queste applicazioni. / Depth: the focal mechanisms and faults. The patent process ENEA RM2012A000637 can be very useful in these applications.

Approfondimento: i meccanismi focali e le faglie. Il procedimento del brevetto ENEA RM2012A000637 può risultare molto utile in queste applicazioni. / Depth: the focal mechanisms and faults. The patent process ENEA RM2012A000637 can be very useful in these applications.

Segnalato dal Dott. Giuseppe Cotellessa / Reported by Dr. Joseph Cotellessa

Il procedimento del brevetto ENEA RM2012A000637 può risultare molto utile nello studio dei terremoti perchè è in grado di integrare in modo molto sintetico i dati deterministici con la rivelazione dei dati sperimentali con quelli di tipo statistico per le differenti tipologie dei terremoti di tipo  trascorrente,  estensionale e compressivo.

Il meccanismo focale è un simbolo che permette di indicare contemporaneamente tre parametri geometrici della faglia che ha generato il terremoto: l’orientazione (strike) e la pendenza (dip) del piano di faglia, e la direzione del movimento su di esso (slip), cioè come si è mossa la faglia.
Figura 1: i tre parametri geometrici della faglia che ha generato il terremoto: l’orientazione (strike) e la pendenza (dip) del piano di faglia, e la direzione del movimento su di esso (slip), cioè come si è mossa la faglia (
I meccanismi focali vengono calcolati a partire dai sismogrammi, cioè i segnali sismici registrati dai sismometri, e vengono rappresentati tramite delle sfere bianche e colorate (le cosiddette “beach ball” o palloni da spiaggia) geograficamente orientate (Figura 2).

Figura 2. Diagramma schematico di un meccanismo focale.
Veduta laterale (sinistra) e in pianta (destra) delle sfere focali. I quadranti in compressione (bianchi) e in dilatazione (grigi) sono separati da due piani, che sono i possibili piani di faglia.
Queste sfere sono la proiezione, su un piano orizzontale, della metà inferiore di una sfera immaginaria, la sfera focale, che contiene l’ipocentro del terremoto (Figura 2). Le 2 linee, che dividono le aree bianche da quelle colorate, sono l’intersezione di due piani  sulla sfera focale. Uno di essi rappresenta la faglia che ha generato il terremoto.
Un meccanismo focale contiene quindi indicazioni su due possibili piani di faglia, quello che ha generato il terremoto e quello ortogonale, il piano ausiliario, matematicamente equivalente. Per discriminare tra i due qual è quello che effettivamente si è mosso, bisogna avere conoscenze approfondite delle strutture geologiche esistenti nell’area in cui si è verificato il terremoto, guardare l’allineamento delle repliche dopo un terremoto, analizzare dati GPS ecc.
I meccanismi focali permettono di capire che tipo di movimento è avvenuto in un determinato terremoto, quindi come si è mossa l’area in risposta alla deformazione tettonica.Vediamo i diversi tipi di meccanismo focale e a quali faglie corrispondono.
Figura 3. Tipi di meccanismo focale e delle faglie associate. In alto il tipico terremoto trascorrente (molto comune in California lungo la faglia di San Andreas, ad esempio), al centro il terremoto estensionale (associato a faglie normali, caratteristico del nostro Appennino), più sotto il caso del terremoto compressivo (faglie inverse, come quelli di maggio-giugno 2012 in Pianura Padana); infine in basso un caso “obliquo”, in pratica una combinazione tra due tipi principali.
Facciamo l’esempio del primo meccanismo della Figura 2, il meccanismo strike-slip, ovvero trascorrente.
Il meccanismo focale ci dice che il terremoto può essere avvenuto su una faglia orientata NordOvest-SudEst o su una faglia orientata NordEst-SudOvest. Entrambe le faglie hanno pendenza verticale, infatti solo nel caso di un piano verticale abbiamo che la sua intersezione con una sfera è una linea dritta.
A destra e a sinistra del meccanismo in questione si trova un disegno che rappresenta le due possibili faglie.
Per capire la direzione del movimento (slip) su questi due piani dobbiamo osservare come sono disposte le aree grigie e le aree bianche nella “beachball“. I quadranti grigi indicano le zone sottoposte a compressione, quelli bianchi le zone in distensione.
Il caso dei terremoti della Pianura Padana di maggio-giugno 2012 è il terzo dall’alto in Figura 3 (in quel caso i piani sono orientati prevalentemente est-ovest). Il movimento dei blocchi a lato del mecanismo schematizza proprio il movimento delle faglie inverse sepolte sotto la Pianura Padana. Queste determinano l’accavallamento delle falde appenniniche sepolte al di sopra della placca adriatica, causando sollevamento del terreno e raccorciamento crostale.


The procedure of the patent ENEA RM2012A000637 can be very useful in the study of earthquakes because it is capable of so much synthetic integrate deterministic data with the revelation of the experimental data with those of statistical type for the different types of transcurrent type earthquakes, extensional and compressive.

The focal mechanism is a symbol that allows you to simultaneously indicate three geometric parameters of the fault that generated the earthquake: orientation (strike) and the slope (dip) of the fault plane, and the direction of movement on it (slip) that is, as she moved the fault line.

Figure 1: The three geometric parameters of the fault that generated the earthquake: orientation (strike) and the slope (dip) of the fault plane, and the direction of movement on it (slip), that is, as has moved the fault (
The focal mechanisms are calculated from seismograms, ie the seismic signals recorded by seismometers, and are represented by the white and colored balls (the so-called "beach ball" or geographically oriented beach balls) (Figure 2).

Figure 2. Schematic diagram of a focal mechanism.
Side view (left) and plant (right) of the focal spheres. The compression dials (white) and dilation (gray) are separated by two floors, which are the possible fault planes.
These balls are the projection, on a horizontal plane, of the lower half of an imaginary sphere, the focal sphere, which contains the hypocenter of the earthquake (Figure 2). The two lines that divide the white areas from colored ones, have the intersection of two planes on the focal sphere. One of them is the fault that caused the earthquake.
A focal mechanism thus contains information on two possible fault planes, the one that generated the earthquake and the orthogonal, the auxiliary plane, mathematically equivalent. To discriminate between the two which is the one that actually moved, we must have detailed knowledge of existing geological structures in the area where the earthquake occurred, look at the alignment of the replicas after an earthquake, analyze GPS data etc.
The focal mechanisms allow you to understand what kind of movement has occurred in a given earthquake, and as we move the area in response to the deformation tettonica.Vediamo different types of focal mechanism and what are faults.

Figure 3. Types of focal mechanism and associated faults. In a typical high-slip earthquake (very common in California along the San Andreas fault, for example), the center of the earthquake extensional (associated with normal faults, typical of the Apennines), below the case of compressive earthquake (reverse faults, like those of May-June 2012 in the Po Valley); Finally, at the bottom an "oblique" case, in practice a combination of two main types.
Take the case of the first mechanism of Figure 2, the strike-slip mechanism, or strike slip.
The focal mechanism tells us that the earthquake may have occurred on a fault oriented Northwest-Southeast or on a fault oriented Northeast-Southwest. Both faults have vertical slope, in fact, only in the case of a vertical plane, we have that its intersection with a sphere is a straight line.
To the right and to the left of the mechanism in question is a drawing representing the two possible faults.
To understand the direction of movement (slip) on these two levels we have to see how the gray and white areas areas are arranged in the "beachball". The gray dials indicate the areas subjected to compression, the white ones the areas distension.
The case of earthquakes in the Po Valley of May-June 2012 is the third from the top in Figure 3 (in that case the plans are oriented predominantly east-west). The movement of the blocks at the side of the mecanismo summarizes precisely the reverse movement of the faults buried beneath the Po Valley. These determine the overlap of the Apennine slopes buried above the Adriatic plate, causing uplift and crustal shortening of the land.