Диссертация (1097617), страница 17
Текст из файла (страница 17)
Дисперсии были стабильными как при хранении в течение нескольких дней, так ипри повышении температуры до 70° С.Для исследования свойств и импрегнации в хрящевую ткань готовили дисперсиинаночастиц в дистиллированной воде различных концентраций: 10 мкг/мл, 2 мг/мл, 5 мг/мл.Для определения коэффициентов диффузии наночастиц в хрящевую ткань, интактный иоблученный эрбиевым волоконным лазером образцы ребеного хряща (λ=1,56 мкм, LSC,Arcuo Medical Inc.) в режиме, при котором наблюдалось образование субмикропор в хряще[Sobol et al., 2011]: мощность лазера 0,7 Вт, время воздействия 5 с при длительностиимпульса 500 мс, скважность 200 мс на 20 мин помещали водную дисперсию наночастицмагнетита, стабилизированную 0,5% масс. крахмала, концентрации 2 мг/мл. Импрегнациянаночастиц осуществлялась диффузией из водной дисперсии.
Далее образцы реберногохряща, подвергнутые импергнации наночастиц изучались с помощью оптическойфотометрии. Кинетику импрегнации исследовали, измеряя оптическую плотность (по89изменению интенсивности прошедшего света) срезов хряща вдоль профиля импрегнациинаночастиц. Коэффициенты диффузии наночастиц в хрящевую ткань рассчитывались наоснове решения уравнения диффузии для полуограниченного тела [Лыков, 1978]. Дляинтактного образа коэффициента диффузии D = (3±1) 10-9 см2/с, а для облученного(1,5±0,5)·10-8 см2/с.Показано, что предварительное лазерное облучение хряща позволяет увеличитьскорость диффузии на порядок величины, что объясняется образованием дополнительныхпор и каналов хрящевой структуры [Sobol et al., 2000c], ускоряющими диффузиюнаночастиц.В экспериментах по импрегнации реберного хряща наночастицами, исследовалось дватипа образцов реберного хряща: интактный и облученный эрбиевым волоконным лазером(λ=1,56 мкм, Arcuo Medical Inc.) при мощности излучения 2,2 Вт, время воздействия 6 с придлительности импульса 500 мс, скважности 200 мс (режим, который применяется приизменении формы реберного хряща - см.
Главу 4). Образцы реберного хряща размерами 3,0мм×1,5×1,5 см фиксировали на дне цилиндрических кювет, которые заполняли воднойдисперсией наночастиц магнетита, стабилизированной 0,5% масс. крахмала, концентрации 2мг/мл. Импрегнация наночастиц осуществлялась диффузией из водной дисперсии в течение20 мин, после этого образцы промывались в физрастворе. Далее образцы облучалисьповторно оптоволокном диаметром 600 мкм в непрерывном режиме (для ранее облученного в месте первого облучения). Исследование изменения максимальной температуры напередней поверхности облучаемого хряща проводилось с помощью тепловизора Testo-875.Результаты экспериментов подтвердили, что интактный образец греется медленнееостальных. А скорость нагрева интактного образца, на который были нанесены наночастицыв центральной части выше чем, образца, на который были нанесены наночастицы послепредварительного облучения.
Также было обнаружено увеличение на 20±5% области нагревау импрегнированного наночастицами образца (на полувысоте температурного профиля),после предварительного облучения, по сравнению с образцом, на который были нанесенынаночастицы без предварительного облучения, что может объясняться изменениемпоглощения хрящевой ткани на периферии лазерного пятна. В интактном же образцеимпрегнация происходила равномерно и не приводила к перераспределению температурногополя.Полученные результаты согласуются с ранее полученными данными об образовании(при облучении хрящевой ткани лазерным излучением с длинной волны 1,56 мкм, из-занеоднородного лазерного нагрева ) каналов и микропор, в которые могут хорошо проникать90наночастицы [Sobol et al., 2000c].
При введении наночастиц в хрящевую ткань, будетменяться ее показатель поглощения, что может способствовать более локальному нагреву вместах образования микропор и каналов и при этом происходит изменение поля напряжений[Sobol et al., 2008a].Экспериментальные данные, хорошо согласуются также с теоретическимирезультатами, полученными на основе температурной модели, рассмотренной в Главе 2,которая предсказывает увеличение абсолютных температур при увеличении поглощенияоблучаемого образца за счет введения наночастиц (Рис. 3.19).Изменение температурного поля и поля термонапряжений при введении наночастицТак как при введении наночастиц изменяется коэффициент поглощенияприповерхностного слоя биологической ткани, были построены теоретические кривыеконцентраций на основе решения уравнения диффузии для наночастиц.
Изменениеконцентрации наночастиц в биологической ткани может быть описано уравнением диффузиии поглощение будет изменяться пропорционально экспоненциальной зависимостиκ p = κ − (1 − A) exp(− dx) , где константа А характеризует увеличение поглощения наоблучаемой поверхности, а d характеризует экспоненциальное изменение поглощения сглубиной х.Источник тепла, входящий в уравнение теплопроводности, пропорционаленпроизведению интенсивности I, помноженной на поглощение, которое изменяется сглубиной, и при этом сама интенсивность изменяется с глубиной по закону БуггераЛамберта-Бера. Изменяя поглощение с помощью наночастиц, можно влиять на источниктепла внутри биологической ткани. На рисунке 3.5 представлено изменение коэффициентапоглощения хрящевой ткани с глубиной в зависимости от коэффициента А при d=5.91-1κ, мм109876543210,00,20,40,60,81,0толщина биоткани, ммРис.
3.5. Изменение коэффициента поглощения с глубинойв зависимости от величины коэффициента А при d=5На рисунке 3.6 представлено изменение коэффициента поглощения хрящевой ткани сглубиной в зависимости от коэффициента d для А=3.-1κ, мм3,02,52,01,5d=25,20, 15,101,00,00,10,20,30,40,5толщина биоткани, ммРис. 3.6. Изменение коэффициента поглощения с глубинойв зависимости от величины коэффициента d при А=3.92Соответствующие расчетные температуры представлены на Рис. 3.7 для трех случаев:для образца, без наночастиц и для двух образцов, помещенных в водные дисперсиинаночастциц на 10 и 20 минут. Экспериментальные данные, полученные с помощьютепловизора, представлены разбросом максимальных значений температур для этих трехслучаев.
Теоретические кривые построены так, чтобы проходить через среднестатистическиеэкспериментальные точки в максимуме. Для теоретического расчета был выбран режимоблучения эрбиевым волоконным лазером (λ=1,56 мкм.) с помощью установки для лазернойсептохондрокоррекции: мощность лазера 2,2 Вт, время воздействия 6 с при длительностиимпульса 500 мс, скважности 200 мс (режим, который применяется при изменении формыреберного хряща - см. Главу 4).T,°C10090k(0) = 5мм-1k(0) = 3мм-180без наночастиц7060504030-2-1012расстояние, ммРис. 3.7.
Температурное поле в хряще при увеличении поглощения облучаемого образца.93Рис. 3.8. 3D температурное поле в хряще при увеличении поглощения облучаемого образца(для нижней и верхней кривой Рис. 3.7).Показано, что введение наночастиц увеличивает температуру (Рис.3.9а) прииспользованном режиме импрегнации и последующего облучения в среднем на 30° С.Разницы максимальных температур, на которые происходит нагрев, пропорциональны максимальным градиентам (Рис.3.9б) и максимумам разниц угловой и радиальнойсоставляющих тензора термонапряжений (Рис.3.9в). При этом местоположение максимумаразницы угловой и радиальной составляющих тензора термонапряжений не совпадает сместоположением максимума градиента температур и отстоит дальше от осираспространения лазерного излучения.Рис. 3.9.
Температура (а, градиенты температуры (б) и разность угловой и радиальнойкомпенентх тензора термонапряжений для случая нагрева ребеного хряща интактного иимпрегнированного наночастицами в течение 20 минут.94На основе расчета температурных полей и полей термонапряжений, а такжеописанных в этой главе экспериментов можно сделать вывод о том, что введениебиофункциональных наночастиц в хрящевую ткань приводит к перераспределению полялазерно-индуцированных термонапряжений за счет увеличения температуры иперераспределения температурного поля при лазерном нагреве.При облучении хрящевой ткани лазерным излучением максимальные напряжения(пропрциональные разнице угловой и радиальной составляющих тензора термонапряжений)образуются по краям лазерного пятна и не совпадают по местоположению с максимумомградиента температур. Можно предположить, что и микропоры будут концентрироваться вэтих местах, в тоже время в самом центре (при облучении реберного хряща в режимеизменения формы) могла произойти частичная денатурация, что затрудняет импрегнациюнаночастиц в центре.
В последующих главах это предположение будет доказаноэкспериментально: величина разности угловой и радиальной компонент тензора напряженийдействительно определяет интенсивность образования микропор, увеличивая ширинураспределения микропор и изменяя положение максимума.3.3. Особенности взаимодействия лазерного излучения с биологической тканью при еемодификации контрастирующими добавкамиВлияние омнипака на оптические свойства биологической тканиЛазерная реконструкция межпозвонковых дисков (ЛРД) является новым иэффективным методом лечения дегенеративных заболеваний позвоночника [Баграташвили идр., 2006; Sobol et al., 2011].
Омнипак (торговое название йогексола) представляет собойводный раствор 5-[N-(2,3-дигидроксипропил)ацетомидо]-2,4,6-трийодо-N,N’-бис(2,3дигидроксипропил) изофталамида. Омнипак - рентгеноконтрастное вещество, которое давноиспользуется в медицинской диагностике, в частности для дискографии межпозвонковыхдисков [Коновалов и др., 1994]. Однако поведение омнипака в условиях лазерноговоздействия на биологические ткани в настоящее время не изучено. Актуальностьисследования влияния предоперационной диагностики с использованием омнипака нарежимы и результаты лазерного лечения позвоночника определяется требованиямибезопасности лазерных лечебных и диагностических процедур.
Проведение дискографиинепосредственно перед лазерной операцией может привести к изменению оптическихсвойств облучаемых биологических тканей и к перегреву и повреждению тканеймежпозвонкового диска [Баум и др., 2009a].95Таким образом, необходимо исследовать безопасность использования омнипака вдиагностических целях непосредственно перед лазерной лечебной процедурой, а именнопровести исследование изменений поглощения лазерного излучения и тепловых эффектовпри калориметрии пульпозного ядра (ПЯ) межпозвонкового диска при введении в негораствора омнипака и лазерном облучении в условиях, используемых для ЛРД [Баум и др.,2009a].Пропускание лазерного излучения исследовалось для разных концентраций раствораомнипака в диапазоне концентраций от 0.0365 до 0.365 моль/л с помощью измерителямощности Fieldmaster (Coherent), а динамика изменения пропускания ПЯ в процесселазерного воздействия измерялась с помощью веб-камеры QuickCam Home (240 х 320пикселей), Logitech, позволяющей выводить на компьютер динамику двухмерногораспределения интенсивности лазерного излучения прошедшего через достаточно тонкийобразец ткани, предварительно преобразовав излучение с длиной волны 1,56 мкм в видимоеизображение с помощью визуализатора фирмы Полироник.Эксперименты c биологической тканью проводились на 8 плоских (зажатых междупрозрачными стеклами) образцах, приготовленных из свежих ПЯ ядер межпозвонковыхдисков минисвиньи, толщина каждого образца составляла 1,65 мм.
![](https://s.studizba.com/z.php?f=/templates/si/i/noavatar.png&w=100&h=100&t=1"){kind=avatar}
