Структурные изменения хрящевой ткани при неразрушающем лазерном воздействии с длиной волны 1,56 мкм (1105752), страница 8
Текст из файла (страница 8)
Данные системы изучаются в рамках первогоприближения, в котором отсутствует условие стационарности теплового потока. Так какв исследуемом образце происходит процесс, сопровождающийся тепловым эффектом, ввыражение для аналитического сигнала прибора вводится дополнительный тепловойпоток Φ r, положительный для эндотермический процессов и отрицательный дляэкзотермических.
Таким образом, в данном приближении тепловой поток зависит нетолько от теплоемкости образца, но и от теплового эффекта:DSC ~ ∆TSR = − rΦ r − rβ ∆C p , SR − τ 1d∆TSR,dtгде τ 1 - первая константа времени. Эта зависимость показывает, что сигнал непропорционален потоку Φ r. Появление третьего слагаемого обусловлено тем, чтосигнал запаздывает по времени относительно процесса, происходящего в образце.Теплоту процесса можно рассчитать, проинтегрировав тепловой поток повремени:22∆Tτ d∆TSRQr = ∫ Φ r dt = − ∫ SR dt − ∫ ( β∆C p , SR )dt − ∫ ( 1 ⋅)dt.rrdtt1t1t1t1t2t2ttДля упрощения данного выражения теплоемкости и тепловое сопротивлениесчитаются не зависимыми от температуры и, следовательно, от времени. Таким образом,третье слагаемое обращается в ноль.
При проведении исследования ДСК кривая неимеет никаких аномалий, если в данном интервале температур не протекаютхимические или фазовые превращения. Если в системе происходят какие-либопроцессы, сопровождающиеся поглощением или выделением тепла, то на кривой ДСКэто отражается в виде пика.ДСК широко применяется для исследования процессов, протекающих принагревании различных типов соединительных тканей.
При длительном нагревании дотемпературы 70°С в тканях происходит денатурация коллагена, т.е. разупорядочениеколлагеновых фибрилл и разрушение тройных спиралей. [75]. Этот процесс можетрассматриваться как фазовый переход первого рода (спираль – виток), изменениеэнтальпии которого составляет 65 ±5 Дж/г. В хрящевой ткани коллагеновый каркас36стабилизирован взаимодействием с протеогликановой подсистемой, что позволяетпроводить кратковременный локальный нагрев хряща до температур более 100⁰С безденатурации коллагена [76]. При проведении ДСК эксперимента для изученияструктурныхизмененийхрящевойтканипослелазерногооблученияданныеисследуемого образца целесообразно сравнивать с результатами эксперимента снеоблученным образцом.
В случае полной или частичной денатурации коллагена висследуемом образце эндотермический эффект на кривой ДСК будет проявляться вменьшей степени по сравнению с необлученным образцом. По разности площадейпиков для облученного и необлученного образцов можно оценить степень денатурацииколлагена при данном режиме лазерного воздействия.Тепловые эффекты при исследовании гиалиновых хрящей методом ДСКнаблюдаются в диапазоне температур 60 - 80⁰С [76,77]. Так, в работе [76] исследовалсяхрящ носовой перегородки до и после лазерного облучения. На термограмменеоблученных образцов наблюдались эндотермические процессы в диапазоне 65°С 80°С, однако суммарный тепловой эффект (10 Дж/г) был заметно ниже, чем изменениеэнтальпиипроцессаденатурацииколлагена.Авторыобъясняюттермическуюустойчивость структуры вкладом протеогликановой сети в стабилизацию коллагеновыхфибрилл.
Лазерный нагрев образцов вплоть до 70°С не вызывал существенныхизменений на термограммах. При нагреве выше 70°С в течение более чем 10 сек,происходили изменения в структуре, проявлявшиеся на термограмме в видеуменьшения величины эффекта или его отсутствия.Фазовый переход на термограмме хряща трахеи наблюдался при температуре61,8°С и сопровождался также небольшим изменением энтальпии (0,49 Дж/г) [77].Сравнительный анализ данных ДСК для фиброзной соединительной ткани игиалинового хряща [78] показал, что термическая устойчивость коллагена определяетсяструктурой ткани и возможностью стабилизации коллагеновой сети.
Так, для фибрознойсоединительной ткани, содержащей до 80% свободного коллагена, наблюдалисьтепловые эффекты при 70°С (для ткани, содержащей 70% воды) с энтальпией перехода46,0 Дж/г, и в диапазоне 110°С - 125°С (для ткани, содержащей 13,5% воды) сэнтальпией перехода 43,8 Дж/г. На термограмме гиалинового хряща носовойперегородки наблюдался переход в диапазоне 70 - 90°С, изменение энтальпии которогосоставило 9 Дж/г.
Авторы относят данный переход к процессу денатурации коллагена37ΙΧ, содержание которого в гиалиновом хряще составляет не более 10% всей массыколлагена. Коллаген ΙΙ типа, стабилизированный сетью протеоглекановых агрегатов, помнению авторов, не может денатурировать при нагреве ниже 100°С. Такое поведениесвязано с большим числом межмолекулярных связей в протеогликаново-коллагеновойсети, понижающих число возможных конформаций, принимаемых коллагеном впроцессе денатурации. Таким образом, согласно соотношению Т ф.п =∆H ф.п∆Sф.п, происходитпонижение энтропии фазового перехода и повышение его температуры.
Фибрознаясоединительная ткань и хрящ подвергались лазерному воздействию в различныхрежимах. Было установлено, что при нагревании тканей выше 70°С в течениенескольких секунд отмечаются изменения на их термограммах. Наблюдаемые пикистановятся размытыми, величина теплового эффекта уменьшается в несколько раз [78].Вклад протеогликановой подсистемы в стабилизацию коллагена может бытьустановлен также путем исследования тепловых свойств хрящевых образцов,подвергнутых ферментативной обработке.
В работе [79] образцы хряща носовойперегородки обрабатывали раствором α-химотрипсина, фермента, разрушающегопротеогликановую подсистему. На термограммах интактных образцов наблюдалисьтепловые эффекты в диапазоне 60°С - 85°С величиной 5 – 20 Дж/г, в то время как дляобразцов, обработанных ферментом, изменение энтальпии в этом же диапазонетемператур составляло 58 Дж/г. Обработке α-химотрипсином подвергались хрящевыеобразцы после лазерного облучения. Величина наблюдаемого теплового эффекта приэтом в зависимости от режима лазерного воздействия существенно понижалась (0 – 47Дж/г).
При лазерном воздействии выше 85°С в течение нескольких секунд натермограммах соответствующих образцов не наблюдалось теплового эффекта.1.4. Наночастицы магнетита1.4.1.Наночастицы в медицинеВ последнее время активно развиваются методы медицинского применениябиофункциональных наночастиц для повышения эффективности диагностики и терапии[80,81]. Неоднородности структуры внутри- и межклеточного матрикса биологическихтканей, клеточные компоненты и газовые пузырьки образуют центры аккумуляциинаночастиц за счет взаимодействий различной природы: кулоновского, Ван дерВаальсового, дисперсионного и др. В связи с этим адресная доставка наночастиц38представляет нетривиальную задачу. Для управления транспортом наночастиц ихфункционализируютиммунохимическимиагентами,либопроводятоптическоеманипулирование движением наночастиц в клетках и тканях [82], что серьезноусложняет методы терапии и ограничивает сферу их применения.
Железосодержащиенаночастицы вызывают повышенный интерес в связи с возможностью неинвазивногомагнитного управления их доставкой. Магнетит Fe3O4 и маггемит γ-Fe2O3 проявляютферримагнитные свойства при комнатной температуре. Магнитные свойства магнетитаболее выражены, чем у маггемита, но магнетит менее химически стабилен вприсутствии окислителей.
Магнитные наночастицы на основе железа обладают низкойтоксичностью в широком диапазоне концентраций [83] и разрешены к применению вряде стран, в частности, управлением по контролю за качеством пищевых продуктов имедикаментов Министерства здравоохранения США наночастицы магнетита разрешеныдля применения в МРТ диагностике состояния печени [84]. Низкая токсичность железаи его оксидов объясняется тем, что железо участвует в процессах метаболизма. Так,железо присутствует в организме в виде белковых комплексов ферритина, трансферринаи гемосидерина. Общее содержание железа в организме составляет около 3500 мг, чтосильно превышает используемые для диагностики количества в диапазоне от 5 до 200 мг[85]. Отдельные виды наночастиц на основе железа являются зарегистрированнымиторговыми марками и используются в медицине.
Например, Ferumoxides (Endorem® вЕвропе, Feridex® в США и Японии) и Ferucar-botran (Resovist® в Европе и Японии)используются в гипертермии опухолей печени. В ряде исследований наночастицымагнетита тестируются как функциональные добавки, повышающие чувствительностьдиагностикисостояниясуставов[86].Разрабатываютсяметодыпримененияжелезосодержащих наночастиц в утразвуковой диагностике [87], доставке лекарств [88],гипертермии раковых опухолей [89]. Основной причиной токсичности наночастицоксидов железа является участие поверхности наночастиц, содержащей активныйкислород, в процессах окисления биомолекул и превышение окисляющих кислородныхединиц над количеством антиоксидантов [90].
Масштабное окисление компонентовклеток и матрикса может привести к развитию некротических изменений ткани вобластях с наночастицами [91]. Модификация поверхности наночастиц органическимимолекулами способствует повышению их биосовместимости и снижению токсичности.Хорошая биосовместимость небольших железных наночастиц объясняется также39способностью их переработки макрофагами, что было продемонстрировано для печени,селезенки и спинного мозга [85,92]. Различные наночастицы на основе оксидов железадемонстрируют период полувыведения из кровеносной системы организма в течение 24- 36 ч [85]. Разложение их макрофагами происходит за время порядка 7 дней [93].В литературе имеются данные по введению наночастиц различной природы вхрящевуюткань.Так,наночастицыизполипропилена,модифицированныебиомолекулярным лигандом для лучшего связывания с коллагеном хрящевого матрикса,вводились в суставной хрящ мыши [94].
Авторы данной работы рассматривают этотметод в качестве хорошего способа повышения проницаемости хрящевой ткани длялекарственных веществ, а также обеспечения возможности селективного связываниялигандов с коллагеном II типа, что позволит проводить адресную доставку лекарства вхрящевую ткань. Наночастицы оксида тантала с нейтральными, катионными ианионными лигандами предложены в качестве контрастных агентов для повышениячувствительности метода рентгеновской компьютерной томографии суставов [95].Актуальность применения магнитных наночастиц для повышения эффективностилазерной диагностики и терапии хрящевой ткани посредством их импрегнации вдефекты хрящевой структуры была рассмотрена в п.
![](https://s.studizba.com/z.php?f=/templates/si/i/noavatar.png&w=100&h=100&t=1"){kind=avatar}
