Диссертация (1144279), страница 8
Текст из файла (страница 8)
Согласно формуле 2,2 средняя скорость в капилляре будет в 400раз больше средней скорости потока во вклеенной в капилляр стекляннойтрубочке диаметром 1 мм, при одинаковом расходе жидкости через них. Дляламинарного течения в цилиндрической трубе справедливо равенство [40]: = 0,5 ,(2.3)где - максимальное значение скорости потока. Методом PIV измерялось максимальное значение скорости и согласно формуле 3 рассчитывалось среднее значение скорости потока суспензии микросфер.
Данные расчёта скорости движения частиц-трассеров нормировались и сопоставлялись47со средним значениями скорости водного мениска. Полученные результаты представлены на рисунке 2.2. Наблюдение движения частиц-трассеровпроизводилось в проходящем белом свете (светодиод мощностью 10 Вт),камера Basler acA2040-180km, объектив x10/0.27 (рисунок 2.2). Параметрысъёмки: глубина цвета 8-бит, размер кадра 2040х2048, количество кадров всекунду 187, время экспозиции 5 мс, количество кадров в каждой серии 100.Размер расчётной зоны составлял 200х10 пикселей.
На графике нагляднопоказано, что для скоростей менее 1.75 мм/c значения скорости, полученные PIV совпадают с измеренными скоростями (ошибка не более 5%). Дляинтервала скоростей 1.75 мм/с - 3.5 мм/c ошибка составляет менее 20%.Эффекты занижения расчётных значений скорости трассеров для высокихскоростей потоков жидкости методом PIV, в некоторой степени, могут бытьскомпенсированы, за счёт увеличения частоты кадров и уменьшения времени экспозиции. Однако эффекты, связанные с декорреляцией распределениязначений интенсивности соответствующих расчётных зон, за счёт изменения взаимного расположения частиц-трассеров полностью скомпенсированбыть не может.2.3Результаты и обсуждениеДля более детального понимания механизмов возникновения сосудистых паталогий критически важную роль играет не столько измерение пульсации крови васкулатурного сегмента, но и его пространственное распределение по разветвлённому участку васкулатурной сети.
Для этого необходимо автоматизировано определять границы капиллярной сети.Для того чтобы контрастировать эритроциты на фоне прилегающей биоткани использовалось монохроматическое кольцевое освещение надлине волны 470 нм. Чтобы отделить участки капиллярной сети от наподвижного фона необходимо применять алгоритмы локальной адаптивнойбинаризации в силу наличия значительных флуктуаций яркости по всемуизображению.48Рисунок 2.3 — Адаптивная бинаризация сетей кровеносных сосудовхориоаллантоисной оболочки 12 дневного куриного эмбриона.Изображение кровеносных сосудов (А); адаптивная бинаризация (Б);фильтровались по признаку устойчивости к однократной эрозии (В);результирующая маска сетей сосудов, полученная при суммировании 50бинаризованных изображений сетей сосудов (Г).В данной работе использовался алгоритм Ниблэка [106] (пошаговая адаптивная бинаризация), который основывается на расчёте локального среднего значение и стандартное отклонение интенсивности элементовизображения в пределах анализируемого окна.
(,) = (,) + (,)(2.4)где (,) - является локальным порогом бинаризации, (,) - среднее значение яркости участка изображения, (,) - стандартное отклонениезначения яркости изображения в некоторой окрестности рассматриваемойточки, – коэффициент Ниблэка. Далее элементы изображения характеризующие шум, фильтровались по признаку устойчивости к однократной эрозии.
Далее бинарное изображение проверялось на устойчивость к 10 ите-49рациям эрозии для удаления точечных элементов изображения. Для увеличения точности метода определения границ капилляров, маска капиллярнойсети рассчитывалась по серии из 50 бинаризованных изображений (2.3).Далее из каждого изображения капиллярной сети ХАО вычиталась полученная маска, инвертированная по значениям яркости. Поэтому оставалисьлишь те участки изображения, что соответствуют участкам разветвлённойсети капилляров.
Полученная маска применялась для адаптивной раскладкирасчётных зон PIV анализа.Таким образом, был реализован метод пошаговой адаптивной бинаризации изображений капиллярной сети хориоаллантоисной оболочки куриного эмбриона с последующим расчётом поля скоростей капиллярногокровотока (2.4б). В отличие от популярных в последнее время методов спекл–визуализации, предложенный подход позволяет отслеживать как абсолютные значения скорости крови, так и направление потоков крови, чтонеобходимо для адекватной интерпретации пульсаций кровотока в малыхсосудах. В отличие от методов лазерной доплеровской анемометрии, разработанный метод не требует перефокусировки (сканирования) вдоль сосудистого сегмента для получения карты пространственного распределенияскорости крови. Данные поля скоростей и характер движения крови показывает, что потоки крови из более мелких сосудов втекают в более крупный,что свидетельствует о том, что на рисунке 2.4в,г представлен венозный кровоток.Поперечный профиль скорости крови для результирующей венулыв зоне, маркированной двумя стрелками после бифуркационного участка,представлен на рисунке 2.4г.
Сплошной линией обозначен поперечный профиль скорости крови, измеренный адаптивным PIV методом. РезультатыPIV анализа сопоставлялись с параболическим профилем скорости потому,что в мелких венулах потоки крови являются ламинарными.Конечно кровь может быть рассмотрена как двухфазная среда состоящая из плазмы и эритроцитов, однако в данной работе мы использовалиупрощённую модель параболического профиля течения Пуазейля, именнодля ламинарных потоков жидкости.50Рисунок 2.4 — Изображение капиллярной сети хориоаллантоиснаяоболочка куриного эмбриона (а).
Маска капиллярной сети (б). АдаптивноеPIV по рассчитанной маски капиллярной сети (в). Увеличенный сегментизображения (г)() =1 − 2 2( − 2 ),4или(2.5)2],(2.6)2где v - скорость крови, r - расстояние от оси капилляра, R – радиус капилляра, 1 − 2 - разность давления на концах капилляра, L - длинакапилляра и - вязкость крови.Полученный профиль скорости, обозначенный сплошной линией награфике 2.5, почти полностью совпадает с профилем течения по Пуазей() = [1 −511,00,6V,/0,80,40,20,0-100-50050100r,Рисунок 2.5 — Сплошная линия соответствует нормированномуизмеренному поперечному профилю скорости крови PIV методом.Пунктирная линия соответствует нормированному параболическомупрофилю скорости ламинарного потока жидкости по Пуазейлю.лю. Это объясняется тем, что в реальном кровеносном сосуде концентрацияэритроцитов, а значит и относительная вязкость крови, принимают максимальное значение на оси сосуда и минимальное в его пристеночной области [107].
Различие же формы, а также отсутствие симметрии измеренногопрофиля скорости PIV методом, обуславливается характером потоков кровивблизи зон бифуркации [108]. В левой части измеренного профиля скорости наблюдается небольшой провал, обусловленный наличием втекающегов бифуркацию сосуда выше зоны измерения с той же стороны и с меньшейскоростью крови, относительно остальных впадающих в y-бифуркацию сосудов.522.4ВыводыВ данной главе произведена адаптация классической методики анемометрии по изображению частиц (PIV) для работы с живыми объектамии расчёта мгновенного поля скоростей визуализированной капиллярной сети.
Таким образом, был реализован метод пошаговой адаптивной бинаризации изображений капиллярная сеть хориоаллантоисная оболочка куриногоэмбриона с последующим расчётом поля скоростей капиллярного кровотока. Построено мгновенное поле скоростей для разветвлённой сети сосудов.Разработано оригинальное программное обеспечение для регистрации изображений и цифрового анализа капиллярного кровотока. Проведена оценкаточности метода PIV для расчёта скорости капиллярного кровотока куриного эмбриона и .
Было установлено, что метод даёт5% расхождение в измеренных и рассчитанных значениях скорости потока частиц-трассеров для скорости суспензии латекса вплоть до 1.75 мм/с.,что соответствует диапазону скоростей капиллярного кровотока и мелкихсосудов. Оценка точности in-vivo показала совпадение измеренного латерального профиля скорости крови с теоретическим профилем скорости поПуазейлю. В данной работе было показано, что для эксперимента с латексными сферами скорость потока жидкости до 1,75 мм/с может быть качественно измерена метод PIV анализа.
Для потоков со скоростью от 1,75мм/с до 4 мм/с in-vitro эксперимент показал ошибку порядка 20%. Однако вреальном кровеносном сосуде она должна быть несколько выше, так как сувеличением диаметра сосуда увеличивается также толщина стенки сосудаи гематокрит, делая частицы трассеры (эритроциты) плохо различимыми.53Глава 3. In vitro и in vivo адресация магнитных микрокапсул припомощи магнитного пинцета3.1ВведениеВ настоящее время разработка мультимодальных систем доставки лекарственных средств является актуальной задачей прикладной биофизики.В последние несколько десятилетий полиэлектролитные микрокапсулы зарекомендовали себя в качестве перспективного кандидата для целенаправленной доставки и дистанционного контролируемого высвобождения инкапсулированных лекарств.
Основными преимуществами полиэлектролитных микрокапсул по сравнению с другими системами доставки являетсявысокий объём инкапсулируемых веществ, а также регулируемость физических и химических свойств данных носителей. Типичные размеры капсул составляет несколько микрометров, что позволяет эффективно загружать различные соединения в полости капсул. Капсулы получают методомпоследовательной адсорбции заряженных частиц, так что различные полимеры и неорганические наночастицы могут быть использованы в качествестроительных блоков, привносящих функциональные свойства данным носителям и позволяет сделать их чувствительными к различным внешнимвоздействиям.
Однако, для внедрения микрокапсул в качестве целевой системы доставки, необходимо иметь возможность визуализации микрокапсулв цельной крови и иметь возможность локализовать данные микрокапсулыв целевом участке биотлогической ткани.
![](https://s.studizba.com/z.php?f=/templates/si/i/noavatar.png&w=100&h=100&t=1"){kind=avatar}
