Спасибо за посещение сайта nature.com. В используемой вами версии браузера поддержка CSS ограничена. Для наилучшего результата мы рекомендуем использовать последнюю версию браузера (или отключить режим совместимости в Internet Explorer). Кроме того, для обеспечения дальнейшей поддержки, на этом сайте не будут использоваться стили и JavaScript.
Движение органов и тканей может приводить к ошибкам в позиционировании рентгеновских лучей во время лучевой терапии. Поэтому для оптимизации лучевой терапии необходимы материалы с механическими и радиологическими свойствами, эквивалентными свойствам тканей, чтобы имитировать движение органов. Однако разработка таких материалов остается сложной задачей. Альгинатные гидрогели обладают свойствами, аналогичными свойствам внеклеточного матрикса, что делает их перспективными в качестве тканеэквивалентных материалов. В данном исследовании были синтезированы альгинатные гидрогелевые пены с желаемыми механическими и радиологическими свойствами путем высвобождения Ca2+ in situ. Соотношение воздуха к объему тщательно контролировалось для получения гидрогелевых пен с заданными механическими и радиологическими свойствами. Была проведена характеристика макро- и микроморфологии материалов, а также изучено поведение гидрогелевых пен при сжатии. Радиологические свойства были оценены теоретически и подтверждены экспериментально с помощью компьютерной томографии. Данное исследование проливает свет на будущую разработку тканеэквивалентных материалов, которые могут быть использованы для оптимизации дозы облучения и контроля качества во время лучевой терапии.
Лучевая терапия — распространенный метод лечения рака¹. Движение органов и тканей часто приводит к ошибкам в позиционировании рентгеновских лучей во время лучевой терапии², что может привести к недостаточному облучению опухоли и чрезмерному воздействию ненужного излучения на окружающие здоровые клетки. Способность прогнозировать движение органов и тканей имеет решающее значение для минимизации ошибок локализации опухоли. В данном исследовании основное внимание уделялось легким, поскольку они подвергаются значительным деформациям и движениям при дыхании пациентов во время лучевой терапии. Были разработаны и применены различные конечно-элементные модели для моделирования движения человеческих легких³,⁴,⁵. Однако человеческие органы и ткани имеют сложную геометрию и в значительной степени зависят от пациента. Поэтому материалы со свойствами, эквивалентными свойствам тканей, очень полезны для разработки физических моделей с целью проверки теоретических моделей, улучшения медицинского лечения и в целях медицинского образования.
Разработка материалов, имитирующих мягкие ткани, для достижения сложных внешних и внутренних структурных геометрических форм привлекла большое внимание, поскольку присущие им механические несоответствия могут приводить к неудачам в целевых приложениях6,7. Моделирование сложной биомеханики легочной ткани, сочетающей в себе крайнюю мягкость, эластичность и структурную пористость, представляет собой серьезную проблему при разработке моделей, точно воспроизводящих человеческие легкие. Интеграция и согласование механических и радиологических свойств имеют решающее значение для эффективного функционирования моделей легких при терапевтических вмешательствах. Аддитивное производство доказало свою эффективность в разработке моделей, специфичных для конкретного пациента, что позволяет быстро создавать прототипы сложных конструкций. Шин и др. 8 разработали воспроизводимую, деформируемую модель легких с 3D-печатными дыхательными путями. Хаселаар и др. 9 разработали фантом, очень похожий на реальных пациентов, для оценки качества изображения и методов проверки положения при лучевой терапии. Хонг и др.10 разработали модель КТ грудной клетки с использованием 3D-печати и технологии литья из силикона для воспроизведения интенсивности КТ различных поражений легких с целью оценки точности количественной оценки. Однако эти прототипы часто изготавливаются из материалов, эффективные свойства которых сильно отличаются от свойств легочной ткани11.
В настоящее время большинство фантомов легких изготавливаются из силикона или полиуретановой пены, которые не соответствуют механическим и рентгенологическим свойствам реальной легочной паренхимы.12,13 Альгинатные гидрогели биосовместимы и широко используются в тканевой инженерии благодаря возможности регулирования их механических свойств.14 Однако воспроизведение сверхмягкой, пенообразной консистенции, необходимой для фантома легких, который точно имитирует эластичность и структуру наполнения легочной ткани, остается сложной экспериментальной задачей.
В данном исследовании предполагалось, что легочная ткань представляет собой однородный упругий материал. Плотность легочной ткани человека (ρ) составляет 1,06 г/см³, а плотность раздутого легкого — 0,26 г/см³.¹⁵ Широкий диапазон значений модуля Юнга (МЮ) легочной ткани был получен с использованием различных экспериментальных методов. Лай-Фук и др.¹⁶ измерили МЮ легкого человека при равномерном раздувании, получив значение 0,42–6,72 кПа. Госс и др.¹⁷ использовали магнитно-резонансную эластографию и сообщили о МЮ 2,17 кПа. Лю и др.¹⁸ сообщили о непосредственно измеренном МЮ 0,03–57,2 кПа. Илегбуси и др.¹⁹ оценили МЮ в 0,1–2,7 кПа на основе данных 4D КТ, полученных от отдельных пациентов.
Для описания радиологических свойств легких используются несколько параметров, характеризующих взаимодействие легочной ткани с рентгеновскими лучами, включая элементный состав, плотность электронов (\(\:{\rho\:}_{e}\)), эффективное атомное число (\(\:{Z}_{eff}\)), среднюю энергию возбуждения (\(\:I\)), коэффициент массового ослабления (\(\:\mu\:/\rho\:\)) и единицу Хаунсфилда (HU), которая напрямую связана с \(\:\mu\:/\rho\:\).
Плотность электронов \(\:{\rho\:}_{e}\) определяется как число электронов на единицу объема и рассчитывается следующим образом:
где \(\:\rho\:\) — плотность материала в г/см³, \(\:{N}_{A}\) — постоянная Авогадро, \(\:{w}_{i}\) — массовая доля, \(\:{Z}_{i}\) — атомный номер, и \(\:{A}_{i}\) — атомный вес i-го элемента.
Атомный номер напрямую связан с характером взаимодействия излучения внутри материала. Для соединений и смесей, содержащих несколько элементов (например, ткани), необходимо рассчитать эффективный атомный номер \(\:{Z}_{eff}\). Формула была предложена Мурти и др. 20:
Средняя энергия возбуждения \(\:I\) описывает, насколько легко материал мишени поглощает кинетическую энергию проникающих частиц. Она описывает только свойства материала мишени и не имеет ничего общего со свойствами частиц. \(\:I\) можно рассчитать, применив правило аддитивности Брэгга:
Коэффициент массового ослабления \(\:\mu\:/\rho\:\) описывает проникновение фотонов в целевой материал и выделение ими энергии. Его можно рассчитать по следующей формуле:
Где \(\:x\) — толщина материала, \(\:{I}_{0}\) — интенсивность падающего света, а \(\:I\) — интенсивность фотонов после проникновения в материал. Данные по \(\:\mu\:/\rho\:\) можно получить непосредственно из базы данных стандартов NIST 12621. Значения \(\:\mu\:/\rho\:\) для смесей и соединений можно вывести, используя правило аддитивности следующим образом:
HU — это стандартизированная безразмерная единица измерения рентгеновской плотности при интерпретации данных компьютерной томографии (КТ), которая линейно преобразуется из измеренного коэффициента ослабления \(\:\mu\:\). Она определяется следующим образом:
где \(\:{\mu\:}_{вода}\) — коэффициент ослабления воды, а \(\:{\mu\:}_{воздух}\) — коэффициент ослабления воздуха. Следовательно, из формулы (6) видно, что значение HU для воды равно 0, а значение HU для воздуха равно -1000. Значение HU для легких человека колеблется от -600 до -70022.
Было разработано несколько тканеэквивалентных материалов. Гриффит и др.²³ разработали тканеэквивалентную модель человеческого туловища из полиуретана (ПУ), к которой добавляли различные концентрации карбоната кальция (CaCO3) для имитации линейных коэффициентов затухания различных органов человека, включая легкие, и эта модель получила название «Гриффит». Тейлор²⁴ представил вторую модель легочной ткани, разработанную Национальной лабораторией имени Лоуренса Ливермора (LLNL), получившую название LLLL1. Трауб и др.²⁵ разработали новый заменитель легочной ткани с использованием Foamex XRS-272, содержащего 5,25% CaCO3 в качестве усилителя характеристик, который получил название ALT2. В таблицах 1 и 2 представлено сравнение значений \(\:\rho\:\), \(\:{\rho\:}_{e}\), \(\:{Z}_{eff}\), \(\:I\) и коэффициентов массового ослабления для легких человека (ICRU-44) и вышеупомянутых моделей, эквивалентных тканям.
Несмотря на превосходные радиологические свойства, почти все фантомные материалы изготовлены из пенополистирола, а это значит, что механические свойства этих материалов не могут приблизиться к свойствам человеческих легких. Модуль Юнга (МЮ) пенополиуретана составляет около 500 кПа, что далеко от идеальных значений по сравнению с нормальными легкими человека (около 5-10 кПа). Поэтому необходимо разработать новый материал, который мог бы соответствовать механическим и радиологическим характеристикам реальных человеческих легких.
Гидрогели широко используются в тканевой инженерии. Их структура и свойства схожи с внеклеточным матриксом (ВКМ) и легко поддаются регулированию. В данном исследовании в качестве биоматериала для получения пенопластов был выбран чистый альгинат натрия. Альгинатные гидрогели биосовместимы и широко используются в тканевой инженерии благодаря регулируемым механическим свойствам. Элементарный состав альгината натрия (C6H7NaO6)n и присутствие Ca2+ позволяют регулировать его радиологические свойства по мере необходимости. Это сочетание регулируемых механических и радиологических свойств делает альгинатные гидрогели идеальными для нашего исследования. Конечно, альгинатные гидрогели также имеют ограничения, особенно в отношении долговременной стабильности во время моделирования дыхательных циклов. Поэтому необходимы дальнейшие улучшения, которые ожидаются в будущих исследованиях для устранения этих ограничений.
В данной работе мы разработали пеноматериал на основе альгинатного гидрогеля с контролируемыми значениями ρ, эластичностью и радиологическими свойствами, аналогичными свойствам легочной ткани человека. Это исследование предоставит универсальное решение для изготовления тканеподобных фантомов с регулируемыми упругими и радиологическими свойствами. Свойства материала можно легко адаптировать к любой ткани и органу человека.
Целевое соотношение воздуха к объему гидрогелевой пены было рассчитано на основе диапазона единиц Хаунсфилда (HU) легких человека (-600 до -700). Предполагалось, что пена представляет собой простую смесь воздуха и синтетического альгинатного гидрогеля. Используя простое правило сложения отдельных элементов \(\:\mu\:/\rho\:\), можно было рассчитать объемную долю воздуха и объемное соотношение синтезированного альгинатного гидрогеля.
Гидрогелевые пены на основе альгината натрия были приготовлены с использованием альгината натрия (номер детали W201502), CaCO3 (номер детали 795445, молекулярная масса: 100,09) и GDL (номер детали G4750, молекулярная масса: 178,14), приобретенных у компании Sigma-Aldrich, Сент-Луис, Миссури. 70% лаурилэфирсульфат натрия (SLES 70) был приобретен у компании Renowned Trading LLC. В процессе приготовления пены использовалась деионизированная вода. Альгинат натрия растворяли в деионизированной воде при комнатной температуре при постоянном перемешивании (600 об/мин) до получения однородного желтого полупрозрачного раствора. CaCO3 в сочетании с GDL использовали в качестве источника Ca2+ для инициирования гелеобразования. SLES 70 использовали в качестве поверхностно-активного вещества для образования пористой структуры внутри гидрогеля. Концентрация альгината поддерживалась на уровне 5%, а молярное соотношение Ca2+:-COOH — на уровне 0,18. Молярное соотношение CaCO3:GDL также поддерживалось на уровне 0,5 во время приготовления пены для поддержания нейтрального pH. Значение pH составляет 26. Во все образцы добавляли 2% по объему SLES 70. Для контроля соотношения смешивания раствора и воздуха использовали стакан с крышкой. Общий объем стакана составлял 140 мл. На основе результатов теоретических расчетов в стакан добавляли различные объемы смеси (50 мл, 100 мл, 110 мл) для смешивания с воздухом. Образец, содержащий 50 мл смеси, был разработан для смешивания с достаточным количеством воздуха, в то время как в двух других образцах соотношение объемов воздуха контролировалось. Сначала в раствор альгината добавляли SLES 70 и перемешивали электрической мешалкой до полного смешивания. Затем к смеси добавляли суспензию CaCO3 и непрерывно перемешивали до полного перемешивания смеси, после чего ее цвет менялся на белый. Наконец, для инициирования гелеобразования к смеси добавляли раствор GDL, и на протяжении всего процесса поддерживали механическое перемешивание. Для образца, содержащего 50 мл смеси, механическое перемешивание прекращали, когда объем смеси переставал изменяться. Для образцов, содержащих 100 мл и 110 мл смеси, механическое перемешивание прекращали, когда смесь заполняла стакан. Мы также пытались приготовить гидрогелевые пены объемом от 50 мл до 100 мл. Однако наблюдалась структурная нестабильность пены, поскольку она колебалась между состоянием полного перемешивания воздуха и состоянием контроля объема воздуха, что приводило к непостоянному контролю объема. Эта нестабильность вносила неопределенность в расчеты, поэтому этот диапазон объемов не был включен в данное исследование.
Плотность \(\:\rho\:\) гидрогелевой пены рассчитывается путем измерения массы \(\:m\) и объема \(\:V\) образца гидрогелевой пены.
Изображения гидрогелевых пенопластов, полученные с помощью оптического микроскопа, были сделаны с использованием камеры Zeiss Axio Observer A1. Программное обеспечение ImageJ использовалось для расчета количества и распределения размеров пор в образце в определенной области на основе полученных изображений. Предполагается, что форма пор имеет круглую форму.
Для изучения механических свойств альгинатсодержащих гидрогелевых пенопластов были проведены испытания на одноосное сжатие с использованием машины серии TESTRESOURCES 100. Образцы были разрезаны на прямоугольные блоки, и размеры блоков были измерены для расчета напряжений и деформаций. Скорость перемещения траверсы была установлена ​​на 10 мм/мин. Для каждого образца было протестировано три образца, и на основе результатов были рассчитаны среднее значение и стандартное отклонение. Данное исследование было сосредоточено на механических свойствах альгинатсодержащих гидрогелевых пенопластов при сжатии, поскольку легочная ткань подвергается сжимающим силам на определенном этапе дыхательного цикла. Растяжимость, безусловно, имеет решающее значение, особенно для отражения полного динамического поведения легочной ткани, и это будет исследовано в будущих исследованиях.
Подготовленные образцы гидрогелевой пены были отсканированы на двухканальном компьютерном томографе Siemens SOMATOM Drive. Параметры сканирования были установлены следующим образом: 40 мАс, 120 кВ и толщина среза 1 мм. Полученные файлы DICOM были проанализированы с помощью программного обеспечения MicroDicom DICOM Viewer для анализа значений единиц Хаунсфилда (HU) для 5 поперечных срезов каждого образца. Значения HU, полученные с помощью КТ, были сопоставлены с теоретическими расчетами, основанными на данных о плотности образцов.
Цель данного исследования — революционизировать изготовление моделей отдельных органов и искусственных биологических тканей путем разработки мягких материалов. Разработка материалов с механическими и радиологическими свойствами, соответствующими механике работы человеческих легких, важна для целенаправленных применений, таких как улучшение медицинского обучения, планирование хирургических операций и лучевой терапии. На рисунке 1А показано расхождение между механическими и радиологическими свойствами мягких материалов, предположительно используемых для изготовления моделей человеческих легких. На сегодняшний день разработаны материалы, обладающие желаемыми радиологическими свойствами, но их механические свойства не соответствуют требуемым параметрам. Полиуретановая пена и резина являются наиболее широко используемыми материалами для изготовления деформируемых моделей человеческих легких. Механические свойства полиуретановой пены (модуль Юнга, YM) обычно в 10–100 раз выше, чем у нормальной ткани человеческих легких. Материалы, обладающие как желаемыми механическими, так и радиологическими свойствами, пока неизвестны.
(A) Схематическое представление свойств различных мягких материалов и сравнение с легкими человека по плотности, модулю Юнга и радиологическим свойствам (в единицах Хаунсфилда). (B) Рентгенодифракционная картина альгинатного гидрогеля с концентрацией 5% и молярным соотношением Ca2+:-COOH 0,18. (C) Диапазон объемных соотношений воздуха в гидрогелевых пенах. (D) Схематическое представление альгинатного гидрогелевого пена с различными объемными соотношениями воздуха.
Был рассчитан элементный состав альгинатсодержащих гидрогелей с концентрацией 5% и молярным соотношением Ca2+:-COOH 0,18, результаты представлены в таблице 3. Согласно правилу сложения в предыдущей формуле (5), коэффициент массового ослабления альгинатсодержащего гидрогеля \(\:\:\mu\:/\rho\:\) получен, как показано на рисунке 1B.
Значения \(\:\mu\:/\rho\:\) для воздуха и воды были получены непосредственно из эталонной базы данных стандартов NIST 12612. Таким образом, на рисунке 1C показаны рассчитанные объемные соотношения воздуха в гидрогелевых пенах со значениями эквивалента HU от -600 до -700 для легких человека. Теоретически рассчитанное объемное соотношение воздуха остается стабильным в пределах 60–70% в диапазоне энергий от 1 × 10−3 до 2 × 101 МэВ, что указывает на хороший потенциал применения гидрогелевых пен в последующих производственных процессах.
На рисунке 1D показан приготовленный образец альгинатного гидрогелевого пенообразователя. Все образцы были разрезаны на кубики с длиной ребра 12,7 мм. Результаты показали, что образовался однородный, трехмерно стабильный гидрогелевый пенообразователь. Независимо от соотношения объемов воздуха, существенных различий во внешнем виде гидрогелевых пенообразователей не наблюдалось. Самоподдерживающаяся природа гидрогелевого пенообразователя предполагает, что сеть, образованная внутри гидрогеля, достаточно прочна, чтобы выдерживать вес самого пенообразователя. Помимо небольшого количества воды, вытекающей из пенообразователя, пенообразователь также демонстрировал временную стабильность в течение нескольких недель.
Измерив массу и объем образца пены, была рассчитана плотность приготовленной гидрогелевой пены \(\:\rho\:\), результаты представлены в таблице 4. Результаты показывают зависимость \(\:\rho\:\) от объемного соотношения воздуха. При добавлении достаточного количества воздуха к 50 мл образца плотность становится минимальной и составляет 0,482 г/см³. По мере уменьшения количества добавленного воздуха плотность увеличивается до 0,685 г/см³. Максимальное значение p между группами 50 мл, 100 мл и 110 мл составило 0,004 < 0,05, что указывает на статистическую значимость результатов.
Теоретическое значение ρ также рассчитывается с использованием контролируемого соотношения объемов воздуха. Результаты измерений показывают, что ρ на 0,1 г/см³ меньше теоретического значения. Это различие можно объяснить внутренним напряжением, возникающим в гидрогеле в процессе гелеобразования, которое вызывает набухание и, следовательно, приводит к уменьшению ρ. Это было дополнительно подтверждено наблюдением некоторых зазоров внутри гидрогелевой пены на КТ-изображениях, показанных на рисунке 2 (A, B и C).
Изображения гидрогелевых пенопластов с различным содержанием воздуха, полученные с помощью оптической микроскопии: (A) 50, (B) 100 и (C) 110. Количество ячеек и распределение размеров пор в образцах альгинатного гидрогелевого пенопласта: (D) 50, (E) 100, (F) 110.
На рисунке 3 (A, B, C) показаны изображения образцов гидрогелевой пены с различным соотношением объемов воздуха, полученные с помощью оптического микроскопа. Результаты демонстрируют оптическую структуру гидрогелевой пены, четко показывая изображения пор с различными диаметрами. Распределение количества и диаметров пор было рассчитано с помощью ImageJ. Для каждого образца было сделано шесть изображений, каждое изображение имело размер 1125,27 мкм × 843,96 мкм, а общая анализируемая площадь для каждого образца составляла 5,7 мм².
(A) Зависимость напряжения от деформации при сжатии для альгинатсодержащих гидрогелевых пенопластов с различным соотношением объемов воздуха. (B) Экспоненциальная аппроксимация. (C) Модуль упругости при сжатии E0 гидрогелевых пенопластов с различным соотношением объемов воздуха. (D) Предельное напряжение и деформация при сжатии альгинатсодержащих гидрогелевых пенопластов с различным соотношением объемов воздуха.
На рисунке 3 (D, E, F) показано, что распределение размеров пор относительно равномерное, варьируясь от десятков микрометров до примерно 500 микрометров. Размер пор в основном однороден и незначительно уменьшается с уменьшением объема воздуха. Согласно данным испытаний, средний размер пор образца объемом 50 мл составляет 192,16 мкм, медиана — 184,51 мкм, а количество пор на единицу площади — 103; средний размер пор образца объемом 100 мл составляет 156,62 мкм, медиана — 151,07 мкм, а количество пор на единицу площади — 109; соответствующие значения для образца объемом 110 мл составляют 163,07 мкм, 150,29 мкм и 115 соответственно. Полученные данные показывают, что более крупные поры оказывают большее влияние на статистические результаты среднего размера пор, а медианный размер пор лучше отражает тенденцию изменения размера пор. По мере увеличения объема образца от 50 мл до 110 мл количество пор также увеличивается. Объединяя статистические результаты медианного диаметра пор и количества пор, можно сделать вывод, что с увеличением объема внутри образца образуется больше пор меньшего размера.
Данные механических испытаний представлены на рисунках 4A и 4D. На рисунке 4A показано поведение зависимости напряжения от деформации при сжатии для полученных гидрогелевых пенопластов с различным соотношением объемов воздуха. Результаты показывают, что все образцы имеют схожее нелинейное поведение зависимости напряжения от деформации. Для каждого образца напряжение возрастает быстрее с увеличением деформации. К поведению зависимости напряжения от деформации при сжатии гидрогелевого пенопласта была подогнана экспоненциальная кривая. На рисунке 4B показаны результаты после применения экспоненциальной функции в качестве аппроксимирующей модели к гидрогелевому пенопласту.
Для гидрогелевых пенопластов с различным соотношением объемов воздуха также был изучен их модуль сжатия (E0). Аналогично анализу гидрогелей, модуль Юнга при сжатии исследовался в диапазоне начальной деформации 20%. Результаты испытаний на сжатие показаны на рисунке 4C. Результаты на рисунке 4C показывают, что по мере уменьшения соотношения объемов воздуха от образца 50 до образца 110 модуль Юнга при сжатии E0 альгинатного гидрогелевого пенопласта увеличивается с 10,86 кПа до 18 кПа.
Аналогичным образом были получены полные кривые напряжение-деформация для пенообразных гидрогелей, а также значения предельного напряжения и деформации при сжатии. На рисунке 4D показаны предельное напряжение и деформация при сжатии пенообразных гидрогелей на основе альгината. Каждая точка данных представляет собой среднее значение трех результатов испытаний. Результаты показывают, что предельное напряжение при сжатии увеличивается с 9,84 кПа до 17,58 кПа с уменьшением содержания газа. Предельная деформация остается стабильной на уровне около 38%.
На рисунке 2 (A, B и C) показаны КТ-изображения гидрогелевых пен с различным соотношением объемов воздуха, соответствующие образцам 50, 100 и 110 соответственно. Изображения показывают, что образовавшаяся гидрогелевая пена практически однородна. В образцах 100 и 110 наблюдалось небольшое количество зазоров. Образование этих зазоров может быть связано с внутренним напряжением, возникающим в гидрогеле в процессе гелеобразования. Мы рассчитали значения HU для 5 поперечных сечений каждого образца и привели их в таблице 5 вместе с соответствующими результатами теоретических расчетов.
В таблице 5 показано, что образцы с различными объемными соотношениями воздуха получили разные значения HU. Максимальное значение p между группами 50 мл, 100 мл и 110 мл составило 0,004 < 0,05, что указывает на статистическую значимость результатов. Среди трех исследованных образцов образец со смесью 50 мл имел рентгенологические свойства, наиболее близкие к свойствам легких человека. Последний столбец таблицы 5 — это результат, полученный теоретическим расчетом на основе измеренного значения пены \(\:\rho\:\). Сравнивая измеренные данные с теоретическими результатами, можно обнаружить, что значения HU, полученные с помощью КТ-сканирования, в целом близки к теоретическим результатам, что, в свою очередь, подтверждает результаты расчета объемного соотношения воздуха на рисунке 1C.
Основная цель данного исследования — создание материала с механическими и радиологическими свойствами, сопоставимыми со свойствами легких человека. Эта цель была достигнута путем разработки гидрогелевого материала с заданными механическими и радиологическими свойствами, эквивалентными свойствам тканей, максимально приближенными к свойствам легких человека. Руководствуясь теоретическими расчетами, были приготовлены гидрогелевые пены с различным соотношением объемов воздуха путем механического смешивания раствора альгината натрия, CaCO3, GDL и SLES 70. Морфологический анализ показал образование однородной трехмерной стабильной гидрогелевой пены. Изменяя соотношение объемов воздуха, можно произвольно изменять плотность и пористость пены. С увеличением содержания воздуха размер пор незначительно уменьшается, а количество пор увеличивается. Для анализа механических свойств альгинатсодержащих гидрогелевых пен были проведены испытания на сжатие. Результаты показали, что модуль сжатия (E0), полученный в ходе испытаний на сжатие, находится в идеальном диапазоне для легких человека. E0 увеличивается по мере уменьшения соотношения объемов воздуха. Значения радиологических свойств (HU) приготовленных образцов были получены на основе данных КТ образцов и сопоставлены с результатами теоретических расчетов. Результаты оказались благоприятными. Измеренное значение также близко к значению HU человеческих легких. Результаты показывают, что возможно создание имитирующих ткани гидрогелевых пенопластов с идеальным сочетанием механических и радиологических свойств, имитирующих свойства человеческих легких.
Несмотря на многообещающие результаты, существующие методы изготовления нуждаются в усовершенствовании для лучшего контроля соотношения объема воздуха и пористости, чтобы соответствовать прогнозам, полученным на основе теоретических расчетов и реальных человеческих легких как в глобальном, так и в локальном масштабах. Настоящее исследование также ограничено тестированием механики сжатия, что ограничивает потенциальное применение фантома фазой сжатия дыхательного цикла. В будущих исследованиях было бы полезно изучить испытания на растяжение, а также общую механическую стабильность материала для оценки потенциальных применений в условиях динамической нагрузки. Несмотря на эти ограничения, данное исследование знаменует собой первую успешную попытку объединить радиологические и механические свойства в одном материале, имитирующем человеческие легкие.
Наборы данных, сгенерированные и/или проанализированные в ходе данного исследования, доступны у соответствующего автора по обоснованному запросу. Как эксперименты, так и наборы данных воспроизводимы.
Сонг, Г. и др. Новые нанотехнологии и передовые материалы для лучевой терапии рака. Adv. Mater. 29, 1700996. https://doi.org/10.1002/adma.201700996 (2017).
Килл, П. Дж. и др. Отчет рабочей группы AAPM 76a по управлению дыхательными движениями в радиационной онкологии. Med. Phys. 33, 3874–3900. https://doi.org/10.1118/1.2349696 (2006).
Аль-Майя, А., Мозли, Дж., и Брок, К.К. Моделирование нелинейностей интерфейса и материала в легких человека. Физика, медицина и биология 53, 305–317. https://doi.org/10.1088/0031-9155/53/1/022 (2008).
Ван, С. и др. Модель рака легких, имитирующая опухоль, созданная с помощью 3D-биопечати. ​​3. Биотехнология. 8 https://doi.org/10.1007/s13205-018-1519-1 (2018).
Ли, М. и др. Моделирование деформации легких: метод, сочетающий методы деформируемой регистрации изображений и пространственно изменяющуюся оценку модуля Юнга. Med. Phys. 40, 081902. https://doi.org/10.1118/1.4812419 (2013).
Гимарайнш, К.Ф. и др. Жесткость живой ткани и ее значение для тканевой инженерии. Nature Reviews Materials and Environment 5, 351–370 (2020).