Дякуємо за відвідування сайту nature.com. Версія браузера, яку ви використовуєте, має обмежену підтримку CSS. Для найкращої роботи рекомендуємо використовувати останню версію браузера (або вимкнути режим сумісності в Internet Explorer). Крім того, для забезпечення постійної підтримки цей сайт не міститиме стилів або JavaScript.
Рух органів і тканин може призвести до помилок у позиціонуванні рентгенівських променів під час променевої терапії. Тому для оптимізації променевої терапії необхідні матеріали з тканинно-еквівалентними механічними та радіологічними властивостями, щоб імітувати рух органів. Однак розробка таких матеріалів залишається проблемою. Альгінатні гідрогелі мають властивості, подібні до властивостей позаклітинного матриксу, що робить їх перспективними як тканинно-еквівалентні матеріали. У цьому дослідженні альгінатні гідрогелеві піни з бажаними механічними та радіологічними властивостями були синтезовані шляхом вивільнення Ca2+ in situ. Співвідношення повітря до об'єму ретельно контролювалося для отримання гідрогелевих пін з певними механічними та радіологічними властивостями. Була охарактеризована макро- та мікроморфологія матеріалів, а також досліджена поведінка гідрогелевих пін під час стискання. Радіологічні властивості були оцінені теоретично та перевірені експериментально за допомогою комп'ютерної томографії. Це дослідження проливає світло на майбутній розвиток тканинно-еквівалентних матеріалів, які можна використовувати для оптимізації дози опромінення та контролю якості під час променевої терапії.
Променева терапія є поширеним методом лікування раку1. Рух органів і тканин часто призводить до помилок у позиціонуванні рентгенівських променів під час променевої терапії2, що може призвести до недостатнього лікування пухлини та надмірного опромінення навколишніх здорових клітин непотрібним випромінюванням. Здатність передбачати рух органів і тканин має вирішальне значення для мінімізації помилок локалізації пухлини. Це дослідження було зосереджено на легенях, оскільки вони зазнають значних деформацій і рухів, коли пацієнти дихають під час променевої терапії. Були розроблені та застосовані різні моделі скінченних елементів для моделювання руху легень людини3,4,5. Однак органи та тканини людини мають складну геометрію та дуже залежать від пацієнта. Тому матеріали з тканинно-еквівалентними властивостями дуже корисні для розробки фізичних моделей для перевірки теоретичних моделей, сприяння покращенню медичного лікування та для цілей медичної освіти.
Розробка матеріалів, що імітують м'які тканини, для досягнення складної зовнішньої та внутрішньої структурної геометрії привернула значну увагу, оскільки їхні властиві механічні невідповідності можуть призвести до збоїв у цільових застосуваннях6,7. Моделювання складної біомеханіки легеневої тканини, яка поєднує надзвичайну м'якість, еластичність та структурну пористість, створює значні труднощі у розробці моделей, які точно відтворюють людські легені. Інтеграція та узгодження механічних та радіологічних властивостей є критично важливими для ефективної роботи моделей легень у терапевтичних втручаннях. Адитивне виробництво довело свою ефективність у розробці моделей, специфічних для пацієнта, що дозволяє швидке прототипування складних конструкцій. Шин та ін.8 розробили відтворювану, деформовану модель легень з 3D-друкованими дихальними шляхами. Хаселаар та ін.9 розробили фантом, дуже схожий на реальних пацієнтів, для оцінки якості зображення та методів перевірки положення при променевій терапії. Хонг та ін.10 розробили модель КТ грудної клітки з використанням 3D-друку та технології силіконового лиття для відтворення інтенсивності КТ різних уражень легень з метою оцінки точності кількісного визначення. Однак ці прототипи часто виготовляються з матеріалів, ефективні властивості яких дуже відрізняються від властивостей легеневої тканини11.
Наразі більшість фантомів легень виготовляються з силікону або поліуретанової піни, які не відповідають механічним та радіологічним властивостям справжньої паренхіми легень.12,13 Альгінатні гідрогелі є біосумісними та широко використовуються в тканинній інженерії завдяки своїм регульованим механічним властивостям.14 Однак відтворення надм’якої, піноподібної консистенції, необхідної для фантома легень, який точно імітує еластичність та структуру наповнення легеневої тканини, залишається експериментальним завданням.
У цьому дослідженні було прийнято припущення, що тканина легень є однорідним еластичним матеріалом. Щільність тканини легень людини (ρ) становить 1,06 г/см3, а щільність легені в наповненому стані – 0,26 г/см315. За допомогою різних експериментальних методів було отримано широкий діапазон значень модуля Юнга (MY) тканини легень. Лай-Фук та ін.16 виміряли YM легень людини при рівномірному наповненні, який становив 0,42–6,72 кПа. Госс та ін.17 використовували магнітно-резонансну еластографію та повідомили про YM 2,17 кПа. Лю та ін.18 повідомили про безпосередньо виміряний YM 0,03–57,2 кПа. Ілегбусі та ін.19 оцінили YM як 0,1–2,7 кПа на основі даних 4D КТ, отриманих від вибраних пацієнтів.
Для радіологічних властивостей легень використовується кілька параметрів, що описують взаємодію тканини легень з рентгенівським випромінюванням, включаючи елементний склад, електронну густину (\(\:{\rho\:}_{e}\)), ефективний атомний номер (\(\:{Z}_{eff}\)), середню енергію збудження (\(\:I\)\)), коефіцієнт ослаблення маси (\(\:\mu\:/\rho\:\)) та одиницю Хаунсфілда (HU), яка безпосередньо пов'язана з \(\:\mu\:/\rho\:\).
Електронна густина \(\:{\rho\:}_{e}\) визначається як кількість електронів на одиницю об'єму та розраховується наступним чином:
де ρ — густина матеріалу в г/см3, N — A — стала Авогадро, w — i — масова частка, Z — i — атомний номер, A — i — атомна маса i-го елемента.
Атомний номер безпосередньо пов'язаний з характером радіаційної взаємодії всередині матеріалу. Для сполук та сумішей, що містять кілька елементів (наприклад, тканини), необхідно розрахувати ефективний атомний номер \(\:{Z}_{eff}\). Формулу запропонували Мерті та ін.20:
Середня енергія збудження \(\:I\) описує, наскільки легко цільовий матеріал поглинає кінетичну енергію проникаючих частинок. Вона описує лише властивості цільового матеріалу і не має нічого спільного з властивостями частинок. \(\:I\) можна розрахувати, застосовуючи правило адитивності Брегга:
Коефіцієнт ослаблення маси (μ/ρ) описує проникнення та вивільнення енергії фотонів у матеріалі мішені. Його можна розрахувати за такою формулою:
Де \(\:x\) — товщина матеріалу, \(\:{I}_{0}\) — інтенсивність падаючого світла, а \(\:I\) — інтенсивність фотонів після проникнення в матеріал. Дані \(\:\mu\:/\rho\:\) можна отримати безпосередньо з бази даних стандартів NIST 12621. Значення \(\:\mu\:/\rho\:\) для сумішей та сполук можна отримати за допомогою правила адитивності наступним чином:
HU — це стандартизована безрозмірна одиниця вимірювання радіощільності при інтерпретації даних комп'ютерної томографії (КТ), яка лінійно перетворюється з виміряного коефіцієнта ослаблення \(\:\mu\:\). Вона визначається як:
де \(\:{\mu\:}_{вода}\) — коефіцієнт ослаблення води, а \(\:{\mu\:}_{повітря}\) — коефіцієнт ослаблення повітря. Отже, з формули (6) ми бачимо, що значення HU води дорівнює 0, а значення HU повітря — -1000. Значення HU для легень людини коливається від -600 до -70022.
Було розроблено кілька тканинно-еквівалентних матеріалів. Гріффіт та ін.23 розробили тканинно-еквівалентну модель людського тулуба, виготовлену з поліуретану (ПУ), до якого були додані різні концентрації карбонату кальцію (CaCO3) для імітації лінійних коефіцієнтів ослаблення різних людських органів, включаючи легені людини, і модель отримала назву Гріффіт. Тейлор24 представив другу модель, еквівалентну легеневій тканині, розроблену Ліверморською національною лабораторією імені Лоуренса (LLNL), під назвою LLLL1. Трауб та ін.25 розробили новий замінник легеневої тканини, використовуючи Foamex XRS-272, що містить 5,25% CaCO3, як підсилювач продуктивності, який отримав назву ALT2. У таблицях 1 та 2 показано порівняння коефіцієнтів ослаблення за масою \(\:\rho\:\), \(\:{\rho\:}_{e}\), \(\:{Z}_{eff}\), \(\:I\) та масових коефіцієнтів ослаблення для легень людини (ICRU-44) та вищезазначених моделей тканинно-еквівалентних.
Незважаючи на досягнуті чудові радіологічні властивості, майже всі матеріали фантома виготовлені з пінополістиролу, а це означає, що механічні властивості цих матеріалів не можуть наблизитися до властивостей людських легень. Модуль Юнга (YM) поліуретанової піни становить близько 500 кПа, що далеко не ідеально порівняно зі звичайними людськими легенями (близько 5-10 кПа). Тому необхідно розробити новий матеріал, який міг би відповідати механічним та радіологічним характеристикам реальних людських легень.
Гідрогелі широко використовуються в тканинній інженерії. Їхня структура та властивості подібні до позаклітинного матриксу (ECM) і легко регулюються. У цьому дослідженні чистий альгінат натрію був обраний як біоматеріал для приготування пін. Альгінатні гідрогелі є біосумісними та широко використовуються в тканинній інженерії завдяки своїм регульованим механічним властивостям. Елементарний склад альгінату натрію (C6H7NaO6)n та наявність Ca2+ дозволяють регулювати його радіологічні властивості за потреби. Таке поєднання регульованих механічних та радіологічних властивостей робить альгінатні гідрогелі ідеальними для нашого дослідження. Звичайно, альгінатні гідрогелі також мають обмеження, особливо щодо довготривалої стабільності під час імітації дихальних циклів. Тому необхідні подальші вдосконалення, які очікуються в майбутніх дослідженнях для усунення цих обмежень.
У цій роботі ми розробили пінний матеріал на основі альгінатного гідрогелю з контрольованими значеннями rho, еластичністю та радіологічними властивостями, подібними до властивостей тканини легень людини. Це дослідження запропонує загальне рішення для створення тканиноподібних фантомів з налаштованими еластичними та радіологічними властивостями. Властивості матеріалу можна легко адаптувати до будь-якої тканини та органу людини.
Цільове співвідношення повітря до об'єму гідрогелевої піни було розраховано на основі діапазону HU легень людини (від -600 до -700). Було прийнято вважати, що піна являє собою просту суміш повітря та синтетичного альгінатного гідрогелю. Використовуючи просте правило додавання окремих елементів (μ/ρ), можна було розрахувати об'ємну частку повітря та об'ємне співвідношення синтезованого альгінатного гідрогелю.
Піни альгінатного гідрогелю готували з використанням альгінату натрію (номер деталі W201502), CaCO3 (номер деталі 795445, MW: 100,09) та GDL (номер деталі G4750, MW: 178,14), придбаних у компанії Sigma-Aldrich Company, Сент-Луїс, Міссурі. 70% лаурилсульфат натрію (SLES 70) був придбаний у Renowned Trading LLC. У процесі приготування піни використовували деіонізовану воду. Альгінат натрію розчиняли в деіонізованій воді при кімнатній температурі при постійному перемішуванні (600 об/хв) до отримання однорідного жовтого напівпрозорого розчину. CaCO3 у поєднанні з GDL використовували як джерело Ca2+ для ініціювання гелеутворення. SLES 70 використовували як поверхнево-активну речовину для формування пористої структури всередині гідрогелю. Концентрацію альгінату підтримували на рівні 5%, а молярне співвідношення Ca2+:-COOH підтримували на рівні 0,18. Молярне співвідношення CaCO3:GDL також підтримувалося на рівні 0,5 під час приготування піни для підтримки нейтрального pH. Значення становить 26,2% за об'ємом SLES 70 додавали до всіх зразків. Для контролю співвідношення змішування розчину та повітря використовували мензурку з кришкою. Загальний об'єм мензурки становив 140 мл. Виходячи з результатів теоретичних розрахунків, різні об'єми суміші (50 мл, 100 мл, 110 мл) додавали до мензурки для змішування з повітрям. Зразок, що містив 50 мл суміші, був розрахований на змішування з достатньою кількістю повітря, тоді як співвідношення об'єму повітря в двох інших зразках контролювалося. Спочатку до розчину альгінату додавали SLES 70 та перемішували електричною мішалкою до повного перемішування. Потім до суміші додавали суспензію CaCO3 та безперервно перемішували до повного перемішування суміші, коли її колір змінювався на білий. Нарешті, до суміші додавали розчин GDL для ініціювання гелеутворення, і механічне перемішування підтримували протягом усього процесу. Для зразка, що містив 50 мл суміші, механічне перемішування припиняли, коли об'єм суміші перестав змінюватися. Для зразків, що містилося 100 мл та 110 мл суміші, механічне перемішування припиняли, коли суміш заповнила склянку. Ми також спробували приготувати гідрогелеві піни об'ємом від 50 мл до 100 мл. Однак спостерігалася структурна нестабільність піни, оскільки вона коливалася між станом повного перемішування повітря та станом контролю об'єму повітря, що призводило до непослідовного контролю об'єму. Ця нестабільність вносила невизначеність у розрахунки, тому цей діапазон об'ємів не був включений до цього дослідження.
Густина (ρ) гідрогелевої піни розраховується шляхом вимірювання маси (m) та об'єму (V) зразка гідрогелевої піни.
Оптичні мікроскопічні зображення гідрогелевих пін були отримані за допомогою камери Zeiss Axio Observer A1. Для розрахунку кількості та розподілу розмірів пор у зразку в певній області на основі отриманих зображень було використано програмне забезпечення ImageJ. Форма пор вважається круглою.
Для вивчення механічних властивостей альгінатних гідрогелевих пін були проведені випробування на одноосьове стискання за допомогою машини TESTRESOURCES серії 100. Зразки були нарізані на прямокутні блоки, а розміри блоків були виміряні для розрахунку напружень та деформацій. Швидкість траверси була встановлена ​​на рівні 10 мм/хв. Для кожного зразка було випробувано три зразки, і за результатами було розраховано середнє значення та стандартне відхилення. Це дослідження було зосереджено на компресійних механічних властивостях альгінатних гідрогелевих пін, оскільки легенева тканина піддається стискаючим силам на певному етапі дихального циклу. Розтяжність, звичайно, має вирішальне значення, особливо для відображення повної динамічної поведінки легеневої тканини, і це буде досліджено в майбутніх дослідженнях.
Підготовлені зразки гідрогелевої піни сканували на двоканальному комп'ютерному томографі Siemens SOMATOM Drive. Параметри сканування були встановлені наступним чином: 40 мАс, 120 кВп та товщина зрізу 1 мм. Отримані DICOM-файли аналізували за допомогою програмного забезпечення MicroDicom DICOM Viewer для аналізу значень HU 5 поперечних перерізів кожного зразка. Значення HU, отримані за допомогою КТ, порівнювали з теоретичними розрахунками, заснованими на даних про щільність зразків.
Метою цього дослідження є революціонізація виготовлення моделей окремих органів та штучних біологічних тканин шляхом розробки м'яких матеріалів. Розробка матеріалів з механічними та радіологічними властивостями, що відповідають механіці роботи легень людини, важлива для цільових застосувань, таких як покращення медичної підготовки, хірургічне планування та планування променевої терапії. На рисунку 1A ми відобразили розбіжність між механічними та радіологічними властивостями м'яких матеріалів, які ймовірно використовуються для виготовлення моделей легень людини. На сьогоднішній день розроблені матеріали, які демонструють бажані радіологічні властивості, але їхні механічні властивості не відповідають бажаним вимогам. Пінополіуретан та гума є найбільш широко використовуваними матеріалами для виготовлення деформованих моделей легень людини. Механічні властивості пінополіуретану (модуль Юнга, YM) зазвичай у 10-100 разів перевищують характеристики нормальної тканини легень людини. Матеріали, які демонструють як бажані механічні, так і радіологічні властивості, ще не відомі.
(A) Схематичне зображення властивостей різних м'яких матеріалів та порівняння з легенями людини з точки зору щільності, модуля Юнга та радіологічних властивостей (в HU). (B) Рентгенівська дифрактограма альгінатного гідрогелю \(\:\mu\:/\rho\:\) з концентрацією 5% та молярним співвідношенням Ca2+:-COOH 0,18. (C) Діапазон співвідношень об'ємів повітря в гідрогелевих пінах. (D) Схематичне зображення альгінатних гідрогелевих пін з різними співвідношеннями об'ємів повітря.
Було розраховано елементний склад альгінатних гідрогелів з концентрацією 5% та молярним співвідношенням Ca2+:-COOH 0,18, а результати наведено в таблиці 3. Відповідно до правила додавання в попередній формулі (5), коефіцієнт ослаблення маси альгінатного гідрогелю (\:\:\μ\:/\ρ\:\) отримано, як показано на рисунку 1B.
Значення \(\:\mu\:/\rho\:\) ​​для повітря та води були отримані безпосередньо з довідкової бази даних стандартів NIST 12612. Таким чином, на рисунку 1C показано розраховані співвідношення об'ємів повітря в гідрогелевих пінах з еквівалентними значеннями HU від -600 до -700 для легень людини. Теоретично розраховане співвідношення об'ємів повітря стабільне в межах 60–70% в діапазоні енергії від 1 × 10−3 до 2 × 101 МеВ, що вказує на хороший потенціал для застосування гідрогелевої піни в подальших виробничих процесах.
На рисунку 1D показано підготовлений зразок піни альгінатного гідрогелю. Усі зразки були нарізані кубиками з довжиною ребра 12,7 мм. Результати показали, що утворилася однорідна, тривимірно стабільна гідрогелева піна. Незалежно від співвідношення об'єму повітря, суттєвих відмінностей у зовнішньому вигляді гідрогелевих пін не спостерігалося. Самопідтримувальний характер гідрогелевої піни свідчить про те, що мережа, утворена всередині гідрогелю, достатньо міцна, щоб витримувати вагу самої піни. Окрім невеликого витоку води з піни, піна також демонструвала тимчасову стабільність протягом кількох тижнів.
Вимірюючи масу та об'єм зразка піни, було розраховано густину приготовленої гідрогелевої піни (ρ), а результати наведено в таблиці 4. Результати показують залежність (ρ) від об'ємного співвідношення повітря. Коли достатня кількість повітря змішується з 50 мл зразка, густина стає найнижчою і становить 0,482 г/см3. Зі зменшенням кількості змішаного повітря густина збільшується до 0,685 г/см3. Максимальне значення p між групами 50 мл, 100 мл та 110 мл становило 0,004 < 0,05, що вказує на статистичну значущість результатів.
Теоретичне значення \(\:\rho\:\) також розраховується з використанням контрольованого співвідношення об'ємів повітря. Результати вимірювань показують, що \(\:\rho\:\) на 0,1 г/см³ менше за теоретичне значення. Цю різницю можна пояснити внутрішньою напругою, що виникає в гідрогелі під час процесу гелеутворення, що викликає набухання і, таким чином, призводить до зменшення \(\:\rho\:\). Це було додатково підтверджено спостереженням деяких проміжків всередині гідрогелевої піни на КТ-зображеннях, показаних на рисунку 2 (A, B та C).
Зображення гідрогелевих пін з різним об'ємом повітря, отримані за допомогою оптичної мікроскопії (A) 50, (B) 100 та (C) 110. Кількість клітин та розподіл розмірів пор у зразках альгінатної гідрогелевої піни (D) 50, (E) 100, (F) 110.
На рисунку 3 (A, B, C) показано зображення зразків гідрогелевої піни з різними співвідношеннями об'ємів повітря, отримані за допомогою оптичного мікроскопа. Результати демонструють оптичну структуру гідрогелевої піни, чітко показуючи зображення пор різного діаметра. Розподіл кількості пор та діаметра було розраховано за допомогою ImageJ. Для кожного зразка було зроблено шість зображень, кожне зображення мало розмір 1125,27 мкм × 843,96 мкм, а загальна аналізована площа для кожного зразка становила 5,7 мм².
(A) Поведінка стиску та деформації альгінатних гідрогелевих пін з різними співвідношеннями об'ємів повітря. (B) Експоненціальна апроксимація. (C) Стиснення E0 гідрогелевих пін з різними співвідношеннями об'ємів повітря. (D) Граничні стискувальні напруження та деформація альгінатних гідрогелевих пін з різними співвідношеннями об'ємів повітря.
На рисунку 3 (D, E, F) показано, що розподіл розмірів пор є відносно рівномірним, коливаючись від десятків мікрометрів до приблизно 500 мікрометрів. Розмір пор є практично рівномірним і дещо зменшується зі зменшенням об'єму повітря. Згідно з даними випробувань, середній розмір пор зразка об'ємом 50 мл становить 192,16 мкм, медіана – 184,51 мкм, а кількість пор на одиницю площі – 103; середній розмір пор зразка об'ємом 100 мл становить 156,62 мкм, медіана – 151,07 мкм, а кількість пор на одиницю площі – 109; відповідні значення зразка об'ємом 110 мл становлять 163,07 мкм, 150,29 мкм та 115 відповідно. Дані показують, що більші пори мають більший вплив на статистичні результати середнього розміру пор, а медіанний розмір пор може краще відображати тенденцію зміни розміру пор. Зі збільшенням об'єму зразка від 50 мл до 110 мл кількість пор також збільшується. Поєднуючи статистичні результати медіанного діаметра пор та кількості пор, можна зробити висновок, що зі збільшенням об'єму всередині зразка утворюється більше пор меншого розміру.
Дані механічних випробувань показано на рисунках 4A та 4D. На рисунку 4A показано поведінку стискних напружень-деформацій підготовлених гідрогелевих пін з різними співвідношеннями об'ємів повітря. Результати показують, що всі зразки мають подібну нелінійну поведінку напружень-деформацій. Для кожного зразка напруження зростає швидше зі збільшенням деформації. Експоненціальна крива була апроксимована поведінкою стискних напружень-деформацій гідрогелевої піни. На рисунку 4B показано результати після застосування експоненціальної функції як апроксимуючої моделі до гідрогелевої піни.
Для гідрогелевих пін з різним співвідношенням об'ємів повітря також досліджували їх модуль стиску (E0). Подібно до аналізу гідрогелів, модуль Юнга при стиску досліджували в діапазоні 20% початкової деформації. Результати випробувань на стиск показано на рисунку 4C. Результати на рисунку 4C показують, що зі зменшенням співвідношення об'ємів повітря від зразка 50 до зразка 110 модуль Юнга при стиску E0 альгінатної гідрогелевої піни збільшується з 10,86 кПа до 18 кПа.
Аналогічно, були отримані повні криві залежності напруження від деформації гідрогелевих пін, а також значення граничного стискального напруження та деформації. На рисунку 4D показано граничне стискальне напруження та деформацію альгінатних гідрогелевих пін. Кожна точка даних є середнім значенням трьох результатів випробувань. Результати показують, що граничне стискальне напруження збільшується з 9,84 кПа до 17,58 кПа зі зменшенням вмісту газу. Гранична деформація залишається стабільною на рівні близько 38%.
На рисунку 2 (A, B та C) показано КТ-зображення гідрогелевих пін з різними співвідношеннями об'ємів повітря, що відповідають зразкам 50, 100 та 110 відповідно. Зображення показують, що утворена гідрогелева піна є майже однорідною. У зразках 100 та 110 спостерігалася невелика кількість щілин. Утворення цих щілин може бути пов'язане з внутрішніми напруженнями, що виникають у гідрогелі під час процесу гелеутворення. Ми розрахували значення HU для 5 поперечних перерізів кожного зразка та навели їх у таблиці 5 разом з відповідними результатами теоретичних розрахунків.
У таблиці 5 показано, що зразки з різними співвідношеннями об'ємів повітря отримали різні значення HU. Максимальне значення p між групами 50 мл, 100 мл та 110 мл становило 0,004 < 0,05, що вказує на статистичну значущість результатів. Серед трьох протестованих зразків зразок із сумішшю 50 мл мав радіологічні властивості, найближчі до властивостей легень людини. В останньому стовпці таблиці 5 наведено результат, отриманий за допомогою теоретичного розрахунку на основі виміряного значення піни (ρ). Порівнюючи виміряні дані з теоретичними результатами, можна виявити, що значення HU, отримані за допомогою комп'ютерної томографії, загалом близькі до теоретичних результатів, що, у свою чергу, підтверджує результати розрахунку співвідношення об'ємів повітря на рисунку 1C.
Головною метою цього дослідження є створення матеріалу з механічними та радіологічними властивостями, порівнянними з властивостями людських легень. Цієї мети було досягнуто шляхом розробки матеріалу на основі гідрогелю з адаптованими тканинно-еквівалентними механічними та радіологічними властивостями, максимально наближеними до властивостей людських легень. Керуючись теоретичними розрахунками, гідрогелеві піни з різним об'ємним співвідношенням повітря були отримані шляхом механічного змішування розчину альгінату натрію, CaCO3, GDL та SLES 70. Морфологічний аналіз показав, що утворилася однорідна тривимірна стабільна гідрогелева піна. Змінюючи об'ємне співвідношення повітря, щільність та пористість піни можна змінювати довільно. Зі збільшенням об'ємного вмісту повітря розмір пор дещо зменшується, а кількість пор збільшується. Були проведені випробування на стиснення для аналізу механічних властивостей альгінатних гідрогелевих пін. Результати показали, що модуль стиску (E0), отриманий у результаті випробувань на стиснення, знаходиться в ідеальному діапазоні для людських легень. E0 збільшується зі зменшенням об'ємного співвідношення повітря. Значення радіологічних властивостей (HU) підготовлених зразків були отримані на основі даних КТ зразків та порівняні з результатами теоретичних розрахунків. Результати були сприятливими. Виміряне значення також близьке до значення HU легень людини. Результати показують, що можливо створити гідрогелеві піни, що імітують тканини, з ідеальним поєднанням механічних та радіологічних властивостей, що імітують властивості легень людини.
Незважаючи на багатообіцяючі результати, сучасні методи виготовлення потребують удосконалення, щоб краще контролювати співвідношення об'єму повітря та пористість, що відповідає прогнозам теоретичних розрахунків та реальних людських легень як на глобальному, так і на локальному рівнях. Поточне дослідження також обмежується тестуванням механіки стиснення, що обмежує потенційне застосування фантома фазою стиснення дихального циклу. Подальші дослідження виграли б від вивчення випробувань на розтяг, а також загальної механічної стабільності матеріалу для оцінки потенційного застосування в умовах динамічного навантаження. Незважаючи на ці обмеження, дослідження знаменує собою першу успішну спробу поєднати радіологічні та механічні властивості в одному матеріалі, що імітує людські легені.
Набори даних, згенеровані та/або проаналізовані під час поточного дослідження, доступні у відповідного автора за обґрунтованим запитом. Як експерименти, так і набори даних є відтворюваними.
Сонг, Г. та ін. Новітні нанотехнології та передові матеріали для променевої терапії раку. Adv. Mater. 29, 1700996. https://doi.org/10.1002/adma.201700996 (2017).
Кілл, П. Дж. та ін. Звіт робочої групи AAPM 76a з управління респіраторними рухами в радіаційній онкології. Мед. Фізика 33, 3874–3900. https://doi.org/10.1118/1.2349696 (2006).
Аль-Майя, А., Мозлі, Дж. та Брок, К.К. Моделювання інтерфейсу та матеріальних нелінійностей у легенях людини. Фізика та медицина та біологія 53, 305–317. https://doi.org/10.1088/0031-9155/53/1/022 (2008).
Ван, Х. та ін. Пухлиноподібна модель раку легенів, створена за допомогою 3D-біодруку. 3. Біотехнологія. 8 https://doi.org/10.1007/s13205-018-1519-1 (2018).
Лі, М. та ін. Моделювання деформації легень: метод, що поєднує методи реєстрації деформованих зображень та просторово-змінну оцінку модуля Юнга. Мед. Фізика 40, 081902. https://doi.org/10.1118/1.4812419 (2013).
Гімарайнш, К. Ф. та ін. Жорсткість живої тканини та її значення для тканинної інженерії. Nature Reviews Materials and Environment 5, 351–370 (2020).