Dziękujemy za odwiedzenie strony nature.com. Używana przez Ciebie wersja przeglądarki ma ograniczoną obsługę CSS. Aby zapewnić najlepsze wrażenia, zalecamy korzystanie z najnowszej wersji przeglądarki (lub wyłączenie trybu zgodności w przeglądarce Internet Explorer). Dodatkowo, aby zapewnić ciągłą obsługę, ta strona nie będzie zawierać stylów ani JavaScript.
Ruch narządów i tkanek może prowadzić do błędów w pozycjonowaniu promieni rentgenowskich podczas radioterapii. Dlatego też, aby zoptymalizować radioterapię, potrzebne są materiały o właściwościach mechanicznych i radiologicznych odpowiadających tkankom, naśladujące ruch narządów. Opracowanie takich materiałów pozostaje jednak wyzwaniem. Hydrożele alginianowe mają właściwości podobne do właściwości macierzy zewnątrzkomórkowej, co czyni je obiecującymi materiałami o właściwościach tkanko-ekwiwalentnych. W niniejszym badaniu, pianki alginianowo-hydrożelowe o pożądanych właściwościach mechanicznych i radiologicznych zostały zsyntetyzowane poprzez uwalnianie Ca2+ in situ. Starannie kontrolowano stosunek powietrza do objętości, aby uzyskać pianki hydrożelowe o określonych właściwościach mechanicznych i radiologicznych. Scharakteryzowano makro- i mikromorfologię materiałów oraz zbadano zachowanie się pianek hydrożelowych pod wpływem ściskania. Właściwości radiologiczne oszacowano teoretycznie i zweryfikowano eksperymentalnie za pomocą tomografii komputerowej. Niniejsze badanie rzuca światło na przyszły rozwój materiałów o właściwościach tkanko-ekwiwalentnych, które mogą być wykorzystane do optymalizacji dawki promieniowania i kontroli jakości podczas radioterapii.
Radioterapia jest powszechną metodą leczenia raka1. Ruch narządów i tkanek często prowadzi do błędów w pozycjonowaniu promieni rentgenowskich podczas radioterapii2, co może prowadzić do niedostatecznego leczenia guza i nadmiernej ekspozycji otaczających zdrowych komórek na niepotrzebne promieniowanie. Możliwość przewidywania ruchu narządów i tkanek ma kluczowe znaczenie dla minimalizacji błędów lokalizacji guza. Niniejsze badanie koncentrowało się na płucach, ponieważ ulegają one znacznym deformacjom i ruchom, gdy pacjenci oddychają podczas radioterapii. Opracowano i zastosowano różne modele elementów skończonych do symulacji ruchu ludzkich płuc3,4,5. Jednak ludzkie narządy i tkanki mają złożoną geometrię i są w dużym stopniu zależne od pacjenta. Dlatego materiały o właściwościach równoważnych tkankom są bardzo przydatne do opracowywania modeli fizycznych w celu walidacji modeli teoretycznych, ułatwienia udoskonalenia leczenia oraz do celów edukacji medycznej.
Rozwój materiałów imitujących tkanki miękkie, umożliwiających uzyskanie złożonych geometrii strukturalnych zewnętrznych i wewnętrznych, przyciągnął wiele uwagi, ponieważ ich nieodłączne niespójności mechaniczne mogą prowadzić do awarii w docelowych zastosowaniach6,7. Modelowanie złożonej biomechaniki tkanki płucnej, która łączy w sobie ekstremalną miękkość, elastyczność i porowatość strukturalną, stanowi istotne wyzwanie w opracowywaniu modeli wiernie odtwarzających ludzkie płuca. Integracja i dopasowanie właściwości mechanicznych i radiologicznych ma kluczowe znaczenie dla efektywnego działania modeli płuc w interwencjach terapeutycznych. Produkcja addytywna okazała się skuteczna w opracowywaniu modeli dostosowanych do potrzeb pacjenta, umożliwiając szybkie prototypowanie złożonych projektów. Shin i wsp.8 opracowali powtarzalny, odkształcalny model płuc z drogami oddechowymi drukowanymi w technologii 3D. Haselaar i wsp.9 opracowali fantom bardzo podobny do rzeczywistych pacjentów, umożliwiający ocenę jakości obrazu i metody weryfikacji położenia w radioterapii. Hong i wsp.10 opracowali model tomografii komputerowej klatki piersiowej, wykorzystując technologię druku 3D i odlewu silikonowego, w celu odtworzenia intensywności tomografii komputerowej różnych zmian w płucach i oceny dokładności kwantyfikacji. Często jednak prototypy te są wykonane z materiałów, których efektywne właściwości znacznie różnią się od właściwości tkanki płucnej11.
Obecnie większość fantomów płuc wykonuje się z silikonu lub pianki poliuretanowej, które nie odpowiadają właściwościom mechanicznym i radiologicznym prawdziwego miąższu płuc.12,13 Hydrożele alginianowe są biozgodne i są szeroko stosowane w inżynierii tkankowej ze względu na możliwość regulacji właściwości mechanicznych.14 Jednak odtworzenie ultramiękkiej, przypominającej piankę konsystencji wymaganej dla fantomu płuc, który dokładnie odzwierciedlałby elastyczność i strukturę wypełniającą tkanki płucnej, pozostaje wyzwaniem eksperymentalnym.
W tym badaniu przyjęto założenie, że tkanka płucna jest jednorodnym materiałem sprężystym. Gęstość ludzkiej tkanki płucnej (\(\:\rho\:\)) wynosi 1,06 g/cm3, a gęstość nadmuchanego płuca wynosi 0,26 g/cm315. Szeroki zakres wartości modułu Younga (MY) tkanki płucnej uzyskano przy użyciu różnych metod eksperymentalnych. Lai-Fook i in. 16 zmierzyli YM ludzkich płuc przy równomiernym nadmuchaniu i wynieśli 0,42–6,72 kPa. Goss i in. 17 zastosowali elastografię rezonansu magnetycznego i podali YM wynoszący 2,17 kPa. Liu i in. 18 podali bezpośrednio zmierzony YM wynoszący 0,03–57,2 kPa. Ilegbusi i in. 19 oszacowali YM na 0,1–2,7 kPa na podstawie danych 4D CT uzyskanych od wybranych pacjentów.
W przypadku właściwości radiologicznych płuc do opisu interakcji tkanki płucnej z promieniami rentgenowskimi stosuje się kilka parametrów, w tym skład pierwiastkowy, gęstość elektronową (\(\:{\rho\:}_{e}\)), efektywną liczbę atomową (\(\:{Z}_{eff}\)), średnią energię wzbudzenia (\(\:I\)), współczynnik tłumienia masy (\(\:\mu\:/\rho\:\)) i jednostkę Hounsfielda (HU), która jest bezpośrednio związana z \(\:\mu\:/\rho\:\).
Gęstość elektronowa \(\:{\rho\:}_{e}\) jest definiowana jako liczba elektronów na jednostkę objętości i obliczana jest w następujący sposób:
gdzie \(\:\rho\:\) to gęstość materiału w g/cm3, \(\:{N}_{A}\) to stała Avogadra, \(\:{w}_{i}\) to ułamek masowy, \(\:{Z}_{i}\) to liczba atomowa, a \(\:{A}_{i}\) to masa atomowa i-tego pierwiastka.
Liczba atomowa jest bezpośrednio związana z charakterem oddziaływania promieniowania w materiale. W przypadku związków i mieszanin zawierających kilka pierwiastków (np. tkanin) należy obliczyć efektywną liczbę atomową \(\:{Z}_{eff}\). Wzór ten zaproponowali Murthy i in. 20:
Średnia energia wzbudzenia \(\:I\) opisuje, jak łatwo materiał docelowy absorbuje energię kinetyczną cząstek penetrujących. Opisuje ona jedynie właściwości materiału docelowego i nie ma nic wspólnego z właściwościami samych cząstek. \(\:I\) można obliczyć, stosując zasadę addytywności Bragga:
Współczynnik tłumienia masy \(\:\mu\:/\rho\:\) opisuje penetrację i uwalnianie energii fotonów w materiale docelowym. Można go obliczyć za pomocą następującego wzoru:
Gdzie \(\:x\) to grubość materiału, \(\:{I}_{0}\) to natężenie padającego światła, a \(\:I\) to natężenie fotonu po wniknięciu w materiał. Dane \(\:\mu\:/\rho\:\) można uzyskać bezpośrednio z bazy danych odniesienia standardów NIST 12621. Wartości \(\:\mu\:/\rho\:\) dla mieszanin i związków można wyprowadzić, korzystając z reguły addytywności w następujący sposób:
HU to znormalizowana bezwymiarowa jednostka miary gęstości promieniowania w interpretacji danych tomografii komputerowej (TK), która jest liniowo przekształcana ze zmierzonego współczynnika tłumienia \(\:\mu\:\). Jest ona definiowana jako:
gdzie \(\:{\mu\:}_{woda}\) to współczynnik tłumienia wody, a \(\:{\mu\:}_{powietrze}\) to współczynnik tłumienia powietrza. Zatem ze wzoru (6) wynika, że ​​wartość HU wody wynosi 0, a wartość HU powietrza wynosi -1000. Wartość HU dla płuc człowieka waha się od -600 do -70022.
Opracowano kilka materiałów o równoważnych tkankach. Griffith i in. [23] opracowali model równoważnego tkankowo ludzkiego tułowia wykonany z poliuretanu (PU), do którego dodano różne stężenia węglanu wapnia (CaCO3) w celu symulacji liniowych współczynników tłumienia różnych narządów ludzkich, w tym płuc, i nazwali ten model Griffith. Taylor [24] przedstawił drugi model równoważnego tkankowo płuc, opracowany przez Lawrence Livermore National Laboratory (LLNL), o nazwie LLLL1. Traub i in. [25] opracowali nowy substytut tkanki płucnej, wykorzystujący Foamex XRS-272 zawierający 5,25% CaCO3 jako wzmacniacz wydajności, nazwany ALT2. Tabele 1 i 2 przedstawiają porównanie \(\:\rho\:\), \(\:{\rho\:}_{e}\), \(\:{Z}_{eff}\), \(\:I\) oraz współczynników tłumienia masy dla płuc ludzkich (ICRU-44) i powyższych modeli równoważnych tkankom.
Pomimo doskonałych właściwości radiologicznych, niemal wszystkie materiały fantomowe są wykonane ze spienionego polistyrenu, co oznacza, że ​​ich właściwości mechaniczne nie dorównują właściwościom płuc ludzkich. Moduł Younga (YM) pianki poliuretanowej wynosi około 500 kPa, co jest wartością daleką od idealnej w porównaniu z normalnymi płucami ludzkimi (około 5-10 kPa). Dlatego konieczne jest opracowanie nowego materiału, który spełniałby właściwości mechaniczne i radiologiczne prawdziwych płuc ludzkich.
Hydrożele są szeroko stosowane w inżynierii tkankowej. Ich struktura i właściwości są podobne do macierzy zewnątrzkomórkowej (ECM) i można je łatwo modyfikować. W niniejszym badaniu jako biomateriał do otrzymywania pianek wybrano czysty alginian sodu. Hydrożele alginianowe są biozgodne i szeroko stosowane w inżynierii tkankowej ze względu na ich regulowane właściwości mechaniczne. Skład pierwiastkowy alginianu sodu (C6H7NaO6)n oraz obecność jonów Ca2+ pozwalają na dostosowanie jego właściwości radiologicznych do potrzeb. To połączenie regulowanych właściwości mechanicznych i radiologicznych sprawia, że ​​hydrożele alginianowe idealnie nadają się do naszych badań. Oczywiście, hydrożele alginianowe mają również ograniczenia, zwłaszcza w zakresie długoterminowej stabilności podczas symulowanych cykli oddechowych. Dlatego też konieczne są dalsze udoskonalenia, które mają na celu rozwiązanie tych ograniczeń.
W niniejszej pracy opracowaliśmy materiał piankowy z hydrożelu alginianowego o kontrolowanych wartościach współczynnika Rho, elastyczności i właściwościach radiologicznych zbliżonych do ludzkiej tkanki płucnej. Badanie to dostarczy ogólnego rozwiązania do wytwarzania fantomów tkankopodobnych o regulowanych właściwościach sprężystych i radiologicznych. Właściwości materiału można łatwo dostosować do dowolnej tkanki i narządu ludzkiego.
Docelowy stosunek objętości powietrza do objętości pianki hydrożelowej obliczono na podstawie zakresu HU ludzkich płuc (od -600 do -700). Założono, że pianka jest prostą mieszaniną powietrza i syntetycznego hydrożelu alginianowego. Stosując prostą regułę dodawania poszczególnych pierwiastków \(\:\mu\:/\rho\:\), można było obliczyć ułamek objętości powietrza i stosunek objętości syntetyzowanego hydrożelu alginianowego.
Pianki hydrożelowe alginianowe przygotowano z użyciem alginianu sodu (nr kat. W201502), CaCO3 (nr kat. 795445, masa cząsteczkowa: 100,09) i GDL (nr kat. G4750, masa cząsteczkowa: 178,14) zakupionych od firmy Sigma-Aldrich Company, St. Louis, MO. 70% lauryloeterosiarczanu sodu (SLES 70) zakupiono od firmy Renowned Trading LLC. W procesie przygotowania pianki użyto wody dejonizowanej. Alginian sodu rozpuszczono w wodzie dejonizowanej w temperaturze pokojowej, stale mieszając (600 obr./min), aż do uzyskania jednorodnego, żółtego, półprzezroczystego roztworu. CaCO3 w połączeniu z GDL zastosowano jako źródło jonów Ca2+ do zainicjowania żelowania. SLES 70 zastosowano jako środek powierzchniowo czynny, aby utworzyć porowatą strukturę wewnątrz hydrożelu. Stężenie alginianu utrzymywano na poziomie 5%, a stosunek molowy Ca2+:-COOH utrzymywano na poziomie 0,18. Stosunek molowy CaCO3:GDL utrzymywano również na poziomie 0,5 podczas przygotowywania pianki, aby utrzymać neutralne pH. Wartość wynosi 26,2% objętości SLES 70 dodano do wszystkich próbek. Zlewka z pokrywką była używana do kontrolowania stosunku mieszania roztworu i powietrza. Całkowita objętość zlewki wynosiła 140 ml. Na podstawie wyników obliczeń teoretycznych do zlewki dodano różne objętości mieszaniny (50 ml, 100 ml, 110 ml) w celu wymieszania z powietrzem. Próbka zawierająca 50 ml mieszaniny została zaprojektowana tak, aby wymieszać się z wystarczającą ilością powietrza, podczas gdy w pozostałych dwóch próbkach kontrolowano stosunek objętości powietrza. Najpierw dodano SLES 70 do roztworu alginianu i mieszano mieszadłem elektrycznym, aż do całkowitego wymieszania. Następnie do mieszaniny dodano zawiesinę CaCO3 i mieszano ciągle, aż mieszanina całkowicie się wymieszała, kiedy jej kolor zmienił się na biały. Na koniec do mieszaniny dodano roztwór GDL w celu zainicjowania żelowania, a mieszanie mechaniczne utrzymywano przez cały proces. W przypadku próbki zawierającej 50 ml mieszaniny mieszanie mechaniczne zatrzymano, gdy objętość mieszaniny przestała się zmieniać. W przypadku próbek zawierających 100 ml i 110 ml mieszaniny mieszanie mechaniczne zatrzymano, gdy mieszanina napełniła zlewkę. Próbowaliśmy również przygotować pianki hydrożelowe o objętości od 50 ml do 100 ml. Zaobserwowano jednak niestabilność strukturalną piany, ponieważ wahała się ona między stanem całkowitego wymieszania powietrza a stanem kontroli objętości powietrza, co skutkowało niespójną kontrolą objętości. Ta niestabilność wprowadzała niepewność do obliczeń i dlatego ten zakres objętości nie został uwzględniony w tym badaniu.
Gęstość \(\:\rho\:\) pianki hydrożelowej oblicza się poprzez pomiar masy \(\:m\) i objętości \(\:V\) próbki pianki hydrożelowej.
Obrazy mikroskopowe pianek hydrożelowych uzyskano za pomocą kamery Zeiss Axio Observer A1. Oprogramowanie ImageJ posłużyło do obliczenia liczby i rozkładu wielkości porów w próbce na określonym obszarze na podstawie uzyskanych obrazów. Przyjęto, że kształt porów jest okrągły.
Aby zbadać właściwości mechaniczne pianek hydrożelowych alginianowych, przeprowadzono testy ściskania jednoosiowego przy użyciu maszyny TESTRESOURCES serii 100. Próbki pocięto na prostokątne bloki, a następnie zmierzono ich wymiary w celu obliczenia naprężeń i odkształceń. Prędkość przesuwu poprzeczki ustawiono na 10 mm/min. Dla każdej próbki przetestowano trzy próbki, a na podstawie wyników obliczono średnią i odchylenie standardowe. W niniejszym badaniu skupiono się na właściwościach mechanicznych pianek hydrożelowych alginianowych, ponieważ tkanka płucna jest poddawana działaniu sił ściskających na pewnym etapie cyklu oddechowego. Rozciągliwość ma oczywiście kluczowe znaczenie, zwłaszcza dla odzwierciedlenia pełnego dynamicznego zachowania tkanki płucnej, co zostanie zbadane w przyszłych badaniach.
Przygotowane próbki pianki hydrożelowej zeskanowano na dwukanałowym tomografie komputerowym Siemens SOMATOM Drive. Parametry skanowania ustawiono następująco: 40 mAs, 120 kVp i grubość warstwy 1 mm. Uzyskane pliki DICOM przeanalizowano za pomocą oprogramowania MicroDicom DICOM Viewer, analizując wartości HU 5 przekrojów poprzecznych każdej próbki. Wartości HU uzyskane za pomocą tomografii komputerowej porównano z obliczeniami teoretycznymi opartymi na danych gęstości próbek.
Celem niniejszego badania jest zrewolucjonizowanie wytwarzania modeli pojedynczych narządów i sztucznych tkanek biologicznych poprzez inżynierię miękkich materiałów. Opracowywanie materiałów o właściwościach mechanicznych i radiologicznych odpowiadających mechanice pracy ludzkich płuc jest ważne dla ukierunkowanych zastosowań, takich jak poprawa szkolenia medycznego, planowania operacji i planowania radioterapii. Na rysunku 1A przedstawiliśmy rozbieżność między właściwościami mechanicznymi i radiologicznymi miękkich materiałów, które rzekomo mają być użyte do wytwarzania modeli ludzkich płuc. Do tej pory opracowano materiały wykazujące pożądane właściwości radiologiczne, ale ich właściwości mechaniczne nie spełniają pożądanych wymagań. Pianka poliuretanowa i guma są najczęściej stosowanymi materiałami do wytwarzania odkształcalnych modeli ludzkich płuc. Właściwości mechaniczne pianki poliuretanowej (moduł Younga, YM) są zazwyczaj od 10 do 100 razy większe niż właściwości normalnej ludzkiej tkanki płucnej. Materiały wykazujące zarówno pożądane właściwości mechaniczne, jak i radiologiczne nie są jeszcze znane.
(A) Schematyczne przedstawienie właściwości różnych miękkich materiałów i porównanie ich z ludzkimi płucami pod względem gęstości, modułu Younga i właściwości radiologicznych (w HU). (B) Dyfraktogram rentgenowski hydrożelu alginianowego \(\:\mu\:/\rho\:\) o stężeniu 5% i molowym stosunku Ca2+:-COOH wynoszącym 0,18. (C) Zakres stosunków objętości powietrza w piankach hydrożelowych. (D) Schematyczne przedstawienie pianek alginianowych hydrożelowych o różnych stosunkach objętości powietrza.
Obliczono skład pierwiastkowy hydrożeli alginianowych o stężeniu 5% i stosunku molowym Ca2+:-COOH wynoszącym 0,18, a wyniki przedstawiono w tabeli 3. Zgodnie z regułą dodawania z poprzedniego wzoru (5), współczynnik tłumienia masy hydrożelu alginianowego \(\:\:\mu\:/\rho\:\) otrzymuje się, jak pokazano na rysunku 1B.
Wartości \(\:\mu\:/\rho\:\) dla powietrza i wody uzyskano bezpośrednio z bazy danych norm NIST 12612. Rysunek 1C przedstawia obliczone stosunki objętości powietrza w piankach hydrożelowych o wartościach równoważnika HU w zakresie od -600 do -700 dla płuc ludzkich. Teoretycznie obliczony stosunek objętości powietrza jest stabilny w zakresie 60–70% w zakresie energii od 1 × 10−3 do 2 × 101 MeV, co wskazuje na duży potencjał zastosowania pianki hydrożelowej w dalszych procesach produkcyjnych.
Rysunek 1D przedstawia przygotowaną próbkę pianki hydrożelowej alginianowej. Wszystkie próbki pocięto na kostki o długości krawędzi 12,7 mm. Wyniki wykazały, że powstała jednorodna, trójwymiarowo stabilna pianka hydrożelowa. Niezależnie od stosunku objętości powietrza, nie zaobserwowano istotnych różnic w wyglądzie pianek hydrożelowych. Samowystarczalność pianki hydrożelowej sugeruje, że sieć utworzona w hydrożelu jest wystarczająco silna, aby utrzymać ciężar samej pianki. Poza niewielkim wyciekiem wody z pianki, pianka wykazywała również przejściową stabilność przez kilka tygodni.
Poprzez pomiar masy i objętości próbki pianki obliczono gęstość przygotowanej pianki hydrożelowej \(\:\rho\:\), a wyniki przedstawiono w tabeli 4. Wyniki pokazują zależność \(\:\rho\:\) od stosunku objętości powietrza. Po zmieszaniu odpowiedniej ilości powietrza z 50 ml próbki gęstość staje się najniższa i wynosi 0,482 g/cm3. Wraz ze zmniejszaniem się ilości zmieszanego powietrza gęstość wzrasta do 0,685 g/cm3. Maksymalna wartość p między grupami 50 ml, 100 ml i 110 ml wynosiła 0,004 < 0,05, co wskazuje na istotność statystyczną wyników.
Teoretyczna wartość \(\:\rho\:\) jest również obliczana z wykorzystaniem kontrolowanego stosunku objętości powietrza. Wyniki pomiarów pokazują, że \(\:\rho\:\) jest o 0,1 g/cm³ mniejsze od wartości teoretycznej. Różnicę tę można wyjaśnić naprężeniem wewnętrznym generowanym w hydrożelu podczas procesu żelowania, które powoduje pęcznienie, a tym samym prowadzi do spadku \(\:\rho\:\). Potwierdziła to obserwacja pewnych szczelin wewnątrz pianki hydrożelowej na obrazach TK pokazanych na rycinie 2 (A, B i C).
Obrazy mikroskopowe optyczne pianek hydrożelowych o różnej zawartości powietrza (A) 50, (B) 100 i (C) 110. Liczba komórek i rozkład wielkości porów w próbkach pianki hydrożelowej alginianowej (D) 50, (E) 100, (F) 110.
Rysunek 3 (A, B, C) przedstawia obrazy mikroskopowe próbek pianki hydrożelowej o różnym stosunku objętości powietrza. Wyniki obrazują strukturę optyczną pianki hydrożelowej, wyraźnie ukazując obrazy porów o różnych średnicach. Rozkład liczby i średnicy porów obliczono za pomocą programu ImageJ. Dla każdej próbki wykonano sześć obrazów, każdy o wymiarach 1125,27 μm × 843,96 μm, a całkowita powierzchnia analizy dla każdej próbki wynosiła 5,7 mm².
(A) Zachowanie naprężenia ściskającego i odkształcenia pianek hydrożelowych alginianowych przy różnych stosunkach objętości powietrza. (B) Dopasowanie wykładnicze. (C) Ściskanie E0 pianek hydrożelowych przy różnych stosunkach objętości powietrza. (D) Graniczne naprężenie ściskające i odkształcenie pianek hydrożelowych alginianowych przy różnych stosunkach objętości powietrza.
Rysunek 3 (D, E, F) pokazuje, że rozkład wielkości porów jest stosunkowo równomierny i waha się od kilkudziesięciu mikrometrów do około 500 mikrometrów. Wielkość porów jest zasadniczo równomierna i nieznacznie maleje wraz ze spadkiem objętości powietrza. Zgodnie z danymi testowymi, średnia wielkość porów próbki 50 ml wynosi 192,16 μm, mediana 184,51 μm, a liczba porów na jednostkę powierzchni 103; średnia wielkość porów próbki 100 ml wynosi 156,62 μm, mediana 151,07 μm, a liczba porów na jednostkę powierzchni 109; odpowiednie wartości dla próbki 110 ml wynoszą odpowiednio 163,07 μm, 150,29 μm i 115. Dane pokazują, że większe pory mają większy wpływ na wyniki statystyczne dotyczące średniej wielkości porów, a mediana wielkości porów może lepiej odzwierciedlać trend zmian wielkości porów. Wraz ze wzrostem objętości próbki z 50 ml do 110 ml, wzrasta również liczba porów. Łącząc wyniki statystyczne dotyczące mediany średnicy porów i liczby porów, można stwierdzić, że wraz ze wzrostem objętości w próbce powstaje więcej porów o mniejszych rozmiarach.
Dane z testów mechanicznych przedstawiono na rysunkach 4A i 4D. Rysunek 4A przedstawia charakterystykę naprężenia ściskającego i odkształcenia przygotowanych pianek hydrożelowych o różnym stosunku objętości powietrza. Wyniki wskazują, że wszystkie próbki wykazują podobną nieliniową charakterystykę naprężenia i odkształcenia. Dla każdej próbki naprężenie rośnie szybciej wraz ze wzrostem odkształcenia. Do charakterystyki naprężenia ściskającego i odkształcenia pianki hydrożelowej dopasowano krzywą wykładniczą. Rysunek 4B przedstawia wyniki po zastosowaniu funkcji wykładniczej jako modelu aproksymującego dla pianki hydrożelowej.
W przypadku pianek hydrożelowych o różnym stosunku objętości powietrza zbadano również ich moduł sprężystości przy ściskaniu (E0). Podobnie jak w przypadku analizy hydrożeli, moduł Younga przy ściskaniu badano w zakresie odkształcenia początkowego 20%. Wyniki testów ściskania przedstawiono na rysunku 4C. Wyniki na rysunku 4C pokazują, że wraz ze spadkiem stosunku objętości powietrza od próbki 50 do próbki 110, moduł Younga przy ściskaniu E0 pianki alginianowej hydrożelowej wzrasta z 10,86 kPa do 18 kPa.
Podobnie, uzyskano kompletne krzywe naprężenie-odkształcenie pianek hydrożelowych, a także graniczne wartości naprężenia ściskającego i odkształcenia. Rysunek 4D przedstawia graniczne naprężenie ściskające i odkształcenie pianek hydrożelowych alginianowych. Każdy punkt danych stanowi średnią z trzech wyników badań. Wyniki pokazują, że graniczne naprężenie ściskające wzrasta z 9,84 kPa do 17,58 kPa wraz ze spadkiem zawartości gazu. Graniczne odkształcenie pozostaje stabilne na poziomie około 38%.
Rysunek 2 (A, B i C) przedstawia obrazy tomografii komputerowej pianek hydrożelowych o różnym stosunku objętości powietrza, odpowiadających odpowiednio próbkom 50, 100 i 110. Obrazy pokazują, że utworzona pianka hydrożelowa jest niemal jednorodna. W próbkach 100 i 110 zaobserwowano niewielką liczbę szczelin. Powstawanie tych szczelin może być spowodowane naprężeniami wewnętrznymi generowanymi w hydrożelu podczas procesu żelowania. Obliczyliśmy wartości HU dla 5 przekrojów poprzecznych każdej próbki i zestawiono je w tabeli 5 wraz z odpowiadającymi im teoretycznymi wynikami obliczeń.
Tabela 5 pokazuje, że próbki o różnym stosunku objętości powietrza uzyskały różne wartości HU. Maksymalna wartość p pomiędzy grupami 50 ml, 100 ml i 110 ml wyniosła 0,004 < 0,05, co wskazuje na istotność statystyczną wyników. Spośród trzech badanych próbek, próbka z mieszaniną 50 ml miała właściwości radiologiczne najbardziej zbliżone do właściwości płuc ludzkich. Ostatnia kolumna tabeli 5 przedstawia wynik uzyskany w obliczeniach teoretycznych na podstawie zmierzonej wartości piany \(\:\rho\:\). Porównując dane zmierzone z wynikami teoretycznymi, można stwierdzić, że wartości HU uzyskane za pomocą tomografii komputerowej są na ogół zbliżone do wyników teoretycznych, co z kolei potwierdza wyniki obliczeń stosunku objętości powietrza przedstawione na rysunku 1C.
Głównym celem tego badania jest stworzenie materiału o właściwościach mechanicznych i radiologicznych porównywalnych z właściwościami ludzkich płuc. Cel ten osiągnięto poprzez opracowanie materiału na bazie hydrożelu o dostosowanych, tkankowo równoważnych właściwościach mechanicznych i radiologicznych, które są jak najbardziej zbliżone do właściwości ludzkich płuc. Kierując się obliczeniami teoretycznymi, przygotowano pianki hydrożelowe o różnych stosunkach objętości powietrza poprzez mechaniczne mieszanie roztworu alginianu sodu, CaCO3, GDL i SLES 70. Analiza morfologiczna wykazała, że ​​powstała jednorodna, trójwymiarowa, stabilna pianka hydrożelowa. Zmieniając stosunek objętości powietrza, można dowolnie zmieniać gęstość i porowatość pianki. Wraz ze wzrostem zawartości objętości powietrza, rozmiar porów nieznacznie się zmniejsza, a liczba porów wzrasta. Przeprowadzono testy ściskania w celu analizy właściwości mechanicznych pianek alginianowo-hydrożelowych. Wyniki wykazały, że moduł sprężystości przy ściskaniu (E0) uzyskany z testów ściskania mieści się w idealnym zakresie dla ludzkich płuc. E0 wzrasta wraz ze spadkiem stosunku objętości powietrza. Wartości właściwości radiologicznych (HU) przygotowanych próbek uzyskano na podstawie danych z tomografii komputerowej próbek i porównano z wynikami obliczeń teoretycznych. Uzyskane wyniki okazały się korzystne. Zmierzona wartość jest również zbliżona do wartości HU dla ludzkich płuc. Wyniki wskazują, że możliwe jest stworzenie pianek hydrożelowych imitujących tkanki, charakteryzujących się idealnym połączeniem właściwości mechanicznych i radiologicznych, które naśladują właściwości ludzkich płuc.
Pomimo obiecujących wyników, obecne metody wytwarzania wymagają udoskonalenia, aby lepiej kontrolować stosunek objętości powietrza i porowatość, dostosowując je do przewidywań wynikających z obliczeń teoretycznych i rzeczywistych płuc ludzkich, zarówno w skali globalnej, jak i lokalnej. Obecne badanie ogranicza się również do testowania mechaniki kompresji, co ogranicza potencjalne zastosowanie fantomu do fazy kompresji cyklu oddechowego. W przyszłych badaniach korzystne byłoby zbadanie prób rozciągania oraz ogólnej stabilności mechanicznej materiału, co pozwoliłoby ocenić potencjalne zastosowania w warunkach obciążenia dynamicznego. Pomimo tych ograniczeń, badanie to stanowi pierwszą udaną próbę połączenia właściwości radiologicznych i mechanicznych w jednym materiale, który naśladuje ludzkie płuca.
Zestawy danych wygenerowane i/lub przeanalizowane w trakcie niniejszego badania są dostępne u autora korespondencyjnego na uzasadnione żądanie. Zarówno eksperymenty, jak i zestawy danych są powtarzalne.
Song, G. i in. Nowe nanotechnologie i zaawansowane materiały do ​​radioterapii nowotworów. Adv. Mater. 29, 1700996. https://doi.org/10.1002/adma.201700996 (2017).
Kill, PJ i in. Raport grupy zadaniowej AAPM 76a ds. zarządzania ruchem oddechowym w radioterapii onkologicznej. Med. Phys. 33, 3874–3900. https://doi.org/10.1118/1.2349696 (2006).
Al-Maya, A., Moseley, J. i Brock, KK. Modelowanie nieliniowości interfejsu i materiału w płucach człowieka. Fizyka i Medycyna i Biologia 53, 305–317. https://doi.org/10.1088/0031-9155/53/1/022 (2008).
Wang, X. i in. Model raka płuc przypominającego guz wygenerowany metodą biodruku 3D. 3. Biotechnologia. 8 https://doi.org/10.1007/s13205-018-1519-1 (2018).
Lee, M. i in. Modelowanie deformacji płuc: metoda łącząca techniki rejestracji obrazu odkształcalnego z przestrzennie zmienną estymacją modułu Younga. Med. Phys. 40, 081902. https://doi.org/10.1118/1.4812419 (2013).
Guimarães, CF i in. Sztywność żywej tkanki i jej implikacje dla inżynierii tkankowej. Nature Reviews Materials and Environment 5, 351–370 (2020).