Содержание к диссертации
Введение
1. Обзор литературы 9
1.1. Автоволны в сердечной ткани 9
1.1.1. Автоволны в возбудимых средах 9
1.1.2. Спиральные автоволны. Ревербераторы. Реентри 12
1.1.3. Математические модели распространения автоволн в сердечной ткани 13
1.2. Экспериментальные методы исследования волн возбуждения в сердечной ткани 16
1.2.1. Биофизические экспериментальные модели сердца 16
1.2.2. Оптическое картирование сердечной ткани 18
1.3. Подходы к неинвазивному контролю возбудимости тканей 20
1.3.1. Оптогенетика. Канальный родопсин 20
1.3.2. Фотосенсибилизаторы. Азотаб 22
1.4. Применение возбудимых систем в аналоговых вычислениях 22
1.4.1. Аналоговые (неконвенциональные) вычислительные системы. Определение понятия 22
1.4.2. Примеры реализации вычислительных алгоритмов на возбудимых средах 25
1.5. Проецирование УФ масок 26
2. Материалы и методы 29
2.1. Приготовление и ведение культуры кардиомиоцитов 29
2.1.1. Приготовление образцов для микроскопии и оптического картирования 29
2.2. Оптическое картирование 34
2.2.1. Установка оптического картирования 34
2.2.2. Протокол оптического картирования монослоя кардиомиоцитов 35
2.2.3. Получение спиральных волн на монослое кардиомиоцитов 35
2.2.4. Прикрепление спиральных волн к локальным неоднород-ностям
2.3. Синтез азотаба 39
2.4. Методы обработки изображений
2.4.1. Построение пространственно-временной развёртки 41
2.4.2. Фильтрация изображения от шума 42
2.4.3. Построение карт активации 42
2.5. Численное моделирование распространения автоволн 43
2.5.1. Характеристики вычислительного ускорителя 44
2.5.2. Распределение данных по уровням памяти 45
3. Цифровое фотоуправление возбудимостью монослоя кардиомиоцитов 48
3.1. Оценка концентраций изомеров азотаба в растворе под действием излучения с двумя длинами волн 48
3.2. Экспериментальная установка для цифрового фотоуправления возбудимостью монослоя кардиомиоцитов 49
3.3. Демонстрация возможностей экспериментальной установки для цифрового фотоуправления возбудимостью монослоя кардиомиоцитов
3.3.1. Различная геометрия проводящих путей 52
3.3.2. Замкнутые проводящие пути 54
3.4. Исследование действия С-таба на монослой кардиомиоцитов при облучении УФ 54
3.4.1. Длительность блока возбудимости монослоя кардиомиоцитов С-табом после облучения УФ 58
3.4.2. Возможный механизм длительного блока возбудимости монослоя кардиомиоцитов С-табом после облучения УФ 59 Содержание
4. Моделирование эффекта действия антиаритмического препарата на заякоренную спиральную волну путём понижения возбудимости монослоя кардиомиоцитов 61
4.1. Компьютерное моделирование дестабилизации заякоренной спи ральной волны путём понижения возбудимости среды на модели Алиева-Панфилова 61
4.1.1. Определение критического радиуса неоднородности, вокруг которой может вращаться спиральная волна 62
4.1.2. Дестабилизация заякоренной спиральной волны путём понижения возбудимости среды 63
4.1.3. Влияние скорости и величины изменения возбудимости среды на дестабилизацию заякоренной спиральной волны 64
4.2. Экспериментальное моделирование действия антиаритмического препарата путём понижения возбудимости среды на фотосенси билизированном монослое кардиомиоцитов 65
4.2.1. Зависимость скорости плоского фронта в фотосенсибили-зированном азотабом монослое кардиомиоцитов от интенсивности УФ 67
4.2.2. Рост ядра заякоренной спиральной волны в фотосенсиби-лизированном монослое кардиомиоцитов после понижения возбудимости 69
4.2.3. Образование локального сужения в проводящем пути дестабилизированной спиральной волны, приводящее к её гибели 70
5. Использование монослоя кардиомиоцитов для аналоговых вычислений 73
5.1. Волновой диод 73
5.1.1. Волновой диод на монослое кардиомиоцитов, выращенном с заданным пространственным распределением клеток 75
5.1.2. Волновой диод на фотосенсибилизированном монослое кар диомиоцитов 76 Содержание
5.2. Нахождение кратчайшего пути в лабиринте при помощи моно слоя кардиомиоцитов 78
5.2.1. Алгоритм нахождения кратчайшего пути в лабиринте с использованием автоволновой среды 78
5.2.2. Экспериментальная реализация алгоритма нахождения кратчайшего пути в лабиринте на монослое кардиомиоцитов 79
Заключение 83
Выводы 87
Благодарности 88
Список используемых сокращений 89
Список литературы 90
- Экспериментальные методы исследования волн возбуждения в сердечной ткани
- Установка оптического картирования
- Экспериментальная установка для цифрового фотоуправления возбудимостью монослоя кардиомиоцитов
- Экспериментальное моделирование действия антиаритмического препарата путём понижения возбудимости среды на фотосенси билизированном монослое кардиомиоцитов
Экспериментальные методы исследования волн возбуждения в сердечной ткани
Эта модель была получена ФитцХью [58] путём упрощения более ранней модели Ходжкина-Хаксли [25]. При этом переменная и соответствует величине трансмембранного потенциала, а переменная v соответствует пе Обзор литературы ременной п, описывающей вероятность найти калиевый канал открытым. Коэффициент D соответствует передаче электрического сигнала, сочетающей в себе наведение потенциала на соседнюю мембрану и ток ионов. Этот коэффициент определяет скорость распространения волн, а также является единственным параметром, задающим пространственный масштаб системы.
Параметр а отражает в модели величину барьера активации, существование которого качественно позволяет системе осуществлять ответ на внешнюю стимуляцию по принципу всё или ничего [58].
В передаче сигнала в сердечной ткани существенную, однако не определяющую роль [63], играют щелевые контакты, образованные белком коннек-сином, объединяющие кардиомиоциты в функциональный синцитий. Таким образом, в передачу сигнала с клетки на клетку вносит вклад как наведение потенциала между близко расположенными мембранами соседних клеток, так и непосредственно диффузия ионов через щелевые контакты.
При применении модели ФитцХью-Нагумо к описанию кардиомиоцитов можно воспользоваться модификацией МакКаллоха [64], заменив член — v в уравнении (1а) на —cvu. Эта замена позволяет избавиться от гиперполяризации после реполяризации, которая представляется неестественной для кардиомиоцитов. Также уравнение ФитцХью-Нагумо может моделировать автоколебательный режим, соответствующий, к примеру, клеткам сино-атриального узла. Действительно, для обнаружения автоколебаний достаточно положить в уравнении (lb) 8 ф 0. Для моделирования возбудимых элементов — кардиомиоцитов — параметр 8 = 0.
Несмотря на схожесть модельного потенциала действия с потенциалом клеток сердца, модель ФХН не способна воспроизводить некоторые особенности. К примеру, модель не позволяет отдельно задать масштаб по времени в фазе деполяризации и реполяризации. Это фактически означает невозможность регулирования дисперсии (зависимости скорости проведения и длины волны от частоты стимуляций). Потому модель не может быть использована для каких-либо количественных предсказаний, но в то же время является Обзор литературы удобным инструментом для качественного объяснения особенностей распространения автоволн.
К препаратам сердец животных относят как препараты целого сердца (препарат Лангендорфа), так и вырезанные отдельные части, например, стенка левого желудочка. Если вторые для поддержания жизни часто достаточно держать в питательном растворе, то препарат Лангендорфа нуждается в перфузии.
Оскар Лангендорф разработал первый препарат ex vivo по изучению изолированного сердца млекопитающих в 1895 году [65]. В качестве перфузи-онной жидкости (перфузата) использовалось дефибрилированная кровь животных того же вида. В этом подходе коронарные сосуды перфузируются в обратном направлении (т.е. ретроградно) через аорту. Перфузии через коронарные сосуды было достаточно для обеспечения длительных сердечных сокращений [66]. Однако, вследствие того, что нормальные пути циркуляции через желудочки не задействованы, эта модель не позволяет получать физиологически значимые данные по показателям «давление-объём», которые наблюдаются в целостном организме [66]. В целом, препарат Лангендорфа обеспечивает только общую информацию по сердечной функции и дает данные, ограниченные динамикой в коронарных артериях [66].
В последующем препарат Лангендорфа был улучшен: в 1967 году Говард Морган и Джеймс Нили разработали на его основе модель работающего сердца [67]. В их экспериментах использовали крыс, а перфузат на основе крови был заменен модифицированным бикарбонатным буфером Кребса-Хенселейта, насыщенного смесью кислорода (95%) и двуокиси углерода (5%) [67]. Этот перфузат нагнетался в левое предсердие, а затем самим сердцем изгонялся в аорту. В отличие от препарата Лангендорфа, препарат рабо Обзор литературы
тающего сердца (модель прокачки жидкости) обеспечивает более широкий диапазон моделирования функций сердца при воздействии разнообразных факторов. Он также является более предпочтительной моделью для оценки состояния желудочков.
Стоит отметить, что хотя препараты изолированного сердца обеспечивают сокращение сердца в течение нескольких часов, состояние сердца постоянно ухудшается в ходе эксперимента. Поэтому требуется тщательная подготовка для выполнения всех необходимых измерений в течение короткого времени. С этой точки зрения, удобными для экспериментальной работы являются препараты сердца (например, изолированные стенки левого желудочка) [68,69].
Другим важным методом, давшим толчок дальнейшему развитию экспериментальных систем in vitro было использование конфлюэнтого монослоя клеток кардиомиоцитов [70]. В этой системе заметно меньше структурных сложностей, которыми обладает сердце животного. Использование монослоя даёт преимущество при исследовании фундаментальных свойств распространения волн возбуждения в сердечной ткани.
Метод клеточной культуры является сложным, поскольку процессы, при помощи которых клетки выращивают должны протекать в строго контролируемых условиях. Исследования в области тканевой инженерии, электрофизиологии, молекулярной биологии широко используют культуру клеток на плоской пластиковой посуде. Этот метод известен как двумерная клеточная культура, т. к. представляет собой монослой клеток [71]. В научной литературе различают два вида клеточных культур: первичную (выделенную непосредственно из органа живого организма) и вторичную (зачастую выделяемую из опухолей и способную непрерывно пролиферировать, так называемые клеточные линии) [72]. Обзор литературы
Визуализация волн возбуждения в живой ткани с высоким пространственным разрешением стала возможной благодаря появлению быстрых флуоресцентных меток для детекции изменения трансмембранного потенциала и внутриклеточной концентрации кальция, а также разработке необходимых оптических методов визуализации и записи ответного сигнала [73,74]. С тех пор оптическое картирование (оптическая детекция флуоресценции на макроскопическом масштабе с высоким временным и пространственным разрешением) дало возможность прямой экспериментальной проверки ряда теоретических представлений о природе нарушений сердечного ритма, кардиовер-сии и электрическом возбуждении в сердце [75]. Оптическое картирование (ОК) на выращенной культуре ткани в виде монослоя или различных формах миоцитов позволяет изучать клеточные процессы в их нативной форме, избегая тем самым осложнений, с которыми приходится сталкиваться при использовании двух других объектов: изолированных клеток или сердца в целом [8,76]. Общая схема установки по ОК представлена на рис. 1.
Оптическое картирование — метод регистрации и визуализации двумерных волн возбуждения в сердце, сердечной ткани и экспериментальных моделях сердечной ткани [75]. Оптическое картирование (ОК) основано на флюоресцентной микроскопии образца, окрашенного потенциал-зависимым или Са +-зависимым флуоресцентным красителем [77]. Когда клетку достигает волна возбуждения, изменяется потенциал на клеточной мембране и внутриклеточная концентрация кальция, что приводит к изменению флуоресценции красителя. Съёмка серии флуоресцентных изображений позволяет визуализировать распространение волны возбуждения в среде.
Установка регистрации изображений состоит из двумерной регистрирующей матрицы, источника света, в качестве которого использовались: галоге-новые, ртутные лампы, лазеры, световые диоды. Из элементов оптической системы стоит выделить фильтры спектра возбуждения и излучения флуоресцентной краски, а так же дихроическое зеркало, способное пропускать
Установка оптического картирования
Подготовка покровных стёкол заключалась в выдержке стёкол в растворе фибронектина человека (16 мкг/мл) в течение 2 часов. Подготовленные стёкла в чашке Петри 35 мм заливались суспензией клеток из расчёта 250 тыс. клеток/см2. Образцы помещались в СОг-инкубатор, через час добавля Материалы и методы лась среда до объёма 2 мл. На следующий день покровные стёкла отмывались от мёртвых клеток при помощи PBS. На второй день кардиомиоциты образовывали монослой, что контролировалось при помощи фазовой микроскопии [110]. Также осуществлялась проверка клеточной культуры после оптического картирования при помощи покраски на F-актин (см. ниже).
Получение монослоя кардиомиоцитов с различным пространственным распределением по образцу Для приготовления образцов с монослоем кардиомиоцитов, сидящих только в определённых областях образца, была использована адгезивная лента, маска из которой приклеивалась к покровному стеклу. Далее повторялись все стандартные процедуры работы с образцами: дезинфекция под УФ-излучением и покрытие фибронектином.
На образцы высаживались кардиомиоциты. По прошествии нескольких дней клетки покрывали все покровное стекло и образовывали монослой. При помощи пинцета адгезивная лента удалялась. Таким образом, клетки оставались в областях, где лента отсутствовала.
Окрашивание актиновых филаментов клеток. Клетки монослоя, выращенного на нановолоконном субстрате, были зафиксированы при помощи 4% раствора параформальдегида в PBS в течение 10 минут, затем раствор отмывался 2 мл PBS 2-3 раза. Для пермеабилизации клеток был добавлен 0,1% Triton Х-100, растворенный в PBS на 10 мин. Затем, после отмывки при помощи PBS (2-3 раза) для устранения неспецифического фона был налит 1% раствор BSA в PBS на 20 мин. После отмывки PBS была добавлена флуоресцентная краска Alexa Fluor 488 Phalloidin Conjugate на 40 минут. Уже после отмывки PBS были сняты фотографии актиновых филаментов при помощи флуоресцентного микроскопа.
Окрашивание образцов для оптического картирования. 1. Покровное стекло переносилось из культурального планшета в пластиковую чашку Петри диаметром 30 мм при помощи пинцета, за край. Материалы и методы 2. В чашку Петри добавлялся 1 мл раствора Fluo-4 в тироде в концентрации 4 мкг/мл. 3. Чашка накрывалась крышкой, покрывалась фольгой, чтобы минимизировать выгорание краски от внешнего света и ставилась при комнатной температуре на 35 минут.
Рис. 6. Конфокальная микроскопия монослоя кардиомиоцитов, окрашенных на F-актин (зелёный) и DAPI (синие ядра клеток). Масштаб белой линии 50 мкм. (а) Серия фотографий, сделанных на разной глубине z. Расстояние между соседними изображениями Az = 0,5 мкм. (б) Фотография монослоя кардиомиоцитов на глубине z = 6 мкм. (в) Реконструкция монослоя кардиомиоцитов в плоскости xz. Хорошо видно, что клетки располагаются в одном слое. Толщина монослоя 8-12 мкм.
Трёхмерная конфокальная микроскопия клеток. Для контроля параметров монослоя кардиомиоцитов была проводилась трёхмерная конфокальная микроскопия клеток на конфокальном микроскопе Carl Zeiss LSM 780. Материалы и методы
При минимальном размере пинхола для 63-кратного иммерсионного объектива (т.е. с минимально возможной глубиной резкости) была получена серия изображений монослоя кардиомиоцитов, окрашенных на актин и ДНК (DAPI), на разной глубине z (рис. баб). Из этой серии изображений можно реконструировать изображения монослоя в плоскости xz, фиксируя координату у (рис. 6в). По реконструированному изображению в вертикальной плоскости можно убедиться, что клетки располагаются в один слой, и оценить толщину монослоя (8-12 мкм).
Флуоресцентный Са2+-чувствительный краситель Fluo-4 многократно усиливает свою флуоресценцию в присутствии ионов кальция [77]. При прохождении автоволны по окрашенной культуре сердечных клеток в кардиомиоци-тах происходит кальций-зависимый выход кальция из саркоплазматического ретикулума, и таким образом флуоресцентный сигнал визуализирует волну возбуждения. Использование Са2+-чувствительного красителя не позволяет Материалы и методы по флуоресцентному сигналу восстановить значения мембранного потенциала, однако, для задач настоящей работы это было излишним.
Камера Andor ІХопЗ, использовавшаяся для записи видеоряда распространения автоволн, обладала максимальным разрешением 512 х 512 пикселей, однако, максимальная скорость съёмки при таком разрешении не превышала 33 кадр/с. Для получения большего разрешения в камере предусмотрена функция биннинга, которая позволяла производить запись с меньшим разрешением, но с большей скоростью. В настоящей работе в основном использовалась конфигурация с разрешением 256 х 256 пикселей и скоростью записи 66 кадр/с.
Экспериментальная установка для цифрового фотоуправления возбудимостью монослоя кардиомиоцитов
В настоящей работе моделировали эффект действия антиаритмических препаратов, заключающийся в понижении возбудимости сердечной ткани, на заякоренную спиральную волну. Цель моделирования заключалась в том, чтобы исследовать подавление заякоренной к неоднородности спиральную волны путём понижения возбудимости монослоя кардиомиоцитов.
Сначала, при помощи компьютерного моделирования на модели Алиева-Панфилова, была показана принципиальная возможность отрыва спиральной волны от стабилизировавшей её неоднородности, а также определены сценарии, при которых происходил данный отрыв. Затем, моделирование эффекта действия антиаритмических препаратов проводилось экспериментально.
Ранее, исследования показали, что увеличение концентрации транс-азотаба в среде приводит к понижению возбудимости сердечной ткани [110,114]. Таким образом, при помощи оптического управления фотосенсибилизирован-ного азотабом монослоя кардиомиоцитов можно экспериментально моделировать эффект действия антиаритмических препаратов, заключающийся в понижении возбудимости клеток.
Компьютерное моделирование дестабилизации заякоренной спиральной волны путём понижения возбудимости среды на модели Алиева-Панфилова
Поскольку в данной работе ставилось целью промоделировать общий для многих антиаритмических препаратов эффект понижения возбудимости сердечной ткани, то для выполнения компьютерного моделирования была выбрана достаточно общая модель сердечной ткани — модель Алиева-Панфилова Моделирование эффекта действия антиаритмического препарата (см. раздел 2.5).
Моделирование проводилось на круглой среде с непроницаемыми границами (условие Неймана). В центре круга располагалась непроницаемая окружность радиуса г, моделирующая неоднородность, к которой могла зацепляться спиральная волна.
В работе был исследован вопрос о критическом значении радиуса неоднородности г, при котором спиральная волна могла ещё вращаться вокруг неоднородности без отрыва от неё. При этом представлялось естественным сравнивать этот критический радиус с радиусом меандра ревербератора.
Таким образом, в качестве рабочих параметров для последующих численных экспериментов были выбраны с = Со = 8,г = Го = 9. Из графика видно, что при данных значениях параметров спиральная волна устойчиво
Возбудимость, с Рис. 24. Сплошной линией показана зависимость радиуса меандра ревербератора от возбудимости среды с. Пунктирной линией показана зависимость критического радиуса неоднородности, за которую может ещё зацепляться спиральная волна. Эти две линии разбивают пространство параметров на три зоны. В зоне I спиральная волна не может закрепиться на неоднородности. В зонах II и III спиральная волна может зацепиться за неоднородность. Особый интерес представляет зона II, где свободная спиральная волна движется по большему радиусу, чем размер неоднородности. Моделирование эффекта действия антиаритмического препарата вращается вокруг неоднородности, однако, понижением возбудимости может быть дестабилизирована.
Для того чтобы показать возможность дестабилизации заякоренной спиральной волны путём понижения возбудимости среды, вместо постоянной возбудимости была использована следующая зависимость от времени: c(t) = c0-(c0-Cl)e(t0), (8) где Со — начальная возбудимость, С\ — конечная возбудимость, 9{t) — функция Хевисайда.
Численный эксперимент проводился следующим образом. Сначала подготавливались начальные условия. В среде с неоднородностью радиуса г = г о и возбудимостью среды с = Со была запущена спиральная волна. После 4 оборотов спиральной волны она считалась «уравновешенной», другими словами, дальнейшее движение волны полагалось периодичным.
Значения функций и ж v после уравновешивания выбирались в качестве начальных условий. Фаза вращения для начальных условий была выбрана таким образом, чтобы спиральная волна располагалась в правой части рисунка.
Сам численный эксперимент проводился следующим образом: с неоднородностью радиуса г = Го и возбудимостью среды с = С\ запускался расчёт с определёнными ранее начальными условиями (спиральная волна уравновешенная при с = Со). Вычисления проводились в течение пяти периодов
В настоящей работе показано, что при понижении возбудимости с Со = 9, О до С\ = 8,1 через время tk 20 спиральная волна отрывается от стабилизировавшей её неоднородности, становится свободной, а через кон = 40 достигает границы и исчезает (рис. 25а). Моделирование эффекта действия антиаритмического препарата
Поскольку на практике невозможно добиться мгновенного изменения возбудимости сердечной ткани, представляет интерес вопрос, будет ли спиральная волна одинаково дестабилизироваться при различной скорости понижения возбудимости среды. На дестабилизацию заякоренной спиральной волны также должна влиять величина изменения возбудимости. Таким образом, в настоящей работе было исследована задача об отрыве заякоренной спиральной волны от стабилизирующей неоднородности при различных сценариях понижения возбудимости, отличающихся характерным временем и амплитудой.
Отрыв спиральной волны от неоднородности при резком понижении возбудимости, (б) Плавное изменение возбудимости не приводит к отрывы спиральной волны от неоднородности Моделирование эффекта действия антиаритмического препарата
Для решения поставленной задачи проводился эксперимент, аналогичный описанному в разделе 4.1.2. Однако в качестве временной зависимости возбудимости среды была выбрана функция (рис. 26):
График зависимости скорости плоского фронта автоволны в фото-сенсибилизированном монослое кардиомиоцитов от интенсивности УФ освещения монослоя в 100 мкМ растворе азотаба. При значениях интенсивности УФ менее 2 мВт/см2 сердечная ткань либо не возбуждалась вообще, либо фронт волны хаотически рвался, что говорило о пограничном характере возбуждения. Функция, которой аппроксимировались экспериментальные данные, приведена в Приложении 1, формула (11). Для критической интенсивности было получено значение ЕЦ = 1,75 мВт/см2.
большой интенсивности УФ, скорость фронта выходит на насыщение, при понижении интенсивности УФ скорость падает нелинейно. При интенсивности чуть ниже критической в монослое кардиомиоцитов не представлялось возможным возбудить плоские автоволны: фронт хаотически рвался. При дальнейшем понижении интенсивности УФ клетки оказывались невозбудимыми.
Таким образом, в качестве конечного значения интенсивности УФ выбиралось значение интенсивности, меньше начального на 60-70%, что было слегка больше критического значения. Также следует отметить, что приведённая зависимость и значения скорости немного менялась по времени из-за медленной деградации монослоя кардиомиоцитов. Поэтому в конце эксперимента проводилась контрольная процедура (п. 9), чтобы убедиться, что интенсивность УФ, которая привела к дестабилизации заякоренной спиральной волны, является всё ещё надкритической.
Экспериментальное моделирование действия антиаритмического препарата путём понижения возбудимости среды на фотосенси билизированном монослое кардиомиоцитов
Развитие биофизики существенно зависит от развития биофизических экспериментальных моделей и методов. В биофизике сердца особое место занимает экспериментальная модель культуры клеток сердечной ткани, монослоя кардиомиоцитов. Круг задач, которые могут быть исследованы при помощи этой экспериментальной модели, существенно расширяется за счёт цифрового фотоуправления возбудимостью клеток. В настоящей работе был продемонстрирован один из возможных подходов к фотоуправлению возбудимостью с использованием фотосенсибилизатора азобензен триметиламмония бромида (азотаба) и оригинальной экспериментальнной установки на основе системы оптического картирования и УФ-проектора. Было показано, что данный метод позволяет моделировать проводящие пути на монослое кардиомиоцитов различной геометрии с перестраиваемыми во времени параметрами.
В центре метода фотоуправления возбудимостью монослоя кардиомиоцитов находится активное вещество — фотосенсибилизатор. Ценность азотаба как фотосенсибилизатора была бы намного выше, если бы он действовал на возбудимые клетки «наоборот»: в темновой форме и при видимом свете не влиял на возбудимость, а при освещении УФ светом — блокировал проведение автоволн. Это позволило бы использовать его в качестве обратимого агента в фотодинамической терапии, а также для создания системы анестезии, управляемой светом. В процессе поиска соединения, обладающего такими свойствами, был синтезирован стильбен триметиламмония бромид (С-таб), аналог азотаба, в котором азобезнзен заменён на стильбен. Первой задачей, связанной с С-табом, было выяснить, обладает ли С-таб способностью ингибировать возбудимость клеток сердца и каково влияние УФ света на его свойства.
Результаты, полученные в настоящей работе, свидетельствуют о том, что возбудимость клеток в растворе С-таба блокируется. После отмытия С-таба возбудимость восстанавливается. Не подвергавшийся воздействию УФ света Заключение
С-таб ведёт себя аналогично mpawc-изомеру азотаба. Однако, после облучения УФ светом С-таб не отмывается, и блок возбуждения сохраняется на длительное время (до 24 ч).
Механизм действия необлучённого и облучённого С-таба на возбудимость сердечных клеток является предметом текущих исследований. В ближайшее время подлежит проверке гипотеза, согласно которой под действием УФ света С-таб пришивается к липидам клеточной мембраны в результате процесса, схожего с фотополимеризацией некоторых полимеров (фоторезистов) [106].
Другой задачей, которая решалась в рамках настоящей работы при помощи метода цифрового фотоуправления возбудимостью монослоя кардиомио-цитов было экспериментальное моделирование действия антиаритмического препарата и проверка гипотезы о том, что антиаритмическое действие препаратов, понижающих возбудимость в сердце, заключается в дестабилизации и уничтожении заякоренной спиральной волны. Распространено мнение, что в сердце свободные спиральные волны не могут вращаться существенно долго, и опасность представляют спиральные волны, вращающиеся вокруг какой-либо естественной неоднородности. Традиционный подход в подобном исследовании предполагает добавление антиаритмического препарата к монослою кардиомиоцитов с вращающейся заякоренной спиральной волной при помощи системы перфузии, что происходит достаточно медленно, и наблюдение за её последующим поведением. Цифровое фотоуправление в свою очередь позволяет изменять возбудимость сердечной ткани как медленно, так и быстро. В настоящей работе показано, что скорость понижения возбудимости среды влияет на конечный результат действия антиаритмического препарата: медленное понижение возбудимости, соответствующее медленному повышению концентрации антиартитмического препарата в среде, не приводит к дестабилизации заякоренной спиральной волны, в то время как быстрое понижение возбудимости на ту же величину дестабилизирует спиральную волну и приводит к её гибели.
В настоящей работе удалось детально проследить, что происходит с за Заключение якоренной спиральной волной, после понижения возбудимости среды. В классических работах по компьютерному моделированию действия антиаритмических препаратов, понижающих возбудимость, постулируется следующий сценарий гибели заякоренных спиральных волн. В результате понижения возбудимости в среде эффективный радиус вращения спиральной волны становится больше радиуса неоднородности, вокруг которой вращалась волна, что приводит к отрыву волны, её дрейфу на периферию и гибели. Однако, в настоящей работе показано, что реализуется и другой сценарий. Так как монослой кардиомиоцитов неоднороден, то вместо отрыва спиральной волны происходит рост её ядра: неоднородность, вокруг которой изначально вращалась волна, «присоединяет» к себе соседние участки, которые после увеличения концентрации траис-азотаба стали наименее возбудимы. Рост ядра не длится бесконечно. В результате роста ядро сближается с неоднородностью на периферии или границей образца, образуя локальное сужение в проводящем пути волны. В какой-то момент на выходе из этого сужения происходит несовпадение истока и стока, волна не проходит через него и погибает. Таким образом, был обнаружен новый механизм гибели заякоренной спиральной волны в результате понижения возбудимости в конечной среде. Если рассматривать оптическое картирование, как систему вывода информации с монослоя кардиомиоцитов, то фотоуправление возбудимостью, в таком случае, — система ввода информации, что открывает использование фотосенсибилизированного монослоя кардиомиоцитов для аналоговых вычислений. В данной работе это было продемонстрировано на двух задачах, первой из которых было моделирование однонаправленного блока в сужении с неравными углами расхождения проводящих путей. Однонаправленный блок в подобной геометрии наблюдался ранее на системе Белоусова-Жаботинского в точке касания угла одной квадратной стеклянной пластни-ки (угол расхождения 90) и плоской стороны другой стеклянной пластни-ки (угол расхождения 180). В настоящей работе была смоделирована подобная геометрия на фотосенсибилизированном монослое кардиомиоцитов и Заключение
был показан однонаправленный блок в данной конфигурации. Блок волны при распространении автоволны из сужения в область с большим углом расхождения происходит из-за значительного несовпадения истока и стока. При распространении автоволны в обратном направлении несовпадение истока и стока не столь значительно, и автоволна проходит. Отметим, что по современным представлениям однонаправленный блок считается основной причиной возникновения реентри. Так, развитие аналоговых вычислений на культуре сердца носит не только теоретический характер, но тесно переплетается с практическими задачами медицины. В работе также была решена задача о нахождении кратчайшего пути в поле скоростей волновым алгоритмом и показано, что монослой кардиомиоцитов с заданной геометрией проводящих путей позволяет находить кратчайший путь в лабиринте методами аналоговых вычислений.
