Содержание к диссертации
Введение
Глава 1. Обзор литературы
1.1. Оптические и термические свойства биотканей 13
1.2. Плазмонно-резонансные наночастицы: оптические свойства, биомедицинское применение 17
1.3. Методы визуализации накопления золотых плазмонно-резонансных наночастиц в биотканях 25
1.4. Термическое воздействие на биологические ткани. Роль наночастиц в термотерапии 27
1.4.1. Методы гипертермии 29
Глава 2. Материалы и методы
2.1. Объекты исследования 41
2.2. Оборудование 43
2.3. Методы и методики исследования .47
Глава 3. Результаты
3.1. Выбор вида наночастиц для лазерной гипертермии и ОКТ –исследования 65
3.2. ОКТ-визуализация золотых плазмонно-резонансных наночастиц в фантоме биоткани 71
3.3. ОКТ-визуализация накопления золотых бипирамид в экспериментальной биологической модели локального накапления золотых наночастиц 74
3.4. Лазерная гипертермия биологических тканей с золотыми плазмонно-резонансными наночастицами 89
3.4.1 Изучение эффективности лазерной гипертермии с золотыми наночастицами методом ИК-термографии на поверхности биоткани. 92
3.4.2 Изучение эффективности лазерной гипертермии с золотыми наночастицами методом пассивной акустической термографии внутри биоткани 96
3.5. Оценка действия лазерной гипертермии с золотыми плазмонно-резонансными наночастицами на экспериментальную биологическую модель локального накопления золотых наночастиц по кинетике роста узла 99
3.6. Оценка действия лазерной гипертермии с золотыми плазмонно-резонансными наночастицами на структурные изменения биологической ткани 103
Глава 4. Обсуждение результатов 109
Заключение .115
Выводы .120
Список цитированной литературы .121
- Плазмонно-резонансные наночастицы: оптические свойства, биомедицинское применение
- Термическое воздействие на биологические ткани. Роль наночастиц в термотерапии
- ОКТ-визуализация золотых плазмонно-резонансных наночастиц в фантоме биоткани
- Изучение эффективности лазерной гипертермии с золотыми наночастицами методом пассивной акустической термографии внутри биоткани
Плазмонно-резонансные наночастицы: оптические свойства, биомедицинское применение
Металлические наночастицы представляют интерес для научных исследований разных направлений. Это связано с уникальными физическими свойствами наноразмерных агентов, а именно способностью генерировать на поверхности частицы локализованный плазмонный резонанс и связанное с ним резонансное поглощение и рассеяние в широком диапазоне длин волн в области «терапевтического окна прозрачности биологических тканей» [36, 97].
Технологии изготовления металлических наноструктур различного химического состава развиты в нашей стране [14, 32, 37]. Металлические наночастицы (серебряные и золотые) способны генерировать плазмонный резонанс определенной частоты при выполнении двух условий: во-первых, диэлектрическая постоянная должна быть отрицательной ( 0), во-вторых, длина волны падающего излучения должна быть больше размера самой частицы. Следовательно, плазмонный резонанс может возникать только у наноразмерных частиц.
Физический смысл возбуждения поверхностного плазмонного резонанса заключается в следующем. Под действием внешней электромагнитной волны электроны проводимости совершают коллективные колебания [53]. Диапазон собственной частоты колебания металла близок к частоте коллективных колебаний заряженных частиц в плазме [52, 148], поэтому коллективные колебания электронов проводимости на поверхности наночастицы называют «плазмоном». Собственная частота колебаний «плазмона» находится в видимом диапазоне длин волн, это обуславливает интерес к изучению их оптических свойств для биомедицинских задач. Электростатическая природа плазмонного резонанса и наличие отрицательного значения диэлектрической постоянной являются причиной усиления электромагнитного поля как внутри наночастицы, так и вокруг нее. На рисунке 1 продемонстрировано усиление электромагнитного поля наночастицей. Поскольку 0, то вектор поляризации Р имеет направление, противоположное направлению внешнего электромагнитного поля Е0, в результате поверхностный электрический заряд формирует деполяризующее поле Е , имеющее то же направление, что и Е0. Таким образом, происходит усиление общего поля Е= Е0 + Е . Рисунок 1. Сферическая наночастица в поле плоской электромагнитной волны [125]. В случае, когда 0, вектор деполяризующего поля Е будет направлен в противоположную сторону от направления Е0, отсюда общее поле будет ослабляться. Поверхностный плазмонный резонанс имеет способность к резонансному поглощению или рассеянию лазерного излучения [68]. Частота плазмонного резонанса зависит в первую очередь от формы и размера наночастиц. Хорошо изучены оптические свойства сферических наночастиц, составных наночастиц типа ядро/оболочка и наностержней [37].
Малые сферические частицы имеют один пик плазмонного резонанса, который слабо зависит от размера, а настраивается в основном за счет изменения диэлектрической проницаемости среды. Пик плазмонного резонанса сферических частиц лежит в области 500-560 нм, т.е. не попадает в «терапевтическое окно прозрачности биологических тканей», поэтому область применения сферических наночастиц ограничена, в основном, разработкой биосенсоров и систем для иммуноанализа. Составные наночастицы (двухслойные), так называемые нанооболочки, состоящие из диэлектрического ядра (чаще всего SiO2, TiO2 или ZrO2) и золотой оболочки, также имеют один резонанс. Однако существенным преимуществом составных наночастиц перед сферическими является возможность тонкой настройки положения максимума экстинкции в терапевтическом окне прозрачности [37, 134]. Сместить пик в длинноволновую область позволяет уменьшение отношения толщины оболочки к размеру ядра (рисунок 2). Рисунок 2. Зависимость положения максимума экстинкции нанооболочек (Au/Sio2) от толщины золотой оболочки [115]. Резонансное рассеяние нанооболочек более чем на порядок превышает рассеяние обычных золотых коллоидных частиц. Сверхсильное рассеяние позволяет наблюдать отдельные нанооболочки в темном поле микроскопа и открывает путь к созданию высококонтрастных меток [115]. Наночастицы вытянутой формы, типа наностержней, имеют два пика плазмонного резонанса. Первый пик расположен вблизи резонанса сферических наночастиц и определяется поперечным размером наностержней. Второй пик связан с продольным размером наночастиц и легко настраивается осевым отношением в длинноволновой области спектра от 700-1300 нм, т.е. попадает в терапевтическое окно прозрачности. Доказано, что наночастицы в форме стержней, намного лучше конвертируют электромагнитную энергию падающего излучения в тепловую по сравнению с частицами круглой формы [124, 149]. Анизотропные рассеивающие свойства наностержней определяют несколько интересных оптических свойств, включая спектральную и поляризационную селективность наночастиц [2], а так же сильную зависимость яркости рассеяния света от ориентации наностержней [51]. Про оптические свойства бипирамид известно не так много. Из немногочисленных литературных данных следует, что уникальность бипирамид состоит в том, что наличие острых концов приводит к усилению электромагнитного поля на концах частицы [113]. Учитывая, что у бипирамид два острых конца, то можно предположить, что такие частицы могут быть более перспективны для повышения эффективности лазерного нагрева и оптической диагностики. Плазмонно-резонансные наночастицы и их конъюгаты нашли широкое применение в биомедицине [89], включая доставку генов [171], биосенсоры [69, 153, 164], иммуноанализ [79], задачи микробиологии [120], фототермолиз опухолевых клеток [86, 104], оптический биоимиджинг и мониторинг состояния живых клеток [41, 102, 171, 180, 188], оптическую когерентную томографию [78, 93], двухфотонную люминесценцию [143], оптоакустический метод [98], усиление Рамановского рассеяния [100, 130, 131, 186], оптическую и магнитную диагностику [127, 170]. Медико-биологические приложения плазмонно-резонансных наночастиц обусловлены двумя аспектами: 1) возможность модификации поверхности наночастиц, что обеспечивает стабильность и биосовместимость коллоидного раствора, способность к эндоцитозу; 2) возбуждение поверхностного плазмонного резонанса, т.е. уникальность оптических свойств в терапевтическом окне прозрачности биотканей [97].
Золотые наночастицы биосовместимы [156] и потенциально нетоксичны для клеток [63, 187]. Благодаря химической инертности золотых наночастиц появляется возможность применять их в системах in vivo. Способы доставки наночастиц в опухоль Эффективность диагностики и лечения злокачественных новообразований с применением наночастиц определяется селективностью их накопления в зоне патологии. В литературе описана возможность как неспецифической (пассивной), так и специфической (векторной) доставки наночастиц к опухоли.
Пассивная доставка основана на различиях в строении эндотелия кровеносных сосудов в нормальной ткани и опухоли [95]. Избирательное накопление наночастиц в опухоли при системном введении в организм вследствие эффекта повышенной проницаемости и удержания (Enhanced Permeability and Retention effect, EPR) широко описано в литературе [77, 105, 144].
Преимуществами пассивного способа введения наночастиц является методическая простота и относительно низкая стоимость. Известно, что кровеносные сосуды опухоли отличаются значительным структурным атипизмом. Формирование сосудов в опухолях происходит на фоне извращенной митогенетической стимуляции и измененного экстрацеллюлярного матрикса. Это приводит к развитию неполноценных капилляров, имеющих нередко перфорированную базальную мембрану и нарушенную эндотелиальную выстилку. Эндотелий может замещаться опухолевыми клетками, а иногда и вовсе отсутствовать. В результате, стенки сосудов слабо развиты, представлены нередко одним слоем эндотелиальных клеток; либо стенку сосуда образуют опухолевые клетки [3]. Зачастую наблюдаются вторичные дистрофические изменения сосудов, например фибриноидный некроз, гиалиновое пропитывание и т. п. Поры между клетками (финестры) эндотелия сосудов имеют крупный размер: в карциноме молочной железы мышей – 1.2-2.0 мкм, карциноме толстой кишки – 0.4-0.6 мкм, опухоли молочной железы Shionogi – 0.2-0.38 мкм [3]. В случае пассивной доставки наночастицы покрывают ПЭГ. Это существенно повышает их биосовместимость, стабильность, время циркуляции в крови и предотвращает агрегацию. Накопление наночастиц, покрытых ПЭГ, преимущественно в опухоли показано в целом ряде исследований [121, 142, 144]. В работе [136] показано, что при внутривенном введении коллоидного раствора наночастиц животным-опухоленосителям происходит накопление наночастиц в опухолевой ткани вследствие структурного атипизма сосудов в опухоли. Имеются сведения, что наночастицы с размерами более 60 нм дольше других удерживаются в опухоли. При этом для наиболее эффективной доставки в опухоль размер наночастиц не должен превышать 300 нм [136]. В работе [168] проведен анализ зависимости биораспределения золотых наночастиц методом атомно-абсорбционной спектроскопии от размера наночастиц. Исследованы наночастицы с размером 15, 60 и 150 нм. Показано, что наночастицы размером 15 нм накапливаются в биотканях в малых количествах.
Для векторной доставки наночастиц необходимы дополнительные высокоспецифичные агенты, способные узнавать молекулярные мишени на поверхности опухолевых клеток и селективно связываться с ними. Такими мишенями являются, например, рецепторы эпидермального фактора роста EGFR, которые экспрессируются на клетках рака губы и шейки матки, рецепторы HER2 – на клетках рака груди и др. По данным литературы для направленной доставки в опухоль используются антитела, специфичные к различным маркерам на поверхности опухолевых клеток (рецепторам HER2, EGFR, CD44, альфа-интегрину и т. д.). Описана также специфическая доставка наночастиц в опухоль с использованием фолиевой кислоты, которая является лигандом для фолат-рецепторов [87, 106]. Металлические, особенно золотые, наночастицы могут быть легко модифицированы прикреплением к их поверхности биомолекул: моноклональных антител, пептидов и др. В литературе описаны два подхода к функционализации наночастиц.
Адсорбционный способ синтеза конъюгатов состоит в нековалентном прикреплении молекул зонда к поверхности наночастицы, например, за счет электростатических или гидрофобных взаимодействий. Основными преимуществами адсорбционного способа синтеза конъюгатов являются сравнительная простота, дешевизна, минимальное изменение свойств молекулярного зонда, а недостатками - слабая связь зонда с наночастицей и вероятность быстрой «дефункционализации» маркера при изменении условий. Соколов с соавт. использовал данный способ для связывания антител к EGFR с золотыми наночастицами, которые впоследствии применялись для оптического детектирования сверхэкспрессии рецепторов EGFR на поверхности клеток рака яичников [159, 160]. El-Sayed с соавт. применил абсорбционный способ для дальнейщей диагностики раковых клеток методом темнопольной микроскопии и терапии с помощью аргонового лазера с длиной волны 514 нм [70]. Другой подход основан на введении промежуточных линкеров, которые способны прочно связываться с поверхностью наночастицы и имеют свободные функциональные группы для прочной связи с молекулой-зондом. В этом методе в качестве модификаторов поверхности золотых наночастиц часто используются тиольные производные алканов [123].
Термическое воздействие на биологические ткани. Роль наночастиц в термотерапии
Эффективность термического воздействия для лечения онкологических заболеваний признана во всем мире. Один из видов термического воздействия - локальная гипертермия, которая представляет собой контролируемый нагрев до температуры 41-47С в течение нескольких десятков минут [72].
Принципиальной основой для термического воздействия на опухоль является использование морфофункциональных особенностей опухолей, отличающих их от гомологичных нормальных тканей по ряду весьма важных и взаимосвязанных физиологических параметров: несостоятельности кровоснабжения, особенно микроциркуляции, степени оксигенации, способности к гликолизу, уровню рН [39]. В результате строго дозируемых режимов нагрева создается возможность управления указанными морфофункциональными параметрами опухолевых и нормальных тканей. При этом реализуется концепция избирательного усиления чувствительности опухоли к лекарственным и лучевым воздействиям. Вследствие сниженного (особенно в гипоксических зонах) объемного кровотока опухоли могут нагреваться по крайней мере на 1-2 С больше, чем окружающие нормальные ткани, при этом усиливается их тепловое повреждение и эффект последующего облучения [12, 19]. Такие опухоли из-за наличия обширных зон неполноценного кровоснабжения содержат большое число гипоксических (полностью анаэробных) клеток, радиационная инактивация которых невозможна, так как требует подведения ионизирующих излучений в дозах, значительно превышающих толерантность нормальных тканей. Из-за плохого кровоснабжения в эти зоны затруднена также доставка химиотерапевтических препаратов. В то же время гипоксические клетки являются наиболее термочувствительными, благодаря чему наблюдается терапевтический эффект [19]. Термическое воздействие на опухоль обладает повреждающим действием на клеточном уровне: происходит нарушение синтеза нуклеиновых кислот и белка, ингибируется тканевое дыхание, что приводит к активации лизосомальных ферментов. В отличие от действия ионизирующей радиации, при термическом воздействии снижение концентрации кислорода в тканях не приводит к ослаблению повреждающего эффекта. Клетки опухоли обычно обладают той же термочувствительностью, что и клетки окружающих нормальных тканей. но из-за ряда упомянутых выше морфофункциональных особенностей повреждаются значительно сильнее [39].
По литературным данным термическое воздействие на опухолевые клетки в диапазоне от 41C до 47С запускает программированную гибель клеток (апоптоз) [82, 128, 185], а при увеличении температуры выше 50С происходит гибель клеток по пути некроза. Действие на клетки умеренными температурами приводит к апоптотической гибели клеток без денатурации белков [6]. В то время как при высоких температурах белки денатурируют, что обуславливает некроз. Благодаря белкам теплового шока клетки могут выдерживать некоторое возрастание температуры, что дает возможность использовать метод гипертермии при терапии рака. Показано, что апоптоз при термическом воздействии запускается повреждением митохондриальных мембран [82, 128].
При помощи электронной микроскопии в работах [139, 140, 163] исследовали морфологические изменения в опухоли при воздействии умеренной температурой in vivo. Оказалось, что при температуре близкой к 42C опухолевые клетки быстро реагируют сморщиванием (пикноз), разрушением и лизисом. Эта реакция возникает избирательно в клетках опухоли и является следствием повышения лизосомальной активности. Overgaard [141] предположил, что ингибирование окислительного метаболизма без соответствующего снижения анаэробного гликолиза ведет к повышению продукции молочной кислоты и закислению внутриклеточной и внеклеточной среды. Закисление, в свою очередь, стимулирует кислотную реакцию лизосомальных ферментов и увеличивает переваривание в лизосомах. Поскольку температура ингибирует дыхание селективно в клетках опухоли, она приводит к их избирательному разрушению. Опухолевые ткани и при оксигенации обнаруживают повышенную продукцию молочной кислоты [55], но при анаэробном окислении глюкозы продукция молочной кислоты увеличивается в 2-3 раза [64].
В работе [119] авторы пришли к заключению, что клетки в центральных гипоксических областях опухолей устойчивы к радиационному повреждению и относительно недоступны для химиопрепаратов. Напротив, термическое воздействие на такие клетки оказывает сильный эффект. Если будут разработаны методики повышения селективности нагрева раковых клеток (например, закисление опухолей) или методики, усиливающие поглощение электромагнитной энергии опухолевыми тканями относительно нормальных тканей, то термическая терапия может стать одним из основных методов лечения [119].
ОКТ-визуализация золотых плазмонно-резонансных наночастиц в фантоме биоткани
На агаровом фантоме биологических тканей изучили возможность визуализации золотых плазмонно-резонансных наночастиц внутри биоткани и процесс диффузии в полужидкую пористую среду. В работе исследовали золотые нанооболочки (250/25нм) и бипирамиды (200 нм), характеризующихся выраженными рассеивающими свойствми на длине волны работы ОКТ-прибора. На рисунке 12 приведена динамика процесса диффузии золотых нанооболочек и бипирамид в агаровый фантом после поверхностного нанесения. Агаровый фантом до нанесения золотых рассеивающих наночастиц характеризовался однородным низким уровнем интенсивности сигнала обратного рассеяния, не затухающим на глубине.
Проанализировав ОКТ-изображения фантомов через разное время после применения золотых наночастиц, и проведя численную обработку ОКТ-изображений, было выявлено, что по интенсивности сигнала обратного рассеяния достоверных отличий между разными видами наночастиц нет. Максимальное изменение интенсивности сигнала обратного рассеяния после нанесения нанооболочек составило 4,6 дБ, а после нанесения бипирамид 3,95 дБ.
Однако было отмечено, что динамика проникновения наночастиц внутрь агарового геля заметно отличалась друг от друга. В первый час после нанесения раствора нанооболочек на поверхности ОКТ-изображения наблюдали яркую полосу, которая образовалась от того, что нанооболочки не могли проникнуть вглубь фантома, вероятно из-за большого размера частиц (порядка 300нм). Только к 3 часам наночастицы начали диффундировать, однако на поверхности фантома все еще сохранялась яркая полоса (рисунок 12б). К 24 часам наблюдения на ОКТ-изображении можно было увидеть отдельные яркие области рассеяния как в верхней части ОКТ – изображения, так и в средней, что свидетельствует в пользу того, что нанооболочки до этого времени продолжают оставаться в толще фантома (рисунок12в).
В отличие от нанооболочек, скорость проникновения бипирамид в пористый агаровый фантом была значительно больше, что объясняется более мелкими размерами бипирамид (200 нм). Через 1 час после нанесения капли раствора бипирамид на поверности фантома яркой светящейся полосы не наблюдали, поскольку бипирамиды сразу начали диффундировать в гель. К 2 часам наблюдения ОКТ-изображение было однородно заполнено рассеивающими частицами (рисунок 12г). Через 24 часа после нанесения бипирамид изменение интенсивности сигнала обратного рассеяния сократилось с 3.95 дБ до 1.1 дБ, следовательно, бипрамиды почти полностью диффундировали в нижнюю часть фантома (рисунок 12д). На основе полученных данных было сделано заключение, что золотые нанооболчки, так же как и золотые бипирамиды хорошо визуализируются в биологических тканях методом ОКТ. Однако золотые бипирамиды в виду более мелкого размера быстрее проникают через поры внутрь геля. Более того, они обладают не только рассеивающими, но поглощающими свойствами, поэтому именно золотые бипирамиды выбраны для ОКТ-иследования накопления в биологичекой ткани.
В случае применения золотых плазмонно-резонансных наночастиц для повышения эффективности лазерной гипертермии биологических тканей важно контролировать накопление наночастиц в интересующей нас области с целью определения времени максимального содержания в ней наночастиц. Очевидно, что чем больше наночастиц накопится, тем большим повреждающим действим будет обладать лазерная гипертермия. В данной работе для изучения действия лазерной гипертермии с золотыми наночастицами на биологическую ткань и процесс накопления в ней наночастиц использовали экспериментальную биологическую модель локального накопления наночастиц рак шейки матки мышей РШМ-5. ОКТ-визуализация накопления плазмонно-резонансных наночастиц в экспериментальной биологической модели РШМ-5 проводилась прижизненно и неинвазивно. Поскольку метод ОКТ чувствителен к изменению оптических свойств биоткани, золотые плазмонно-резонансные наночастицы, способные к резонансному рассеянию на длине волны работы ОКТ-прибора, накапливаясь в экспериментальной биологической модели РШМ-5, могут повлиять на интенсивность сигнала обратного рассеяния. По изменению интенсивности сигнала обратного рассеяния можно проследить за накоплением наночастиц в биоткани. Идентификация гистологических структур нормальных поверхностных тканей на ОКТ-изображениях Поверхностная нормальная ткань имеет слоистую структуру (рисунок 13). На гистологическом препарате в направлении от поверхности в глубину биоткани можно выделить несколько слоев, соответствующих: 1. тонкому эпидермису с низким уровнем интенсивности сигнала обратного рассеяния; 2. дерме с высоким уровнем интенсивности сигнала обратного рассеяния. Высокий уровень интенсивности сигнала обратного рассеяния дермы обусловлен рассеивающими характеристиками волокон коллагена и эластина. В этом слое можно дифференцировать включения с низким уровнем интенсивности сигнала обратного рассеяния. Это волосяные фолликулы. 3. гиподерме, которая выглядит как слой с высоким уровнем интенсивности сигнала обратного рассеяния с включениями низкого уровня интенсивности сигнала обратного рассеяния. Высокий уровень интенсивности сигнала обратного рассеяния обеспечивают волокна коллагена и эластина, а низкий сигнал включений связан со слабым рассеянием лазерного излучения жировыми клетками. 4. скелетной мускулатуре, визуализирующейся на ОКТ-изображениях как горизонтально ориентированные полосы с низким уровнем интенсивности сигнала обратного рассеяния. Нормальная поверхностная ткань мыши: а- гистологический препарат, окраска гематоксилином и эозином х40; б- ОКТ-изображение. 1 - эпидермис, 2 - дерма, 3 - гиподерма (подкожно-жировая клетчатка), 4 - скелетная мускулатура, 5 - волосяной фолликул. Толщина слоев с 1 по 3 включительно на ОКТ-изображении составляет 0,41 - 0,425 мм, а на гистологическом препарате 0.5-0.7 мм. Разница в толщине слоев объясняется умеренным сдавлением слоев кожи при получении ОКТ-изображений.
Изучение эффективности лазерной гипертермии с золотыми наночастицами методом пассивной акустической термографии внутри биоткани
Как и в предыдущем случае, в исследовании участвовало две группы животных с экспериментальной биололгической моделью локального накопления наночастиц РШМ-5: группа животных, которым лазерную гипертермию проводили с применением наночастиц и группа животных, которм лазерную гипертермию проводили без применения наночастиц.
Важно отметить, что все экспериментальные модели РШМ-5, подвергшиеся лазерной гипертермии, несмотря на наличие или отсутствие наночастиц достигают температуры Tmax 44С через разное время, хотя в целом, при накоплении в биоткани наночастиц есть тенденция к достижению заданной температуры на несколько минут быстрее. Следовательно, разное время нагрева может быть связано не только с наличием наночастиц. Немаловажную роль в этом играет разное состояние кровоснабжения [178] и микроокружение [161], нарушение процесса теплоотдачи [47, 61]. Оценить влияние наночастиц на лазерную гипертермию биотканей представляется возможным по изменению внутренней температуры. На рисунке 25 представлены кривые температуры поверхности экспериментальной биологической модели РШМ-5 со стороны лазерного излучения (Tmax), поверхностной температуры экспериментальной биологической модели РШМ-5 на противоположной от лазерного воздействия стороне (Tmin) и внутренней температуры (Ta), измеренные на ПАТ установке. Значение температуры Tmax было примерно одинаковое при нагреве с применением наночастиц и без них, однако значение внутренней температуры Ta существенно различалось у этих групп. С ростом температуры на поверхности происходил практически одновременный рост внутренней температуры в обеих группах. Однако в группе, где наночастицы не применялись значение внутренней температуры Ta достигало в лучшем случае 40-42С, то есть на 3-5С было ниже, чем температура поверхности Tmax. Известно, что цитотоксический эффект, обусловленный термической инактивацией протеинов и повреждением цитоплазматических мембран, развивается в температурном критическом интервале 42,5-43оС [147].
В то же время при лазерной гипертермии в группе с применением наночастиц, значение внутренней температуры Ta быстро достигало значений поверхностной температуры Tmax. Более того, сравнение температуры на противоположной от лазерного воздействия стороне, показало, что значение (Tmin) на 2-3С больше в группе с наночастицами, следовательно узел прогревается на всю глубину.
В таблице 8 представлены данные о тепловой дозе, полученной на поверхности и внутри экспериментальной биологической модели РШМ-5. Видно, что средняя тепловая доза поверхности в группах без наночастиц и с наночастицами полностью совпадают. Очевидно, это связано с тем, что лазерная гипертермия и в той, и в другой группе проводилась при одних и тех же температурных и временных условиях. Однако внутренняя тепловая доза в группе с наночастицами почти в 5 раз превышает тепловую дозу в группе без наночастиц.
Мониторинг изменения температуры экспериментальной биологической модели РШМ-5 во время лазерной гипертермии: а – группа без наночастиц, б – группа с наночастицами. Красная линия – температура на поверхности со стороны лазерного излучения (Tmax); синяя линия – поверхностная температура на противоположной от лазерного воздействия стороне (Tmin); черная линия – внутренняя температура (Ta). Таблица 8.
Анализ кинетики роста экспериментальной биологической модели РШМ-5 в контрольной группе и опытной группе без лазерной гипертермии с введением золотых плазмонно-резонансных наночастиц в течение 7 дней показал, что золотые плазмонно-резонансные наночастицы при внутривенном введении в дозе 250 мкг/кг не влияют на кинетику роста экспериментальной модели РШМ-5 (рисунок 26).
Кинетика роста экспериментальной биологической модели РШМ-5: красная линия – опытная группа с наночастицами без лазерной гипертермии, синяя линия – контрольная группа без наночастиц. Каждое значение представлено медианой (25- и 75 процентили). n= Изучено влияние золотых плазмонно-резонансных наночастиц на повреждающее действие лазерной гипертермии. Анализ кинетики роста экспериментальной биологической модели РШМ-5 через 7-14 дней после воздействия показал, что золотые наночастицы, обладающие одновременно хорошими рассеивающими и поглощающими свойствами (бипирамиды 200 нм), не оказывали никакого действия. Статистически значимого отличия в кинетике роста узла экспериментальной биологической модели РШМ-5 между опытной группой I (лазерная гипертермия с наночастицами) и опытной группой II (лазерная гипертермия без наночастиц) не обнаружено (рисунок 27). Рисунок 27. Кинетика роста узла экспериментальной биологической модели РШМ-5 после лазерного воздействия с бипирамидами 200 нм. Красный график – опытная группа I (лазерная гипертермия с наночастицами); синий график - опытная группа II (лазерная гипертермия без наночастиц); черный график – контрольная группа (интактные животные). Каждое значение представлено медианой (25- и 75 процентили). n=5.
Наночастицы, характеризующиеся высоким показателем поглощения на длине волны работы лазера (наностержни), оказались эффективными для лазерной гипертермии биологической ткани. Применение наностержней размером 50/10 нм привело к замедлению скорости роста узла экспериментальной биологической модели РШМ-5 по сравнению с контрольной группой. Показатель ТРО составил 51% на 7-й день после лазерной гипертермии. Статистически значимого отличия от контрольной группы и опытной группы II (лазерная гипертермия без наночастиц) не наблюдали (рисунок 28). Рисунок 28. Кинетика роста узла экспериментальной модели РШМ-5 после лазерной гипертермии с наностержнями 50/10 нм. Красный график – опытная группа I (лазерная гипертермия с наночастицами); синий график - опытная группа II (лазерная гипертермия без наночастиц); черный график – контрольная группа (интактные животные). Каждое значение представлено медианой (25- и 75 процентили). n=5.
Лазерная гипертермия экспериментальной модели РШМ-5 с наностержнями размером 60/15 нм оказало наиболее выраженное положительное действие, что вероятно обусловлено более эффективной конвертацией световой энергии в тепловую. Положительное действие заключалось в достоверном замедлении темпа роста узла экспериментальной биологической модели РШМ-5. Объем узла не менялся на протяжении первых восьми дней после лазерной гипертермии (рисунок 29). На 14-й день после воздействия показатель ТРО составил 72%. В период с 10 по 14 день после воздействия наблюдали статистически значимое отличие от контрольной группы и опытной группы (лазерная гипертермия без наночастиц). Рисунок 29. Кинетика роста узла экспериментальной биологической модели РШМ-5 после лазерной гипертермии с наностержнями 60/15 нм. Красный график – опытная группа I (лазерная гипертермия с наночастицами); синий график - опытная группа II (лазерная гипертермия без наночастиц); черный график – контрольная группа (интактные животные). Каждое значение представлено медианой (25- и 75 процентили). -статистически значимое отличие от контрольной группы, - статистически значимое отличие от опытной группы (лазерная гипертермия без наночастиц). Непараметрический критерий Манна-Уитни. Уровень значимости Р 0.05. n=5.
Таким образом, оценка действия лазерной гипертермии с золотыми плазмонно-резонансными наночастицами на биологическую ткань по кинетике роста узла экспериментальной биологической модели РШМ-5, выявила, что наностержни с наибольшими поглощающими свойствами оказались более эффективными для лазерной гипертермии, в отличие от бипирамид, обладающих одновременно и поглощающими и рассеивающими свойствами.
