CC BY
38УДК 577.35.085-022.532:621.373.826
Нанокомпозитный припой для лазерной сварки биологических тканей
А.Ю.Герасименко, О.В.Губарьков, Л.П.Ичкитидзе, В.М.Подгаецкий, С.В.Селищев
Московский государственный институт электронной техники (технический университет)
О.В.Пономарева Научно-производственная фирма «ДЕЛТАРУС» (г. Долгопрудный)
Исследованы свойства биоприпоев для лазерной сварки тканей. Показана высокая термо- и фотостойкость составов припоев на основе водных дисперсий альбумина с однослойными и многослойными углеродными нанотрубками. В качестве объектов биотканей исследовались in vitro образцы хрящей трахеи быка и свиной кожи. Использование нанобиоприпо-ев позволило увеличить в несколько раз прочность на разрыв лазерных сварных швов относительно традиционного припоя на основе дисперсии альбумина. Результаты работы демонстрируют потенциальные возможности применения лазерных припоев для сварки биологических тканей.
Ключевые слова: лазерная сварка; биологическая ткань; углеродная нанотрубка; припой; сварной шов; прочность на разрыв.
Одним из важнейших этапов хирургической операции является соединение рассеченных органов и биотканей. Для восстановления их целостности традиционно используют сшивающие аппараты и шовные материалы. Распространено также так называемое бесшовное соединение, исключающее прокол биологических тканей, при котором используются лейкопластыри и клеящие вещества, а также ультразвуковая (УЗ) и электрическая сварка тканей. При этом обеспечивается герметичность раны, отсутствуют сдавливание швами тканей и их краевой некроз, заживление раны не сопровождается образованием грубого рубца [1].
Тем не менее клеевое соединение биотканей имеет определенные недостатки: старение, снижающее прочность некоторых видов клеев, а также токсичность ряда применяемых полимерных клеев. УЗ и электрической сварке биотканей присущи побочные электромеханические эффекты, опасные для целостности и функционирования соседних хрящевых и мягких тканей; их применение на практике достаточно сложно.
Использование лазеров в медицинской технике, занимающее заметное место в хирургической практике, имеет ряд преимуществ, обусловленных спецификой воздействия лазерного излучения на биологические ткани. При хирургических вмешательствах применяются лазерные установки с высокой мощностью генерируемого излучения, необходимой для удаления, механического разрушения или термического некроза клеток, тканей или иных объектов, подлежащих ликвидации. Возможность высокой концентрации световой энергии в малых объемах позволяет избирательно воздействовать на биоткани и дозировать степень этого воздействия от коагуляции тканей до их испарения. Происходящее при этом бесконтактное удаление части тканей осуществляется с
© А.Ю.Герасименко, О.В.Губарьков, Л.П.Ичкитидзе, В.М.Подгаецкий, С.В.Селищев, О.В.Пономарева, 2010
высокой точностью и с минимальной травматизацией органов и тканей. В свою очередь, это предотвращает образование рубцов и дает хороший косметический эффект при вмешательствах на коже. Лазерное излучение позволяет удалять ткани при постоянном визуальном контроле, не повреждая окружающие патологический очаг здоровые ткани. К перечисленным положительным свойствам лазерного излучения к настоящему времени добавляется возможность соединения поврежденных органов и тканей с помощью лазерной сварки (ЛС) биологических тканей, которая сохраняет все преимущества лазерной хирургии [2].
К преимуществам ЛС относится быстрота процедуры, а также возможность гидроизоляции места сварки. По сравнению с УЗ и электрической сваркой применение волоконных световодов позволяет в случае ЛС работать с закрытыми операционными полями, облегчая использование эндоскопических и лапароскопических методов.
Выбор длины волны облучения имеет большое значение в лазерной медицине. Излучение X = 0,81 мкм (диодные лазеры) и X = 1,04-1,06 мкм (неодимовые лазеры) проникает в биоткани глубже, чем излучение X = 0,97 мкм, что может быть эффективно использовано для объемного (на глубину до 1 см) прогрева биотканей. Излучение X = 0,97 мкм поглощается в поверхностных слоях мягких биотканей, а зона нагрева составляет ~ 1 мм. При этом снижается риск повреждения лазерным излучением нижележащих органов, хотя режущий эффект близок к действию в 2-3 раза более мощного излучения X = 0,81 мкм и X = 1,06 мкм. В этом случае обеспечивается хорошее сочетание режущего и коагулирующего эффектов [3].
При осуществлении ЛС применяют лазерные припои (ЛП), которые наносятся в области соединения тканей и органов. ЛП интенсивно поглощают лазерное излучение, тем самым участвуя не только в создании эффекта первоначального сцепления краев раны, но и в увеличении прочности получаемых сварных швов.
Добавление в ЛП коллоидных водных суспензий (дисперсий) альбумина - транспортного белка, входящего в состав сыворотки крови и цитоплазмы клеток человека и животных [1], имеет следующие преимущества:
- повышается адгезия тканей, тем самым увеличивается их прочность на разрыв после сварки;
- термическая стабильность альбумина допускает его длительное нагревание во время ЛС, что дополнительно способствует инактивации вирусов гепатита и ВИЧ;
- благодаря своим связывающим свойствам альбумин способен уменьшать воспаление и образование тромба на свариваемом участке (особенно при сварке сосудов);
- альбумин является коммерчески легкодоступным сырьем;
- большое количество приготовленного за один раз припоя можно длительно хранить и использовать для многих пациентов [4].
На практике обычно приходится иметь дело с бычьим сывороточным альбумином (БСА), который обеспечивает наибольшую прочность на разрыв а лазерных сварных швов по сравнению с другими типами альбуминов. Например, в случае лазерных сварных швов тканей собачьего кишечника на основе БСА а « 0,45 МПа, на основе человечьего сывороточного альбумина (ЧСА) а « 0,25 МПа, на основе свиного и собачьего сывороточных альбуминов а « 0,03 МПа [5]. К тому же БСА денатурирует при более низкой температуре и при меньшей мощности облучения, чем другие виды альбумина.
Хотя ЛС с применением лазерного припоя из БСА вполне способна заменять сшивание операционной раны иглой и нитью, тем не менее ЛС не всегда обеспечивает такую же прочность лазерных сварных швов в первые дни после операции, как в случае создания обычных хирургических швов [6]. По этой причине вызывает интерес исследование возможности ЛС с применением ЛП на основе БСА и углеродных нанотрубок (УНТ). В этом случае можно ожидать достаточно быстрое структурирование соединительного материала и увеличение его прочности, как это происходит в объемных нано-композитных материалах на основе альбумина и УНТ, создаваемых под действием лазерного излучения [7, 8]. Следует отметить и достигаемое в водных дисперсиях альбумина заметное снижение сегментации растворов по сравнению с обычными водными растворами УНТ за счет увеличения вязкости среды и вероятной функционализа-ции нанотрубок альбумином [9]. Данные по возможности применения УНТ в медицинских целях подкрепляются сведениями о самоорганизации, выращивании, размножении и ветвлении костных (остеобластов), нервных (нейритов) и стволовых клеток на углеродных нанотрубках, что способно после прохождения всех стадий модификации обеспечить регенерацию самых различных тканей человеческого организма [10, 11].
В настоящей работе исследованы особенности приготовления нанокомпозитных припоев на основе альбумина и углеродных нанотрубок, используемых для лазерной сварки биологических тканей in vitro. Также исследованы прочностные свойства лазерных сварных швов в зависимости от состава ЛП.
Приготовление лазерных биоприпоев и их характеристики. В качестве материала припоя взят БСА фирмы Amresco ® (США) 98% чистоты. Массовая доля примесей тяжелых металлов в нем не превышала 0,001%. Среди двух возможных методов диспергирования коллоидных растворов альбумина в воде (с помощью воздействия УЗ и механического перемешивания) выбран второй, так как в первом случае возникают трудности термостабилизации, а длительность диспергирования больше. Помимо этого, воздействие УЗ может вызвать конформационные изменения в молекулах белка и усиливать денатурацию альбумина [12].
Для получения 25%-ного водного раствора альбумина 8,33 г порошка БСА добавляли к 25 мл дистиллированной воды. Получившуюся смесь перемешивали в течение 3 ч, контролируя при этом температуру раствора, которая не превышала 30 °С. После этого раствор декантировали и оставляли при комнатной температуре на 12 ч. Получившийся раствор отфильтровывали с целью очистки от возможных примесей и неоднородностей. После этого он имел прозрачный желтоватый вид. Водородный показатель кислотности pH диспергированного раствора при температуре 25 °С составлял от 6,5 до 7,5.
В УФ-спектре водной дисперсии БСА имеются две основные полосы поглощения:
первая полоса с максимумом поглощения при ^МогЛ ~ 220 нм определяется изменениями состояния (возбуждением) в плоской амидной группе молекулы альбумина; вторая полоса при С™ ~ 280 нм определяется поглощением триптофана, входящего в состав используемого белка. При длинах волн более 400 нм значение оптической плотности раствора значительно (более на порядок) падает с ростом длины волны облучения.
Растворы БСА исследовались на работоспособность в условиях различных температур. Спектры поглощения растворов незначительно изменились по отношению к первоначальным данным после выдержки в течение двух недель в холодильнике при T = 3-5 °C, в течение трех дней в помещении при T = 20-25 °C и в случае термостатирова-ния в течение 10 ч при T = 50 °C. Аналогичные растворы ЧСА при хранении при температуре от 5 до 10 °С в течение 15-20 дней приобретали запах сероводорода, что свидетельствовало о разрыве дисульфидных мостиков и, следовательно, о денатурации белка.
Рабочие растворы ЛП получали после добавления к описанным выше дисперсиям БСА нескольких типов УНТ и других углеродных частиц. Растворы озвучивали в УЗ бане. Контроль температуры воды в бане, фильтрование и декантирование раствора проводились аналогично процедурам получения растворов БСА.
В экспериментах использовались следующие виды УНТ: многослойные нанотруб-ки производства МИЭТ (МУНТ I), многослойные нанотрубки типа «Таунит» производства тамбовского завода «Комсомолец» (МУНТ II) и однослойные нанотрубки производства фирмы «НаноКарбонЛайт» (ОУНТ). МУНТ I и МУНТ II были изготовлены пиролизным методом с использованием никелевых катализаторов, ОУНТ - методом дугового распыления графитовой мишени с добавкой №-У-катализатора [13]. Наружный диаметр нанотрубок МУНТ I составлял от 3 до 30 нм. Нанотрубки МУНТ II имели диаметр 20-40 нм при средней длине 2 мкм и выше [14]. Средний диаметр нанотрубок ОУНТ составлял ~ 1 нм при длине ~ 1 мкм [15].
В качестве углеродных частиц использовались сажа К-354 и мелкоразмельченный (средние размеры частиц < 10 мкм) активизированный уголь (МРАУ). Концентрация УНТ, а также других углеродных частиц составляла 0,1 вес. %.
При исследованиях термостабильности рабочих растворов с МУНТ II жидкости выдерживали при комнатной температуре в течение 936 ч. Те же растворы выдерживали в термостате при температуре 42 °С в течение 85 ч. УФ-часть спектров поглощения растворов, которые были аналогичны спектрам дисперсий БСА, после этих испытаний практически не изменилась. Результаты испытаний для видимой части спектров поглощения показаны на рис.1. Как видно из рисунка и полученных данных, рабочие растворы рассматриваемого типа достаточно устойчивы при комнатной и повышенной температуре в течение длительного времени.
В исследованиях фотостабильности рабочих растворов с МУНТ II они облучались красным светодиодом СД 630 мощностью 65 мВт, спектр излучения которого приведен на рис.2. При этом 20 см3 раствора помещали в коническую колбу емкостью 50 см3. Свет направляли на дно колбы. Расстояние от источника света до дна колбы составляло ~ 1 см, время облучения - 83 ч. Спектры поглощения рабочего раствора до и после облучения приведены на рис.3.
1,4
Л
§ и
и н
8 а
1,0 0,8 0,6 0,4
Ё
о 0,2 0
300 400 500 600 700 800 900 Длина волны, нм
1000
Рис.1. Спектры поглощения 25%-ных рабочих растворов бычьего сывороточного альбумина с многослойными углеродными нанотрубками «Таунит» (0,3 вес. %) до (1) и после выдержки в течение 936 ч при комнатной температуре (2) и термостатирования в течение 83 ч при температуре 42 °С (3). Толщина слоя раствора 1 мм
2,0
W о о
1,5
1,0
0,5
0
300 400 500 600 700 800 900 1000 Длина волны, нм
200 300 400 500 600 700 Длина волны, нм
800
900 1000
Рис.3. Спектры поглощения 25%-ных рабочих растворов бычьего сывороточного альбумина с многослойными углеродными нанот-рубками «Таунит» (0,3 вес. %) в УФ (а) и видимой и ближней ИК областях спектра до (1) и после облучения в течение 83 час (2).
Толщина слоя 0,1 (а) и 1 (б) мм
1
Так как облучение растворов проводилось в области % « 630 нм, где отсутствовало поглощение альбумина, фотохимической реакции белка с разрушением его молекул не происходило. Небольшое увеличение интенсивности длинноволнового УФ -пика поглощения альбумина можно объяснить незначительным испарением воды при облучении. После облучения наблюдается некоторое увеличение поглощающей способности раствора в области % =350-450 нм, что может быть следствием небольшого нагрева раствора за счет облучения. Таким образом, рабочие растворы достаточно устойчивы к действию интенсивного красного излучения.
Для экспериментов по ЛС биотканей были приготовлены следующие составы ЛП с УНТ и углеродными частицами (все растворы ЛП имели черный цвет): на основе БСА (1); БСА+сажа (2); БСА+МРАУ (3); БСА + МУНТ I (4); БСА + МУНТ II (5); БСА + ОУНТ (6). Спектры поглощения ЛП приведены на рис.4. Как видно из рисунка, поглощающая способность растворов на основе ОУНТ ниже, чем растворов на основе МУНТ «Таунит», которая, в свою очередь, ниже, чем растворов на основе МУНТ, изготовленных в МИЭТ. Причина этого - разная степень очистки соответствующих нанотрубочных материалов.
Прочностные характеристики лазерных швов. В качестве объектов исследований прочности на разрыв использовались биологические ткани: плоские образцы хрящей бычьей трахеи и свиной кожи длиной 30-33 мм, шириной 2-4 мм и толщиной 0,5-1,5 мм. Эти полоски очищались от посторонних тканей, промывались в мыльной воде для удаления жировой пленки, после чего ополаскивались и помещались на хранение в сосуд с формалином.
Перед началом ЛС образцы промывались, с их поверхности удаляли лишнюю влагу и прикрепляли к специальной платформе, которая позволяла вращать и равномерно об-
Н 0---------------------------------------.........
В 350 450 550 650 750 925
Длина волны, нм
Рис.4. Спектры поглощения водных растворов альбумина с углеродными нанотрубками фирмы «НаноКарбонЛайт» (1), «Таунит» (2) и МИЭТ (3). Концентрация нанотрубок 0,3 вес, %. Толщина слоя 1 мм
лучать их со всех сторон. В середине полоски делался сплошной поперечный прорез, полученные поверхности смазывались ЛП, после чего они фиксировались на прежних местах.
В качестве источника облучения использовался непрерывный ИК-диодный лазер с оптоволоконным выводом излучения (Хген = 0,97 мкм). Излучение в ближней ИК-области спектра - физиологическом окне биотканей (X = 0,7-1,3 мкм) поглощается сравнительно мало, хотя при X« 0,97 мкм имеется слабый максимум поглощения воды. Основное поглощение лазерного излучения определяется присутствием УНТ в составе ЛП (поглощение БСА относится только к УФ части спектра).
Процедура ЛС состояла в размещении на ЛП лазерного пятна, передвигаемого вдоль линии припоя (рис.5). Для наведения луча в оптоволокно подавалось зеленое излучение прицельного лазера ( Хген = 0,53 мкм), которое было хорошо видно на поверхности
свариваемых тканей. Облучение подводилось к середине образца на расстоянии ~1 см от места прореза. В зависимости от состава припоя менялась продолжительность облучения (2-5 мин) при мощности излучения на волокне 5-15 Вт.
а б
Рис.4. Лазерная сварка биотканей: облучение образца бычьего хряща (а), вид сварного лазерного шва (б). Состав припоя: 25%-ный водный раствор бычьего сывороточного альбумина с углеродными нанотрубками «Таунит» (0,3 вес. %). Черный цвет на месте шва обусловлен естественным цветом припоя
Контроль нагрева свариваемых тканей проводился с помощью ИК-пирометра «Ор^ Minisight». Расстояние от пирометра до облучаемой поверхности составляло ~ 10 мм. Лазерны й указатель пирометра наводился на подлежащий для сварки участок. Оптимальное значение температуры свариваемого участка тканей составляло 65-70 °С. При более низких температурах процесс ЛС малоэффективен, а при более высоких температурах растет вероятность термического повреждения, что может помешать естественному процессу заживления [6].
После ЛС проводились измерения прочности образцов на разрыв. Их концы закреплялись при помощи зажимов, на внутреннюю поверхность которых были приклеены наждачные бумаги, не допускающие выскальзывание образцов. Один конец зажима устанавливался неподвижно, второй прикреплялся к динамометру, с помощью которого измерялась сила Г нагрузки. Фиксировалось максимальное значение Е, при котором разрывался образец, прочность вычислялась по формуле а = Е/ £, где £ - площадь сечения прореза. Для каждого образца сварка ЛП и измерение прочности проводились не менее чем на 5 идентичных образцах биоткани, имеющих различные значения £. Результатом измерения считалось усредненное значение а.
С целью сравнения значения а лазерных сварных швов с прочностью соответствующих биотканей проводились измерения прочности на разрыв образцов сплошных тканей а • Для этого использовались контрольные образцы, которым придавались ган-телевидная форма, что облегчало измерение их прочности. Определялась относительная прочность образцов нанокомпозитов на разрыв по сравнению с прочностью сплошной ткани а / ат.
В таблице приведены средние значения а лазерных сварных швов для ЛП на основе различных углеродных материалов (0,1 вес. %), включая три типа УНТ, и ат для биотканей, указаны также значения а / а. В этой серии экспериментов использовался ЛП на основе водной дисперсии БСА (28 вес. %). Для сравнения приведены значения а, полученные с ЛП на основе суспензии БСА (47 вес. %) при ЛС свиной кожи in vivo с использованием ИК-излучения CO2-лазера (Хген = 10,6 мкм) [4], а также значения а, измеренные на образцах ткани собачьего кишечника in vitro при ЛС с ЛП на основе БСА (50 вес. %) с использованием излучения диодного лазера ( Хген = 1,32 мкм) [5].
Прочность на разрыв сварных лазерных швов биологических тканей
Прочность на разрыв
Составы лазерных биоприпоев Свиная кожа ат = (15 ± 5) МПа Бычий хрящ ат = (6 ± 2) МПа
а, МПа а/ат, % а, МПа а/ат, %
БСА 0,4 ± 0,1 2,7 0,9 ± 0,3 15
БСА+сажа 0,3 ± 0,1 2,0 0,6 ± 0,2 10
БСА+МРАУ 0,2 ± 0,1 1,3 0,5 ± 0,2 8,3
БСА+МУНТI 1,4 ± 0,3 9,3 1,9 ± 0,5 32
БСА+МУНТ II 1,2 ± 0,3 8,0 1,4 ± 0,4 23
БСА+ОУНТ 0,8 ± 0,3 5,3 1,7 ± 0,5 28
БСА [4] 0,025 - 0,05 0,15 - 0,3 — —
БСА [5] 0,43 (ткань собачьего кишечника)
Данные таблицы указывают, что введение сажи и активизированного угля в состав ЛП заметно (соответственно ~ на 30 и 50%) уменьшает прочность лазерных сварных швов по сравнению с ЛП на основе чистого БСА. В отличие от этого использование однослойных углеродных нанотрубок (ОУНТ) в составе ЛП увеличивает прочность лазерных швов по сравнению с ЛП на основе чистого БСА в 2 раза, в то время как применение многослойных углеродных нанотрубок МУНТ I и МУНТ II дает увеличение прочности швов в 2-3 раза. Наибольшие прочностные значения (а и а / ат) сварного шва достигаются для ЛП на основе раствора БСА+МУНТ I в обеих биотканях.
Прочность лазерных сварных швов, полученных на образцах ткани собачьего кишечника, близка к значениям а, измеренным в настоящей работе с аналогичным ЛП (в отсутствие УНТ) для образцов свиной кожи, и ниже значений а в случае измерений с бычьим хрящом. Отметим малое значение а для лазерных сварных швов на свиной коже, полученное в [4] с помощью длинноволнового излучения CO2-лазера, по сравнению с использованием излучения диодного лазера в настоящей работе. Возможной причиной этого является различие свойств биологического материала.
Следует отметить, что прочность лазерных сварных швов в экспериментах по ЛС свиной кожи in vivo в [4] значительно возрастала через несколько недель после опера-
ции, приближаясь к прочности неповрежденной кожи, причем восстановление свойств кожи шло лучше, чем при использовании обычной сшивной техники.
Обсуждение результатов. Упрочнение материалов с помощью добавок УНТ хорошо известный факт, однако физическую картину упрочнения не всегда удается выяснить. В рассматриваемом случае упрочнение лазерных швов при использовании УНТ связано с образованием в них нанокомпозита (наноматериала) БСА+УНТ, механические свойства которого значительно выше, чем у альбуминовой матрицы. Физическая картина упрочнения наноматериала определяется структурированием УНТ под действием лазерного излучения и, следовательно, образованием прочного нанотрубочного каркаса, на который прикрепляются молекулы альбумина [7, 8]. Однако такие предположения, возможно, недостаточны для полного описания физической картины упрочнения лазерных СШ с использованием нанокомпозитных припоев. Поэтому подробное изучение этого вопроса позволит усовершенствовать составы ЛП и получать лазерные швы биотканей с механическими свойствами, во много раз превосходящими присущие традиционным методам хирургического соединения органов и биологических тканей.
Результаты работы демонстрируют потенциальные возможности применения лазерных наноприпоев. Составы лазерных припоев имеют хорошие термостабильные и фотостабильные свойства, они практически не теряют свои качества при длительном хранении на воздухе. Использование биоприпоев на основе бычьего сывороточного альбумина и углеродных нанотрубок позволило увеличить в несколько раз прочность на разрыв лазерных швов биотканей относительно традиционного припоя на основе водной дисперсии альбумина. При этом припои на основе альбумина и других углеродных структур, например сажи или активизированного угля, показали отрицательный эффект - ухудшение прочности лазерных швов. Следовательно, в механизме упрочнения лазерных швов при использовании биоприпоев на основе альбумина и наноматериалов основную роль играют углеродные нанотрубки.
Авторы выражают благодарность сотрудникам лаборатории «прочности и динамических испытаний», Центру коллективного пользования Нанотехнологии в электронике МИЭТ и ООО «НПФ «ДЕЛТАРУС» за содействие в работе и полезные советы.
Работа выполнена при поддержке Министерства образования и науки РФ в рамках реализации ФЦП «Научные и научно-педагогические кадры инновационной России» на 2009 - 2013 годы (госконтракт № П1482).
Материалы статьи были доложены на V Международной научно-технической конференции «Информационные технологии в науке, технике и образовании» (Республика Абхазия, Пицунда, 22-30 сентября 2009 г.)
Литература
1. Большая медицинская энциклопедия. - М.: Эксмо, 2008. - 864 с.
2. Неворотин А.И. Введение в лазерную хирургию. - СПб.: Спецлит, 2000. - 174 с.
3. Агеева С.А. Возможности эффективного лечения ЛОР-больных в дневном стационаре поликлиники с использованием методов лазерной хирургии // Лазер-Информ. - 2001. - № 7(262). - С. 9-14.
4. Immediate tight sealing of skin incisions using an innovative temperature-controlled laser soldering device / D.Simhon, M.Halpern, T.Brosh et al.ll Annals of surgery. - 2007. - Vol. 245. - N 2. - P. 206-213.
5. Bleustein C.B., Felsen D., Poppas D.P. Welding characteristics of different albumin species with and without fatty acids // Lasers in Surgery and Medicine. -2000. - Vol. 27. - N 2. - P. 82-86.
6. Katzir A. Fiber optics in surgery // Biophotonics International. - 2008. - N 1. - P. 37-39.
7. Получение объемных нанокомпозиций на основе водного раствора альбумина под действием лазерного излучения / В.М.Подгаецкий, В.В.Савранский, М.М.Симунин и др. // Квантовая электроника. -2007. - Т. 37. - N 9. - С. 801-803.
8. Исследование механических свойств биосовместимых объемных нанокомпозитов, изготовленных лазерным методом / И.В.Андреева, В.Н.Баграташвили, Л.П. Ичкитидзе и др. // Медицинская техника. - 2009. -№ 6. - С. 1-9.
9. Раков Э.Г. Нанотрубки и фуллерены: уч. пособие. - М.: Университетская книга, Логос, 2006. -376 с.
10. Molecular functionalization of carbon nanotubes and use as substrates for neuronal growth / M.P.Mattson, R.C.Haddon, A.M. Rao et al. // Neurosci. - 2000. - Vol. 14. - P. 175-178.
11. Zanello L.P., Zhao B., Hu H. et al. Bone cell proliferation on carbon nanotubes // Nano Letters. -2006. - Vol. 6. - N 3. - P. 562-567.
12. Barnes C., Evans J.A., Lewis T.J. Ultrasonic absorption of bovine serum albumin solutions in the frequency range 60 to 160 kHz // J. Acoust. Soc. Am. - 1986. - Vol. 80. - N 5. - P. 1291-1296.
13. Бобринецкий И.И., Неволин В.К., Симунин М.М. Технология производства углеродных нано-трубок методом каталитического пиролиза этанола из газовой фазы // Химическая технология. - 2007. -Т. 8. - N 2. - С. 58-63.
14. Углеродные материалы «Таунит»: исследование, производство, применение / А.Г.Ткачев, С.В.Мищенко, В.Н.Артемов и др. // Нанотехника. - 2006. - № 2. - С. 17-20.
15. И.И.Бобринецкий, ЛД.Квачева, В.К. Неволин и др. Получение объемного биополимерного на-номатериала при непрерывном лазерном облучении // 2008, Харьков, Наноматериалы. - Сб. докладов Харьковской нанотехнологической ассамблеи, Харьков: НТЦ ХФТИ, 2008, Т. 2. - С. 124-129.
Статья поступила 26 января 2010 г.
Герасименко Александр Юрьевич - аспирант кафедры биомедицинских систем (БМС) МИЭТ. Область научных интересов: лазерная техника. E-mail: [email protected]
Губарьков Олег Владимирович - старший научный сотрудник кафедры БМС МИЭТ. Область научных интересов: лазерная техника.
Ичкитидзе Леван Павлович - кандидат физико-математических наук, старший научный сотрудник кафедры БМС МИЭТ. Область научных интересов: физика твердого тела, биосовместимые наноматериалы.
Подгаецкий Виталий Маркович - доктор физико-математических наук, профессор кафедры БМС МИЭТ. Область научных интересов: взаимодействие излучения с веществом, лазерная наноинженерия.
Селищев Сергей Васильевич - доктор физико-математических наук, профессор, заведующий кафедрой БМС МИЭТ. Область научных интересов: биомедицинские системы.
Пономарева Ольга Вадимовна - директор Научно-производственной фирмы «ДЕЛТАРУС» (г. Долгопрудный). Область научных интересов: органическая химия.
