CC BY
102
2
Бионанотехнологии, биоэлектроника, биосенсорика
УДК 548-55, 549-517-14, 578, 615.8
Классен Н. В., Кедров В. В., Курлов В. Н., Кривко О. А., Шмурак С. З., Шмытько И. М., Кудренко Е. А., Киселев А. П., Кобелев Н. П., Шехтман А. В.,
Институт физики твердого тела РАН
Наносиинтилляторы для новых методик медицинской диагностики и терапии
Ключевые слова: нанотехнологии, сцинтилляторы, люминесценция, селективное распознавание биообъектов нано-сцинтилляторами внутри и вне организма, модификация рентгеновской дифракции, перестройка структуры наночастиц, экспрессное обнаружение и уничтожение патогенных биообъектов внутри организма с помощью рентгеновского излучения, вирусы, канцерогенные клетки
Нанокристаллические сцинтилляторы на основе оксидов и фторидов редкоземельных металлов демонстрируют целый ряд полезных особенностей, обусловленных влиянием внешней поверхности на поведение электронных и атомарных подсистем: усиление люминесценции, многократное ускорение кинетики высвечивания, изменения атомарной структуры при контактах с органическими молекулами и передачу этим молекулам энергии электронных возбуждений. Эти явления позволяют создать рентгеновские детекторы для биомедициской диагностики с микронным пространственным разрешением и возможностью формирования объемных изображений, а такжеразработать эффективные методики обнаружения и уничтожения вирусов, бактерий и других патогенных биообъектов.
Введение
Сцинтилляторы — это материалы, в которых при поглощении ими частиц или квантов ионизирующего излучения (нейтронов, протонов, электронов, рентгеновских и гамма-квантов) возникают световые вспышки, называемые сцинтилляциями [1]. Благодаря способности преобразовывать таким образом энергию ионизирующего излучения в световые сигналы сцинтилляторы широко применяются всюду, где требуется детектирование элементарных частиц или жестких электромагнитных излучений: в космических гамма-телескопах, ускорителях элементарных частиц, приборах для мониторинга радиационной обстановки внутри и в окрестностях атомных электростанций, радиационных дозиметрах, рентгеноспектральных анализаторах химического состава материалов и т. д. Особенно быстро расширяется спрос на сцинтилляционные детекторы для инспекционных установок антитеррористического назначения и приборов медицинской диагностики. В первом случае просвечивание
ионизирующими излучениями автомобилей, багажа, грузовых контейнеров и других закрытых объемов используется для экспрессного обнаружения оружия, взрывчатых, отравляющих, наркотических и других опасных веществ. Во втором случае путем просвечивающей диагностики выявляются разного рода аномалии в состоянии внутренних органов пациентов [2]. В совокупности мировой объем продаж сцинтилляционных детекторов разных видов приближается к миллиарду евро в год.
Но, несмотря на столь высокий уровень спроса, технические характеристики сцинтилляторов пока весьма далеки от показателей, в которых объективно заинтересованы многочисленные потребители и которые в принципе могут быть достигнуты. Например, абсолютная энергетическая чувствительность сцинтилляторов, измеряемая отношением энергии светового сигнала к поглощенной энергии ионизирующего излучения, даже у лучших сцинтилляционных материалов (йодида цезия, ортоси-ликата лютеция, бромида лантана и др.) не превышает 15-25 %.
В то же время у полупроводниковых излучателей света, возбуждаемых электрически, коэффициент полезного действия приближается уже к 80 % за счет применения наноструктурных систем квантовых ям и квантовых точек. Быстродействие (т. е. временной интервал между поглощением гамма-кванта и окончанием световой вспышки) у самых быстрых сцинтилляторов (например, органических) приближается к одной наносекунде. В то же время длительности вспышек упомянутых выше полупроводниковых наноизлучателей на практике могут быть сделаны короче пикосекунды. Для сцинтилляционных детекторов достижение столь высокого быстродействия актуально по нескольким причинам.
Во-первых, чем короче временной интервал вспышки при ее фиксированной интегральной энергии, тем легче добиться значительного повышения отношения «сигнал — шум» и тем самым повысить чувствительность системы. Принципиальное значение для получения объемных изображений внут-
реннего содержимого закрытых объемов путем рентгеновского просвечивания имеет переход от томографического принципа просвечивающего сканирования (где для высококачественного изображения требуется сделать несколько десятков снимков под разными углами) к время-пролетному принципу регистрации, где по разнице во временах вылета просвечивающего кванта и регистрации рассеянного внутренним предметом вторичного кванта определяется точка, в которой произошло рассеяние. При этом временное разрешение рентгеновского детектора в одну пикосекунду дает точность определения пространственных координат скрытых внутри предметов или аномалий внутренних органов 0,3 мм. Это значительно лучше пространственного разрешения томографической техники, широко применяемой в настоящее время.
Кроме того, сокращение количества необходимых рентгеновских снимков от нескольких десятков (для нынешней томографии) до всего одного при время-пролетной диагностике многократно снижает и длительность диагностической процедуры, и дозу облучения обследуемого объекта. И то и другое значительно расширяет возможности медицинской диагностики и антитеррористического инспектирования в части пространственного разрешения и оперативности.
На основании обширных исследований свойств сцинтилляционных кристаллов в разных агрегатных состояниях специалисты ИФТТ пришли к необходимости активного применения нанотехно-логий для создания сцинтилляторов нового поколения, способных не только обеспечить радикальное улучшение свойств радиационных детекторов для обширного многообразия их применений [3], но и создать принципиально новые прорывные методики биомедицинской диагностики и терапии для лечения целого ряда опасных заболеваний, представляющих собой проблемы глобального масштаба (канцерогенные патологии, атипичный туберкулез, гепатит С и ряд других вирусных инфекций) [4]. Приведенные ниже данные об уникальных свойствах наносцинтилляторов и их практических применениях подтверждают перспективность этой концепции.
Особенности свойств нанокристаллических сцинтилляторов
По многим важнейшим эксплуатационным характеристикам нанокристаллические сцинтилля-торы существенно превосходят объемные кристаллы аналогичных составов. Это относится к эффективности преобразования энергии поглощенной радиации в световые сигналы, быстродействию, временному и пространственному разрешению, радиационной прочности [5]. Практически все обнаруженные нами особенности структуры и свойств нанокристаллических сцинтилляторов объясняют-
ся прежде всего значительно возросшей по сравнению с крупными кристаллами ролью внешней поверхности. Весь объем наночастицы находится под заметным влиянием приповерхностного слоя, так как она соизмерима с характерными для электронной и атомарной подсистем масштабами (длинами свободного пробега электронов, экситонов и фононов, расстояниями релаксации упругих и электрических полей структурных дефектов и др.). И именно высокая чувствительность атомарных и электронных свойств наносцинтилляторов к изменениям условий на их поверхности позволяет эффективно использовать эти материалы не только для улучшения медицинских изображений, но и в принципиально новом качестве — для обнаружения и уничтожения обширного набора патогенных нано- и микрообъектов.
Особенности поведения наносцинтилляторов, вызванные воздействием поверхности, выявляются уже на стадии их формирования. В ИФТТ разработаны методы синтеза многих видов сцинтилляционных наночастиц на основе оксидов и гало-генидов металлов. Их внешние морфологии и атомарные структуры демонстрируют аномальные зависимости от размеров частиц. Например, полиморфные материалы (т. е. изменяющие свою кристаллическую структуру при определенных изменениях внешних условий) в нанокристаллическом состоянии демонстрируют аномальную температурную последовательность смены структур.
Так, борат лютеция, молибдат европия, двуокись циркония и др. при низкотемпературном синтезе сначала формируют высокотемпературные фазы (т. е. существующие в крупногабаритных материалах того же состава при гораздо более высоких температурах) и лишь при определенном повышении температуры и увеличении размера переходят в «нормальные» низкотемпературные фазы. Эта аномалия объясняется тем, что при малых размерах наночастиц приповерхностные области с повышенной внутренней энергией занимают весь объем частицы, в результате чего для снижения свободной энергии более выгодной становится фаза с повышенной энтропией (а таковыми и являются высокотемпературные состояния). При увеличении размеров наносцинтилляторов, когда относительная роль поверхности снижается, температурный ход их структурных превращений нормализуется [6].
Еще одна структурная аномалия — расщепление рентгенодифракционных рефлексов у многих наносцинтилляторов, свидетельствующее о наличии в них областей с увеличенными на 1 % межатомными расстояниями (рис. 1) [7]. Это объясняется относительным ослаблением межатомных связей в непосредственной окрестности поверхности. Отличия в характере межатомных взаимодействий вблизи поверхности для разных материалов существенно сказываются на зависимости внешней морфологии наночастиц от размеров.
Многие наносцинтилляторы демонстрируют обычные изменения формы частиц при увеличении размеров: малые частицы имеют сфероподобную геометрию, которая при укрупнении постепенно приобретает огранку (как это показано на примере ванадата иттрия — рис. 2). Это объясняется тем, что в совсем малых частицах практически весь объем является приповерхностным и имеет за счет этого повышенную внутреннюю энергию, вследствие чего энергетически выгодна минимизация площади поверхности, т. е. образование сферы. Но с увеличением размеров относительная роль приповерхностного слоя падает и более существенным становится влияние анизотропии непосредственно поверхностной энергии. Поэтому возникает огранка кристаллографическими плоскостями с минимальной энергией.
Однако в некоторых материалах, например фторидах лютеция и лантана, вольфрамате свинца, кристаллографическая огранка сохраняется и в наночастицах весьма малых размеров (20 нм и менее), хотя наночастицы бората лютеция при тех же размерах имеют округлую форму (рис. 3).
Энергетические соображения, приведенные выше, позволяют предположить, что в этих случаях действуют факторы, компенсирующие увеличение внутренней энергии за счет роста относительного объема приповерхностного слоя. Одним из таких факторов может быть электрическая полярность противоположных поверхностей некоторых ориен-таций — тогда при уменьшении размеров наночастицы энергетически выгодным за счет притяжения противоположных зарядов становится образование пластинок, параллельных полярным плоскостям. Правда, крупные кристаллы как редкоземельных фторидов, так и вольфрамата свинца являются неполярными. Поэтому либо при уменьшении размеров кристаллитов изменяется взаимное расположение ионов противоположных знаков и в не-
т—i—г
73 74 75
Рис. 1
Расщепление рефлексов угловых зависимостей рентгеновской дифракции в наночастицах бората лютеция, свидетельствующее о появлении областей с увеличенными межатомными расстояниями
Рис. 2 Электронномикроскопическое изображение частиц ванадата иттрия YVOd, демонстрирующее появление кристаллографической огранки по мере перехода от наноскопических к микроскопическим размерам
которых кристаллографических плоскостях нарушается баланс зарядов, либо же причина сохранения огранки при малых размерах не в полярности граней. Например, преобладание фактора анизотропии энергии граней разных ориентаций над фактором увеличения интегральной внутренней энергии за счет роста объемной доли приповерхностного слоя может быть следствием большой анизотропии плотностей упаковки атомов в плоскостях разной ориентации. Для ответа на вопрос, почему форма нанокристаллов одного состава округлая, а другого при том же объеме — ограненная, требуются дополнительные исследования.
Следует отметить, что именно на ограненных наночастицах фторидов лантана и лютеция впервые обнаружены изменения атомарной структуры и оптических свойств, возникающие при образовании контактов поверхности этих частиц с некоторыми органическими молекулами. Изменения картины рентгеновской дифракции на наночастицах фторида лютеция, находящихся в контакте со смесью молекул полистирола и 2,5-дифенилоксазола (РРО) показаны на рис. 4. Отчетливо видно, что уширение дифракционного рефлекса со стороны малых углов, свидетельствующее о наличии в исходном фториде лютеция областей с увеличенными приблизительно на 1 % параметрами решетки, в результате образования такого контакта исчезает, т. е. параметры решетки становятся однородными по всей наночастице. В дальнейшем подобные эффекты могут быть основой методик обнаружения различных нано- и микрообразований биологического характера как in vitro, так и in vivo.
Эти возможности нового вида биосенсорики значительно расширяются тем, что одновременно с изменениями атомарной структуры в редкоземельных нанофторидах при контактах с вышеуказанной смесью органических молекул наблюдаются весьма существенные модификации светоизлучательных
свойств (как в кинетике, так и в спектрах люминесценции). Основная полоса фотолюминесценции фторидов лантана и лютеция находится в ультрафиолетовой области и характеризуется относительно быстрой кинетикой высвечивания (20-30 нс) [5].
Однако в наночастицах этих составов (с размерами менее 100 нм) в спектральной области от 550 до 650 нм наблюдается слабое, но длительное послесвечение с секундными временами высвечивания [4]. Так как при увеличении размеров частиц это послесвечение исчезает, а в оксидных на-носцинтилляторах типа боратов лютеция и гадолиния, которые при малых размерах имеют округлую форму, подобное послесвечение не наблюдается, появление его во фторидах можно связать с наблюдающейся анизотропией формы.
Например, в углах наночастиц могут возникать локализованные электронные состояния нового типа — подобно тому, как у плоских граней формируются приповерхностные таммовские уровни [8]. Естественно предположить, что отщепление энергии «углового» состояния от дна зоны проводимости или от потолка валентной зоны должно быть больше, чем отщепление «плоскостного» состояния, так как
3 : tö
Й Ч
Й 3
¡S!
1,0 0,8 0,6 0,4 0,2 0,0
Фторид лютеция в органике
Только стирол
Стирол с 2,5-дифенилоксазолом 1--
53,0
53,5
54,0 2 в, ..."
54,5
55,0
Рис. 4
Изменение угловой зависимости рентгеновской дифракции на наносцинтилляторах фторида лютеция при введении их в контакт со смесью органических молекул
в случае угла оно формируется уже двумя или даже тремя гранями. Впрочем, наблюдающийся длинноволновый «хвост» спектра свечения в совокупности с заметно возросшей длительностью можно отнести и на счет внутренних электрических полей, которые наклоняют и изгибают энергетические зоны и пространственно разделяют электроны и дырки (эффект Франца—Келдыша [8]).
Электроны, локализованные у угла, который образован двумя гранями, вдоль ребра этого угла могут свободно перемещаться, поэтому при увеличении количества таких электронов должно возрастать кулоновское отталкивание между ними (подобно тому, как это наблюдается при локализации электронов в одномерных дислокационных зонах [9]). За счет этого возникает кулоновский барьер, разделяющий неравновесные электроны и дырки, существенно замедляющий их рекомбинацию и смещающий энергию рекомбинационного излучения в длинноволновую сторону [9].
При составлении композитов из вышеуказанных фторидов со смесью полистирола и РРО спектр длинноволновой люминесценции заметно модифицировался (вместо четкого максимума на 500 нм появлялись два более размытых на 525 и 570 нм — рис. 5). Параллельно сильно ускорялась кинетика высвечивания в этой спектральной области (рис. 6). При смешивании же этих наночастиц с полистиролом без РРО подобные оптические эффекты не наблюдались. В то же время спектр люминесценции молекул РРО имеет в области 570 нм особенность.
На этом основании можно предположить, что указанные изменения обусловлены перекачкой электронных возбуждений из наночастиц фторидов в молекулы 2,5-дифенилоксазола, а за счет усиления их люминесценции и возникает максимум на 570 нм. Высокую эффективность перекачки электронных возбуждений из наносцинтилля-торов в молекулы РРО можно объяснить двумя факторами: тем, что размеры наночастиц меньше длин свободного пробега электронов и дырок, и наличием в 2,5-дифенилоксазоле непрерывных цепочек пи-электронов, которые, как известно, легко перемещаются вдоль этой оси молекулы [10].
350
400
450
500
550
600
650
Длина волны, нм
Рис. 5 Спектры длинноволновой фотолюминесценции наночастиц фторида лантана (-----), смеси полистирола с 2,5-дифенилоксазолом — РРО (---) и наночастиц фторида лантана в этой смеси (-)
За счет высокой подвижности пи-электронов при контакте полярных граней или углов наночастиц с молекулами РРО может произойти как экранировка электрических полей, так и устранение обсуждавшейся выше локализации электронов в углах между гранями. Оба эти фактора способствуют существенному ускорению рекомбинации электрон-дырочных пар.
В предшествующих публикациях отмечалась перекачка в молекулы РРО из наносцинтилляторов электронных возбуждений, созданных рентгеновским излучением [11, 12]. Такая перекачка, помимо применений в сенсорике биомолекул, имеет большое значение для создания новых методик уничтожения различных патогенов внутри организма с помощью адресного рентгеновского облучения, безопасного для здоровых тканей в силу малых интегральных доз (подробнее это будет описано ниже). Нами экспериментально подтвержде-
1п I 148,41
54,60
20,09
7,39
2,72
1,00
0,37
0,0 0,2 0,4 0,6 0,8 1,0 1,2 1,41,6 1,8 2,0 2,2 2,4 2,6 2,8 3,0
t, с
Рис. 6
Кривые спадов импульсов длинноволновой фотолюминесценции наночастиц фторида лантана в полулогарифмическом масштабе, демонстрирующие резкое ускорение кинетики при помещении наночастиц в органическую смесь полистирола и РРО
ны эффективные возможности перекачки рентгеновских возбуждений в органические молекулы обширного количества наносцинтилляторов оксидных и галогенидных составов, обусловленные тем, что размеры наночастиц становятся меньше длины пробега неравновесных электронных состояний.
При вышеуказанной перекачке у композиционных сцинтилляторов из неорганических наночастиц и органических люминофоров на порядок и более улучшается быстродействие: время их высвечивания уменьшается до характерных для органических материалов наносекундных масштабов.
Исследования кинетики высвечивания наносцинтилляторов боратов лютеция и гадолиния (LuB03 и GdB03) с помощью сверхкоротких рентгеновских импульсов показали, что нарастание свечения происходит за аномально малые времена — менее одной десятой наносекунды [13], уменьшаясь относительно самых быстрых из известных сцинтилляторов более чем на порядок. Столь заметный эффект может быть объяснен двумя механизмами воздействия поверхности наночастиц на поведение электронных возбуждений, созданных рентгеновскими квантами.
Во-первых, в наносцинтилляторах активаторы свечения (в данном случае это ионы церия) должны подтягиваться к поверхности, так как они являются структурными дефектами, повышающими внутреннюю энергию, а у поверхности это повышение относительно меньше. При частых и неизбежных отражениях электронных возбуждений от той же поверхности в ее окрестности за счет квантовой интерференции формируются максимумы плотности неравновесных электронов и дырок. Образование у поверхности максимумов плотностей активаторов свечения и электронных возбуждений приводит к росту частоты их встреч и соответственно к ускорению заполнения активаторов и сокращению времени нарастания.
Второй механизм связан с качественно новым электронным явлением, обусловленным возрастанием на много порядков частоты столкновений горячих электронов с поверхностями наночастиц из-за их малых размеров. Изменения при каждом столкновении электрических дипольных моментов, вызванных движением электронов, создают два вида электромагнитных излучений: тормозное и переходное [14]. Из-за большой частоты столкновений эти излучения способны забирать довольно существенную долю энергии быстрых электронов, а их частоты определяются длительностями процессов непосредственного взаимодействия электронов с поверхностью (приводящего к отражению от нее или ее пересечению), зависят от их скорости и предположительно являются комбинацией мягкого рентгеновского и ультрафиолетового излучений. Так как релаксация энергии горячих элек-
тронов до термического уровня происходит за весьма короткие времена порядка 10~12 с, то эти виды излучений должны заметно ускорять кинетику высвечивания. Важно отметить, что перевод энергии первичных рентгеновских квантов в излучения со сравнительно низкими энергиями должен сузить размер области, по которой первично поглощенная энергия растекается по сцинтилляци-онному материалу путем переизлучения. Ускорение кинетики высвечивания и сжатие области возбуждения существенно улучшают как временное, так и пространственное разрешения рентгеновских детекторов, способствуя значительному повышению информативности медицинских изображений.
Еще один важный фактор улучшения качества медицинских рентгеновских изображений за счет наносцинтилляторов — существенное повышение эффективности их высвечивания по сравнению с монокристаллами аналогичных составов. Например, интегральная люминесценция наночастиц бората лютеция при их размерах 70-100 нм более чем в три раза сильнее, чем у аналогичных крупноразмерных кристаллов (рис. 7) [5]. Соответствие длины периметра частицы длине волны излучаемого света (с учетом показателя преломления материала) позволяет в качестве причины такого усиления предположить оптический резонанс излучаемых фотонов на наночастицах бората лютеция, которые вследствие хорошей гладкости поверхности способны служить резонаторами для поверхностных оптических волн (см. рис. 3). В этом случае за счет повышения плотности фотонного газа интенсивность свечения может возрасти многократно (эффект Парселла [15]). В пользу версии резонанса говорит отсутствие максимума на зависимости свечения от размера наночастиц фторида лютеция, приведенной на том же рис. 7. Дело в том, что по причине наличия углов и ребер, рассеивающих световые волны (см. рис. 3), такие наночас-тицы не могут быть хорошими резонаторами —
30 40 50 60 70 80 90 100 110 120130 Диаметр, нм
Рис. 7
Размерные зависимости рентгенолюминесценции наносцинтилляторов бората лютеция (кривая с максимумом) и фторида лютеция (кривая без максимума)
с этой точки зрения отсутствие максимума в размерной зависимости их светоизлучательной способности легко объяснимо.
Расширение возможностей биомедицинской рентгеновской диагностики и терапии с помощью наносцинтилляторов
Как было показано выше, переход от объемных сцинтилляторов к нанокристаллам позволяет существенно улучшить три основные характеристики сцинтилляционных детекторов: энергетическую чувствительность (за счет повышения эффективности высвечивания), пространственное разрешение (за счет сжатия области переизлучения энергии поглощенного рентгеновского кванта) и временное разрешение (за счет существенного ускорения быстродействия). В совокупности эти результаты способны обеспечить радикальное улучшение качества рентгеновской диагностики биомедицинских объектов: существенно снизить дозы облучения пациентов, довести пространственное разрешение от достигнутого сейчас уровня в десятки микрон до нескольких микрон (и тем самым получить возможность непосредственно наблюдать биопроцессы внутри функционирующих клеток), а также, как будет показано ниже, формировать объемные изображения внутренних органов при однократном экспонировании под одним углом съемки (наподобие как сейчас томографические объемные изображения формируются в результате компьютерной обработки нескольких десятков снимков, сделанных под разными углами).
Но практическое воплощение представленных выше преимуществ наносцинтилляторов в реальные рентгеновские детекторы сталкивается с рядом технических проблем. Среди них главная — сильное рассеяние сцинтилляционного света на весьма многочисленных границах наночастиц, составляющих чувствительные элементы детекторов. Эксперименты показали, что без принятия специальных мер доставка излученного света к фотодетектору с сохранением интенсивности и пространственного разрешения возможна из слоя наносцинтилляторов толщиной до 0,3-0,5 мм (эта толщина зависит от показателя преломления материала наносцинтилляторов: чем он больше, тем сильнее светорассеяние и тем соответственно меньше допустимая толщина слоя наносцинтилляторов). Эта проблема преодолевается заключением порошков наносцинтилляторов в микрокапиллярные матрицы с оптически прозрачными межкапиллярными перегородками. Процессы изготовления подобных матриц из оптического стекла разработаны в НПЦ «Нанотехнологии стекла» (г. Саратов) [16]. Поперечные размеры капилляров — от 0,2 мк до сотен
микрон при толщине стенок между капиллярами порядка 10 % от их диаметра. Свет, излученный наносцинтилляторами внутри капилляра, захватывается его стенками и по ним выходит на торец матрицы, где размещается фотодетектор.
На рис. 8 приведены микрофотографии рентге-нолюминесценции наносцинтилляторов из окси-сульфида иттрия, легированного тербием, помещенных в микрокапиллярную стеклянную матрицу при толщине матрицы 3 мм: на рис. 8, а — распределение интенсивности, снятое со стороны падения возбуждающего рентгеновского пучка, на рис. 8, б — с противоположной стороны матрицы. Отчетливо виден свет, выходящий по межкапиллярным перегородкам. Заключение наносцинтилляторов в подобные матрицы — дополнительный фактор улучшения пространственного разрешения, так как перегородки ограничивают растекание светового пятна в стороны. Для считывания света, выходящего из матрицы, к ее торцу можно прикрепить многопиксельный фотодетектор. В настоящее время разработаны кремниевые фотодетекторы с поперечными размерами отдельных пикселей в несколько микрон [17]. Таким образом, имеются реальные возможности создания в ближайшее время рентгеновских детекторов с пространственным разрешением микронного масштаба, позволяющим наблюдать процессы клеточного уровня непосредственно внутри действующих организмов, как это делается сейчас в модельных биосистемах с помощью оптических микроскопов.
Для получения объемных изображений внутренних органов с помощью подобных рентгеновских микродетекторов возможно использование метода рентгеновского фазового контраста [18], который основан на изменении обследуемым объектом интерференционной картины прошедших через него рентгеновских волн (что в принципе подобно оптической голографии [19]). При этом контрастность
и разрешение рентгеновского изображения оказываются значительно лучше, чем при обычной рентгенографической регистрации интенсивности прошедшего через объект потока. Это наглядно видно на рис. 9, где представлены изображения сердца мыши, снятые двумя указанными методами (снимки взяты из работы [18]).
Другой метод формирования объемных изображений внутренних органов основан на регистрации угловых распределений рентгеновского излучения, рассеянного на микронеоднородностях биосистем [20]. Необходимое для этого разрешение в несколько угловых минут достигается при образовании 3-мерного рентгеновского детектора в виде стопы описанных выше 2-мерных детекторов из сцинтилляционных микрокапиллярных матриц и многопиксельных фотодетекторов. Из приведенной на рис. 10 схемы формирования объемного изображения видно, что поперечное разрешение определяется умножением расстояния до объекта Ь на отношение размера матричного пикселя й к полной глубине 3-мерного детектора к, а продольное — делением поперечного разрешения на половину входной угловой апертуры детектора И(2Ь). Так как при рентгенографической диагностике пациентов расстояние до объекта, входная апертура и глубина 3-мерного детектора соизмеримы, то в конечном итоге пространственное разрешение получаемого объемного изображения внутренних органов определяется размерами матричных пикселей и может составлять несколько микрон. Следует отметить, что линейное разрешение ограничивается размером фокуса рентгеновского источника, но в настоящее время в промышленных масштабах выпускаются рентгеновские трубки с фокусами 5-10 мк.
Естественно, для получения реальных медицинских изображений необходима достаточная интенсивность рентгеновского изображения. Это может
а)
ш
Рис. 8
Фотографии рентгенолюминесценции частиц оксисульфида иттрия, введенных в микрокапиллярную матрицу (поперечный размер капилляров — 80 мк): а — распределение свечения со стороны рентгеновского возбуждения; б — с задней по отношению к облучающему рентгеновскому пучку стороны матрицы
Рис. 9 Рентгеновские изображения сердца мыши [18]: а — снятое по обычной методике регистрации интенсивности просвечивающего излучения; б — снятое по методике рентгенофазового контраста с применением микродетектирования
быть достигнуто введением в обследуемые внутренние органы контрастирующих химических элементов, например тяжелых металлов (так как сечения рентгеновских поглощения и рассеяния пропорциональны как минимум четвертой степени атомного номера химического элемента [21]). При противоопухолевой химиотерапии, когда необходимо отслеживать движение вводимых препаратов внутри организма, контрастирование может быть обеспечено само собой, поскольку в препаратах такого рода обычно используются тяжелые металлы типа платины. С другой стороны, наносцинтилля-торы на основе тяжелых металлов, об активном взаимодействии которых с органическими молекулами свидетельствуют приведенные выше результаты, при биомедицинской диагностике и терапии могут эффективно выполнять сразу несколько функ-
ций, являясь и контрастерами, и маркерами наличия биомолекулярных патогенов, и средствами их уничтожения. Правда, для решения этих задач необходимо разработать методики адресного связывания наносцинтилляторов с патогенами (компонентами опухолевых клеток, болезнетворными вирусами, бактериями и т. д.). Один из путей решения — разработка способов покрытия поверхности нано-частиц антителами, вырабатываемыми иммунной системой в противодействие тем или иным патогенным объектам [4, 22, 23]. Антитела, в свою очередь, должны захватывать «свои» антигены и связывать их с наносцинтилляторами.
В данный момент планируются совместные исследования по разработке этих методик специалистами ИФТТ РАН, НИИ гриппа и Российского онкологического научного центра РАМН. О перспективности этого направления говорит, например, тот факт, что наносцинтилляторы и патогенные биообразования (вирусы опасных инфекций, ДНК и другие компоненты канцерогенных клеток и др.) имеют сопоставимые размеры (от 20 до 300 нм), поэтому их взаимное связывание с помощью посредников типа антител вполне осуществимо. После образования связей наносцинтилляторов с патогенами их местоположение и тип будут определяться по двум параллельным явлениям: локальному возрастанию рентгеновского рассеяния и изменениям углового распределения рентгенодифрак-ционных рефлексов, обусловленных вызванными связыванием модификациями атомарной структуры наночастиц.
После установления таким способом факта связывания наносцинтилляторов с патогенами место их локализации в организме может быть подвергнуто дополнительному рентгеновскому облучению и в результате передачи поглощенной рентгеновской энергии от наночастиц связанным с ними биообразованиям последние будут разрушены. Такой метод уничтожения болезнетворных био-
= Ьа<р =
21?й 0 2Ь
1\4
т
Б
Рис. 10
Схема формирования объемного изображения внутренних органов с помощью 3-мерного рентгеновского детектора. Приведенные на схеме формулы показывают зависимости поперечного и продольного разрешений от размерных параметров детектора
объектов непосредственно в местах их локализации в организме будет весьма универсальным по отношению к патогенам разной природы, поэтому особенно актуальна разработка данных методик по отношению к опасным заболеваниям, не поддающимся в данный момент эффективному медикаментозному лечению (гепатит С, СПИД, атипичный туберкулез, некоторые виды гриппа, канцерогенные патологии и т. д.).
Обеспечение селективного связывания наносцинтилляторов с определенными видами патогенов внутри организма для наблюдений in vivo — многостадийная задача. Первая ее стадия — эксперименты на модельных объектах in vitro с применением методик электронной и атомно-силовой микроскопии и оптической спектроскопии, так как оптические свойства наносцинтилляторов весьма заметно изменяются при связывании их с определенными типами органических молекул.
С другой стороны, исследования по селективному связыванию in vitro наносцинтилляторов с биопатогенами имеют большое самостоятельное значение, являясь основой создания биосенсорных устройств для выявления вирусов, бактерий в воздушной и водной средах, что весьма актуально для предупреждения различных эпидемий, экспрессной диагностики пациентов по анализу выдыхаемого газа и разного рода биожидкостей и т. д. Речь в данном случае идет о разработке биочипов, где чувствительными элементами должны быть нано-сцинтил-ляторы, подготовленные тем или иным образом (например, обработкой антителами [4, 23]) для селективного адсорбирования конкретных патогенов.
В качестве основы для размещения наносцинтилляторов планируются два типа прецизионных изделий из профилированного сапфира, технологии которых разработаны в ИФТТ [24]: цилиндрические или плоские детали с внутренними микрокапиллярами и ориентированные монокристаллические пластины с наноступеньками калиброванной высоты (так называемые вицинальные поверхности [25]). Выбор сапфира обусловлен тем, что он отличается уникальной химической инертностью (что важно для работы с биологическими и другими химически активными жидкостями) и высокой оптической прозрачностью в широком спектральном интервале.
В качестве методов экспрессного анализа могут применяться спектроскопия фотолюминесценции и комбинационного рассеяния света (так как при связывании наносцинтилляторов с органическими молекулами заметные изменения происходят не только в электронных, но и в колебательных спектрах подобных комбинаций [5]). Компьютерная обработка данных оптической спектроскопии хорошо освоена, поэтому на этой основе планируется создание портативных автоматических приборов, экспрессно сигнализирующих о появлении тех или иных патогенов.
Так как сейчас экспрессный анализ проводится термографией населения, а на определение действительного наличия или отсутствия вирусов и прочих носителей инфекций уходит как минимум несколько часов, разработка экспрессных сигнализаторов наличия патогенов в окружающей среде в настоящее время остро актуальна в глобальных масштабах.
После отработки методик селективного связывания патогенов с наносцинтилляторами задача выявления патогенов внутри организма с помощью рентгеновской дифрактометрии и последующего их уничтожения локализованным рентгеновским возбуждением наносцинтилляторов сведется к технической проблеме минимизации дозы облучения пациента. Так как наносцинтилляторы основаны на тяжелых элементах, поглощающих рентгеновские кванты в тысячи раз сильнее, чем биоткани, вполне возможно уничтожение обнаруженных патогенов дозами, не превышающими интегральное облучение при рентгеновской томографии или даже флюорографии.
Применение наносцинтилляторов для эффективной терапии канцерогенных и других патологий возможно уже сейчас посредством расширения с их помощью возможностей известной методики фотодинамической терапии (ФДТ [26]). Суть ФДТ состоит в лазерном возбуждении введенных в организм больного фотосенсибилизаторов — органических молекул, которые в свою очередь переводят растворенные в крови молекулы кислорода в син-глетное состояние, обладающее аномально высокой химической активностью. За счет этого биоткани (канцерогенные или имеющие иные патологии), содержащие фотосенсибилизаторы, разрушаются путем окисления. ФДТ весьма эффективна для уничтожения опухолей небольших размеров и расположенных вблизи от внешней поверхности кожи (так как глубина проникновения возбуждающего фотосенсибилизаторы света не превышает 10 мм). Но введение в область опухоли одновременно с фотосенсибилизаторами наносцинтилляторов, способных возбуждаться рентгеновским излучением и передавать затем это возбуждение находящимся рядом с ними фотосенсибилизаторам, устраняет это ограничение по размеру и глубине расположения опухоли. Возможность такого способа рентгеновского возбуждения фотосенсибилизатора доказана нами экспериментально на комбинации фотосен-сибилизирующего родамина 6Ж и наносцинтилляторов оксисульфида иттрия.
Заключение
Приведенная совокупность экспериментальных данных и модельных представлений показывает, что обнаруженные у наносцинтилляторов усиление светоизлучательной способности, ускорение ки-
нетики высвечивания, изменения оптических спектров и рентгеноструктурных характеристик при их контактах с органическими молекулами, а также эффективная передача энергии рентгеновского возбуждения от наносцинтилляторов органическим молекулам открывают обширный круг новых возможностей для радикального улучшения качества рентгеновских медицинских изображений, экспрессного выявления вирусов и прочих патогенов вне и внутри организма, а также эффективного уничтожения обнаруженных болезнетворных биообъектов.
Данная работа была выполнена при поддержке РФФИ (гранты 08-02-01360_а и 08-02-12157_офи) и Минобрнауки (госконтракт № 02.513.12.3006).
| Л и т е р а т у р а |
1. Рабин Н. В. Электрон-фотонные калориметры. Основные свойства. Свойства материалов для калориметров (обзор)//Приборы и техника эксперимента. 1992. № 1. С. 12-60; № 6. С. 8-74.
2. Moses W. W. Scintillation requirements for medical imaging//Proceedings of the Fifth International Conference on Inorganic Scintillators and their Applications, Moscow State University, 2000. P. 11-21.
3. Grynyov В., Ryzhikov V., Kim J. K., Jae M. Scintillation crystals, Radiation Detectors & Instruments on their Base. Ukraine — Kharkiv. 2004.
4. Klassen N. V., KedrovV. V., Ossipyan Yu. A. et. al. Nanoscintillators for Microscopic Diagnostics of Biological and Medical Objects and Medical Therapy// IEEE Transactions on Nanobioscience. 2009. March.
5. Klassen N. V., Kedrov V. V., Kurlov V. N. et.al. Advantages and problems of nanocrystalline scintillators// IEEE Transactions on Nuclear Science. 2008. Vol. 55, No 3. P. 1536-1541.
6. Shmytko I. M., Kudrenko E. A., Strukova G. K. Anomalous sequence of structural transformations in oxide nanocrystals//Crystal Reports. 2006. Vol. 51. S. 193.
7. Shmytko I. M., Kudrenko E. A., Strukova G. K. et.
al. Anomalous structure of nanocrystallites of rare earth compounds received by sol-gel methods// Abstracts of the International Conference "Size-Strain V, Difraction Analysis of the Microstructure of Materials". 2007. October 7-9. Germany: Garmisch-Partenkirchen. P. 115-116.
8. Кардона M. Основы физики полупроводников. M.: Физматгиз, 2002.
9. Осипьян Ю. А., Бредихин С. И., Кведер В. В. и др. Электронные свойства дислокаций в полупроводниках. M.: Эдиториал УРСС, 2000. 319 с.
10. Гринев Б. В., Сенчишин В. Г. Пластмассовые сцин-тилляторы. Харьков: Акта, 2003.
11. Chen W. Nanoparticle fluorescence based technology for biological applications//Journal of Nanoscience and Nanotechnology. 2008. Vol. 8, No 3. P. 1019-1051.
12. Klassen N., Kedrov V., Ganin A. et. al. Development of fast radiation detectors based on nanocomposites from inorganic and organic scintillators//Abstracts of 10-th Internationfa Conference on norganic scintillators and their applications. Korea, 2009. June 8-12.
13. Klassen N. V., Shmurak S. Z., Derenzo S. E. et. al. Structure and luminescence spectra of lutetium and yttrium borates synthesized from ammonium nitrate melt, Nuclear Instruments and Methods in Physics Research, A 537 (2005). P. 144-148.
14. Ахиезер А. И., Шульга H. Ф. Электродинамика высоких энергий в веществе. М.: Наука, 1993.
15. Purcell Е. Spontaneous emission probabilities at radio frequencies//Phys. Rev. 1946. Vol. 69. P. 681.
16. Skibina Yu. S., Fedotov A. В., Beloglazov V. I. et. al. Tuning the photonic bandgap of sub 500 nm-pitch holey fibers in the 930-1030 nm range//Laser Physics, 2000. No 10. P. 723-726.
17. Graeve Т., Weekler G. P. High resolution CMOS imaging detector//Medical Imaging 2001 — Physics of Medical Imaging. 2001. Vol. 4320.
18. Weitkamp Т., David C., Bunk O. et. al. X-Ray phase radiography and tomography of soft tissue using grating interferometry//European Journal of Radiology. 2008. S. 13-17.
19. Борн M., Вольф Э. Основы оптики. М.: Наука, 1973.
20. Krivko O., Klassen N., Loschenov V. et. al. New Methods of X-Ray Imaging and Radiation Therapy based on Nanocrystalline Scitnillators//IEEE Medical Imaging Conference. Dresden. Abstract Book, 2008. P. 479.
21. Иверонова В. И., Ревкевич Г. П. Теория рассеяния рентгеновских лучей. М.: МГУ, 1978.
22. Кнорре Д. Г., Мызина С. Д. Биоорганическая химия. М.: Высш. шк., 2003.
23. Fluorescence sensors and biosensors/ Edited by R. B. T h o m p s o n. Taylor & Francis Group, Boca Raton. London; New York, 2006. 394 p.
24. Курлов В. H., Шикунова И. А., Классен H. В. Использование профилированного сапфира в медици-не//Материаловедение, 2007. № 10. C. 45-51.
25. Antonov P. I., Kurlov V. N. A review of developments in shaped crystals growth of sapphire by Stepanov and related techniques//Prog. Cryst. Characterization Matter, 2002. Vol. 44. P. 63-122.
26. Красновский А. А. Синглетный молекулярный кислород и первичные механизмы фотодинамического действия оптического излучения//Итоги науки и техники. Современные проблемы лазерной физики. М.: ВИНИТИ, 1990. Т. 3. 224 с.
