Ďakujeme, že ste navštívili Nature.com.Používate verziu prehliadača s obmedzenou podporou CSS.Pre najlepší zážitok vám odporúčame použiť aktualizovaný prehliadač (alebo vypnúť režim kompatibility v programe Internet Explorer).Okrem toho, aby sme zabezpečili nepretržitú podporu, zobrazujeme stránku bez štýlov a JavaScriptu.
Zobrazuje karusel troch snímok naraz.Pomocou tlačidiel Predchádzajúci a Ďalší sa môžete pohybovať po troch snímkach naraz alebo pomocou posúvacích tlačidiel na konci môžete prechádzať tromi snímkami naraz.
Obmedzenie vláknitých hydrogélov na úzke kapiláry má veľký význam v biologických a biomedicínskych systémoch.Napätie a jednoosová kompresia vláknitých hydrogélov boli rozsiahle študované, ale ich reakcia na biaxiálne zadržiavanie v kapilárach zostáva nepreskúmaná.Tu experimentálne a teoreticky demonštrujeme, že vláknité gély reagujú kvalitatívne odlišne na obmedzenie ako gély s flexibilným reťazcom v dôsledku asymetrie mechanických vlastností základných vlákien, ktoré sú mäkké pri stlačení a tuhé v ťahu.Pri silnej retencii vláknitý gél vykazuje malé predĺženie a asymptotický pokles biaxiálneho Poissonovho pomeru na nulu, čo vedie k silnému zhutneniu gélu a slabému prestupu kvapaliny cez gél.Tieto výsledky naznačujú odolnosť natiahnutých okluzívnych trombov voči lýze terapeutickými činidlami a stimulujú vývoj účinnej endovaskulárnej embolizácie z vláknitých gélov na zastavenie vaskulárneho krvácania alebo inhibíciu krvného zásobenia nádorov.
Vláknité siete sú základnými štrukturálnymi a funkčnými stavebnými kameňmi tkanív a živých buniek.Aktín je hlavnou zložkou cytoskeletu1;fibrín je kľúčovým prvkom pri hojení rán a tvorbe trombov2 a kolagén, elastín a fibronektín sú zložkami extracelulárnej matrice v živočíšnej ríši3.Obnovené siete vláknitých biopolymérov sa stali materiálmi so širokými aplikáciami v tkanivovom inžinierstve4.
Vláknité siete predstavujú samostatnú triedu biologickej mäkkej hmoty s mechanickými vlastnosťami, ktoré sa líšia od flexibilných molekulárnych sietí5.Niektoré z týchto vlastností sa vyvinuli v priebehu evolúcie na riadenie reakcie biologickej hmoty na deformáciu6.Napríklad vláknité siete vykazujú lineárnu elasticitu pri malých napätiach7,8, zatiaľ čo pri veľkých napätiach vykazujú zvýšenú tuhosť9,10, čím sa zachováva integrita tkaniva.Dôsledky pre iné mechanické vlastnosti vláknitých gélov, ako je negatívne normálne napätie v reakcii na šmykové napätie11, 12, sa ešte musia objaviť.
Mechanické vlastnosti semiflexibilných vláknitých hydrogélov boli študované pri jednoosovom napätí13,14 a kompresii8,15, ale ich voľnosťou indukovaná biaxiálna kompresia v úzkych kapilárach alebo rúrkach nebola študovaná.Tu uvádzame experimentálne výsledky a teoreticky navrhujeme mechanizmus správania sa vláknitých hydrogélov pri biaxiálnej retencii v mikrofluidných kanáloch.
Fibrínové mikrogély s rôznymi pomermi koncentrácií fibrinogénu a trombínu a priemerom DO v rozsahu od 150 do 220 um sa vytvorili pomocou mikrofluidného prístupu (doplnkový obrázok 1).Na obr.la ukazuje obrázky mikrogélov značených fluorochrómom získaných pomocou konfokálnej fluorescenčnej mikroskopie (CFM).Mikrogély sú sférické, majú polydisperzitu menšiu ako 5 % a majú jednotnú štruktúru naprieč stupnicami skúmanými pomocou CFM (doplnkové informácie a filmy S1 a S2).Priemerná veľkosť pórov mikrogélov (stanovená meraním Darcyho permeability16) sa znížila z 2280 na 60 nm, obsah fibrínu sa zvýšil z 5,25 na 37,9 mg/ml a koncentrácia trombínu sa znížila z 2,56 na 0,27 jednotiek/ml.(Ďalšie informácie).Ryža.2), 3 a doplnková tabuľka 1).Zodpovedajúca tuhosť mikrogélu sa zvyšuje z 0,85 na 3,6 kPa (doplnkový obrázok 4).Ako príklady gélov vytvorených z pružných reťazcov sa používajú agarózové mikrogély rôznej tuhosti.
Snímka fluorescenčného mikroskopu fluoresceín izotiokyanátom (FITC) značeného PM suspendovaného v TBS.Stĺpcová stupnica je 500 µm.b SEM snímky SM (hore) a RM (dole).Mierka 500 nm.c Schematický diagram mikrofluidného kanála pozostávajúceho z veľkého kanála (priemer dl) a zúženej oblasti v tvare kužeľa so vstupným uhlom α 15° a priemerom dc = 65 µm.d Zľava doprava: Snímky RM (priemer D0) z optického mikroskopu vo veľkých kanáloch, kónickej zóne a zúžení (obmedzujúca dĺžka gélu Dz).Stĺpcová stupnica je 100 µm.e, f TEM snímky nedeformovaného RM (e) a okludovaného RM (f), fixované počas jednej hodiny s konstrikciou 1/λr = 2,7, nasledované uvoľnením a fixáciou 5 % hmoty.glutaraldehyd v TBS.Priemer nedeformovaného CO je 176 μm.Ukazovateľ stupnice je 100 nm.
Zamerali sme sa na fibrínové mikrogély s tvrdosťou 0,85, 1,87 a 3,6 kPa (ďalej len mäkké mikrogély (SM), stredne tvrdé mikrogély (MM) a tvrdé mikrogély (RM).Tento rozsah tuhosti fibrínového gélu je rádovo rovnaký ako v prípade krvných zrazenín18,19, a preto fibrínové gély študované v našej práci priamo súvisia so skutočnými biologickými systémami.Na obr.1b ukazuje horný a spodný obraz štruktúr SM a RM získaných pomocou skenovacieho elektrónového mikroskopu (SEM).V porovnaní so štruktúrami RM sú siete SM tvorené hrubšími vláknami a menším počtom odbočovacích bodov, čo je v súlade s predchádzajúcimi správami 20, 21 (doplnkový obrázok 5).Rozdiel v štruktúre hydrogélu koreluje s trendom jeho vlastností: priepustnosť gélu klesá s klesajúcou veľkosťou pórov z SM na MM a RM (doplnková tabuľka 1) a tuhosť gélu sa obráti.Po skladovaní pri 4 ° C počas 30 dní neboli zaznamenané žiadne zmeny v štruktúre mikrogélu (doplnkový obrázok 6).
Na obr.1c je znázornená schéma mikrofluidného kanála s kruhovým prierezom, ktorý obsahuje (zľava doprava): veľký kanálik s priemerom dl, v ktorom zostáva mikrogél nedeformovaný, kužeľovitý úsek so zúžením v priemere dc < D0, kužeľ -tvarované úseky a veľké kanály s priemerom dl (doplnkový obr. 7).V typickom experimente sa mikrogély vstrekli do mikrofluidných kanálov pri pozitívnom poklese tlaku AP 0,2–16 kPa (doplnkový obrázok 8).Tento tlakový rozsah zodpovedá biologicky významnému krvnému tlaku (120 mm Hg = 16 kPa)22.Na obr.1d (zľava doprava) ukazuje reprezentatívne obrazy RM vo veľkých kanáloch, kužeľových oblastiach a zúženiach.Pohyb a tvar mikrogélu boli zaznamenané a analyzované pomocou programu MATLAB.Je dôležité poznamenať, že v zužujúcich sa oblastiach a zúženiach sú mikrogély v konformnom kontakte so stenami mikrokanálov (doplnkový obrázok 8).Stupeň radiálnej retencie mikrogélu pri zúžení D0/dc = 1/λr je v rozsahu 2,4 ≤ 1/λr ≤ 4,2, kde 1/λr je kompresný pomer.Mikrogél prechádza zmršťovaním, keď ΔP > ΔPtr, kde ΔPtr je rozdiel translokačného tlaku.Dĺžka a veľkosť pórov biaxiálne obmedzených mikrogélov sú určené ich rovnovážnym stavom, pretože je veľmi dôležité brať do úvahy viskoelasticitu gélov v biologických systémoch.Ekvilibračný čas pre agarózové a fibrínové mikrogély bol 10 minút, respektíve 30 minút.Po týchto časových intervaloch dosiahli limitované mikrogély svoju stabilnú polohu a tvar, ktorý bol zachytený pomocou vysokorýchlostnej kamery a analyzovaný pomocou MATLABu.
Na obr.1e, 1f zobrazujú snímky nedeformovaných a biaxiálne obmedzených štruktúr RM pomocou transmisnej elektrónovej mikroskopie (TEM).Po kompresii RM sa veľkosť pórov mikrogélu výrazne znížila a ich tvar sa stal anizotropným s menšími veľkosťami v smere kompresie, čo je v súlade so skoršou správou23.
Biaxiálna kompresia počas kontrakcie spôsobuje predĺženie mikrogélu v neobmedzenom smere s koeficientom λz = \({D}_{{{{{{\rm{z}}}}}}}/\({D }_ { 0}\) , kde \({D}_{{{{({\rm{z}}}}}}}}\) je dĺžka uzavretého mikrogélu Obrázok 2a ukazuje zmenu λzvs .1/ λr Pre fibrínové a agarózové mikrogély prekvapivo pri silnom stlačení 2,4 ≤ 1/λr ≤ 4,2 fibrínové mikrogély vykazujú zanedbateľné predĺženie 1,12 +/- 0,03 λz, čo je len mierne ovplyvnené hodnotou 1/λr. limitované agarózové mikrogély, ktoré sú pozorované aj pri slabšom stlačení 1/λr = 2,6 až po väčšie predĺženie λz = 1,3.
agarózový mikrogél experimentuje s rôznymi modulmi pružnosti (2,6 kPa, zelený otvorený kosoštvorec; 8,3 kPa, hnedý prázdny kruh; 12,5 kPa, oranžový otvorený štvorec; 20,2 kPa, purpurový otvorený obrátený trojuholník) a SM (plná červená) Zmena nameraného predĺženia λz ( kruhy), MM (plné čierne štvorce) a RM (plné modré trojuholníky).Plné čiary znázorňujú teoreticky predpovedanú λz pre agarózu (zelená čiara) a fibrínové mikrogély (čiary a symboly rovnakej farby).b, c Horný panel: schematický diagram sieťových reťazcov agarózy (b) a fibrínu (c) pred (vľavo) a po (vpravo) biaxiálnou kompresiou.Dole: Tvar zodpovedajúcej siete pred a po deformácii.Smery kompresie x a y sú označené purpurovými a hnedými šípkami.Na obrázku vyššie sú reťazce sietí orientované v týchto smeroch x a y znázornené zodpovedajúcimi purpurovými a hnedými čiarami a reťazce orientované v ľubovoľnom smere z sú znázornené zelenými čiarami.Vo fibrínovom géli (c) sa fialové a hnedé čiary v smere x a y ohýbajú viac ako v nedeformovanom stave a zelené čiary v smere z sa ohýbajú a rozťahujú.Napätie medzi smermi stláčania a ťahu sa prenáša cez závity s medziľahlými smermi.V agarózových géloch reťazce vo všetkých smeroch určujú osmotický tlak, čo výrazne prispieva k deformácii gélu.d Predpokladaná zmena dvojosového Poissonovho pomeru, } }^{{{{{\rm{eff}}}}}}} =-{{{{\rm{ln}}}}}}{\lambda }_{ z}/{{{{{ {{ \rm{ln}}}}}}}{\lambda }_{r}\ ), na ekvibiaxiálnu kompresiu agarózových (zelená čiara) a fibrínových (červená čiara) gélov.Vložka ukazuje biaxiálnu deformáciu gélu.e Zmena translokačného tlaku ΔPtr, normalizovaná na tuhosť gélu S, je vynesená do grafu ako funkcia kompresného pomeru pre agarózové a fibrínové mikrogély.Farby symbolov zodpovedajú farbám v (a).Zelená a červená čiara znázorňujú teoretický vzťah medzi APtr/S a 1/λr pre agarózové a fibrínové gély.Prerušovaná časť červenej čiary ukazuje zvýšenie ΔPtr pri silnej kompresii v dôsledku interakcií medzi vláknami.
Tento rozdiel je spojený s rôznymi mechanizmami deformácie fibrínových a agarózových mikrogélových sietí, ktoré pozostávajú z pružných24 a tuhých25 vlákien.Biaxiálna kompresia pružných gélov vedie k zmenšeniu ich objemu a s tým spojenému zvýšeniu koncentrácie a osmotického tlaku, čo vedie k predlžovaniu gélu v neobmedzenom smere.Konečné predĺženie gélu závisí od rovnováhy nárastu entropickej voľnej energie natiahnutých reťazcov a poklesu voľnej energie osmózy v dôsledku nižšej koncentrácie polyméru v napnutom géli.Pri silnom biaxiálnom stlačení sa predĺženie gélu zvyšuje o λz ≈ 0,6 \({{\lambda}_{{{\rm{r}}}}^{-2/3}}\) (pozri obr. 2a v diskusná časť 5.3.3).Konformačné zmeny v flexibilných reťazcoch a tvar zodpovedajúcich sietí pred a po biaxiálnej retencii sú znázornené na obr.2b.
Na rozdiel od toho vláknité gély, ako je fibrín, prirodzene reagujú odlišne na biaxiálnu retenciu.Vlákna orientované prevažne rovnobežne so smerom kompresie sa ohýbajú (čím sa zmenšuje vzdialenosť medzi priečnymi väzbami), zatiaľ čo vlákna prevažne kolmo na smer kompresie sa pôsobením elastickej sily narovnávajú a rozťahujú, čo spôsobuje predĺženie gélu ( Obr. 1).2c) Štruktúry nedeformovaných SM, MM a RM boli charakterizované analýzou ich obrazov SEM a CFM (doplnková diskusná sekcia IV a doplnkový obrázok 9).Stanovením modulu pružnosti (E), priemeru (d), dĺžky profilu (R0), vzdialenosti medzi koncami (L0 ≈ R0) a stredového uhla (ψ0) prameňov v nedeformovaných fibrínových mikrogéloch (doplnková tabuľka 2) – 4), zistíme, že modul ohybu závitu \({k}_{{{{{\rm{b)))))))))}=\frac{9\pi E{d}^{4} } {4 {\psi } _{0}^{2}{L}_{0}}\) je výrazne menší ako jeho modul v ťahu\({k}_{{{{{{\rm{s}}} } }} }}=E\frac{\pi {d}^{2}{R}_{0}}{4}\), takže kb/ks ≈ 0,1 (doplnková tabuľka 4).V podmienkach biaxiálnej retencie gélu sa teda fibrínové vlákna ľahko ohýbajú, ale odolávajú rozťahovaniu.Predĺženie vláknitej siete vystavenej biaxiálnej kompresii je znázornené na doplnkovom obrázku 17.
Vyvíjame teoretický afinný model (doplnková diskusná sekcia V a doplnkové obrázky 10–16), v ktorom sa predĺženie vláknitého gélu určuje z lokálnej rovnováhy elastických síl pôsobiacich v géli a predpovedá, že pri silnom biaxiálnom namáhaní λz - 1 pod obmedzením
Rovnica (1) ukazuje, že aj pri silnom stlačení (\({\lambda }_{{{\mbox{r))))\,\to \,0\)) dochádza k miernej expanzii gélu a následnej deformácii predĺžením. sýtosť λz–1 = 0,15 ± 0,05.Toto správanie súvisí s (i) \({\left({k}_{{{{({\rm{b}}}}}}}}}/{k}_{{{{{\rm { s }}}}}}}\right)}^{1/2}\) ≈ 0,15−0,4 a (ii) výraz v hranatých zátvorkách sa asymptoticky približuje \(1{{\mbox{/}}}} \sqrt { 3 }\) pre silné biaxiálne väzby. Je dôležité poznamenať, že prefaktor \({\left({k}_{({\mbox{b))))/{k}_{({\mbox{ s))))\right)}^{1/ 2 }\) nemá nič spoločné s tuhosťou závitu E, ale je určené iba pomerom strán závitu d/L0 a stredovým uhlom oblúka ψ0, čo je podobné ako SM, MM a RM (doplnková tabuľka 4).
Aby sme ešte viac zdôraznili rozdiel v napätí vyvolanom voľnosťou medzi flexibilnými a vláknitými gélmi, zavedieme biaxiálny Poissonov pomer \({\nu }_{{{({\rm{b)))))) }{{\ mbox { =}}}\,\mathop{{\lim}}\limits_{{\lambda}_{{{{({\rm{r}}}}}}}\to 1}\ frac{{\ lambda } _{ {{{{\rm{z}}}}}}-1}{1-{\lambda }_{{({\rm{r}}}}}}}}, \) opisuje neohraničený orientácia gélového napätia v reakcii na rovnaké napätie v dvoch radiálnych smeroch a rozširuje to na veľké rovnomerné kmene \ rm{b }}}}}}}}^{{{{\rm{eff}}}}}}} }}=-{{{{{\rm{ln}}}}}}} }{ \lambda } _{z} /{{{({\rm{ln)))))))}{\lambda }_{{{({\rm{r)))))))))}\) .Na obr.2d show \({{{{{\rm{\nu }}}}}}}_{{{({\rm{b}}}}}}}}^{{{ {{\rm { eff }}}}}}}\) pre rovnomernú biaxiálnu kompresiu flexibilných (ako je agaróza) a tuhých (ako je fibrín) gélov (doplnková diskusia, časť 5.3.4) a zdôrazňuje vzťah medzi silnými rozdielmi v reakciách na obmedzenie pohybu. Pre agarózové gély pod silnými obmedzeniami sa {\rm{eff}}}}}}}\) zvyšuje na asymptotickú hodnotu 2/3 a pre fibrínové gély klesá na nulu, pretože lnλz/lnλr → 0, pretože λz rastie s sýtosť pri zvyšovaní λr.Všimnite si, že pri experimentoch sa uzavreté sférické mikrogély deformujú nehomogénne a ich centrálna časť zažíva silnejšiu kompresiu;extrapolácia na veľkú hodnotu 1/λr však umožňuje porovnať experiment s teóriou pre rovnomerne deformované gély.
Ďalší rozdiel v správaní gélov s pružným reťazcom a vláknitých gélov bol zistený v dôsledku ich pohybu pri kontrakcii.Translokačný tlak ΔPtr, normalizovaný na tuhosť gélu S, sa zvyšoval so zvyšujúcou sa kompresiou (obr. 2e), ale pri 2,0 ≤ 1/λr ≤ 3,5 fibrínové mikrogély vykazovali výrazne nižšie hodnoty ΔPtr/S počas zmršťovania.Retencia agarózového mikrogélu vedie k zvýšeniu osmotického tlaku, čo vedie k naťahovaniu gélu v pozdĺžnom smere pri naťahovaní molekúl polyméru (obr. 2b, vľavo) a zvýšeniu translokačného tlaku o ΔPtr/S ~( 1/λr)14/317.Naopak, tvar uzavretých fibrínových mikrogélov je určený energetickou bilanciou nití radiálneho stlačenia a pozdĺžneho napätia, čo vedie k maximálnej pozdĺžnej deformácii λz ~\(\sqrt{{k}_{{{ {{ { \rm{ b)))))))} /{k}_{{{{{{\rm{s}}}}}}}}\).Pre 1/λr ≫ 1 je zmena translokačného tlaku škálovaná ako 1 }{{{({\rm{ln))))))\left({{\lambda }}_{{{{{\rm {r} }}}}}}}^{{-} 1} \right)\) (doplnková diskusia, časť 5.4), ako je znázornené plnou červenou čiarou na obr. 2e.ΔPtr je teda menej obmedzený ako v agarózových géloch.Pre kompresie s 1/λr > 3,5 výrazné zvýšenie objemového podielu filamentov a interakcia susedných filamentov obmedzuje ďalšiu deformáciu gélu a vedie k odchýlkam experimentálnych výsledkov od predpovedí (červená bodkovaná čiara na obr. 2e).Dospeli sme k záveru, že pre rovnaké 1/λr a Δ\({P}_{{{{{{{\rm{tr}}}}}}}}}_{{{{\rm{fibrin}}} )) } }}}\) < ΔP < Δ\({P}_{{{{{{\rm{tr))))))}}}_{{{\rm{agaróza}} }} } } } }}\) agarózový gél bude zachytený mikrokanálom a fibrínový gél s rovnakou tuhosťou ním prejde.Pre ΔP < Δ\({P}_{{{{{\rm{tr)))))))))_{{{{\rm{fibrín)))))))))}\ ), Dva Oba gély zablokujú kanálik, ale fibrínový gél sa bude tlačiť hlbšie a účinnejšie stláčať, čím účinnejšie blokuje prietok tekutiny.Výsledky uvedené na obrázku 2 demonštrujú, že vláknitý gél môže slúžiť ako účinná zátka na zníženie krvácania alebo inhibíciu prívodu krvi do nádorov.
Na druhej strane fibrín tvorí lešenie zrazeniny, ktoré vedie k tromboembólii, patologickému stavu, pri ktorom trombus okluduje cievu pri ΔP < ΔPtr, ako napríklad pri niektorých typoch ischemickej cievnej mozgovej príhody (obr. 3a).Slabšie predĺženie fibrínových mikrogélov vyvolané reštrikciou malo za následok silnejší nárast koncentrácie fibrínu C/C fibrinogénu v porovnaní s gélmi s flexibilným reťazcom, kde sú C a C fibrinogén obmedzené a nedeformované mikrogély.Koncentrácia polyméru v géli.Obrázok 3b ukazuje, že fibrinogén C/C v SM, MM a RM sa zvýšil viac ako sedemkrát pri 1/λr ≈ 4,0, čo je spôsobené obmedzením a dehydratáciou (doplnkový obrázok 16).
Schematické znázornenie oklúzie strednej cerebrálnej artérie v mozgu.b Relatívny nárast koncentrácie fibrínu sprostredkovaný reštrikciou pri obštrukčnom SM (plné červené krúžky), MM (plné čierne štvorce) a RM (plné modré trojuholníky).c Experimentálny dizajn použitý na štúdium štiepenia obmedzených fibrínových gélov.Roztok fluorescenčne značeného tPA v TBS sa vstrekol s prietokovou rýchlosťou 5,6 x 107 um3/s a dodatočným poklesom tlaku 0,7 Pa pre kanály umiestnené kolmo na dlhú os hlavného mikrokanála.d Spoločný multikanálový mikroskopický obraz obštrukčného MM (D0 = 200 µm) pri Xf = 28 µm, ΔP = 700 Pa a počas štiepenia.Vertikálne bodkované čiary znázorňujú počiatočné polohy zadného a predného okraja MM pri tlys = 0. Zelená a ružová farba zodpovedá FITC-dextránu (70 kDa) a tPA označenému AlexaFluor633.e Časovo premenný relatívny objem okludovaných RM s D0 174 µm (modrý otvorený obrátený trojuholník), 199 µm (modrý otvorený trojuholník) a 218 µm (modrý otvorený trojuholník), v uvedenom poradí, v kónickom mikrokanáli s Xf = 28 ± 1 um.rezy majú AP 1200, 1800 a 3000 Pa, v tomto poradí, a Q = 1860 ± 70 um3/s.Vložka ukazuje RM (D0 = 218 µm) zasunutie mikrokanála.f Časová zmena relatívneho objemu SM, MM alebo RM umiestnená pri Xf = 32 ± 12 µm, pri AP 400, 750 a 1800 Pa a AP 12300 Pa a Q 12300 v kužeľovej oblasti mikrokanála, respektíve 2400 µm386 /sXf predstavuje prednú polohu mikrogélu a určuje jeho vzdialenosť od začiatku zmršťovania.V(tlys) a V0 sú dočasný objem lyzovaného mikrogélu a objem nenarušeného mikrogélu.Farby znakov zodpovedajú farbám v b.Čierne šípky na e, f zodpovedajú poslednému okamihu pred prechodom mikrogélov cez mikrokanálik.Mierka v d, e je 100 um.
Aby sme preskúmali účinok obmedzenia na zníženie prietoku tekutiny cez obštrukčné fibrínové gély, študovali sme lýzu SM, MM a RM infiltrovaných trombolytickým činidlom tkanivového plazminogénového aktivátora (tPA).Obrázok 3c ukazuje experimentálny dizajn použitý pre lýzové experimenty. Pri ΔP = 700 Pa (< ΔPtr) a prietoku, Q = 2400 μm3/s, Tris-pufrovaného fyziologického roztoku (TBS) zmiešaného s 0,1 mg/ml (fluoresceín izotiokyanát) FITC-Dextránu, mikrogél okludoval zúžený mikrokanál regiónu. Pri ΔP = 700 Pa (< ΔPtr) a prietoku, Q = 2400 μm3/s, Tris-pufrovaného fyziologického roztoku (TBS) zmiešaného s 0,1 mg/ml (fluoresceín izotiokyanát) FITC-Dextránu, mikrogél okludoval zúžený mikrokanál regiónu. При ΔP = 700 Па (<ΔPtr) a скорости потока, Q = 2400 мкм3/с, трис-буферного солевого растовора,нмого солевого растоворасторного солевого растоворас. мг/мл (флуоресцеинизотиоцианата) FITC-декстрана, микрогель перекрывал сужающийсря м. Pri AP = 700 Pa (<APtr) a prietokovej rýchlosti, Q = 2400 um3/s, Tris pufrovaného fyziologického roztoku (TBS) zmiešaného s 0,1 mg/ml (fluoresceín izotiokyanát) FITC-dextránu, mikrogél uzatvoril konvergujúci mikrokanál.regiónu.在ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) 和流速Q = 2400 μm3/s 的Tris 缓冲盐水 (TBS) 与0,1 mg/ml 的（异硫氰酸衫氰酸衫氰酸衫氰酸 衫氰酸衫氰酸 衫氰酸贸.混合时，微凝胶堵塞了锥形微通道地区。在ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) 和流速Q = 2400 μm3/s了锥形微通道地区。 Микрогели закупориваются при смешивании трис-буферного солевого раствора (TBS) с 0,1 zm. иоцианат) FITC-декстрана при ΔP = 700 Па (<ΔPtr) a скорости потока Q = 2400 мкмл3/с Коничоласкане Mikrogély sa upchali, keď sa Tris pufrovaný fyziologický roztok (TBS) zmiešal s 0,1 mg/ml (fluoresceín izotiokyanát) FITC-dextránom pri AP = 700 Pa (<APtr) a prietokovej rýchlosti Q = 2400 um3/s Kónické oblasti mikrokanálikov.Predná poloha Xf mikrogélu určuje jeho vzdialenosť od počiatočného bodu zmrštenia X0.Na vyvolanie lýzy sa z kanála umiestneného ortogonálne k dlhej osi hlavného mikrokanála vstrekol roztok fluorescenčne značeného tPA v TBS.
Keď roztok tPA dosiahol okluzálny MM, zadný okraj mikrogélu sa rozmazal, čo naznačuje, že štiepenie fibrínu začalo v čase tlys = 0 (obr. 3d a doplnkový obrázok 18).Počas fibrinolýzy sa farbivom značený tPA hromadí vo vnútri MM a viaže sa na fibrínové vlákna, čo vedie k postupnému zvyšovaniu intenzity ružovej farby mikrogélov.Pri tlys = 60 min sa MM stiahne v dôsledku rozpustenia jeho zadnej časti a poloha jeho nábežnej hrany Xf sa zmení len málo.Po 160 minútach silne kontrahovaný MM pokračoval v kontrakcii a pri tlys = 161 min prešiel kontrakciou, čím sa obnovil prietok tekutiny cez mikrokanál (obr. 3d a doplnkový obrázok 18, pravý stĺpec).
Na obr.Obrázok 3e ukazuje lýzou sprostredkovaný časovo závislý pokles objemu V(tlys) normalizovaný na počiatočný objem V0 rôznych veľkostí fibrínových mikrogélov.CO s D0 174, 199 alebo 218 um sa umiestnil do mikrokanála s AP 1200, 1800 alebo 3000 Pa, v tomto poradí, a Q = 1860 ± 70 um3/s, aby sa mikrokanál zablokoval (obr. 3e, vložka).výživa.Mikrogély sa postupne zmenšujú, až kým nie sú dostatočne malé na to, aby prešli kanálikmi.Zníženie kritického objemu CO s väčším počiatočným priemerom vyžaduje dlhší čas lýzy.V dôsledku podobného toku cez rôzne veľké RM dochádza k štiepeniu rovnakou rýchlosťou, čo vedie k tráveniu menších frakcií väčších RM a ich oneskorenej translokácii.Na obr.3f ukazuje relatívne zníženie V(tlys)/V0 v dôsledku rozdelenia pre SM, MM a RM pri DO = 197 ± 3 um vynesené ako funkcia tlys.V prípade SM, MM a RM umiestnite každý mikrogél do mikrokanála s AP 400, 750 alebo 1800 Pa a Q 12300, 2400 alebo 1860 µm3/s.Hoci tlak aplikovaný na SM bol 4,5-krát nižší ako tlak RM, prietok cez SM bol viac ako šesťkrát silnejší v dôsledku vyššej permeability SM a zmršťovanie mikrogélu sa znížilo z SM na MM a RM. .Napríklad pri tlys = 78 min sa SM väčšinou rozpustil a vytlačil, zatiaľ čo MM a PM naďalej upchávali mikrokanály, napriek tomu, že si zachovali iba 16 % a 20 % svojho pôvodného objemu.Tieto výsledky naznačujú dôležitosť konvekciou sprostredkovanej lýzy zúžených vláknitých gélov a korelujú so správami o rýchlejšom trávení zrazenín s nižším obsahom fibrínu.
Naša práca teda experimentálne a teoreticky demonštruje mechanizmus, ktorým vláknité gély reagujú na biaxiálne obmedzenie.Správanie vláknitých gélov v obmedzenom priestore je determinované silnou asymetriou deformačnej energie filamentov (mäkké v tlaku a tvrdé v ťahu) a iba pomer strán a zakrivenie filamentov.Výsledkom tejto reakcie je minimálne predĺženie vláknitých gélov obsiahnutých v úzkych kapilárach, pričom ich biaxiálny Poissonov pomer klesá so zvyšujúcou sa kompresiou a menšou mierou tlaku bitu.
Keďže biaxiálne zadržiavanie mäkkých deformovateľných častíc sa používa v širokej škále technológií, naše výsledky stimulujú vývoj nových vláknitých materiálov.Najmä biaxiálne zadržiavanie vláknitých gélov v úzkych kapilárach alebo rúrkach vedie k ich silnému zhutneniu a prudkému zníženiu priepustnosti.Silná inhibícia prietoku tekutiny cez okluzívne vláknité gély má výhody, keď sa používa ako zátky na prevenciu krvácania alebo na zníženie krvného zásobenia malignít33,34,35.Na druhej strane, zníženie prietoku tekutiny cez okluzálny fibrínový gél, čím sa inhibuje konvekčne sprostredkovaná lýza trombu, naznačuje pomalú lýzu okluzálnych zrazenín [27, 36, 37].Náš modelovací systém je prvým krokom k pochopeniu dôsledkov mechanickej odozvy vláknitých biopolymérnych hydrogélov na biaxiálnu retenciu.Začlenenie krviniek alebo krvných doštičiek do obštrukčných fibrínových gélov ovplyvní ich reštrikčné správanie 38 a bude ďalším krokom pri odhaľovaní správania zložitejších biologicky významných systémov.
Činidlá používané na prípravu fibrínových mikrogélov a výrobu zariadení MF sú opísané v doplnkových informáciách (doplnkové metódy, časti 2 a 4).Fibrínové mikrogély sa pripravili emulgáciou zmiešaného roztoku fibrinogénu, Tris pufra a trombínu v prietokovo fokusujúcom MF zariadení, po čom nasledovala gélovatenie kvapiek.Roztok hovädzieho fibrinogénu (60 mg/ml v TBS), Tris pufor a roztok hovädzieho trombínu (5 U/ml v 10 mM roztoku CaCl2) sa podávali pomocou dvoch nezávisle riadených injekčných púmp (PhD 200 Harvard Apparatus PHD 2000 Syring Pump).blokovať MF, USA).F-olejová kontinuálna fáza obsahujúca 1 % hmotn. blokového kopolyméru PFPE-P(EO-PO)-PFPE sa zaviedla do MF jednotky pomocou tretieho injekčného čerpadla.Kvapky vytvorené v MF zariadení sa zbierajú do 15 ml centrifugačnej skúmavky obsahujúcej F-olej.Skúmavky sa umiestnia na 1 hodinu do vodného kúpeľa s teplotou 37 °C, aby sa dokončila želatinácia fibrínu.Fibrínové mikrogély značené FITC sa pripravili zmiešaním hovädzieho fibrinogénu a ľudského fibrinogénu značeného FITC v hmotnostnom pomere 33:1.Postup je rovnaký ako pri príprave fibrínových mikrogélov.
Preneste mikrogély z oleja F do TBS odstredením disperzie pri 185 g počas 2 minút.Vyzrážané mikrogély sa dispergovali v oleji F zmiešanom s 20 % hmotn. perfluóroktylalkoholu, potom sa dispergovali v hexáne obsahujúcom 0,5 % hmotn. Span 80, hexán, 0,1 % hmotn. Triton X vo vode a TBS.Nakoniec boli mikrogély dispergované v TBS obsahujúcom 0, 01 % hmotn. Tween 20 a uskladnené pri 4 ° C počas približne 1 až 2 týždňov pred experimentmi.
Výroba MF zariadenia je opísaná v doplnkových informáciách (doplnkové metódy, časť 5).V typickom experimente je kladná hodnota ΔP určená relatívnou výškou zásobníkov pripojených pred a za MF zariadením na zavádzanie mikrogélov s priemerom 150 < D0 < 270 µm do mikrokanálikov.Nenarušená veľkosť mikrogélov bola určená ich vizualizáciou v makrokanáli.Mikrogél sa zastaví v kónickej oblasti pri vstupe do zúženia.Keď hrot predného mikrogélu zostane nezmenený 2 minúty, použite program MATLAB na určenie polohy mikrogélu pozdĺž osi x.S postupným zvyšovaním AP sa mikrogél pohybuje pozdĺž klinovitej oblasti, až kým nevstúpi do zúženia.Akonáhle je mikrogél úplne vložený a stlačený, ΔP rýchlo klesne na nulu, čím sa vyrovná hladina vody medzi zásobníkmi a uzavretý mikrogél zostane pri stláčaní nehybný.Dĺžka obštrukčného mikrogélu sa merala 30 minút po ukončení konstrikcie.
Počas experimentov s fibrinolýzou roztoky t-PA a dextránu značeného FITC prenikajú cez blokované mikrogély.Prietok každej kvapaliny sa monitoroval pomocou jednokanálového fluorescenčného zobrazovania.TAP označený AlexaFluor 633 pripojený k fibrínovým vláknam a nahromadený vo vnútri komprimovaných fibrínových mikrogélov (TRITC kanál na doplnkovom obrázku 18).Roztok dextránu označený FITC sa pohybuje bez akumulácie v mikrogéli.
Údaje podporujúce výsledky tejto štúdie sú na požiadanie k dispozícii od príslušných autorov.Nespracované SEM snímky fibrínových gélov, surové TEM snímky fibrínových gélov pred a po inokulácii a hlavné vstupné údaje pre obrázky 1 a 2. 2 a 3 sú poskytnuté v súbore s nespracovanými údajmi.Tento článok poskytuje pôvodné údaje.
Litvinov RI, Peters M., de Lange-Loots Z. a Weisel JV fibrinogén a fibrín.In Macromolecular Protein Complex III: Structure and Function (ed. Harris, JR a Marles-Wright, J.) 471-501 https://doi.org/10.1007/978-3-030-58971-4_15 (Springer a Cham, 2021).
Bosman FT a Stamenkovich I. Funkčná štruktúra a zloženie extracelulárnej matrice.J. Pasol.200, 423-428 (2003).
Prince E. a Kumacheva E. Návrh a aplikácia hydrogélov umelých biomimetických vlákien.Národný Matt Red.4, 99 – 115 (2019).
Broedersz, CP & Mackintosh, FC Modelovanie poloflexibilných polymérových sietí.Kňaz Mod.fyzika.86, 995-1036 (2014).
Khatami-Marbini, H. a Piku, KR Mechanické modelovanie poloflexibilných biopolymérnych sietí: neafinná deformácia a prítomnosť závislostí s dlhým dosahom.In Advances in Soft Matter Mechanics 119–145 (Springer, Berlin, Heidelberg, 2012).
Vader D, Kabla A, Weitz D a Mahadevan L. Stresom indukované zarovnanie kolagénových gélov.PLoS One 4, e5902 (2009).
Storm S., Pastore JJ, McKintosh FS, Lubensky TS a Gianmi PA Nelineárna elasticita biogélov.Nature 435, 191–194 (2005).
Likup, AJ Stres riadi mechanizmy kolagénovej siete.proces.Národná akadémia vied.veda.US 112, 9573-9578 (2015).
Janmi, PA a kol.Negatívny normálny stres v poloflexibilných biopolymérnych géloch.Národná alma mater.6, 48-51 (2007).
Kang, H. a kol.Nelineárna elasticita tuhých vláknitých sietí: deformačné spevnenie, negatívne normálne napätie a zarovnanie vlákien vo fibrínových géloch.J. Physics.Chemický.V. 113, 3799 – 3805 (2009).
Gardel, ML a kol.Elastické správanie zosieťovaných a viazaných aktínových sietí.Science 304, 1301–1305 (2004).
Sharma, A. a kol.Nelineárna mechanika napäťovo riadených optických sietí s kritickým riadením.Národná fyzika.12, 584 – 587 (2016).
Wahabi, M. a kol.Elasticita vláknových sietí pri jednoosovom predpätí.Soft Matter 12, 5050–5060 (2016).
Wufsus, AR, Macera, NE & Neeves, KB Hydraulická priepustnosť krvných zrazenín ako funkcia fibrínu a hustoty krvných doštičiek.biofyzika.Časopis 104, 1812–1823 (2013).
Li, Y. a kol.Všestranné správanie hydrogélov je obmedzené úzkymi kapilárami.veda.Dom 5, 17017 (2015).
Liu, X., Li, N. & Wen, C. Vplyv patologickej heterogenity na elastografiu šmykových vĺn v štádiu hlbokej žilovej trombózy.PLoS One 12, e0179103 (2017).
Mfoumou, E., Tripette, J., Blostein, M. & Cloutier, G. In vivo kvantifikácia časovo závislej indurácie krvných zrazenín pomocou ultrazvukového zobrazovania šmykových vĺn v modeli venóznej trombózy králika.trombus.zásobná nádrž.133, 265 – 271 (2014).
Weisel, JW & Nagaswami, C. Počítačová simulácia dynamiky polymerizácie fibrínu vo vzťahu k elektrónovej mikroskopii a pozorovaniam zákalu: štruktúra zrazeniny a zostava sú kineticky kontrolované.biofyzika.Journal 63, 111-128 (1992).
Ryan, EA, Mokros, LF, Weisel, JW a Lorand, L. Štrukturálny pôvod reológie fibrínových zrazenín.biofyzika.J. 77, 2813-2826 (1999).
Čas odoslania: 23. februára 2023