Děkujeme, že jste navštívili Nature.com.Používáte verzi prohlížeče s omezenou podporou CSS.Chcete-li dosáhnout nejlepšího výsledku, doporučujeme použít aktualizovaný prohlížeč (nebo vypnout režim kompatibility v aplikaci Internet Explorer).Abychom zajistili trvalou podporu, zobrazujeme web bez stylů a JavaScriptu.
Zobrazí karusel tří snímků najednou.Pomocí tlačítek Předchozí a Další můžete procházet třemi snímky najednou nebo pomocí tlačítek posuvníku na konci procházet třemi snímky najednou.
Omezení vláknitých hydrogelů na úzké kapiláry má velký význam v biologických a biomedicínských systémech.Napětí a jednoosá komprese vláknitých hydrogelů byly rozsáhle studovány, ale jejich reakce na biaxiální retenci v kapilárách zůstává neprozkoumaná.Zde experimentálně a teoreticky demonstrujeme, že vláknité gely reagují kvalitativně odlišně na omezení než gely s pružnými řetězci v důsledku asymetrie mechanických vlastností jednotlivých vláken, která jsou měkká v tlaku a tuhá v tahu.Při silné retenci vykazuje vláknitý gel malé prodloužení a asymptotický pokles biaxiálního Poissonova poměru na nulu, což má za následek silné zhutnění gelu a špatnou permeaci kapaliny gelem.Tyto výsledky naznačují odolnost natažených okluzivních trombů vůči lýze terapeutickými činidly a stimulují vývoj účinné endovaskulární embolizace z vláknitých gelů k zastavení vaskulárního krvácení nebo inhibici krevního zásobení nádorů.
Vláknité sítě jsou základní strukturní a funkční stavební kameny tkání a živých buněk.Aktin je hlavní složkou cytoskeletu1;fibrin je klíčovým prvkem při hojení ran a tvorbě trombů2 a kolagen, elastin a fibronektin jsou součástí extracelulární matrix v živočišné říši3.Obnovené sítě vláknitých biopolymerů se staly materiály s širokým uplatněním v tkáňovém inženýrství4.
Vláknité sítě představují samostatnou třídu biologické měkké hmoty s mechanickými vlastnostmi, které se liší od flexibilních molekulárních sítí5.Některé z těchto vlastností se vyvinuly v průběhu evoluce k řízení reakce biologické hmoty na deformaci6.Například vláknité sítě vykazují lineární elasticitu při malých deformacích7,8, zatímco při velkých deformacích vykazují zvýšenou tuhost9,10, čímž zachovávají integritu tkáně.Důsledky pro další mechanické vlastnosti vláknitých gelů, jako je negativní normálové napětí v reakci na smykové napětí11,12, musí být ještě objeveny.
Mechanické vlastnosti semiflexibilních vláknitých hydrogelů byly studovány při jednoosém tahu13,14 a kompresi8,15, ale jejich biaxiální komprese vyvolaná volností v úzkých kapilárách nebo trubicích nebyla studována.Zde uvádíme experimentální výsledky a teoreticky navrhujeme mechanismus pro chování vláknitých hydrogelů při biaxiální retenci v mikrofluidních kanálech.
Fibrinové mikrogely s různými poměry koncentrací fibrinogenu a trombinu a průměrem DO v rozmezí od 150 do 220 um byly vytvořeny pomocí mikrofluidního přístupu (doplňkový obrázek 1).Na Obr.la ukazuje obrázky mikrogelů značených fluorochromem získaných pomocí konfokální fluorescenční mikroskopie (CFM).Mikrogely jsou sférické, mají polydisperzitu menší než 5 % a mají jednotnou strukturu napříč stupnicemi zkoumanými pomocí CFM (doplňkové informace a filmy S1 a S2).Průměrná velikost pórů mikrogelů (stanovená měřením Darcyho permeability16) se snížila z 2280 na 60 nm, obsah fibrinu se zvýšil z 5,25 na 37,9 mg/ml a koncentrace trombinu se snížila z 2,56 na 0,27 jednotek/ml.(Dodatečné informace).Rýže.2), 3 a doplňková tabulka 1).Odpovídající tuhost mikrogelu se zvyšuje z 0,85 na 3,6 kPa (doplňkový obr. 4).Jako příklady gelů vytvořených z pružných řetězců se používají agarózové mikrogely různé tuhosti.
Fluorescenční mikroskopický snímek fluorescein isothiokyanátem (FITC) značeného PM suspendovaného v TBS.Stupnice je 500 µm.b SEM snímky SM (nahoře) a RM (dole).Měřítko 500 nm.c Schematický diagram mikrofluidního kanálu sestávajícího z velkého kanálu (průměr dl) a zúžené oblasti ve tvaru kužele se vstupním úhlem α 15° a průměrem dc = 65 µm.d Zleva doprava: Snímky RM (průměr D0) z optického mikroskopu ve velkých kanálech, kuželové zóně a zúžení (mezní délka gelu Dz).Stupnice je 100 µm.e, f TEM snímky nedeformovaného RM (e) a okludovaného RM (f), fixované po dobu jedné hodiny s konstrikcí 1/λr = 2,7, následované uvolněním a fixací 5 % hmoty.glutaraldehyd v TBS.Průměr nedeformovaného CO je 176 μm.Měřítko je 100 nm.
Zaměřili jsme se na fibrinové mikrogely s tvrdostí 0,85, 1,87 a 3,6 kPa (dále jen měkké mikrogely (SM), středně tvrdé mikrogely (MM) a tvrdé mikrogely (RM).Tento rozsah tuhosti fibrinového gelu je řádově stejný jako u krevních sraženin18,19, a proto fibrinové gely studované v naší práci přímo souvisí s reálnými biologickými systémy.Na Obr.lb ukazuje horní a spodní snímky struktur SM a RM získaných pomocí rastrovacího elektronového mikroskopu (SEM).Ve srovnání s RM strukturami jsou SM sítě tvořeny silnějšími vlákny a menším počtem odbočovacích bodů, což je v souladu s dřívějšími zprávami 20, 21 (doplňkový obrázek 5).Rozdíl ve struktuře hydrogelu koreluje s trendem jeho vlastností: permeabilita gelu klesá s klesající velikostí pórů z SM na MM a RM (doplňková tabulka 1) a tuhost gelu se obrací.Po skladování při 4 °C po dobu 30 dnů nebyly zaznamenány žádné změny ve struktuře mikrogelu (doplňkový obrázek 6).
Na Obr.1c ukazuje schéma mikrofluidního kanálu s kruhovým průřezem obsahující (zleva doprava): velký kanál o průměru dl, ve kterém zůstává mikrogel nedeformovaný, kuželovitý úsek se zúžením v průměru dc < D0, kužel -tvarované sekce a velké kanály o průměru dl (doplňkový obr. 7).V typickém experimentu byly mikrogely vstřikovány do mikrofluidních kanálů při kladném poklesu tlaku ΔP 0,2–16 kPa (doplňkový obrázek 8).Tento tlakový rozsah odpovídá biologicky významnému krevnímu tlaku (120 mm Hg = 16 kPa)22.Na Obr.Id (zleva doprava) ukazuje reprezentativní obrazy RM ve velkých kanálech, kuželových oblastech a zúženích.Pohyb a tvar mikrogelu byly zaznamenány a analyzovány pomocí programu MATLAB.Je důležité poznamenat, že v zužujících se oblastech a zúženích jsou mikrogely v konformním kontaktu se stěnami mikrokanálů (doplňkový obrázek 8).Stupeň radiální retence mikrogelu při zúžení D0/dc = 1/λr je v rozmezí 2,4 ≤ 1/λr ≤ 4,2, kde 1/λr je kompresní poměr.Mikrogel prochází smrštěním, když ΔP > ΔPtr, kde ΔPtr je rozdíl translokačních tlaků.Délka a velikost pórů biaxiálně omezených mikrogelů jsou určeny jejich rovnovážným stavem, protože je velmi důležité vzít v úvahu viskoelasticitu gelů v biologických systémech.Doba ekvilibrace pro agarózové a fibrinové mikrogely byla 10 minut, respektive 30 minut.Po těchto časových intervalech dosáhly omezené mikrogely své stabilní polohy a tvaru, který byl zachycen pomocí vysokorychlostní kamery a analyzován pomocí MATLABu.
Na Obr.1e, lf znázorňují snímky nedeformovaných a biaxiálně omezených struktur RM pomocí transmisní elektronové mikroskopie (TEM).Po RM kompresi se velikost pórů mikrogelu výrazně zmenšila a jejich tvar se stal anizotropním s menšími velikostmi ve směru komprese, což je v souladu s dřívější zprávou23.
Biaxiální komprese při kontrakci způsobí prodloužení mikrogelu v neomezeném směru s koeficientem λz = \({D}_{{{{{{\rm{z}}}}}}}/\({D }_ { 0}\) , kde \({D}_{{{{({\rm{z}}}}}}}}\) je délka uzavřeného mikrogelu Obrázek 2a ukazuje změnu λzvs .1/ λr pro fibrinové a agarózové mikrogely Překvapivě při silném stlačení 2,4 ≤ 1/λr ≤ 4,2 vykazují fibrinové mikrogely zanedbatelné prodloužení 1,12 +/- 0,03 λz, které je jen mírně ovlivněno hodnotou 1/λr chování. limitované agarózové mikrogely, které jsou pozorovány i při slabší kompresi 1/λr = 2,6 až po větší prodloužení λz = 1,3.
agarosový mikrogel experimentuje s různými moduly pružnosti (2,6 kPa, zelený otevřený kosočtverec; 8,3 kPa, hnědý prázdný kruh; 12,5 kPa, oranžový otevřený čtverec; 20,2 kPa, purpurový otevřený obrácený trojúhelník) a SM (plná červená) Změna naměřeného prodloužení λz ( kruhy), MM (plné černé čtverce) a RM (plné modré trojúhelníky).Plné čáry ukazují teoreticky předpovězenou λz pro agarózu (zelená čára) a fibrinové mikrogely (čáry a symboly stejné barvy).b, c Horní panel: schematický diagram síťových řetězců agarózy (b) a fibrinu (c) před (vlevo) a po (vpravo) biaxiální kompresí.Dole: Tvar odpovídající sítě před a po deformaci.Směr komprese x a y jsou označeny purpurovou a hnědou šipkou.Na obrázku výše jsou řetězce sítí orientované v těchto směrech x a y znázorněny odpovídajícími purpurovými a hnědými čarami a řetězce orientované v libovolném směru z jsou znázorněny zelenými čarami.Ve fibrinovém gelu (c) se fialové a hnědé čáry ve směru x a y ohýbají více než v nedeformovaném stavu a zelené čáry ve směru z se ohýbají a protahují.Napětí mezi směry stlačení a tahu se přenáší přes závity s mezisměry.V agarózových gelech určují řetězce ve všech směrech osmotický tlak, který významně přispívá k deformaci gelu.d Předpokládaná změna dvouosého Poissonova poměru, } }^{{{{{\rm{eff}}}}}}} =-{{{{\rm{ln}}}}}}{\lambda }_{ z}/{{{{{ {{ \rm{ln}}}}}}}{\lambda }_{r}\ ), pro ekvibiaxiální kompresi agarózových (zelená čára) a fibrinových (červená čára) gelů.Vložka ukazuje biaxiální deformaci gelu.e Změna translokačního tlaku ΔPtr, normalizovaná na tuhost gelu S, je vynesena do grafu jako funkce kompresního poměru pro agarózové a fibrinové mikrogely.Barvy symbolů odpovídají barvám v (a).Zelená a červená čára znázorňují teoretický vztah mezi ΔPtr/S a 1/λr pro agarózové a fibrinové gely, v daném pořadí.Přerušovaná část červené čáry ukazuje nárůst ΔPtr při silné kompresi v důsledku interakcí mezi vlákny.
Tento rozdíl je spojen s různými mechanismy deformace fibrinových a agarózových mikrogelových sítí, které se skládají z pružných24 a tuhých25 vláken.Biaxiální komprese flexibilních gelů vede ke zmenšení jejich objemu a s tím spojenému zvýšení koncentrace a osmotického tlaku, což vede k prodloužení gelu neomezeným směrem.Konečné prodloužení gelu závisí na rovnováze zvýšení entropické volné energie natažených řetězců a poklesu volné energie osmózy v důsledku nižší koncentrace polymeru v nataženém gelu.Při silné biaxiální kompresi se prodloužení gelu zvyšuje o λz ≈ 0,6 \({{\lambda}_{{{\rm{r}}}}^{-2/3}}\) (viz obr. 2a v sekce diskuse 5.3.3).Konformační změny v pružných řetězcích a tvar odpovídajících sítí před a po biaxiální retenci jsou znázorněny na Obr.2b.
Naproti tomu vláknité gely, jako je fibrin, přirozeně reagují na biaxiální retenci odlišně.Vlákna orientovaná převážně rovnoběžně se směrem komprese se ohýbají (čímž se zmenšuje vzdálenost mezi příčnými vazbami), zatímco filamenty převážně kolmé ke směru komprese se působením elastické síly narovnávají a roztahují, což způsobuje prodlužování gelu ( Obr. 1).2c) Struktury nedeformovaných SM, MM a RM byly charakterizovány analýzou jejich SEM a CFM obrazů (doplňková diskusní sekce IV a doplňkový obrázek 9).Stanovením modulu pružnosti (E), průměru (d), délky profilu (R0), vzdálenosti mezi konci (L0 ≈ R0) a středového úhlu (ψ0) pramenů v nedeformovaných fibrinových mikrogelech (doplňková tabulka 2) – 4), zjistíme, že modul ohybu závitu \({k}_{{{{{{\rm{b)))))))))}=\frac{9\pi E{d}^{4} } {4 {\psi } _{0}^{2}{L}_{0}}\) je výrazně menší než jeho modul v tahu\({k}_{{{{{{\rm{s}}} } }} }}=E\frac{\pi {d}^{2}{R}_{0}}{4}\), takže kb/ks ≈ 0,1 (doplňková tabulka 4).Tedy za podmínek biaxiální retence gelu se fibrinové prameny snadno ohýbají, ale odolávají natahování.Prodloužení vláknité sítě vystavené biaxiálnímu stlačení je znázorněno na doplňkovém obr. 17.
Vyvíjíme teoretický afinní model (doplňková diskusní sekce V a doplňkové obrázky 10–16), ve kterém je prodloužení vláknitého gelu určováno z místní rovnováhy elastických sil působících v gelu a předpovídá, že v silném dvouosém namáhání λz - 1 pod omezením
Rovnice (1) ukazuje, že i při silném stlačení (\({\lambda }_{{{\mbox{r))))\,\to \,0\)) dochází k mírné expanzi gelu a následné deformaci protažením. saturace λz–1 = 0,15 ± 0,05.Toto chování souvisí s (i) \({\left({k}_{{{{({\rm{b}}}}}}}}}/{k}_{{{{{\rm { s }}}}}}}\right)}^{1/2}\) ≈ 0,15−0,4 a (ii) výraz v hranatých závorkách se asymptoticky blíží \(1{{\mbox{/}}} \sqrt { 3 }\) pro silné dvouosé vazby. Je důležité si uvědomit, že prefaktor \({\left({k}_{({\mbox{b))))/{k}_{({\mbox{ s))))\right)}^{1/ 2 }\) nemá nic společného s tuhostí závitu E, ale je určeno pouze poměrem stran závitu d/L0 a středovým úhlem oblouku ψ0, což je podobné SM, MM a RM (doplňková tabulka 4).
Abychom dále zdůraznili rozdíl v napětí vyvolaném volností mezi pružnými a vláknitými gely, zavedeme biaxiální Poissonův poměr \({\nu }_{{{({\rm{b)))))) }{{\ mbox { =}}}\,\mathop{{\lim}}\limits_{{\lambda}_{{{{({\rm{r}}}}}}}\to 1}\ frac{{\ lambda } _{ {{{{\rm{z}}}}}}-1}{1-{\lambda }_{{({\rm{r}}}}}}}}, \) popisuje neomezený orientace gelového napětí v reakci na stejné napětí ve dvou radiálních směrech a rozšiřuje to na velké rovnoměrné kmeny \ rm{b }}}}}}}}^{{{{\rm{eff}}}}}}} }}=-{{{{{\rm{ln}}}}}}} }{ \lambda } _{z} /{{{({\rm{ln)))))))}{\lambda }_{{{({\rm{r)))))))))}\) .Na Obr.2d pořady \({{{{{{\rm{\nu }}}}}}}_{{{({\rm{b}}}}}}}}^{{{ {{\rm { eff }}}}}}}\) pro rovnoměrnou biaxiální kompresi flexibilních (jako je agaróza) a tuhých (jako je fibrin) gelů (doplňková diskuse, část 5.3.4) a zdůrazňuje vztah mezi silnými rozdíly v reakcích na zadržení. U agarózových gelů se pod silným omezením {\rm{eff}}}}}}}\) zvyšuje na asymptotickou hodnotu 2/3 au fibrinových gelů klesá na nulu, protože lnλz/lnλr → 0, protože λz roste s sytost, jak se λr zvyšuje.Všimněte si, že při experimentech se uzavřené sférické mikrogely deformují nehomogenně a jejich centrální část podléhá silnější kompresi;extrapolace na velkou hodnotu 1/λr však umožňuje porovnat experiment s teorií pro rovnoměrně deformované gely.
Další rozdíl v chování gelů s pružným řetězcem a vláknitých gelů byl zjištěn v důsledku jejich pohybu při kontrakci.Translokační tlak ΔPtr, normalizovaný na tuhost gelu S, se zvyšoval se zvyšující se kompresí (obr. 2e), ale při 2,0 ≤ 1/λr ≤ 3,5 vykazovaly fibrinové mikrogely významně nižší hodnoty ΔPtr/S během smršťování.Retence agarózového mikrogelu vede ke zvýšení osmotického tlaku, což vede k natažení gelu v podélném směru při natahování molekul polymeru (obr. 2b vlevo) a zvýšení translokačního tlaku o ΔPtr/S ~( 1/λr)14/317.Naopak tvar uzavřených fibrinových mikrogelů je dán energetickou bilancí závitů radiální komprese a podélného tahu, což vede k maximální podélné deformaci λz ~\(\sqrt{{k}_{{{ {{ { \rm{ b)))))))} /{k}_{{{{{{\rm{s}}}}}}}}\).Pro 1/λr ≫ 1 je změna translokačního tlaku škálována jako 1 }{{{({\rm{ln)))))))\left({{\lambda }}_{{{{{\rm {r} }}}}}}}^{{-} 1} \right)\) (Doplňková diskuse, oddíl 5.4), jak je znázorněno plnou červenou čárou na obr. 2e.ΔPtr je tedy méně omezen než v agarózových gelech.Pro komprese s 1/λr > 3,5 omezuje výrazné zvýšení objemového podílu filamentů a interakce sousedních filamentů další deformaci gelu a vede k odchylkám experimentálních výsledků od predikcí (červená tečkovaná čára na obr. 2e).Došli jsme k závěru, že pro stejné 1/λr a Δ\({P}_{{{{{{{\rm{tr}}}}}}}}}_{{{{\rm{fibrin}}} )) } }}}\) < ΔP < Δ\({P}_{{{{{{{\rm{tr))))))}}}_{{{{\rm{agaróza}} }} } } } }}\) agarózový gel bude zachycen mikrokanálem a fibrinový gel se stejnou tuhostí jím projde.Pro ΔP < Δ\({P}_{{{{{\rm{tr)))))))))_{{{{\rm{fibrin)))))))))}\ ), Dva Oba gely zablokují kanál, ale fibrinový gel se bude tlačit hlouběji a účinněji stlačovat, čímž účinněji blokuje průtok tekutiny.Výsledky uvedené na obrázku 2 ukazují, že vláknitý gel může sloužit jako účinná zátka pro snížení krvácení nebo inhibici krevního zásobení nádorů.
Na druhé straně fibrin tvoří sraženinu, která vede k tromboembolismu, což je patologický stav, kdy trombus uzavírá cévu v ΔP < ΔPtr, jako u některých typů ischemické cévní mozkové příhody (obr. 3a).Slabší restrikcí indukované prodloužení fibrinových mikrogelů mělo za následek silnější zvýšení koncentrace fibrinu C/C fibrinogenu ve srovnání s gely s flexibilním řetězcem, kde C a C fibrinogen jsou restrikční a nedeformované mikrogely.Koncentrace polymeru v gelu.Obrázek 3b ukazuje, že fibrinogen C/C v SM, MM a RM se zvýšil více než sedmkrát při 1/λr ≈ 4,0, řízený restrikcí a dehydratací (doplňkový obrázek 16).
Schematické znázornění uzávěru střední mozkové tepny v mozku.b Restrikcí zprostředkované relativní zvýšení koncentrace fibrinu u obstrukčního SM (plné červené kroužky), MM (plné černé čtverce) a RM (plné modré trojúhelníky).c Experimentální design používaný ke studiu štěpení omezených fibrinových gelů.Roztok fluorescenčně značeného tPA v TBS byl vstřikován při průtokové rychlosti 5,6 x 107 µm3/sa dodatečném poklesu tlaku 0,7 Pa pro kanály umístěné kolmo k dlouhé ose hlavního mikrokanálu.d Sdružený vícekanálový mikroskopický obraz obstrukčního MM (D0 = 200 µm) při Xf = 28 µm, ΔP = 700 Pa a během štěpení.Vertikální tečkované čáry ukazují počáteční polohy zadního a předního okraje MM při tlys = 0. Zelená a růžová barva odpovídá FITC-dextranu (70 kDa) a tPA značenému AlexaFluor633, v daném pořadí.e Časově proměnný relativní objem okludovaných RM s D0 174 µm (modrý otevřený obrácený trojúhelník), 199 µm (modrý otevřený trojúhelník) a 218 µm (modrý otevřený trojúhelník), v kónickém mikrokanálu s Xf = 28 ± 1 um.sekce mají AP 1200, 1800 a 3000 Pa, v daném pořadí, a Q = 1860 ± 70 um3/s.Vložka ukazuje RM (D0 = 218 µm) ucpávku mikrokanálu.f Časová změna relativního objemu SM, MM nebo RM umístěného na Xf = 32 ± 12 µm, při ΔP 400, 750 a 1800 Pa a ΔP 12300 Pa a Q 12300 v kónické oblasti mikrokanálu, respektive 2400 µm386 /sXf představuje přední polohu mikrogelu a určuje jeho vzdálenost od začátku smršťování.V(tlys) a V0 jsou dočasný objem lyžovaného mikrogelu a objem nenarušeného mikrogelu.Barvy znaků odpovídají barvám v b.Černé šipky na e, f odpovídají poslednímu okamžiku před průchodem mikrogelů mikrokanálem.Měřítko v d, e je 100 µm.
Abychom prozkoumali účinek restrikce na snížení průtoku tekutin přes obstrukční fibrinové gely, studovali jsme lýzu SM, MM a RM infiltrovaných trombolytickým činidlem tkáňovým aktivátorem plasminogenu (tPA).Obrázek 3c ukazuje experimentální design použitý pro lyzační experimenty. Při ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) a průtokové rychlosti, Q = 2400 μm3/s, Tris-pufrovaného fyziologického roztoku (TBS) smíchaného s 0,1 mg/ml (fluorescein isothiokyanát) FITC-Dextranu, mikrogel uzavřel zúžený mikrokanál kraj. Při ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) a průtokové rychlosti, Q = 2400 μm3/s, Tris-pufrovaného fyziologického roztoku (TBS) smíchaného s 0,1 mg/ml (fluorescein isothiokyanát) FITC-Dextranu, mikrogel uzavřel zúžený mikrokanál kraj. При ΔP = 700 Па (<ΔPtr) a скорости потока, Q = 2400 мкм3/с, трис-буферного солевого растоворного солевого растовора расотово расолевого растевора мг/мл (флуоресцеинизотиоцианата) FITC-декстрана, микрогель перекрывал сужающийсря м. Při AP = 700 Pa (<APtr) a průtoku, Q = 2400 um3/s, Tris pufrovaného fyziologického roztoku (TBS) smíchaného s 0,1 mg/ml (fluorescein isothiokyanát) FITC-dextran, mikrogel uzavřel konvergující mikrokanál.kraj.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（弡衫氰酸衫氰酸衫氰酸 衫氰酸 衫氰酸 衫氰酸 衫氰酸 衫氰酸 衫氰酸 水 (TBS)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 моресІуми иоцианат) FITC-декстрана при ΔP = 700 Па (<ΔPtr) a скорости потока Q = 2400 мкмл3/с Коничоласкане Mikrogely se ucpaly, když byl Tris pufrovaný fyziologický roztok (TBS) smíchán s 0,1 mg/ml (fluorescein isothiokyanát) FITC-dextranem při AP = 700 Pa (<APtr) a průtokové rychlosti Q = 2400 um3/s Kónické oblasti mikrokanálů.Přední poloha Xf mikrogelu určuje jeho vzdálenost od počátečního bodu smrštění X0.Pro vyvolání lýzy byl roztok fluorescenčně značeného tPA v TBS injikován z kanálu umístěného ortogonálně k dlouhé ose hlavního mikrokanálu.
Když roztok tPA dosáhl okluzního MM, zadní okraj mikrogelu se rozmazal, což naznačuje, že štěpení fibrinu začalo v čase tlys = 0 (obr. 3d a doplňkový obrázek 18).Během fibrinolýzy se barvivem značený tPA hromadí uvnitř MM a váže se na fibrinová vlákna, což vede k postupnému zvyšování intenzity růžového zbarvení mikrogelů.Při tlys = 60 min se MM smršťuje v důsledku rozpuštění jeho zadní části a poloha jeho náběžné hrany Xf se mění jen málo.Po 160 minutách silně kontrahovaný MM pokračoval v kontrakci a při tlys = 161 min prošel kontrakcí, čímž se obnovil průtok tekutiny mikrokanálem (obr. 3d a doplňkový obrázek 18, pravý sloupec).
Na Obr.3e ukazuje lýzou zprostředkovaný časově závislý pokles objemu V(tlys) normalizovaný na počáteční objem Vo fibrinových mikrogelů různých velikostí.CO s D0 174, 199 nebo 218 um byl umístěn do mikrokanálu s AP 1200, 1800, respektive 3000 Pa a Q = 1860 ± 70 um3/s, aby se mikrokanál zablokoval (obr. 3e, vložka).výživa.Mikrogely se postupně zmenšují, dokud nejsou dostatečně malé, aby prošly kanálky.Snížení kritického objemu CO s větším počátečním průměrem vyžaduje delší dobu lýzy.Díky podobnému průtoku různě velkými RM dochází ke štěpení stejnou rychlostí, což má za následek trávení menších frakcí větších RM a jejich opožděnou translokaci.Na Obr.3f ukazuje relativní snížení V(tlys)/VO v důsledku rozdělení pro SM, MM a RM při DO = 197 ± 3 um vynesené jako funkce tlys.Pro SM, MM a RM umístěte každý mikrogel do mikrokanálu s ΔP 400, 750 nebo 1800 Pa a Q 12300, 2400 nebo 1860 µm3/s, v daném pořadí.Přestože tlak aplikovaný na SM byl 4,5krát nižší než tlak na RM, průtok přes SM byl více než šestkrát silnější kvůli vyšší propustnosti SM a smrštění mikrogelu se snížilo z SM na MM a RM. .Například při tlys = 78 min se SM většinou rozpustil a vytěsnil, zatímco MM a PM nadále ucpávaly mikrokanály, přestože si zachovaly pouze 16 % a 20 % svého původního objemu.Tyto výsledky naznačují důležitost konvekcí zprostředkované lýzy zúžených vláknitých gelů a korelují se zprávami o rychlejším trávení sraženin s nižším obsahem fibrinu.
Naše práce tedy experimentálně a teoreticky demonstruje mechanismus, kterým vláknité gely reagují na biaxiální zadržení.Chování vláknitých gelů v omezeném prostoru je určeno silnou asymetrií deformační energie filamentů (měkké v tlaku a tvrdé v tahu) a pouze poměrem stran a zakřivením filamentů.Tato reakce má za následek minimální prodloužení vláknitých gelů obsažených v úzkých kapilárách, jejich biaxiální Poissonův poměr se snižuje s rostoucí kompresí a menším tlakem bitů.
Vzhledem k tomu, že dvouosé zadržování měkkých deformovatelných částic se používá v celé řadě technologií, naše výsledky stimulují vývoj nových vláknitých materiálů.Zejména biaxiální retence vláknitých gelů v úzkých kapilárách nebo trubičkách vede k jejich silnému zhutnění a prudkému poklesu permeability.Silná inhibice toku tekutiny přes okluzivní vláknité gely má výhody při použití jako zátky k prevenci krvácení nebo snížení krevního zásobení malignit33,34,35.Na druhé straně snížení průtoku tekutiny okluzním fibrinovým gelem, čímž se inhibuje konvekčně zprostředkovaná lýza trombu, ukazuje na pomalou lýzu okluzních sraženin [27, 36, 37].Náš modelovací systém je prvním krokem k pochopení důsledků mechanické odezvy vláknitých biopolymerních hydrogelů na biaxiální retenci.Začlenění krvinek nebo krevních destiček do obstrukčních fibrinových gelů ovlivní jejich restriktivní chování 38 a bude dalším krokem k odhalení chování složitějších biologicky významných systémů.
Činidla používaná k přípravě fibrinových mikrogelů a výrobě MF zařízení jsou popsána v doplňkových informacích (doplňkové metody, sekce 2 a 4).Fibrinové mikrogely byly připraveny emulgací smíšeného roztoku fibrinogenu, Tris pufru a trombinu v průtokově fokusujícím MF zařízení s následnou gelací kapek.Roztok bovinního fibrinogenu (60 mg/ml v TBS), Tris pufr a roztok hovězího trombinu (5 U/ml v 10 mM roztoku CaCl2) byly podávány pomocí dvou nezávisle řízených injekčních pump (PhD 200 Harvard Apparatus PHD 2000 Syring Pump).blokovat MF, USA).Kontinuální fáze F-oleje obsahující 1 % hmotn. blokového kopolymeru PFPE-P(EO-PO)-PFPE byla zavedena do jednotky MF pomocí třetího injekčního čerpadla.Kapky vytvořené v MF zařízení se shromažďují v 15ml centrifugační zkumavce obsahující F-olej.Umístěte zkumavky do vodní lázně o teplotě 37 °C na 1 hodinu, aby se dokončila gelace fibrinu.FITC značené fibrinové mikrogely byly připraveny smícháním hovězího fibrinogenu a FITC značeného lidského fibrinogenu v hmotnostním poměru 33:1.Postup je stejný jako při přípravě fibrinových mikrogelů.
Přeneste mikrogely z oleje F do TBS odstředěním disperze při 185 g po dobu 2 minut.Vysrážené mikrogely byly dispergovány v oleji F smíchaném s 20 hmotn. % perfluoroktylalkoholu, poté dispergovány v hexanu obsahujícím 0,5 hmotn. % Span 80, hexan, 0,1 hmotn. % Triton X ve vodě a TBS.Nakonec byly mikrogely dispergovány v TBS obsahujícím 0,01 % hmotn. Tween 20 a skladovány při 4 °C po dobu přibližně 1–2 týdnů před experimenty.
Výroba MF zařízení je popsána v Doplňkových informacích (Doplňkové metody, oddíl 5).V typickém experimentu je kladná hodnota ΔP určena relativní výškou rezervoárů připojených před a za zařízením MF pro zavádění mikrogelů o průměru 150 < D0 < 270 µm do mikrokanálů.Nenarušená velikost mikrogelů byla určena jejich vizualizací v makrokanálu.Mikrogel se zastaví v kónické oblasti u vstupu do zúžení.Když hrot předního mikrogelu zůstane nezměněn po dobu 2 minut, použijte program MATLAB k určení polohy mikrogelu podél osy x.S postupným zvyšováním ΔP se mikrogel pohybuje podél klínovité oblasti, dokud nevstoupí do zúžení.Jakmile je mikrogel zcela vložen a stlačen, ΔP rychle klesne na nulu, čímž se vyrovná hladina vody mezi zásobníky, a uzavřený mikrogel zůstane při stlačení nehybný.Délka obstrukčního mikrogelu byla měřena 30 minut po ukončení konstrikce.
Během experimentů s fibrinolýzou pronikají roztoky t-PA a FITC-značeného dextranu do blokovaných mikrogelů.Průtok každé kapaliny byl monitorován pomocí jednokanálového fluorescenčního zobrazování.TAP označený AlexaFluor 633 připojený k fibrinovým vláknům a akumulovaný uvnitř komprimovaných fibrinových mikrogelů (TRITC kanál na doplňkovém obrázku 18).Roztok dextranu značený FITC se pohybuje bez akumulace v mikrogelu.
Data podporující výsledky této studie jsou na vyžádání k dispozici od příslušných autorů.Nezpracované snímky SEM fibrinových gelů, nezpracované TEM snímky fibrinových gelů před a po inokulaci a hlavní vstupní data pro obrázky 1 a 2. 2 a 3 jsou poskytnuty v souboru nezpracovaných dat.Tento článek poskytuje původní data.
Litvinov RI, Peters M., de Lange-Loots Z. a Weisel JV fibrinogen a fibrin.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. Funkční struktura a složení extracelulární matrix.J. Pasol.200, 423-428 (2003).
Prince E. a Kumacheva E. Návrh a aplikace hydrogelů umělých biomimetických vláken.Národní Matt Red.4, 99–115 (2019).
Broedersz, CP & Mackintosh, FC Modelování poloflexibilních polymerních sítí.Priest Mod.fyzika.86, 995–1036 (2014).
Khatami-Marbini, H. a Piku, KR Mechanické modelování semiflexibilních biopolymerních sítí: neafinní deformace a přítomnost závislostí na dlouhé vzdálenosti.In Advances in Soft Matter Mechanics 119–145 (Springer, Berlin, Heidelberg, 2012).
Vader D, Kabla A, Weitz D a Mahadevan L. Stresem indukované zarovnání kolagenových gelů.PLoS One 4, e5902 (2009).
Storm S., Pastore JJ, McKintosh FS, Lubensky TS a Gianmi PA Nelineární elasticita biogelů.Příroda 435, 191–194 (2005).
Likup, AJ Stres řídí mechanismy kolagenové sítě.proces.Národní akademie věd.věda.US 112, 9573–9578 (2015).
Janmi, PA a kol.Negativní normální napětí v semiflexibilních biopolymerních gelech.Národní alma mater.6, 48–51 (2007).
Kang, H. a kol.Nelineární elasticita sítí tuhých vláken: deformační zpevnění, negativní normální napětí a uspořádání vláken ve fibrinových gelech.J. Fyzika.Chemikálie.V. 113, 3799–3805 (2009).
Gardel, ML a kol.Elastické chování zesíťovaných a vázaných aktinových sítí.Science 304, 1301–1305 (2004).
Sharma, A. a kol.Nelineární mechanika napětím řízených optických sítí s kritickým řízením.Národní fyzika.12, 584–587 (2016).
Wahabi, M. a kol.Elasticita vláknových sítí při jednoosém předpětí.Soft Matter 12, 5050–5060 (2016).
Wufsus, AR, Macera, NE & Neeves, KB Hydraulická propustnost krevní sraženiny jako funkce fibrinu a hustoty krevních destiček.biofyzika.Časopis 104, 1812–1823 (2013).
Li, Y. a kol.Všestranné chování hydrogelů je omezeno úzkými kapilárami.věda.Dům 5, 17017 (2015).
Liu, X., Li, N. & Wen, C. Vliv patologické heterogenity na elastografii smykové vlny ve stagingu hluboké žilní trombózy.PLoS One 12, e0179103 (2017).
Mfoumou, E., Tripette, J., Blostein, M. & Cloutier, G. In vivo kvantifikace časově závislé indurace krevních sraženin pomocí ultrazvukového zobrazování smykovou vlnou v modelu žilní trombózy králíka.trombus.skladovací nádrž.133, 265–271 (2014).
Weisel, JW & Nagaswami, C. Počítačová simulace dynamiky polymerace fibrinu ve vztahu k elektronové mikroskopii a pozorování zákalu: struktura a složení sraženiny jsou kineticky řízeny.biofyzika.Journal 63, 111–128 (1992).
Ryan, EA, Mokros, LF, Weisel, JW a Lorand, L. Strukturní původ reologie fibrinové sraženiny.biofyzika.J. 77, 2813-2826 (1999).
Čas odeslání: 23. února 2023