Ви благодариме што ја посетивте Nature.com.Користите верзија на прелистувач со ограничена поддршка за CSS.За најдобро искуство, препорачуваме да користите ажуриран прелистувач (или да го оневозможите режимот на компатибилност во Internet Explorer).Покрај тоа, за да обезбедиме постојана поддршка, ја прикажуваме страницата без стилови и JavaScript.
Прикажува рингишпил од три слајдови одеднаш.Користете ги копчињата Previous и Next за да се движите низ три слајдови истовремено или користете ги копчињата за лизгање на крајот за да се движите низ три слајдови истовремено.
Ограничувањето на фиброзните хидрогели на тесни капилари е од големо значење во биолошките и биомедицинските системи.Напнатоста и едноаксијалната компресија на фиброзните хидрогели се опширно проучувани, но нивниот одговор на биаксијалното задржување во капиларите останува неистражен.Овде, експериментално и теоретски демонстрираме дека филаментозни гелови реагираат квалитативно поинаку на ограничување од геловите со флексибилни синџири поради асиметријата во механичките својства на составните филаменти, кои се меки во компресија и крути во напнатост.Под силно задржување, фиброзниот гел покажува мало издолжување и асимптотично намалување на биаксијалниот Поасонов сооднос на нула, што резултира со силно набивање на гелот и слаба пропустливост на течноста низ гелот.Овие резултати укажуваат на отпорноста на истегнатите оклузивни тромби на лиза со помош на терапевтски агенси и го стимулираат развојот на ефективна ендоваскуларна емболизација од фиброзни гелови за да се запре васкуларното крварење или да се инхибира снабдувањето со крв на туморите.
Фиброзните мрежи се основните структурни и функционални градежни блокови на ткивата и живите клетки.Актинот е главна компонента на цитоскелетот1;фибринот е клучен елемент во заздравувањето на раните и формирањето на тромби2, а колагенот, еластинот и фибронектинот се компоненти на екстрацелуларната матрица во животинското царство3.Обновените мрежи на влакнести биополимери станаа материјали со широка примена во ткивното инженерство4.
Филаментозни мрежи претставуваат посебна класа на биолошка мека материја со механички својства кои се разликуваат од флексибилните молекуларни мрежи5.Некои од овие својства еволуирале во текот на еволуцијата за да го контролираат одговорот на биолошката материја на деформација6.На пример, фиброзните мрежи покажуваат линеарна еластичност при мали соеви7,8 додека кај големите соеви тие покажуваат зголемена вкочанетост9,10, со што се одржува интегритетот на ткивото.Импликациите за другите механички својства на фиброзните гелови, како што е негативниот нормален стрес како одговор на напрегањето на смолкнување11,12, допрва треба да се откријат.
Механичките својства на полуфлексибилните влакнести хидрогели се проучувани под едноаксијално напнатост13,14 и компресија8,15, но нивната биаксијална компресија предизвикана од слобода во тесни капилари или цевки не е проучена.Овде ги известуваме експерименталните резултати и теоретски предлагаме механизам за однесувањето на влакнести хидрогели под биаксијално задржување во микрофлуидните канали.
Фибрински микрогели со различни соодноси на концентрации на фибриноген и тромбин и дијаметар D0 во опсег од 150 до 220 µm беа генерирани со помош на микрофлуиден пристап (Дополнителна слика 1).На сл.1а прикажува слики од микрогели означени со флуорохром добиени со помош на конфокална флуоресцентна микроскопија (CFM).Микрогелите се сферични, имаат полидисперзност помала од 5%, и се униформни во структурата низ скалите испитани од CFM (Дополнителни информации и филмови S1 и S2).Просечната големина на порите на микрогелите (утврдена со мерење на пропустливоста на Дарси16) се намали од 2280 на 60 nm, содржината на фибрин се зголеми од 5,25 на 37,9 mg/mL, а концентрацијата на тромбин се намали од 2,56 на 0,27 единици/mL, соодветно.(Дополнителни информации).Ориз.2), 3 и дополнителна табела 1).Соодветната вкочанетост на микрогелот се зголемува од 0,85 на 3,6 kPa (Дополнителна слика 4).Како примери на гелови формирани од флексибилни синџири, се користат агарозни микрогели со различна вкочанетост.
Флуоресцентна микроскопска слика на флуоресцеин изотиоцијанат (FITC) означен PM суспендиран во TBS.Скалата на шипката е 500 µm.b SEM слики од SM (горе) и RM (долу).Лента за скала 500 nm.в Шематски дијаграм на микрофлуиден канал кој се состои од голем канал (со дијаметар dl) и стеснет регион во облик на конус со влезен агол α од 15° и дијаметар од dc = 65 µm.г Лево кон десно: Слики со оптички микроскоп на RM (дијаметар D0) во големи канали, конусна зона и стегање (ограничувачка должина на гел Dz).Скалата на шипката е 100 µm.e, f TEM слики на недеформирано RM (е) и оклудирано RM (f), фиксирани еден час со стегање 1/λr = 2,7, проследено со ослободување и фиксирање на 5% од масата.глутаралдехид во ТБС.Дијаметарот на недеформираниот CO е 176 μm.Лентата на скалата е 100 nm.
Се фокусиравме на фибрински микрогели со цврстина од 0,85, 1,87 и 3,6 kPa (во натамошниот текст како меки микрогели (SM), средно тврди микрогели (MM) и тврди микрогели (RM), соодветно).Овој опсег на вкочанетост на фибрин гел е со ист ред на големина како и за згрутчување на крвта18,19 и оттука фибринските гелови што се проучуваат во нашата работа се директно поврзани со вистинските биолошки системи.На сл.1б ги прикажува горните и долните слики на SM и RM структурите добиени со помош на скенирачки електронски микроскоп (SEM), соодветно.Во споредба со RM структурите, SM мрежите се формирани од подебели влакна и помалку точки на разгранување, во согласност со претходните извештаи 20, 21 (Дополнителна слика 5).Разликата во структурата на хидрогелот е во корелација со трендот на неговите својства: пропустливоста на гелот се намалува со намалување на големината на порите од SM до MM и RM (Дополнителна табела 1), а вкочанетоста на гелот се менува.Не се забележани промени во структурата на микрогелот по складирањето на 4 °C во тек на 30 дена (Дополнителна слика 6).
На сл.1c покажува дијаграм на микрофлуиден канал со кружен пресек кој содржи (од лево кон десно): голем канал со дијаметар dl во кој микрогелот останува недеформиран, дел во облик на конус со стеснување во дијаметар dc < D0, конус -секции во облик и големи канали со дијаметар dl (Дополнителна слика 7).Во типичен експеримент, микрогелите беа инјектирани во микрофлуидни канали при позитивен пад на притисок ΔP од 0,2-16 kPa (Дополнителна слика 8).Овој опсег на притисок одговара на биолошки значаен крвен притисок (120 mm Hg = 16 kPa)22.На сл.1d (од лево кон десно) покажува репрезентативни слики на РМ во големи канали, конусни области и стегања.Движењето и обликот на микрогелот беа снимени и анализирани со помош на програмата MATLAB.Важно е да се забележи дека во заострените региони и констрикциите, микрогелите се во конформален контакт со ѕидовите на микроканалите (Дополнителна слика 8).Степенот на радијално задржување на микрогелот при стеснување D0/dc = 1/λr е во опсегот 2,4 ≤ 1/λr ≤ 4,2, каде што 1/λr е односот на компресија.Микрогелот поминува низ собирање кога ΔP > ΔPtr, каде ΔPtr е разликата во притисокот на транслокацијата.Должината и големината на порите на биаксијално ограничените микрогели се одредуваат според нивната рамнотежна состојба, бидејќи е многу важно да се земе предвид вискоеластичноста на геловите во биолошките системи.Времето на рамнотежа за микрогелите на агароза и фибрин беше 10 мин и 30 мин, соодветно.По овие временски интервали, ограничените микрогели ја достигнаа својата стабилна положба и форма, која беше снимена со помош на камера со голема брзина и анализирана со помош на MATLAB.
На сл.1e, 1f прикажуваат слики од трансмисиона електронска микроскопија (TEM) на недеформирани и биаксијално ограничени RM структури.По RM компресија, големината на порите на микрогелот значително се намали и нивната форма стана анизотропна со помали големини во насока на компресија, што е во согласност со претходниот извештај 23 .
Биаксијалната компресија за време на контракција предизвикува микрогелот да се издолжува во неограничена насока со коефициент λz = \({D}_{{{{{{{\rm{z}}}}}}}}/\({D }_ { 0}\) , каде \({D}_{{{({\rm{z}}}}}}}}\) е должината на затворениот микрогел Слика 2а ја прикажува промената во λzvs .1/ λr за фибрински и агарозни микрогели Изненадувачки, под силна компресија од 2,4 ≤ 1/λr ≤ 4,2, фибринските микрогели покажуваат незначително издолжување од 1,12 +/- 0,03 λz, што е само малку под влијание на вредноста од 1/λr. ограничени агарозни микрогели, кои се забележани дури и при послаба компресија 1/λr = 2,6 до поголемо издолжување λz = 1,3.
Агарозен микрогел експериментира со различни еластични модули (2,6 kPa, зелен отворен дијамант; 8,3 kPa, кафеав отворен круг; 12,5 kPa, портокалов отворен квадрат; 20,2 kPa, магента отворен превртен триаголник) и SM (цврсто црвено) Промена на измереното издолжување λz ( кругови), MM (цврсти црни квадрати) и RM (цврсти сини триаголници).Цврстите линии го покажуваат теоретски предвидениот λz за агароза (зелена линија) и фибринските микрогели (линии и симболи со иста боја).b, c Горна плоча: шематски дијаграм на мрежни синџири од агароза (б) и фибрин (в) пред (лево) и по (десно) биаксијална компресија.Долу: Облик на соодветната мрежа пред и по деформација.Насоките на компресија x и y се означени со магента и кафени стрелки, соодветно.На сликата погоре, синџирите на мрежи ориентирани во овие x и y насоки се прикажани со соодветните магента и кафени линии, а синџирите ориентирани во произволна z насока се претставени со зелени линии.Во фибринскиот гел (c), виолетовите и кафените линии во насоките x и y се виткаат повеќе отколку во недеформирана состојба, а зелените линии во насока z се свиткуваат и се протегаат.Напнатоста помеѓу насоките на компресија и напнатост се пренесува преку навои со средни насоки.Кај агарозните гелови, синџирите во сите правци го одредуваат осмотскиот притисок, што има значителен придонес во деформацијата на гелот.г Предвидена промена во биаксијалниот Поасонов сооднос, } }^{{{{{\rm{eff}}}}}}} =-{{{{\rm{ln}}}}}}}{\lambda }_{ z}/{{{{{ {{ \rm{ln}}}}}}{\lambda }_{r}\ ), за рамномерна компресија на гелови од агароза (зелена линија) и фибрин (црвена линија).Влошката ја покажува биаксијалната деформација на гелот.e Промената на притисокот на транслокацијата ΔPtr, нормализирана на вкочанетост на гелот S, се прикажува како функција на односот на компресија за микрогелите агароза и фибрин.Боите на симболите одговараат на боите во (а).Зелените и црвените линии ја прикажуваат теоретската врска помеѓу ΔPtr/S и 1/λr за агарозни и фибрински гелови, соодветно.Испрекинатиот дел од црвената линија го покажува зголемувањето на ΔPtr при силна компресија поради интеракции меѓу влакна.
Оваа разлика е поврзана со различни механизми на деформација на мрежите на фибрин и агарозен микрогел, кои се состојат од флексибилни24 и крути25 нишки, соодветно.Биаксијалната компресија на флексибилните гелови доведува до намалување на нивниот волумен и поврзано зголемување на концентрацијата и осмотскиот притисок, што доведува до издолжување на гелот во неограничена насока.Конечното издолжување на гелот зависи од рамнотежата на зголемувањето на ентропската слободна енергија на истегнатите синџири и намалувањето на слободната енергија на осмозата поради помалата концентрација на полимер во растегнатиот гел.При силна биаксијална компресија, издолжувањето на гелот се зголемува со λz ≈ 0,6 \({{\lambda}_{{{\rm{r}}}}^{-2/3}}\) (види Сл. 2а во дел за дискусија 5.3.3).Конформациските промени во флексибилните синџири и обликот на соодветните мрежи пред и по биаксијалното задржување се прикажани на Сл.2б.
Спротивно на тоа, фиброзните гелови, како што е фибринот, инхерентно реагираат различно на биаксијално задржување.Филаментите се ориентирани претежно паралелно со насоката на свиткување на компресија (со тоа се намалува растојанието помеѓу вкрстените врски), додека филаментите претежно нормално на насоката на компресија се исправаат и се протегаат под дејство на еластичната сила, предизвикувајќи издолжување на гелот ( Сл. 1).2в) Структурите на недеформираните SM, MM и RM беа карактеризирани со анализа на нивните SEM и CFM слики (Дополнителен дел за дискусија IV и дополнителна слика 9).Со одредување на модулот на еластичност (E), дијаметар (d), должина на профилот (R0), растојание помеѓу краевите (L0 ≈ R0) и централниот агол (ψ0) на жиците во недеформирани фибрински микрогели (Дополнителна табела 2) – 4), го наоѓаме тој модул на свиткување на навојот \({k}_{{{{{{\rm{b)))))))))}=\frac{9\pi E{d}^{4} } {4 {\psi } _{0}^{2}{L}_{0}}\) е значително помал од неговиот модул на истегнување\({k}_{{{{{{\rm{s}}} } }} }}=E\frac{\pi {d}^{2}{R}_{0}}{4}\), па kb/ks ≈ 0,1 (Дополнителна табела 4).Така, во услови на биаксијално задржување на гелот, фибринските жици лесно се свиткуваат, но се спротивставуваат на истегнување.Издолжувањето на филаментозната мрежа подложена на биаксијална компресија е прикажано на дополнителна слика 17.
Развивме теоретски афин модел (Дополнителен дел за дискусија V и дополнителни слики 10-16) во кој издолжувањето на фиброзниот гел се одредува од локалната рамнотежа на еластичните сили што дејствуваат во гелот и предвидува дека во силен биаксијален напор λz - 1 под ограничување
Равенката (1) покажува дека дури и при силна компресија (\({\lambda }_{{{\mbox{r))))\,\ до \,0\)) постои мало проширување на гелот и последователна издолжена деформација врз сатурација λz–1 = 0,15 ± 0,05.Ова однесување е поврзано со (i) \({\left({k}_{{{{({\rm{b}}}}}}}}/{k}_{{{{{{\rm { s }}}}}}}\right)}^{1/2}\) ≈ 0,15−0,4 и (ii) терминот во квадратни загради асимптотички се приближува \(1{{\mbox{/}}} \sqrt { 3 }\) за силни биаксијални врски. Важно е да се забележи дека предфакторот \({\left({k}_{({\mbox{b))))/{k}_{({\mbox{ с))))\десно)}^{1/ 2 }\) нема никаква врска со вкочанетоста на конецот Е, туку се одредува само од односот на конецот d/L0 и централниот агол на лакот ψ0, што е слично на SM, MM и RM (Дополнителна табела 4).
За дополнително да ја нагласиме разликата во напрегањето предизвикано од слобода помеѓу флексибилните и филаментозни гелови, го воведуваме биаксијалниот Поасонов сооднос \({\nu }_{{{({\rm{b)))))) }{{\ mbox { =}}}\,\mathop{{\lim}}\limits_{{\lambda}_{{{{({\rm{r}}}}}}\to 1}\ frac{{\ lambda } _{ {{{\rm{z}}}}}}-1}{1-{\lambda }_{{({\rm{r}}}}}}}}, \) опишува неограничена ориентација на напрегањето на гелот како одговор на еднакво напрегање во две радијални насоки, и го проширува ова на големи униформни соеви \ rm{b }}}}}}}}^{{{{\rm{eff}}}}}}} }}=-{{{{{\rm{ln}}}}}}} }{ \lambda } _{z} /{{{({\rm{ln)))))))}{\lambda }_{{({\rm{r))))))))))}\) .На сл.2d покажува \({{{{{\rm{\nu }}}}}}_{{{({\rm{b}}}}}}}}^{{ {{\rm { eff }}}}}}}\) за униформа биаксијална компресија на флексибилни (како агароза) и крути (како фибрин) гелови (Дополнителна дискусија, Дел 5.3.4) и ја нагласува врската помеѓу силните разлики во одговорите на затворање. За гелови од агарози под силни ограничувања {\rm{eff}}}}}}}}\) се зголемува до асимптотичната вредност 2/3, а за геловите со фибрин се намалува на нула, бидејќи lnλz/lnλr → 0, бидејќи λz се зголемува со заситеноста како што се зголемува λr.Забележете дека во експериментите, затворените сферични микрогели се деформираат нехомогено, а нивниот централен дел доживува посилна компресија;сепак, екстраполацијата на голема вредност од 1/λr овозможува да се спореди експериментот со теоријата за рамномерно деформирани гелови.
Друга разлика во однесувањето на геловите со флексибилен синџир и филаментозни гелови беше откриена поради нивното движење при контракција.Притисокот на транслокација ΔPtr, нормализиран до вкочанетост на гелот S, се зголемуваше со зголемена компресија (слика 2e), но на 2,0 ≤ 1/λr ≤ 3,5, фибринските микрогели покажаа значително помали вредности на ΔPtr/S надолу за време на собирањето.Задржувањето на микрогелот на агароза доведува до зголемување на осмотскиот притисок, што доведува до истегнување на гелот во надолжната насока додека се растегнуваат молекулите на полимерот (сл. 2б, лево) и зголемување на притисокот на транслокација за ΔPtr/S ~( 1/λr)14/317.Напротив, обликот на затворените фибрински микрогели се одредува со енергетскиот биланс на нишките на радијална компресија и надолжно затегнување, што доведува до максимална надолжна деформација λz ~\(\sqrt{{k}_{{{{{ { { \rm{ б))))))))} /{k}_{{{{{{\rm{s}}}}}}}}}\).За 1/λr ≫ 1, промената на притисокот на транслокација се скалира како 1 }{{{({\rm{ln))))))\left({{\lambda }}_{{{{{{\rm {r} }}}}}}}^{{-} 1} \right)\) (Дополнителна дискусија, Дел 5.4), како што е прикажано со цврстата црвена линија на сл. 2д.Така, ΔPtr е помалку ограничен отколку во геловите од агароза.За компресии со 1/λr > 3,5, значително зголемување на волуменската фракција на филаментите и интеракцијата на соседните филаменти ја ограничува понатамошната деформација на гелот и доведува до отстапувања на експерименталните резултати од предвидувањата (црвена точкаст линија на Сл. 2д).Заклучуваме дека за истите 1/λr и Δ\({P}_{{{{{{\rm{tr}}}}}}}_{{{{\rm{фибрин}}} )) } }}}\) < ΔP < Δ\({P}_{{{{{{\rm{tr))))))}}_{{{{\rm{агароза}} }} } } } }}\) агарозниот гел ќе биде заробен од микроканалот, а фибринскиот гел со иста цврстина ќе помине низ него.За ΔP < Δ\({P}_{{{{{\rm{tr))))))))))_{{{{\rm{фибрин))))))))))) ), Два Двата гелови ќе го блокираат каналот, но фибринскиот гел ќе турка подлабоко и поефикасно ќе се компресира, блокирајќи го протокот на течност поефикасно.Резултатите прикажани на слика 2 покажуваат дека фиброзниот гел може да послужи како ефикасен приклучок за намалување на крварењето или инхибирање на снабдувањето со крв до туморите.
Од друга страна, фибринот формира згрутчување скеле што доведува до тромбоемболизам, патолошка состојба во која тромб го затвара садот на ΔP < ΔPtr, како на пример кај некои типови на исхемичен мозочен удар (сл. 3а).Послабото издолжување на фибринските микрогели предизвикано од ограничување резултираше со посилно зголемување на концентрацијата на фибрин на C/C фибриноген во споредба со геловите со флексибилен синџир, каде што C и C фибриногенот се ограничени и недеформирани микрогели, соодветно.Концентрација на полимер во гелот.Слика 3б покажува дека фибриногенот C/C во SM, MM и RM се зголемил повеќе од седум пати на 1/λr ≈ 4,0, поттикнат од рестрикција и дехидрација (Дополнителна слика 16).
Шематска илустрација на оклузија на средната церебрална артерија во мозокот.б Релативно зголемување на концентрацијата на фибрин со посредство на ограничување во опструктивни SM (цврсти црвени кругови), MM (цврсти црни квадрати) и RM (цврсти сини триаголници).в Експериментален дизајн кој се користи за проучување на расцепувањето на ограничените фибрински гелови.Раствор од флуоресцентно означен tPA во TBS беше инјектиран со брзина на проток од 5,6 × 107 µm3/s и дополнителен пад на притисокот од 0,7 Pa за канали лоцирани нормално на долгата оска на главниот микроканал.d Здружена повеќеканална микроскопска слика на опструктивна MM (D0 = 200 µm) на Xf = 28 µm, ΔP = 700 Pa и за време на разделување.Вертикалните точки со точки ги прикажуваат почетните позиции на задниот и предниот раб на MM при tlys = 0. Зелената и розовата боја одговараат на FITC-декстран (70 kDa) и tPA означени со AlexaFluor633, соодветно.д Временски променлив релативен волумен на оклудирани RM со D0 од 174 µm (син отворен превртен триаголник), 199 µm (син отворен триаголник) и 218 µm (син отворен триаголник), соодветно, во конусен микроканал со Xf = 28 ± 1 µm.пресеците имаат ΔP 1200, 1800 и 3000 Pa, соодветно, и Q = 1860 ± 70 µm3/s.Вметнувањето покажува RM (D0 = 218 µm) што го приклучува микроканалот.f Временска варијација на релативниот волумен на SM, MM или RM поставен на Xf = 32 ± 12 µm, на ΔP 400, 750 и 1800 Pa и ΔP 12300 Pa и Q 12300 во конусниот регион на микроканалот, соодветно 2400 и 1860 µm /s.Xf ја претставува предната положба на микрогелот и го одредува неговото растојание од почетокот на собирањето.V(tlys) и V0 се привремениот волумен на лизираниот микрогел и волуменот на непречениот микрогел, соодветно.Боите на знаците одговараат на боите во b.Црните стрелки на e, f одговараат на последниот момент од времето пред минување на микрогелите низ микроканалот.Лентата на скалата во d, e е 100 µm.
За да го истражиме ефектот на ограничувањето на намалувањето на протокот на течност низ опструктивните фибрински гелови, ја проучувавме лизата на SM, MM и RM инфилтрирани со ткивен плазминоген активатор со тромболитички агенс (tPA).Слика 3в го прикажува експерименталниот дизајн користен за експериментите со лиза. При ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) и брзина на проток, Q = 2400 μm3/s, солен раствор со трис пуфер (TBS) измешан со 0,1 mg/mL (флуоресцеин изотиоцијанат) FITC-Декстран, микрогелот го блокирал заострениот микроканал регион. При ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) и брзина на проток, Q = 2400 μm3/s, солен раствор со трис пуфер (TBS) измешан со 0,1 mg/mL (флуоресцеин изотиоцијанат) FITC-Декстран, микрогелот го блокирал заострениот микроканал регион. При ΔP = 700 Па (<ΔPtr) и скорости потока, Q = 2400 мкм3/с, трис-буферного солевого раствора (TBS), смешаного с 0,1 мг/мл (флуоресцеинизотиоцианата) FITC-декстрана, микрогельжа. При ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) и брзина на проток, Q = 2400 µm3/s, на Tris пуфериран физиолошки раствор (TBS) измешан со 0,1 mg/mL (флуоресцеин изотиоцијанат) FITC-декстран, микрогелот го заглави конвергираниот микроканал.регион.在ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) 和流速Q = 2400 μm3/s 的Tris 缓冲盐水 (TBS) 与0,1 mg/mL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 смени трис-буферного солевого раствора (TBS) с 0,1 мг/мл (флуоресцеинизотиоцианат) FITC-декстрана при ΔP = 700 Па (<ДPtr) и скорости потока Q = 2400 микросмки области. Микрогелите се приклучија кога трис пуферираниот солен раствор (TBS) беше измешан со 0,1 mg/mL (флуоресцеин изотиоцијанат) FITC-декстран на ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) и брзина на проток Q = 2400 µm3/s конусни региони на микроканали.Напредната положба Xf на микрогелот го одредува неговото растојание од почетната точка на собирање X0.За да се поттикне лиза, раствор од флуоресцентно означен tPA во TBS беше инјектиран од канал лоциран ортогонално до долгата оска на главниот микроканал.
Кога растворот tPA стигна до оклузалниот ММ, задниот раб на микрогелот стана заматен, што покажува дека расцепувањето на фибринот започнало во времето tlys = 0 (сл. 3d и дополнителна слика 18).За време на фибринолизата, tPA означена со боја се акумулира внатре во ММ и се врзува за фибринските нишки, што доведува до постепено зголемување на интензитетот на розовата боја на микрогелите.На tlys = 60 min, MM се собира поради распаѓање на неговиот заден дел, а положбата на неговиот преден раб Xf малку се менува.По 160 мин., силно згрчениот ММ продолжи да се собира и при tlys = 161 мин. претрпе контракција, со што беше обновен протокот на течност низ микроканалот (сл. 3г и дополнителна слика 18, десна колона).
На сл.3e го покажува времето зависно од лиза намалување на волуменот V(tlys) нормализиран до почетниот волумен V0 на фибрински микрогели со различна големина.CO со D0 174, 199 или 218 µm беше поставен во микроканал со ΔP 1200, 1800 или 3000 Pa, соодветно, и Q = 1860 ± 70 µm3/s за блокирање на микроканалот (сл. 3e, вметнување).исхрана.Микрогелите постепено се намалуваат додека не станат доволно мали за да поминат низ каналите.Намалувањето на критичниот волумен на CO со поголем почетен дијаметар бара подолго време на лиза.Поради сличниот проток низ RM со различна големина, расцепувањето се случува со иста брзина, што резултира со варење на помали фракции од поголеми RM и нивна одложена транслокација.На сл.3f го покажува релативното намалување на V(tlys)/V0 поради разделување за SM, MM и RM на D0 = 197 ± 3 µm прикажано како функција од tlys.За SM, MM и RM, ставете го секој микрогел во микроканал со ΔP 400, 750 или 1800 Pa и Q 12300, 2400 или 1860 µm3/s, соодветно.Иако притисокот применет на SM беше 4,5 пати помал од оној на RM, протокот низ SM беше повеќе од шест пати посилен поради поголемата пропустливост на SM, а собирањето на микрогелот се намали од SM на MM и RM .На пример, при tlys = 78 мин, SM главно се раствора и помести, додека MM и PM продолжија да ги затнуваат микроканалите, и покрај тоа што задржуваа само 16% и 20% од нивниот оригинален волумен, соодветно.Овие резултати укажуваат на важноста на лизата со посредство на конвекција на згрчените влакнести гелови и корелираат со извештаите за побрзо варење на згрутчувањето со помала содржина на фибрин.
Така, нашата работа експериментално и теоретски го покажува механизмот со кој филаментозни гелови реагираат на биаксијално затворање.Однесувањето на фиброзните гелови во ограничен простор се определува со силната асиметрија на енергијата на истегнување на филаментите (меки во компресија и цврсти во затегнување) и само од односот на аспектот и искривувањето на филаментите.Оваа реакција резултира со минимално издолжување на фиброзните гелови содржани во тесните капилари, а нивниот биаксијален Поасонов однос се намалува со зголемена компресија и помал притисок на битови.
Бидејќи биаксијалното задржување на меки деформабилни честички се користи во широк опсег на технологии, нашите резултати го стимулираат развојот на нови влакнести материјали.Особено, биаксијалното задржување на филаментозни гелови во тесни капилари или цевки доведува до нивно силно набивање и нагло намалување на пропустливоста.Силната инхибиција на протокот на течност низ оклузивните влакнести гелови има предности кога се користат како приклучоци за да се спречи крварење или да се намали снабдувањето со крв на малигните тумори33,34,35.Од друга страна, намалувањето на протокот на течност низ оклузалниот фибрин гел, а со тоа ја инхибира лизата на тромбот посредувана од конвективно, дава индикација за бавна лиза на оклузалните згрутчувања [27, 36, 37].Нашиот систем за моделирање е првиот чекор кон разбирање на импликациите на механичкиот одговор на фиброзните биополимерни хидрогели на биаксијално задржување.Вградувањето на крвни зрнца или тромбоцити во опструктивни фибрински гелови ќе влијае на нивното ограничувачко однесување 38 и ќе биде следниот чекор во откривањето на однесувањето на посложените биолошки значајни системи.
Реагенсите што се користат за подготовка на фибрински микрогели и за производство на уреди за MF се опишани во Дополнителни информации (Дополнителни методи, делови 2 и 4).Микрогелите на фибрин беа подготвени со емулгирање на мешан раствор од фибриноген, трис пуфер и тромбин во уред MF со фокусирање на протокот, проследено со капки гелација.Раствор на фибриноген од говеда (60 mg/ml во TBS), трис пуфер и раствор на говедски тромбин (5 U/ml во 10 mM раствор на CaCl2) беа администрирани со користење на две независно контролирани пумпи со шприц (PhD 200 Harvard Apparatus PHD 2000 Syring Pump).да го блокира МФ, САД).Континуирана фаза на F-масло која содржи 1 wt.% блок кополимер PFPE-P(EO-PO)-PFPE, беше воведена во единицата MF со помош на трета пумпа за шприц.Капките формирани во уредот MF се собираат во цевче со центрифуга од 15 ml што содржи F-масло.Ставете ги епруветите во водена бања на 37 °C 1 час за да се заврши фибринската гелација.Фибринските микрогели означени со FITC беа подготвени со мешање говедски фибриноген и човечки фибриноген означен со FITC во тежински сооднос 33:1, соодветно.Постапката е иста како и при подготовка на фибрински микрогели.
Префрлете ги микрогелите од маслото F во TBS со центрифугирање на дисперзијата на 185 g за 2 мин.Преципитираните микрогели беа дисперзирани во масло F измешано со 20 wt.% перфлуорооктил алкохол, потоа дисперзирани во хексан кој содржи 0.5 wt.% Span 80, хексан, 0.1 wt.% Triton X во вода и TBS.Конечно, микрогелите беа дисперзирани во TBS што содржи 0,01 wt% Tween 20 и се чуваа на 4 ° C приближно 1-2 недели пред експериментите.
Производството на уредот MF е опишано во Дополнителни информации (Дополнителни методи Дел 5).Во типичен експеримент, позитивната вредност на ΔP се одредува со релативната висина на резервоарите поврзани пред и по уредот MF за внесување на микрогели со дијаметар од 150 < D0 < 270 µm во микроканалите.Ненарушената големина на микрогелите беше одредена со нивно визуелизирање во макроканалот.Микрогелот застанува во конусна област на влезот во стегањето.Кога врвот на предниот микрогел останува непроменет 2 минути, користете ја програмата MATLAB за да ја одредите положбата на микрогелот долж оската x.Со постепено зголемување на ΔP, микрогелот се движи по регионот во облик на клин додека не влезе во стегање.Откако микрогелот е целосно вметнат и компримиран, ΔP брзо паѓа на нула, балансирајќи го нивото на водата помеѓу резервоарите, а затворениот микрогел останува неподвижен под компресија.Должината на опструктивниот микрогел беше измерена 30 минути по престанување на стегањето.
За време на експериментите со фибринолиза, растворите на t-PA и FITC-означен декстран продираат во блокирани микрогели.Протокот на секоја течност беше следен со помош на едноканално флуоресцентно снимање.TAP означен со AlexaFluor 633 прикачен на фибрински влакна и акумулиран во компримирани фибрински микрогели (TRITC канал во дополнителната слика 18).Растворот на декстран означен со FITC се движи без акумулација во микрогелот.
Податоците кои ги поддржуваат резултатите од оваа студија се достапни од соодветните автори на барање.Необработени SEM слики од фибрински гелови, сурови TEM слики од фибрински гелови пред и по инокулацијата и главните влезни податоци за сликите 1 и 2. 2 и 3 се дадени во датотеката со необработени податоци.Оваа статија ги дава оригиналните податоци.
Litvinov RI, Peters M., de Lange-Loots Z. и Weisel JV фибриноген и фибрин.Во Macromolecular Protein Complex III: Structure and Function (ed. Harris, JR and Marles-Wright, J.) 471-501 https://doi.org/10.1007/978-3-030-58971-4_15 (Спрингер и Чам, 2021).
Bosman FT и Stamenkovich I. Функционална структура и состав на екстрацелуларната матрица.Ј. Пасол.200, 423-428 (2003).
Принц Е. и Кумачева Е. Дизајн и примена на хидрогели со вештачки биомиметички влакна.Национален Мет Ред.4, 99-115 (2019).
Broedersz, CP & Mackintosh, FC Моделирање на полуфлексибилни полимерни мрежи.Свештеникот Мод.физика.86, 995-1036 (2014).
Khatami-Marbini, H. and Piku, KR Механичко моделирање на полуфлексибилни биополимерни мрежи: не-афина деформација и присуство на зависности на долг дострел.In Advances in Soft Matter Mechanics 119–145 (Спрингер, Берлин, Хајделберг, 2012).
Vader D, Kabla A, Weitz D и Mahadevan L. Усогласување на колагенските гелови предизвикано од стрес.PLoS One 4, e5902 (2009).
Storm S., Pastore JJ, McKintosh FS, Lubensky TS и Gianmi PA Нелинеарна еластичност на биогелите.Nature 435, 191-194 (2005).
Likup, AJ Стрес ги контролира механизмите на колагенската мрежа.процес.Националната академија на науките.науката.US 112, 9573–9578 (2015).
Јанми, ПА, и сор.Негативен нормален стрес во полуфлексибилни биополимерни гелови.Национална алма матер.6, 48-51 (2007).
Канг, Х. и сор.Нелинеарна еластичност на вкочанети влакна мрежи: стврднување на напрегање, негативен нормален стрес и усогласување на влакна во фибрински гелови.J. Физика.Хемиски.V. 113, 3799–3805 (2009).
Gardel, ML et al.Еластично однесување на вкрстено поврзани и врзани актински мрежи.Science 304, 1301–1305 (2004).
Шарма, А. и сор.Нелинеарна механика на оптички оптички мрежи контролирани со напрегање со критична контрола.Национална физика.12, 584-587 (2016).
Вахаби, М. и сор.Еластичност на мрежите со влакна при едноаксијално преднапрегање.Мека материја 12, 5050–5060 (2016).
Wufsus, AR, Macera, NE & Neeves, KB Хидраулична пропустливост на згрутчување на крвта како функција на густината на фибринот и тромбоцитите.биофизика.Весник 104, 1812–1823 (2013).
Li, Y. и сор.Разновидното однесување на хидрогелите е ограничено со тесни капилари.науката.Куќа 5, 17017 (2015).
Liu, X., Li, N. & Wen, C. Ефект на патолошка хетерогеност врз еластографијата со смолкнување бранови во стадиум на длабока венска тромбоза.PLoS One 12, e0179103 (2017).
Mfoumou, E., Tripette, J., Blostein, M. & Cloutier, G. In vivo квантификација на временски зависна индурација на згрутчување на крвта со користење на ултразвучно снимање со бранови на смолкнување во модел на венска тромбоза на зајаци.тромб.резервоар.133, 265-271 (2014).
Вејзел, Џ.биофизика.Весник 63, 111-128 (1992).
Ryan, EA, Mokros, LF, Weisel, JW and Lorand, L. Структурно потекло на реологијата на згрутчување на фибрин.биофизика.J. 77, 2813-2826 (1999).
Време на објавување: Февруари 23-2023