Благодарим ви, че посетихте Nature.com.Използвате версия на браузър с ограничена поддръжка на CSS.За най-добро изживяване ви препоръчваме да използвате актуализиран браузър (или да деактивирате режима на съвместимост в Internet Explorer).Освен това, за да осигурим постоянна поддръжка, показваме сайта без стилове и JavaScript.
Показва въртележка от три слайда наведнъж.Използвайте бутоните Предишен и Следващ, за да преминете през три слайда наведнъж, или използвайте бутоните на плъзгача в края, за да преминете през три слайда наведнъж.
Ограничаването на влакнестите хидрогелове до тесни капиляри е от голямо значение в биологичните и биомедицинските системи.Напрежението и едноосното компресиране на влакнести хидрогелове са обстойно изследвани, но техният отговор на двуосно задържане в капилярите остава неизследван.Тук ние демонстрираме експериментално и теоретично, че нишковидните гелове реагират качествено по различен начин на ограничение от гъвкавите верижни гелове поради асиметрията в механичните свойства на съставните нишки, които са меки при компресия и твърди при опън.При силно задържане, влакнестият гел показва малко удължение и асимптотично намаляване на двуосовото съотношение на Поасон до нула, което води до силно уплътняване на гела и лошо проникване на течност през гела.Тези резултати показват устойчивостта на разтегнати оклузивни тромби към лизис от терапевтични агенти и стимулират развитието на ефективна ендоваскуларна емболизация от фиброзни гелове за спиране на съдово кървене или инхибиране на кръвоснабдяването на тумори.
Фиброзните мрежи са основните структурни и функционални градивни елементи на тъканите и живите клетки.Актинът е основен компонент на цитоскелета1;фибринът е ключов елемент при заздравяването на рани и образуването на тромби2, а колагенът, еластинът и фибронектинът са компоненти на извънклетъчния матрикс в животинското царство3.Възстановените мрежи от влакнести биополимери са се превърнали в материали с широко приложение в тъканното инженерство4.
Нишковидните мрежи представляват отделен клас биологична мека материя с механични свойства, които са различни от гъвкавите молекулярни мрежи5.Някои от тези свойства са се развили в хода на еволюцията, за да контролират реакцията на биологичната материя към деформация6.Например, фиброзните мрежи показват линейна еластичност при малки напрежения 7,8, докато при големи напрежения те показват повишена твърдост 9,10, като по този начин поддържат целостта на тъканта.Последствията за други механични свойства на влакнестите гелове, като отрицателно нормално напрежение в отговор на деформация на срязване 11, 12, все още не са открити.
Механичните свойства на полугъвкавите влакнести хидрогелове са изследвани при едноосно напрежение 13, 14 и компресия 8, 15, но тяхната предизвикана от свободата двуосна компресия в тесни капиляри или тръби не е проучена.Тук докладваме експериментални резултати и теоретично предлагаме механизъм за поведение на влакнести хидрогелове при двуосно задържане в микрофлуидни канали.
Фибринови микрогелове с различни съотношения на концентрации на фибриноген и тромбин и D0 диаметър, вариращ от 150 до 220 µm, бяха генерирани с помощта на микрофлуиден подход (допълнителна фигура 1).На фиг.1а показва изображения на маркирани с флуорохром микрогелове, получени с помощта на конфокална флуоресцентна микроскопия (CFM).Микрогеловете са сферични, имат полидисперсност по-малка от 5% и са еднакви по структура в скалите, изследвани от CFM (допълнителна информация и филми S1 и S2).Средният размер на порите на микрогеловете (определен чрез измерване на пропускливостта на Дарси16) намалява от 2280 на 60 nm, съдържанието на фибрин се повишава от 5,25 на 37,9 mg/mL, а концентрацията на тромбин намалява съответно от 2,56 на 0,27 единици/mL.(Допълнителна информация).Ориз.2), 3 и допълнителна таблица 1).Съответната твърдост на микрогела се увеличава от 0.85 до 3.6 kPa (допълнителна фигура 4).Като примери за гелове, образувани от гъвкави вериги, се използват агарозни микрогелове с различна твърдост.
Флуоресцентно микроскопско изображение на флуоресцеин изотиоцианат (FITC), белязан с PM, суспендиран в TBS.Скалата на стълба е 500 µm.b SEM изображения на SM (отгоре) и RM (отдолу).Мащабна лента 500 nm.c Схематична диаграма на микрофлуиден канал, състоящ се от голям канал (диаметър dl) и стеснен конусообразен регион с входен ъгъл α от 15° и диаметър dc = 65 µm.d Отляво надясно: Оптични микроскопски изображения на RM (диаметър D0) в големи канали, конична зона и стесняване (ограничаваща дължина на гела Dz).Скалата на стълба е 100 µm.e, f TEM изображения на недеформиран RM (e) и запушен RM (f), фиксирани за един час със стесняване 1/λr = 2.7, последвано от освобождаване и фиксиране на 5% от масата.глутаралдехид в TBS.Диаметърът на недеформирания CO е 176 μm.Лентата на скалата е 100 nm.
Фокусирахме се върху фибринови микрогелове с твърдост от 0, 85, 1, 87 и 3, 6 kPa (наричани по-нататък съответно меки микрогелове (SM), средно твърди микрогелове (MM) и твърди микрогелове (RM).Този диапазон на твърдост на фибриновия гел е от същия порядък като за кръвни съсиреци 18, 19 и следователно фибриновите гелове, изследвани в нашата работа, са пряко свързани с реални биологични системи.На фиг.1b показва горните и долните изображения на SM и RM структурите, получени съответно с помощта на сканиращ електронен микроскоп (SEM).В сравнение с RM структурите, SM мрежите се формират от по-дебели влакна и по-малко точки на разклонение, в съответствие с по-ранни доклади 20, 21 (допълнителна фигура 5).Разликата в структурата на хидрогела корелира с тенденцията на неговите свойства: пропускливостта на гела намалява с намаляване на размера на порите от SM до MM и RM (допълнителна таблица 1), а твърдостта на гела се обръща.Не са отбелязани промени в структурата на микрогела след съхранение при 4 ° C в продължение на 30 дни (допълнителна фигура 6).
На фиг.1в показва диаграма на микрофлуиден канал с кръгло напречно сечение, съдържащ (отляво надясно): голям канал с диаметър dl, в който микрогелът остава недеформиран, конусообразно сечение със стеснение в диаметър dc < D0, конус -образни секции и големи канали с диаметър dl (допълнителна фигура 7).В типичен експеримент микрогеловете се инжектират в микрофлуидни канали при положителен спад на налягането ΔP от 0.2–16 kPa (допълнителна фигура 8).Този диапазон на налягане съответства на биологично значимо кръвно налягане (120 mm Hg = 16 kPa)22.На фиг.1d (отляво надясно) показва представителни изображения на RM в големи канали, конични области и стеснения.Движението и формата на микрогела бяха записани и анализирани с помощта на програмата MATLAB.Важно е да се отбележи, че в стесняващите се области и стеснения, микрогеловете са в конформен контакт със стените на микроканалите (допълнителна фигура 8).Степента на радиално задържане на микрогела при стесняване D0/dc = 1/λr е в диапазона 2.4 ≤ 1/λr ≤ 4.2, където 1/λr е съотношението на компресия.Микрогелът преминава през свиване, когато ΔP > ΔPtr, където ΔPtr е разликата в налягането при транслокация.Дължината и размерът на порите на биаксиално ограничените микрогелове се определят от тяхното равновесно състояние, тъй като е много важно да се вземе предвид вискоеластичността на геловете в биологичните системи.Времето за равновесие за агарозни и фибринови микрогелове беше съответно 10 минути и 30 минути.След тези интервали от време ограничените микрогелове достигнаха своята стабилна позиция и форма, която беше заснета с помощта на високоскоростна камера и анализирана с помощта на MATLAB.
На фиг.1e, 1f показват изображения на трансмисионна електронна микроскопия (TEM) на недеформирани и биаксиално ограничени RM структури.След компресията на RM, размерът на порите на микрогела значително намалява и тяхната форма става анизотропна с по-малки размери в посока на компресия, което е в съответствие с по-ранен доклад 23.
Двуосното компресиране по време на свиване кара микрогела да се удължава в неограничена посока с коефициент λz = \({D}_{{{{{{{\rm{z}}}}}}}/\({D }_ { 0}\), където \({D}_{{{{{({\rm{z}}}}}}}}\) е дължината на затворения микрогел. Фигура 2а показва промяната в λzvs .1/ λr за фибринови и агарозни микрогелове Изненадващо, при силна компресия от 2,4 ≤ 1/λr ≤ 4,2, фибриновите микрогелове показват незначително удължение от 1,12 +/- 0,03 λz, което се влияе само леко от стойността на 1/λr поведението на ограничени агарозни микрогелове, които се наблюдават дори при по-слаба компресия 1/λr = 2.6 до по-голямо удължение λz = 1.3.
агарозен микрогел експериментира с различни модули на еластичност (2,6 kPa, зелен отворен диамант; 8,3 kPa, кафяв отворен кръг; 12,5 kPa, оранжев отворен квадрат; 20,2 kPa, магента отворен обърнат триъгълник) и SM (плътно червено) Промяна в измереното удължение λz ( кръгове), MM (плътни черни квадратчета) и RM (плътни сини триъгълници).Плътните линии показват теоретично предвидения λz за агароза (зелена линия) и фибринови микрогелове (линии и символи от същия цвят).b, c Горен панел: схематична диаграма на мрежови вериги на агароза (b) и фибрин (c) преди (вляво) и след (вдясно) двуосно компресиране.Долу: Форма на съответната мрежа преди и след деформация.Посоките на компресия x и y са обозначени съответно с магента и кафяви стрелки.На фигурата по-горе вериги от мрежи, ориентирани в тези посоки x и y, са показани със съответните пурпурни и кафяви линии, а веригите, ориентирани в произволна посока z, са представени със зелени линии.Във фибриновия гел (c) лилавите и кафявите линии в посоките x и y се огъват повече, отколкото в недеформирано състояние, а зелените линии в посока z се огъват и разтягат.Напрежението между посоките на натиск и опън се предава чрез нишки с междинни посоки.В агарозните гелове веригите във всички посоки определят осмотичното налягане, което има значителен принос за деформацията на гела.d Прогнозна промяна в двуосното съотношение на Поасон, } }^{{{{{\rm{eff}}}}}}}} =-{{{{{\rm{ln}}}}}}{\lambda }_{ z}/{{{{{ {{ \rm{ln}}}}}}{\lambda }_{r}\ ), за еквибиаксиално компресиране на агарозни (зелена линия) и фибринови (червена линия) гелове.Вложката показва двуосната деформация на гела.e Промяната на транслокационното налягане ΔPtr, нормализирана до твърдостта на гела S, е начертана като функция на съотношението на компресия за агарозни и фибринови микрогелове.Цветовете на символите съответстват на цветовете в (а).Зелените и червените линии изобразяват теоретичната връзка между ΔPtr/S и 1/λr съответно за агарозни и фибринови гелове.Прекъснатата част на червената линия показва увеличението на ΔPtr при силна компресия поради взаимодействия между влакната.
Тази разлика е свързана с различни механизми на деформация на фибринови и агарозни микрогел мрежи, които се състоят съответно от гъвкави24 и твърди25 нишки.Двуосното компресиране на гъвкавите гелове води до намаляване на техния обем и свързаното с това повишаване на концентрацията и осмотичното налягане, което води до удължаване на гела в неограничена посока.Крайното удължаване на гела зависи от баланса на увеличаване на ентропийната свободна енергия на разтегнатите вериги и намаляване на свободната енергия на осмозата поради по-ниската концентрация на полимера в разтегнатия гел.При силна двуосна компресия, удължението на гела се увеличава с λz ≈ 0,6 \({{\lambda}_{{{\rm{r}}}}^{-2/3}}\) (виж Фиг. 2a в дискусионен раздел 5.3.3).Конформационните промени в гъвкавите вериги и формата на съответните мрежи преди и след двуосно задържане са показани на фиг.2б.
Обратно, фиброзните гелове като фибрин по своята същност реагират различно на двуосното задържане.Нишките, ориентирани предимно успоредно на посоката на компресия, се огъват (като по този начин намаляват разстоянието между напречните връзки), докато нишките, предимно перпендикулярни на посоката на компресия, се изправят и разтягат под действието на еластичната сила, което води до удължаване на гела ( Фиг. 1).2c) Структурите на недеформираните SM, MM и RM бяха характеризирани чрез анализиране на техните SEM и CFM изображения (допълнителна дискусия, раздел IV и допълнителна фигура 9).Чрез определяне на модула на еластичност (E), диаметъра (d), дължината на профила (R0), разстоянието между краищата (L0 ≈ R0) и централния ъгъл (ψ0) на нишките в недеформирани фибринови микрогелове (допълнителна таблица 2) – 4), намираме, че модулът на огъване на нишката \({k}_{{{{{{\rm{b)))))))))}=\frac{9\pi E{d}^{4} } {4 {\psi } _{0}^{2}{L}_{0}}\) е значително по-малко от неговия модул на опън\({k}_{{{{{{{{\rm{s}}} } }} }}=E\frac{\pi {d}^{2}{R}_{0}}{4}\), така че kb/ks ≈ 0,1 (допълнителна таблица 4).По този начин, при условия на двуосно задържане на гел, фибриновите нишки лесно се огъват, но се съпротивляват на разтягане.Удължението на нишковидна мрежа, подложена на двуосно компресиране, е показано на допълнителна фигура 17.
Ние разработваме теоретичен афинен модел (допълнителна дискусия, раздел V и допълнителни фигури 10–16), в който удължението на влакнест гел се определя от локалното равновесие на еластичните сили, действащи в гела, и прогнозира, че при силно двуосно напрежение λz - 1 под ограничението
Уравнение (1) показва, че дори при силно компресиране (\({\lambda }_{{{\mbox{r))))\,\to \,0\)) има леко разширение на гела и последваща деформация на удължаване при насищане λz–1 = 0,15 ± 0,05.Това поведение е свързано с (i) \({\left({k}_{{{{({\rm{b}}}}}}}}}/{k}_{{{{{{\rm { s }}}}}}}\right)}^{1/2}\) ≈ 0,15−0,4 и (ii) членът в квадратни скоби асимптотично приближава \(1{{\mbox{/}}} \sqrt { 3 }\) за силни двуосни връзки. Важно е да се отбележи, че префакторът \({\left({k}_{({\mbox{b))))/{k}_{({\mbox{ s))))\right)}^{1/ 2 }\) няма нищо общо с твърдостта на нишката E, а се определя само от аспектното съотношение на нишката d/L0 и централния ъгъл на дъгата ψ0, което е подобно на SM, MM и RM (допълнителна таблица 4).
За да подчертаем допълнително разликата в напрежението, предизвикано от свободата, между гъвкави и нишковидни гелове, въвеждаме двуосното съотношение на Поасон \({\nu }_{{{({\rm{b)))))) }{{\ mbox { =}}}\,\mathop{{\lim}}\limits_{{\lambda}_{{{{({\rm{r}}}}}}}\to 1}\frac{{\ lambda } _{ {{{{\rm{z}}}}}}-1}{1-{\lambda }_{{({\rm{r}}}}}}}}}}, \) описва неограничено ориентация на деформацията на гела в отговор на еднаква деформация в две радиални посоки и разширява това до големи еднакви деформации \ rm{b }}}}}}}}}^{{{{{\rm{eff}}}}}}}} }}=-{{{{\rm{ln}}}}}}}} }{ \lambda } _{z} /{{{({\rm{ln)))))))}{\lambda }_{{{({\rm{r)))))))))}\) .На фиг.2d показва \({{{{{{\rm{\nu }}}}}}}_{{{({\rm{b}}}}}}}}^{{{ {{\rm { eff }}}}}}}\) за еднакво двуосно компресиране на гъвкави (като агароза) и твърди (като фибрин) гелове (допълнителна дискусия, раздел 5.3.4) и подчертава връзката между силните разлики в отговорите на ограничаване. За агарозни гелове при силни ограничения {\rm{eff}}}}}}}}}} нараства до асимптотична стойност 2/3, а за фибринови гелове намалява до нула, тъй като lnλz/lnλr → 0, тъй като λz нараства с насищане с увеличаване на λr.Обърнете внимание, че в експериментите затворените сферични микрогелове се деформират нехомогенно и централната им част изпитва по-силна компресия;въпреки това екстраполацията до голяма стойност от 1/λr прави възможно сравняването на експеримента с теорията за равномерно деформирани гелове.
Установена е друга разлика в поведението на геловете с гъвкава верига и нишковидните гелове поради тяхното движение при свиване.Транслокационното налягане ΔPtr, нормализирано до твърдостта на гела S, се увеличава с увеличаване на компресията (фиг. 2e), но при 2.0 ≤ 1/λr ≤ 3.5, фибриновите микрогелове показват значително по-ниски стойности на ΔPtr/S надолу по време на свиване.Задържането на агарозния микрогел води до повишаване на осмотичното налягане, което води до разтягане на гела в надлъжна посока, тъй като полимерните молекули се разтягат (фиг. 2b, вляво) и повишаване на транслокационното налягане с ΔPtr/S ~( 1/λr)14/317.Напротив, формата на затворените фибринови микрогелове се определя от енергийния баланс на нишките на радиална компресия и надлъжно напрежение, което води до максимална надлъжна деформация λz ~\(\sqrt{{k}_{{{ {{ { \rm{ b)))))))} /{k}_{{{{{{{{\rm{s}}}}}}}}}}\).За 1/λr ≫ 1, промяната в транслокационното налягане се мащабира като 1 }{{{({\rm{ln))))))\left({{\lambda }}_{{{{{{\rm {r} }}}}}}}^{{-} 1} \right)\) (Допълнителна дискусия, Раздел 5.4), както е показано от плътната червена линия на Фиг. 2e.По този начин ΔPtr е по-малко ограничен, отколкото в агарозните гелове.За компресии с 1 / λr> 3.5, значително увеличение на обемната фракция на нишките и взаимодействието на съседни нишки ограничава по-нататъшната деформация на гела и води до отклонения на експерименталните резултати от прогнозите (червена пунктирана линия на фиг. 2e).Заключаваме, че за същите 1/λr и Δ\({P}_{{{{{{{\rm{tr}}}}}}}}_{{{{\rm{fibrin}}} )) } }}}\) < ΔP < Δ\({P}_{{{{{{{\rm{tr))))))}}}_{{{{\rm{agarose}} }} } } } }}\) агарозният гел ще бъде уловен от микроканала и фибриновият гел със същата твърдост ще премине през него.За ΔP < Δ\({P}_{{{{{{\rm{tr)))))))))_{{{{{\rm{фибрин)))))))))}\ ), Две И двата гела ще блокират канала, но фибриновият гел ще натисне по-дълбоко и ще компресира по-ефективно, блокирайки потока на течности по-ефективно.Резултатите, показани на фигура 2, показват, че фиброзният гел може да служи като ефективна запушалка за намаляване на кървенето или инхибиране на кръвоснабдяването на туморите.
От друга страна, фибринът образува скеле на съсирека, което води до тромбоемболизъм, патологично състояние, при което тромб запушва съд при ΔP < ΔPtr, като например при някои видове исхемичен инсулт (фиг. 3а).По-слабото индуцирано от рестрикция удължаване на фибриновите микрогелове води до по-силно повишаване на фибриновата концентрация на C/C фибриноген в сравнение с гъвкавите верижни гелове, където C и C фибриногенът са съответно ограничени и недеформирани микрогелове.Концентрация на полимера в гела.Фигура 3b показва, че фибриногенът C/C в SM, MM и RM се увеличава повече от седем пъти при 1/λr ≈ 4.0, воден от ограничение и дехидратация (допълнителна фигура 16).
Схематична илюстрация на оклузия на средната церебрална артерия в мозъка.b Медиирано от рестрикция относително увеличение на концентрацията на фибрин при обструктивен SM (плътни червени кръгове), MM (плътни черни квадратчета) и RM (плътни сини триъгълници).c Експериментален дизайн, използван за изследване на разцепването на ограничени фибринови гелове.Разтвор на флуоресцентно белязан tPA в TBS се инжектира при скорост на потока от 5.6 × 107 µm3/s и допълнителен спад на налягането от 0.7 Pa за канали, разположени перпендикулярно на дългата ос на главния микроканал.d Обединено многоканално микроскопско изображение на обструктивна ММ (D0 = 200 µm) при Xf = 28 µm, ΔP = 700 Pa и по време на разделяне.Вертикалните пунктирани линии показват началните позиции на задния и предния ръб на ММ при tlys = 0. Зеленият и розовият цвят съответстват съответно на FITC-декстран (70 kDa) и tPA, белязан с AlexaFluor633.e Променлив във времето относителен обем на запушени RMs с D0 съответно от 174 µm (син отворен триъгълник), 199 µm (син отворен триъгълник) и 218 µm (син отворен триъгълник) в коничен микроканал с Xf = 28 ± 1 µm.участъците имат съответно ΔP 1200, 1800 и 3000 Pa и Q = 1860 ± 70 µm3/s.Вложката показва RM (D0 = 218 µm), запушващ микроканала.f Промяна във времето на относителния обем на SM, MM или RM, поставен при Xf = 32 ± 12 µm, при ΔP 400, 750 и 1800 Pa и ΔP 12300 Pa и Q 12300 в коничната област на микроканала, съответно 2400 и 1860 µm3 /с.Xf представлява предната позиция на микрогела и определя неговото разстояние от началото на свиването.V(tlys) и V0 са съответно временният обем на лизирания микрогел и обемът на ненарушения микрогел.Цветовете на знаците съответстват на цветовете в b.Черните стрелки на e, f съответстват на последния момент от време преди преминаването на микрогелове през микроканала.Скалата в d, e е 100 µm.
За да изследваме ефекта от ограничението върху намаляването на потока на течности през обструктивни фибринови гелове, ние изследвахме лизиса на SM, MM и RM, инфилтриран с тромболитичния агент тъканен плазминогенен активатор (tPA).Фигура 3с показва експерименталния дизайн, използван за експериментите с лизис. При ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) и скорост на потока, Q = 2400 μm3/s, на Tris-буфериран физиологичен разтвор (TBS), смесен с 0,1 mg/mL (флуоресцеин изотиоцианат) FITC-декстран, микрогелът запушва заострения микроканал регион. При ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) и скорост на потока, Q = 2400 μm3/s, на Tris-буфериран физиологичен разтвор (TBS), смесен с 0,1 mg/mL (флуоресцеин изотиоцианат) FITC-декстран, микрогелът запушва заострения микроканал регион. При ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) и скорост на потока, Q = 2400 mkm3/s, трис-буферен солев разтвор (TBS), смесен с 0,1 mg/ml (флуоресцеинизотиоцианата) FITC-декстрана, микрогел прекрива сужаващ се микроканал. При ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) и скорост на потока, Q = 2400 µm3/s, на Tris буфериран физиологичен разтвор (TBS), смесен с 0,1 mg/mL (флуоресцеин изотиоцианат) FITC-декстран, микрогелът запушва конвергиращия 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 的＂硫氰酸荧光素）FITC-葡聚糖混合时，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。 Микрогелите се закупуват при смесване на трис-буферен солев разтвор (TBS) с 0,1 mg/ml (флуоресцеинизотиоцианат) FITC-декстрана при ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) и скорост на потока Q = 2400 mkm3/s Конични области на микроканалов. Микрогеловете се запушват, когато Tris буфериран физиологичен разтвор (TBS) се смесва с 0,1 mg/mL (флуоресцеин изотиоцианат) FITC-декстран при ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) и скорост на потока Q = 2400 µm3/s Конични области на микроканали.Предната позиция Xf на микрогела определя разстоянието му от началната точка на свиване X0.За да се индуцира лизис, разтвор на флуоресцентно белязан tPA в TBS се инжектира от канал, разположен ортогонално на дългата ос на главния микроканал.
Когато разтворът на tPA достигна оклузалния MM, задният ръб на микрогела се замъгли, което показва, че разцепването на фибрин е започнало в момент tlys = 0 (фиг. 3d и допълнителна фигура 18).По време на фибринолизата, белязаният с багрило tPA се натрупва вътре в ММ и се свързва с нишките на фибрин, което води до постепенно увеличаване на интензитета на розовия цвят на микрогеловете.При tlys = 60 min ММ се свива поради разтварянето на задната му част и позицията на предния му ръб Xf се променя малко.След 160 минути, силно свитата ММ продължава да се свива и при tlys = 161 минути, тя претърпява свиване, като по този начин възстановява потока на течност през микроканала (фиг. 3d и допълнителна фигура 18, дясна колона).
На фиг.3е показва медиираното от лизис зависимото от времето намаление на обема V(tlys), нормализиран към началния обем V0 на различни по размер фибринови микрогелове.CO с D0 174, 199 или 218 µm беше поставен в микроканал с ΔP 1200, 1800 или 3000 Pa, съответно, и Q = 1860 ± 70 µm3/s, за да блокира микроканала (фиг. 3e, вмъкване).хранене.Микрогеловете постепенно се свиват, докато станат достатъчно малки, за да преминат през каналите.Намаляването на критичния обем на CO с по-голям първоначален диаметър изисква по-дълго време на лизис.Поради сходния поток през различни по размер RM, разцепването се извършва с една и съща скорост, което води до смилане на по-малки фракции от по-големи RM и тяхната забавена транслокация.На фиг.3f показва относителното намаление на V(tlys)/V0 поради разделяне за SM, MM и RM при D0 = 197 ± 3 µm, изобразено като функция на tlys.За SM, MM и RM, поставете всеки микрогел в микроканал с ΔP 400, 750 или 1800 Pa и Q 12300, 2400 или 1860 µm3/s, съответно.Въпреки че налягането, приложено към SM, е 4,5 пъти по-ниско от това на RM, потокът през SM е повече от шест пъти по-силен поради по-високата пропускливост на SM, а свиването на микрогела намалява от SM до MM и RM .Например, при tlys = 78 минути, SM предимно се разтваря и измества, докато MM и PM продължават да запушват микроканалите, въпреки че запазват съответно само 16% и 20% от първоначалния си обем.Тези резултати предполагат значението на медиираното от конвекция лизис на стеснени фиброзни гелове и корелират с доклади за по-бързо смилане на съсиреци с по-ниско съдържание на фибрин.
По този начин нашата работа демонстрира експериментално и теоретично механизма, чрез който нишковидните гелове реагират на двуосно ограничаване.Поведението на влакнестите гелове в ограничено пространство се определя от силната асиметрия на енергията на деформация на нишките (меки при натиск и твърди при опън) и само от аспектното съотношение и кривината на нишките.Тази реакция води до минимално удължаване на влакнестите гелове, съдържащи се в тесни капиляри, тяхното двуосно съотношение на Поасон намалява с увеличаване на компресията и по-малко леко леко налягане.
Тъй като двуосното задържане на меки деформируеми частици се използва в широк спектър от технологии, нашите резултати стимулират разработването на нови влакнести материали.По-специално, двуосното задържане на нишковидни гелове в тесни капиляри или тръби води до тяхното силно уплътняване и рязко намаляване на пропускливостта.Силното инхибиране на потока на течности през оклузивни фиброзни гелове има предимства, когато се използва като тапи за предотвратяване на кървене или намаляване на кръвоснабдяването на злокачествени заболявания33,34,35.От друга страна, намаляването на потока на течност през оклузалния фибринов гел, като по този начин инхибира конвективно-медиирания лизис на тромби, дава индикация за бавния лизис на оклузалните съсиреци [27, 36, 37].Нашата система за моделиране е първата стъпка към разбирането на последиците от механичния отговор на влакнестите биополимерни хидрогелове към двуосно задържане.Включването на кръвни клетки или тромбоцити в обструктивни фибринови гелове ще повлияе на тяхното рестрикционно поведение 38 и ще бъде следващата стъпка в разкриването на поведението на по-сложни биологично значими системи.
Реагентите, използвани за приготвяне на фибринови микрогелове и производство на MF устройства, са описани в допълнителна информация (допълнителни методи, раздели 2 и 4).Фибриновите микрогелове се приготвят чрез емулгиране на смесен разтвор на фибриноген, Tris буфер и тромбин в устройство за фокусиране на потока MF, последвано от капково желиране.Разтвор на телешки фибриноген (60 mg/ml в TBS), Tris буфер и разтвор на говежди тромбин (5 U/ml в 10 mM CaCl2 разтвор) се прилагат с помощта на две независимо контролирани спринцовъчни помпи (PhD 200 Harvard Apparatus PHD 2000 Syring Pump).за блокиране на MF, САЩ).F-маслена непрекъсната фаза, съдържаща 1 тегл.% блок съполимер PFPE-P(EO-PO)-PFPE, беше въведена в MF модула с помощта на трета спринцовка.Капките, образувани в MF устройството, се събират в 15 ml центрофужна епруветка, съдържаща F-масло.Поставете епруветките във водна баня при 37 °C за 1 час, за да завършите фибриновото желиране.FITC белязани фибринови микрогелове се приготвят чрез смесване на говежди фибриноген и FITC белязан човешки фибриноген в тегловно съотношение 33:1, съответно.Процедурата е същата като при приготвянето на фибринови микрогелове.
Прехвърлете микрогеловете от масло F в TBS чрез центрофугиране на дисперсията при 185 g за 2 минути.Утаените микрогелове се диспергират в масло F, смесено с 20 тегл.% перфлуорооктилов алкохол, след което се диспергират в хексан, съдържащ 0.5 тегл.% Span 80, хексан, 0.1 тегл.% Triton X във вода и TBS.Накрая, микрогеловете се диспергират в TBS, съдържащ 0.01 тегл.% Tween 20 и се съхраняват при 4°C за приблизително 1-2 седмици преди експериментите.
Производството на MF устройството е описано в допълнителната информация (раздел 5 за допълнителни методи).В типичен експеримент положителната стойност на ΔP се определя от относителната височина на резервоарите, свързани преди и след MF устройството за въвеждане на микрогелове с диаметър 150 < D0 < 270 µm в микроканалите.Ненарушеният размер на микрогеловете се определя чрез визуализирането им в макроканала.Микрогелът спира в конична зона на входа на стеснението.Когато върхът на предния микрогел остане непроменен в продължение на 2 минути, използвайте програмата MATLAB, за да определите позицията на микрогела по оста x.С постепенно увеличаване на ΔP, микрогелът се движи по клиновидната област, докато навлезе в стеснението.След като микрогелът е напълно вкаран и компресиран, ΔP бързо пада до нула, балансирайки нивото на водата между резервоарите, а затвореният микрогел остава неподвижен при компресия.Дължината на обструктивния микрогел се измерва 30 минути след прекратяване на стеснението.
По време на експерименти с фибринолиза, разтвори на t-PA и FITC-белязан декстран проникват в блокираните микрогелове.Потокът на всяка течност се наблюдава с помощта на едноканално флуоресцентно изображение.TAP, белязан с AlexaFluor 633, прикрепен към фибринови влакна и натрупан вътре в компресирани фибринови микрогелове (TRITC канал в допълнителна фигура 18).Разтворът на декстран, маркиран с FITC, се движи без натрупване в микрогела.
Данните в подкрепа на резултатите от това проучване са достъпни от съответните автори при поискване.Сурови SEM изображения на фибринови гелове, необработени ТЕМ изображения на фибринови гелове преди и след инокулация и основните входни данни за Фигури 1 и 2. 2 и 3 са предоставени във файла с необработени данни.Тази статия предоставя оригиналните данни.
Литвинов RI, Peters M., de Lange-Loots Z. и Weisel JV фибриноген и фибрин.В макромолекулен протеинов комплекс III: структура и функция (ред. Harris, JR и Marles-Wright, J.) 471-501 https://doi.org/10.1007/978-3-030-58971-4_15 (Springer and Cham, 2021).
Bosman FT и Stamenkovich I. Функционална структура и състав на извънклетъчния матрикс.J. Pasol.200, 423–428 (2003).
Принц Е. и Кумачева Е. Проектиране и приложение на хидрогелове от изкуствени биомиметични влакна.Национал Мат Ред.4, 99–115 (2019).
Broedersz, CP & Mackintosh, FC Моделиране на полугъвкави полимерни мрежи.Свещеник Мод.физика.86, 995–1036 (2014).
Khatami-Marbini, H. и Piku, KR Механично моделиране на полу-гъвкави биополимерни мрежи: неафинна деформация и наличие на дългосрочни зависимости.В напредъка в механиката на меката материя 119–145 (Springer, Берлин, Хайделберг, 2012 г.).
Vader D, Kabla A, Weitz D и Mahadevan L. Индуцирано от стрес подравняване на колагенови гелове.PLoS One 4, e5902 (2009).
Storm S., Pastore JJ, McKintosh FS, Lubensky TS и Gianmi PA Нелинейна еластичност на биогелове.Nature 435, 191–194 (2005).
Likup, AJ Стресът контролира механизмите на колагеновата мрежа.процес.Национална академия на науките.науката.US 112, 9573–9578 (2015).
Janmi, PA, et al.Отрицателен нормален стрес в полугъвкави биополимерни гелове.Национална алма матер.6, 48–51 (2007).
Kang, H. et al.Нелинейна еластичност на мрежи от твърди влакна: втвърдяване на деформация, отрицателен нормален стрес и подравняване на влакна във фибринови гелове.J. Физика.химически.Т. 113, 3799–3805 (2009).
Gardel, ML и др.Еластично поведение на омрежени и свързани актинови мрежи.Наука 304, 1301–1305 (2004).
Sharma, A. et al.Нелинейна механика на оптични мрежи с контролирано напрежение с критично управление.Народна физика.12, 584–587 (2016).
Wahabi, M. et al.Еластичност на влакнести мрежи при едноосно предварително напрягане.Мека материя 12, 5050–5060 (2016).
Wufsus, AR, Macera, NE & Neeves, KB Хидравличната пропускливост на кръвния съсирек като функция на плътността на фибрина и тромбоцитите.биофизика.Вестник 104, 1812–1823 (2013).
Li, Y. et al.Разнообразното поведение на хидрогеловете е ограничено от тесни капиляри.науката.Къща 5, 17017 (2015).
Liu, X., Li, N. & Wen, C. Ефект на патологичната хетерогенност върху еластографията на срязваща вълна при стадиране на дълбока венозна тромбоза.PLoS One 12, e0179103 (2017).
Mfoumou, E., Tripette, J., Blostein, M. & Cloutier, G. In vivo количествено определяне на зависимото от времето втвърдяване на кръвни съсиреци, използвайки ултразвуково изображение на срязваща вълна в модел на венозна тромбоза на заек.тромб.резервоар за съхранение.133, 265–271 (2014).
Weisel, JW & Nagaswami, C. Компютърна симулация на динамиката на полимеризация на фибрин във връзка с електронна микроскопия и наблюдения на мътност: структурата и сглобяването на съсирека се контролират кинетично.биофизика.Вестник 63, 111–128 (1992).
Ryan, EA, Mokros, LF, Weisel, JW и Lorand, L. Структурен произход на реологията на фибриновия съсирек.биофизика.J. 77, 2813–2826 (1999).
Време на публикуване: 23 февруари 2023 г