Tak fordi du besøgte Nature.com.Du bruger en browserversion med begrænset CSS-understøttelse.For den bedste oplevelse anbefaler vi, at du bruger en opdateret browser (eller deaktiverer kompatibilitetstilstand i Internet Explorer).For at sikre løbende support viser vi desuden siden uden styles og JavaScript.
Viser en karrusel med tre dias på én gang.Brug knapperne Forrige og Næste til at flytte gennem tre dias ad gangen, eller brug skyderknapperne i slutningen til at flytte gennem tre dias ad gangen.
Begrænsningen af fibrøse hydrogeler til snævre kapillærer er af stor betydning i biologiske og biomedicinske systemer.Spænding og enakset kompression af fibrøse hydrogeler er blevet grundigt undersøgt, men deres reaktion på biaksial tilbageholdelse i kapillærer forbliver uudforsket.Her demonstrerer vi eksperimentelt og teoretisk, at filamentøse geler reagerer kvalitativt anderledes på begrænsninger end fleksible kædegeler på grund af asymmetrien i de mekaniske egenskaber af de konstituerende filamenter, som er bløde i kompression og stive i spænding.Under stærk retention udviser den fibrøse gel lille forlængelse og et asymptotisk fald i biaksial Poissons forhold til nul, hvilket resulterer i stærk gelkomprimering og dårlig væskegennemtrængning gennem gelen.Disse resultater indikerer modstanden af strakte okklusive tromber mod lysis af terapeutiske midler og stimulerer udviklingen af effektiv endovaskulær embolisering fra fibrøse geler for at stoppe vaskulær blødning eller hæmme blodtilførslen af tumorer.
Fibrøse netværk er de grundlæggende strukturelle og funktionelle byggesten i væv og levende celler.Actin er en vigtig bestanddel af cytoskelettet1;fibrin er et nøgleelement i sårheling og trombedannelse2, og kollagen, elastin og fibronectin er komponenter i den ekstracellulære matrix i dyreriget3.Genvundne netværk af fibrøse biopolymerer er blevet til materialer med bred anvendelse i vævsteknologi4.
Filamentøse netværk repræsenterer en separat klasse af biologisk blødt stof med mekaniske egenskaber, der er forskellige fra fleksible molekylære netværk5.Nogle af disse egenskaber har udviklet sig i løbet af evolutionen for at kontrollere biologisk stofs reaktion på deformation6.For eksempel viser fibrøse netværk lineær elasticitet ved små stammer7,8, mens de ved store stammer udviser øget stivhed9,10, hvorved vævsintegriteten opretholdes.Implikationerne for andre mekaniske egenskaber af fibrøse geler, såsom negativ normal stress som reaktion på forskydningsbelastning11,12, er endnu ikke blevet opdaget.
De mekaniske egenskaber af semi-fleksible fibrøse hydrogeler er blevet undersøgt under enakset spænding13,14 og kompression8,15, men deres frihedsinducerede biaksiale kompression i smalle kapillærer eller rør er ikke blevet undersøgt.Her rapporterer vi eksperimentelle resultater og foreslår teoretisk en mekanisme for opførsel af fibrøse hydrogeler under biaksial retention i mikrofluidiske kanaler.
Fibrin-mikrogeler med forskellige forhold mellem fibrinogen- og thrombinkoncentrationer og en D0-diameter i området fra 150 til 220 µm blev genereret ved anvendelse af en mikrofluidisk tilgang (Supplerende figur 1).På fig.1a viser billeder af fluorokrommærkede mikrogeler opnået ved hjælp af konfokal fluorescensmikroskopi (CFM).Mikrogelerne er sfæriske, har en polydispersitet på mindre end 5% og er ensartede i struktur på tværs af skalaerne undersøgt af CFM (Supplerende information og film S1 og S2).Den gennemsnitlige porestørrelse af mikrogelerne (bestemt ved at måle Darcy-permeabiliteten16) faldt fra 2280 til 60 nm, fibrinindholdet steg fra 5,25 til 37,9 mg/ml, og thrombinkoncentrationen faldt fra henholdsvis 2,56 til 0,27 enheder/ml.(Yderligere Information).Ris.2), 3 og supplerende tabel 1).Den tilsvarende stivhed af mikrogelen stiger fra 0,85 til 3,6 kPa (Supplerende Fig. 4).Som eksempler på geler dannet af fleksible kæder anvendes agarosemikrogeler af forskellig stivhed.
Fluorescensmikroskopibillede af fluorescein isothiocyanat (FITC) mærket PM suspenderet i TBS.Barskalaen er 500 µm.b SEM-billeder af SM (øverst) og RM (nederst).Skala bar 500 nm.c Skematisk diagram af en mikrofluidisk kanal bestående af en stor kanal (diameter dl) og et indsnævret kegleformet område med en indgangsvinkel α på 15° og en diameter på dc = 65 µm.d Venstre mod højre: Optiske mikroskopbilleder af RM (diameter D0) i store kanaler, konisk zone og indsnævring (begrænsende gellængde Dz).Søjleskalaen er 100 µm.e, f TEM-billeder af en udeformeret RM (e) og en okkluderet RM (f), fikseret i en time med indsnævring 1/λr = 2,7, efterfulgt af frigivelse og fiksering af 5 % af massen.glutaraldehyd i TBS.Diameteren af den udeformerede CO er 176 μm.Skalaen er 100 nm.
Vi fokuserede på fibrin-mikrogeler med en hårdhed på 0,85, 1,87 og 3,6 kPa (herefter omtalt som henholdsvis bløde mikrogeler (SM), mellemhårde mikrogeler (MM) og hårde mikrogeler (RM).Dette interval af fibringel-stivhed er af samme størrelsesorden som for blodpropper18,19, og derfor er de fibringeler, der er studeret i vores arbejde, direkte relateret til virkelige biologiske systemer.På fig.1b viser de øverste og nederste billeder af SM- og RM-strukturerne opnået ved hjælp af henholdsvis et scanningselektronmikroskop (SEM).Sammenlignet med RM-strukturer er SM-netværk dannet af tykkere fibre og færre forgreningspunkter, i overensstemmelse med tidligere rapporter 20, 21 (Supplerende Fig. 5).Forskellen i strukturen af hydrogelen korrelerer med tendensen af dens egenskaber: gelens permeabilitet falder med faldende porestørrelse fra SM til MM og RM (Supplerende tabel 1), og gelens stivhed vender.Ingen ændringer i mikrogelstruktur blev bemærket efter opbevaring ved 4 °C i 30 dage (Supplerende Fig. 6).
På fig.1c viser et diagram af en mikrofluidisk kanal med et cirkulært tværsnit indeholdende (fra venstre mod højre): en stor kanal med en diameter dl, hvori mikrogelen forbliver udeformeret, en kegleformet sektion med en indsnævring i diameter dc < D0, kegle -formede sektioner og store kanaler med en diameter dl (Supplerende Fig. 7).I et typisk eksperiment blev mikrogeler injiceret i mikrofluidkanaler ved et positivt trykfald ΔP på 0,2-16 kPa (Supplerende Fig. 8).Dette trykområde svarer til biologisk signifikant blodtryk (120 mm Hg = 16 kPa)22.På fig.1d (fra venstre mod højre) viser repræsentative billeder af RM i store kanaler, koniske områder og forsnævringer.Bevægelsen og formen af mikrogelen blev registreret og analyseret ved hjælp af MATLAB-programmet.Det er vigtigt at bemærke, at i de tilspidsede områder og forsnævringer er mikrogelerne i konform kontakt med mikrokanalernes vægge (Supplerende Fig. 8).Graden af radial tilbageholdelse af mikrogelen ved indsnævring D0/dc = 1/λr er i området 2,4 ≤ 1/λr ≤ 4,2, hvor 1/λr er kompressionsforholdet.Mikrogelen gennemgår krympning, når ΔP > ΔPtr, hvor ΔPtr er translokationstrykforskellen.Længden og størrelsen af porerne i biaksialt begrænsede mikrogeler bestemmes af deres ligevægtstilstand, da det er meget vigtigt at tage hensyn til viskoelasticiteten af geler i biologiske systemer.Ækvilibreringstiden for agarose- og fibrin-mikrogeler var henholdsvis 10 minutter og 30 minutter.Efter disse tidsintervaller nåede de begrænsede mikrogeler deres stabile position og form, som blev fanget ved hjælp af et højhastighedskamera og analyseret ved hjælp af MATLAB.
På fig.1e, 1f viser transmissionselektronmikroskopi (TEM) billeder af udeformerede og biaksialt begrænsede RM-strukturer.Efter RM-komprimering faldt mikrogelens porestørrelse signifikant, og deres form blev anisotropisk med mindre størrelser i kompressionsretningen, hvilket er i overensstemmelse med en tidligere rapport 23 .
Biaksial kompression under kontraktion får mikrogelen til at forlænges i en ubegrænset retning med en koefficient λz = \({D}_{{{{{{{\rm{z}}}}}}}/\({D }_ { 0}\) , hvor \({D}_{{{{({\rm{z}}}}}}}}\) er længden af den lukkede mikrogel. Figur 2a viser ændringen i λzvs .1/ λr for fibrin- og agarosemikrogeler Overraskende nok viser fibrinmikrogeler under stærk komprimering på 2,4 ≤ 1/λr ≤ 4,2 en ubetydelig forlængelse på 1,12 +/- 0,03 λz, som kun er lidt påvirket af værdien af 1/λr. begrænsede agarosemikrogeler, som observeres selv ved svagere kompression 1/λr = 2,6 til en større forlængelse λz = 1,3.
a Agarose mikrogel eksperimenterer med forskellige elasticitetsmoduler (2,6 kPa, grøn åben diamant; 8,3 kPa, brun åben cirkel; 12,5 kPa, orange åben firkant; 20,2 kPa, magenta åben omvendt trekant) og SM (helt rød) Ændring i målt forlængelse λz ( cirkler), MM (udfyldte sorte firkanter) og RM (udfyldte blå trekanter).Optrukne linjer viser den teoretisk forudsagte λz for agarose (grøn linje) og fibrin mikrogeler (linjer og symboler af samme farve).b, c Toppanel: skematisk diagram af netværkskæder af agarose (b) og fibrin (c) før (venstre) og efter (højre) biaksial kompression.Nederst: Formen på det tilsvarende netværk før og efter deformation.x- og y-kompressionsretningerne er angivet med henholdsvis magenta og brune pile.I figuren ovenfor er kæder af netværk orienteret i disse x- og y-retninger vist med de tilsvarende magenta- og brune linjer, og kæder orienteret i en vilkårlig z-retning er repræsenteret af grønne linjer.I fibringelen (c) bøjes de lilla og brune linjer i x- og y-retningen mere end i udeformeret tilstand, og de grønne linjer i z-retningen bøjer og strækker sig.Spændingen mellem kompressions- og spændingsretningerne overføres gennem tråde med mellemretninger.I agarosegeler bestemmer kæderne i alle retninger det osmotiske tryk, som yder et væsentligt bidrag til deformationen af gelen.d Forudsagt ændring i biaksial Poissons forhold, } }^{{{{{\rm{eff}}}}}}}} =-{{{{{\rm{ln}}}}}}}{\lambda }_{ z}/{{{{{{ \rm{ln}}}}}}{\lambda }_{r}\ ), til ækvibiaksial kompression af agarose (grøn linje) og fibrin (rød linje) geler.Indsatsen viser den biaksiale deformation af gelen.e Translokationstrykændring ΔPtr, normaliseret til gelstivhed S, plottes som en funktion af kompressionsforholdet for agarose- og fibrinmikrogeler.Symbolfarverne svarer til farverne i (a).De grønne og røde linjer viser det teoretiske forhold mellem ΔPtr/S og 1/λr for henholdsvis agarose og fibringler.Den stiplede del af den røde linje viser stigningen i ΔPtr under kraftig kompression på grund af interfiberinteraktioner.
Denne forskel er forbundet med forskellige mekanismer for deformation af fibrin- og agarose-mikrogel-netværk, som består af henholdsvis fleksible24 og stive25 tråde.Biaksial kompression af fleksible geler fører til et fald i deres volumen og en tilhørende stigning i koncentration og osmotisk tryk, hvilket fører til en forlængelse af gelen i en ubegrænset retning.Den endelige forlængelse af gelen afhænger af balancen mellem en stigning i den entropiske frie energi af de strakte kæder og et fald i den frie energi af osmose på grund af den lavere polymerkoncentration i den strakte gel.Under kraftig biaksial kompression øges gelens forlængelse med λz ≈ 0,6 \({{\lambda}_{{{\rm{r}}}}^{-2/3}}\) (se fig. 2a i diskussionsafsnit 5.3.3).Konformationsændringerne i fleksible kæder og formen af de tilsvarende netværk før og efter biaksial retention er vist i fig.2b.
I modsætning hertil reagerer fibrøse geler, såsom fibrin, i sagens natur forskelligt på biaksial retention.Filamenterne orienteret overvejende parallelt med kompressionsretningen bøjer (hvorved afstanden mellem tværbindingerne reduceres), mens filamenterne overvejende vinkelret på kompressionsretningen udretter sig og strækker sig under påvirkning af den elastiske kraft, hvilket får gelen til at forlænges ( Fig. 1).2c) Strukturerne af de udeformerede SM, MM og RM blev karakteriseret ved at analysere deres SEM- og CFM-billeder (Supplerende diskussionsafsnit IV og Supplerende figur 9).Ved at bestemme elasticitetsmodulet (E), diameter (d), profillængde (R0), afstand mellem ender (L0 ≈ R0) og midtervinkel (ψ0) af strengene i udeformerede fibrin-mikrogeler (Supplerende tabel 2) – 4), vi finder, at gevindbøjningsmodul \({k}_{{{{{{\rm{b)))))))))}=\frac{9\pi E{d}^{4} } {4 {\psi } _{0}^{2}{L}_{0}}\) er væsentligt mindre end dets trækmodul\({k}_{{{{{{{\rm{s}}} } }} }}=E\frac{\pi {d}^{2}{R}_{0}}{4}\), så kb/ks ≈ 0,1 (Supplerende tabel 4).Under betingelser med biaksial geltilbageholdelse bøjes fibrinstrenge således let, men modstår strækning.Forlængelsen af et filamentøst netværk udsat for biaksial kompression er vist i Supplerende Fig. 17.
Vi udvikler en teoretisk affin model (Supplerende diskussionsafsnit V og supplerende figurer 10-16), hvor forlængelsen af en fibrøs gel bestemmes ud fra den lokale ligevægt af de elastiske kræfter, der virker i gelen og forudsiger, at i en stærk biaksial belastning λz - 1 under begrænsningen
Ligning (1) viser, at selv under kraftig kompression (\({\lambda }_{{{\mbox{r)))\,\til \,0\)) er der en let geludvidelse og efterfølgende forlængelsesdeformation ved mætning λz–1 = 0,15 ± 0,05.Denne adfærd er relateret til (i) \({\left({k}_{{{{({\rm{b}}}}}}}}}/{k}_{{{{{\rm { s }}}}}}}\right)}^{1/2}\) ≈ 0,15−0,4 og (ii) udtrykket i firkantede parenteser tilnærmer asymptotisk \(1{{\mbox{/}}} \sqrt { 3 }\) for stærke biaksiale bindinger. Det er vigtigt at bemærke, at præfaktoren \({\left({k}_{({\mbox{b))))/{k}_{({\mbox{ s))))\right)}^{1/ 2 }\) har intet at gøre med stivheden af gevindet E, men bestemmes kun af sideforholdet af gevindet d/L0 og den centrale vinkel på buen ψ0, som svarer til SM, MM og RM (Supplerende tabel 4).
For yderligere at fremhæve forskellen i frihedsinduceret belastning mellem fleksible og filamentøse geler introducerer vi det biaksiale Poissons forhold \({\nu }_{{{({\rm{b)))))) }{{\ mbox { =}}}\,\mathop{{\lim}}\limits_{{\lambda}_{{{{({\rm{r}}}}}}}\to 1}\ frac{{\ lambda } _{ {{{{\rm{z}}}}}}-1}{1-{\lambda }_{{({\rm{r}}}}}}}}}, \) beskriver en ubegrænset orientering af gel-stamme som svar på ens belastning i to radiale retninger og udvider denne til store ensartede belastninger \ rm{b }}}}}}}}^{{{{\rm{eff}}}}}}}} }}=-{{{{{\rm{ln}}}}}}} }{ \lambda } _{z} /{{{({\rm{ln)))))))}{\lambda }_{{{({\rm{r)))))))))}\) .På fig.2d viser \({{{{{\rm{\nu }}}}}}}_{{{({\rm{b}}}}}}}}^{{{{\rm { eff }}}}}}}\) til ensartet biaksial kompression af fleksible (såsom agarose) og stive (såsom fibrin) geler (Supplerende diskussion, afsnit 5.3.4), og fremhæver forholdet mellem stærke forskelle i reaktioner på indeslutning. For agarosegeler under stærke restriktioner stiger {\rm{eff}}}}}}}}\) til den asymptotiske værdi 2/3, og for fibringeler falder den til nul, da lnλz/lnλr → 0, da λz stiger med mætning, når λr stiger.Bemærk, at i eksperimenter deformeres lukkede sfæriske mikrogeler inhomogent, og deres centrale del oplever stærkere kompression;ekstrapolering til en stor værdi på 1/λr gør det dog muligt at sammenligne eksperimentet med teorien for ensartet deformerede geler.
En anden forskel i adfærden af fleksible kædegeler og filamentøse geler blev fundet på grund af deres bevægelse ved sammentrækning.Translokationstrykket ΔPtr, normaliseret til gelstivhed S, steg med stigende kompression (fig. 2e), men ved 2,0 ≤ 1/λr ≤ 3,5 viste fibrin-mikrogeler signifikant lavere værdier af ΔPtr/S ned under svind.Retention af agarosemikrogelen fører til en stigning i osmotisk tryk, hvilket fører til strækning af gelen i længderetningen, når polymermolekylerne strækkes (fig. 2b, venstre) og en stigning i translokationstryk med ΔPtr/S ~( 1/λr)14/317.Tværtimod bestemmes formen af lukkede fibrin mikrogeler af energibalancen af trådene af radial kompression og langsgående spænding, hvilket fører til den maksimale langsgående deformation λz ~\(\sqrt{{k}_{{{ {{ { \rm{ b)))))))} /{k}_{{{{{{{\rm{s}}}}}}}}}\).For 1/λr ≫ 1 skaleres ændringen i translokationstryk som 1 }{{{({\rm{ln))))))\venstre({{\lambda }}_{{{{{\rm {r} }}}}}}}^{{-} 1} \right)\) (Supplerende diskussion, afsnit 5.4), som vist med den ubrudte røde linje i fig. 2e.Således er ΔPtr mindre begrænset end i agarosegeler.For kompressioner med 1/λr > 3,5 begrænser en signifikant stigning i volumenfraktionen af filamenter og interaktionen af nabofilamenter yderligere deformation af gelen og fører til afvigelser af eksperimentelle resultater fra forudsigelser (rød stiplet linje i fig. 2e).Vi konkluderer, at for den samme 1/λr og Δ\({P}_{{{{{{{\rm{tr}}}}}}}}_{{{{\rm{fibrin}}} ))) } }}}\) < ΔP < Δ\({P}_{{{{{{\rm{tr))))))}}}_{{{{\rm{agarose}} }} } } } }}\) vil agarosegelen blive fanget af mikrokanalen, og fibringelen med samme stivhed vil passere igennem den.For ΔP < Δ\({P}_{{{{{{\rm{tr)))))))))_{{{{{\rm{fibrin)))))))))}\ ), To Begge geler vil blokere kanalen, men fibringelen vil skubbe dybere og komprimere mere effektivt, hvilket blokerer væskestrømmen mere effektivt.Resultaterne vist i figur 2 viser, at den fibrøse gel kan tjene som en effektiv prop til at reducere blødning eller hæmme blodtilførslen til tumorer.
På den anden side danner fibrin et koagelstillads, der fører til tromboemboli, en patologisk tilstand, hvor en trombe okkluderer et kar ved ΔP < ΔPtr, såsom i nogle typer af iskæmisk slagtilfælde (fig. 3a).Den svagere restriktionsinducerede forlængelse af fibrin-mikrogeler resulterede i en stærkere stigning i fibrinkoncentrationen af C/C-fibrinogen sammenlignet med fleksible kædegeler, hvor C- og C-fibrinogen er henholdsvis begrænsede og udeformerede mikrogeler.Polymerkoncentration i gelen.Figur 3b viser, at fibrinogen C/C i SM, MM og RM steg mere end syv gange ved 1/λr ≈ 4,0, drevet af restriktion og dehydrering (Supplerende Fig. 16).
Skematisk illustration af okklusion af den midterste cerebrale arterie i hjernen.b Restriktionsmedieret relativ stigning i fibrinkoncentration i obstruktiv SM (udfyldte røde cirkler), MM (udfyldte sorte firkanter) og RM (udfyldte blå trekanter).c Eksperimentelt design brugt til at studere spaltningen af begrænsede fibringler.En opløsning af fluorescensmærket tPA i TBS blev injiceret ved en strømningshastighed på 5,6 × 107 µm3/s og et yderligere trykfald på 0,7 Pa for kanaler placeret vinkelret på hovedmikrokanalens lange akse.d Poolet multikanalmikroskopisk billede af obstruktiv MM (D0 = 200 µm) ved Xf = 28 µm, ΔP = 700 Pa og under opsplitning.Lodrette stiplede linjer viser startpositionerne af den bageste og forreste kant af MM ved tlys = 0. Grønne og pink farver svarer til henholdsvis FITC-dextran (70 kDa) og tPA mærket med AlexaFluor633.e Tidsvarierende relativ volumen af okkluderede RM'er med D0 på henholdsvis 174 µm (blå åben omvendt trekant), 199 µm (blå åben trekant) og 218 µm (blå åben trekant) i en konisk mikrokanal med Xf = 28 ± 1 µm.sektionerne har henholdsvis ΔP 1200, 1800 og 3000 Pa, og Q = 1860 ± 70 µm3/s.Indsatsen viser RM (D0 = 218 µm), der tilstopper mikrokanalen.f Tidsvariation af det relative volumen af SM, MM eller RM placeret ved Xf = 32 ± 12 µm, ved ΔP 400, 750 og 1800 Pa og ΔP 12300 Pa og Q 12300 i det koniske område af mikrokanalen, henholdsvis 18300 og µm /s.Xf repræsenterer den forreste position af mikrogelen og bestemmer dens afstand fra starten af krympningen.V(tlys) og V0 er henholdsvis det midlertidige volumen af den lyserede mikrogel og volumenet af den uforstyrrede mikrogel.Karakterfarverne svarer til farverne i b.Sorte pile på e, f svarer til det sidste tidspunkt før passagen af mikrogeler gennem mikrokanalen.Skalaen i d, e er 100 µm.
For at undersøge virkningen af restriktion på reduktion af væskestrømning på tværs af obstruktive fibringeler undersøgte vi lysis af SM, MM og RM infiltreret med det trombolytiske middel vævsplasminogenaktivator (tPA).Figur 3c viser det eksperimentelle design anvendt til lysiseksperimenterne. Ved ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) og en strømningshastighed, Q = 2400 μm3/s, af Tris-bufret saltvand (TBS) blandet med 0,1 mg/mL (fluorescein-isothiocyanat) FITC-Dextran, lukkede mikrogelen den tilspidsede mikrokanal. område. Ved ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) og en strømningshastighed, Q = 2400 μm3/s, af Tris-bufret saltvand (TBS) blandet med 0,1 mg/mL (fluorescein-isothiocyanat) FITC-Dextran, lukkede mikrogelen den tilspidsede mikrokanal. område. При ΔP = 700 Па (<ΔPtr) og скорости потока, Q = 2400 мкм3/с, трис-буферного солевого раствора (TBS), мешного мусанцоц, смешорц еинизотиоцианата) FITC-dekstrum, микрогель перекрывал сужающийся микроканал. Ved ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) og en strømningshastighed, Q = 2400 µm3/s, af Tris-bufret saltvand (TBS) blandet med 0,1 mg/ml (fluorescein-isothiocyanat) FITC-dextran, lukkede mikrogelen den konvergerende mikrokanal.område.在ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) 和流速Q = 2400 μm3/s 的Tris 缓冲盐水(TBS) 与0,1 mg/mL 的（异灸獴喡酡火氰（异硫秳舼混合时，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 мг/мл (флуорецивании)-FI ри ΔP = 700 Па (<ΔPtr) og скорости потока Q = 2400 мкм3/с Конические области микроканалов. Mikrogeler tilstoppede, når Tris-bufret saltvand (TBS) blev blandet med 0,1 mg/ml (fluorescein-isothiocyanat) FITC-dextran ved ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) og strømningshastighed Q = 2400 µm3/s Koniske områder af mikrokanaler.Den forreste position Xf af mikrogelen bestemmer dens afstand fra det indledende krympepunkt X0.For at inducere lysis blev en opløsning af fluorescensmærket tPA i TBS injiceret fra en kanal placeret ortogonalt på hovedmikrokanalens lange akse.
Da tPA-opløsningen nåede den okklusale MM, blev den bageste kant af mikrogelen sløret, hvilket indikerer, at fibrinspaltning var begyndt på tidspunktet tlys = 0 (fig. 3d og supplerende fig. 18).Under fibrinolyse akkumuleres farvestof-mærket tPA inde i MM og binder til fibrinstrenge, hvilket fører til en gradvis stigning i intensiteten af mikrogelernes lyserøde farve.Ved tlys = 60 min trækker MM sig sammen på grund af opløsningen af dens bageste del, og positionen af dens forkant Xf ændres kun lidt.Efter 160 min fortsatte den stærkt sammentrukne MM med at trække sig sammen, og ved tlys = 161 min undergik den kontraktion, hvorved væskestrømmen genoprettes gennem mikrokanalen (fig. 3d og supplerende fig. 18, højre kolonne).
På fig.3e viser det lysis-medierede tidsafhængige fald i volumen V(tlys) normaliseret til det indledende volumen V0 af fibrinmikrogeler af forskellig størrelse.CO med D0 174, 199 eller 218 µm blev anbragt i en mikrokanal med henholdsvis ΔP 1200, 1800 eller 3000 Pa og Q = 1860 ± 70 µm3/s for at blokere mikrokanalen (fig. 3e, indsat).ernæring.Mikrogelerne krymper gradvist, indtil de er små nok til at passere gennem kanalerne.Et fald i det kritiske volumen af CO med en større initial diameter kræver en længere lyseringstid.På grund af det ens flow gennem RM'er af forskellig størrelse, sker spaltning med samme hastighed, hvilket resulterer i fordøjelse af mindre fraktioner af større RM'er og deres forsinkede translokation.På fig.3f viser den relative reduktion i V(tlys)/V0 som følge af opsplitning for SM, MM og RM ved D0 = 197 ± 3 µm plottet som funktion af tlys.For SM, MM og RM placeres hver mikrogel i en mikrokanal med henholdsvis ΔP 400, 750 eller 1800 Pa og Q 12300, 2400 eller 1860 µm3/s.Selvom trykket på SM var 4,5 gange lavere end RM'en, var flowet gennem SM mere end seks gange stærkere på grund af SM'ens højere permeabilitet, og krympningen af mikrogelen faldt fra SM til MM og RM .For eksempel, ved tlys = 78 min., opløste og fortrængte SM for det meste, mens MM og PM fortsatte med at tilstoppe mikrokanalerne, på trods af at de kun bibeholdt henholdsvis 16% og 20% af deres oprindelige volumen.Disse resultater tyder på vigtigheden af konvektionsmedieret lysis af indsnævrede fibrøse geler og korrelerer med rapporter om hurtigere fordøjelse af blodpropper med lavere fibrinindhold.
Således demonstrerer vores arbejde eksperimentelt og teoretisk den mekanisme, hvormed filamentøse geler reagerer på biaksial indeslutning.Fibrøse gelers opførsel i et begrænset rum bestemmes af den stærke asymmetri af filamenternes spændingsenergi (blød i kompression og hård i spænding) og kun af filamenternes størrelsesforhold og krumning.Denne reaktion resulterer i minimal forlængelse af fibrøse geler indeholdt i smalle kapillærer, deres biaksiale Poisson-forhold falder med stigende kompression og mindre let bittryk.
Da biaksial indeslutning af bløde deformerbare partikler bruges i en lang række teknologier, stimulerer vores resultater udviklingen af nye fibrøse materialer.Især fører den biaksiale tilbageholdelse af filamentøse geler i smalle kapillærer eller rør til deres stærke komprimering og et kraftigt fald i permeabiliteten.Den stærke hæmning af væskestrømning gennem okklusive fibrøse geler har fordele, når de bruges som propper for at forhindre blødning eller reducere blodtilførslen til maligniteter33,34,35.På den anden side giver et fald i væskegennemstrømningen gennem den okklusale fibringel, og derved hæmmer konvektiv-medieret trombelyse, en indikation af den langsomme lysis af okklusale blodpropper [27, 36, 37].Vores modelleringssystem er det første skridt mod at forstå implikationerne af den mekaniske reaktion af fibrøse biopolymerhydrogeler på biaksial retention.Inkorporering af blodceller eller blodplader i obstruktive fibringler vil påvirke deres restriktionsadfærd 38 og vil være det næste skridt i at afdække adfærden af mere komplekse biologisk signifikante systemer.
Reagenser, der bruges til at fremstille fibrin-mikrogeler og fremstille MF-enheder, er beskrevet i Supplerende oplysninger (Supplerende metoder, afsnit 2 og 4).Fibrin-mikrogeler blev fremstillet ved at emulgere en blandet opløsning af fibrinogen, Tris-buffer og thrombin i en flowfokuserende MF-anordning efterfulgt af dråbegelering.Bovin fibrinogenopløsning (60 mg/ml i TBS), Tris-buffer og bovin thrombinopløsning (5 U/ml i 10 mM CaCl2-opløsning) blev administreret under anvendelse af to uafhængigt kontrollerede sprøjtepumper (PhD 200 Harvard Apparatus PHD 2000 sprøjtepumpe).at blokere MF, USA).Kontinuerlig F-oliefase indeholdende 1 vægt% blokcopolymer PFPE-P(EO-PO)-PFPE blev indført i MF-enheden under anvendelse af en tredje sprøjtepumpe.Dråber dannet i MF-anordningen opsamles i et 15 ml centrifugerør indeholdende F-olie.Placér rørene i et vandbad ved 37 °C i 1 time for at fuldføre fibringelering.FITC-mærkede fibrin-mikrogeler blev fremstillet ved at blande bovint fibrinogen og FITC-mærket humant fibrinogen i henholdsvis et 33:1 vægtforhold.Fremgangsmåden er den samme som til fremstilling af fibrin-mikrogeler.
Overfør mikrogelerne fra olie F til TBS ved at centrifugere dispersionen ved 185 g i 2 min.De udfældede mikrogeler blev dispergeret i olie F blandet med 20 vægt-% perfluoroctylalkohol og derefter dispergeret i hexan indeholdende 0,5 vægt-% Span 80, hexan, 0,1 vægt-% Triton X i vand og TBS.Til sidst blev mikrogelerne dispergeret i TBS indeholdende 0,01 vægt% Tween 20 og opbevaret ved 4°C i ca. 1-2 uger før eksperimenterne.
Fremstillingen af MF-enheden er beskrevet i den supplerende information (sektion 5 om supplerende metoder).I et typisk eksperiment bestemmes den positive værdi af ΔP af den relative højde af reservoirerne forbundet før og efter MF-anordningen til indføring af mikrogeler med en diameter på 150 < D0 < 270 µm i mikrokanalerne.Den uforstyrrede størrelse af mikrogelerne blev bestemt ved at visualisere dem i makrokanalen.Mikrogelen stopper i et konisk område ved indgangen til indsnævringen.Når spidsen af den forreste mikrogel forbliver uændret i 2 minutter, skal du bruge MATLAB-programmet til at bestemme mikrogelens position langs x-aksen.Med en trinvis stigning i ΔP bevæger mikrogelen sig langs den kileformede region, indtil den kommer ind i indsnævringen.Når mikrogelen er helt indsat og komprimeret, falder ΔP hurtigt til nul, hvilket balancerer vandniveauet mellem reservoirerne, og den lukkede mikrogel forbliver stationær under kompression.Længden af den obstruktive mikrogel blev målt 30 minutter efter, at forsnævringen var ophørt.
Under fibrinolyseeksperimenter trænger opløsninger af t-PA og FITC-mærket dextran gennem blokerede mikrogeler.Strømmen af hver væske blev overvåget under anvendelse af enkeltkanals fluorescensbilleddannelse.TAP mærket med AlexaFluor 633 fastgjort til fibrinfibre og akkumuleret inde i komprimerede fibrinmikrogeler (TRITC-kanal i Supplerende Fig. 18).Dextranopløsningen mærket med FITC bevæger sig uden akkumulering i mikrogelen.
Data, der understøtter resultaterne af denne undersøgelse, er tilgængelige fra de respektive forfattere efter anmodning.Rå SEM-billeder af fibringler, rå TEM-billeder af fibringeler før og efter inokulering og de vigtigste inputdata for figur 1 og 2. 2 og 3 er angivet i rådatafilen.Denne artikel indeholder de originale data.
Litvinov RI, Peters M., de Lange-Loots Z. og Weisel JV fibrinogen og fibrin.I Macromolecular Protein Complex III: Structure and Function (red. Harris, JR og Marles-Wright, J.) 471-501 https://doi.org/10.1007/978-3-030-58971-4_15 (Springer og Cham, 2021).
Bosman FT og Stamenkovich I. Funktionel struktur og sammensætning af den ekstracellulære matrix.J. Pasol.200, 423-428 (2003).
Prince E. og Kumacheva E. Design og anvendelse af kunstige biomimetiske fiberhydrogeler.National mat rød.4, 99-115 (2019).
Broedersz, CP & Mackintosh, FC Modellering af semi-fleksible polymernetværk.Præst Mod.fysik.86, 995-1036 (2014).
Khatami-Marbini, H. og Piku, KR Mekanisk modellering af semi-fleksible biopolymer-netværk: ikke-affin deformation og tilstedeværelsen af lang rækkevidde afhængigheder.In Advances in Soft Matter Mechanics 119–145 (Springer, Berlin, Heidelberg, 2012).
Vader D, Kabla A, Weitz D og Mahadevan L. Stress-induceret justering af kollagengeler.PLoS One 4, e5902 (2009).
Storm S., Pastore JJ, McKintosh FS, Lubensky TS og Gianmi PA Ikke-lineær elasticitet af biogeler.Nature 435, 191-194 (2005).
Likup, AJ Stress styrer mekanismerne i kollagennetværket.behandle.National Academy of Science.videnskaben.US 112, 9573-9578 (2015).
Janmi, PA, et al.Negativ normal stress i semi-fleksible biopolymergeler.National alma mater.6, 48-51 (2007).
Kang, H. et al.Ikke-lineær elasticitet af stive fibernetværk: belastningshærdning, negativ normal stress og fiberopretning i fibringeler.J. Fysik.Kemisk.V. 113, 3799-3805 (2009).
Gardel, ML et al.Elastisk opførsel af tværbundne og bundne aktin-netværk.Science 304, 1301-1305 (2004).
Sharma, A. et al.Ikke-lineær mekanik af belastningskontrollerede fiberoptiske netværk med kritisk kontrol.National fysik.12, 584-587 (2016).
Wahabi, M. et al.Elasticitet af fibernetværk under enakset forspænding.Soft Matter 12, 5050–5060 (2016).
Wufsus, AR, Macera, NE & Neeves, KB Hydraulisk permeabilitet for blodprop som funktion af fibrin- og blodpladedensitet.biofysik.Tidsskrift 104, 1812–1823 (2013).
Li, Y. et al.Hydrogels alsidige adfærd er begrænset af smalle kapillærer.videnskaben.Hus 5, 17017 (2015).
Liu, X., Li, N. & Wen, C. Effekt af patologisk heterogenitet på forskydningsbølgeelastografi i dyb venetrombose-iscenesættelse.PLoS One 12, e0179103 (2017).
Mfoumou, E., Tripette, J., Blostein, M. & Cloutier, G. In vivo kvantificering af tidsafhængig induration af blodpropper ved hjælp af shear wave ultralydsbilleddannelse i en kanin venøs trombosemodel.trombe.opbevaringstank.133, 265-271 (2014).
Weisel, JW & Nagaswami, C. Computersimulering af fibrinpolymerisationsdynamik i relation til elektronmikroskopi og turbiditetsobservationer: koagelstruktur og samling er kinetisk styret.biofysik.Journal 63, 111-128 (1992).
Ryan, EA, Mokros, LF, Weisel, JW og Lorand, L. Strukturel oprindelse af fibrinkoagel-reologi.biofysik.J. 77, 2813-2826 (1999).
Indlægstid: 23. februar 2023