Takk for at du besøker Nature.com.Du bruker en nettleserversjon med begrenset CSS-støtte.For den beste opplevelsen anbefaler vi at du bruker en oppdatert nettleser (eller deaktiverer kompatibilitetsmodus i Internet Explorer).I tillegg, for å sikre kontinuerlig støtte, viser vi nettstedet uten stiler og JavaScript.
Viser en karusell med tre lysbilder samtidig.Bruk Forrige og Neste-knappene for å gå gjennom tre lysbilder om gangen, eller bruk skyveknappene på slutten for å gå gjennom tre lysbilder om gangen.
Begrensningen av fibrøse hydrogeler til trange kapillærer er av stor betydning i biologiske og biomedisinske systemer.Spenning og uniaksial kompresjon av fibrøse hydrogeler har blitt grundig studert, men deres respons på biaksial retensjon i kapillærer forblir uutforsket.Her demonstrerer vi eksperimentelt og teoretisk at filamentøse geler reagerer kvalitativt annerledes på begrensninger enn fleksible kjedegeler på grunn av asymmetrien i de mekaniske egenskapene til filamentene som består av, som er myke i kompresjon og stive i spenning.Under sterk retensjon viser den fibrøse gelen liten forlengelse og en asymptotisk reduksjon i biaksial Poissons forhold til null, noe som resulterer i sterk gelkomprimering og dårlig væskegjennomtrengning gjennom gelen.Disse resultatene indikerer motstanden til strakte okklusive tromber mot lysis av terapeutiske midler og stimulerer utviklingen av effektiv endovaskulær embolisering fra fibrøse geler for å stoppe vaskulær blødning eller hemme blodtilførselen til svulster.
Fibrøse nettverk er de grunnleggende strukturelle og funksjonelle byggesteinene til vev og levende celler.Aktin er en hovedkomponent i cytoskjelettet1;fibrin er et nøkkelelement i sårheling og trombedannelse2, og kollagen, elastin og fibronektin er komponenter i den ekstracellulære matrisen i dyreriket3.Gjenvunnede nettverk av fibrøse biopolymerer har blitt materialer med bred anvendelse innen vevsteknikk4.
Filamentøse nettverk representerer en egen klasse av biologisk mykt materiale med mekaniske egenskaper som er forskjellige fra fleksible molekylære nettverk5.Noen av disse egenskapene har utviklet seg i løpet av evolusjonen for å kontrollere responsen til biologisk materiale på deformasjon6.For eksempel viser fibrøse nettverk lineær elastisitet ved små belastninger7,8 mens de ved store belastninger viser økt stivhet9,10, og opprettholder dermed vevsintegritet.Implikasjonene for andre mekaniske egenskaper til fibrøse geler, for eksempel negativ normal stress som respons på skjærbelastning11,12, har ennå ikke blitt oppdaget.
De mekaniske egenskapene til semi-fleksible fibrøse hydrogeler har blitt studert under enaksial spenning13,14 og kompresjon8,15, men deres frihetsinduserte biaksiale kompresjon i trange kapillærer eller rør har ikke blitt studert.Her rapporterer vi eksperimentelle resultater og foreslår teoretisk en mekanisme for oppførselen til fibrøse hydrogeler under biaksial retensjon i mikrofluidkanaler.
Fibrin-mikrogeler med forskjellige forhold mellom fibrinogen- og trombinkonsentrasjoner og en D0-diameter fra 150 til 220 µm ble generert ved bruk av en mikrofluidisk tilnærming (tilleggsfigur 1).På fig.1a viser bilder av fluorokrommerkede mikrogeler oppnådd ved bruk av konfokal fluorescensmikroskopi (CFM).Mikrogelene er sfæriske, har en polydispersitet på mindre enn 5 %, og har ensartet struktur på tvers av skalaene undersøkt av CFM (tilleggsinformasjon og filmer S1 og S2).Den gjennomsnittlige porestørrelsen til mikrogelene (bestemt ved å måle Darcy-permeabiliteten16) sank fra 2280 til 60 nm, fibrininnholdet økte fra 5,25 til 37,9 mg/ml, og trombinkonsentrasjonen sank fra henholdsvis 2,56 til 0,27 enheter/ml.(Tilleggsinformasjon).Ris.2), 3 og tilleggstabell 1).Den tilsvarende stivheten til mikrogelen øker fra 0,85 til 3,6 kPa (Supplerende Fig. 4).Som eksempler på geler dannet av fleksible kjeder, brukes agarosemikrogeler med forskjellige stivheter.
Fluorescensmikroskopibilde av fluoresceinisotiocyanat (FITC) merket PM suspendert i TBS.Barskalaen er 500 µm.b SEM-bilder av SM (øverst) og RM (nederst).Skala bar 500 nm.c Skjematisk diagram av en mikrofluidisk kanal bestående av en stor kanal (diameter dl) og et innsnevret kjegleformet område med en inngangsvinkel α på 15° og en diameter på dc = 65 µm.d Venstre mot høyre: Optiske mikroskopbilder av RM (diameter D0) i store kanaler, konisk sone og innsnevring (begrensende gellengde Dz).Barskalaen er 100 µm.e, f TEM-bilder av en udeformert RM (e) og en okkludert RM (f), fiksert i én time med innsnevring 1/λr = 2,7, etterfulgt av frigjøring og fiksering av 5 % av massen.glutaraldehyd i TBS.Diameteren til den udeformerte CO er 176 μm.Skalaen er 100 nm.
Vi fokuserte på fibrin-mikrogeler med en hardhet på 0,85, 1,87 og 3,6 kPa (heretter referert til som henholdsvis myke mikrogeler (SM), middels harde mikrogeler (MM) og harde mikrogeler (RM).Dette området for fibringelstivhet er av samme størrelsesorden som for blodpropp18,19, og derfor er fibringelene som er studert i vårt arbeid direkte relatert til virkelige biologiske systemer.På fig.1b viser topp- og bunnbildene av SM- og RM-strukturene oppnådd ved hjelp av henholdsvis et skanningselektronmikroskop (SEM).Sammenlignet med RM-strukturer, er SM-nettverk dannet av tykkere fibre og færre forgreningspunkter, i samsvar med tidligere rapporter 20, 21 (tilleggsfig. 5).Forskjellen i strukturen til hydrogelen korrelerer med trenden til dens egenskaper: permeabiliteten til gelen avtar med avtagende porestørrelse fra SM til MM og RM (tilleggstabell 1), og gelens stivhet reverserer.Ingen endringer i mikrogelstrukturen ble notert etter lagring ved 4 °C i 30 dager (tilleggsfig. 6).
På fig.1c viser et diagram av en mikrofluidisk kanal med et sirkulært tverrsnitt som inneholder (fra venstre til høyre): en stor kanal med en diameter dl der mikrogelen forblir udeformert, en kjegleformet seksjon med en innsnevring i diameter dc < D0, kjegle -formede seksjoner og store kanaler med diameter dl (Supplerende Fig. 7).I et typisk eksperiment ble mikrogeler injisert i mikrofluidkanaler ved et positivt trykkfall ΔP på 0,2–16 kPa (tilleggsbilde 8).Dette trykkområdet tilsvarer biologisk signifikant blodtrykk (120 mm Hg = 16 kPa)22.På fig.1d (fra venstre til høyre) viser representative bilder av RM i store kanaler, koniske områder og innsnevringer.Bevegelsen og formen til mikrogelen ble registrert og analysert ved å bruke MATLAB-programmet.Det er viktig å merke seg at i de avsmalnende områdene og innsnevringene er mikrogelene i konform kontakt med veggene til mikrokanalene (tilleggsfigur 8).Graden av radiell retensjon av mikrogelen ved innsnevring D0/dc = 1/λr er i området 2,4 ≤ 1/λr ≤ 4,2, hvor 1/λr er kompresjonsforholdet.Mikrogelen går gjennom krymping når ΔP > ΔPtr, hvor ΔPtr er translokasjonstrykkforskjellen.Lengden og størrelsen på porene til biaksialt begrensede mikrogeler bestemmes av deres likevektstilstand, siden det er veldig viktig å ta hensyn til viskoelastisiteten til geler i biologiske systemer.Ekvilibreringstiden for agarose- og fibrin-mikrogeler var henholdsvis 10 minutter og 30 minutter.Etter disse tidsintervallene nådde de begrensede mikrogelene sin stabile posisjon og form, som ble fanget med et høyhastighetskamera og analysert ved hjelp av MATLAB.
På fig.1e, 1f viser transmisjonselektronmikroskopi (TEM) bilder av udeformerte og biaksialt begrensede RM-strukturer.Etter RM-komprimering ble mikrogelporestørrelsen betydelig redusert og formen deres ble anisotropisk med mindre størrelser i kompresjonsretningen, noe som samsvarer med en tidligere rapport 23 .
Biaksial kompresjon under sammentrekning får mikrogelen til å forlenges i en ubegrenset retning med en koeffisient λz = \({D}_{{{{{{{\rm{z}}}}}}}/\({D }_ { 0}\) , hvor \({D}_{{{{({\rm{z}}}}}}}}\) er lengden på den lukkede mikrogelen. Figur 2a viser endringen i λzvs .1/ λr for fibrin- og agarosemikrogeler Overraskende nok, under sterk kompresjon på 2,4 ≤ 1/λr ≤ 4,2, viser fibrin-mikrogeler en ubetydelig forlengelse på 1,12 +/- 0,03 λz, som bare påvirkes litt av verdien på 1/λr. begrensede agarosemikrogeler, som observeres selv ved svakere kompresjon 1/λr = 2,6 til en større forlengelse λz = 1,3.
a Agarose mikrogel eksperimenterer med forskjellige elastiske moduler (2,6 kPa, grønn åpen diamant; 8,3 kPa, brun åpen sirkel; 12,5 kPa, oransje åpen firkant; 20,2 kPa, magenta åpen omvendt trekant) og SM (heltrød) Endring i målt forlengelse λz ( sirkler), MM (heltrukkede svarte firkanter) og RM (heltrukkede blå trekanter).Heltrukne linjer viser den teoretisk forutsagte λz for agarose (grønn linje) og fibrin mikrogeler (linjer og symboler i samme farge).b, c Topppanel: skjematisk diagram av nettverkskjeder av agarose (b) og fibrin (c) før (venstre) og etter (høyre) biaksial kompresjon.Nederst: Form på tilsvarende nettverk før og etter deformasjon.x- og y-kompresjonsretningene er indikert med henholdsvis magenta og brune piler.I figuren ovenfor er kjeder av nettverk orientert i disse x- og y-retningene vist med de tilsvarende magenta- og brune linjene, og kjeder orientert i en vilkårlig z-retning er representert med grønne linjer.I fibringelen (c) bøyer de lilla og brune linjene i x- og y-retningene seg mer enn i udeformert tilstand, og de grønne linjene i z-retningen bøyer og strekker seg.Spenningen mellom kompresjons- og spenningsretningene overføres gjennom tråder med mellomretninger.I agarosegeler bestemmer kjedene i alle retninger det osmotiske trykket, noe som gir et betydelig bidrag til deformasjonen av gelen.d Forutsagt endring i biaksial Poissons forhold, } }^{{{{{\rm{eff}}}}}}}} =-{{{{\rm{ln}}}}}}}{\lambda }_{ z}/{{{{{ {{ \rm{ln}}}}}}{\lambda }_{r}\ ), for ekvibiaksial kompresjon av agarose (grønn linje) og fibrin (rød linje) geler.Innsatsen viser den biaksiale deformasjonen av gelen.e Translokasjonstrykkendring ΔPtr, normalisert til gelstivhet S, plottes som en funksjon av kompresjonsforholdet for agarose- og fibrinmikrogeler.Symbolfargene tilsvarer fargene i (a).De grønne og røde linjene viser det teoretiske forholdet mellom ΔPtr/S og 1/λr for henholdsvis agarose og fibringel.Den stiplede delen av den røde linjen viser økningen i ΔPtr under sterk kompresjon på grunn av interfiberinteraksjoner.
Denne forskjellen er assosiert med forskjellige mekanismer for deformasjon av fibrin- og agarosemikrogelnettverk, som består av henholdsvis fleksible24 og rigid25 tråder.Biaksial kompresjon av fleksible geler fører til en reduksjon i deres volum og en tilhørende økning i konsentrasjon og osmotisk trykk, noe som fører til en forlengelse av gelen i en ubegrenset retning.Den endelige forlengelsen av gelen avhenger av balansen mellom en økning i den entropiske frie energien til de strakte kjedene og en reduksjon i den frie energien til osmose på grunn av den lavere polymerkonsentrasjonen i den strakte gelen.Under sterk biaksial kompresjon øker forlengelsen av gelen med λz ≈ 0,6 \({{\lambda}_{{{\rm{r}}}}^{-2/3}}\) (se fig. 2a i diskusjonsdel 5.3.3).Konformasjonsendringene i fleksible kjeder og formen til de tilsvarende nettverkene før og etter biaksial retensjon er vist i fig.2b.
I kontrast reagerer fibrøse geler som fibrin iboende annerledes på biaksial retensjon.Filamentene orientert overveiende parallelt med kompresjonsretningen bøyer seg (og reduserer dermed avstanden mellom tverrbindingene), mens filamentene hovedsakelig vinkelrett på kompresjonsretningen retter seg ut og strekker seg under påvirkning av den elastiske kraften, noe som får gelen til å forlenge ( Figur 1).2c) Strukturene til de udeformerte SM, MM og RM ble karakterisert ved å analysere deres SEM- og CFM-bilder (tilleggsdiskusjonsseksjon IV og tilleggsfigur 9).Ved å bestemme elastisitetsmodulen (E), diameter (d), profillengde (R0), avstand mellom endene (L0 ≈ R0) og sentralvinkelen (ψ0) til trådene i udeformerte fibrinmikrogeler (tilleggstabell 2) – 4), vi finner at trådbøyningsmodulen \({k}_{{{{{{\rm{b)))))))))}=\frac{9\pi E{d}^{4} } {4 {\psi } _{0}^{2}{L}_{0}}\) er betydelig mindre enn strekkmodulen\({k}_{{{{{{\rm{s}}} } }} }}=E\frac{\pi {d}^{2}{R}_{0}}{4}\), så kb/ks ≈ 0,1 (tilleggstabell 4).Således, under forhold med biaksial gelretensjon, bøyes fibrintrådene lett, men motstår strekking.Forlengelsen av et filamentøst nettverk utsatt for biaksial kompresjon er vist i tilleggsfigur 17.
Vi utvikler en teoretisk affin modell (tilleggsdiskusjonsdel V og tilleggsfigurer 10–16) der forlengelsen av en fibrøs gel bestemmes fra den lokale likevekten til de elastiske kreftene som virker i gelen og forutsier at i en sterk biaksial belastning λz - 1 under begrensningen
Ligning (1) viser at selv under sterk kompresjon (\({\lambda }_{{{\mbox{r)))\,\til \,0\)) er det en liten gelekspansjon og påfølgende forlengelsesdeformasjon ved metning λz–1 = 0,15 ± 0,05.Denne oppførselen er relatert til (i) \({\left({k}_{{{{({\rm{b}}}}}}}}}/{k}_{{{{{\rm { s }}}}}}}\right)}^{1/2}\) ≈ 0,15−0,4 og (ii) leddet i hakeparentes tilnærmer asymptotisk \(1{{\mbox{/}}} \sqrt { 3 }\) for sterke biaksiale bindinger. Det er viktig å merke seg at prefaktoren \({\left({k}_{({\mbox{b))))/{k}_{({\mbox{ s))))\right)}^{1/ 2 }\) har ingenting å gjøre med stivheten til tråden E, men bestemmes kun av sideforholdet til tråden d/L0 og den sentrale vinkelen til buen ψ0, som ligner på SM, MM og RM (tilleggstabell 4).
For ytterligere å fremheve forskjellen i frihetsindusert belastning mellom fleksible og filamentøse geler, introduserer vi det biaksiale Poisson-forholdet \({\nu }_{{{({\rm{b)))))) }{{\ mbox { =}}}\,\mathop{{\lim}}\limits_{{\lambda}_{{{{({\rm{r}}}}}}}\to 1}\ frac{{\ lambda } _{ {{{{\rm{z}}}}}}-1}{1-{\lambda }_{{({\rm{r}}}}}}}}}, \) beskriver en ubegrenset orientering av gelbelastning som svar på lik tøyning i to radielle retninger, og utvider dette til store jevne tøyninger \ rm{b }}}}}}}}^{{{{\rm{eff}}}}}}}} }}=-{{{{{\rm{ln}}}}}}} }{ \lambda } _{z} /{{{({\rm{ln)))))))}{\lambda }_{{{({\rm{r)))))))))}\) .På fig.2d viser \({{{{{\rm{\nu }}}}}}}_{{{({\rm{b}}}}}}}}^{{{{\rm { eff }}}}}}}\) for jevn biaksial kompresjon av fleksible (som agarose) og stive (som fibrin) geler (Supplerende diskusjon, avsnitt 5.3.4), og fremhever forholdet mellom sterke forskjeller i respons på innesperring. For agarosegeler under sterke begrensninger {\rm{eff}}}}}}}}\) øker til den asymptotiske verdien 2/3, og for fibringeler synker den til null, siden lnλz/lnλr → 0, siden λz øker med metning når λr øker.Merk at i eksperimenter deformeres lukkede sfæriske mikrogeler inhomogent, og deres sentrale del opplever sterkere kompresjon;ekstrapolering til en stor verdi på 1/λr gjør det imidlertid mulig å sammenligne eksperimentet med teorien for jevnt deformerte geler.
En annen forskjell i oppførselen til fleksible kjedegeler og filamentøse geler ble funnet på grunn av deres bevegelse ved sammentrekning.Translokasjonstrykket ΔPtr, normalisert til gelstivhet S, økte med økende kompresjon (fig. 2e), men ved 2,0 ≤ 1/λr ≤ 3,5 viste fibrinmikrogeler signifikant lavere verdier av ΔPtr/S ned under krymping.Retensjon av agarosemikrogelen fører til en økning i osmotisk trykk, noe som fører til at gelen strekker seg i lengderetningen når polymermolekylene strekkes (fig. 2b, venstre) og en økning i translokasjonstrykk med ΔPtr/S ~( 1/λr)14/317.Tvert imot, formen til lukkede fibrin-mikrogeler bestemmes av energibalansen til trådene med radiell kompresjon og langsgående spenning, noe som fører til maksimal langsgående deformasjon λz ~\(\sqrt{{k}_{{{ {{ { \rm{ b)))))))} /{k}_{{{{{{{\rm{s}}}}}}}}}\).For 1/λr ≫ 1 skaleres endringen i translokasjonstrykk som 1 }{{{({\rm{ln))))))\venstre({{\lambda }}_{{{{{\rm {r} }}}}}}}^{{-} 1} \right)\) (Supplerende diskusjon, seksjon 5.4), som vist med den heltrukne røde linjen i fig. 2e.Dermed er ΔPtr mindre begrenset enn i agarosegeler.For kompresjoner med 1/λr > 3,5, begrenser en betydelig økning i volumfraksjonen av filamenter og samspillet til nabofilamenter ytterligere deformasjon av gelen og fører til avvik av eksperimentelle resultater fra prediksjoner (rød stiplet linje i fig. 2e).Vi konkluderer med at for samme 1/λr og Δ\({P}_{{{{{{{\rm{tr}}}}}}}}_{{{{\rm{fibrin}}} )) } }}}\) < ΔP < Δ\({P}_{{{{{{\rm{tr))))))}}}_{{{{\rm{agarose}} }} } } } }}\) agarosegelen vil bli fanget opp av mikrokanalen, og fibringelen med samme stivhet vil passere gjennom den.For ΔP < Δ\({P}_{{{{{{\rm{tr)))))))))_{{{{{\rm{fibrin)))))))))}\ ), To Begge geler vil blokkere kanalen, men fibringelen vil presse dypere og komprimere mer effektivt, og blokkere væskestrømmen mer effektivt.Resultatene vist i figur 2 viser at den fibrøse gelen kan tjene som en effektiv plugg for å redusere blødning eller hemme blodtilførselen til svulster.
På den annen side danner fibrin et koagelstillas som fører til tromboembolisme, en patologisk tilstand der en trombe okkluderer et kar ved ΔP < ΔPtr, slik som ved noen typer iskemisk slag (fig. 3a).Den svakere restriksjonsinduserte forlengelsen av fibrin-mikrogeler resulterte i en sterkere økning i fibrinkonsentrasjonen av C/C-fibrinogen sammenlignet med fleksible kjedegeler, hvor C- og C-fibrinogen er henholdsvis begrensede og udeformerte mikrogeler.Polymerkonsentrasjon i gelen.Figur 3b viser at fibrinogen C/C i SM, MM og RM økte mer enn syv ganger ved 1/λr ≈ 4,0, drevet av restriksjon og dehydrering (Supplerende Fig. 16).
Skjematisk illustrasjon av okklusjon av den midtre cerebrale arterie i hjernen.b Restriksjonsmediert relativ økning i fibrinkonsentrasjon i obstruktiv SM (heltrukkede røde sirkler), MM (heltrukkede svarte firkanter) og RM (heltrukkede blå trekanter).c Eksperimentell design brukt til å studere spaltningen av begrensede fibringeler.En løsning av fluorescerende merket tPA i TBS ble injisert med en strømningshastighet på 5,6 × 107 µm3/s og et ytterligere trykkfall på 0,7 Pa for kanaler plassert vinkelrett på den lange aksen til hovedmikrokanalen.d Samlet multikanalmikroskopisk bilde av obstruktiv MM (D0 = 200 µm) ved Xf = 28 µm, ΔP = 700 Pa og under splitting.Vertikale stiplede linjer viser startposisjonene til bakre og fremre kant av MM ved tlys = 0. Grønne og rosa farger tilsvarer henholdsvis FITC-dekstran (70 kDa) og tPA merket med AlexaFluor633.e Tidsvarierende relativt volum av okkluderte RM-er med D0 på henholdsvis 174 µm (blå åpen invertert trekant), 199 µm (blå åpen trekant) og 218 µm (blå åpen trekant), i en konisk mikrokanal med Xf = 28 ± 1 µm.seksjonene har henholdsvis ΔP 1200, 1800 og 3000 Pa, og Q = 1860 ± 70 µm3/s.Innsatsen viser RM (D0 = 218 µm) som plugger mikrokanalen.f Tidsvariasjon av det relative volumet til SM, MM eller RM plassert ved Xf = 32 ± 12 µm, ved ΔP 400, 750 og 1800 Pa og ΔP 12300 Pa og Q 12300 i det koniske området av mikrokanalen, henholdsvis 183600 og µm /s.Xf representerer frontposisjonen til mikrogelen og bestemmer dens avstand fra starten av krympingen.V(tlys) og V0 er henholdsvis det midlertidige volumet til den lyserte mikrogelen og volumet til den uforstyrrede mikrogelen.Tegnfargene tilsvarer fargene i b.Svarte piler på e, f tilsvarer det siste øyeblikket før passasjen av mikrogeler gjennom mikrokanalen.Skalalinjen i d, e er 100 µm.
For å undersøke effekten av restriksjon på reduksjon av væskestrøm over obstruktive fibringeler, studerte vi lyseringen av SM, MM og RM infiltrert med det trombolytiske middelet vevsplasminogenaktivator (tPA).Figur 3c viser det eksperimentelle designet som ble brukt for lyseringseksperimentene. Ved ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) og en strømningshastighet, Q = 2400 μm3/s, av Tris-bufret saltvann (TBS) blandet med 0,1 mg/mL (fluorescein-isotiocyanat) FITC-Dextran, okkluderte mikrogelen den koniske mikrokanalen region. Ved ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) og en strømningshastighet, Q = 2400 μm3/s, av Tris-bufret saltvann (TBS) blandet med 0,1 mg/mL (fluorescein-isotiocyanat) FITC-Dextran, okkluderte mikrogelen den koniske mikrokanalen region. При ΔP = 700 Па (<ΔPtr) og скорости потока, Q = 2400 мкм3/с, трис-буферного солевого раствора (TBS), мусанцоцосмешноц, смешор еинизотиоцианата) FITC-dekstral, микрогель перекрывал сужающийся микроканал. Ved ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) og en strømningshastighet, Q = 2400 µm3/s, av Tris-bufret saltvann (TBS) blandet med 0,1 mg/mL (fluorescein-isotiocyanat) FITC-dekstran, okkluderte mikrogelen den konvergerende mikrokanalen.region.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（异灸獴喡顂灸獴喡酡獫氰．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 (флуошивании трис-буферного солевого раствора) ри ΔP = 700 Па (<ΔPtr) og скорости потока Q = 2400 мкм3/с Конические области микроканалов. Mikrogeler plugget når Tris-bufret saltvann (TBS) ble blandet med 0,1 mg/ml (fluorescein-isotiocyanat) FITC-dekstran ved ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) og strømningshastighet Q = 2400 µm3/s Koniske områder av mikrokanaler.Den fremre posisjonen Xf til mikrogelen bestemmer dens avstand fra det første krympepunktet X0.For å indusere lysis ble en løsning av fluorescerende merket tPA i TBS injisert fra en kanal plassert ortogonalt til den lange aksen til hovedmikrokanalen.
Når tPA-løsningen nådde den okklusale MM, ble den bakre kanten av mikrogelen uskarp, noe som indikerer at fibrin-spaltningen hadde begynt ved tiden tlys = 0 (fig. 3d og tilleggsfig. 18).Under fibrinolyse akkumuleres fargestoffmerket tPA inne i MM og binder seg til fibrintråder, noe som fører til en gradvis økning i intensiteten til den rosa fargen til mikrogelene.Ved tlys = 60 min trekker MM seg sammen på grunn av oppløsningen av dens bakre del, og posisjonen til forkanten Xf endres lite.Etter 160 min fortsatte den sterkt sammentrukne MM å trekke seg sammen, og ved tlys = 161 min gjennomgikk den sammentrekning, og gjenopprettet derved væskestrømmen gjennom mikrokanalen (fig. 3d og tilleggsfig. 18, høyre kolonne).
På fig.3e viser den lyseringsmedierte tidsavhengige reduksjonen i volum V(tlys) normalisert til startvolumet V0 av fibrinmikrogeler av forskjellige størrelser.CO med D0 174, 199 eller 218 µm ble plassert i en mikrokanal med henholdsvis ΔP 1200, 1800 eller 3000 Pa, og Q = 1860 ± 70 µm3/s for å blokkere mikrokanalen (fig. 3e, innfelt).ernæring.Mikrogelene krymper gradvis til de er små nok til å passere gjennom kanalene.En reduksjon i det kritiske volumet av CO med en større initial diameter krever lengre lyseringstid.På grunn av den lignende strømmen gjennom RM-er av forskjellige størrelser, skjer spaltning med samme hastighet, noe som resulterer i fordøyelse av mindre fraksjoner av større RM og deres forsinkede translokasjon.På fig.3f viser den relative reduksjonen i V(tlys)/V0 på grunn av splitting for SM, MM og RM ved D0 = 197 ± 3 µm plottet som en funksjon av tlys.For SM, MM og RM, plasser hver mikrogel i en mikrokanal med henholdsvis ΔP 400, 750 eller 1800 Pa og Q 12300, 2400 eller 1860 µm3/s.Selv om trykket på SM var 4,5 ganger lavere enn for RM, var strømmen gjennom SM mer enn seks ganger sterkere på grunn av den høyere permeabiliteten til SM, og krympingen av mikrogelen ble redusert fra SM til MM og RM .For eksempel, ved tlys = 78 min, ble SM stort sett oppløst og fortrengt, mens MM og PM fortsatte å tette mikrokanalene, til tross for at de bare beholdt henholdsvis 16 % og 20 % av deres opprinnelige volum.Disse resultatene antyder viktigheten av konveksjonsmediert lysis av innsnevrede fibrøse geler og korrelerer med rapporter om raskere fordøyelse av koagler med lavere fibrininnhold.
Dermed demonstrerer arbeidet vårt eksperimentelt og teoretisk mekanismen som filamentøse geler reagerer på biaksial innesperring.Oppførselen til fibrøse geler i et begrenset rom bestemmes av den sterke asymmetrien til tøyningsenergien til filamentene (myk i kompresjon og hard i strekk) og bare av sideforholdet og krumningen til filamentene.Denne reaksjonen resulterer i minimal forlengelse av fibrøse geler inneholdt i trange kapillærer, deres biaksiale Poisson-forhold reduseres med økende kompresjon og mindre lett bittrykk.
Siden biaksial inneslutning av myke deformerbare partikler brukes i et bredt spekter av teknologier, stimulerer resultatene våre utviklingen av nye fibrøse materialer.Spesielt fører biaksial retensjon av filamentøse geler i trange kapillærer eller rør til deres sterke komprimering og en kraftig reduksjon i permeabilitet.Den sterke inhiberingen av væskestrøm gjennom okklusive fibrøse geler har fordeler når de brukes som plugger for å forhindre blødning eller redusere blodtilførselen til maligniteter33,34,35.På den annen side gir en reduksjon i væskestrøm gjennom den okklusale fibringelen, og dermed hemmer konvektiv-mediert trombelyse, en indikasjon på langsom lysis av okklusale koagler [27, 36, 37].Modelleringssystemet vårt er det første skrittet mot å forstå implikasjonene av den mekaniske responsen til fibrøse biopolymerhydrogeler på biaksial retensjon.Innlemming av blodceller eller blodplater i obstruktive fibringeler vil påvirke deres restriksjonsatferd 38 og vil være neste trinn i å avdekke oppførselen til mer komplekse biologisk signifikante systemer.
Reagenser som brukes til å fremstille fibrin-mikrogeler og fremstille MF-enheter er beskrevet i tilleggsinformasjon (seksjoner for tilleggsmetoder 2 og 4).Fibrin-mikrogeler ble fremstilt ved å emulgere en blandet løsning av fibrinogen, Tris-buffer og trombin i en strømningsfokuserende MF-anordning, etterfulgt av dråpegelering.Bovin fibrinogenløsning (60 mg/ml i TBS), Tris-buffer og bovin trombinløsning (5 U/ml i 10 mM CaCl2-løsning) ble administrert ved bruk av to uavhengig kontrollerte sprøytepumper (PhD 200 Harvard Apparatus PHD 2000 sprøytepumpe).for å blokkere MF, USA).Kontinuerlig F-oljefase inneholdende 1 vekt% blokk-kopolymer PFPE-P(EO-PO)-PFPE, ble innført i MF-enheten ved bruk av en tredje sprøytepumpe.Dråper dannet i MF-anordningen samles i et 15 ml sentrifugerør som inneholder F-olje.Plasser rørene i et vannbad ved 37 ° C i 1 time for å fullføre fibringelering.FITC-merkede fibrin-mikrogeler ble fremstilt ved å blande bovint fibrinogen og FITC-merket humant fibrinogen i henholdsvis 33:1 vektforhold.Fremgangsmåten er den samme som for fremstilling av fibrin-mikrogeler.
Overfør mikrogelene fra olje F til TBS ved å sentrifugere dispersjonen ved 185 g i 2 minutter.De utfelte mikrogelene ble dispergert i olje F blandet med 20 vekt% perfluoroktylalkohol, deretter dispergert i heksan inneholdende 0,5 vekt% Span 80, heksan, 0,1 vekt% Triton X i vann og TBS.Til slutt ble mikrogelene dispergert i TBS som inneholdt 0,01 vekt% Tween 20 og lagret ved 4 °C i omtrent 1–2 uker før eksperimenter.
Produksjonen av MF-enheten er beskrevet i tilleggsinformasjonen (seksjon 5 for tilleggsmetoder).I et typisk eksperiment bestemmes den positive verdien av ΔP av den relative høyden til reservoarene koblet før og etter MF-anordningen for å introdusere mikrogeler med en diameter på 150 < D0 < 270 µm i mikrokanalene.Den uforstyrrede størrelsen på mikrogelene ble bestemt ved å visualisere dem i makrokanalen.Mikrogelen stopper i et konisk område ved inngangen til innsnevringen.Når spissen av den fremre mikrogelen forblir uendret i 2 minutter, bruk MATLAB-programmet for å bestemme plasseringen av mikrogelen langs x-aksen.Med en trinnvis økning i ΔP, beveger mikrogelen seg langs den kileformede regionen til den kommer inn i innsnevringen.Når mikrogelen er helt satt inn og komprimert, synker ΔP raskt til null, og balanserer vannnivået mellom reservoarene, og den lukkede mikrogelen forblir stasjonær under kompresjon.Lengden på den obstruktive mikrogelen ble målt 30 minutter etter at innsnevringen opphørte.
Under fibrinolyseeksperimenter penetrerer løsninger av t-PA og FITC-merket dekstran blokkerte mikrogeler.Strømmen av hver væske ble overvåket ved bruk av enkeltkanals fluorescensavbildning.TAP merket med AlexaFluor 633 festet til fibrinfibre og akkumulert inne i komprimerte fibrinmikrogeler (TRITC-kanal i tilleggsfigur 18).Dekstranløsningen merket med FITC beveger seg uten akkumulering i mikrogelen.
Data som støtter resultatene av denne studien er tilgjengelig fra de respektive forfatterne på forespørsel.Rå SEM-bilder av fibringler, rå TEM-bilder av fibringeler før og etter inokulering, og hovedinndataene for figur 1 og 2. 2 og 3 er gitt i rådatafilen.Denne artikkelen inneholder de originale dataene.
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. Funksjonell struktur og sammensetning av den ekstracellulære matrisen.J. Pasol.200, 423–428 (2003).
Prince E. og Kumacheva E. Design og bruk av kunstige biomimetiske fiberhydrogeler.Nasjonal Matt Rød.4, 99–115 (2019).
Broedersz, CP & Mackintosh, FC Modellering av semi-fleksible polymernettverk.Prest Mod.fysikk.86, 995–1036 (2014).
Khatami-Marbini, H. og Piku, KR Mekanisk modellering av semi-fleksible biopolymernettverk: ikke-affin deformasjon og tilstedeværelsen av langdistanseavhengigheter.In Advances in Soft Matter Mechanics 119–145 (Springer, Berlin, Heidelberg, 2012).
Vader D, Kabla A, Weitz D og Mahadevan L. Stressindusert justering av kollagengeler.PLoS One 4, e5902 (2009).
Storm S., Pastore JJ, McKintosh FS, Lubensky TS og Gianmi PA Ikke-lineær elastisitet av biogeler.Nature 435, 191–194 (2005).
Likup, AJ Stress styrer mekanismene til kollagennettverket.prosess.National Academy of Science.vitenskapen.US 112, 9573–9578 (2015).
Janmi, PA, et al.Negativt normalt stress i semi-fleksible biopolymergeler.Nasjonal alma mater.6, 48–51 (2007).
Kang, H. et al.Ikke-lineær elastisitet av stive fibernettverk: tøyningsherding, negativ normal belastning og fiberjustering i fibringeler.J. Fysikk.Kjemisk.V. 113, 3799–3805 (2009).
Gardel, ML et al.Elastisk oppførsel av tverrbundne og bundne aktinnettverk.Science 304, 1301–1305 (2004).
Sharma, A. et al.Ikke-lineær mekanikk av tøyningskontrollerte fiberoptiske nettverk med kritisk kontroll.Nasjonal fysikk.12, 584–587 (2016).
Wahabi, M. et al.Elastisitet til fibernett under enakset forspenning.Soft Matter 12, 5050–5060 (2016).
Wufsus, AR, Macera, NE & Neeves, KB Hydraulisk permeabilitet for blodpropp som en funksjon av fibrin- og blodplatetetthet.biofysikk.Tidsskrift 104, 1812–1823 (2013).
Li, Y. et al.Den allsidige oppførselen til hydrogeler er begrenset av trange kapillærer.vitenskapen.Hus 5, 17017 (2015).
Liu, X., Li, N. & Wen, C. Effekten av patologisk heterogenitet på skjærbølgeelastografi ved iscenesettelse av dyp venetrombose.PLoS One 12, e0179103 (2017).
Mfoumou, E., Tripette, J., Blostein, M. & Cloutier, G. In vivo kvantifisering av tidsavhengig indurasjon av blodpropp ved bruk av skjærbølge-ultralydavbildning i en kaninvenøs trombosemodell.trombe.oppbevaringstank.133, 265–271 (2014).
Weisel, JW & Nagaswami, C. Datasimulering av fibrinpolymerisasjonsdynamikk i forhold til elektronmikroskopi og turbiditetsobservasjoner: koagelstruktur og sammenstilling er kinetisk kontrollert.biofysikk.Journal 63, 111–128 (1992).
Ryan, EA, Mokros, LF, Weisel, JW og Lorand, L. Strukturell opprinnelse av fibrinpropp-reologi.biofysikk.J. 77, 2813-2826 (1999).
Innleggstid: 23. februar 2023