Paldies, ka apmeklējāt vietni Nature.com.Jūs izmantojat pārlūkprogrammas versiju ar ierobežotu CSS atbalstu.Lai nodrošinātu vislabāko pieredzi, ieteicams izmantot atjauninātu pārlūkprogrammu (vai atspējot saderības režīmu pārlūkprogrammā Internet Explorer).Turklāt, lai nodrošinātu pastāvīgu atbalstu, mēs rādām vietni bez stiliem un JavaScript.
Vienlaicīgi parāda trīs slaidu karuseli.Izmantojiet pogas Iepriekšējais un Nākamais, lai pārvietotos pa trim slaidiem vienlaikus, vai izmantojiet slīdņa pogas, kas atrodas beigās, lai pārvietotos pa trim slaidiem vienlaikus.
Šķiedru hidrogēlu ierobežošana līdz šauriem kapilāriem ir ļoti svarīga bioloģiskajās un biomedicīnas sistēmās.Šķiedru hidrogēlu spriegums un vienpusēja saspiešana ir plaši pētīta, taču to reakcija uz biaksiālo aizturi kapilāros joprojām nav izpētīta.Šeit mēs eksperimentāli un teorētiski parādām, ka pavedienu gēli kvalitatīvi reaģē uz ierobežojumiem atšķirīgi nekā elastīgi ķēdes gēli, jo to veidojošo pavedienu mehāniskās īpašības ir asimetrijas, jo tie ir mīksti kompresijā un stīvi.Spēcīgas aiztures gadījumā šķiedru gēls uzrāda nelielu pagarinājumu un asimptotisku biaksiālās Puasona attiecības samazināšanos līdz nullei, kā rezultātā veidojas spēcīga gēla sablīvēšanās un slikta šķidruma caurlaidība caur gēlu.Šie rezultāti liecina par izstieptu okluzīvu trombu rezistenci pret lizēšanu ar terapeitiskiem līdzekļiem un stimulē efektīvas endovaskulāras embolizācijas attīstību no šķiedru gēliem, lai apturētu asinsvadu asiņošanu vai kavētu audzēju asins piegādi.
Šķiedru tīkli ir audu un dzīvo šūnu strukturālie un funkcionālie pamatelementi.Aktīns ir galvenā citoskeleta sastāvdaļa1;fibrīns ir galvenais brūču dzīšanas un trombu veidošanās elements2, un kolagēns, elastīns un fibronektīns ir ārpusšūnu matricas sastāvdaļas dzīvnieku valstībā3.Atgūtie šķiedru biopolimēru tīkli ir kļuvuši par materiāliem ar plašu pielietojumu audu inženierijā4.
Filamentu tīkli ir atsevišķa bioloģiski mīkstas vielas klase ar mehāniskām īpašībām, kas atšķiras no elastīgiem molekulāriem tīkliem5.Dažas no šīm īpašībām ir attīstījušās evolūcijas gaitā, lai kontrolētu bioloģiskās vielas reakciju uz deformāciju6.Piemēram, šķiedru tīkli uzrāda lineāru elastību pie maziem celmiem 7, 8, savukārt lieliem celmiem tiem ir paaugstināts stingums 9, 10, tādējādi saglabājot audu integritāti.Ietekme uz citām šķiedru gēlu mehāniskajām īpašībām, piemēram, negatīvu normālu spriegumu, reaģējot uz bīdes deformāciju 11, 12, vēl nav atklāta.
Daļēji elastīgu šķiedru hidrogēlu mehāniskās īpašības ir pētītas vienpusējā spriegumā 13, 14 un kompresijā 8, 15, bet to brīvības izraisītā biaksiālā saspiešana šauros kapilāros vai caurulēs nav pētīta.Šeit mēs ziņojam par eksperimentālajiem rezultātiem un teorētiski piedāvājam mehānismu šķiedru hidrogēlu uzvedībai ar biaksiālu aizturi mikrofluidiskajos kanālos.
Fibrīna mikrogēli ar dažādām fibrinogēna un trombīna koncentrācijas attiecībām un D0 diametru no 150 līdz 220 µm tika ģenerēti, izmantojot mikrofluidisko pieeju (1. papildu attēls).Uz att.Attēlā 1a ir parādīti ar fluorohromu iezīmētu mikrogēlu attēli, kas iegūti, izmantojot konfokālās fluorescences mikroskopiju (CFM).Mikrogēli ir sfēriski, to polidispersitāte ir mazāka par 5%, un to struktūra ir vienāda visās skalās, ko pārbauda CFM (papildu informācija un filmas S1 un S2).Mikrogēlu vidējais poru izmērs (noteikts, mērot Darcy caurlaidību16) samazinājās no 2280 līdz 60 nm, fibrīna saturs palielinājās no 5,25 līdz 37,9 mg/ml, un trombīna koncentrācija samazinājās attiecīgi no 2,56 līdz 0,27 vienībām/ml.(Papildus informācija).Rīsi.2), 3 un papildu tabula 1).Atbilstošā mikrogēla stingrība palielinās no 0, 85 līdz 3, 6 kPa (papildu 4. attēls).Kā piemēri gēliem, kas veidoti no elastīgām ķēdēm, tiek izmantoti dažāda stinguma agarozes mikrogēli.
TBS suspendēta fluoresceīna izotiocianāta (FITC) marķēta PM fluorescences mikroskopijas attēls.Stieņu skala ir 500 µm.b SEM attēli SM (augšpusē) un RM (apakšā).Mēroga josla 500 nm.c Shematiska shēma mikrofluidiskajam kanālam, kas sastāv no liela kanāla (diametrs dl) un sašaurināta konusa formas apgabala ar ieejas leņķi α 15° un diametru dc = 65 µm.d No kreisās puses uz labo: optiskā mikroskopa attēli RM (diametrs D0) lielos kanālos, koniskā zonā un sašaurinājumā (ierobežots želejas garums Dz).Stieņu skala ir 100 µm.e, f Nedeformēta RM (e) un aizsegta RM (f) TEM attēli, kas fiksēti vienu stundu ar sašaurināšanos 1/λr = 2,7, kam seko 5% masas atbrīvošana un fiksācija.glutaraldehīds TBS.Nedeformētā CO diametrs ir 176 μm.Mēroga josla ir 100 nm.
Mēs koncentrējāmies uz fibrīna mikrogēliem ar cietību 0,85, 1,87 un 3,6 kPa (turpmāk attiecīgi saukti par mīkstiem mikrogēliem (SM), vidēji cietiem mikrogēliem (MM) un cietajiem mikrogēliem (RM).Šis fibrīna gēla stingrības diapazons ir tādā pašā lielumā kā asins recekļu gadījumā 18, 19, un tāpēc mūsu darbā pētītie fibrīna gēli ir tieši saistīti ar reālām bioloģiskām sistēmām.Uz att.b attēlā parādīti SM un RM struktūru augšējie un apakšējie attēli, kas iegūti, izmantojot attiecīgi skenējošo elektronu mikroskopu (SEM).Salīdzinot ar RM struktūrām, SM tīklus veido biezākas šķiedras un mazāk atzarojuma punktu, kas atbilst iepriekšējiem ziņojumiem 20, 21 (5. papildu attēls).Hidrogēla struktūras atšķirība korelē ar tā īpašību tendenci: gēla caurlaidība samazinās, samazinoties poru izmēram no SM uz MM un RM (1. papildu tabula), un gēla stingrība mainās.Pēc uzglabāšanas 4 ° C temperatūrā 30 dienas netika novērotas izmaiņas mikrogēla struktūrā (6. papildu attēls).
Uz att.1c attēlā parādīta mikrofluidiska kanāla diagramma ar apļveida šķērsgriezumu, kas satur (no kreisās uz labo): liels kanāls ar diametru dl, kurā mikrogēls paliek nedeformēts, konusa formas sekcija ar diametra sašaurināšanos dc < D0, konuss formas sekcijas un lieli kanāli ar diametru dl (papildu 7. att.).Tipiskā eksperimentā mikrogēli tika ievadīti mikrofluidiskajos kanālos ar pozitīvu spiediena kritumu ΔP 0, 2–16 kPa (papildu 8. attēls).Šis spiediena diapazons atbilst bioloģiski nozīmīgam asinsspiedienam (120 mm Hg = 16 kPa)22.Uz att.1d (no kreisās uz labo) parāda reprezentatīvus RM attēlus lielos kanālos, koniskos apgabalos un sašaurinājumos.Mikrogēla kustība un forma tika reģistrēta un analizēta, izmantojot MATLAB programmu.Ir svarīgi atzīmēt, ka sašaurinātajos reģionos un sašaurinājumos mikrogēli ir konformālā saskarē ar mikrokanālu sienām (papildu 8. attēls).Mikrogēla radiālās aiztures pakāpe pie sašaurināšanās D0/dc = 1/λr ir diapazonā 2,4 ≤ 1/λr ≤ 4,2, kur 1/λr ir saspiešanas pakāpe.Mikrogēls iet cauri saraušanai, kad ΔP > ΔPtr, kur ΔPtr ir translokācijas spiediena starpība.Biaksiāli ierobežotu mikrogēlu poru garumu un izmēru nosaka to līdzsvara stāvoklis, jo ir ļoti svarīgi ņemt vērā gēlu viskoelastību bioloģiskajās sistēmās.Agarozes un fibrīna mikrogēlu līdzsvarošanas laiks bija attiecīgi 10 minūtes un 30 minūtes.Pēc šiem laika intervāliem ierobežotie mikrogēli sasniedza savu stabilo stāvokli un formu, kas tika uzņemta, izmantojot ātrgaitas kameru, un analizēta, izmantojot MATLAB.
Uz att.1e, 1f parāda nedeformētu un biaksiāli ierobežotu RM struktūru transmisijas elektronu mikroskopijas (TEM) attēlus.Pēc RM saspiešanas mikrogēla poru izmērs ievērojami samazinājās, un to forma kļuva anizotropa ar mazākiem izmēriem saspiešanas virzienā, kas atbilst iepriekšējam ziņojumam 23 .
Divaksiālā saspiešana kontrakcijas laikā izraisa mikrogēla pagarināšanos neierobežotā virzienā ar koeficientu λz = \({D}_{{{{{{\rm{z}}}}}}/\({D }_ { 0}\) , kur \({D}_{{{{({\rm{z}}}}}}}}\) ir slēgtā mikrogēla garums 2.a attēlā parādītas λzvs .1/ λr izmaiņas fibrīna un agarozes mikrogēliem. Pārsteidzoši, ka pie spēcīgas kompresijas 2,4 ≤ 1/λr ≤ 4,2 fibrīna mikrogēli uzrāda nenozīmīgu pagarinājumu 1,12 +/- 0,03 λz, ko tikai nedaudz ietekmē 1/λr vērtība. ierobežoti agarozes mikrogēli, kas tiek novēroti pat pie vājākas kompresijas 1/λr = 2,6 līdz lielākam pagarinājumam λz = 1,3.
a Agarozes mikrogēla eksperimenti ar dažādiem elastības moduļiem (2,6 kPa, zaļš atvērts dimants; 8,3 kPa, brūns atvērts aplis; 12,5 kPa, oranžs atvērts kvadrāts; 20,2 kPa, purpursarkans atvērts apgriezts trīsstūris) un SM (vienmērīgi sarkans) Izmērītā pagarinājuma izmaiņas λz ( apļi), MM (vienmērīgi melni kvadrāti) un RM (cieti zili trīsstūri).Cietās līnijas parāda teorētiski paredzēto λz agarozei (zaļa līnija) un fibrīna mikrogēliem (līnijas un vienas krāsas simboli).b, c Augšējais panelis: agarozes (b) un fibrīna (c) tīkla ķēžu shematiska diagramma pirms (pa kreisi) un pēc (pa labi) biaksiālās saspiešanas.Apakšā: atbilstošā tīkla forma pirms un pēc deformācijas.X un y saspiešanas virzieni ir norādīti attiecīgi ar purpursarkanām un brūnām bultiņām.Iepriekš redzamajā attēlā tīklu ķēdes, kas orientētas šajos x un y virzienos, ir parādītas ar attiecīgajām fuksīna un brūnajām līnijām, un ķēdes, kas orientētas patvaļīgā z virzienā, ir attēlotas ar zaļām līnijām.Fibrīna gēlā (c) purpursarkanās un brūnās līnijas x un y virzienā izliecas vairāk nekā nedeformētā stāvoklī, un zaļās līnijas z virzienā izliecas un stiepjas.Spriegums starp saspiešanas un spriedzes virzieniem tiek pārraidīts caur vītnēm ar starpvirzieniem.Agarozes gēlos ķēdes visos virzienos nosaka osmotisko spiedienu, kas dod būtisku ieguldījumu gela deformācijā.d Paredzamās izmaiņas biaksiālajā Puasona koeficientā, } }^{{{{\rm{eff}}}}}}} =-{{{{{\rm{ln}}}}}}{\lambda }_{ z}/{{{{ {{ \rm{ln}}}}}}{\lambda }_{r}\ ), agarozes (zaļā līnija) un fibrīna (sarkanā līnija) gēlu ekvibiaksiālai saspiešanai.Ielaidums parāda gēla biaksiālo deformāciju.e Translokācijas spiediena izmaiņas ΔPtr, kas normalizētas līdz gēla stingrumam S, ir attēlotas kā agarozes un fibrīna mikrogēlu kompresijas pakāpes funkcija.Simbolu krāsas atbilst krāsām (a).Zaļās un sarkanās līnijas attēlo teorētisko saistību starp ΔPtr / S un 1 / λr attiecīgi agarozes un fibrīna gēliem.Sarkanās līnijas pārtrauktā daļa parāda ΔPtr pieaugumu spēcīgas saspiešanas rezultātā starpšķiedru mijiedarbības dēļ.
Šī atšķirība ir saistīta ar dažādiem fibrīna un agarozes mikrogēla tīklu deformācijas mehānismiem, kas sastāv attiecīgi no elastīgiem24 un cietiem25 pavedieniem.Elastīgo gēlu divaksiālā saspiešana noved pie to tilpuma samazināšanās un ar to saistītā koncentrācijas un osmotiskā spiediena palielināšanās, kas noved pie gela pagarinājuma neierobežotā virzienā.Gēla galīgais pagarinājums ir atkarīgs no izstiepto ķēžu entropiskās brīvās enerģijas pieauguma un osmozes brīvās enerģijas samazināšanās līdzsvara, ko izraisa zemāka polimēra koncentrācija izstieptajā gēlā.Spēcīgas biaksiālas saspiešanas gadījumā gēla pagarinājums palielinās par λz ≈ 0,6 \({{\lambda}_{{{\rm{r}}}}^{-2/3}}\) (sk. 2.a att. diskusijas sadaļa 5.3.3).Attēlos ir parādītas konformācijas izmaiņas elastīgajās ķēdēs un atbilstošo tīklu forma pirms un pēc biaksiālās aiztures.2b.
Turpretim šķiedru gēli, piemēram, fibrīns, pēc būtības atšķirīgi reaģē uz biaksiālo aizturi.Kvēldiegi orientēti pārsvarā paralēli saspiešanas elastības virzienam (tādējādi samazinot attālumu starp šķērssavienojumiem), savukārt pavedieni, kas pārsvarā ir perpendikulāri saspiešanas virzienam, elastīgā spēka ietekmē iztaisnojas un stiepjas, izraisot želejas pagarināšanos ( 1. att.).2c) Nedeformēto SM, MM un RM struktūras tika raksturotas, analizējot to SEM un CFM attēlus (IV papildu diskusiju sadaļa un 9. papildu attēls).Nosakot elastīguma moduli (E), diametru (d), profila garumu (R0), attālumu starp galiem (L0 ≈ R0) un centrālo leņķi (ψ0) nedeformētos fibrīna mikrogēlos (2. papildu tabula) – 4), mēs atklājam, ka vītnes liekšanas modulis \({k}_{{{{{{\rm{b)))))))))}=\frac{9\pi E{d}^{4}} {4 {\psi } _{0}^{2}{L}_{0}}\) ir ievērojami mazāks par tā stiepes moduli\({k}_{{{{{{{\rm{s}}} } }} }}=E\frac{\pi {d}^{2}{R}_{0}}{4}\), tātad kb/ks ≈ 0,1 (4. papildu tabula).Tādējādi biaksiālās gēla aiztures apstākļos fibrīna pavedieni ir viegli saliekti, bet pretojas stiepšanai.Biaksiālai saspiešanai pakļauta pavedienu tīkla pagarinājums ir parādīts 17. papildu attēlā.
Mēs izstrādājam teorētisko afīnu modeli (V. papildu diskusiju sadaļa un papildu 10.–16. attēli), kurā šķiedru gēla pagarinājumu nosaka no gēlā iedarbojošo elastīgo spēku lokālā līdzsvara un paredz, ka spēcīgā biaksiālā deformācijā λz - 1 saskaņā ar ierobežojumu
(1) vienādojums parāda, ka pat spēcīgas saspiešanas gadījumā (\({\lambda }_{{{\mbox{r))))\,\to \,0\)) ir neliela gēla izplešanās un sekojoša pagarinājuma deformācija. piesātinājums λz–1 = 0,15 ± 0,05.Šī darbība ir saistīta ar (i) \({\left({k}_{{{{({\rm{b}}}}}}}}}/{k}_{{{{{\rm) { s }}}}}}\right)}^{1/2}\) ≈ 0,15–0,4 un (ii) kvadrātiekavās esošais vārds asimptotiski tuvina \(1{{\mbox{/}}} \sqrt { 3 }\) stiprām biaksiālām saitēm. Ir svarīgi ņemt vērā, ka prefaktors \({\left({k}_{({\mbox{b))))/{k}_{({\mbox{ s))))\right)}^{1/ 2 }\) nav nekāda sakara ar vītnes E stingrību, bet to nosaka tikai vītnes malu attiecība d/L0 un loka centrālais leņķis. ψ0, kas ir līdzīgs SM, MM un RM (4. papildu tabula).
Lai vēl vairāk izceltu atšķirības brīvības izraisītā deformācijā starp elastīgiem un pavedienveida gēliem, mēs ieviešam biaksiālo Puasona attiecību \({\nu }_{{{({\rm{b)))))) }{{\ mbox { =}}}\,\mathop{{\lim}}\limits_{{\lambda}_{{{{({\rm{r}}}}}}\to 1}\ frac{{\ lambda } _{ {{{{\rm{z}}}}}}-1}{1-{\lambda }_{{({\rm{r}}}}}}}}}, \) apraksta neierobežotu gēla deformācijas orientācija, reaģējot uz vienādu deformāciju divos radiālos virzienos, un paplašina to līdz lieliem vienādiem celmiem \ rm{b }}}}}}}}^{{{{{\rm{eff}}}}}}} }}=-{{{{\rm{ln}}}}}}} }{ \lambda } _{z} /{{{({\rm{ln)))))))}{\lambda }_{{{({\rm{r))))))))))}\) .Uz att.2d rāda \({{{{{{\rm{\nu }}}}}}}_{{{({\rm{b}}}}}}}^{{{ {{\rm { eff }}}}}}}\) elastīgu (piemēram, agarozes) un stingru (piemēram, fibrīna) gēlu vienmērīgai divaksiālai saspiešanai (papildu diskusija, 5.3.4. sadaļa), un izceļ saistību starp spēcīgajām atšķirībām reakcijās uz ieslodzījumu. Agarozes gēliem ar stingriem ierobežojumiem {\rm{eff}}}}}}}}\) palielinās līdz asimptotiskajai vērtībai 2/3, bet fibrīna gēliem tas samazinās līdz nullei, jo lnλz/lnλr → 0, jo λz palielinās līdz ar piesātinājums, palielinoties λr.Ņemiet vērā, ka eksperimentos slēgti sfēriski mikrogēli deformējas neviendabīgi, un to centrālā daļa piedzīvo spēcīgāku saspiešanu;tomēr ekstrapolācija uz lielu vērtību 1/λr ļauj salīdzināt eksperimentu ar teoriju par vienmērīgi deformētiem gēliem.
Vēl viena atšķirība elastīgo ķēdes želeju un pavedienu gēlu uzvedībā tika konstatēta to kustības dēļ kontrakcijas laikā.Translokācijas spiediens ΔPtr, normalizēts līdz gēla stingrumam S, palielinājās, palielinoties kompresijai (2.e attēls), bet pie 2,0 ≤ 1/λr ≤ 3,5 fibrīna mikrogēli uzrādīja ievērojami zemākas ΔPtr/S vērtības saraušanās laikā.Agarozes mikrogēla aizture izraisa osmotiskā spiediena palielināšanos, kas noved pie gela stiepšanās garenvirzienā, jo polimēra molekulas tiek izstieptas (2.b att., pa kreisi) un translokācijas spiediena palielināšanos ar ΔPtr/S ~( 1/λr)14/317.Gluži pretēji, slēgto fibrīna mikrogēlu formu nosaka radiālās saspiešanas un gareniskās stiepes diegu enerģijas bilance, kas noved pie maksimālās gareniskās deformācijas λz ~\(\sqrt{{k}_{{{ {{ { \rm{ b)))))))} /{k}_{{{{{{{\rm{s}}}}}}}}}\).Ja 1/λr ≫ 1, translokācijas spiediena izmaiņas tiek mērogotas kā 1 }{{{({\rm{ln))))))\left({{\lambda }}_{{{{{{\rm {r} }}}}}}^{{-} 1} \right)\) (papildu diskusija, 5.4. sadaļa), kā parādīts ar nepārtrauktu sarkano līniju 2.e attēlā.Tādējādi ΔPtr ir mazāk ierobežots nekā agarozes želejos.Kompresijas gadījumā ar 1/λr > 3,5 ievērojams pavedienu tilpuma daļas pieaugums un blakus esošo pavedienu mijiedarbība ierobežo turpmāku gēla deformāciju un izraisa eksperimentālo rezultātu novirzes no prognozēm (sarkana punktēta līnija 2.e attēlā).Mēs secinām, ka ar to pašu 1/λr un Δ\({P}_{{{{{{\rm{tr}}}}}}}}_{{{{\rm{fibrin}}} )) } }}}\) < ΔP < Δ\({P}_{{{{{{{\rm{tr))))))}}}_{{{{\rm{agarose}} }} } } } }}\) agarozes gēls tiks uztverts ar mikrokanālu, un fibrīna gēls ar tādu pašu stingrību izies cauri tam.ΔP < Δ\({P}_{{{{{{\rm{tr))))))))))_{{{{{\rm{fibrīna)))))))))}\ ), Divi Abi gēli bloķēs kanālu, bet fibrīna gēls iespiedīsies dziļāk un efektīvāk saspiedīsies, efektīvāk bloķējot šķidruma plūsmu.2. attēlā parādītie rezultāti parāda, ka šķiedru gēls var kalpot kā efektīvs aizbāžnis, lai samazinātu asiņošanu vai kavētu asins piegādi audzējiem.
No otras puses, fibrīns veido trombu pamatni, kas izraisa trombemboliju, patoloģisku stāvokli, kurā trombs aizsprosto asinsvadu pie ΔP < ΔPtr, piemēram, dažu veidu išēmiska insulta gadījumā (3.a attēls).Fibrīna mikrogēlu vājākā ierobežojuma izraisītā pagarināšanās izraisīja spēcīgāku C / C fibrinogēna fibrīna koncentrācijas pieaugumu, salīdzinot ar elastīgām ķēdes gēliem, kur C un C fibrinogēns ir attiecīgi ierobežoti un nedeformēti mikrogēli.Polimēru koncentrācija gēlā.3.b attēlā parādīts, ka fibrinogēna C/C SM, MM un RM pieauga vairāk nekā septiņas reizes pie 1/λr ≈ 4,0, ko noteica ierobežojums un dehidratācija (16. papildu attēls).
Smadzeņu vidējās smadzeņu artērijas oklūzijas shematisks attēls.b Ierobežojuma izraisīts relatīvs fibrīna koncentrācijas pieaugums obstruktīvajā SM (vienmērīgi sarkani apļi), MM (vienmērīgi melni kvadrāti) un RM (vienmērīgi zili trīsstūri).c Eksperimentāls dizains, ko izmanto, lai pētītu ierobežotu fibrīna gēlu šķelšanos.Fluorescējoši marķēta tPA šķīdums TBS tika injicēts ar plūsmas ātrumu 5, 6 × 107 µm3 / s un papildu spiediena kritumu par 0, 7 Pa kanāliem, kas atrodas perpendikulāri galvenā mikrokanāla garajai asij.d Apvienots daudzkanālu mikroskopisks obstruktīvas MM attēls (D0 = 200 µm) pie Xf = 28 µm, ΔP = 700 Pa un sadalīšanas laikā.Vertikālas punktētas līnijas parāda MM aizmugurējās un priekšējās malas sākotnējās pozīcijas pie tlys = 0. Zaļā un rozā krāsa atbilst attiecīgi FITC-dekstrānam (70 kDa) un tPA, kas marķēti ar AlexaFluor633.e Laika mainīgs relatīvais aizsegtu RM tilpums ar D0 attiecīgi 174 µm (zils atvērts apgriezts trīsstūris), 199 µm (zils atvērts trīsstūris) un 218 µm (zils atvērts trīsstūris) koniskā mikrokanālā ar Xf = 28 ± 1 µm.sekcijām ir attiecīgi ΔP 1200, 1800 un 3000 Pa, un Q = 1860 ± 70 µm3/s.Ielaidumā redzams RM (D0 = 218 µm), kas noslēdz mikrokanālu.f SM, MM vai RM relatīvā tilpuma laika izmaiņas, kas novietotas pie Xf = 32 ± 12 µm, pie ΔP 400, 750 un 1800 Pa un ΔP 12300 Pa un Q 12300 mikrokanāla koniskajā apgabalā, attiecīgi 2400 un 18300 µm /s.Xf attēlo mikrogēla priekšējo stāvokli un nosaka tā attālumu no saraušanās sākuma.V (tlys) un V0 ir attiecīgi lizētā mikrogēla pagaidu tilpums un netraucētā mikrogēla tilpums.Rakstzīmju krāsas atbilst b krāsām.Melnās bultiņas uz e, f atbilst pēdējam laika brīdim pirms mikrogēlu iziešanas caur mikrokanālu.Mēroga josla d, e ir 100 µm.
Lai izpētītu ierobežojuma ietekmi uz šķidruma plūsmas samazināšanos caur obstruktīviem fibrīna gēliem, mēs pētījām SM, MM un RM līzi, kas infiltrēts ar trombolītiskā aģenta audu plazminogēna aktivatoru (tPA).3.c attēlā parādīts līzes eksperimentos izmantotais eksperimentālais dizains. Pie ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) un plūsmas ātruma Q = 2400 μm3/s ar Tris buferētu fizioloģisko šķīdumu (TBS), kas sajaukts ar 0,1 mg/mL (fluoresceīna izotiocianāta) FITC-dekstrāna, mikrogēls aizsedza konusveida mikrokanālu. novads. Pie ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) un plūsmas ātruma Q = 2400 μm3/s ar Tris buferētu fizioloģisko šķīdumu (TBS), kas sajaukts ar 0,1 mg/mL (fluoresceīna izotiocianāta) FITC-dekstrāna, mikrogēls aizsedza konusveida mikrokanālu. novads. При ΔP = 700 Па (<ΔPtr) и скорости потока, Q = 2400 мкм3/с, трис-буферного солевого раствора (TBS), смешанулнолго ( смешаннолго, 1 зотиоцианата) FITC-декстрана, микрогель перекрывал сужающийся микроканал. Pie ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) un plūsmas ātruma Q = 2400 µm3/s Tris buferētā fizioloģiskā šķīduma (TBS), kas sajaukts ar 0,1 mg/mL (fluoresceīna izotiocianāta) FITC-dekstrānu, mikrogēls aizsedza saplūstošo mikrokanālu.novads.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（异灁 賴 的（异灁氧酸 盍賴氧酸混合时，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 FI. P = 700 Па (<ΔPtr) и скорости потока Q = 2400 мкм3/с Конические области микроканалов. Mikrogēli aizsprostoti, kad Tris buferšķīdums (TBS) tika sajaukts ar 0,1 mg/ml (fluoresceīna izotiocianāts) FITC-dekstrānu pie ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) un plūsmas ātrums Q = 2400 µm3/s Mikrokanālu koniskie apgabali.Mikrogēla priekšējā pozīcija Xf nosaka tā attālumu no sākotnējā saraušanās punkta X0.Lai izraisītu līzi, fluorescējoši marķēta tPA šķīdums TBS tika injicēts no kanāla, kas atrodas ortogonāli pret galvenā mikrokanāla garo asi.
Kad tPA šķīdums sasniedza okluzālo MM, mikrogēla aizmugurējā mala kļuva neskaidra, norādot, ka fibrīna šķelšanās bija sākusies laikā, kad tlys = 0 (3.d attēls un papildu 18. attēls).Fibrinolīzes laikā ar krāsvielu iezīmētais tPA uzkrājas MM iekšpusē un saistās ar fibrīna pavedieniem, kas noved pie pakāpeniskas mikrogēlu rozā krāsas intensitātes palielināšanās.Pie tlys = 60 min, MM saraujas tās aizmugures daļas izšķīšanas dēļ, un tā priekšējās malas Xf stāvoklis mainās maz.Pēc 160 minūtēm stipri sarautais MM turpināja sarukt, un pie tlys = 161 min tas saraujās, tādējādi atjaunojot šķidruma plūsmu caur mikrokanālu (3.d att. un 18. papildu attēls, labā kolonna).
Uz att.e attēlā parādīts no līzes izraisīts laika atkarīgais tilpuma V (tlys) samazinājums, kas normalizēts līdz dažāda izmēra fibrīna mikrogēlu sākotnējam tilpumam V0.CO ar D0 174, 199 vai 218 µm tika ievietots mikrokanālā ar attiecīgi ΔP 1200, 1800 vai 3000 Pa un Q = 1860 ± 70 µm3/s, lai bloķētu mikrokanālu (3.e attēls, ieliktnis).uzturs.Mikrogēli pakāpeniski saraujas, līdz tie ir pietiekami mazi, lai izietu cauri kanāliem.CO kritiskā tilpuma samazināšanās ar lielāku sākotnējo diametru prasa ilgāku līzes laiku.Sakarā ar līdzīgu plūsmu caur dažāda izmēra RM, šķelšanās notiek ar tādu pašu ātrumu, kā rezultātā tiek sagremotas mazākas lielāko RM frakcijas un aizkavēta to translokācija.Uz att.3.f attēlā parādīts relatīvais V(tlys)/V0 samazinājums, ko izraisa SM, MM un RM sadalīšana pie D0 = 197 ± 3 µm, kas attēlots kā tlys funkcija.SM, MM un RM gadījumā katru mikrogēlu ievietojiet mikrokanālā ar attiecīgi ΔP 400, 750 vai 1800 Pa un Q 12300, 2400 vai 1860 µm3/s.Lai gan spiediens, kas tika pielietots SM, bija 4,5 reizes mazāks nekā RM, plūsma caur SM bija vairāk nekā sešas reizes spēcīgāka SM augstākas caurlaidības dēļ, un mikrogēla saraušanās samazinājās no SM līdz MM un RM .Piemēram, pie tlys = 78 min, SM lielākoties izšķīda un pārvietojās, savukārt MM un PM turpināja aizsprostot mikrokanālus, neskatoties uz to, ka tie saglabāja attiecīgi tikai 16% un 20% no sākotnējā tilpuma.Šie rezultāti liecina par konvekcijas izraisītas saspiestu šķiedru gēlu līzes nozīmi un korelē ar ziņojumiem par ātrāku trombu gremošanu ar zemāku fibrīna saturu.
Tādējādi mūsu darbs eksperimentāli un teorētiski parāda mehānismu, ar kuru pavedienu gēli reaģē uz biaksiālo norobežošanos.Šķiedru gēlu uzvedību ierobežotā telpā nosaka pavedienu deformācijas enerģijas spēcīgā asimetrija (mīksta saspiešanā un cieta stiepē) un tikai pavedienu malu attiecība un izliekums.Šīs reakcijas rezultātā šķiedru gēli, kas atrodas šauros kapilāros, minimāli pagarinās, to biaksiālā Puasona attiecība samazinās, palielinoties saspiešanai un mazākam gaismas bitu spiedienam.
Tā kā mīksto deformējamo daļiņu biaksiālā ierobežošana tiek izmantota plašā tehnoloģiju klāstā, mūsu rezultāti stimulē jaunu šķiedru materiālu attīstību.Jo īpaši pavedienu želeju divaksiālā aizture šauros kapilāros vai caurulēs izraisa to spēcīgu sablīvēšanos un krasu caurlaidības samazināšanos.Spēcīgai šķidruma plūsmas kavēšanai caur okluzīviem šķiedru gēliem ir priekšrocības, ja tos izmanto kā aizbāžņus, lai novērstu asiņošanu vai samazinātu asins piegādi ļaundabīgiem audzējiem33, 34, 35.No otras puses, šķidruma plūsmas samazināšanās caur okluzālo fibrīna gēlu, tādējādi kavējot konvekcijas izraisītu trombu līzi, liecina par lēnu okluzālo trombu sabrukšanu [27, 36, 37].Mūsu modelēšanas sistēma ir pirmais solis, lai izprastu šķiedru biopolimēru hidrogēlu mehāniskās reakcijas ietekmi uz biaksiālo aizturi.Asins šūnu vai trombocītu iekļaušana obstruktīvos fibrīna gēlos ietekmēs to ierobežojošo uzvedību 38 un būs nākamais solis sarežģītāku bioloģiski nozīmīgu sistēmu uzvedības atklāšanā.
Reaģenti, ko izmanto fibrīna mikrogēlu sagatavošanai un MF ierīču izgatavošanai, ir aprakstīti papildinformācijā (papildu metodes 2. un 4. sadaļā).Fibrīna mikrogēlus sagatavoja, emulģējot jauktu fibrinogēna, Tris bufera un trombīna šķīdumu plūsmas fokusēšanas MF ierīcē, kam sekoja pilienu želēšana.Liellopu fibrinogēna šķīdums (60 mg/ml TBS), Tris buferšķīdums un liellopu trombīna šķīdums (5 U/ml 10 mM CaCl2 šķīdumā) tika ievadīti, izmantojot divus neatkarīgi kontrolētus šļirces sūkņus (PhD 200 Harvard Apparatus PHD 2000 šļirces sūknis).bloķēt MF, ASV).F-eļļas nepārtrauktā fāze, kas satur 1 masas% blokkopolimēru PFPE-P(EO-PO)-PFPE, tika ievadīta MF blokā, izmantojot trešo šļirces sūkni.MF ierīcē izveidotos pilienus savāc 15 ml centrifūgas mēģenē, kurā ir F-eļļa.Mēģenes ievieto ūdens vannā 37 °C uz 1 stundu, lai pabeigtu fibrīna želeju.FITC marķēti fibrīna mikrogēli tika sagatavoti, sajaucot liellopu fibrinogēnu un FITC marķētu cilvēka fibrinogēnu svara attiecībā 33:1.Procedūra ir tāda pati kā fibrīna mikrogēlu sagatavošanai.
Pārnes mikrogēlus no eļļas F uz TBS, centrifugējot dispersiju pie 185 g 2 minūtes.Izgulsnētie mikrogēli tika disperģēti eļļā F, kas sajaukta ar 20 mas.% perfluoroktilspirtu, pēc tam disperģēja heksānā, kas satur 0,5 mas.% Span 80, heksānu, 0.1 mas.% Triton X ūdenī un TBS.Visbeidzot, mikrogēli tika izkliedēti TBS, kas satur 0, 01 svara% Tween 20, un pirms eksperimentiem tika uzglabāti 4 ° C temperatūrā aptuveni 1–2 nedēļas.
MF ierīces izgatavošana ir aprakstīta papildinformācijā (5. sadaļa papildu metodes).Tipiskā eksperimentā pozitīvo ΔP vērtību nosaka relatīvais to rezervuāru augstums, kas savienoti pirms un pēc MF ierīces mikrogēlu ar diametru 150 < D0 < 270 µm ievadīšanai mikrokanālos.Mikrogēlu netraucētais izmērs tika noteikts, vizualizējot tos makrokanālā.Mikrogēls apstājas konusveida zonā pie ieejas sašaurinājumā.Kad priekšējā mikrogēla gals paliek nemainīgs 2 minūtes, izmantojiet MATLAB programmu, lai noteiktu mikrogēla stāvokli gar x asi.Pakāpeniski palielinoties ΔP, mikrogēls pārvietojas pa ķīļveida reģionu, līdz tas nonāk sašaurinājumā.Kad mikrogēls ir pilnībā ievietots un saspiests, ΔP strauji pazeminās līdz nullei, līdzsvarojot ūdens līmeni starp rezervuāriem, un slēgtais mikrogēls paliek nekustīgs saspiežot.Obstruktīvā mikrogēla garums tika mērīts 30 minūtes pēc sašaurināšanās pārtraukšanas.
Fibrinolīzes eksperimentu laikā t-PA un FITC iezīmētā dekstrāna šķīdumi iekļūst bloķētos mikrogēlos.Katra šķidruma plūsma tika uzraudzīta, izmantojot viena kanāla fluorescences attēlveidošanu.TAP, kas marķēts ar AlexaFluor 633, kas pievienots fibrīna šķiedrām un uzkrājies saspiestā fibrīna mikrogēlos (TRITC kanāls 18. papildu attēlā).Dekstrāna šķīdums, kas marķēts ar FITC, pārvietojas bez uzkrāšanās mikrogēlā.
Dati, kas apstiprina šī pētījuma rezultātus, pēc pieprasījuma ir pieejami no attiecīgajiem autoriem.Neapstrādāti fibrīna gēlu SEM attēli, fibrīna gēlu neapstrādāti TEM attēli pirms un pēc inokulācijas un galvenie ievades dati 1. un 2. attēlā. 2. un 3. ir sniegti neapstrādātu datu failā.Šajā rakstā ir sniegti sākotnējie dati.
Litvinov RI, Peters M., de Lange-Loots Z. un Weisel JV fibrinogēns un fibrīns.In Macromolecular Protein Complex III: Structure and Function (red. Harris, JR un Marles-Wright, J.) 471-501 https://doi.org/10.1007/978-3-030-58971-4_15 ( Springer and Cham, 2021).
Bosmans FT un Stamenkovičs I. Ekstracelulārās matricas funkcionālā struktūra un sastāvs.J. Pasols.200, 423–428 (2003).
Princis E. un Kumačeva E. Mākslīgo biomimētisko šķiedru hidrogēlu dizains un pielietojums.Nacionālais Mets Red.4, 99–115 (2019).
Broedersz, CP & Mackintosh, FC Daļēji elastīgu polimēru tīklu modelēšana.Priesteris Mod.fizika.86, 995–1036 (2014).
Khatami-Marbini, H. un Piku, KR Daļēji elastīgu biopolimēru tīklu mehāniskā modelēšana: neafīna deformācija un liela attāluma atkarību klātbūtne.In Advances in Soft Matter Mechanics 119–145 (Springer, Berlīne, Heidelberga, 2012).
Vader D, Kabla A, Weitz D un Mahadevan L. Stresa izraisīta kolagēna želeju izlīdzināšana.PLoS One 4, e5902 (2009).
Storm S., Pastore JJ, McKintosh FS, Lubensky TS un Gianmi PA Biogēlu nelineārā elastība.Nature 435, 191–194 (2005).
Likup, AJ Stress kontrolē kolagēna tīkla mehānismus.process.Nacionālā Zinātņu akadēmija.zinātne.US 112, 9573–9578 (2015).
Janmi, PA u.c.Negatīvs normālais spriegums daļēji elastīgos biopolimēru gēlos.Nacionālā alma mater.6, 48–51 (2007).
Kang, H. et al.Stingru šķiedru tīklu nelineārā elastība: deformācijas sacietēšana, negatīvs normāls spriegums un šķiedru izlīdzināšana fibrīna gēlos.J. Fizika.Ķīmiskā.V. 113, 3799–3805 (2009).
Gardel, ML et al.Šķērssaistīto un saistīto aktīna tīklu elastīgā uzvedība.Science 304, 1301–1305 (2004).
Sharma, A. et al.Sprieguma kontrolētu optisko šķiedru tīklu nelineārā mehānika ar kritisku vadību.Nacionālā fizika.12, 584–587 (2016).
Wahabi, M. et al.Šķiedru tīklu elastība vieniālā priekšspriegumā.Soft Matter 12, 5050–5060 (2016).
Wufsus, AR, Macera, NE & Neeves, KB Asins recekļa hidrauliskā caurlaidība kā fibrīna un trombocītu blīvuma funkcija.biofizika.Žurnāls 104, 1812–1823 (2013).
Li, Y. et al.Hidrogēlu daudzpusīgo uzvedību ierobežo šauri kapilāri.zinātne.Māja 5, 17017 (2015).
Liu, X., Li, N. & Wen, C. Patoloģiskās neviendabības ietekme uz bīdes viļņu elastogrāfiju dziļo vēnu trombozes stadijā.PLoS One 12, e0179103 (2017).
Mfoumou, E., Tripette, J., Blostein, M. & Cloutier, G. No laika atkarīgās asins recekļu sacietēšanas kvantitatīva noteikšana in vivo, izmantojot bīdes viļņu ultraskaņas attēlveidošanu trušu vēnu trombozes modelī.trombs.uzglabāšanas tvertne.133, 265–271 (2014).
Weisel, JW & Nagaswami, C. Fibrīna polimerizācijas dinamikas datorsimulācija saistībā ar elektronu mikroskopijas un duļķainības novērojumiem: recekļa struktūra un montāža tiek kinētiski kontrolēti.biofizika.Žurnāls 63, 111–128 (1992).
Ryan, EA, Mokros, LF, Weisel, JW un Lorand, L. Fibrīna recekļa reoloģijas strukturālā izcelsme.biofizika.J. 77, 2813–2826 (1999).
Izlikšanas laiks: 23. februāris 2023