Дякуємо, що відвідали Nature.com.Ви використовуєте версію браузера з обмеженою підтримкою CSS.Для найкращої роботи радимо використовувати оновлений браузер (або вимкнути режим сумісності в Internet Explorer).Крім того, щоб забезпечити постійну підтримку, ми показуємо сайт без стилів і JavaScript.
Відображає карусель із трьох слайдів одночасно.Використовуйте кнопки «Попередній» і «Наступний», щоб переходити по трьох слайдах одночасно, або використовуйте кнопки повзунка в кінці, щоб переходити по трьох слайдах одночасно.
Обмеження волокнистих гідрогелів вузькими капілярами має велике значення в біологічних і біомедичних системах.Розтягнення та одноосьове стиснення волокнистих гідрогелів були широко вивчені, але їх реакція на двовісне утримання в капілярах залишається невивченою.Тут ми демонструємо експериментально та теоретично, що ниткоподібні гелі якісно інакше реагують на обмеження, ніж гелі з гнучким ланцюгом через асиметрію в механічних властивостях складових ниток, які є м’якими при стисненні та жорсткими при розтягуванні.При сильному утриманні волокнистий гель демонструє невелике подовження та асимптотичне зменшення двовісного коефіцієнта Пуассона до нуля, що призводить до сильного ущільнення гелю та поганого проникнення рідини через гель.Ці результати вказують на стійкість розтягнутих оклюзійних тромбів до лізису терапевтичними агентами та стимулюють розвиток ефективної ендоваскулярної емболізації з фіброзних гелів для зупинки судинної кровотечі або пригнічення кровопостачання пухлин.
Фіброзні мережі є основними структурними та функціональними будівельними блоками тканин і живих клітин.Актин є основним компонентом цитоскелета1;фібрин є ключовим елементом у загоєнні ран і утворенні тромбів2, а колаген, еластин і фібронектин є компонентами позаклітинного матриксу в тваринному світі3.Відновлені мережі волокнистих біополімерів стали матеріалами з широким застосуванням у тканинній інженерії4.
Ниткоподібні мережі представляють окремий клас біологічної м’якої речовини з механічними властивостями, відмінними від гнучких молекулярних мереж5.Деякі з цих властивостей розвинулися в ході еволюції, щоб контролювати реакцію біологічної матерії на деформацію6.Наприклад, волокнисті мережі демонструють лінійну еластичність при малих деформаціях7,8, тоді як при великих деформаціях вони демонструють підвищену жорсткість9,10, таким чином зберігаючи цілісність тканини.Наслідки для інших механічних властивостей волокнистих гелів, таких як негативне нормальне напруження у відповідь на деформацію зсуву11,12, ще належить виявити.
Механічні властивості напівгнучких волокнистих гідрогелів були вивчені при одновісному розтягу13,14 і стисненні8,15, але їхнє двоосьове стиснення, викликане свободою, у вузьких капілярах або трубках не вивчалося.Тут ми повідомляємо про експериментальні результати та теоретично пропонуємо механізм поведінки волокнистих гідрогелів при двовісному утриманні в мікрофлюїдних каналах.
Мікрогелі фібрину з різними співвідношеннями концентрацій фібриногену та тромбіну та діаметром D0 від 150 до 220 мкм були створені за допомогою мікрофлюїдного підходу (додатковий малюнок 1).На рис.1а показано зображення мічених флуорохромом мікрогелів, отриманих за допомогою конфокальної флуоресцентної мікроскопії (CFM).Мікрогелі є сферичними, мають полідисперсність менше 5% і однорідні за структурою в масштабах, перевірених CFM (додаткова інформація та відео S1 і S2).Середній розмір пор мікрогелів (визначений за допомогою вимірювання проникності Дарсі16) зменшився з 2280 до 60 нм, вміст фібрину збільшився з 5,25 до 37,9 мг/мл, а концентрація тромбіну знизилася з 2,56 до 0,27 одиниць/мл відповідно.(Додаткова інформація).Рис.2), 3 і додаткова таблиця 1).Відповідна жорсткість мікрогелю збільшується з 0,85 до 3,6 кПа (додатковий рис. 4).Як приклади гелів, утворених з гнучких ланцюгів, використовуються мікрогелі агарози різної жорсткості.
Флуоресцентне мікроскопічне зображення флуоресцеїн ізотіоціанату (FITC), міченого PM, суспендованого в TBS.Штрих шкали становить 500 мкм.b SEM-зображення SM (угорі) і RM (внизу).Шкала 500 нм.c Схематична діаграма мікрофлюїдного каналу, що складається з великого каналу (діаметр dl) і звуженої конусоподібної області з кутом входу α 15° і діаметром dc = 65 мкм.d Зліва направо: оптичні мікроскопічні зображення RM (діаметр D0) у великих каналах, конічній зоні та звуженні (обмежувальна довжина гелю Dz).Штрих шкали становить 100 мкм.e, f ТЕМ-зображення недеформованого RM (e) та оклюзованого RM (f), фіксованих протягом однієї години зі звуженням 1/λr = 2,7, з подальшим вивільненням та фіксацією 5% маси.глутаральдегід в TBS.Діаметр недеформованого СО становить 176 мкм.Масштабна шкала становить 100 нм.
Ми зосередилися на фібринових мікрогелях з твердістю 0,85, 1,87 і 3,6 кПа (надалі – м’які мікрогелі (SM), середньотверді мікрогелі (MM) і жорсткі мікрогелі (RM) відповідно).Цей діапазон жорсткості фібринового гелю такого ж порядку, як і для згустків крові 18, 19, і, отже, фібринові гелі, досліджені в нашій роботі, безпосередньо пов’язані з реальними біологічними системами.На рис.1b показано верхнє і нижнє зображення структур SM і RM, отримані за допомогою скануючого електронного мікроскопа (SEM) відповідно.Порівняно зі структурами RM, мережі SM утворені більш товстими волокнами та меншою кількістю точок розгалуження, що відповідає попереднім звітам 20, 21 (додатковий рис. 5).Різниця в структурі гідрогелю корелює з тенденцією його властивостей: проникність гелю зменшується зі зменшенням розміру пор від SM до MM і RM (додаткова таблиця 1), а жорсткість гелю змінюється на протилежну.Жодних змін у структурі мікрогелю не було відзначено після зберігання при 4 °C протягом 30 днів (додатковий рис. 6).
На рис.1c показана схема мікрофлюїдного каналу з круглим поперечним перерізом, що містить (зліва направо): великий канал діаметром dl, в якому мікрогель залишається недеформованим, конусоподібну ділянку зі звуженням діаметра dc < D0, конус -подібні перерізи та великі канали діаметром dl (додатковий рис. 7).У типовому експерименті мікрогелі вводили в мікрофлюїдні канали при позитивному перепаді тиску ΔP 0,2–16 кПа (додатковий рис. 8).Цей діапазон тиску відповідає біологічно значущому артеріальному тиску (120 мм рт. ст. = 16 кПа)22.На рис.1d (зліва направо) показує типові зображення RM у великих каналах, конічних областях і звуженнях.Рух і форму мікрогелю реєстрували та аналізували за допомогою програми MATLAB.Важливо відзначити, що в звужених областях і звуженнях мікрогелі знаходяться в конформному контакті зі стінками мікроканалів (додатковий рис. 8).Ступінь радіального утримання мікрогелю при звуженні D0/dc = 1/λr знаходиться в діапазоні 2,4 ≤ 1/λr ≤ 4,2, де 1/λr – коефіцієнт стиснення.Мікрогель проходить процес усадки, коли ΔP > ΔPtr, де ΔPtr є різницею тиску транслокації.Довжина і розмір пор двовісно обмежених мікрогелів визначаються їх рівноважним станом, оскільки в біологічних системах дуже важливо враховувати в’язкопружність гелів.Час встановлення рівноваги для мікрогелів агарози та фібрину становив 10 хв та 30 хв відповідно.Після цих інтервалів часу обмежені мікрогелі досягли свого стабільного положення та форми, що було зафіксовано за допомогою високошвидкісної камери та проаналізовано за допомогою MATLAB.
На рис.1e, 1f показують зображення трансмісійної електронної мікроскопії (TEM) недеформованих і двовісно обмежених структур RM.Після стиснення RM розмір пор мікрогелю значно зменшився, а їх форма стала анізотропною з меншими розмірами в напрямку стиснення, що узгоджується з попереднім звітом 23 .
Двоосьове стиснення під час скорочення змушує мікрогель подовжуватися в необмеженому напрямку з коефіцієнтом λz = \({D}_{{{{{{{\rm{z}}}}}}}/\({D }_ { 0}\), де \({D}_{{{{{({\rm{z}}}}}}}}\) — довжина закритого мікрогелю. На малюнку 2а показано зміну λzvs .1/ λr Для мікрогелів фібрину та агарози Дивно, але при сильному стисненні 2,4 ≤ 1/λr ≤ 4,2 фібринові мікрогелі демонструють незначне подовження 1,12 +/- 0,03 λz, на яке лише незначно впливає значення 1/λr. обмежені мікрогелі агарози, які спостерігаються навіть при слабшому стисненні 1/λr = 2,6 до більшого видовження λz = 1,3.
Експерименти з мікрогелем агарози з різними модулями пружності (2,6 кПа, зелений відкритий ромб; 8,3 кПа, коричневий відкритий круг; 12,5 кПа, помаранчевий відкритий квадрат; 20,2 кПа, пурпуровий відкритий перевернутий трикутник) і SM (суцільний червоний) Зміна виміряного подовження λz ( кола), MM (суцільні чорні квадрати) і RM (суцільні сині трикутники).Суцільні лінії показують теоретично передбачені λz для агарози (зелена лінія) і мікрогелів фібрину (лінії та символи одного кольору).b, c Верхня панель: схематична діаграма мережевих ланцюгів агарози (b) і фібрину (c) до (ліворуч) і після (праворуч) двовісного стиснення.Внизу: форма відповідної мережі до та після деформації.Напрямки стиснення x і y позначені пурпуровими та коричневими стрілками відповідно.На малюнку вище ланцюги мереж, орієнтовані в цих напрямках x і y, показані відповідними пурпуровими та коричневими лініями, а ланцюги, орієнтовані в довільному напрямку z, представлені зеленими лініями.У фібриновому гелі (c) фіолетові і коричневі лінії в напрямках x і y згинаються більше, ніж у недеформованому стані, а зелені лінії в напрямку z згинаються і розтягуються.Натяг між напрямками стиснення і розтягування передається через нитки з проміжними напрямками.В агарозних гелях ланцюжки в усіх напрямках визначають осмотичний тиск, який вносить істотний внесок у деформацію гелю.d Прогнозована зміна двовісного коефіцієнта Пуассона, } }^{{{{{\rm{eff}}}}}}}} =-{{{{{\rm{ln}}}}}}{\lambda }_{ z}/{{{{{ {{ \rm{ln}}}}}}{\lambda }_{r}\ ), для рівновісного стиснення агарозного (зелена лінія) та фібринового (червона лінія) гелів.На вставці показано двовісну деформацію гелю.e Зміна тиску транслокації ΔPtr, нормалізована до жорсткості гелю S, нанесена на графік як функція коефіцієнта стиснення для мікрогелів агарози та фібрину.Кольори символів відповідають кольорам у (а).Зелена та червона лінії зображують теоретичне співвідношення між ΔPtr/S та 1/λr для агарозного та фібринового гелів відповідно.Пунктирна частина червоної лінії показує збільшення ΔPtr при сильному стисненні через взаємодію між волокнами.
Ця відмінність пов’язана з різними механізмами деформації фібринової та агарозної мікрогелевих мереж, які складаються з гнучких24 та жорстких25 ниток відповідно.Двовісне стиснення гнучких гелів призводить до зменшення їх об'єму і пов'язаного з цим збільшенням концентрації і осмотичного тиску, що призводить до подовження гелю в необмеженому напрямку.Остаточне подовження гелю залежить від балансу збільшення ентропійної вільної енергії розтягнутих ланцюгів і зменшення вільної енергії осмосу через меншу концентрацію полімеру в розтягнутому гелі.Під сильним двовісним стисненням подовження гелю збільшується з λz ≈ 0,6 \({{\lambda}_{{{\rm{r}}}}^{-2/3}}\) (див. рис. 2a в розділ обговорення 5.3.3).Конформаційні зміни в гнучких ланцюгах і форма відповідних мереж до і після двовісного утримання показані на рис.2б.
Навпаки, волокнисті гелі, такі як фібрин, по-різному реагують на двовісне утримання.Нитки, орієнтовані переважно паралельно напрямку стиснення, згинаються (зменшуючи таким чином відстань між поперечними зв’язками), а нитки, переважно перпендикулярні напрямку стиснення, випрямляються і розтягуються під дією сили пружності, викликаючи подовження гелю ( рис. 1).2c) Структури недеформованих SM, MM і RM були охарактеризовані шляхом аналізу їхніх зображень SEM і CFM (додаткове обговорення, розділ IV і додатковий малюнок 9).Визначаючи модуль пружності (E), діаметр (d), довжину профілю (R0), відстань між кінцями (L0 ≈ R0) і центральний кут (ψ0) ниток у недеформованих мікрогелях фібрину (додаткова таблиця 2) – 4), ми знаходимо, що модуль вигину нитки \({k}_{{{{{{\rm{b)))))))))}=\frac{9\pi E{d}^{4} } {4 {\psi} _{0}^{2}{L}_{0}}\) значно менше, ніж його модуль розтягу\({k}_{{{{{{{{\rm{\rm{s}}} } }} }}=E\frac{\pi {d}^{2}{R}_{0}}{4}\), тому kb/ks ≈ 0,1 (додаткова таблиця 4).Таким чином, в умовах двовісного утримання гелю нитки фібрину легко згинаються, але чинять опір розтягуванню.Подовження ниткоподібної мережі, підданої двовісному стисненню, показано на Додатковому малюнку 17.
Ми розробляємо теоретичну афінну модель (розділ V додаткового обговорення та додаткові малюнки 10–16), у якій подовження волокнистого гелю визначається на основі локальної рівноваги пружних сил, що діють у гелі, і передбачає, що при сильній двовісній деформації λz - 1 під обмеженням
Рівняння (1) показує, що навіть за сильного стиснення (\({\lambda }_{{{\mbox{r))))\,\to \,0\)) відбувається незначне розширення гелю та подальша деформація подовження насичення λz–1 = 0,15 ± 0,05.Така поведінка пов’язана з (i) \({\left({k}_{{{{({\rm{b}}}}}}}}}/{k}_{{{{{{\rm { s }}}}}}}\right)}^{1/2}\) ≈ 0,15−0,4 і (ii) член у квадратних дужках асимптотично наближається до \(1{{\mbox{/}}} \sqrt { 3 }\) для міцних двовісних зв’язків. Важливо зазначити, що префактор \({\left({k}_{({\mbox{b))))/{k}_{({\mbox{ s))))\right)}^{1/ 2 }\) не має нічого спільного з жорсткістю нитки E, а визначається лише співвідношенням сторін нитки d/L0 та центральним кутом дуги ψ0, який подібний до SM, MM та RM (додаткова таблиця 4).
Щоб ще більше висвітлити різницю в деформації, викликаній свободою, між гнучкими та ниткоподібними гелями, ми вводимо двовісний коефіцієнт Пуассона \({\nu }_{{{({\rm{b)))))) }{{\ mbox { =}}}\,\mathop{{\lim}}\limits_{{\lambda}_{{{{({\rm{r}}}}}}}\to 1}\frac{{\ лямбда } _{ {{{\rm{z}}}}}}-1}{1-{\lambda }_{{({\rm{r}}}}}}}}}}, \) описує необмежену орієнтація деформації гелю у відповідь на рівну деформацію у двох радіальних напрямках і поширює це на великі рівномірні деформації \ rm{b }}}}}}}}}^{{{{{\rm{eff}}}}}}}} }}=-{{{{\rm{ln}}}}}}} }{ \lambda } _{z} /{{{({\rm{ln)))))))}{\lambda }_{{{({\rm{r)))))))))}\) .На рис.2d показує \({{{{{{\rm{\nu }}}}}}}_{{{({\rm{b}}}}}}}}^{{{ {{\rm { eff }}}}}}}\) для рівномірного двовісного стиснення гнучких (таких як агарозний) і жорстких (таких як фібрин) гелів (додаткове обговорення, розділ 5.3.4), і підкреслює зв’язок між сильними відмінностями у відповідях на обмеження. Для агарозних гелів при сильних обмеженнях {\rm{eff}}}}}}}}}\) зростає до асимптотичного значення 2/3, а для фібринових гелів зменшується до нуля, оскільки lnλz/lnλr → 0, оскільки λz зростає з насичення при збільшенні λr.Зауважимо, що в експериментах закриті сферичні мікрогелі деформуються неоднорідно, а їх центральна частина зазнає більшого стиснення;однак екстраполяція до великого значення 1/λr дає змогу порівняти експеримент із теорією для рівномірно деформованих гелів.
Ще одна різниця в поведінці гелів з гнучким ланцюгом і ниткоподібних гелів була виявлена через їх рух при скороченні.Транслокаційний тиск ΔPtr, нормалізований до жорсткості гелю S, збільшувався зі збільшенням стиснення (рис. 2e), але при 2,0 ≤ 1/λr ≤ 3,5 фібринові мікрогелі демонстрували значно нижчі значення ΔPtr/S під час усадки.Утримання агарозного мікрогелю призводить до підвищення осмотичного тиску, що призводить до розтягування гелю в поздовжньому напрямку в міру розтягування полімерних молекул (рис. 2b, ліворуч) і збільшення тиску транслокації на ΔPtr/S ~( 1/λr)14/317.Навпаки, форма замкнутих мікрогелів фібрину визначається енергетичним балансом ниток радіального стиснення та поздовжнього розтягу, що призводить до максимальної поздовжньої деформації λz ~\(\sqrt{{k}_{{{ {{ { \rm{ b)))))))} /{k}_{{{{{{{\rm{s}}}}}}}}}}\).Для 1/λr ≫ 1 зміна тиску транслокації масштабується як 1 }{{{({\rm{ln))))))\left({{\lambda }}_{{{{{{\rm {r} }}}}}}}^{{-} 1} \right)\) (Додаткове обговорення, розділ 5.4), як показано суцільною червоною лінією на рис. 2e.Таким чином, ΔPtr є менш обмеженим, ніж у агарозних гелях.Для стиснень із 1/λr > 3,5 значне збільшення об’ємної частки філаментів та взаємодія сусідніх філаментів обмежує подальшу деформацію гелю та призводить до відхилень експериментальних результатів від прогнозів (червона пунктирна лінія на рис. 2e).Ми робимо висновок, що для однакових 1/λr і Δ\({P}_{{{{{{{\rm{tr}}}}}}}}_{{{{\rm{fibrin}}} )) } }}}\) < ΔP < Δ\({P}_{{{{{{{\rm{tr))))))}}}_{{{{\rm{agarose}} }} } } } }}\) агарозний гель буде захоплений мікроканалом, а фібриновий гель з такою ж жорсткістю пройде через нього.Для ΔP < Δ\({P}_{{{{{{\rm{tr)))))))))_{{{{{\rm{фібрин)))))))))}\ ), Два. Обидва гелі блокуватимуть канал, але фібриновий гель проштовхуватиметься глибше та стискатиметься ефективніше, блокуючи потік рідини ефективніше.Результати, показані на малюнку 2, демонструють, що волокнистий гель може служити ефективним захисним елементом для зменшення кровотечі або пригнічення кровопостачання пухлин.
З іншого боку, фібрин утворює каркас тромбу, що призводить до тромбоемболії, патологічного стану, при якому тромб закупорює судину при ΔP < ΔPtr, як, наприклад, при деяких типах ішемічного інсульту (рис. 3a).Слабше подовження фібринових мікрогелів, викликане рестрикцією, призвело до більш сильного збільшення концентрації фібрину C/C фібриногену порівняно з гелями з гнучким ланцюгом, де C і C фібриноген є обмеженими та недеформованими мікрогелями відповідно.Концентрація полімеру в гелі.На малюнку 3b показано, що C/C фібриногену в SM, MM і RM збільшився більш ніж у сім разів при 1/λr ≈ 4,0, викликане обмеженням і дегідратацією (додатковий рис. 16).
Схематичне зображення оклюзії середньої мозкової артерії головного мозку.b Рестрикційне відносне збільшення концентрації фібрину в обструктивному SM (суцільні червоні кружечки), MM (суцільні чорні квадрати) і RM (суцільні сині трикутники).c Експериментальна схема, використана для вивчення розщеплення обмежених фібринових гелів.Розчин флуоресцентно міченого tPA в TBS вводили зі швидкістю потоку 5,6 × 107 мкм3/с і додатковим перепадом тиску 0,7 Па для каналів, розташованих перпендикулярно довгій осі основного мікроканалу.d Об’єднане багатоканальне мікроскопічне зображення обструктивної ММ (D0 = 200 мкм) при Xf = 28 мкм, ΔP = 700 Па та під час розщеплення.Вертикальні пунктирні лінії показують початкові положення заднього та переднього країв ММ при tlys = 0. Зелений та рожевий кольори відповідають FITC-декстрану (70 кДа) та tPA, поміченим AlexaFluor633, відповідно.e Змінний у часі відносний об’єм оклюзованих RM з D0 174 мкм (синій відкритий перевернутий трикутник), 199 мкм (синій відкритий трикутник) і 218 мкм (синій відкритий трикутник), відповідно, у конічному мікроканалі з Xf = 28 ± 1 мкм.перерізи мають ΔP 1200, 1800 і 3000 Па відповідно, Q = 1860 ± 70 мкм3/с.На вставці показано RM (D0 = 218 мкм), що закупорює мікроканал.f Зміна в часі відносного об’єму SM, MM або RM, розміщених при Xf = 32 ± 12 мкм, при ΔP 400, 750 і 1800 Па і ΔP 12300 Па і Q 12300 у конічній області мікроканалу, відповідно 2400 і 1860 мкм3 /с.Xf представляє переднє положення мікрогелю і визначає його відстань від початку усадки.V(tlys) і V0 — тимчасовий об’єм лізованого мікрогелю та об’єм непорушеного мікрогелю відповідно.Кольори символів відповідають кольорам у b.Чорні стрілки на e, f відповідають останньому моменту часу перед проходженням мікрогелів через мікроканал.Масштабна шкала в d, e дорівнює 100 мкм.
Щоб дослідити вплив обмеження на зменшення потоку рідини через обструктивні фібринові гелі, ми досліджували лізис SM, MM та RM, інфільтрованих тромболітичним агентом, тканинним активатором плазміногену (tPA).На малюнку 3c показано експериментальний план, використаний для експериментів з лізису. При ΔP = 700 Па (<ΔPtr) і швидкості потоку, Q = 2400 мкм3/с, трис-буферного фізіологічного розчину (TBS), змішаного з 0,1 мг/мл (флуоресцеїн ізотіоціанат) FITC-декстрану, мікрогель закупорював конусний мікроканал область. При ΔP = 700 Па (<ΔPtr) і швидкості потоку, Q = 2400 мкм3/с, трис-буферного фізіологічного розчину (TBS), змішаного з 0,1 мг/мл (флуоресцеїн ізотіоціанат) FITC-декстрану, мікрогель закупорював конусний мікроканал область. При ΔP = 700 Па (<ΔPtr) і швидкості потоку, Q = 2400 мкм3/с, трис-буферного солевого розчину (TBS), змішаного з 0,1 мг/мл (флуоресцеінізотіоціаната) FITC-декстрана, мікрогель перекривав сужаючий мікроканал. При ΔP = 700 Па (<ΔPtr) і швидкості потоку, Q = 2400 мкм3/с, трис-забуференого фізіологічного розчину (TBS), змішаного з 0,1 мг/мл (флуоресцеїн ізотіоціанат) FITC-декстрану, мікрогель закупорював конвергентний мікроканал.область.在ΔP = 700 Па (<ΔPtr) 和流速Q = 2400 мкм3/с 的Tris 缓冲盐水(TBS) 与0,1 мг/мл 的＂硫氰酸荧光素）FITC-葡聚糖混合时，微凝胶堵塞了锥形微通道地区。在ΔP = 700 Па (<ΔPtr) 和流速Q = 2400 мкм3/с了锥形微通道地区。 Мікрогелі закупорюються при змішуванні трис-буферного солевого розчину (TBS) з 0,1 мг/мл (флуоресцеїнізотіоціанат) FITC-декстрана при ΔP = 700 Па (<ΔPtr) і швидкості потоку Q = 2400 мкм3/с Конічні області мікроканалів. Мікрогелі закупорювалися, коли трис-буферний фізіологічний розчин (TBS) змішували з 0,1 мг/мл (флуоресцеїн ізотіоціанат) FITC-декстрану при ΔP = 700 Па (<ΔPtr) і швидкості потоку Q = 2400 мкм3/с. Конічні області мікроканалів.Переднє положення Xf мікрогелю визначає його відстань від початкової точки усадки X0.Щоб індукувати лізис, розчин флуоресцентно міченого tPA в TBS вводили з каналу, розташованого ортогонально до довгої осі головного мікроканалу.
Коли розчин tPA досяг оклюзійної MM, задній край мікрогелю став розмитим, що вказує на те, що розщеплення фібрину почалося в момент часу tlys = 0 (рис. 3d і додаткова рис. 18).Під час фібринолізу мічений барвником tPA накопичується всередині ММ і зв’язується з нитками фібрину, що призводить до поступового збільшення інтенсивності рожевого забарвлення мікрогелів.При tlys = 60 хв ММ стискається за рахунок розчинення його задньої частини, а положення його переднього краю Xf змінюється мало.Через 160 хв сильно скорочений ММ продовжував скорочуватися, а через tlys = 161 хв він зазнав скорочення, таким чином відновлюючи потік рідини через мікроканал (рис. 3d і додатковий рис. 18, правий стовпець).
На рис.3e показано опосередковане лізисом залежне від часу зменшення об’єму V(tlys), нормалізованого до початкового об’єму V0 фібринових мікрогелів різного розміру.CO з D0 174, 199 або 218 мкм поміщали в мікроканал з ΔP 1200, 1800 або 3000 Па відповідно та Q = 1860 ± 70 мкм3/с для блокування мікроканалу (рис. 3e, вставка).харчування.Мікрогелі поступово стискаються, поки не стануть достатньо малими, щоб проходити через канали.Зменшення критичного об'єму СО при більшому початковому діаметрі вимагає більш тривалого часу лізису.Завдяки подібному потоку через RM різного розміру, розщеплення відбувається з однаковою швидкістю, що призводить до перетравлення менших фракцій більших RM та їх уповільненої транслокації.На рис.3f показано відносне зменшення V(tlys)/V0 через розщеплення для SM, MM і RM при D0 = 197 ± 3 мкм, нанесене на графік як функцію tlys.Для SM, MM і RM помістіть кожен мікрогель в мікроканал з ΔP 400, 750 або 1800 Па і Q 12300, 2400 або 1860 мкм3/с відповідно.Хоча тиск, прикладений до SM, був у 4,5 рази нижчим, ніж у RM, потік через SM був більш ніж у шість разів сильнішим через вищу проникність SM, а усадка мікрогелю зменшилася від SM до MM та RM. .Наприклад, при tlys = 78 хв SM в основному розчиняється і витісняється, тоді як MM і PM продовжують закупорювати мікроканали, незважаючи на те, що зберігаються лише 16% і 20% їх початкового об'єму відповідно.Ці результати свідчать про важливість опосередкованого конвекцією лізису звужених волокнистих гелів і корелюють із повідомленнями про швидше перетравлення згустків із меншим вмістом фібрину.
Таким чином, наша робота експериментально та теоретично демонструє механізм, за допомогою якого ниткоподібні гелі реагують на двовісне утримання.Поведінка волокнистих гелів в обмеженому просторі визначається сильною асиметрією енергії деформації волокон (м'яких при стисненні і жорстких при розтягуванні) і лише співвідношенням сторін і кривизною волокон.Ця реакція призводить до мінімального подовження волокнистих гелів, що містяться у вузьких капілярах, їхній двовісний коефіцієнт Пуассона зменшується зі збільшенням стиснення та меншим легким тиском.
Оскільки двовісне утримання м’яких деформівних частинок використовується в широкому спектрі технологій, наші результати стимулюють розробку нових волокнистих матеріалів.Зокрема, двовісне утримання ниткоподібних гелів у вузьких капілярах або трубках призводить до їх сильного ущільнення і різкого зниження проникності.Сильне пригнічення потоку рідини через оклюзійні фіброзні гелі має переваги при використанні як пробок для запобігання кровотечі або зменшення кровопостачання злоякісних новоутворень33,34,35.З іншого боку, зменшення потоку рідини через оклюзійний фібриновий гель, таким чином пригнічуючи конвективний лізис тромбу, дає ознаку повільного лізису оклюзійних згустків [27, 36, 37].Наша система моделювання є першим кроком до розуміння наслідків механічної реакції волокнистих біополімерних гідрогелів на двовісне утримання.Включення клітин крові або тромбоцитів у обструктивні фібринові гелі вплине на їх рестрикційну поведінку 38 і стане наступним кроком у розкритті поведінки більш складних біологічно значущих систем.
Реагенти, які використовуються для приготування фібринових мікрогелів і виготовлення пристроїв MF, описані в Додатковій інформації (Додаткові методи, розділи 2 і 4).Фібринові мікрогелі готували шляхом емульгування змішаного розчину фібриногену, трис-буфера та тромбіну в пристрої фокусування потоку MF з подальшим гелеутворенням крапель.Розчин бичачого фібриногену (60 мг/мл у TBS), трис-буфер і розчин бичачого тромбіну (5 ОД/мл у 10 мМ розчині CaCl2) вводили за допомогою двох незалежно керованих шприцевих насосів (PhD 200 Harvard Apparatus PHD 2000 Syring Pump).блокувати MF, США).F-масло безперервної фази, що містить 1 мас.% блок-сополімеру PFPE-P(EO-PO)-PFPE, вводили в блок MF за допомогою третього шприцевого насоса.Краплі, що утворюються в пристрої MF, збираються в центрифужну пробірку на 15 мл, що містить F-олію.Помістіть пробірки на водяну баню при 37 °C на 1 годину для завершення гелеутворення фібрину.Фібринові мікрогелі, мічені FITC, готували шляхом змішування бичачого фібриногену та міченого FITC фібриногену людини у ваговому співвідношенні 33:1 відповідно.Процедура така ж, як і для приготування фібринових мікрогелів.
Перенесіть мікрогелі з масла F в TBS центрифугуванням дисперсії при 185 g протягом 2 хв.Обложені мікрогелі диспергували в маслі F, змішаному з 20 мас.% перфтороктилового спирту, потім диспергували в гексані, що містить 0,5 мас.% Span 80, гексан, 0,1 мас.% Triton X у воді та TBS.Нарешті, мікрогелі диспергували в TBS, що містить 0,01 мас.% Tween 20, і зберігали при 4°C протягом приблизно 1-2 тижнів до експериментів.
Виготовлення пристрою MF описано в Додатковій інформації (розділ 5 додаткових методів).У типовому експерименті позитивне значення ΔP визначається відносною висотою резервуарів, підключених до та після пристрою MF для введення мікрогелів діаметром 150 < D0 < 270 мкм у мікроканали.Непорушений розмір мікрогелів визначали шляхом їх візуалізації в макроканалі.Мікрогель зупиняється в конічній зоні біля входу в перетяжку.Коли кінчик переднього мікрогелю залишається незмінним протягом 2 хвилин, використовуйте програму MATLAB, щоб визначити положення мікрогелю вздовж осі x.При ступінчастому збільшенні ΔP мікрогель рухається по клиноподібній ділянці до входу в перетяжку.Після того, як мікрогель повністю вставлений і стиснутий, ΔP швидко падає до нуля, врівноважуючи рівень води між резервуарами, і закритий мікрогель залишається нерухомим під час стиснення.Довжину обструктивного мікрогелю вимірювали через 30 хвилин після припинення звуження.
Під час експериментів з фібринолізом розчини t-PA та декстрану, міченого FITC, проникають у заблоковані мікрогелі.Потік кожної рідини контролювали за допомогою одноканальної флуоресцентної візуалізації.TAP, мічений AlexaFluor 633, прикріплений до фібринових волокон і накопичується всередині стиснутих фібринових мікрогелів (канал TRITC на Додатковому рис. 18).Мічений FITC розчин декстрану рухається без накопичення в мікрогелі.
Дані, що підтверджують результати цього дослідження, доступні у відповідних авторів за запитом.Необроблені SEM-зображення фібринових гелів, необроблені ТЕМ-зображення фібринових гелів до і після інокуляції, а також основні вхідні дані для малюнків 1 і 2. 2 і 3 надаються у файлі необроблених даних.У цій статті наведені вихідні дані.
Литвинов Р.І., Петерс М., де Ланге-Лутс З. і Вайзель Ю.В. фібриноген і фібрин.У макромолекулярному білковому комплексі III: структура та функція (ред. Harris, JR та Marles-Wright, J.) 471-501 https://doi.org/10.1007/978-3-030-58971-4_15 (Springer and Cham, 2021).
Босман Ф.Т. та Стаменкович І. Функціональна структура та склад позаклітинного матриксу.Ж. Пасоль.200, 423–428 (2003).
Принц Е. та Кумачева Е. Розробка та застосування гідрогелів із штучних біоміметичних волокон.Національний Мет Ред.4, 99–115 (2019).
Broedersz, CP & Mackintosh, FC Моделювання напівгнучких полімерних мереж.Священик Мод.фізика.86, 995–1036 (2014).
Хатамі-Марбіні, Х. та Піку, К. Р. Механічне моделювання напівгнучких біополімерних мереж: неафінна деформація та наявність довгострокових залежностей.In Advances in Soft Matter Mechanics 119–145 (Springer, Berlin, Heidelberg, 2012).
Вейдер Д, Кабла А, Вайц Д і Махадеван Л. Вирівнювання колагенових гелів, викликане стресом.PLoS One 4, e5902 (2009).
Сторм С., Пастор Дж. Дж., Мак-Кінтош Ф. С., Лубенський Т. С. і Джанмі П. А. Нелінійна еластичність біогелів.Nature 435, 191–194 (2005).
Likup, AJ Стрес контролює механізми колагенової мережі.процес.Національна академія наук.наука.США 112, 9573–9578 (2015).
Janmi, PA та ін.Негативний нормальний стрес у напівгнучких біополімерних гелях.Національна альма-матер.6, 48–51 (2007).
Kang, H. та ін.Нелінійна еластичність жорстких волоконних мереж: деформаційне зміцнення, негативне нормальне напруження та вирівнювання волокон у фібринових гелях.Ж. Фізика.хімічний.Т. 113, 3799–3805 (2009).
Gardel, ML та ін.Еластична поведінка мереж зшитого та зв’язаного актину.Наука 304, 1301–1305 (2004).
Sharma, A. та ін.Нелінійна механіка деформаційно-керованих волоконно-оптичних мереж з критичним керуванням.Вітчизняна фізика.12, 584–587 (2016).
Wahabi, M. та ін.Пружність волоконних мереж при одновісному попередньому напруженні.М’яка матерія 12, 5050–5060 (2016).
Wufsus, AR, Macera, NE & Neeves, KB. Гідравлічна проникність згустку крові як функція щільності фібрину та тромбоцитів.біофізика.Журнал 104, 1812–1823 (2013).
Li, Y. та ін.Універсальна поведінка гідрогелів обмежена вузькими капілярами.наука.Будинок 5, 17017 (2015).
Liu, X., Li, N. & Wen, C. Вплив патологічної гетерогенності на еластографію зсуву хвилі при стадії тромбозу глибоких вен.PLoS One 12, e0179103 (2017).
Mfoumou, E., Tripette, J., Blostein, M. & Cloutier, G. In vivo кількісне визначення залежного від часу ущільнення тромбів за допомогою ультразвукового зображення зсуву хвилі на моделі венозного тромбозу кролика.тромб.резервуар для зберігання.133, 265–271 (2014).
Weisel, JW & Nagaswami, C. Комп’ютерне моделювання динаміки полімеризації фібрину у зв’язку з електронною мікроскопією та спостереженнями за мутністю: структура згустку та збірка кінетично контролюються.біофізика.журнал 63, 111–128 (1992).
Ryan, EA, Mokros, LF, Weisel, JW і Lorand, L. Структурне походження реології фібринового згустку.біофізика.J. 77, 2813–2826 (1999).
Час публікації: 23 лютого 2023 р