Köszönjük, hogy meglátogatta a Nature.com oldalt.Olyan böngészőverziót használ, amely korlátozott CSS-támogatással rendelkezik.A legjobb élmény érdekében javasoljuk, hogy használjon frissített böngészőt (vagy tiltsa le a kompatibilitási módot az Internet Explorerben).Ezenkívül a folyamatos támogatás érdekében stílusok és JavaScript nélkül jelenítjük meg az oldalt.
Egyszerre három diából álló körhinta jeleníti meg.Az Előző és a Következő gombokkal egyszerre három dián lépkedhet, vagy a végén lévő csúszkagombokkal egyszerre három dián.
A szálas hidrogélek szűk kapillárisokra való korlátozása nagy jelentőséggel bír a biológiai és orvosbiológiai rendszerekben.A rostos hidrogélek feszültségét és egytengelyű kompresszióját alaposan tanulmányozták, de válaszuk a kapillárisokban való biaxiális retencióra továbbra is feltáratlan.Itt kísérletileg és elméletileg bemutatjuk, hogy a fonalas gélek minőségileg másképpen reagálnak a kényszerre, mint a rugalmas lánczélek, az alkotó szálak mechanikai tulajdonságainak aszimmetriája miatt, amelyek lágyak kompresszióban és merevek.Erős retenció esetén a rostos gél csekély megnyúlást mutat, és a biaxiális Poisson-arány aszimptotikus csökkenést mutat nullához, ami erős géltömörödést és gyenge folyadékáteresztést eredményez a gélen.Ezek az eredmények azt mutatják, hogy a nyújtott okkluzív trombusok ellenállnak a terápiás szerek általi lízisnek, és serkentik a hatékony endovaszkuláris embolizáció kialakulását rostos gélekből az érvérzés megállítására vagy a daganatok vérellátásának gátlására.
A rostos hálózatok a szövetek és élő sejtek alapvető szerkezeti és funkcionális építőkövei.Az aktin a citoszkeleton egyik fő összetevője1;A fibrin kulcsfontosságú eleme a sebgyógyulásnak és a trombusképződésnek2, a kollagén, az elasztin és a fibronektin pedig az extracelluláris mátrix összetevői az állatvilágban3.A rostos biopolimerek visszanyert hálózatai olyan anyagokká váltak, amelyek széles körben alkalmazhatók a szövettervezésben4.
A fonalas hálózatok a biológiai lágy anyag külön osztályát képviselik, amelyek mechanikai tulajdonságai eltérnek a rugalmas molekuláris hálózatoktól5.E tulajdonságok némelyike az evolúció során fejlődött ki, hogy szabályozza a biológiai anyag deformációra adott válaszát6.Például a rostos hálózatok lineáris rugalmasságot mutatnak kis törzseknél7,8, míg nagy törzseknél fokozott merevséget mutatnak9,10, ezáltal megőrzik a szövetek integritását.A rostos gélek egyéb mechanikai tulajdonságaira gyakorolt hatásokat, mint például a nyíró igénybevételre adott negatív normál feszültség 11, 12, még nem fedezték fel.
A félig flexibilis rostos hidrogélek mechanikai tulajdonságait egytengelyű feszítés13,14 és kompresszió8,15 mellett tanulmányozták, de a szabadság által kiváltott biaxiális összenyomódásukat keskeny kapillárisokban vagy csövekben nem vizsgálták.Itt beszámolunk a kísérleti eredményekről, és elméletileg egy mechanizmust javasolunk a rostos hidrogélek viselkedésére a mikrofluidikus csatornákban való biaxiális retenció mellett.
A fibrin mikrogéleket különböző arányú fibrinogén és trombin koncentrációkkal és 150 és 220 µm közötti D0 átmérővel állítottuk elő mikrofluidikus megközelítéssel (1. kiegészítő ábra).ábrán.Az 1a. ábra konfokális fluoreszcens mikroszkóppal (CFM) nyert fluorokrómmal jelölt mikrogélek képeit mutatja.A mikrogélek gömb alakúak, polidiszperzitásuk kevesebb, mint 5%, és szerkezetük egységes a CFM (S1 és S2 kiegészítő információk és filmek) által vizsgált skálákon.A mikrogélek átlagos pórusmérete (Darcy permeabilitás mérésével16) 2280-ról 60 nm-re, a fibrintartalom 5,25-ről 37,9 mg/ml-re, a trombin koncentrációja pedig 2,56-ról 0,27 egység/ml-re csökkent.(További információ).Rizs.2), 3 és kiegészítő táblázat 1).A mikrogél megfelelő merevsége 0,85-ről 3,6 kPa-ra nő (4. kiegészítő ábra).A rugalmas láncokból kialakított gélekre példaként különböző merevségű agaróz mikrogélt használnak.
Fluoreszcein-izotiocianáttal (FITC) jelölt PM TBS-ben szuszpendált fluoreszcens mikroszkópos képe.A rúdskála 500 µm.b SM (fent) és RM (lent) SEM-képei.Skála 500 nm.c Egy mikrofluidikus csatorna sematikus diagramja, amely egy nagy csatornából (dl átmérőjű) és egy szűkített kúp alakú tartományból áll, α belépési szöge 15°, átmérője dc = 65 µm.d Balról jobbra: RM optikai mikroszkópos felvételei (D0 átmérő) nagy csatornákban, kúpos zónában és szűkületben (korlátozó gélhossz Dz).A rúdskála 100 µm.e, f Egy deformálatlan RM-ről (e) és egy elzárt RM-ről (f) készült TEM-képek, egy órán át 1/λr = 2,7 szűkítéssel rögzítve, majd a tömeg 5%-ának elengedésével és rögzítésével.glutáraldehid a TBS-ben.A deformálatlan CO átmérője 176 μm.A skála 100 nm.
A 0,85, 1,87 és 3,6 kPa keménységű fibrin mikrogélekre koncentráltunk (a továbbiakban: lágy mikrogél (SM), közepesen kemény mikrogél (MM) és kemény mikrogél (RM).A fibringél merevségének ez a tartománya ugyanolyan nagyságrendű, mint a vérrögök esetében18,19, ezért a munkánk során vizsgált fibringélek közvetlenül kapcsolódnak valódi biológiai rendszerekhez.ábrán.Az 1b. ábra az SM és RM struktúrák felső és alsó képét mutatja, amelyeket pásztázó elektronmikroszkóppal (SEM) kaptunk.Az RM struktúrákhoz képest az SM hálózatokat vastagabb szálak és kevesebb elágazási pont alkotja, összhangban a korábbi 20, 21 jelentésekkel (5. kiegészítő ábra).A hidrogél szerkezetének különbsége korrelál tulajdonságainak trendjével: a gél permeabilitása a pórusméret csökkenésével SM-ről MM-re és RM-re csökken (1. kiegészítő táblázat), a gél merevsége pedig megfordul.30 napig 4 °C-on történő tárolás után nem észleltünk változást a mikrogél szerkezetében (kiegészítő 6. ábra).
ábrán.Az 1c. ábrán egy kör keresztmetszetű mikrofluidcsatorna diagramja látható, amely (balról jobbra) tartalmaz: egy nagy, dl átmérőjű csatornát, amelyben a mikrogél deformálatlan marad, egy kúp alakú szakaszt, amelynek átmérője szűkül dc < D0, kúp -alakú szelvények és nagy, dl átmérőjű csatornák (7. kiegészítő ábra).Egy tipikus kísérletben mikrogélt injektáltak mikrofluidikus csatornákba 0,2–16 kPa ΔP pozitív nyomáseséssel (8. kiegészítő ábra).Ez a nyomástartomány a biológiailag jelentős vérnyomásnak felel meg (120 Hgmm = 16 kPa)22.ábrán.Az 1d (balról jobbra) az RM reprezentatív képeit mutatja nagy csatornákban, kúpos területeken és szűkületekben.A mikrogél mozgását és alakját a MATLAB programmal rögzítettük és elemeztük.Fontos megjegyezni, hogy a szűkülő régiókban és szűkületekben a mikrogélek konformális érintkezésben vannak a mikrocsatornák falával (8. kiegészítő ábra).A mikrogél sugárirányú visszatartásának mértéke szűkülésnél D0/dc = 1/λr a 2,4 ≤ 1/λr ≤ 4,2 tartományba esik, ahol 1/λr a kompressziós arány.A mikrogél zsugorodáson megy keresztül, ha ΔP > ΔPtr, ahol ΔPtr a transzlokációs nyomáskülönbség.A biaxiálisan korlátozott mikrogélek pórusainak hosszát és méretét az egyensúlyi állapotuk határozza meg, mivel a biológiai rendszerekben nagyon fontos figyelembe venni a gélek viszkoelaszticitását.Az agaróz és fibrin mikrogélek egyensúlyi ideje 10 perc, illetve 30 perc volt.Ezen időintervallumok után a korlátozott mikrogélek elérték stabil helyzetüket és alakjukat, amelyet nagy sebességű kamerával rögzítettek és MATLAB segítségével elemeztek.
ábrán.Az 1e, 1f ábrák transzmissziós elektronmikroszkópos (TEM) felvételeket mutatnak deformálatlan és biaxiálisan korlátozott RM struktúrákról.Az RM kompressziót követően a mikrogél pórusmérete jelentősen csökkent, és alakjuk anizotrop lett, kisebb méretekkel a kompresszió irányában, ami összhangban van egy korábbi jelentéssel 23 .
Az összehúzódás alatti biaxiális kompresszió hatására a mikrogél korlátlan irányban megnyúlik λz = \({D}_{{{{{{\rm{z}}}}}}/\({D }_ {) együtthatóval 0}\) , ahol \({D}_{{{{({\rm{z}}}}}}}}\) a zárt mikrogél hossza. A 2a. ábra a λzvs .1/ λr változását mutatja A fibrin és agaróz mikrogélek esetében meglepő módon erős, 2,4 ≤ 1/λr ≤ 4,2 kompresszió mellett a fibrin mikrogélek elhanyagolható 1,12 +/- 0,03 λz nyúlást mutatnak, amit az 1/λr értéke csak kis mértékben befolyásol. korlátozott agaróz mikrogélek, amelyek még gyengébb 1/λr = 2,6 kompressziónál is nagyobb λz = 1,3 nyúlásig figyelhetők meg.
a Agarose mikrogél kísérletek különböző rugalmassági modulusokkal (2,6 kPa, zöld nyitott gyémánt; 8,3 kPa, barna nyitott kör; 12,5 kPa, narancssárga nyitott négyzet; 20,2 kPa, bíbor nyitott fordított háromszög) és SM (egyszínű vörös) A mért nyúlás változása λz ( körök), MM (folytonos fekete négyzetek) és RM (folytonos kék háromszögek).A folytonos vonalak az agaróz (zöld vonal) és a fibrin mikrogélek (azonos színű vonalak és szimbólumok) elméletileg megjósolt λz értékét mutatják.b, c Felső panel: az agaróz (b) és a fibrin (c) hálózati láncainak sematikus diagramja a biaxiális kompresszió előtt (balra) és után (jobbra).Alul: A megfelelő hálózat alakja deformáció előtt és után.Az x és y tömörítési irányokat bíbor, illetve barna nyilak jelzik.A fenti ábrán az ezekben az x és y irányban orientált hálózatok láncait a megfelelő bíbor és barna vonalakkal, a tetszőleges z irányban orientált láncokat zöld vonalakkal ábrázoltuk.A fibrin gélben (c) az x és y irányú lila és barna vonalak jobban meghajlanak, mint deformálatlan állapotban, a z irányú zöld vonalak pedig meggörbülnek és megnyúlnak.A nyomó- és feszítési irányok közötti feszültséget közbenső irányú meneteken keresztül továbbítják.Az agaróz gélekben a minden irányú láncok határozzák meg az ozmotikus nyomást, ami jelentősen hozzájárul a gél deformációjához.d A biaxiális Poisson-arány előrejelzett változása, } }^{{{{\rm{eff}}}}}}} =-{{{{{\rm{ln}}}}}}{\lambda }_{ z}/{{{{ {{ \rm{ln}}}}}}{\lambda }_{r}\ ), agaróz (zöld vonal) és fibrin (piros vonal) gélek ekvibiaxiális tömörítésére.A betét a gél biaxiális deformációját mutatja.e Az S gélmerevségre normalizált ΔPtr transzlokációs nyomásváltozást az agaróz és fibrin mikrogélek kompressziós arányának függvényében ábrázoltuk.A szimbólum színei megfelelnek az a) pontban szereplő színeknek.A zöld és a piros vonal a ΔPtr/S és az 1/λr közötti elméleti összefüggést ábrázolja agaróz és fibrin géleknél.A piros vonal szaggatott része a ΔPtr növekedését mutatja erős kompresszió esetén a szálak közötti kölcsönhatások miatt.
Ez a különbség a fibrin és agaróz mikrogél hálózatok különböző deformációs mechanizmusaihoz kapcsolódik, amelyek rugalmas24 és merev25 szálakból állnak.A rugalmas gélek biaxiális összenyomása térfogatuk csökkenéséhez, valamint a koncentráció és az ozmotikus nyomás növekedéséhez vezet, ami a gél korlátlan irányú megnyúlásához vezet.A gél végső megnyúlása a megfeszített láncok entrópikus szabadenergiájának növekedésének és az ozmózis szabadenergia-csökkenésének egyensúlyától függ, ami a feszített gélben lévő alacsonyabb polimerkoncentráció miatt következik be.Erős biaxiális kompresszió esetén a gél nyúlása λz ≈ 0,6 \({{\lambda}_{{{\rm{r}}}}^{-2/3}}\)-val nő (lásd a 2a. vita szakasz 5.3.3).A flexibilis láncok konformációs változásait és a megfelelő hálózatok alakját a biaxiális retenció előtt és után az 1-1.2b.
Ezzel szemben a rostos gélek, például a fibrin eredendően eltérően reagálnak a biaxiális retencióra.A túlnyomórészt a kompressziós hajlítás irányával párhuzamosan orientált szálak (ezáltal csökken a keresztkötések közötti távolság), míg a túlnyomórészt a kompresszió irányára merőleges szálak a rugalmas erő hatására kiegyenesednek és megnyúlnak, amitől a gél megnyúlik ( 1. ábra).2c) A deformálatlan SM, MM és RM struktúráit SEM és CFM képeik elemzésével jellemeztük (IV. kiegészítő vitarész és 9. kiegészítő ábra).A deformálatlan fibrin mikrogélekben lévő szálak rugalmassági modulusának (E), átmérőjének (d), profilhosszának (R0), végei közötti távolságának (L0 ≈ R0) és középső szögének (ψ0) meghatározásával (2. kiegészítő táblázat) – 4), azt találjuk, hogy a menethajlítási modulus \({k}_{{{{{{\rm{b))))))))))))}=\frac{9\pi E{d}^{4} } {4 A {\psi } _{0}^{2}{L}_{0}}\) lényegesen kisebb, mint a szakító modulusa\({k}_{{{{{{{\rm{s}}} } }} }}=E\frac{\pi {d}^{2}{R}_{0}}{4}\), tehát kb/ks ≈ 0,1 (4. kiegészítő táblázat).Így a biaxiális gélvisszatartás körülményei között a fibrinszálak könnyen meghajlanak, de ellenállnak a nyújtásnak.A biaxiális kompressziónak kitett fonalas hálózat megnyúlását a 17. kiegészítő ábra mutatja.
Elméleti affin modellt dolgozunk ki (kiegészítő megbeszélés V. szakasz és 10-16. kiegészítő ábra), amelyben a rostos gél nyúlását a gélben ható rugalmas erők lokális egyensúlyából határozzuk meg, és előrejelzi, hogy egy erős biaxiális λz - alakváltozásnál 1 korlátozás alatt
Az (1) egyenlet azt mutatja, hogy még erős kompresszió esetén is (\({\lambda }_{{{\mbox{r))))\,\to \,0\)) enyhe géltágulás és ezt követő nyúlási deformáció lép fel. telítettség λz–1 = 0,15 ± 0,05.Ez a viselkedés az (i) \({\left({k}_{{{{({\rm{b}}}}}}}}/{k}_{{{{{\rm) { s }}}}}}\right)}^{1/2}\) ≈ 0,15-0,4 és (ii) a szögletes zárójelben lévő kifejezés aszimptotikusan közelíti a \(1{{\mbox{/}}} \sqrt { 3 }\) erős biaxiális kötésekhez. Fontos megjegyezni, hogy a \({\left({k}_{({\mbox{b))))/{k}_{({\mbox{) s))))\right)}^{1/ 2 }\) semmi köze az E menet merevségéhez, de csak a menet d/L0 oldalaránya és az ív középső szöge határozza meg ψ0, amely hasonló az SM-hez, MM-hez és RM-hez (4. kiegészítő táblázat).
A flexibilis és fonalas gélek közötti szabadság által kiváltott feszültség különbségének további kiemelése érdekében bemutatjuk a biaxiális Poisson-arányt \({\nu }_{{{({\rm{b)))))) }{{\ mbox { =}}}\,\mathop{{\lim}}\limits_{{\lambda}_{{{{({\rm{r}}}}}}\to 1}\ frac{{\ lambda } _{ {{{{\rm{z}}}}}-1}{1-{\lambda }_{{({\rm{r}}}}}}}}, \) egy határtalant ír le a gél alakváltozásának orientációja két sugárirányú egyenlő igénybevételre válaszul, és ezt kiterjeszti a nagy egyenletes nyúlásokra \ rm{b }}}}}}}}^{{{{{\rm{eff}}}}}}} }}=-{{{{\rm{ln}}}}}}} }{ \lambda } _{z} /{{{({\rm{ln)))))))}{\lambda }_{{{({\rm{r))))))))))}\) .ábrán.2d mutatja \({{{{{{\rm{\nu }}}}}}}_{{{({\rm{b}}}}}}}^{{{ {{\rm { eff }}}}}}}\) rugalmas (például agaróz) és merev (például fibrin) gélek egyenletes kéttengelyű tömörítésére (kiegészítő megbeszélés, 5.3.4. szakasz), és rávilágít a bezártságra adott válaszok közötti erős különbségekre. Agaróz géleknél erős korlátozások mellett {\rm{eff}}}}}}}}\) 2/3-ra nő az aszimptotikus értékre, fibrin géleknél pedig nullára csökken, mivel lnλz/lnλr → 0, mivel λz növekszik telítettség a λr növekedésével.Vegyük észre, hogy a kísérletekben a zárt gömb alakú mikrogélek inhomogén módon deformálódnak, és központi részük erősebb összenyomódást tapasztal;azonban a nagy 1/λr értékre történő extrapoláció lehetővé teszi a kísérlet összehasonlítását az egyenletesen deformált gélekre vonatkozó elmélettel.
A rugalmas lánczselék és a fonalas gélek viselkedésében egy másik különbséget találtak az összehúzódáskor való mozgásuk miatt.Az S gélmerevségre normalizált ΔPtr transzlokációs nyomás a kompresszió növekedésével nőtt (2e. ábra), de 2,0 ≤ 1/λr ≤ 3,5 mellett a fibrin mikrogélek szignifikánsan alacsonyabb ΔPtr/S értéket mutattak a zsugorodás során.Az agaróz mikrogél visszatartása az ozmotikus nyomás növekedéséhez vezet, ami a gél hosszirányú megnyúlásához vezet, ahogy a polimer molekulák megnyúlnak (2b. ábra bal oldalon), és a transzlokációs nyomás növekedéséhez vezet a ΔPtr/S ~( 1/λr)14/317.Éppen ellenkezőleg, a zárt fibrin mikrogélek alakját a sugárirányú összenyomódás és a hosszanti feszültség fonalainak energiaegyensúlya határozza meg, ami a maximális hosszirányú deformációhoz vezet λz ~\(\sqrt{{k}_{{{ {{ { \rm{ b)))))))} /{k}_{{{{{{{\rm{s}}}}}}}}}\).1/λr ≫ 1 esetén a transzlokációs nyomás változása 1-re van skálázva }{{{({\rm{ln))))))\left({{\lambda }}_{{{{{\rm {r} }}}}}}^{{-} 1} \jobbra)\) (Kiegészítő megbeszélés, 5.4. szakasz), amint azt a 2e. ábrán a folytonos piros vonal mutatja.Így a ΔPtr kevésbé korlátozott, mint az agaróz gélekben.1/λr > 3,5 kompresszió esetén a filamentumok térfogatának jelentős növekedése és a szomszédos filamentumok kölcsönhatása korlátozza a gél további deformálódását, és a kísérleti eredmények eltéréséhez vezet az előrejelzésektől (piros pontozott vonal a 2e. ábrán).Arra a következtetésre jutottunk, hogy ugyanazon 1/λr és Δ\({P}_{{{{{{{\rm{tr}}}}}}}}_{{{{\rm{fibrin}}} )) } }}}\) < ΔP < Δ\({P}_{{{{{{{\rm{tr))))))}}}_{{{{\rm{agarose}} }} } } } }}\) az agaróz gélt a mikrocsatorna felfogja, és az azonos merevségű fibrin gél áthalad rajta.ΔP esetén < Δ\({P}_{{{{{{\rm{tr))))))))))_{{{{{\rm{fibrin))))))))))}\ ), Két Mindkét gél blokkolja a csatornát, de a fibrin gél mélyebbre nyomja és hatékonyabban tömöríti, így hatékonyabban gátolja a folyadékáramlást.A 2. ábrán látható eredmények azt mutatják, hogy a rostos gél hatékony dugóként szolgálhat a vérzés csökkentésére vagy a daganatok vérellátásának gátlására.
Másrészt a fibrin vérrög vázat képez, amely thromboemboliához vezet, egy olyan kóros állapothoz, amelyben a trombus elzárja az eret ΔP < ΔPtr esetén, például bizonyos típusú ischaemiás stroke esetén (3a. ábra).A fibrin mikrogélek gyengébb restrikciós megnyúlása a C/C fibrinogén fibrinkoncentrációjának erősebb növekedését eredményezte a rugalmas láncú gélekhez képest, ahol a C és C fibrinogén restrikciós, illetve deformálatlan mikrogél.Polimer koncentráció a gélben.A 3b. ábra azt mutatja, hogy a fibrinogén C/C SM-ben, MM-ben és RM-ben több mint hétszeresére nőtt 1/λr ≈ 4,0 mellett, a restrikció és a dehidratáció hatására (16. kiegészítő ábra).
A középső agyi artéria elzáródásának sematikus illusztrációja az agyban.b Restrikció által közvetített relatív növekedés a fibrin koncentrációban obstruktív SM-ben (folytonos piros körök), MM-ben (folytonos fekete négyzetek) és RM-ben (folytonos kék háromszögek).c A korlátozott fibrin gélek hasításának tanulmányozására használt kísérleti terv.Fluoreszcensen jelölt tPA TBS-ben készült oldatát fecskendeztük be 5,6 × 107 µm3/s áramlási sebességgel és további 0,7 Pa nyomáseséssel a fő mikrocsatorna hossztengelyére merőlegesen elhelyezkedő csatornákhoz.d Összevont többcsatornás mikroszkópos kép obstruktív MM-ről (D0 = 200 µm) Xf = 28 µm, ΔP = 700 Pa és hasadás közben.A függőleges szaggatott vonalak az MM hátsó és elülső éleinek kezdeti helyzetét mutatják tlys = 0-nál. A zöld és a rózsaszín szín megfelel az AlexaFluor633 jelzésű FITC-dextránnak (70 kDa), illetve a tPA-nak.e A 174 µm D0 (kék nyitott fordított háromszög), 199 µm (kék nyitott háromszög), illetve 218 µm (kék nyitott háromszög) D0-val rendelkező elzárt RM-ek időben változó relatív térfogata egy kúpos mikrocsatornában, Xf = 28 ± 1 µm.a szakaszok ΔP 1200, 1800 és 3000 Pa, Q = 1860 ± 70 µm3/s.A betéten az RM (D0 = 218 µm) látható, amely bedugja a mikrocsatornát.f Az SM, MM vagy RM relatív térfogatának időbeli változása Xf = 32 ± 12 µm, ΔP 400, 750 és 1800 Pa és ΔP 12300 Pa és Q 12300 esetén a mikrocsatorna kúpos tartományában, rendre 24600 és 18300 µm /s.Az Xf a mikrogél elülső helyzetét jelenti, és meghatározza a távolságát a zsugorodás kezdetétől.V(tlys) és V0 a lizált mikrogél ideiglenes térfogata, illetve a zavartalan mikrogél térfogata.A karakterszínek megfelelnek a b-ben szereplő színeknek.Az e-n, f-en lévő fekete nyilak a mikrogélek mikrocsatornán való áthaladása előtti utolsó pillanatnak felelnek meg.A skála d, e-ben 100 µm.
Az obstruktív fibrin géleken keresztüli folyadékáramlás-csökkenésre gyakorolt restrikciós hatás vizsgálatára a trombolitikus szer, a szöveti plazminogén aktivátor (tPA) által infiltrált SM, MM és RM lízisét tanulmányoztuk.A 3c. ábra a líziskísérletekhez használt kísérleti tervet mutatja. ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) és áramlási sebesség, Q = 2400 μm3/s Tris-puffered sóoldat (TBS) és 0,1 mg/ml (fluoreszcein-izotiocianát) FITC-dextrán keveréke esetén a mikrogél elzárta a kúpos mikrocsatornát. vidék. ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) és áramlási sebesség, Q = 2400 μm3/s Tris-puffered sóoldat (TBS) és 0,1 mg/ml (fluoreszcein-izotiocianát) FITC-dextrán keveréke esetén a mikrogél elzárta a kúpos mikrocsatornát. vidék. При ΔP = 700 Па (<ΔPtr) и скорости потока, Q = 2400 мкм3/с, трис-буферного солевого раствора (TBS), смешаннолго (фиресулнолго,1) зотиоцианата) FITC-декстрана, микрогель перекрывал сужающийся микроканал. ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) és Q = 2400 µm3/s áramlási sebesség mellett 0,1 mg/ml (fluoreszcein-izotiocianát) FITC-dextránnal kevert Tris pufferolt sóoldat (TBS) esetén a mikrogél elzárta a konvergáló mikrocsatornát.vidék.在ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) 和流速Q = 2400 μm3/s 的Tris 缓冲盐水(TBS) 与0,1 mg/mL 缁牡异灚賴TC贳氰混合时，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 (FI) P = 700 Па (<ΔPtr) и скорости потока Q = 2400 мкм3/с Конические области микроканалов. A mikrogélek eltömődtek, amikor Tris pufferolt sóoldatot (TBS) 0,1 mg/ml (fluoreszcein-izotiocianát) FITC-dextránnal kevertünk össze ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) és áramlási sebesség Q = 2400 µm3/s mellett. Mikrocsatornák kúpos régiói.A mikrogél Xf elülső helyzete határozza meg a távolságát a kezdeti X0 zsugorodási ponttól.A lízis indukálására fluoreszcensen jelölt tPA TBS-ben készült oldatát injektáltuk a fő mikrocsatorna hossztengelyére merőlegesen elhelyezkedő csatornából.
Amikor a tPA oldat elérte az okkluzális MM-et, a mikrogél hátsó széle elmosódottá vált, jelezve, hogy a fibrin hasítása a tlys = 0 időpontban kezdődött (3d. ábra és 18. kiegészítő ábra).A fibrinolízis során a festékkel jelölt tPA felhalmozódik az MM-ben, és a fibrinszálakhoz kötődik, ami a mikrogélek rózsaszín színének intenzitásának fokozatos növekedéséhez vezet.tlys = 60 percnél az MM a hátsó részének feloldódása miatt összehúzódik, és az elülső élének Xf helyzete alig változik.160 perc elteltével az erősen összehúzódó MM tovább húzódott, és tlys = 161 percnél összehúzódott, ezáltal helyreállt a folyadékáramlás a mikrocsatornán keresztül (3d. ábra és 18. kiegészítő ábra, jobb oszlop).
ábrán.A 3e. ábra a V(tlys) térfogat lízis által közvetített időfüggő csökkenését mutatja, a kezdeti V0 térfogatra normalizálva különböző méretű fibrin mikrogélek esetén.A D0 174, 199 vagy 218 µm-es CO-t egy ΔP 1200, 1800 vagy 3000 Pa értékű mikrocsatornába helyeztük, és Q = 1860 ± 70 µm3/s, hogy blokkoljuk a mikrocsatornát (3e. ábra, betét).táplálás.A mikrogélek fokozatosan zsugorodnak, amíg elég kicsik nem lesznek ahhoz, hogy áthaladjanak a csatornákon.A nagyobb kezdeti átmérőjű CO kritikus térfogatának csökkentése hosszabb lízisidőt igényel.A különböző méretű RM-eken keresztüli hasonló áramlás miatt a hasítás azonos sebességgel megy végbe, ami a nagyobb RM-ek kisebb frakcióinak emésztését és késleltetett transzlokációját eredményezi.ábrán.A 3f. ábra a V(tlys)/V0 relatív csökkenését mutatja az SM, MM és RM felosztása miatt D0 = 197 ± 3 µm mellett, a tlys függvényében ábrázolva.SM, MM és RM esetén helyezzen mindegyik mikrogélt egy mikrocsatornába ΔP 400, 750 vagy 1800 Pa, illetve Q 12300, 2400 vagy 1860 µm3/s értékkel.Bár az SM-re alkalmazott nyomás 4,5-szer kisebb volt, mint az RM-é, az SM-en keresztüli áramlás több mint hatszor erősebb volt az SM nagyobb permeabilitása miatt, és a mikrogél zsugorodása SM-ről MM-re és RM-re csökkent. .Például tlys = 78 percnél az SM többnyire feloldódott és elmozdult, míg az MM és a PM továbbra is eltömítette a mikrocsatornákat, annak ellenére, hogy eredeti térfogatának csak 16%-át, illetve 20%-át tartották meg.Ezek az eredmények a szűkült rostos gélek konvekció által közvetített lízisének fontosságára utalnak, és korrelálnak az alacsonyabb fibrintartalmú rögök gyorsabb emésztésére vonatkozó jelentésekkel.
Így munkánk kísérletileg és elméletileg demonstrálja azt a mechanizmust, amellyel a fonalas gélek reagálnak a biaxiális bezártságra.A rostos gélek korlátozott térben való viselkedését a filamentumok alakváltozási energiájának erős aszimmetriája (kompresszióban lágy és feszítésben kemény), és csak a filamentumok méretaránya és görbülete határozza meg.Ez a reakció a keskeny kapillárisokban található rostos gélek minimális megnyúlását eredményezi, a kéttengelyű Poisson-arányuk csökken a kompresszió növekedésével és a kisebb fúrónyomással.
Mivel a lágy deformálható részecskék biaxiális visszatartását a technológia széles skálájában alkalmazzák, eredményeink új rostos anyagok kifejlesztését ösztönzik.Különösen a fonalas gélek biaxiális visszatartása keskeny kapillárisokban vagy csövekben vezet erős tömörödéshez és a permeabilitás éles csökkenéséhez.Az okkluzív rostos géleken keresztüli folyadékáramlás erős gátlása előnyökkel jár, ha dugóként használják a vérzés megelőzésére vagy a rosszindulatú daganatok vérellátásának csökkentésére33,34,35.Másrészt az okkluzális fibrin gélen keresztül történő folyadékáramlás csökkenése, ezáltal gátolva a konvektív közvetített thrombus lízist, az okkluzális vérrögök lassú lízisére utal [27, 36, 37].Modellező rendszerünk az első lépés a rostos biopolimer hidrogélek biaxiális retencióra adott mechanikai válaszának megértése felé.A vérsejtek vagy vérlemezkék obstruktív fibrin gélekbe való beépítése befolyásolja restrikciós viselkedésüket 38, és ez lesz a következő lépés a bonyolultabb biológiailag jelentős rendszerek viselkedésének feltárásában.
A fibrin mikrogélek és az MF-eszközök gyártásához használt reagenseket a Kiegészítő információk (Kiegészítő módszerek 2. és 4. szakasz) ismertetik.A fibrin mikrogéleket fibrinogén, Tris puffer és trombin vegyes oldatának emulgeálásával állítottuk elő áramlási fókuszáló MF készülékben, majd cseppgélesítettük.Szarvasmarha-fibrinogén oldatot (60 mg/ml TBS-ben), Tris-puffert és szarvasmarha-trombin-oldatot (5 U/ml 10 mM CaCl2-oldatban) két egymástól függetlenül szabályozott fecskendős pumpával (PhD 200 Harvard Apparatus PHD 2000 fecskendőpumpa) adtunk be.blokkolni az MF-et, USA).Az 1 tömeg% PFPE-P(EO-PO)-PFPE blokk-kopolimert tartalmazó F-olaj folytonos fázist egy harmadik fecskendős pumpa segítségével vezettük be az MF egységbe.Az MF készülékben képződött cseppeket egy F-olajat tartalmazó 15 ml-es centrifugacsőbe gyűjtjük.Helyezze a csöveket 37 °C-os vízfürdőbe 1 órára a fibringélesedés befejezéséhez.A FITC-vel jelölt fibrin mikrogéleket úgy állítottuk elő, hogy szarvasmarha fibrinogént és FITC-vel jelölt humán fibrinogént 33:1 tömegarányban kevertünk össze.Az eljárás ugyanaz, mint a fibrin mikrogélek készítésekor.
Tegye át a mikrogéleket az F olajból TBS-be úgy, hogy a diszperziót 185 g-vel 2 percig centrifugálja.A kicsapódott mikrogéleket 20 tömeg% perfluor-oktil-alkohollal kevert F olajban diszpergáljuk, majd 0,5 tömeg% Span 80-at, hexánt, 0,1 tömeg% Triton X-et tartalmazó vízben és TBS-ben diszpergáljuk.Végül a mikrogéleket 0,01 tömeg% Tween 20-at tartalmazó TBS-ben diszpergáltuk, és 4 °C-on tároltuk körülbelül 1-2 hétig a kísérletek előtt.
Az MF eszköz gyártását a Kiegészítő információk (Kiegészítő módszerek 5. szakasz) ismertetik.Egy tipikus kísérletben a ΔP pozitív értékét a 150 < D0 < 270 µm átmérőjű mikrogélek mikrocsatornákba juttatására szolgáló MF eszköz előtt és után csatlakoztatott tartályok relatív magassága határozza meg.A mikrogélek zavartalan méretét a makrocsatornában történő megjelenítéssel határoztuk meg.A mikrogél egy kúpos területen áll meg a szűkület bejáratánál.Ha az elülső mikrogél hegye 2 percig változatlan marad, a MATLAB programmal határozza meg a mikrogél helyzetét az x tengely mentén.A ΔP fokozatos növekedésével a mikrogél az ék alakú régió mentén mozog, amíg be nem lép a szűkületbe.Miután a mikrogélt teljesen behelyezték és összenyomták, a ΔP gyorsan nullára csökken, kiegyenlítve a vízszintet a tartályok között, és a zárt mikrogél mozdulatlan marad az összenyomás alatt.Az obstruktív mikrogél hosszát a szűkület megszűnése után 30 perccel mértük.
A fibrinolízises kísérletek során a t-PA és FITC-jelölt dextrán oldatai áthatolnak a blokkolt mikrogéleken.Az egyes folyadékok áramlását egycsatornás fluoreszcens képalkotással követtük.A fibrinrostokhoz csatolt AlexaFluor 633-mal jelölt TAP, amely összenyomott fibrin mikrogélek belsejében halmozódott fel (TRITC csatorna a 18. kiegészítő ábrán).A FITC-vel jelölt dextrán oldat felhalmozódás nélkül mozog a mikrogélben.
A tanulmány eredményeit alátámasztó adatok kérésre rendelkezésre állnak a megfelelő szerzőktől.A fibringélek nyers SEM-képei, a fibringélek nyers TEM-képei beoltás előtt és után, valamint az 1. és 2., 2. és 3. ábra fő bemeneti adatai a nyers adatfájlban találhatók.Ez a cikk az eredeti adatokat tartalmazza.
Litvinov RI, Peters M., de Lange-Loots Z. és Weisel JV fibrinogén és fibrin.In Macromolecular Protein Complex III: Structure and Function (szerk.: Harris, JR és Marles-Wright, J.) 471-501 https://doi.org/10.1007/978-3-030-58971-4_15 ( Springer és Cham, 2021).
Bosman FT és Stamenkovich I. Az extracelluláris mátrix funkcionális szerkezete és összetétele.J. Pasol.200, 423–428 (2003).
Prince E. és Kumacheva E. Mesterséges biomimetikus rostos hidrogélek tervezése és alkalmazása.Nemzeti Matt Red.4, 99–115 (2019).
Broedersz, CP & Mackintosh, FC Félig rugalmas polimer hálózatok modellezése.Priest Mod.fizika.86, 995–1036 (2014).
Khatami-Marbini, H. és Piku, KR Félig rugalmas biopolimer hálózatok mechanikai modellezése: nem affin deformáció és hosszú távú függőségek jelenléte.In Advances in Soft Matter Mechanics 119–145 (Springer, Berlin, Heidelberg, 2012).
Vader D, Kabla A, Weitz D és Mahadevan L. Stress-induced alignment of kollagén gélek.PLoS One 4, e5902 (2009).
Storm S., Pastore JJ, McKintosh FS, Lubensky TS és Gianmi PA A biogélek nemlineáris rugalmassága.Nature 435, 191–194 (2005).
Likup, AJ A stressz irányítja a kollagénhálózat mechanizmusait.folyamat.Nemzeti Tudományos Akadémia.a tudomány.US 112, 9573–9578 (2015).
Janmi, PA és mtsai.Negatív normál feszültség félig rugalmas biopolimer gélekben.Nemzeti alma mater.6, 48–51 (2007).
Kang, H. et al.A merev rosthálózatok nemlineáris rugalmassága: nyúlási keményedés, negatív normál feszültség és rostok elrendezése fibrin gélekben.J. Fizika.Kémiai.V. 113, 3799–3805 (2009).
Gardel, ML és mtsai.Térhálós és kötött aktin hálózatok rugalmas viselkedése.Science 304, 1301–1305 (2004).
Sharma, A. et al.A feszültségvezérelt optikai hálózatok nemlineáris mechanikája kritikus vezérléssel.Nemzeti fizika.12, 584–587 (2016).
Wahabi, M. et al.Üvegszálas hálózatok rugalmassága egytengelyű előfeszítés alatt.Soft Matter 12, 5050–5060 (2016).
Wufsus, AR, Macera, NE & Neeves, KB A vérrög hidraulikus permeabilitása a fibrin és a vérlemezke sűrűség függvényében.biofizika.Journal 104, 1812–1823 (2013).
Li, Y. et al.A hidrogélek sokoldalú viselkedését szűk kapillárisok korlátozzák.a tudomány.5. ház, 17017 (2015).
Liu, X., Li, N. & Wen, C. A patológiás heterogenitás hatása a nyíróhullám elasztográfiájára mélyvénás thrombosis stádiumban.PLoS One 12, e0179103 (2017).
Mfoumou, E., Tripette, J., Blostein, M. & Cloutier, G. A vérrögök időfüggő indurációjának in vivo kvantitatív meghatározása nyíróhullámú ultrahangos képalkotással nyúl vénás trombózismodellben.trombus.tároló tartály.133, 265–271 (2014).
Weisel, JW & Nagaswami, C. A fibrin polimerizációs dinamikájának számítógépes szimulációja elektronmikroszkópos és turbiditási megfigyelések kapcsán: a vérrög szerkezete és összeállítása kinetikailag szabályozott.biofizika.Journal 63, 111–128 (1992).
Ryan, EA, Mokros, LF, Weisel, JW és Lorand, L. A fibrinrög-rheológia szerkezeti eredete.biofizika.J. 77, 2813-2826 (1999).
Feladás időpontja: 2023.02.23