Хвала вам што сте посетили Натуре.цом.Користите верзију претраживача са ограниченом подршком за ЦСС.За најбоље искуство препоручујемо да користите ажурирани прегледач (или онемогућите режим компатибилности у Интернет Екплорер-у).Поред тога, да бисмо обезбедили сталну подршку, приказујемо сајт без стилова и ЈаваСцрипт-а.
Приказује вртешку од три слајда одједном.Користите дугмад Претходно и Следеће да бисте се кретали кроз три слајда одједном или користите дугмад клизача на крају да бисте се кретали кроз три слајда одједном.
Ограничење влакнастих хидрогелова на уске капиларе је од великог значаја у биолошким и биомедицинским системима.Напетост и једноосна компресија влакнастих хидрогелова су опсежно проучавани, али њихов одговор на двоосно задржавање у капиларама остаје неистражен.Овде демонстрирамо експериментално и теоретски да филаментни гелови квалитативно другачије реагују на ограничења од гелова са флексибилним ланцем због асиметрије механичких својстава саставних филамената, који су меки при компресији и крути у напетости.Под јаким задржавањем, влакнасти гел показује мало издуживање и асимптотски пад биаксијалног Поиссоновог односа на нулу, што резултира јаким збијањем гела и лошим продирањем течности кроз гел.Ови резултати указују на отпор истегнутих оклузивних тромба на лизу терапеутским агенсима и стимулишу развој ефикасне ендоваскуларне емболизације из фиброзних гелова како би се зауставило васкуларно крварење или инхибирао доток крви тумора.
Влакнасте мреже су основни структурни и функционални градивни блокови ткива и живих ћелија.Актин је главна компонента цитоскелета1;фибрин је кључни елемент у зарастању рана и формирању тромба2, а колаген, еластин и фибронектин су компоненте екстрацелуларног матрикса у животињском царству3.Обновљене мреже влакнастих биополимера постале су материјали са широком применом у ткивном инжењерству4.
Филаментне мреже представљају посебну класу биолошке меке материје са механичким својствима која се разликују од флексибилних молекуларних мрежа5.Нека од ових својстава су еволуирала током еволуције да контролишу одговор биолошке материје на деформацију6.На пример, влакнасте мреже показују линеарну еластичност при малим деформацијама7,8 док код великих деформација показују повећану крутост9,10, чиме се одржава интегритет ткива.Импликације на друга механичка својства влакнастих гелова, као што је негативан нормални напон као одговор на смицање 11,12, тек треба да се открију.
Механичке особине полуфлексибилних влакнастих хидрогелова су проучаване под једноосним затезањем13,14 и компресијом8,15, али њихова биаксијална компресија изазвана слободом у уским капиларама или цевима није проучавана.Овде извештавамо о експерименталним резултатима и теоретски предлажемо механизам за понашање влакнастих хидрогелова под биаксијалним задржавањем у микрофлуидним каналима.
Микрогелови фибрина са различитим односима концентрација фибриногена и тромбина и Д0 пречника у распону од 150 до 220 µм генерисани су коришћењем микрофлуидног приступа (додатна слика 1).На сл.1а приказује слике микрогелова обележених флуорохромом добијених коришћењем конфокалне флуоресцентне микроскопије (ЦФМ).Микрогелови су сферни, имају полидисперзност мању од 5% и уједначени су по структури на скалама које је испитао ЦФМ (Додатне информације и филмови С1 и С2).Просечна величина пора микрогелова (одређена мерењем Дарци пермеабилности16) смањена је са 2280 на 60 нм, садржај фибрина се повећао са 5,25 на 37,9 мг/мЛ, а концентрација тромбина се смањила са 2,56 на 0,27 јединица/мЛ, респективно.(Додатне Информације).Пиринач.2), 3 и допунска табела 1).Одговарајућа крутост микрогела се повећава са 0,85 на 3,6 кПа (допунска слика 4).Као примери гелова формираних од флексибилних ланаца користе се микрогелови агарозе различите крутости.
Флуоресцентна микроскопска слика флуоресцеин изотиоцијаната (ФИТЦ) обележеног ПМ суспендованог у ТБС.Скала шипки је 500 µм.б СЕМ слике СМ (горе) и РМ (доле).Скала бар 500 нм.ц Шематски дијаграм микрофлуидног канала који се састоји од великог канала (пречник дл) и сужене области у облику конуса са улазним углом α од 15° и пречником дц = 65 µм.д С лева на десно: слике оптичког микроскопа РМ (пречник Д0) у великим каналима, конусној зони и сужењу (ограничавајућа дужина гела Дз).Скала шипки је 100 µм.е, ф ТЕМ слике недеформисаног РМ (е) и оклудованог РМ (ф), фиксиране на један сат са сужењем 1/λр = 2,7, након чега је уследило ослобађање и фиксација 5% масе.глутаралдехид у ТБС.Пречник недеформисаног ЦО је 176 μм.Линија скале је 100 нм.
Фокусирали смо се на микрогелове фибрина са тврдоћом од 0,85, 1,87 и 3,6 кПа (у даљем тексту меки микрогелови (СМ), средње тврди микрогелови (ММ) и тврди микрогелови (РМ), респективно).Овај опсег крутости фибринског гела је истог реда величине као и код крвних угрушака18,19 и стога су фибрински гелови проучавани у нашем раду директно повезани са стварним биолошким системима.На сл.1б приказује горњу и доњу слику СМ и РМ структура добијене помоћу скенирајућег електронског микроскопа (СЕМ), респективно.У поређењу са РМ структурама, СМ мреже су формиране дебљим влакнима и мање тачака гранања, у складу са ранијим извештајима 20, 21 (додатна слика 5).Разлика у структури хидрогела је у корелацији са трендом његових својстава: пропустљивост гела опада са смањењем величине пора од СМ до ММ и РМ (допунска табела 1), а крутост гела се мења.Нису забележене промене у структури микрогела након складиштења на 4 ° Ц током 30 дана (додатна слика 6).
На сл.1ц приказује дијаграм микрофлуидног канала кружног попречног пресека који садржи (с лева на десно): велики канал пречника дл у коме микрогел остаје недеформисан, пресек у облику конуса са сужењем у пречнику дц < Д0, конус -обликоване секције и велики канали пречника дл (допунска слика 7).У типичном експерименту, микрогелови су убризгани у микрофлуидне канале при позитивном паду притиска ΔП од 0,2–16 кПа (додатна слика 8).Овај опсег притиска одговара биолошки значајном крвном притиску (120 мм Хг = 16 кПа)22.На сл.1д (с лева на десно) приказује репрезентативне слике РМ у великим каналима, конусним областима и сужењима.Кретање и облик микрогела су снимљени и анализирани коришћењем МАТЛАБ програма.Важно је напоменути да су у областима сужења и сужењима микрогелови у конформном контакту са зидовима микроканала (допунска слика 8).Степен радијалног задржавања микрогела при сужењу Д0/дц = 1/λр је у опсегу 2,4 ≤ 1/λр ≤ 4,2, где је 1/λр однос компресије.Микрогел пролази кроз скупљање када је ΔП > ΔПтр, где је ΔПтр разлика притиска транслокације.Дужина и величина пора биаксијално ограничених микрогелова су одређене њиховим равнотежним стањем, јер је веома важно узети у обзир вискоеластичност гела у биолошким системима.Време еквилибрације за микрогелове агарозе и фибрина било је 10 мин и 30 мин, респективно.Након ових временских интервала, ограничени микрогелови су достигли свој стабилан положај и облик, који је снимљен помоћу камере велике брзине и анализиран помоћу МАТЛАБ-а.
На сл.1е, 1ф приказују слике трансмисионе електронске микроскопије (ТЕМ) недеформисаних и биаксијално ограничених РМ структура.Након РМ компресије, величина пора микрогела се значајно смањила и њихов облик је постао анизотропан са мањим величинама у правцу компресије, што је у складу са ранијим извештајем 23 .
Биаксијална компресија током контракције узрокује да се микрогел издужује у неограниченом правцу са коефицијентом λз = \({Д}_{{{{{{{\рм{з}}}}}}/\({Д }_ { 0}\), где је \({Д}_{{{{({\рм{з}}}}}}}}\) дужина затвореног микрогела. Слика 2а приказује промену λзвс .1/ λр за микрогелове фибрина и агарозе.Изненађујуће, под јаком компресијом од 2,4 ≤ 1/λр ≤ 4,2, фибрински микрогелови показују занемарљиво издужење од 1,12 +/- 0,03 λз, на шта само мало утиче вредност 1/λр. ограничени микрогелови агарозе, који се примећују и при слабијој компресији 1/λр = 2,6 до већег елонгације λз = 1,3.
а Експерименти са микрогелом агарозе са различитим модулима еластичности (2,6 кПа, зелени отворени дијамант; 8,3 кПа, браон отворени круг; 12,5 кПа, наранџасти отворени квадрат; 20,2 кПа, магента отворени обрнути троугао) и СМ (пуна црвена) Промена измереног издужења λз ( кругови), ММ (пуни црни квадрати) и РМ (пуни плави троуглови).Пуне линије показују теоретски предвиђени λз за агарозу (зелена линија) и микрогелове фибрина (линије и симболи исте боје).б, ц Горњи панел: шематски дијаграм мрежних ланаца агарозе (б) и фибрина (ц) пре (лево) и после (десно) биаксијалне компресије.Доле: Облик одговарајуће мреже пре и после деформације.Правци компресије к и и су означени магента и смеђим стрелицама, респективно.На горњој слици, ланци мрежа оријентисани у овим к и и правцима приказани су одговарајућим магента и браон линијама, а ланци оријентисани у произвољном з правцу су представљени зеленим линијама.У фибрин гелу (ц), љубичасте и браон линије у к и и смеру се савијају више него у недеформисаном стању, а зелене линије у правцу з савијају и растежу.Напетост између праваца компресије и затезања преноси се кроз нити са средњим правцима.У геловима агарозе, ланци у свим правцима одређују осмотски притисак, што даје значајан допринос деформацији гела.д Предвиђена промена биаксијалног Поасоновог односа, } }^{{{{{\рм{ефф}}}}}}} =-{{{{{\рм{лн}}}}}{\ламбда }_{ з}/{{{{ {{ \рм{лн}}}}}}{\ламбда }_{р}\ ), за еквибиаксијалну компресију гела агарозе (зелена линија) и фибрина (црвена линија).Уметак приказује биаксијалну деформацију гела.е Промена транслокационог притиска ΔПтр, нормализована на крутост гела С, приказана је као функција односа компресије за микрогелове агарозе и фибрина.Боје симбола одговарају бојама у (а).Зелене и црвене линије приказују теоретски однос између ΔПтр/С и 1/λр за гелове агарозе и фибрина, респективно.Испрекидани део црвене линије показује повећање ΔПтр под јаком компресијом због интеракција међу влакнима.
Ова разлика је повезана са различитим механизмима деформације фибринских и агарозних микрогел мрежа, које се састоје од флексибилних24 и крутих25 нити.Биаксијална компресија флексибилних гелова доводи до смањења њихове запремине и повезаног повећања концентрације и осмотског притиска, што доводи до издуживања гела у неограниченом правцу.Коначно издужење гела зависи од равнотеже повећања ентропијске слободне енергије растегнутих ланаца и смањења слободне енергије осмозе услед ниже концентрације полимера у растегнутом гелу.Под јаком биаксијалном компресијом, издужење гела расте са λз ≈ 0,6 \({{\ламбда}_{{{\рм{р}}}}^{-2/3}}\) (видети слику 2а у одељак за дискусију 5.3.3).Конформационе промене у флексибилним ланцима и облик одговарајућих мрежа пре и после биаксијалног задржавања приказани су на сл.2б.
Насупрот томе, влакнасти гелови као што је фибрин инхерентно различито реагују на биаксијално задржавање.Филаменти оријентисани претежно паралелно са смером савијања компресије (на тај начин смањујући растојање између попречних веза), док се филаменти претежно окомити на смер компресије исправљају и растежу под дејством еластичне силе, узрокујући издуживање гела ( Фиг. 1).2ц) Структуре недеформисаних СМ, ММ и РМ су окарактерисане анализом њихових СЕМ и ЦФМ слика (Допунска дискусија, одељак ИВ и Додатна слика 9).Одређивањем модула еластичности (Е), пречника (д), дужине профила (Р0), растојања између крајева (Л0 ≈ Р0) и централног угла (ψ0) нити у недеформисаним фибринским микрогеловима (додатна табела 2) – 4), налазимо да је модул савијања нити \({к}_{{{{{{\рм{б)))))))))}=\фрац{9\пи Е{д}^{4} } {4 {\пси } _{0}^{2}{Л}_{0}}\) је знатно мањи од његовог модула затезања\({к}_{{{{{{{{\рм{с}}}}} }} }}=Е\фрац{\пи {д}^{2}{Р}_{0}}{4}\), тако да је кб/кс ≈ 0,1 (додатна табела 4).Дакле, у условима двоосног задржавања гела, фибрински праменови се лако савијају, али се одупиру истезању.Издужење филаментне мреже подвргнуте биаксијалној компресији приказано је на додатној слици 17.
Развијамо теоријски афин модел (Допунска дискусија, одељак В и додатне слике 10–16) у којем се издужење влакнастог гела одређује из локалне равнотеже еластичних сила које делују у гелу и предвиђа да ће у јаком двоосном деформисању λз - 1 под ограничењем
Једначина (1) показује да чак и под јаком компресијом (\({\ламбда }_{{{\мбок{р))))\,\то \,0\)) долази до благог ширења гела и накнадне деформације издужења након засићење λз–1 = 0,15 ± 0,05.Ово понашање је повезано са (и) \({\лефт({к}_{{{{({\рм{б}}}}}}}}/{к}_{{{{{{\рм { с }}}}}}}\ригхт)}^{1/2}\) ≈ 0,15−0,4 и (ии) термин у угластим заградама асимптотски апроксимира \(1{{\мбок{/}}} \скрт { 3 }\) за јаке двоосне везе.Важно је напоменути да је предфактор \({\лефт({к}_{({\мбок{б))))/{к}_{({\мбок{ с))))\десно)}^{1/ 2 }\) нема никакве везе са крутошћу навоја Е, већ је одређена само односом ширине и висине навоја д/Л0 и централним углом лука ψ0, што је слично СМ, ММ и РМ (додатна табела 4).
Да бисмо додатно истакли разлику у напрезању изазваном слободом између флексибилних и филаментозних гелова, уводимо биаксијални Поиссонов однос \({\ну }_{{{({\рм{б)))))) }{{\ мбок { =}}}\,\матхоп{{\лим}}\лимитс_{{\ламбда}_{{{{({\рм{р}}}}}}\до 1}\ фрац{{\ ламбда} _{ {{{{\рм{з}}}}}}-1}{1-{\ламбда }_{{({\рм{р}}}}}}}, \) описује неограничени оријентација деформације гела као одговор на једнако напрезање у два радијална правца, и то проширује на велике униформне деформације \ рм{б }}}}}}}}^{{{{{\рм{ефф}}}}}}}} }}=-{{{{{\рм{лн}}}}}}} }{ \ламбда } _{з} /{{{({\рм{лн)))))))}{\ламбда }_{{{({\рм{р)))))))))}\) .На сл.2д приказује \({{{{{{\рм{\ну }}}}}}_{{{({\рм{б}}}}}}}^{{{ {{\рм { ефф }}}}}}}}) за једнолику двоосну компресију флексибилних (као што је агароза) и крутих (као што је фибрин) гелова (Допунска дискусија, одељак 5.3.4), и наглашава везу између јаких разлика у одговорима на затварање. За гелове агарозе под јаким ограничењима {\рм{ефф}}}}}}}}}\) расте на асимптотичку вредност 2/3, а за фибринске гелове опада на нулу, пошто је лнλз/лнλр → 0, пошто λз расте са засићење како расте λр.Имајте на уму да се у експериментима затворени сферни микрогелови деформишу нехомогено, а њихов централни део доживљава јачу компресију;међутим, екстраполација на велику вредност од 1/λр омогућава упоређивање експеримента са теоријом за униформно деформисане гелове.
Још једна разлика у понашању гелова са флексибилним ланцем и филаментозних гелова пронађена је због њиховог кретања при контракцији.Притисак транслокације ΔПтр, нормализован на крутост гела С, повећавао се са повећањем компресије (слика 2е), али при 2,0 ≤ 1/λр ≤ 3,5, фибрински микрогелови су показали значајно ниже вредности ΔПтр/С доле током скупљања.Задржавање микрогела агарозе доводи до повећања осмотског притиска, што доводи до растезања гела у уздужном правцу како се молекули полимера растежу (слика 2б, лево) и повећања транслокационог притиска за ΔПтр/С ~( 1/λр)14/317.Напротив, облик затворених фибринских микрогелова је одређен енергетским билансом нити радијалне компресије и уздужног затезања, што доводи до максималне уздужне деформације λз ~\(\скрт{{к}_{{{ {{ { \рм{ б)))))))} /{к}_{{{{{{{\рм{с}}}}}}}}}\).За 1/λр ≫ 1, промена транслокационог притиска је скалирана као 1 }{{{({\рм{лн))))))\лефт({{\ламбда }}_{{{{{{\рм {р} }}}}}}}^{{-} 1} \десно)\) (Допунска дискусија, одељак 5.4), као што је приказано пуном црвеном линијом на слици 2е.Дакле, ΔПтр је мање ограничен него у агарозним геловима.За компресије са 1/λр > 3,5, значајно повећање запреминског удела филамената и интеракција суседних филамената ограничава даљу деформацију гела и доводи до одступања експерименталних резултата од предвиђања (црвена тачкаста линија на слици 2е).Закључујемо да за исте 1/λр и Δ\({П}_{{{{{{{\рм{тр}}}}}}}_{{{{\рм{фибрин}}})) } }}}\) < ΔП < Δ\({П}_{{{{{{{\рм{тр))))))}}}_{{{{\рм{агароза}} }} } } } }}\) агарозни гел ће бити захваћен микроканалом, а фибрински гел исте крутости ће проћи кроз њега.За ΔП < Δ\({П}_{{{{{{\рм{тр)))))))))_{{{{{\рм{фибрин)))))))))}\ ), Два Оба гела ће блокирати канал, али ће фибрински гел гурнути дубље и ефикасније компресовати, ефикасније блокирајући проток течности.Резултати приказани на Слици 2 показују да влакнасти гел може послужити као ефикасан чеп за смањење крварења или инхибирање довода крви у туморе.
С друге стране, фибрин формира угрушак који доводи до тромбоемболије, патолошког стања у коме тромб зачепљује суд при ΔП < ΔПтр, као што је код неких типова исхемијског можданог удара (слика 3а).Слабији рестрикцијом изазван елонгација фибринских микрогелова је резултирала снажнијим повећањем фибринске концентрације Ц/Ц фибриногена у поређењу са геловима са флексибилним ланцем, где су Ц и Ц фибриноген ограничени и недеформисани микрогелови, респективно.Концентрација полимера у гелу.Слика 3б показује да се фибриноген Ц/Ц у СМ, ММ и РМ повећао више од седам пута на 1/λр ≈ 4,0, подстакнут рестрикцијом и дехидрацијом (допунска слика 16).
Шематски приказ оклузије средње мождане артерије у мозгу.б Релативно повећање концентрације фибрина посредовано ограничењем у опструктивном СМ (пуни црвени кругови), ММ (пуни црни квадрати) и РМ (пуни плави троуглови).ц Експериментални дизајн који се користи за проучавање цепања ограничених фибринских гелова.Раствор флуоресцентно обележеног тПА у ТБС је убризган при брзини протока од 5,6 × 107 µм3/с и додатном паду притиска од 0,7 Па за канале смештене окомито на дугу осу главног микроканала.д Обједињена вишеканална микроскопска слика опструктивног ММ (Д0 = 200 µм) на Ксф = 28 µм, ΔП = 700 Па и током цепања.Вертикалне испрекидане линије показују почетне позиције задње и предње ивице ММ на тлис = 0. Зелена и ружичаста боја одговарају ФИТЦ-декстрану (70 кДа) и тПА означеном са АлекаФлуор633, респективно.е Временски променљива релативна запремина оклудираних РМ са Д0 од 174 µм (плави отворени обрнути троугао), 199 µм (плави отворени троугао) и 218 µм (плави отворени троугао), респективно, у конусном микроканалу са Ксф = 28 ± 1 µм.пресеци имају ΔП 1200, 1800 и 3000 Па, респективно, и К = 1860 ± 70 µм3/с.Уметак приказује РМ (Д0 = 218 µм) који зачепљује микроканал.ф Временска варијација релативне запремине СМ, ММ или РМ постављених на Ксф = 32 ± 12 µм, на ΔП 400, 750 и 1800 Па и ΔП 12300 Па и К 12300 у конусној области микроканала, респективно 2400 µм. /с.Ксф представља предњи положај микрогела и одређује његову удаљеност од почетка скупљања.В(тлис) и В0 су привремена запремина лизираног микрогела и запремина непоремећеног микрогела, респективно.Боје карактера одговарају бојама у б.Црне стрелице на е, ф одговарају последњем тренутку времена пре проласка микрогела кроз микроканал.Линија скале у д, е је 100 µм.
Да бисмо истражили ефекат ограничења на смањење протока течности кроз опструктивне фибринске гелове, проучавали смо лизу СМ, ММ и РМ инфилтрираних тромболитичким агенсом, ткивним активатором плазминогена (тПА).Слика 3ц приказује експериментални дизајн коришћен за експерименте лизе. При ΔП = 700 Па (<ΔПтр) и брзини протока, К = 2400 μм3/с, трис-пуферованог физиолошког раствора (ТБС) помешаног са 0,1 мг/мЛ (флуоресцеин изотиоцијаната) ФИТЦ-декстрана, микрогел микроканал је затворио конусни канал регион. При ΔП = 700 Па (<ΔПтр) и брзини протока, К = 2400 μм3/с, трис-пуферованог физиолошког раствора (ТБС) помешаног са 0,1 мг/мЛ (флуоресцеин изотиоцијаната) ФИТЦ-декстрана, микрогел микроканал је затворио конусни канал регион. При ΔП = 700 Па (<ΔПтр) и брзини потока, К = 2400 мкм3/с, трис-буферног солевог раствора (ТБС), смешаног са 0,1 мг/мл (флуоресцеинизотиоцианата) ФИТЦ-декстрана, микрогель перкривал сужаусијса микроканала. При ΔП = 700 Па (<ΔПтр) и брзини протока, К = 2400 µм3/с, Трис пуферованог физиолошког раствора (ТБС) помешаног са 0,1 мг/мЛ (флуоресцеин изотиоцијанат) ФИТЦ-декстрана, микрогел је оклудирао конвергентни микроканал.регион.在ΔП = 700 Па (<ΔПтр) 和流速К = 2400 μм3/с 的Трис 缓冲盐水(ТБС) 与0,1 мг/мл 的（异硚槰酉薁硚槰酉薉硚槰酉混合时，微凝胶堵塞了锥形微通道地区。在ΔП = 700 Па (<ΔПтр) 和流速К = 2400 μм3/с了锥形微通道地区。 Микрогели закупуутса при смешивании трис-буферного солевог раствора (ТБС) са 0,1 мг/мл (флуоресцеинизотиоцианат) ФИТЦ-декстрана при ΔП = 700 Па (<ΔПтр) и скорости потока К = 2400 мкм3/с Конических области микроканалов. Микрогелови су зачепљени када је физиолошки раствор пуферован са Трисом (ТБС) помешан са 0,1 мг/мЛ (флуоресцеин изотиоцијанат) ФИТЦ-декстрана при ΔП = 700 Па (<ΔПтр) и брзини протока К = 2400 µм3/с Конусни делови микроканала.Предњи положај Ксф микрогела одређује његову удаљеност од почетне тачке скупљања Кс0.Да би се индуковала лиза, раствор флуоресцентно обележеног тПА у ТБС је убризган из канала који се налази ортогонално на дугачку осу главног микроканала.
Када је раствор тПА стигао до оклузалног ММ, задња ивица микрогела је постала замућена, што указује да је цепање фибрина почело у тренутку тлис = 0 (слика 3д и додатна слика 18).Током фибринолизе, бојом обележен тПА се акумулира унутар ММ и везује за фибринске нити, што доводи до постепеног повећања интензитета ружичасте боје микрогелова.На тлис = 60 мин, ММ се скупља услед растварања његовог задњег дела, а положај његове предње ивице Ксф се мало мења.После 160 мин, снажно контраховани ММ је наставио да се скупља, а на тлис = 161 мин, претрпео је контракцију, чиме је обновљен проток течности кроз микроканал (слика 3д и додатна слика 18, десна колона).
На сл.Слика 3е приказује временски зависно смањење запремине В(тлис) посредовано лизом, нормализовано на почетну запремину В0 фибринских микрогелова различите величине.ЦО са Д0 174, 199 или 218 µм стављен је у микроканал са ΔП 1200, 1800 или 3000 Па, респективно, и К = 1860 ± 70 µм3/с да би се блокирао микроканал (слика 3е, уметак).исхрана.Микрогелови се постепено скупљају док не постану довољно мали да прођу кроз канале.Смањење критичне запремине ЦО са већим почетним пречником захтева дуже време лизе.Због сличног протока кроз РМ различите величине, цепање се дешава истом брзином, што резултира варењем мањих фракција већих РМ и њиховом одложеном транслокацијом.На сл.3ф приказује релативно смањење В(тлис)/В0 услед цепања за СМ, ММ и РМ на Д0 = 197 ± 3 µм приказано као функција тлис.За СМ, ММ и РМ, ставите сваки микрогел у микроканал са ΔП 400, 750 или 1800 Па и К 12300, 2400 или 1860 µм3/с, респективно.Иако је притисак примењен на СМ био 4,5 пута мањи од притиска на РМ, проток кроз СМ је био више од шест пута јачи због веће пермеабилности СМ, а скупљање микрогела се смањило са СМ на ММ и РМ. .На пример, на тлис = 78 мин, СМ се углавном растворио и измештао, док су ММ и ПМ наставили да зачепљују микроканале, упркос томе што су задржали само 16% и 20% своје првобитне запремине, респективно.Ови резултати указују на важност конвекцијом посредоване лизе сужених влакнастих гелова и корелирају са извештајима о бржем варењу угрушака са нижим садржајем фибрина.
Дакле, наш рад демонстрира експериментално и теоретски механизам којим филаментни гелови реагују на биаксијално затварање.Понашање влакнастих гелова у ограниченом простору одређено је јаком асиметријом енергије деформације филамената (меких при компресији и тврдих при затезању) и само односом ширине и закривљености филамената.Ова реакција резултира минималним издужењем влакнастих гелова који се налазе у уским капиларама, њихов биаксијални Поиссонов однос се смањује са повећањем компресије и мањим малим притиском.
Пошто се биаксијално задржавање меких деформабилних честица користи у широком спектру технологија, наши резултати стимулишу развој нових влакнастих материјала.Конкретно, биаксијално задржавање филаментозних гела у уским капиларама или цевима доводи до њиховог снажног збијања и оштрог смањења пропустљивости.Снажна инхибиција протока течности кроз оклузивне фиброзне гелове има предности када се користи као чепови за спречавање крварења или смањење снабдевања крвљу малигних тумора33,34,35.С друге стране, смањење протока течности кроз оклузални фибрински гел, чиме се инхибира конвективно посредована лиза тромба, указује на спору лизу оклузалних угрушака [27, 36, 37].Наш систем моделирања је први корак ка разумевању импликација механичког одговора влакнастих биополимерних хидрогелова на биаксијално задржавање.Укључивање крвних зрнаца или тромбоцита у опструктивне фибринске гелове ће утицати на њихово рестрикционо понашање 38 и биће следећи корак у откривању понашања сложенијих биолошки значајних система.
Реагенси који се користе за припрему фибринских микрогелова и производњу МФ уређаја описани су у Додатним информацијама (Допунске методе, одељци 2 и 4).Микрогелови фибрина су припремљени емулзификацијом мешаног раствора фибриногена, Трис пуфера и тромбина у МФ уређају за фокусирање протока, након чега је уследило гелирање капљица.Раствор говеђег фибриногена (60 мг/мл у ТБС), Трис пуфер и раствор говеђег тромбина (5 У/мл у 10 мМ раствору ЦаЦл2) су давани коришћењем две независно контролисане шприц пумпе (ПхД 200 Харвард Аппаратус ПХД 2000 Сиринг Пумп).блокирати МФ, САД).Континуирана фаза Ф-уља која садржи 1 теж.% блок кополимера ПФПЕ-П(ЕО-ПО)-ПФПЕ, уведена је у МФ јединицу коришћењем треће пумпе за шприц.Капљице формиране у МФ уређају се сакупљају у епрувету за центрифугирање од 15 мл која садржи Ф-уље.Ставите епрувете у водено купатило на 37 °Ц током 1 х да бисте завршили гелирање фибрина.ФИТЦ обележени фибрински микрогелови су припремљени мешањем говеђег фибриногена и ФИТЦ обележеног хуманог фибриногена у тежинском односу 33:1, респективно.Поступак је исти као и за припрему фибринских микрогелова.
Пренесите микрогелове из уља Ф у ТБС центрифугирањем дисперзије на 185 г током 2 мин.Преципитирани микрогелови су дисперговани у уљу Ф помешаном са 20 теж.% перфлуороктил алкохола, затим дисперговани у хексану који садржи 0,5 теж.% Спан 80, хексан, 0,1 теж.% Тритон Кс у води и ТБС.Коначно, микрогелови су дисперговани у ТБС који садржи 0,01 теж% Твеен 20 и чувани на 4 ° Ц отприлике 1-2 недеље пре експеримената.
Производња МФ уређаја је описана у Додатним информацијама (Допунске методе, одељак 5).У типичном експерименту, позитивна вредност ΔП је одређена релативном висином резервоара повезаних пре и после МФ уређаја за увођење микрогелова пречника 150 < Д0 < 270 µм у микроканале.Непоремећена величина микрогелова одређена је визуелизацијом у макроканалу.Микрогел се зауставља у конусној области на улазу у констрикцију.Када врх предњег микрогела остане непромењен 2 минута, користите МАТЛАБ програм да одредите положај микрогела дуж к-осе.Са постепеним повећањем ΔП, микрогел се креће дуж клинастог региона све док не уђе у сужење.Једном када је микрогел потпуно уметнут и компримован, ΔП брзо пада на нулу, балансирајући ниво воде између резервоара, а затворени микрогел остаје непокретан под компресијом.Дужина опструктивног микрогела је мерена 30 минута након престанка стезања.
Током експеримената фибринолизе, раствори т-ПА и ФИТЦ-обележеног декстрана продиру у блокиране микрогелове.Проток сваке течности је праћен коришћењем једноканалног флуоресцентног снимања.ТАП означен са АлекаФлуор 633 причвршћен за фибринска влакна и акумулиран унутар компримованих фибринских микрогелова (ТРИТЦ канал на додатној слици 18).Раствор декстрана означен са ФИТЦ се креће без акумулације у микрогелу.
Подаци који подржавају резултате ове студије доступни су од одговарајућих аутора на захтев.Необрађене СЕМ слике фибринских гелова, необрађене ТЕМ слике фибринских гелова пре и после инокулације и главни улазни подаци за слике 1 и 2. 2 и 3 дати су у датотеци сирових података.Овај чланак даје оригиналне податке.
Литвинов РИ, Петерс М., де Ланге-Лоотс З. и Веисел ЈВ фибриноген и фибрин.У Макромолекуларни протеински комплекс ИИИ: структура и функција (ур. Харрис, ЈР и Марлес-Вригхт, Ј.) 471-501 хттпс://дои.орг/10.1007/978-3-030-58971-4_15 (Спрингер и Цхам, 2021).
Босман ФТ и Стаменковицх И. Функционална структура и састав екстрацелуларног матрикса.Ј. Пасол.200, 423–428 (2003).
Принце Е. и Кумацхева Е. Дизајн и примена хидрогелова вештачких биомиметичких влакана.Натионал Матт Ред.4, 99–115 (2019).
Броедерсз, ЦП & Мацкинтосх, ФЦ Моделирање полуфлексибилних полимерних мрежа.Свештеник Мод.стање.86, 995–1036 (2014).
Кхатами-Марбини, Х. и Пику, КР Механичко моделирање полуфлексибилних биополимерних мрежа: неафинска деформација и присуство зависности дугог домета.Ин Адванцес ин Софт Маттер Мецханицс 119–145 (Спрингер, Берлин, Хајделберг, 2012).
Вадер Д, Кабла А, Веитз Д и Махадеван Л. Стресом изазвано поравнање колагенских гелова.ПЛоС Оне 4, е5902 (2009).
Сторм С., Пасторе ЈЈ, МцКинтосх ФС, Лубенски ТС и Гианми ПА Нелинеарна еластичност биогела.Природа 435, 191–194 (2005).
Ликуп, АЈ Стрес контролише механизме колагене мреже.процес.Национална академија наука.Наука.УС 112, 9573–9578 (2015).
Јанми, ПА, ет ал.Негативни нормални стрес у полуфлексибилним биополимерним геловима.Национална алма матер.6, 48–51 (2007).
Канг, Х. ет ал.Нелинеарна еластичност мрежа крутих влакана: отврдњавање деформацијом, негативни нормални напон и поравнање влакана у фибринским геловима.Ј. Пхисицс.Хемијски.В. 113, 3799–3805 (2009).
Гардел, МЛ ет ал.Еластично понашање умрежених и везаних актинских мрежа.Наука 304, 1301–1305 (2004).
Схарма, А. ет ал.Нелинеарна механика оптичких мрежа контролисаних напрезањем са критичком контролом.Национална физика.12, 584–587 (2016).
Вахаби, М. ет ал.Еластичност влакнастих мрежа под једноосним преднапрезањем.Мека материја 12, 5050–5060 (2016).
Вуфсус, АР, Мацера, НЕ & Неевес, КБ Хидраулична пропустљивост крвног угрушка као функција густине фибрина и тромбоцита.биофизике.часопис 104, 1812–1823 (2013).
Ли, И. ет ал.Свестрано понашање хидрогелова ограничено је уским капиларама.Наука.Кућа 5, 17017 (2015).
Лиу, Кс., Ли, Н. & Вен, Ц. Ефекат патолошке хетерогености на еластографију смичног таласа у стадијуму дубоке венске тромбозе.ПЛоС Оне 12, е0179103 (2017).
Мфоумоу, Е., Трипетте, Ј., Блостеин, М. & Цлоутиер, Г. Ин виво квантификација временски зависне индурације крвних угрушака коришћењем ултразвучног снимања смичним таласом у моделу венске тромбозе зеца.тромба.резервоар.133, 265–271 (2014).
Веисел, ЈВ & Нагасвами, Ц. Компјутерска симулација динамике полимеризације фибрина у односу на електронску микроскопију и посматрања замућености: структура и склоп угрушка су кинетички контролисани.биофизике.Часопис 63, 111–128 (1992).
Риан, ЕА, Мокрос, ЛФ, Веисел, ЈВ и Лоранд, Л. Структурно порекло реологије фибринског угрушка.биофизике.Ј. 77, 2813–2826 (1999).
Време поста: 23. фебруар 2023