Благодарим вас за посещение Nature.com.Вы используете версию браузера с ограниченной поддержкой CSS.Для оптимальной работы мы рекомендуем вам использовать обновленный браузер (или отключить режим совместимости в Internet Explorer).Кроме того, для обеспечения постоянной поддержки мы показываем сайт без стилей и JavaScript.
Отображает карусель из трех слайдов одновременно.Используйте кнопки «Предыдущий» и «Далее» для перемещения по трем слайдам одновременно или используйте кнопки ползунка в конце для перемещения по трем слайдам одновременно.
Ограничение волокнистых гидрогелей узкими капиллярами имеет большое значение в биологических и биомедицинских системах.Растяжение и одноосное сжатие волокнистых гидрогелей были тщательно изучены, но их реакция на двухосное удерживание в капиллярах остается неизученной.Здесь мы экспериментально и теоретически демонстрируем, что нитевидные гели качественно по-другому реагируют на ограничения, чем гели с гибкими цепями, из-за асимметрии механических свойств составляющих нитей, которые мягкие при сжатии и жесткие при растяжении.При сильном удерживании волокнистый гель демонстрирует незначительное удлинение и асимптотическое уменьшение двухосного коэффициента Пуассона до нуля, что приводит к сильному уплотнению геля и плохому проникновению жидкости через гель.Эти результаты свидетельствуют о резистентности растянутых окклюзионных тромбов к лизису терапевтическими агентами и стимулируют развитие эффективной эндоваскулярной эмболизации из волокнистых гелей с целью остановки сосудистого кровотечения или ингибирования кровоснабжения опухолей.
Волокнистые сети являются основными структурными и функциональными строительными блоками тканей и живых клеток.Актин является основным компонентом цитоскелета1;фибрин является ключевым элементом в заживлении ран и образовании тромбов2, а коллаген, эластин и фибронектин являются компонентами внеклеточного матрикса в животном мире3.Восстановленные сети волокнистых биополимеров стали материалами, имеющими широкое применение в тканевой инженерии4.
Нитевидные сети представляют собой отдельный класс биологической мягкой материи с механическими свойствами, отличными от гибких молекулярных сетей5.Некоторые из этих свойств развились в ходе эволюции, чтобы контролировать реакцию биологической материи на деформацию6.Например, волокнистые сети демонстрируют линейную эластичность при небольших нагрузках7,8, тогда как при больших нагрузках они демонстрируют повышенную жесткость9,10, тем самым сохраняя целостность тканей.Последствия для других механических свойств волокнистых гелей, таких как отрицательное нормальное напряжение в ответ на сдвиговую деформацию11,12, еще предстоит обнаружить.
Механические свойства полугибких волокнистых гидрогелей изучались при одноосном растяжении13,14 и сжатии8,15, но их свободное двухосное сжатие в узких капиллярах или трубках не изучалось.Здесь мы сообщаем экспериментальные результаты и теоретически предлагаем механизм поведения волокнистых гидрогелей при двухосном удерживании в микрофлюидных каналах.
Микрогели фибрина с различными соотношениями концентраций фибриногена и тромбина и диаметром D0 от 150 до 220 мкм были созданы с использованием микрофлюидного подхода (дополнительный рисунок 1).На рис.1а представлены изображения меченных флуорохромом микрогелей, полученные с помощью конфокальной флуоресцентной микроскопии (ЦФМ).Микрогели имеют сферическую форму, имеют полидисперсность менее 5% и однородны по структуре во всех масштабах, исследованных с помощью CFM (дополнительная информация и фильмы S1 и S2).Средний размер пор микрогелей (определенный путем измерения проницаемости по Дарси16) уменьшился с 2280 до 60 нм, содержание фибрина увеличилось с 5,25 до 37,9 мг/мл, а концентрация тромбина снизилась с 2,56 до 0,27 ед/мл соответственно.(Дополнительная информация).Рис.2), 3 и дополнительную таблицу 1).Соответствующая жесткость микрогеля увеличивается с 0,85 до 3,6 кПа (дополнительный рисунок 4).В качестве примеров гелей, образованных из гибких цепей, используют агарозные микрогели различной жесткости.
Изображение флуоресцентной микроскопии флуоресцеинизотиоцианата (FITC), меченного PM, суспендированного в TBS.Шкала шкалы составляет 500 мкм.б СЭМ-изображения СМ (вверху) и РМ (внизу).Масштабная линейка 500 нм.в Принципиальная схема микрофлюидного канала, состоящего из большого канала (диаметр dl) и суженной конусообразной области с углом входа α 15° и диаметром dc = 65 мкм.г Слева направо: изображения РМ (диаметр D0) в оптическом микроскопе в крупных каналах, конической зоне и перетяжке (ограничивающей длину геля Dz).Шкала шкалы составляет 100 мкм.д, е ПЭМ-изображения недеформированного РМ (д) и окклюзированного РМ (е), зафиксированного в течение часа с констрикцией 1/λr = 2,7, с последующим освобождением и фиксацией 5% массы.глутаровый альдегид в TBS.Диаметр недеформированного СО составляет 176 мкм.Масштабная линейка составляет 100 нм.
В центре внимания были микрогели фибрина с твердостью 0,85, 1,87 и 3,6 кПа (далее мягкие микрогели (СМ), среднетвердые микрогели (ММ) и твердые микрогели (РМ) соответственно).Этот диапазон жесткости фибринового геля имеет тот же порядок величины, что и для сгустков крови18,19, и, следовательно, изученные в нашей работе фибриновые гели напрямую связаны с реальными биологическими системами.На рис.1б показаны верхнее и нижнее изображения структур СМ и РМ, полученные с помощью сканирующего электронного микроскопа (СЭМ) соответственно.По сравнению со структурами RM, сети SM образованы более толстыми волокнами и меньшим количеством точек ветвления, что согласуется с более ранними отчетами 20, 21 (дополнительный рисунок 5).Разница в структуре гидрогеля коррелирует с тенденцией его свойств: проницаемость геля уменьшается с уменьшением размера пор от SM до MM и RM (дополнительная таблица 1), а жесткость геля меняется на противоположную.Никаких изменений в структуре микрогеля не было отмечено после хранения при 4 ° C в течение 30 дней (дополнительный рисунок 6).
На рис.1в представлена схема микрофлюидного канала круглого сечения, содержащего (слева направо): большой канал диаметром dl, в котором микрогель остается недеформированным, конусообразный участок с сужением в диаметре dc < D0, конус -образные участки и крупные каналы диаметром dl (дополнительный рис. 7).В типичном эксперименте микрогели вводили в микрофлюидные каналы при положительном перепаде давления ΔP 0,2–16 кПа (дополнительный рисунок 8).Этот диапазон давления соответствует биологически значимому артериальному давлению (120 мм рт. ст. = 16 кПа)22.На рис.1г (слева направо) показаны репрезентативные изображения РМ в крупных каналах, конических областях и перетяжках.Движение и форму микрогеля регистрировали и анализировали с помощью программы MATLAB.Важно отметить, что в сужающихся областях и сужениях микрогели находятся в конформном контакте со стенками микроканалов (дополнительный рисунок 8).Степень радиальной ретенции микрогеля при сужении D0/dc = 1/λr находится в пределах 2,4 ≤ 1/λr ≤ 4,2, где 1/λr – степень сжатия.Микрогель сжимается при ΔP > ΔPtr, где ΔPtr – разность давлений транслокации.Длина и размер пор двуосно-связанных микрогелей определяются их равновесным состоянием, поскольку учет вязкоупругости гелей в биологических системах очень важен.Время установления равновесия для микрогелей агарозы и фибрина составляло 10 и 30 минут соответственно.По истечении этих интервалов времени ограниченные микрогели достигали стабильного положения и формы, которые были зафиксированы с помощью высокоскоростной камеры и проанализированы с помощью MATLAB.
На рис.1д, 1е показаны изображения недеформированных и биаксиально ограниченных структур РМ, полученные с помощью просвечивающей электронной микроскопии (ПЭМ).После сжатия RM размер пор микрогеля значительно уменьшился, и их форма стала анизотропной с меньшими размерами в направлении сжатия, что согласуется с более ранним сообщением 23 .
Двухосное сжатие при сокращении приводит к удлинению микрогеля в неограниченном направлении с коэффициентом λz = \({D}_{{{{{{{\rm{z}}}}}}}/\({D }_ { 0}\) , где \({D}_{{{{({\rm{z}}}}}}}}\) — длина замкнутого микрогеля. На рис. 2а показано изменение λzvs .1/ λr для фибриновых и агарозных микрогелей.Неожиданно оказалось, что при сильном сжатии 2,4 ≤ 1/λr ≤ 4,2 фибриновые микрогели демонстрируют незначительное удлинение, равное 1,12 +/- 0,03 λz, на которое лишь незначительно влияет величина 1/λr. ограничены агарозные микрогели, которые наблюдаются даже при более слабом сжатии 1/λr = 2,6 до большего удлинения λz = 1,3.
а Эксперименты на агарозном микрогеле с различными модулями упругости (2,6 кПа, зеленый открытый ромб; 8,3 кПа, коричневый открытый круг; 12,5 кПа, оранжевый пустой квадрат; 20,2 кПа, пурпурный открытый перевернутый треугольник) и SM (сплошной красный) Изменение измеренного удлинения λz ( круги), MM (сплошные черные квадраты) и RM (сплошные синие треугольники).Сплошные линии показывают теоретически предсказанные λz для микрогелей агарозы (зеленая линия) и фибрина (линии и символы одного цвета).б, в Верхняя панель: схематическая диаграмма сетевых цепей агарозы (б) и фибрина (в) до (слева) и после (справа) двухосного сжатия.Внизу: Форма соответствующей сети до и после деформации.Направления сжатия x и y показаны пурпурной и коричневой стрелками соответственно.На рисунке выше цепочки сетей, ориентированные в этих направлениях x и y, показаны соответствующими пурпурными и коричневыми линиями, а цепочки, ориентированные в произвольном направлении z, представлены зелеными линиями.В фибриновом геле (в) фиолетовые и коричневые линии в направлениях x и y изгибаются сильнее, чем в недеформированном состоянии, а зеленые линии в направлении z изгибаются и растягиваются.Натяжение между направлениями сжатия и растяжения передается через нити с промежуточными направлениями.В агарозных гелях цепи во всех направлениях определяют осмотическое давление, которое вносит существенный вклад в деформацию геля.d Прогнозируемое изменение двухосного коэффициента Пуассона, } }^{{{{{\rm{eff}}}}}}}} =-{{{{{\rm{ln}}}}}}{\lambda }_{ z}/{{{{{ {{ \rm{ln}}}}}}{\lambda }_{r}\ ), для равнобиаксиального сжатия гелей агарозы (зеленая линия) и фибрина (красная линия).На вставке показана двухосная деформация геля.e Изменение давления транслокации ΔPtr, нормализованное к жесткости геля S, представлено на графике как функция степени сжатия для микрогелей агарозы и фибрина.Цвета символов соответствуют цветам в (а).Зеленая и красная линии отображают теоретическое соотношение между ΔPtr/S и 1/λr для агарозного и фибринового гелей соответственно.Пунктирная часть красной линии показывает увеличение ΔPtr при сильном сжатии за счет межволоконного взаимодействия.
Это различие связано с разными механизмами деформации сетей фибрина и агарозного микрогеля, состоящих из гибких24 и жестких25 нитей соответственно.Двухосное сжатие гибких гелей приводит к уменьшению их объема и связанному с этим увеличению концентрации и осмотического давления, что приводит к удлинению геля в неограниченном направлении.Окончательное удлинение геля зависит от баланса увеличения энтропийной свободной энергии растянутых цепей и уменьшения свободной энергии осмоса за счет снижения концентрации полимера в растянутом геле.При сильном двухосном сжатии удлинение геля увеличивается с λz ≈ 0,6 \({{\lambda}_{{{\rm{r}}}}^{-2/3}}\) (см. рис. 2а на рис. раздел обсуждения 5.3.3).Конформационные изменения гибких цепей и форма соответствующих сеток до и после двухосного удерживания показаны на рис.2б.
Напротив, волокнистые гели, такие как фибрин, по своей природе по-разному реагируют на двухосную ретенцию.Нити, ориентированные преимущественно параллельно направлению сжатия, изгибаются (за счет чего уменьшается расстояние между поперечными связями), а нити, преимущественно перпендикулярные направлению сжатия, под действием упругой силы распрямляются и растягиваются, вызывая удлинение геля ( Рисунок 1).2c) Структуры недеформированных SM, MM и RM были охарактеризованы путем анализа их изображений SEM и CFM (дополнительное обсуждение, раздел IV и дополнительный рисунок 9).Путем определения модуля упругости (E), диаметра (d), длины профиля (R0), расстояния между концами (L0 ≈ R0) и центрального угла (ψ0) нитей в недеформированных микрогелях фибрина (дополнительная таблица 2) – 4), находим, что модуль изгиба резьбы \({k}_{{{{{{\rm{b)))))))))}=\frac{9\pi E{d}^{4} } {4 {\psi } _{0}^{2}{L}_{0}}\) значительно меньше его модуля упругости\({k}_{{{{{{{{\rm{s}}} } }} }}=E\frac{\pi {d}^{2}{R}_{0}}{4}\), поэтому kb/ks ≈ 0,1 (дополнительная таблица 4).Таким образом, в условиях двухосной ретенции геля тяжи фибрина легко изгибаются, но сопротивляются растяжению.Удлинение нитевидной сети, подвергнутой двухосному сжатию, показано на дополнительном рисунке 17.
Мы разрабатываем теоретическую аффинную модель (раздел V для дополнительного обсуждения и дополнительные рисунки 10–16), в которой удлинение волокнистого геля определяется из локального равновесия упругих сил, действующих в геле, и предсказывает, что при сильной двухосной деформации λz - 1 под ограничением
Уравнение (1) показывает, что даже при сильном сжатии (\({\lambda }_{{{\mbox{r))))\,\to \,0\)) происходит небольшое расширение геля и последующая деформация удлинения при насыщение λz–1 = 0,15 ± 0,05.Такое поведение связано с (i) \({\left({k}_{{{{({\rm{b}}}}}}}}}/{k}_{{{{{{\rm { s }}}}}}}\right)}^{1/2}\) ≈ 0,15−0,4 и (ii) член в квадратных скобках асимптотически приближается \(1{{\mbox{/}}} \sqrt { 3 }\) для сильных двухосных связей. Важно отметить, что префактор \({\left({k}_{({\mbox{b))))/{k}_{({\mbox{ s))))\right)}^{1/ 2 }\) не имеет ничего общего с жесткостью резьбы E, а определяется только соотношением сторон резьбы d/L0 и центральным углом дуги ψ0, что аналогично SM, MM и RM (дополнительная таблица 4).
Чтобы еще больше подчеркнуть разницу в деформации, вызванной свободой, между гибкими и нитевидными гелями, мы вводим двухосный коэффициент Пуассона \({\nu }_{{{({\rm{b)))))) }{{\ mbox { =}}}\,\mathop{{\lim}}\limits_{{\lambda}_{{{{({\rm{r}}}}}}}\to 1}\ frac{{\ лямбда } _{ {{{{\rm{z}}}}}}-1}{1-{\lambda }_{{({\rm{r}}}}}}}}}, \) описывает неограниченное ориентация деформации геля в ответ на равную деформацию в двух радиальных направлениях и расширяет это до больших однородных деформаций \ rm{b }}}}}}}}^{{{{{\rm{eff}}}}}}}} }}=- {{{{{\rm{ln}}}}}}} }{ \lambda } _{z} /{{{({\rm{ln)))))))}{\lambda }_{{{({\rm{r)))))))))}\) .На рис.2d показывает }}}}}}}\) для равномерного двухосного сжатия гибких (таких как агароза) и жестких (таких как фибрин) гелей (дополнительное обсуждение, раздел 5.3.4) и подчеркивает взаимосвязь между сильными различиями в реакции на ограничение. Для агарозных гелей при сильных ограничениях {\rm{eff}}}}}}}}\) возрастает до асимптотического значения 2/3, а для фибриновых гелей уменьшается до нуля, поскольку lnλz/lnλr → 0, так как λz увеличивается с увеличением насыщение по мере увеличения λr.Отметим, что в экспериментах замкнутые сферические микрогели деформируются неоднородно, а их центральная часть испытывает более сильное сжатие;однако экстраполяция на большую величину 1/λr позволяет сравнить эксперимент с теорией для равномерно деформированных гелей.
Еще одно различие в поведении гибких цепных гелей и нитевидных гелей было обнаружено за счет их движения при сокращении.Транслокационное давление ΔPtr, нормированное на жесткость геля S, увеличивалось с увеличением сжатия (рис. 2д), но при 2,0 ≤ 1/λr ≤ 3,5 фибриновые микрогели демонстрировали значительно меньшие значения ΔPtr/S вниз при усадке.Удержание агарозного микрогеля приводит к увеличению осмотического давления, что приводит к растяжению геля в продольном направлении по мере растяжения молекул полимера (рис. 2б, слева) и увеличению транслокационного давления на ΔPtr/S ~( 1/λr)14/317.Напротив, форма замкнутых микрогелей фибрина определяется энергетическим балансом нитей радиального сжатия и продольного растяжения, что приводит к максимальной продольной деформации λz ~\(\sqrt{{k}_{{{ {{ { \rm{ b))))))))} /{k}_{{{{{{{\rm{s}}}}}}}}}\).При 1/λr ≫ 1 изменение транслокационного давления масштабируется как 1 }{{{({\rm{ln))))))\left({{\lambda }}_{{{{{{\rm {r} }}}}}}}^{{-} 1} \right)\) (Дополнительное обсуждение, раздел 5.4), как показано сплошной красной линией на рис. 2e.Таким образом, ΔPtr менее ограничен, чем в агарозных гелях.При сжатиях с 1/λr > 3,5 значительное увеличение объемной доли нитей и взаимодействие соседних нитей ограничивает дальнейшую деформацию геля и приводит к отклонениям экспериментальных результатов от прогнозов (красный пунктир на рис. 2д).Делаем вывод, что для тех же 1/λr и Δ\({P}_{{{{{{{\rm{tr}}}}}}}}_{{{{\rm{фибрин}}} )) } }}}\) < ΔP < Δ\({P}_{{{{{{{\rm{tr))))))}}}_{{{{\rm{агароза}} }} } } } }}\) агарозный гель захватится микроканалом, и через него пройдет фибриновый гель такой же жесткости.Для ΔP < Δ\({P}_{{{{{{\rm{tr)))))))))_{{{{{\rm{фибрин)))))))))}\ ), Два Оба геля блокируют канал, но гель фибрина будет продвигаться глубже и сжиматься более эффективно, более эффективно блокируя поток жидкости.Результаты, показанные на рисунке 2, демонстрируют, что волокнистый гель может служить эффективной пробкой для уменьшения кровотечения или ингибирования кровоснабжения опухолей.
С другой стороны, фибрин образует каркас сгустка, который приводит к тромбоэмболии - патологическому состоянию, при котором тромб закупоривает сосуд при ΔP < ΔPtr, например, при некоторых типах ишемического инсульта (рис. 3а).Более слабое удлинение микрогелей фибрина, вызванное ограничением, привело к более сильному увеличению концентрации фибрина C/C фибриногена по сравнению с гелями с гибкой цепью, где C и C фибриноген представляют собой ограниченные и недеформированные микрогели соответственно.Концентрация полимера в геле.Рисунок 3b показывает, что C/C фибриногена при SM, MM и RM увеличивается более чем в семь раз при 1/λr ≈ 4,0, что обусловлено ограничением и обезвоживанием (дополнительный рисунок 16).
Схематическая иллюстрация окклюзии средней мозговой артерии головного мозга.б Опосредованное рестрикцией относительное увеличение концентрации фибрина при обструктивном СМ (сплошные красные кружки), ММ (сплошные черные квадраты) и РМ (сплошные синие треугольники).c Схема эксперимента, используемая для изучения расщепления гелей ограниченного фибрина.Раствор флуоресцентно меченного tPA в TBS вводили со скоростью потока 5,6 × 107 мкм3/с и дополнительным перепадом давления 0,7 Па для каналов, расположенных перпендикулярно длинной оси основного микроканала.г Объединенное многоканальное микроскопическое изображение обструктивного ММ (D0 = 200 мкм) при Xf = 28 мкм, ΔP = 700 Па и во время расщепления.Вертикальные пунктирные линии показывают исходное положение заднего и переднего краев ММ при tlys = 0. Зеленый и розовый цвета соответствуют FITC-декстрану (70 кДа) и tPA, меченным AlexaFluor633, соответственно.e Изменяющийся во времени относительный объем окклюзированных РМ с D0 174 мкм (синий открытый перевернутый треугольник), 199 мкм (синий открытый треугольник) и 218 мкм (синий открытый треугольник) соответственно в коническом микроканале с Xf = 28 ± 1 мкм.сечения имеют ΔP 1200, 1800 и 3000 Па соответственно и Q = 1860 ± 70 мкм3/с.На вставке показано RM (D0 = 218 мкм), закупоривающее микроканал.е Изменение во времени относительного объема СМ, ММ или РМ, помещенных при Xf = 32 ± 12 мкм, при ΔP 400, 750 и 1800 Па и ΔP 12300 Па и Q 12300 в конической области микроканала соответственно 2400 и 1860 мкм3 /с.Xf представляет переднее положение микрогеля и определяет его расстояние от начала усадки.V(tlys) и V0 — временный объем лизированного микрогеля и объем ненарушенного микрогеля соответственно.Цвета символов соответствуют цветам в b.Черные стрелки на д, е соответствуют последнему моменту времени перед прохождением микрогелей через микроканал.Масштабная линейка d, e равна 100 мкм.
Чтобы исследовать влияние ограничения на снижение потока жидкости через обструктивные фибриновые гели, мы изучили лизис СМ, ММ и РМ, инфильтрированных тромболитическим агентом тканевого активатора плазминогена (tPA).На рисунке 3c показан экспериментальный план, использованный для экспериментов по лизису. При ΔP = 700 Па (<ΔPtr) и скорости потока Q = 2400 мкм3/с трис-забуференного физиологического раствора (TBS), смешанного с 0,1 мг/мл (флуоресцеинизотиоцианат) FITC-декстрана, микрогель закупорил конический микроканал. область, край. При ΔP = 700 Па (<ΔPtr) и скорости потока Q = 2400 мкм3/с трис-забуференного физиологического раствора (TBS), смешанного с 0,1 мг/мл (флуоресцеинизотиоцианат) FITC-декстрана, микрогель закупорил конический микроканал. область, край. При ΔP = 700 Па (<ΔPtr) и скорости потока, Q = 2400 мкм3/с, трис-буферного солевого раствора (TBS), смешанного с 0,1 мг/мл (флуоресцеинизотиоцианата) FITC-декстрана, микрогель перекрывал сужающийся микроканал. При ΔP = 700 Па (<ΔPtr) и скорости потока Q = 2400 мкм3/с трис-буферного физиологического раствора (TBS), смешанного с 0,1 мг/мл (флуоресцеинизотиоцианат) FITC-декстрана, микрогель закупоривал сходящиеся микроканалы.область, край.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（异硫氰酸荧光素）FITC-葡聳糖混合时, 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。 Микрогели закупориваются при смешивании трис-буферного солевого раствора (ТБС) с 0,1 мг/мл (флуоресцеинизотиоцианат) ФИТЦ-декстрана при ΔP = 700 Па (<ΔPtr) и скорости потока Q = 2400 мкм3/с Конические области микроканалов. Микрогели закупоривались, когда трис-буферный физиологический раствор (TBS) смешивали с 0,1 мг/мл (изотиоцианат флуоресцеина) FITC-декстрана при ΔP = 700 Па (<ΔPtr) и скорости потока Q = 2400 мкм3/с. Конические области микроканалов.Переднее положение микрогеля Xf определяет его расстояние от начальной точки усадки X0.Для индукции лизиса раствор флуоресцентно меченного tPA в TBS вводили из канала, расположенного ортогонально длинной оси основного микроканала.
Когда раствор tPA достиг окклюзионной ММ, задний край микрогеля стал размытым, что указывает на то, что расщепление фибрина началось в момент времени tlys = 0 (рис. 3d и дополнительный рисунок 18).В ходе фибринолиза меченый красителем tPA накапливается внутри ММ и связывается с нитями фибрина, что приводит к постепенному увеличению интенсивности розовой окраски микрогелей.При tlys = 60 мин ММ сжимается за счет растворения ее задней части, и положение ее передней кромки Xf меняется мало.Через 160 минут сильно сокращенная ММ продолжала сокращаться, а при tlys = 161 минуте она подверглась сокращению, тем самым восстановив поток жидкости через микроканал (рис. 3d и дополнительный рис. 18, правый столбец).
На рис.3e показано опосредованное лизисом зависимое от времени уменьшение объема V(tlys), нормализованное к исходному объему V0 фибриновых микрогелей различного размера.CO с D0 174, 199 или 218 мкм помещался в микроканал с ΔP 1200, 1800 или 3000 Па соответственно и Q = 1860 ± 70 мкм3/с для перекрытия микроканала (рис. 3д, вставка).питание.Микрогели постепенно сжимаются, пока не станут достаточно маленькими, чтобы проходить через каналы.Уменьшение критического объема СО при большем начальном диаметре требует большего времени лизиса.Из-за одинакового потока через РМ разного размера расщепление происходит с одинаковой скоростью, что приводит к перевариванию меньших фракций более крупных РМ и их замедленной транслокации.На рис.3f показано относительное снижение V(tlys)/V0 из-за расщепления для SM, MM и RM при D0 = 197 ± 3 мкм, построенное в зависимости от tlys.Для SM, MM и RM поместите каждый микрогель в микроканал с ΔP 400, 750 или 1800 Па и Q 12300, 2400 или 1860 мкм3/с соответственно.Хотя давление, приложенное к СМ, было в 4,5 раза ниже, чем у РМ, течение через СМ было более чем в шесть раз сильнее из-за более высокой проницаемости СМ, а усадка микрогеля уменьшалась от СМ к ММ и РМ. .Например, при tlys = 78 мин СМ в основном растворялись и вытеснялись, тогда как ММ и ПМ продолжали закупоривать микроканалы, несмотря на то, что сохраняли только 16% и 20% исходного объема соответственно.Эти результаты свидетельствуют о важности опосредованного конвекцией лизиса суженных волокнистых гелей и коррелируют с сообщениями о более быстром расщеплении сгустков с более низким содержанием фибрина.
Таким образом, наша работа экспериментально и теоретически демонстрирует механизм, с помощью которого нитевидные гели реагируют на двухосное удержание.Поведение волокнистых гелей в ограниченном пространстве определяется сильной асимметрией энергии деформации нитей (мягкой при сжатии и жесткой при растяжении) и только соотношением сторон и кривизной нитей.Эта реакция приводит к минимальному удлинению волокнистых гелей, содержащихся в узких капиллярах, а их двухосный коэффициент Пуассона снижается с увеличением сжатия и меньшим давлением долота.
Поскольку двухосное удержание мягких деформируемых частиц используется в широком спектре технологий, наши результаты стимулируют разработку новых волокнистых материалов.В частности, двухосное удержание нитевидных гелей в узких капиллярах или трубочках приводит к их сильному уплотнению и резкому снижению проницаемости.Сильное ингибирование тока жидкости через окклюзионные волокнистые гели имеет преимущества при использовании в качестве пробок для предотвращения кровотечения или уменьшения кровоснабжения злокачественных новообразований33,34,35.С другой стороны, уменьшение потока жидкости через окклюзионный фибриновый гель, ингибируя тем самым конвективно-опосредованный лизис тромба, свидетельствует о медленном лизисе окклюзионных сгустков [27, 36, 37].Наша система моделирования является первым шагом на пути к пониманию последствий механической реакции волокнистых биополимерных гидрогелей на двухосную ретенцию.Включение клеток крови или тромбоцитов в обструктивные гели фибрина повлияет на их рестрикционное поведение 38 и станет следующим шагом в раскрытии поведения более сложных биологически значимых систем.
Реагенты, используемые для приготовления микрогелей фибрина и изготовления устройств MF, описаны в «Дополнительной информации» (разделы 2 и 4 «Дополнительные методы»).Микрогели фибрина готовили путем эмульгирования смешанного раствора фибриногена, трис-буфера и тромбина в устройстве MF с фокусировкой потока с последующим гелеобразованием капель.Раствор бычьего фибриногена (60 мг/мл в TBS), трис-буфер и раствор бычьего тромбина (5 ед/мл в 10 мМ растворе CaCl2) вводили с использованием двух независимо контролируемых шприцевых насосов (PhD 200 Harvard Apparatus PHD 2000 Syring Pump).заблокировать МФ, США).Непрерывную фазу F-масла, содержащую 1 мас.% блок-сополимера ПФПЭ-П(ЭО-ПО)-ПФПЭ, вводили в блок МФ с помощью третьего шприцевого насоса.Капли, образующиеся в устройстве MF, собираются в центрифужную пробирку объемом 15 мл, содержащую F-масло.Поместите пробирки на водяную баню при температуре 37 ° C на 1 час для завершения гелеобразования фибрина.Микрогели фибрина, меченные FITC, готовили путем смешивания фибриногена быка и фибриногена человека, меченного FITC, в массовом соотношении 33:1 соответственно.Процедура такая же, как и для приготовления микрогелей фибрина.
Перенесите микрогели из масла F в TBS, центрифугируя дисперсию при 185 г в течение 2 мин.Выпавшие микрогели диспергировали в масле F, смешанном с 20 мас.% перфтороктилового спирта, затем диспергировали в гексане, содержащем 0,5 мас.% Span 80, гексан, 0,1 мас.% Тритона Х в воде и TBS.Наконец, микрогели диспергировали в TBS, содержащем 0,01 мас.% Твина 20, и хранили при 4°C примерно 1–2 недели перед экспериментами.
Изготовление устройства MF описано в дополнительной информации (раздел 5 «Дополнительные методы»).В типичном эксперименте положительное значение ΔP определяется относительной высотой резервуаров, подключенных до и после устройства МФ для введения в микроканалы микрогелей диаметром 150 < D0 < 270 мкм.Ненарушенный размер микрогелей определяли путем их визуализации в макроканале.Микрогель останавливается в конической зоне у входа в сужение.Когда кончик переднего микрогеля остается неизменным в течение 2 минут, используйте программу MATLAB для определения положения микрогеля вдоль оси x.При ступенчатом увеличении ΔP микрогель перемещается по клиновидной области до тех пор, пока не попадет в перетяжку.Как только микрогель полностью введен и сжат, ΔP быстро падает до нуля, балансируя уровень воды между резервуарами, и закрытый микрогель остается неподвижным при сжатии.Длину обструктивного микрогеля измеряли через 30 мин после прекращения сужения.
В ходе экспериментов по фибринолизу растворы t-PA и декстрана, меченного FITC, проникают в заблокированные микрогели.Поток каждой жидкости контролировали с помощью одноканальной флуоресцентной визуализации.TAP, меченный AlexaFluor 633, прикреплен к волокнам фибрина и накапливается внутри сжатых микрогелей фибрина (канал TRITC на дополнительном рисунке 18).Раствор декстрана, меченный ФИТЦ, перемещается в микрогеле, не накапливаясь.
Данные, подтверждающие результаты этого исследования, можно получить у соответствующих авторов по запросу.Необработанные СЭМ-изображения фибриновых гелей, необработанные ТЕА-изображения фибриновых гелей до и после инокуляции, а также основные входные данные для рисунков 1 и 2, 2 и 3 представлены в файле необработанных данных.В этой статье приведены исходные данные.
Литвинов Р.И., Петерс М., де Ланге-Лутс З. и Вайзель Ю.В. Фибриноген и фибрин.В «Макромолекулярном белковом комплексе III: структура и функция» (под ред. Харрис Дж. Р. и Марлз-Райт Дж.) 471-501 https://doi.org/10.1007/978-3-030-58971-4_15 (Спрингер и Чам, 2021).
Босман Ф.Т. и Стаменкович И. Функциональная структура и состав внеклеточного матрикса.Дж. Пасоль.200, 423–428 (2003).
Князь Е. и Кумачева Е. Дизайн и применение искусственных биомиметических волокнистых гидрогелей.Национальный Мэтт Ред.4, 99–115 (2019).
Бродерс, К.П. и Макинтош, Ф.К. Моделирование полугибких полимерных сетей.Священник мод.физика.86, 995–1036 (2014).
Хатами-Марбини Х. и Пику К.Р. Механическое моделирование полугибких биополимерных сетей: неаффинная деформация и наличие дальних зависимостей.В книге «Достижения в области механики мягких материалов» 119–145 (Springer, Берлин, Гейдельберг, 2012).
Вейдер Д., Кабла А., Вейц Д. и Махадеван Л. Вызванное стрессом выравнивание коллагеновых гелей.PLoS One 4, e5902 (2009 г.).
Сторм С., Пасторе Дж. Дж., Маккинтош Ф.С., Лубенский Т.С. и Джанми П.А. Нелинейная эластичность биогелей.Природа 435, 191–194 (2005).
Ликуп, А.Дж. Стресс контролирует механизмы коллагеновой сети.процесс.Национальная академия наук.наука.США 112, 9573–9578 (2015).
Джанми, Пенсильвания и др.Отрицательное нормальное напряжение в полугибких биополимерных гелях.Национальная альма-матер.6, 48–51 (2007).
Канг, Х. и др.Нелинейная эластичность жестких волоконных сетей: деформационное упрочнение, отрицательное нормальное напряжение и выравнивание волокон в фибриновых гелях.Дж. Физика.Химический.Т. 113, 3799–3805 (2009).
Гардель, М.Л. и др.Эластичное поведение сшитых и связанных актиновых сетей.Наука 304, 1301–1305 (2004).
Шарма А. и др.Нелинейная механика тензорегулируемых волоконно-оптических сетей с критическим управлением.Национальная физика.12, 584–587 (2016).
Вахаби М. и др.Эластичность волоконных сетей при одноосном предварительном напряжении.Мягкая Материя 12, 5050–5060 (2016).
Вуфсус, А.Р., Масера, Н.Е. и Нивес, К.Б. Гидравлическая проницаемость сгустка крови как функция плотности фибрина и тромбоцитов.биофизика.Журнал 104, 1812–1823 (2013).
Ли, Ю. и др.Универсальное поведение гидрогелей ограничено узкими капиллярами.наука.Дом 5, 17017 (2015 г.).
Лю X., Ли Н. и Вэнь К. Влияние патологической гетерогенности на сдвиговолновую эластографию при определении стадии тромбоза глубоких вен.PLoS One 12, e0179103 (2017).
Мфуму Э., Трипетт Дж., Блостейн М. и Клотье Г. Количественная оценка in vivo зависящего от времени уплотнения сгустков крови с использованием ультразвуковой визуализации сдвиговой волны на модели венозного тромбоза кролика.тромб.резервуар.133, 265–271 (2014).
Вайзель, Дж. В. и Нагасвами, К. Компьютерное моделирование динамики полимеризации фибрина в связи с данными электронной микроскопии и наблюдениями за мутностью: структура и сборка сгустка кинетически контролируются.биофизика.Журнал 63, 111–128 (1992).
Райан Е.А., Мокрос Л.Ф., Вайзель Дж.В. и Лоранд Л. Структурное происхождение реологии сгустка фибрина.биофизика.Дж. 77, 2813–2826 (1999).
Время публикации: 23 февраля 2023 г.