Tack för att du besöker Nature.com.Du använder en webbläsarversion med begränsat CSS-stöd.För bästa upplevelse rekommenderar vi att du använder en uppdaterad webbläsare (eller inaktiverar kompatibilitetsläge i Internet Explorer).Dessutom, för att säkerställa löpande support, visar vi webbplatsen utan stilar och JavaScript.
Visar en karusell med tre bilder samtidigt.Använd knapparna Föregående och Nästa för att gå igenom tre bilder åt gången, eller använd skjutknapparna i slutet för att gå igenom tre bilder åt gången.
Begränsningen av fibrösa hydrogeler till trånga kapillärer är av stor betydelse i biologiska och biomedicinska system.Spänning och enaxlig kompression av fibrösa hydrogeler har studerats omfattande, men deras reaktion på biaxiell retention i kapillärer är fortfarande outforskad.Här visar vi experimentellt och teoretiskt att trådformiga geler svarar kvalitativt annorlunda på tvång än flexibla kedjegeler på grund av asymmetrin i de mekaniska egenskaperna hos de ingående filamenten, som är mjuka i kompression och stela i spänning.Under stark retention uppvisar den fibrösa gelén liten förlängning och en asymptotisk minskning av biaxial Poissons förhållande till noll, vilket resulterar i stark gelkomprimering och dålig vätskegenomträngning genom gelén.Dessa resultat indikerar motståndet hos sträckta ocklusiva tromber mot lys av terapeutiska medel och stimulerar utvecklingen av effektiv endovaskulär embolisering från fibrösa geler för att stoppa vaskulär blödning eller hämma blodtillförseln av tumörer.
Fibrösa nätverk är de grundläggande strukturella och funktionella byggstenarna i vävnader och levande celler.Aktin är en huvudkomponent i cytoskelettet1;fibrin är ett nyckelelement i sårläkning och trombbildning2, och kollagen, elastin och fibronektin är komponenter i den extracellulära matrisen i djurriket3.Återvunna nätverk av fibrösa biopolymerer har blivit material med breda tillämpningar inom vävnadsteknik4.
Filamentösa nätverk representerar en separat klass av biologiskt mjukt material med mekaniska egenskaper som skiljer sig från flexibla molekylära nätverk5.Vissa av dessa egenskaper har utvecklats under evolutionens gång för att kontrollera biologiskt materials reaktion på deformation6.Till exempel visar fibrösa nätverk linjär elasticitet vid små stammar7,8 medan de vid stora stammar uppvisar ökad styvhet9,10, och därigenom bibehåller vävnadens integritet.Konsekvenserna för andra mekaniska egenskaper hos fibrösa geler, såsom negativ normal stress som svar på skjuvpåkänning11,12, har ännu inte upptäckts.
De mekaniska egenskaperna hos halvflexibla fibrösa hydrogeler har studerats under enaxlig spänning13,14 och kompression8,15, men deras frihetsinducerade biaxiala kompression i smala kapillärer eller rör har inte studerats.Här rapporterar vi experimentella resultat och föreslår teoretiskt en mekanism för beteendet hos fibrösa hydrogeler under biaxiell retention i mikrofluidkanaler.
Fibrinmikrogeler med olika förhållanden av fibrinogen- och trombinkoncentrationer och en D0-diameter som sträcker sig från 150 till 220 µm genererades med användning av en mikrofluidisk metod (kompletterande figur 1).På fig.1a visar bilder av fluorokrommärkta mikrogeler erhållna med konfokal fluorescensmikroskopi (CFM).Mikrogelerna är sfäriska, har en polydispersitet på mindre än 5 % och har en enhetlig struktur över de skalor som undersökts av CFM (Supplementary Information and Movies S1 och S2).Den genomsnittliga porstorleken för mikrogelerna (bestämd genom att mäta Darcy-permeabiliteten16) minskade från 2280 till 60 nm, fibrinhalten ökade från 5,25 till 37,9 mg/ml och trombinkoncentrationen minskade från 2,56 till 0,27 enheter/ml, respektive.(Ytterligare information).Ris.2), 3 och tilläggstabell 1).Motsvarande styvhet hos mikrogelen ökar från 0,85 till 3,6 kPa (tilläggsbild 4).Som exempel på geler bildade av flexibla kedjor används agarosmikrogeler med olika styvheter.
Fluorescensmikroskopibild av fluoresceinisotiocyanat (FITC) märkt PM suspenderat i TBS.Stapelskalan är 500 µm.b SEM-bilder av SM (överst) och RM (nederst).Skalstång 500 nm.c Schematiskt diagram av en mikrofluidisk kanal bestående av en stor kanal (diameter dl) och ett avsmalnande konformat område med en ingångsvinkel α på 15° och en diameter på dc = 65 µm.d Vänster till höger: Optiska mikroskopbilder av RM (diameter D0) i stora kanaler, konisk zon och sammandragning (begränsande gellängd Dz).Stapelskalan är 100 µm.e, f TEM-bilder av en odeformerad RM (e) och en ockluderad RM (f), fixerade i en timme med sammandragning 1/λr = 2,7, följt av frigöring och fixering av 5 % av massan.glutaraldehyd i TBS.Diametern på den odeformerade CO är 176 μm.Skalstången är 100 nm.
Vi fokuserade på fibrinmikrogeler med en hårdhet på 0,85, 1,87 och 3,6 kPa (nedan kallade mjuka mikrogeler (SM), medelhårda mikrogeler (MM) respektive hårda mikrogeler (RM).Detta intervall av fibringelstyvhet är av samma storleksordning som för blodproppar18,19 och följaktligen är fibringelerna som studeras i vårt arbete direkt relaterade till verkliga biologiska system.På fig.Ib visar de övre och nedre bilderna av SM- och RM-strukturerna erhållna med användning av ett svepelektronmikroskop (SEM), respektive.Jämfört med RM-strukturer bildas SM-nätverk av tjockare fibrer och färre grenpunkter, i överensstämmelse med tidigare rapporter 20, 21 (kompletterande fig. 5).Skillnaden i hydrogelens struktur korrelerar med trenden för dess egenskaper: gelens permeabilitet minskar med minskande porstorlek från SM till MM och RM (kompletterande tabell 1), och geléns styvhet vänder.Inga förändringar i mikrogelstruktur noterades efter lagring vid 4 °C i 30 dagar (kompletterande fig. 6).
På fig.1c visar ett diagram över en mikrofluidkanal med cirkulärt tvärsnitt innehållande (från vänster till höger): en stor kanal med en diameter dl i vilken mikrogelen förblir odeformerad, en konformad sektion med en avsmalnande diameter dc < D0, kon -formade sektioner och stora kanaler med en diameter dl (tilläggsbild 7).I ett typiskt experiment injicerades mikrogeler i mikrofluidkanaler vid ett positivt tryckfall ΔP på 0,2–16 kPa (kompletterande fig. 8).Detta tryckintervall motsvarar biologiskt signifikant blodtryck (120 mm Hg = 16 kPa)22.På fig.1d (från vänster till höger) visar representativa bilder av RM i stora kanaler, koniska områden och förträngningar.Mikrogelens rörelse och form registrerades och analyserades med hjälp av MATLAB-programmet.Det är viktigt att notera att i de avsmalnande områdena och förträngningarna är mikrogelerna i konform kontakt med mikrokanalernas väggar (tilläggsbild 8).Graden av radiell retention av mikrogelen vid avsmalnande D0/dc = 1/λr är i intervallet 2,4 ≤ 1/λr ≤ 4,2, där 1/λr är kompressionsförhållandet.Mikrogelen genomgår krympning när ΔP > ΔPtr, där ΔPtr är translokationstryckskillnaden.Längden och storleken på porerna i biaxiellt begränsade mikrogeler bestäms av deras jämviktstillstånd, eftersom det är mycket viktigt att ta hänsyn till viskoelasticiteten hos geler i biologiska system.Jämviktstiden för agaros- och fibrinmikrogeler var 10 min respektive 30 min.Efter dessa tidsintervall nådde de begränsade mikrogelerna sin stabila position och form, vilket fångades med en höghastighetskamera och analyserades med MATLAB.
På fig.1e, 1f visar transmissionselektronmikroskopi (TEM) bilder av odeformerade och biaxiellt begränsade RM-strukturer.Efter RM-komprimering minskade mikrogelens porstorlek avsevärt och deras form blev anisotropisk med mindre storlekar i kompressionsriktningen, vilket överensstämmer med en tidigare rapport 23 .
Biaxiell kompression under kontraktion gör att mikrogelen förlängs i en obegränsad riktning med en koefficient λz = \({D}_{{{{{{{\rm{z}}}}}}}/\({D }_ { 0}\) , där \({D}_{{{{({\rm{z}}}}}}}}\) är längden på den slutna mikrogelen. Figur 2a visar förändringen i λzvs .1/ λr för fibrin- och agarosmikrogeler Överraskande nog visar fibrinmikrogeler under stark komprimering av 2,4 ≤ 1/λr ≤ 4,2 en försumbar förlängning på 1,12 +/- 0,03 λz, vilket endast påverkas lite av värdet på 1/λr. begränsade agarosmikrogeler, som observeras även vid svagare kompression 1/λr = 2,6 till en större förlängning λz = 1,3.
a Agarose mikrogel experimenterar med olika elasticitetsmoduler (2,6 kPa, grön öppen diamant; 8,3 kPa, brun öppen cirkel; 12,5 kPa, orange öppen fyrkant; 20,2 kPa, magenta öppen inverterad triangel) och SM (fast röd) Förändring i uppmätt förlängning λz ( cirklar), MM (fyllda svarta rutor) och RM (fyllda blå trianglar).Heldragna linjer visar den teoretiskt förutsagda λz för agaros (grön linje) och fibrin mikrogeler (linjer och symboler av samma färg).b, c Topppanel: schematiskt diagram över nätverkskedjor av agaros (b) och fibrin (c) före (vänster) och efter (höger) biaxiell kompression.Nederst: Formen på motsvarande nätverk före och efter deformation.x- och y-kompressionsriktningarna indikeras med magenta respektive bruna pilar.I figuren ovan visas nätverkskedjor orienterade i dessa x- och y-riktningar med motsvarande magentafärgade och bruna linjer, och kedjor orienterade i en godtycklig z-riktning representeras av gröna linjer.I fibringelen (c) böjer de lila och bruna linjerna i x- och y-riktningarna mer än i det odeformerade tillståndet, och de gröna linjerna i z-riktningen böjer och sträcker sig.Spänningen mellan kompressionsriktningarna och spänningen överförs genom trådar med mellanliggande riktningar.I agarosgeler bestämmer kedjorna i alla riktningar det osmotiska trycket, vilket ger ett betydande bidrag till deformationen av gelén.d Förutspådd förändring av biaxial Poissons förhållande, } }^{{{{{\rm{eff}}}}}}}} =-{{{{{\rm{ln}}}}}}}{\lambda }_{ z}/{{{{{{ \rm{ln}}}}}}{\lambda }_{r}\), för ekvibiaxiell komprimering av agaros (grön linje) och fibrin (röd linje) geler.Insättningen visar den biaxiala deformationen av gelén.e Translokationstryckförändring ΔPtr, normaliserad till gelstyvhet S, plottas som en funktion av kompressionsförhållandet för agaros- och fibrinmikrogeler.Symbolfärgerna motsvarar färgerna i (a).De gröna och röda linjerna visar det teoretiska förhållandet mellan ΔPtr/S och 1/λr för agaros respektive fibringel.Den streckade delen av den röda linjen visar ökningen av ΔPtr under stark kompression på grund av interfiberinteraktioner.
Denna skillnad är associerad med olika mekanismer för deformation av fibrin- och agarosmikrogelnätverk, som består av flexibla24 respektive stela25-trådar.Biaxiell komprimering av flexibla geler leder till en minskning av deras volym och en tillhörande ökning av koncentration och osmotiskt tryck, vilket leder till en förlängning av gelén i en obegränsad riktning.Den slutliga förlängningen av gelén beror på balansen mellan en ökning av den entropiska fria energin hos de sträckta kedjorna och en minskning av den fria energin för osmos på grund av den lägre polymerkoncentrationen i den sträckta gelén.Under stark biaxiell kompression ökar gelens förlängning med λz ≈ 0,6 \({{\lambda}_{{{\rm{r}}}}^{-2/3}}\) (se fig. 2a i diskussionsavsnitt 5.3.3).Konformationsförändringarna i flexibla kedjor och formen av motsvarande nätverk före och efter biaxiell retention visas i Fig.2b.
Däremot svarar fibrösa geler såsom fibrin i sig olika på biaxiell retention.Filamenten orienterade övervägande parallellt med kompressionsriktningen böjs (vilket minskar avståndet mellan tvärbindningarna), medan filamenten övervägande vinkelrät mot kompressionsriktningen rätar ut och sträcker sig under inverkan av den elastiska kraften, vilket gör att gelén förlängs ( Figur 1).2c) Strukturerna för de odeformerade SM, MM och RM karaktäriserades genom att analysera deras SEM- och CFM-bilder (Supplementary Discussion Section IV och Supplementary Figure 9).Genom att bestämma elasticitetsmodulen (E), diameter (d), profillängd (R0), avstånd mellan ändarna (L0 ≈ R0) och centralvinkeln (ψ0) för strängarna i odeformerade fibrinmikrogeler (kompletterande tabell 2) – 4), vi finner att trådböjningsmodulen \({k}_{{{{{{\rm{b)))))))))}=\frac{9\pi E{d}^{4} } {4 {\psi } _{0}^{2}{L}_{0}}\) är betydligt mindre än dess dragmodul\({k}_{{{{{{\rm{s}}} } }} }}=E\frac{\pi {d}^{2}{R}_{0}}{4}\), så kb/ks ≈ 0,1 (kompletterande tabell 4).Sålunda, under förhållanden med biaxiell gelretention, böjs fibrinsträngarna lätt, men motstår sträckning.Förlängningen av ett trådliknande nätverk som utsätts för biaxiell kompression visas i tilläggsbild 17.
Vi utvecklar en teoretisk affin modell (kompletterande diskussionsavsnitt V och kompletterande figurer 10–16) där förlängningen av en fibrös gel bestäms från den lokala jämvikten mellan de elastiska krafterna som verkar i gelén och förutsäger att i en stark biaxiell töjning λz - 1 under begränsningen
Ekvation (1) visar att även under stark kompression (\({\lambda }_{{{\mbox{r)))\,\till \,0\)) finns en lätt gelexpansion och efterföljande töjningsdeformation vid mättnad λz–1 = 0,15 ± 0,05.Detta beteende är relaterat till (i) \({\left({k}_{{{{({\rm{b}}}}}}}}}/{k}_{{{{{\rm { s }}}}}}}\right)}^{1/2}\) ≈ 0,15−0,4 och (ii) termen inom hakparentes approximerar asymptotiskt \(1{{\mbox{/}}} \sqrt { 3 }\) för starka biaxliga bindningar. Det är viktigt att notera att prefaktorn \({\left({k}_{({\mbox{b))))/{k}_{({\mbox{ s))))\right)}^{1/ 2 }\) har inget att göra med trådens E styvhet, utan bestäms endast av bildförhållandet för tråden d/L0 och bågens centrala vinkel ψ0, vilket liknar SM, MM och RM (kompletterande tabell 4).
För att ytterligare belysa skillnaden i frihetsinducerad spänning mellan flexibla och trådformiga geler, introducerar vi det biaxiala Poisson-förhållandet \({\nu }_{{{({\rm{b)))))) }{{\ mbox { =}}}\,\mathop{{\lim}}\limits_{{\lambda}_{{{{({\rm{r}}}}}}}\to 1}\ frac{{\ lambda } _{ {{{{\rm{z}}}}}}-1}{1-{\lambda }_{{({\rm{r}}}}}}}}}, \) beskriver en obegränsad orientering av geltöjning som svar på lika töjning i två radiella riktningar och utökar denna till stora enhetliga töjningar \ rm{b }}}}}}}}^{{{{\rm{eff}}}}}}} }}=-{{{{{\rm{ln}}}}}}} }{ \lambda } _{z} /{{{({\rm{ln)))))))}{\lambda }_{{{({\rm{r)))))))))}\) .På fig.2d visar \({{{{{\rm{\nu }}}}}}}_{{{({\rm{b}}}}}}}}^{{{{\rm { eff }}}}}}}\) för enhetlig biaxiell komprimering av flexibla (såsom agaros) och stela (såsom fibrin) geler (Kompletterande diskussion, avsnitt 5.3.4), och belyser sambandet mellan starka skillnader i svar på instängdhet. För agarosgeler under starka restriktioner ökar {\rm{eff}}}}}}}}\) till det asymptotiska värdet 2/3, och för fibringeler minskar det till noll, eftersom lnλz/lnλr → 0, eftersom λz ökar med mättnad när λr ökar.Observera att i experiment deformeras slutna sfäriska mikrogeler inhomogent, och deras centrala del upplever starkare kompression;extrapolering till ett stort värde på 1/λr gör det dock möjligt att jämföra experimentet med teorin för enhetligt deformerade geler.
En annan skillnad i beteendet hos flexibla kedjegeler och filamentösa geler hittades på grund av deras rörelse vid sammandragning.Translokationstrycket ΔPtr, normaliserat till gelstyvhet S, ökade med ökande kompression (Fig. 2e), men vid 2,0 ≤ 1/λr ≤ 3,5 visade fibrinmikrogeler signifikant lägre värden av ΔPtr/S ned under krympningen.Retention av agarosmikrogelen leder till en ökning av det osmotiska trycket, vilket leder till att gelén sträcker sig i längdriktningen när polymermolekylerna sträcks (fig. 2b, vänster) och en ökning av translokationstrycket med ΔPtr/S ~( 1/λr)14/317.Tvärtom bestäms formen av slutna fibrinmikrogeler av energibalansen hos trådarna med radiell kompression och längsgående spänning, vilket leder till den maximala longitudinella deformationen λz ~\(\sqrt{{k}_{{{ {{ { \rm{ b)))))))} /{k}_{{{{{{{\rm{s}}}}}}}}}\).För 1/λr ≫ 1 skalas förändringen i translokationstrycket som 1 }{{{({\rm{ln))))))\left({{\lambda }}_{{{{{\rm {r} }}}}}}}^{{-} 1} \right)\) (Kompletterande diskussion, avsnitt 5.4), som visas av den heldragna röda linjen i fig. 2e.Således är ΔPtr mindre begränsad än i agarosgeler.För kompressioner med 1/λr > 3,5 begränsar en signifikant ökning av volymfraktionen av filament och interaktionen av närliggande filament ytterligare deformation av gelén och leder till avvikelser av experimentella resultat från förutsägelser (röd prickad linje i fig. 2e).Vi drar slutsatsen att för samma 1/λr och Δ\({P}_{{{{{{{\rm{tr}}}}}}}}_{{{{\rm{fibrin}}} ))) } }}}\) < ΔP < Δ\({P}_{{{{{{\rm{tr))))))}}}_{{{{\rm{agarose}} }} } } } }}\) agarosgelen kommer att fångas upp av mikrokanalen, och fibringelen med samma styvhet kommer att passera genom den.För ΔP < Δ\({P}_{{{{{{\rm{tr)))))))))_{{{{{\rm{fibrin)))))))))}\ ), Två båda geler blockerar kanalen, men fibringelen kommer att trycka djupare och komprimeras mer effektivt, vilket blockerar vätskeflödet mer effektivt.Resultaten som visas i figur 2 visar att den fibrösa gelén kan fungera som en effektiv plugg för att minska blödning eller hämma blodtillförseln till tumörer.
Å andra sidan bildar fibrin en koagelställning som leder till tromboembolism, ett patologiskt tillstånd där en tromb blockerar ett kärl vid ΔP < ΔPtr, såsom vid vissa typer av ischemisk stroke (Fig. 3a).Den svagare restriktionsinducerade förlängningen av fibrinmikrogeler resulterade i en starkare ökning av fibrinkoncentrationen av C/C-fibrinogen jämfört med flexibla kedjegeler, där C- och C-fibrinogen är begränsade respektive odeformerade mikrogeler.Polymerkoncentration i gelén.Figur 3b visar att fibrinogen C/C i SM, MM och RM ökade mer än sju gånger vid 1/λr ≈ 4,0, drivet av restriktion och uttorkning (kompletterande fig. 16).
Schematisk illustration av ocklusion av den mellersta cerebrala artären i hjärnan.b Restriktionsmedierad relativ ökning av fibrinkoncentrationen i obstruktiv SM (heldragna röda cirklar), MM (fyllda svarta rutor) och RM (fyllda blå trianglar).c Experimentell design som används för att studera klyvningen av begränsade fibringeler.En lösning av fluorescensmärkt tPA i TBS injicerades med en flödeshastighet på 5,6 × 107 µm3/s och ett ytterligare tryckfall på 0,7 Pa för kanaler placerade vinkelrätt mot huvudmikrokanalens långa axel.d Sammanslagen flerkanalig mikroskopisk bild av obstruktiv MM (D0 = 200 µm) vid Xf = 28 µm, ΔP = 700 Pa och under delning.Vertikala prickade linjer visar de initiala positionerna för de bakre och främre kanterna på MM vid tlys = 0. Gröna och rosa färger motsvarar FITC-dextran (70 kDa) respektive tPA märkta med AlexaFluor633.e Tidsvarierande relativ volym av ockluderade RM med D0 på 174 µm (blå öppen inverterad triangel), 199 µm (blå öppen triangel) respektive 218 µm (blå öppen triangel) i en konisk mikrokanal med Xf = 28 ± 1 µm.sektionerna har ΔP 1200, 1800 respektive 3000 Pa och Q = 1860 ± 70 µm3/s.Insättningen visar RM (D0 = 218 µm) som pluggar mikrokanalen.f Tidsvariation av den relativa volymen av SM, MM eller RM placerad vid Xf = 32 ± 12 µm, vid ΔP 400, 750 och 1800 Pa och ΔP 12300 Pa och Q 12300 i mikrokanalens koniska område, respektive 18300 µm /s.Xf representerar mikrogelens främre position och bestämmer dess avstånd från början av krympningen.V(tlys) och V0 är den temporära volymen av den lyserade mikrogelen respektive volymen av den ostörda mikrogelen.Teckenfärgerna motsvarar färgerna i b.Svarta pilar på e, f motsvarar det sista ögonblicket före passagen av mikrogeler genom mikrokanalen.Skalstapeln i d, e är 100 µm.
För att undersöka effekten av restriktion på vätskeflödesreduktion över obstruktiva fibringeler studerade vi lysen av SM, MM och RM infiltrerade med det trombolytiska medlet vävnadsplasminogenaktivator (tPA).Figur 3c visar den experimentella designen som används för lysexperimenten. Vid ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) och en flödeshastighet, Q = 2400 μm3/s, av Tris-buffrad saltlösning (TBS) blandad med 0,1 mg/mL (fluoresceinisotiocyanat) FITC-Dextran, tilltäppte mikrogelen den avsmalnande mikrokanalen område. Vid ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) och en flödeshastighet, Q = 2400 μm3/s, av Tris-buffrad saltlösning (TBS) blandad med 0,1 mg/mL (fluoresceinisotiocyanat) FITC-Dextran, tilltäppte mikrogelen den avsmalnande mikrokanalen område. При ΔP = 700 Па (<ΔPtr) och скорости потока, Q = 2400 мкм3/с, трис-буферного солевого раствора (TBS), левого раствора (TBS), смешноц еинизотиоцианата) FITC-декстрана, микрогель перекрывал сужающийся микроканал. Vid ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) och en flödeshastighet, Q = 2400 µm3/s, av Tris-buffrad saltlösning (TBS) blandad med 0,1 mg/mL (fluoresceinisotiocyanat) FITC-dextran, tilltäppte mikrogelen den konvergerande mikrokanalen.område.在ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) 和流速Q = 2400 μm3/s 的Tris 缓冲盐水(TBS) 与0,1 mg/mL 的（异硫獴喡顂硫秳舼酡獫氰）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 (флуошивании)-fikant-fikant ри ΔP = 700 Па (<ΔPtr) och скорости потока Q = 2400 мкм3/с Конические области микроканалов. Mikrogeler pluggades när Tris-buffrad saltlösning (TBS) blandades med 0,1 mg/ml (fluoresceinisotiocyanat) FITC-dextran vid ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) och flödeshastighet Q = 2400 µm3/s Koniska områden av mikrokanaler.Den främre positionen Xf för mikrogelen bestämmer dess avstånd från den initiala krympningspunkten X0.För att inducera lys injicerades en lösning av fluorescensmärkt tPA i TBS från en kanal belägen ortogonalt mot huvudmikrokanalens långa axel.
När tPA-lösningen nådde den ocklusala MM, blev den bakre kanten av mikrogelen suddig, vilket indikerar att fibrinklyvning hade börjat vid tidpunkten tlys = 0 (Fig. 3d och Tilläggsfig. 18).Under fibrinolys ackumuleras färgämnesmärkt tPA inuti MM och binder till fibrinsträngar, vilket leder till en gradvis ökning av intensiteten av den rosa färgen på mikrogelerna.Vid tlys = 60 min drar MM ihop sig på grund av upplösningen av dess bakre del, och positionen för dess framkant Xf ändras lite.Efter 160 min fortsatte den kraftigt sammandragna MM att dra ihop sig och vid tlys = 161 min genomgick den sammandragning, vilket återställde vätskeflödet genom mikrokanalen (fig. 3d och tilläggsfig. 18, höger kolumn).
På fig.3e visar den lysmedierade tidsberoende minskningen i volym V(tlys) normaliserad till den initiala volymen V0 för fibrinmikrogeler av olika storlek.CO med DO 174, 199 eller 218 µm placerades i en mikrokanal med AP 1200, 1800 respektive 3000 Pa och Q = 1860 ± 70 µm3/s för att blockera mikrokanalen (fig. 3e, infälld).näring.Mikrogelerna krymper gradvis tills de är tillräckligt små för att passera genom kanalerna.En minskning av den kritiska volymen av CO med en större initial diameter kräver en längre lyseringstid.På grund av det likartade flödet genom olika stora RM sker klyvning i samma hastighet, vilket resulterar i nedbrytning av mindre fraktioner av större RM och deras fördröjda translokation.På fig.3f visar den relativa minskningen i V(tlys)/VO på grund av splittring för SM, MM och RM vid D0 = 197 ± 3 µm plottad som en funktion av tlys.För SM, MM och RM, placera varje mikrogel i en mikrokanal med ΔP 400, 750 eller 1800 Pa respektive Q 12300, 2400 eller 1860 µm3/s.Även om trycket som applicerades på SM var 4,5 gånger lägre än det för RM, var flödet genom SM mer än sex gånger starkare på grund av den högre permeabiliteten hos SM, och krympningen av mikrogelen minskade från SM till MM och RM .Till exempel, vid tlys = 78 min, löstes SM mestadels upp och fördrevs, medan MM och PM fortsatte att täppa till mikrokanalerna, trots att de endast behöll 16% respektive 20% av sin ursprungliga volym.Dessa resultat tyder på vikten av konvektionsmedierad lysering av sammandragna fibrösa geler och korrelerar med rapporter om snabbare nedbrytning av blodproppar med lägre fibrinhalt.
Således demonstrerar vårt arbete experimentellt och teoretiskt mekanismen genom vilken trådformiga geler svarar på biaxiell inneslutning.Fibrösa gelers beteende i ett begränsat utrymme bestäms av den starka asymmetrin hos filamentens töjningsenergi (mjuk i kompression och hård i spänning) och endast av filamentens bildförhållande och krökning.Denna reaktion resulterar i minimal förlängning av fibrösa geler som finns i smala kapillärer, varvid deras biaxiala Poisson-förhållande minskar med ökande kompression och mindre lätt bittryck.
Eftersom biaxiell inneslutning av mjuka deformerbara partiklar används i ett brett spektrum av teknologier, stimulerar våra resultat utvecklingen av nya fibrösa material.I synnerhet leder den biaxiala kvarhållningen av trådformiga geler i smala kapillärer eller rör till deras kraftiga komprimering och en kraftig minskning av permeabiliteten.Den starka hämningen av vätskeflödet genom ocklusiva fibrösa geler har fördelar när de används som pluggar för att förhindra blödning eller minska blodtillförseln till maligniteter33,34,35.Å andra sidan ger en minskning av vätskeflödet genom den ocklusala fibringelen, och därigenom hämmande av konvektiv-medierad tromblys, en indikation på den långsamma lysen av ocklusala proppar [27, 36, 37].Vårt modelleringssystem är det första steget mot att förstå implikationerna av det mekaniska svaret hos fibrösa biopolymerhydrogeler på biaxiell retention.Att införliva blodkroppar eller blodplättar i obstruktiva fibringeler kommer att påverka deras restriktionsbeteende 38 och kommer att vara nästa steg för att avslöja beteendet hos mer komplexa biologiskt signifikanta system.
Reagenser som används för att framställa fibrinmikrogeler och tillverka MF-enheter beskrivs i Tilläggsinformation (Kompletterande metoder, avsnitt 2 och 4).Fibrinmikrogeler framställdes genom att emulgera en blandad lösning av fibrinogen, Tris-buffert och trombin i en flödesfokuserande MF-anordning, följt av droppgelning.Bovin fibrinogenlösning (60 mg/ml i TBS), Tris-buffert och bovin trombinlösning (5 U/ml i 10 mM CaCl2-lösning) administrerades med användning av två oberoende kontrollerade sprutpumpar (PhD 200 Harvard Apparatus PHD 2000 sprutpump).för att blockera MF, USA).Kontinuerlig F-oljefas innehållande 1 viktprocent segmentsampolymer PFPE-P(EO-PO)-PFPE infördes i MF-enheten med användning av en tredje sprutpump.Droppar som bildas i MF-anordningen samlas upp i ett 15 ml centrifugrör innehållande F-olja.Placera rören i ett vattenbad vid 37 ° C i 1 timme för att slutföra fibringelering.FITC-märkta fibrinmikrogeler framställdes genom att blanda bovint fibrinogen respektive FITC-märkt humant fibrinogen i ett viktförhållande av 33:1.Proceduren är densamma som för framställning av fibrinmikrogeler.
Överför mikrogelerna från olja F till TBS genom att centrifugera dispersionen vid 185 g i 2 minuter.De utfällda mikrogelerna dispergerades i olja F blandad med 20 viktprocent perfluoroktylalkohol, dispergerades sedan i hexan innehållande 0,5 viktprocent Span 80, hexan, 0,1 viktprocent Triton X i vatten och TBS.Slutligen dispergerades mikrogelerna i TBS innehållande 0,01 viktprocent Tween 20 och lagrades vid 4 °C i cirka 1–2 veckor före experiment.
Tillverkningen av MF-enheten beskrivs i den kompletterande informationen (sektion 5 för kompletterande metoder).I ett typiskt experiment bestäms det positiva värdet av ΔP av den relativa höjden av reservoarerna anslutna före och efter MF-anordningen för att införa mikrogeler med en diameter på 150 < D0 < 270 µm i mikrokanalerna.Den ostörda storleken på mikrogelerna bestämdes genom att visualisera dem i makrokanalen.Mikrogelen stannar i ett koniskt område vid ingången till förträngningen.När spetsen på den främre mikrogelen förblir oförändrad i 2 minuter, använd MATLAB-programmet för att bestämma positionen för mikrogelen längs x-axeln.Med en stegvis ökning av ΔP, rör sig mikrogelen längs den kilformade regionen tills den går in i förträngningen.När mikrogelen är helt införd och komprimerad, sjunker ΔP snabbt till noll, vilket balanserar vattennivån mellan reservoarerna, och den stängda mikrogelen förblir stationär under kompression.Längden på den obstruktiva mikrogelen mättes 30 minuter efter att sammandragningen upphört.
Under fibrinolysexperiment penetrerar lösningar av t-PA och FITC-märkt dextran blockerade mikrogeler.Flödet av varje vätska övervakades med användning av enkelkanals fluorescensavbildning.TAP märkt med AlexaFluor 633 fäst vid fibrinfibrer och ackumulerat inuti komprimerade fibrinmikrogeler (TRITC-kanal i tilläggsbild 18).Dextranlösningen märkt med FITC rör sig utan ackumulering i mikrogelen.
Data som stöder resultaten av denna studie är tillgängliga från respektive författare på begäran.Rå SEM-bilder av fibringeler, rå TEM-bilder av fibringeler före och efter ympning och huvudinmatningsdata för figurerna 1 och 2. 2 och 3 tillhandahålls i rådatafilen.Den här artikeln innehåller de ursprungliga uppgifterna.
Litvinov RI, Peters M., de Lange-Loots Z. och Weisel JV fibrinogen och fibrin.I Macromolecular Protein Complex III: Structure and Function (red. Harris, JR och Marles-Wright, J.) 471-501 https://doi.org/10.1007/978-3-030-58971-4_15 (Springer och Cham, 2021).
Bosman FT och Stamenkovich I. Funktionell struktur och sammansättning av den extracellulära matrisen.J. Pasol.200, 423–428 (2003).
Prince E. och Kumacheva E. Design och applicering av artificiella biomimetiska fiberhydrogeler.National Matt Red.4, 99–115 (2019).
Broedersz, CP & Mackintosh, FC Modellering av semiflexibla polymernätverk.Präst Mod.fysik.86, 995–1036 (2014).
Khatami-Marbini, H. och Piku, KR Mekanisk modellering av semiflexibla biopolymernätverk: icke-affin deformation och närvaron av långväga beroenden.In Advances in Soft Matter Mechanics 119–145 (Springer, Berlin, Heidelberg, 2012).
Vader D, Kabla A, Weitz D och Mahadevan L. Stressinducerad anpassning av kollagengeler.PLoS One 4, e5902 (2009).
Storm S., Pastore JJ, McKintosh FS, Lubensky TS och Gianmi PA Icke-linjär elasticitet hos biogeler.Nature 435, 191–194 (2005).
Likup, AJ Stress styr mekanismerna i kollagennätverket.bearbeta.National Academy of Science.vetenskapen.US 112, 9573–9578 (2015).
Janmi, PA, et al.Negativ normal stress i semiflexibla biopolymergeler.Nationell alma mater.6, 48–51 (2007).
Kang, H. et al.Icke-linjär elasticitet hos styva fibernätverk: töjningshärdning, negativ normal stress och fiberinriktning i fibringel.J. Physics.Kemisk.V. 113, 3799–3805 (2009).
Gardel, ML et al.Elastiskt beteende hos tvärbundna och bundna aktinnätverk.Science 304, 1301–1305 (2004).
Sharma, A. et al.Icke-linjär mekanik för töjningskontrollerade fiberoptiska nätverk med kritisk styrning.Nationell fysik.12, 584–587 (2016).
Wahabi, M. et al.Elasticitet hos fibernät under enaxlig förspänning.Soft Matter 12, 5050–5060 (2016).
Wufsus, AR, Macera, NE & Neeves, KB Hydraulisk permeabilitet för blodpropp som en funktion av fibrin- och trombocytdensitet.biofysik.Tidskrift 104, 1812–1823 (2013).
Li, Y. et al.Det mångsidiga beteendet hos hydrogeler begränsas av smala kapillärer.vetenskapen.Hus 5, 17017 (2015).
Liu, X., Li, N. & Wen, C. Effekt av patologisk heterogenitet på skjuvvågselastografi vid djup ventrombos-stadieindelning.PLoS One 12, e0179103 (2017).
Mfoumou, E., Tripette, J., Blostein, M. & Cloutier, G. In vivo kvantifiering av tidsberoende induration av blodproppar med hjälp av skjuvvågsultraljudsavbildning i en venös trombosmodell från kanin.tromb.lagringstank.133, 265–271 (2014).
Weisel, JW & Nagaswami, C. Datorsimulering av fibrinpolymerisationsdynamik i relation till elektronmikroskopi och grumlighetsobservationer: koagelstruktur och sammansättning är kinetiskt kontrollerade.biofysik.Journal 63, 111–128 (1992).
Ryan, EA, Mokros, LF, Weisel, JW och Lorand, L. Structural origin of fibrin clot rheology.biofysik.J. 77, 2813-2826 (1999).
Posttid: 23-2-2023