Nature.com сайтына кіргеніңіз үшін рахмет.Сіз шектеулі CSS қолдауы бар шолғыш нұсқасын пайдаланып жатырсыз.Ең жақсы тәжірибе үшін жаңартылған шолғышты пайдалануды ұсынамыз (немесе Internet Explorer шолғышында үйлесімділік режимін өшіріңіз).Оған қоса, тұрақты қолдауды қамтамасыз ету үшін біз сайтты стильсіз және JavaScriptсіз көрсетеміз.
Бірден үш слайдтан тұратын карусельді көрсетеді.Бір уақытта үш слайд арқылы жылжу үшін «Алдыңғы» және «Келесі» түймелерін пайдаланыңыз немесе бір уақытта үш слайд арқылы жылжу үшін соңында сырғытпа түймелерін пайдаланыңыз.
Талшықты гидрогельдердің тар капиллярлармен шектелуі биологиялық және биомедициналық жүйелерде үлкен маңызға ие.Талшықты гидрогельдердің созылуы және бір осьті сығуы жан-жақты зерттелді, бірақ олардың капиллярлардағы екі осьті ұстауға реакциясы әлі зерттелмеген.Мұнда біз сығымдау кезінде жұмсақ және керілуде қатты болып табылатын құрамдас жіптердің механикалық қасиеттерінің асимметриясына байланысты жіп тәрізді гельдер иілгіш тізбекті гельдерге қарағанда шектеулерге сапалы түрде басқаша жауап беретінін тәжірибелік және теориялық түрде көрсетеміз.Күшті ұстап қалу жағдайында талшықты гель аз ұзартады және екі осьті Пуассон қатынасының нөлге дейінгі асимптоздық төмендеуін көрсетеді, нәтижесінде гель күшті тығыздалады және гель арқылы сұйықтықтың нашар өткізілуіне әкеледі.Бұл нәтижелер созылған окклюзиялық тромбтардың емдік агенттермен лизиске төзімділігін көрсетеді және тамырлы қан кетуді тоқтату немесе ісіктердің қанмен қамтамасыз етілуін тежеу үшін фиброзды гельдерден тиімді эндоваскулярлық эмболизацияның дамуын ынталандырады.
Талшықты желілер ұлпалар мен тірі жасушалардың негізгі құрылымдық және функционалдық құрылыс блоктары болып табылады.Актин цитоскелеттің негізгі құрамдас бөлігі болып табылады1;фибрин жараларды емдеуде және тромб түзілуде2 негізгі элемент болып табылады, ал коллаген, эластин және фибронектин жануарлар әлеміндегі жасушадан тыс матрицаның құрамдас бөліктері болып табылады3.Талшықты биополимерлердің қалпына келтірілген желілері тіндік инженерияда кеңінен қолданылатын материалдарға айналды4.
Жіп тәрізді желілер икемді молекулалық желілерден ерекшеленетін механикалық қасиеттері бар биологиялық жұмсақ заттардың жеке класын білдіреді5.Бұл қасиеттердің кейбірі эволюция барысында биологиялық заттардың деформацияға реакциясын бақылау үшін дамыды6.Мысалы, талшықты желілер шағын штаммдарда7,8 сызықтық серпімділік көрсетеді, ал үлкен штаммдарда олар жоғары қаттылық9,10 көрсетеді, осылайша тіннің тұтастығын сақтайды.Талшықты гельдердің басқа механикалық қасиеттеріне әсер ету, мысалы, ығысу деформациясына жауап ретінде теріс қалыпты кернеу11,12, әлі ашылған жоқ.
Жартылай иілгіш талшықты гидрогельдердің механикалық қасиеттері бір осьті керілу13,14 және сығымдау8,15 жағдайында зерттелді, бірақ олардың тар капиллярлардағы немесе түтіктердегі еркіндік әсерінен екі осьті қысылуы зерттелмеген.Мұнда біз эксперименттік нәтижелерді хабарлаймыз және микрофлюидтік арналардағы екі осьті ұстау кезінде талшықты гидрогельдердің әрекет ету механизмін теориялық түрде ұсынамыз.
Фибриноген мен тромбин концентрацияларының әртүрлі арақатынастары және D0 диаметрі 150-ден 220 мкм-ге дейінгі фибриндік микрогельдер микрофлюидтік тәсіл арқылы жасалды (қосымша 1-сурет).Суретте.1a конфокальды флуоресцентті микроскопия (CFM) көмегімен алынған фторхроммен белгіленген микрогельдердің суреттерін көрсетеді.Микрогельдер сфералық, полидисперстілігі 5%-дан аз және CFM зерттеген шкала бойынша құрылымы біркелкі (Қосымша ақпарат және фильмдер S1 және S2).Микрогельдердің орташа кеуек мөлшері (Дарси өткізгіштігін өлшеу арқылы анықталады16) 2280-ден 60 нм-ге дейін төмендеді, фибрин мөлшері 5,25-тен 37,9 мг/мл-ге дейін өсті, ал тромбин концентрациясы сәйкесінше 2,56-дан 0,27 бірлік/мл-ге дейін төмендеді.(Қосымша Ақпарат).Күріш.2), 3 және қосымша кесте 1).Микрогельдің сәйкес қаттылығы 0,85-тен 3,6 кПа-ға дейін артады (қосымша 4-сурет).Иілгіш тізбектерден түзілген гельдерге мысал ретінде әртүрлі қаттылықтағы агарозды микрогельдер қолданылады.
TBS ішінде суспензияланған PM таңбаланған флуоресцеин изотиоцианатының (FITC) флуоресценциялық микроскопиялық кескіні.Жолақ шкаласы 500 мкм.b SM (жоғарғы) және RM (төменгі) SEM кескіндері.Масштаб жолағы 500 нм.c Үлкен арнадан (диаметрі dl) және кіру бұрышы α 15° және диаметрі dc = 65 мкм тар конус тәрізді аймақтан тұратын микрофлюидтік арнаның схемалық диаграммасы.d Солдан оңға: үлкен арналардағы, конустық аймақтағы және тарылудағы (шектеу гель ұзындығы Dz) RM (диаметрі D0) оптикалық микроскоптың суреттері.Жолақ шкаласы 100 мкм.e, f 1/λr = 2,7 тарылуымен бір сағатқа бекітілген, одан кейін массаның 5% босату және бекіту арқылы деформацияланбаған RM (e) және бітеліп қалған RM (f) TEM кескіндері.TBS құрамындағы глутаральдегид.Деформацияланбаған СО диаметрі 176 мкм.Масштаб жолағы 100 нм.
Біз қаттылығы 0,85, 1,87 және 3,6 кПа фибринді микрогельдерге (бұдан әрі тиісінше жұмсақ микрогельдер (СМ), орташа қатты микрогельдер (ММ) және қатты микрогельдер (RM) деп аталады) назар аудардық.Фибрин гелінің қаттылығының бұл диапазоны қан ұйығыштарымен бірдей дәрежеде болады18,19, сондықтан біздің жұмысымызда зерттелген фибринді гельдер нақты биологиялық жүйелермен тікелей байланысты.Суретте.1b сәйкесінше сканерлеуші электрондық микроскоп (SEM) көмегімен алынған SM және RM құрылымдарының жоғарғы және төменгі кескіндерін көрсетеді.RM құрылымдарымен салыстырғанда, SM желілері 20, 21 бұрынғы есептерге сәйкес қалың талшықтар мен аз тармақталған нүктелерден құралады (қосымша сурет 5).Гидрогельдің құрылымындағы айырмашылық оның қасиеттерінің тенденциясымен сәйкес келеді: гельдің өткізгіштігі SM-дан MM және RM-ге дейін кеуек мөлшерінің азаюымен төмендейді (қосымша 1-кесте), ал гельдің қаттылығы керісінше.4 °C температурада 30 күн бойы сақтағаннан кейін микрогель құрылымында ешқандай өзгерістер байқалмады (қосымша сурет 6).
Суретте.1c-де дөңгелек көлденең қимасы бар микрофлюидтік арнаның диаграммасы көрсетілген (солдан оңға қарай): диаметрі dl болатын үлкен канал, онда микрогель деформацияланбайды, конус тәрізді қимасы бар диаметрі dc < D0, конус -пішінді кесінділер және диаметрі dl үлкен арналар (Қосымша 7-сурет).Әдеттегі экспериментте микрогельдер 0,2–16 кПа оң қысымның төмендеуі ΔP кезінде микрофлюидтік арналарға енгізілді (қосымша сурет 8).Бұл қысым диапазоны биологиялық маңызды қан қысымына сәйкес келеді (120 мм Hg = 16 кПа)22.Суретте.1d (солдан оңға қарай) үлкен арналардағы, конустық аймақтардағы және тарылтулардағы RM өкілдік кескіндерін көрсетеді.Микрогельдің қозғалысы мен пішіні MATLAB бағдарламасының көмегімен жазылды және талданды.Конусты аймақтарда және тарылтуларда микрогельдер микроарналардың қабырғаларымен конформды байланыста болатынын атап өткен жөн (Қосымша 8-сурет).D0/dc = 1/λr тарылту кезінде микрогельдің радиалды ұстау дәрежесі 2,4 ≤ 1/λr ≤ 4,2 диапазонында, мұндағы 1/λr – қысу коэффициенті.Микрогель ΔP > ΔPtr болғанда шөгуден өтеді, мұнда ΔPtr транслокация қысымының айырмашылығы.Биаксиалды шектелген микрогельдердің кеуектерінің ұзындығы мен өлшемі олардың тепе-теңдік күйімен анықталады, өйткені биологиялық жүйелерде гельдердің тұтқыр серпімділігін ескеру өте маңызды.Агароза және фибрин микрогельдері үшін тепе-теңдік уақыты сәйкесінше 10 минут және 30 минут болды.Осы уақыт аралықтарынан кейін шектеулі микрогельдер өздерінің тұрақты позициясы мен пішініне жетті, олар жоғары жылдамдықты камераның көмегімен түсірілді және MATLAB көмегімен талданды.
Суретте.1e, 1f деформацияланбаған және биаксиалды шектелген RM құрылымдарының трансмиссиялық электронды микроскопия (TEM) суреттерін көрсетеді.RM сығымдаудан кейін микрогель тесігінің өлшемі айтарлықтай төмендеді және олардың пішіні қысу бағытында кішірек өлшемдермен анизотропты болды, бұл бұрынғы есеппен сәйкес келеді 23 .
Жиырылу кезінде екі осьтік қысу микрогельдің λz = \({D}_{{{{{{{\rm{z}}}}}}}/\({D }_ { коэффициентімен шексіз бағытта ұзаруына әкеледі. 0}\) , мұндағы \({D}_{{{({\rm{z}}}}}}}}\) жабық микрогельдің ұзындығы 2а суретте λzvs .1/ λr өзгерісі көрсетілген. фибрин және агароздық микрогельдер үшін Таңқаларлық, 2,4 ≤ 1/λr ≤ 4,2 күшті қысу кезінде фибрин микрогельдері 1,12 +/- 0,03 λz елеусіз ұзаруын көрсетеді, бұл 1/λr мәніне аз ғана әсер етеді. шектелген агарозды микрогельдер, олар 1/λr = 2,6 әлсіз сығымдау кезінде де байқалады, үлкен ұзару λz = 1,3.
a Агарозды микрогель әртүрлі серпімділік модульдерімен тәжірибелер (2,6 кПа, жасыл ашық алмаз; 8,3 кПа, қоңыр ашық шеңбер; 12,5 кПа, қызғылт сары ашық шаршы; 20,2 кПа, қызыл ашық инверттелген үшбұрыш) және SM (тұтас қызыл) Өлшенген ұзарудағы өзгеріс λz ( шеңберлер), MM (тұтас қара шаршылар) және RM (тұтас көк үшбұрыштар).Тұтас сызықтар агароза (жасыл сызық) және фибриндік микрогельдер (бір түсті сызықтар мен белгілер) үшін теориялық болжамды λz мәнін көрсетеді.b, c Жоғарғы панель: агарозаның (b) және фибриннің (c) екі осьті қысуға дейін (сол жақта) және кейінгі (оң жақта) желілік тізбектерінің схемалық диаграммасы.Төменгі жағында: деформацияға дейінгі және кейінгі сәйкес желінің пішіні.x және y қысу бағыттары сәйкесінше қызыл және қоңыр көрсеткілермен көрсетілген.Жоғарыдағы суретте осы x және y бағыттарына бағытталған желілер тізбектері сәйкес қызыл және қоңыр сызықтармен, ал ерікті z бағытында бағдарланған тізбектер жасыл сызықтармен көрсетілген.Фибриндік гельде (c) х және у бағыттағы күлгін және қоңыр сызықтар деформацияланбаған күйге қарағанда көбірек иіледі, ал z бағыттағы жасыл сызықтар иіліп, созылады.Сығылу және созылу бағыттары арасындағы кернеу аралық бағыттар бар жіптер арқылы беріледі.Агарозды гельдерде барлық бағыттағы тізбектер осмостық қысымды анықтайды, бұл гельдің деформациялануына үлкен үлес қосады.d Екі осьтік Пуассон қатынасының болжамды өзгерісі, } }^{{{{\rm{eff}}}}}} =-{{{{\rm{ln}}}}}}{\lambda }_{ z}/{{{{ {{ \rm{ln}}}}}}{\lambda }_{r}\ ), агароза (жасыл сызық) және фибрин (қызыл сызық) гельдерін эквиаксиалды қысу үшін.Кірістіру гельдің екі осьті деформациясын көрсетеді.e Транслокация қысымының өзгеруі ΔPtr, гельдің қаттылығына S нормаланған, агароза және фибрин микрогельдері үшін қысу қатынасының функциясы ретінде сызылған.Таңба түстері (a) бөліміндегі түстерге сәйкес келеді.Жасыл және қызыл сызықтар сәйкесінше агароза және фибринді гельдер үшін ΔPtr/S және 1/λr арасындағы теориялық байланысты бейнелейді.Қызыл сызықтың үзік бөлігі талшық аралық өзара әрекеттесу салдарынан күшті қысу кезінде ΔPtr ұлғаюын көрсетеді.
Бұл айырмашылық сәйкесінше икемді24 және қатты25 жіптерден тұратын фибриндік және агарозды микрогельдік желілер деформациясының әртүрлі механизмдерімен байланысты.Иілгіш гельдердің екі осьтік қысылуы олардың көлемінің төмендеуіне және соған байланысты концентрация мен осмостық қысымның жоғарылауына әкеледі, бұл гельдің шексіз бағытта ұзаруына әкеледі.Гельдің соңғы ұзаруы созылған тізбектердің энтропиялық бос энергиясының ұлғаюының тепе-теңдігіне және созылған гельдегі полимер концентрациясының төмен болуына байланысты осмостың бос энергиясының төмендеуіне байланысты.Күшті екі осьті қысу кезінде гель ұзарту λz ≈ 0,6 \({{\lambda}_{{{\rm{r}}}}^{-2/3}}\) артады (2а-суретті қараңыз). талқылау бөлімі 5.3.3).Икемді тізбектердегі конформациялық өзгерістер және екі осьті ұстауға дейінгі және кейінгі сәйкес желілердің пішіні күріш.2b.
Керісінше, фибрин сияқты талшықты гельдер биаксиалды ұстауға әртүрлі жауап береді.Жіптер негізінен қысу иілу бағытына параллель бағытталған (осылайша көлденең байланыстар арасындағы қашықтықты азайтады), ал сығылу бағытына басым перпендикуляр жіптер серпімділік күшінің әсерінен түзетіледі және созылады, бұл гельдің ұзаруын тудырады ( 1-сурет).2c) Деформацияланбаған SM, MM және RM құрылымдары олардың SEM және CFM кескіндерін талдау арқылы сипатталды (Қосымша талқылау бөлімі IV және Қосымша 9 сурет).Деформацияланбаған фибрин микрогельдеріндегі жіптердің серпімділік модулін (E), диаметрін (d), профиль ұзындығын (R0), ұштары арасындағы қашықтықты (L0 ≈ R0) және орталық бұрышын (ψ0) анықтау арқылы (Қосымша кесте 2) – 4), жіптің иілу модулінің \({k}_{{{{{\rm{b)))))))))}=\frac{9\pi E{d}^{4} } {4 {\psi } _{0}^{2}{L}_{0}}\) оның созылу модулінен айтарлықтай аз\({k}_{{{{{{\rm{s}}} } }} }}=E\frac{\pi {d}^{2}{R}_{0}}{4}\), сондықтан кб/кс ≈ 0,1 (Қосымша 4-кесте).Осылайша, екі осьті гельді ұстау жағдайында фибрин жіптері оңай бүгіледі, бірақ созуға қарсы тұрады.Екі осьтік қысуға ұшыраған жіп тәрізді желінің ұзаруы Қосымша 17-суретте көрсетілген.
Біз теориялық аффиндік модельді әзірледік (Қосымша талқылау бөлімі V және Қосымша 10-16 суреттер), онда талшықты гельдің ұзаруы гельге әсер ететін серпімді күштердің жергілікті тепе-теңдігінен анықталады және күшті қос осьтік штаммда λz - деп болжайды. 1 шектеу астында
(1) теңдеу күшті қысу кезінде де (\({\лямбда }_{{{\mbox{r))))\,\\,0\)) гельдің шамалы кеңеюі және одан кейінгі ұзару деформациясы болатынын көрсетеді. қанығу λz–1 = 0,15 ± 0,05.Бұл әрекет мынаған қатысты: (i) \({\left({k}_{{{{({\rm{b}}}}}}}}}/{k}_{{{{{{\rm) { s }}}}}}}\right)}^{1/2}\) ≈ 0,15−0,4 және (ii) шаршы жақшадағы термин \(1{{\mbox{/}}} \sqrt мәніне асимптоталық түрде жуықтайды. { 3 }\) күшті қос осьтік байланыстар үшін. Айта кету керек, префактор \({\left({k}_{({\mbox{b))))/{k}_{({\mbox{) s))))\right)}^{1/ 2 }\) Е жіптің қаттылығына ешқандай қатысы жоқ, тек d/L0 жіптің арақатынасы мен доғаның орталық бұрышымен анықталады. ψ0, ол SM, MM және RM-ге ұқсас (Қосымша 4 кесте).
Икемді және жіп тәрізді гельдер арасындағы еркіндікпен индукцияланған штаммдағы айырмашылықты одан әрі көрсету үшін біз қос осьтік Пуассон қатынасын енгіземіз \({\nu }_{{{({\rm{b)))))) }{{\ mbox { =}}}\,\mathop{{\lim}}\limits_{{\lambda}_{{{{({\rm{r}}}}}}\1}\ frac{{\ lambda} _{ {{{\rm{z}}}}}}-1}{1-{\lambda }_{{({\rm{r}}}}}}}}, \) шектелмеген мәнді сипаттайды екі радиалды бағытта бірдей штаммға жауап ретінде гель штаммының бағдарлануы және оны үлкен біркелкі штаммдарға дейін кеңейтеді \ rm{b }}}}}}}}^{{{{{\rm{eff}}}}}}} }}=-{{{{\rm{ln}}}}}}} }{ \lambda } _{z} /{{{({\rm{ln)))))))}}}\lambda }_{{{({\rm{r)))))))))}\) .Суретте.2D көрсетеді \({{{{{{\rm{\nu }}}}}}}_{{{({\rm{b}}}}}}}}^{{{ {{\rm { eff }}}}}}}\) икемді (агароза сияқты) және қатты (мысалы, фибрин) гельдерді біркелкі екі осьті қысу үшін (Қосымша талқылау, 5.3.4-бөлім) және қамаудағы жауаптардағы күшті айырмашылықтар арасындағы байланысты көрсетеді. Күшті шектеулер жағдайында агароздық гельдер үшін {\rm{eff}}}}}}}}\) асимптотикалық мәнге дейін 2/3 артады, ал фибринді гельдер үшін ол нөлге дейін төмендейді, өйткені lnλz/lnλr → 0, өйткені λz артады λr артқан сайын қанығу.Тәжірибелерде жабық сфералық микрогельдер біртекті емес деформацияланатынын және олардың орталық бөлігі күштірек қысуды бастан кешіретінін ескеріңіз;дегенмен, 1/λr үлкен мәнге экстраполяция біркелкі деформацияланған гельдер теориясымен тәжірибені салыстыруға мүмкіндік береді.
Иілгіш тізбекті гельдер мен жіп тәрізді гельдердің мінез-құлқындағы тағы бір айырмашылық олардың жиырылу кезіндегі қозғалысына байланысты табылды.Гельдің қаттылығына S нормаланған транслокациялық қысым ΔPtr қысу артқан сайын өсті (2е-сурет), бірақ 2,0 ≤ 1/λr ≤ 3,5 кезінде фибриндік микрогельдер жиырылу кезінде ΔPtr/S төмендеуінің айтарлықтай төмен мәндерін көрсетті.Агароздық микрогельдің сақталуы осмостық қысымның жоғарылауына әкеледі, бұл полимер молекулалары созылған кезде гельдің бойлық бағытта созылуына әкеледі (2б-сурет, сол жақта) және транслокация қысымының ΔPtr/S ~( ұлғаюы). 1/λr)14/317.Керісінше, тұйық фибринді микрогельдердің пішіні радиалды қысу және бойлық керілу жіптерінің энергетикалық балансымен анықталады, бұл максималды бойлық деформацияға әкеледі λz ~\(\sqrt{{k}_{{{ {{ { \rm{ b)))))))} /{k}_{{{{{{{\rm{s}}}}}}}}}}\).1/λr ≫ 1 үшін транслокация қысымының өзгерісі 1 }{{{({\rm{ln))))))\left({{\lambda }}_{{{{{\rm) ретінде масштабталады. {r} }}}}}}}^{{-} 1} \right)\) (Қосымша талқылау, 5.4-бөлім), 2e-суреттегі тұтас қызыл сызықпен көрсетілген.Осылайша, ΔPtr агароздық гельдерге қарағанда аз шектелген.1/λr > 3,5 сығымдау үшін жіптердің көлемдік үлесінің айтарлықтай ұлғаюы және көрші жіптердің өзара әрекеттесуі гельдің одан әрі деформациясын шектейді және эксперимент нәтижелерінің болжамдардан ауытқуына әкеледі (2е-суреттегі қызыл нүктелі сызық).Біз бірдей 1/λr және Δ\({P}_{{{{{{\rm{tr}}}}}}}}_{{{{\rm{fibrin}}} )) деген қорытындыға келеміз. } }}}\) < ΔP < Δ\({P}_{{{{{{{\rm{tr))))))}}}_{{{\rm{агароза}} }} } } } }}\) агарозды гель микроарнамен ұсталады, ал қаттылығы бірдей фибринді гель ол арқылы өтеді.ΔP < Δ\({P}_{{{{{\rm{tr))))))))))))_{{{{{\rm{фибрин)))))))))}\ үшін ), Екі Екі гель де арнаны бітеп тастайды, бірақ фибрин гелі тереңірек итеріп, тиімдірек қысып, сұйықтық ағынын тиімдірек блоктайды.2-суретте көрсетілген нәтижелер талшықты гель қан кетуді азайту немесе ісіктердің қанмен қамтамасыз етілуін тежеу үшін тиімді тығын ретінде қызмет ете алатынын көрсетеді.
Екінші жағынан, фибрин тромбоэмболияға әкелетін тромбты түзеді, бұл патологиялық жағдай, тромб ΔP < ΔPtr кезінде тамырды бітеп тастайды, мысалы, ишемиялық инсульттің кейбір түрлерінде (3а-сурет).Фибриндік микрогельдердің шектеумен индукцияланған ұзаруының әлсіздігі икемді тізбекті гельдермен салыстырғанда, С/С фибриногенінің фибрин концентрациясының күшті жоғарылауына әкелді, мұнда C және C фибриногендері тиісінше шектелген және деформацияланбаған микрогельдер.Гельдегі полимер концентрациясы.3b суретінде SM, MM және RM-де фибриноген C/C шектеу мен сусыздандыруға байланысты 1/λr ≈ 4.0 кезінде жеті еседен астам өскенін көрсетеді (Қосымша 16-сурет).
Мидағы ортаңғы ми артериясының окклюзиясының схемалық суреті.b Обструктивті SM (тұтас қызыл шеңберлер), MM (қатты қара квадраттар) және RM (тұтас көк үшбұрыштар) фибрин концентрациясының шектеу арқылы салыстырмалы жоғарылауы.c Тәжірибелік дизайн шектелген фибринді гельдердің бөлінуін зерттеу үшін қолданылады.TBS ішіндегі флуоресцентті таңбаланған tPA ерітіндісі 5,6 × 107 мкм3/с ағын жылдамдығымен және негізгі микроарнаның ұзын осіне перпендикуляр орналасқан арналар үшін қосымша қысымның 0,7 Па төмендеуімен енгізілді.d Xf = 28 мкм, ΔP = 700 Па және бөлу кезіндегі обструктивті ММ (D0 = 200 мкм) жинақталған көп арналы микроскопиялық кескіні.Тік нүктелі сызықтар MM артқы және алдыңғы жиектерінің бастапқы позицияларын tlys = 0 кезінде көрсетеді. Жасыл және қызғылт түстер сәйкесінше FITC-декстранға (70 кДа) және AlexaFluor633 белгісімен белгіленген tPA сәйкес келеді.e Xf = 28 ± 1 конустық микроарнада сәйкесінше D0 174 мкм (көк ашық төңкерілген үшбұрыш), 199 мкм (көк ашық үшбұрыш) және 218 мкм (көк ашық үшбұрыш) болатын окклюзияланған RMs уақыт бойынша өзгеретін салыстырмалы көлемі мкм.секциялар сәйкесінше ΔP 1200, 1800 және 3000 Па және Q = 1860 ± 70 мкм3/с.Кірістірілген RM (D0 = 218 мкм) микроарнаны қосып тұрғанын көрсетеді.f Xf = 32 ± 12 мкм, ΔP 400, 750 және 1800 Па және ΔP 12300 Па және Q 12300 кезінде микроарнаның конустық аймағында орналастырылған SM, MM немесе RM салыстырмалы көлемінің уақыттық ауытқуы, тиісінше 2460 мкм3 және /с.Xf микрогельдің алдыңғы орнын көрсетеді және оның шөгуінің басталуынан қашықтығын анықтайды.V(tlys) және V0 сәйкесінше лизиденген микрогельдің уақытша көлемі және бұзылмаған микрогельдің көлемі болып табылады.Таңбалардың түстері b ішіндегі түстерге сәйкес келеді.e, f бойынша қара көрсеткілер микрогельдердің микроарна арқылы өтуіне дейінгі уақыттың соңғы сәтіне сәйкес келеді.d, e ішіндегі масштаб жолағы 100 мкм.
Обструктивті фибринді гельдер арқылы сұйықтық ағынының төмендеуіне шектеудің әсерін зерттеу үшін біз тромболитикалық агент тінінің плазминоген активаторымен (tPA) инфильтрацияланған SM, MM және RM лизисін зерттедік.3c-суретте лизис эксперименттері үшін пайдаланылған тәжірибелік дизайн көрсетілген. ΔP = 700 Па (<ΔPtr) және ағын жылдамдығы, Q = 2400 мкм3/с, 0,1 мг/мл (флуоресцеин изотиоцианаты) FITC-Декстра араласқан трис-буферлі тұзды ерітінді (TBS) микрогель конусты микроарнаны бітеп тастады. аймақ. ΔP = 700 Па (<ΔPtr) және ағын жылдамдығы, Q = 2400 мкм3/с, 0,1 мг/мл (флуоресцеин изотиоцианаты) FITC-Декстра араласқан трис-буферлі тұзды ерітінді (TBS) микрогель конусты микроарнаны бітеп тастады. аймақ. При ΔP = 700 Па (<ΔPtr) және скорости потока, Q = 2400 мкм3/с, трис-буферного солевого раствора (TBS), смешанного с 0,1 мг/мл (флуоресцеизотиоцианата) FITC-декстрана, микрогельді перекрывалар. ΔP = 700 Па (<ΔPtr) және ағын жылдамдығы, Q = 2400 мкм3/с, 0,1 мг/мл (флуоресцеин-изотиоцианат) FITC-декстранмен араласқан Tris буферлі тұзды ерітіндінің (TBS) микрогель жинақтаушы микроарнаны бітеп тастады.аймақ.在ΔP = 700 Па (<ΔPtr) 和流速Q = 2400 мкм3/с 的Tris 缓冲盐水(TBS) 与0,1 мг/мл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 (TBS) с 0,1 мг/мл (флуоресцеинотиоцианат) FITC-декстрана при ΔP = 700 Па (<ΔPtr) және скорости потока Q = 2400 микроканаи мкм3/ облыс. Tris буферленген тұзды ерітінді (TBS) ΔP = 700 Па (<ΔPtr) және ағын жылдамдығы Q = 2400 мкм3/с кезінде 0,1 мг/мл (флуоресцеин-изотиоцианат) FITC-декстранмен араластырылған кезде микрогельдер тығындалды Микроарналардың конустық аймақтары.Микрогельдің Xf алға позициясы оның бастапқы шөгу нүктесінен X0 қашықтығын анықтайды.Лизисті индукциялау үшін TBS ішіндегі флуоресцентті таңбаланған tPA ерітіндісі негізгі микроарнаның ұзын осіне ортогональды орналасқан арнадан енгізілді.
tPA ерітіндісі окклюзиялық MM-ге жеткенде, микрогельдің артқы шеті бұлыңғыр болды, бұл фибриннің бөлінуі tlys = 0 уақытта басталғанын көрсетеді (3d-сурет және қосымша 18-сурет).Фибринолиз кезінде бояғышпен таңбаланған tPA ММ ішінде жиналып, фибриндік жіптермен байланысады, бұл микрогельдердің қызғылт түсінің қарқындылығының біртіндеп артуына әкеледі.tlys = 60 минутта ММ оның артқы бөлігінің еруіне байланысты жиырылады, ал оның алдыңғы шеті Xf жағдайы аз өзгереді.160 минуттан кейін қатты жиырылған ММ жиырылуын жалғастырды және tlys = 161 минутта ол жиырылды, осылайша микроарна арқылы сұйықтық ағынын қалпына келтірді (3d-сурет және қосымша 18-сурет, оң жақ баған).
Суретте.3e әр түрлі өлшемді фибриндік микрогельдердің V0 бастапқы көлеміне қалыпқа келтірілген V(tlys) көлемінің лизиске байланысты уақытқа тәуелді төмендеуін көрсетеді.D0 174, 199 немесе 218 мкм болатын СО сәйкесінше ΔP 1200, 1800 немесе 3000 Па және Q = 1860 ± 70 мкм3/с микроарнаға орналастырылды (3e-сурет, кірістірілген).тамақтану.Микрогельдер арналардан өтуге жеткілікті кішкентай болғанша бірте-бірте кішірейеді.Бастапқы диаметрі үлкен СО критикалық көлемінің төмендеуі лизис уақытының ұзағырақ болуын талап етеді.Әртүрлі өлшемді RM арқылы ұқсас ағынға байланысты бөліну бірдей жылдамдықпен жүреді, нәтижесінде үлкенірек РМ-нің кіші фракцияларының қорытылуы және олардың кешіктірілген транслокациясы.Суретте.3f tlys функциясы ретінде сызылған D0 = 197 ± 3 мкм кезінде SM, MM және RM үшін бөлуге байланысты V(tlys)/V0 салыстырмалы төмендеуін көрсетеді.SM, MM және RM үшін әрбір микрогельді сәйкесінше ΔP 400, 750 немесе 1800 Па және Q 12300, 2400 немесе 1860 мкм3/с микроарнаға салыңыз.СМ-ге түсірілген қысым RM қысымынан 4,5 есе төмен болғанымен, СМ өткізгіштігінің жоғары болуына байланысты СМ арқылы өтетін ағын алты еседен астам күшті болды, ал микрогельдің шөгуі СМ-ден ММ және RM-ге дейін төмендеді. .Мысалы, tlys = 78 минутта SM негізінен еріді және ығысты, ал MM және PM өздерінің бастапқы көлемінің сәйкесінше 16% және 20% ғана сақтағанына қарамастан, микроарналарды бітеп тастауды жалғастырды.Бұл нәтижелер тарылған талшықты гельдердің конвекция арқылы лизисінің маңыздылығын көрсетеді және фибрин мөлшері төмен тромбтардың жылдам қорытылуы туралы есептермен сәйкес келеді.
Осылайша, біздің жұмыс тәжірибелік және теориялық түрде жіп тәрізді гельдердің екі осьті шектеуге жауап беру механизмін көрсетеді.Шектеулі кеңістіктегі талшықты гельдердің әрекеті жіптердің деформациялық энергиясының күшті асимметриясымен (сығу кезінде жұмсақ және керілуде қатты) және тек қана жіптердің арақатынасы мен қисаюымен анықталады.Бұл реакция тар капиллярлардағы талшықты гельдердің минималды ұзаруына әкеледі, олардың екі осьті Пуассон қатынасы қысылу артуымен және аз жеңіл бит қысымымен төмендейді.
Жұмсақ деформацияланатын бөлшектерді екі осьті ұстау технологиялардың кең ауқымында қолданылатындықтан, біздің нәтижелеріміз жаңа талшықты материалдардың дамуын ынталандырады.Атап айтқанда, жіп тәрізді гельдердің тар капиллярларда немесе түтіктерде екі осьті сақталуы олардың күшті тығыздалуына және өткізгіштігінің күрт төмендеуіне әкеледі.Окклюзиялық талшықты гельдер арқылы сұйықтық ағынының күшті тежелуі қан кетуді болдырмау немесе қатерлі ісіктердің қанмен қамтамасыз етілуін азайту үшін тығын ретінде пайдаланған кезде артықшылықтарға ие болады33,34,35.Екінші жағынан, окклюзиялық фибрин гелі арқылы сұйықтық ағынының төмендеуі, осылайша конвективті тромб лизисін тежейді, окклюзиялық тромбтардың баяу лизисінің көрсеткішін береді [27, 36, 37].Біздің модельдеу жүйеміз талшықты биополимерлі гидрогельдердің биаксиалды ұстауға механикалық реакциясының салдарын түсінуге бағытталған алғашқы қадам болып табылады.Қан жасушаларын немесе тромбоциттерді обструктивті фибрин гельдеріне қосу олардың шектеу мінез-құлқына әсер етеді 38 және күрделірек биологиялық маңызды жүйелердің әрекетін ашудағы келесі қадам болады.
Фибриндік микрогельдерді дайындау және MF құрылғыларын жасау үшін қолданылатын реагенттер Қосымша ақпаратта сипатталған (Қосымша әдістер 2 және 4 тараулар).Фибриндік микрогельдер фибриногеннің, трис буферінің және тромбиннің аралас ерітіндісін ағынды фокустау MF құрылғысында эмульсиялау арқылы дайындалды, содан кейін тамшы гельденді.Сиыр фибриноген ерітіндісі (TBS-де 60 мг/мл), Tris буфері және сиыр тромбин ерітіндісі (10 мМ CaCl2 ерітіндісінде 5 U/мл) екі тәуелсіз басқарылатын шприц сорғылары (PhD 200 Harvard Apparatus PHD 2000 шприц сорғысы) арқылы енгізілді.Блоктау үшін MF, АҚШ).Құрамында 1 масса% блок-сополимер PFPE-P(EO-PO)-PFPE бар F-май үздіксіз фазасы үшінші шприц сорғысының көмегімен MF қондырғысына енгізілді.MF құрылғысында пайда болған тамшылар F-майы бар 15 мл центрифугалық түтікке жиналады.Фибринді гельденуді аяқтау үшін түтіктерді 37 °C су моншасына 1 сағатқа қойыңыз.FITC таңбаланған фибринді микрогельдер сәйкесінше 33:1 салмақ қатынасында сиыр фибриногенін және FITC таңбаланған адам фибриногенін араластыру арқылы дайындалды.Процедура фибринді микрогельдерді дайындаумен бірдей.
Микрогельдерді F майынан TBS-ке дисперсияны 185 г 2 мин центрифугалау арқылы тасымалдаңыз.Тұндырылған микрогельдер массасы 20% перфтороктил спиртімен араластырылған F майында дисперсті болды, содан кейін суда және TBS құрамында 0,5 масса% Span 80, гексан, 0,1 масса% Triton X бар гександа дисперсті болды.Соңында, микрогельдер Tween 20 құрамында 0,01 масса % бар TBS ішінде дисперсті болды және эксперименттер алдында шамамен 1-2 апта бойы 4°C температурада сақталды.
MF құрылғысын жасау Қосымша ақпаратта сипатталған (Қосымша әдістер 5 тарау).Типтік тәжірибеде ΔP оң мәні микроарналарға диаметрі 150
Осы зерттеудің нәтижелерін растайтын деректер сұраныс бойынша тиісті авторлардан қолжетімді.Фибринді гельдердің өңделмеген SEM кескіндері, фибрин гельдерінің егу алдындағы және кейінгі өңделмеген TEM кескіндері және 1 және 2-суреттер үшін негізгі кіріс деректері. 2 және 3 шикі деректер файлында берілген.Бұл мақалада түпнұсқа деректер берілген.
Литвинов Р.И., Питерс М., де Ланге-Лутс З. және Вайсель Ж.В. фибриноген және фибрин.ІІІ макромолекулалық протеин кешенінде: құрылымы және қызметі (ред. Харрис, Дж.Р. және Марлес-Райт, Дж.) 471-501 https://doi.org/10.1007/978-3-030-58971-4_15 (Springer және Cham, 2021).
Босман Ф.Т. және Стаменкович И. Жасушадан тыс матрицаның функционалдық құрылымы және құрамы.Дж. Пасоль.200, 423–428 (2003).
Принц Е. және Кумачева Е. Жасанды биомиметикалық талшықты гидрогельдерді жобалау және қолдану.Ұлттық Мэтт Ред.4, 99–115 (2019 ж.).
Broedersz, CP & Mackintosh, FC Жартылай икемді полимерлі желілерді модельдеу.Priest Mod.физика.86, 995–1036 (2014).
Хатами-Марбини, Х. және Пику, КР Жартылай икемді биополимерлік желілерді механикалық модельдеу: аффинді емес деформация және ұзақ мерзімді тәуелділіктің болуы.Жұмсақ заттар механикасындағы жетістіктерде 119–145 (Спрингер, Берлин, Гейдельберг, 2012).
Vader D, Kabla A, Weitz D, and Mahadevan L. Коллаген гельдерінің стресстен туындаған туралануы.PLoS One 4, e5902 (2009).
Storm S., Pastore JJ, McKintosh FS, Lubensky TS, and Gianmi PA Биогельдердің сызықтық емес серпімділігі.Табиғат 435, 191–194 (2005).
Likup, AJ Stress коллаген желісінің механизмдерін басқарады.процесс.Ұлттық ғылым академиясы.ғылым.АҚШ 112, 9573–9578 (2015).
Джанми, П.А. және т.б.Жартылай икемді биополимерлі гельдердегі теріс қалыпты кернеу.Ұлттық алма матер.6, 48–51 (2007).
Канг, H. және т.б.Қатты талшықты желілердің сызықты емес икемділігі: деформацияның қатаюы, теріс қалыпты кернеу және фибрин гельдеріндегі талшықтың туралануы.J. Физика.Химиялық.V. 113, 3799–3805 (2009).
Гардел, ML және т.б.Айқас және байланысқан актиндік желілердің серпімді әрекеті.Ғылым 304, 1301–1305 (2004).
Шарма, А. және т.б.Критикалық басқаруы бар деформациямен басқарылатын талшықты-оптикалық желілердің сызықты емес механикасы.Ұлттық физика.12, 584–587 (2016).
Вахаби, М. және т.б.Бір осьті алдын ала кернеу кезінде талшықты желілердің серпімділігі.Жұмсақ зат 12, 5050–5060 (2016).
Wufsus, AR, Macera, NE & Neeves, KB Қан ұйығышының гидравликалық өткізгіштігі фибрин мен тромбоциттердің тығыздығының функциясы ретінде.биофизика.Журнал 104, 1812–1823 (2013).
Ли, Y. және т.б.Гидрогельдердің жан-жақты әрекеті тар капиллярлармен шектеледі.ғылым.5-үй, 17017 (2015 ж.).
Liu, X., Li, N. & Wen, C. Терең тамыр тромбозының сатысында ығысу толқынының эластографиясына патологиялық гетерогенділіктің әсері.PLoS One 12, e0179103 (2017).
Mfoumou, E., Tripette, J., Blostein, M. & Cloutier, G. Қоянның веноздық тромбоз үлгісінде ығысу толқыны ультрадыбыстық бейнелеуді пайдалана отырып, қан ұйығыштарының уақытқа тәуелді индурациясының in vivo сандық көрсеткіші.тромб.сақтау ыдысы.133, 265–271 (2014).
Weisel, JW & Nagaswami, C. Электрондық микроскопияға және лайлылық бақылауларына қатысты фибриннің полимерлену динамикасын компьютерлік модельдеу: тромб құрылымы мен құрастыру кинетикалық бақыланады.биофизика.Журнал 63, 111–128 (1992).
Ryan, EA, Mokros, LF, Weisel, JW және Lorand, L. Фибрин ұйығыштарының реологиясының құрылымдық шығу тегі.биофизика.J. 77, 2813–2826 (1999).
Жіберу уақыты: 23 ақпан 2023 ж