Cảm ơn bạn đã ghé thăm Nature.com.Bạn đang sử dụng phiên bản trình duyệt có hỗ trợ CSS hạn chế.Để có trải nghiệm tốt nhất, chúng tôi khuyên bạn nên sử dụng trình duyệt đã cập nhật (hoặc tắt Chế độ tương thích trong Internet Explorer).Ngoài ra, để đảm bảo được hỗ trợ liên tục, chúng tôi hiển thị trang web không có kiểu và JavaScript.
Hiển thị băng chuyền gồm ba trang trình bày cùng một lúc.Sử dụng các nút Trước và Tiếp theo để di chuyển qua ba trang chiếu cùng một lúc hoặc sử dụng các nút trượt ở cuối để di chuyển qua ba trang chiếu cùng một lúc.
Việc hạn chế hydrogel dạng sợi đối với các mao mạch hẹp có tầm quan trọng lớn trong các hệ thống sinh học và y sinh.Lực căng và lực nén một trục của hydrogel dạng sợi đã được nghiên cứu rộng rãi, nhưng phản ứng của chúng đối với sự lưu giữ hai trục trong mao mạch vẫn chưa được khám phá.Ở đây, chúng tôi chứng minh bằng thực nghiệm và lý thuyết rằng gel dạng sợi phản ứng khác biệt về mặt chất lượng với sự ràng buộc so với gel chuỗi linh hoạt do sự không đối xứng về tính chất cơ học của các sợi cấu thành, mềm khi nén và cứng khi căng.Dưới sự lưu giữ mạnh, gel dạng sợi có độ giãn dài nhỏ và sự giảm tiệm cận của tỷ lệ Poisson hai trục về 0, dẫn đến độ nén gel mạnh và khả năng thẩm thấu chất lỏng kém qua gel.Những kết quả này cho thấy khả năng kháng lại sự ly giải của huyết khối tắc nghẽn bằng các tác nhân điều trị và kích thích sự phát triển của phương pháp thuyên tắc nội mạch hiệu quả từ gel dạng sợi để cầm máu mạch máu hoặc ức chế việc cung cấp máu cho khối u.
Mạng lưới sợi là khối xây dựng cấu trúc và chức năng cơ bản của các mô và tế bào sống.Actin là thành phần chính của khung tế bào1;fibrin là yếu tố chính trong việc chữa lành vết thương và hình thành huyết khối2, còn collagen,elastin và fibronectin là thành phần của ma trận ngoại bào trong thế giới động vật3.Mạng lưới polyme sinh học dạng sợi được phục hồi đã trở thành vật liệu có ứng dụng rộng rãi trong kỹ thuật mô4.
Mạng dạng sợi đại diện cho một loại vật chất mềm sinh học riêng biệt có các tính chất cơ học khác với mạng phân tử linh hoạt5.Một số đặc tính này đã phát triển trong quá trình tiến hóa để kiểm soát phản ứng của vật chất sinh học đối với sự biến dạng6.Ví dụ, mạng lưới sợi cho thấy độ đàn hồi tuyến tính ở các chủng nhỏ7,8 trong khi ở các chủng lớn, chúng biểu hiện độ cứng tăng lên9,10, do đó duy trì tính toàn vẹn của mô.Những tác động đối với các tính chất cơ học khác của gel dạng sợi, chẳng hạn như ứng suất âm chuẩn khi phản ứng với biến dạng cắt11,12, vẫn chưa được phát hiện.
Các tính chất cơ học của hydrogel sợi bán linh hoạt đã được nghiên cứu dưới sức căng đơn trục13,14 và lực nén8,15, nhưng lực nén hai trục tự do của chúng trong các mao quản hoặc ống hẹp chưa được nghiên cứu.Ở đây chúng tôi báo cáo kết quả thực nghiệm và về mặt lý thuyết đề xuất một cơ chế hoạt động của hydrogel dạng sợi dưới sự lưu giữ hai trục trong các kênh vi lỏng.
Các microgel Fibrin với các tỷ lệ nồng độ fibrinogen và trombin khác nhau và đường kính D0 dao động từ 150 đến 220 Pha được tạo ra bằng cách sử dụng phương pháp vi lỏng (Hình bổ sung 1).Trên hình.1a hiển thị hình ảnh của microgel được dán nhãn fluorochrome thu được bằng kính hiển vi huỳnh quang đồng tiêu (CFM).Các microgel có dạng hình cầu, có độ đa phân tán dưới 5% và có cấu trúc đồng nhất trên các thang đo được kiểm tra bởi CFM (Thông tin bổ sung và Phim S1 và S2).Kích thước lỗ trung bình của microgel (xác định bằng đo độ thấm Darcy16) giảm từ 2280 xuống 60 nm, hàm lượng fibrin tăng từ 5,25 lên 37,9 mg/mL và nồng độ trombin giảm tương ứng từ 2,56 xuống 0,27 đơn vị/mL.(Thông tin thêm).Cơm.2), 3 và bảng bổ sung 1).Độ cứng tương ứng của microgel tăng từ 0,85 lên 3,6 kPa (Hình bổ sung 4).Ví dụ về gel được hình thành từ các chuỗi linh hoạt, microgel agarose có độ cứng khác nhau được sử dụng.
Hình ảnh kính hiển vi huỳnh quang của fluorescein isothiocyanate (FITC) có nhãn PM lơ lửng trong TBS.Thang đo vạch là 500 µm.b Ảnh SEM của SM (trên) và RM (dưới).Thanh tỷ lệ 500 nm.c Sơ đồ của kênh vi lỏng bao gồm một kênh lớn (đường kính dl) và vùng hình nón thu hẹp với góc vào α là 15° và đường kính dc = 65 µm.d Từ trái sang phải: Hình ảnh kính hiển vi quang học của RM (đường kính D0) trong các kênh lớn, vùng hình nón và vùng thắt (giới hạn chiều dài gel Dz).Thang đo vạch là 100 µm.e, f Ảnh TEM của RM (e) không biến dạng và RM (f bị tắc), cố định trong một giờ với độ co 1/λr = 2,7, sau đó giải phóng và cố định 5% khối lượng.glutaraldehyde trong TBS.Đường kính của CO không bị biến dạng là 176 μm.Thanh tỷ lệ là 100 nm.
Chúng tôi tập trung vào microgel fibrin có độ cứng 0,85, 1,87 và 3,6 kPa (sau đây gọi lần lượt là microgel mềm (SM), microgel cứng trung bình (MM) và microgel cứng (RM).Phạm vi độ cứng của gel fibrin này có cùng độ lớn như đối với cục máu đông18,19 và do đó, gel fibrin được nghiên cứu trong nghiên cứu của chúng tôi có liên quan trực tiếp đến các hệ thống sinh học thực sự.Trên hình.1b lần lượt hiển thị hình ảnh trên và dưới của cấu trúc SM và RM thu được bằng kính hiển vi điện tử quét (SEM).So với cấu trúc RM, mạng SM được hình thành bởi các sợi dày hơn và ít điểm nhánh hơn, phù hợp với các báo cáo trước đó 20, 21 (Hình bổ sung 5).Sự khác biệt trong cấu trúc của hydrogel tương quan với xu hướng tính chất của nó: độ thấm của gel giảm khi kích thước lỗ rỗng giảm từ SM xuống MM và RM (Bảng bổ sung 1) và độ cứng của gel đảo ngược.Không có thay đổi nào về cấu trúc microgel được ghi nhận sau khi bảo quản ở 4 ° C trong 30 ngày (Hình bổ sung 6).
Trên hình.1c hiển thị sơ đồ kênh vi lỏng có tiết diện tròn chứa (từ trái sang phải): kênh lớn có đường kính dl trong đó microgel vẫn không bị biến dạng, phần hình nón có đường kính thu hẹp dc < D0, hình nón các phần có hình dạng và các kênh lớn có đường kính dl (Hình bổ sung 7).Trong một thí nghiệm điển hình, microgel được tiêm vào các kênh vi lỏng ở mức giảm áp suất dương ΔP là 0,2–16 kPa (Hình bổ sung 8).Phạm vi áp suất này tương ứng với huyết áp có ý nghĩa sinh học (120 mm Hg = 16 kPa)22.Trên hình.Hình 1d (từ trái sang phải) hiển thị hình ảnh đại diện của RM ở các kênh lớn, vùng hình nón và các điểm co thắt.Chuyển động và hình dạng của microgel được ghi lại và phân tích bằng chương trình MATLAB.Điều quan trọng cần lưu ý là ở các vùng thuôn nhọn và các điểm co thắt, các vi gel tiếp xúc phù hợp với thành của vi mạch (Hình bổ sung 8).Mức độ lưu giữ xuyên tâm của microgel khi thu hẹp D0/dc = 1/λr nằm trong khoảng 2,4 ≤ 1/λr ≤ 4,2, trong đó 1/λr là tỷ lệ nén.Microgel trải qua quá trình co rút khi ΔP > ΔPtr, trong đó ΔPtr là chênh lệch áp suất dịch chuyển.Chiều dài và kích thước lỗ chân lông của microgel bị ràng buộc hai chiều được xác định bởi trạng thái cân bằng của chúng, vì điều quan trọng là phải tính đến độ nhớt đàn hồi của gel trong các hệ thống sinh học.Thời gian cân bằng của microgel agarose và fibrin lần lượt là 10 phút và 30 phút.Sau những khoảng thời gian này, các microgel giới hạn đã đạt đến vị trí và hình dạng ổn định, được chụp bằng camera tốc độ cao và phân tích bằng MATLAB.
Trên hình.1e, 1f hiển thị hình ảnh kính hiển vi điện tử truyền qua (TEM) của các cấu trúc RM không bị biến dạng và bị giới hạn hai chiều.Sau khi nén RM, kích thước lỗ microgel giảm đáng kể và hình dạng của chúng trở nên dị hướng với kích thước nhỏ hơn theo hướng nén, điều này phù hợp với báo cáo trước đó23.
Quá trình nén hai trục trong quá trình co lại làm cho microgel kéo dài theo hướng không giới hạn với hệ số λz = \({D} _{{{{{{\rm{z}}}}}}}/\({D} _ { 0}\) , trong đó \({D} _{{{{({\rm{z}}}}}}}\) là độ dài của microgel khép kín Hình 2a cho thấy sự thay đổi trong λzvs .1/ λr đối với microgel fibrin và agarose. Đáng ngạc nhiên là dưới lực nén mạnh 2,4 ≤ 1/λr 4,2, microgel fibrin cho thấy độ giãn dài không đáng kể là 1,12 +/- 0,03 λz, chỉ bị ảnh hưởng nhẹ bởi giá trị 1/λr. microgel agarose hạn chế, được quan sát ngay cả khi nén yếu hơn 1/λr = 2,6 đến độ giãn dài lớn hơn λz = 1,3.
một thí nghiệm microgel Agarose với các mô đun đàn hồi khác nhau (2,6 kPa, kim cương mở màu xanh lá cây; 8,3 kPa, vòng tròn mở màu nâu; 12,5 kPa, hình vuông mở màu cam; 20,2 kPa, tam giác ngược mở màu đỏ tươi) và SM (đỏ đặc) Thay đổi độ giãn dài đo được λz ( hình tròn), MM (hình vuông màu đen liền) và RM (hình tam giác màu xanh lam).Các đường liền nét hiển thị λz dự đoán theo lý thuyết cho agarose (đường màu xanh lá cây) và microgel fibrin (các đường và ký hiệu cùng màu).b, c Bảng trên cùng: sơ đồ chuỗi mạng agarose (b) và fibrin (c) trước (trái) và sau (phải) nén hai trục.Dưới cùng: Hình dạng của mạng tương ứng trước và sau khi biến dạng.Hướng nén x và y lần lượt được biểu thị bằng mũi tên màu đỏ tươi và màu nâu.Trong hình trên, các chuỗi mạng được định hướng theo các hướng x và y này được hiển thị bằng các đường màu đỏ tươi và nâu tương ứng, còn các chuỗi được định hướng theo hướng z tùy ý được biểu thị bằng các đường màu xanh lục.Trong gel fibrin (c), các đường màu tím và nâu theo hướng x và y uốn cong nhiều hơn ở trạng thái không biến dạng, và các đường màu xanh lá cây theo hướng z uốn cong và kéo dài.Lực căng giữa phương nén và phương căng được truyền qua các sợi có phương trung gian.Trong gel agarose, các chuỗi theo mọi hướng xác định áp suất thẩm thấu, góp phần đáng kể vào sự biến dạng của gel.d Sự thay đổi được dự đoán trong tỷ lệ Poisson hai trục, } }^{{{{\rm{eff}}}}}}} =-{{{{{\rm{ln}}}}}}{\lambda _{ z}/{{{{{ {{ \rm{ln}}}}}{\lambda _{r}\ ), để nén đẳng trục của gel agarose (đường màu xanh lá cây) và fibrin (đường màu đỏ).Hình nhỏ cho thấy sự biến dạng hai trục của gel.e Thay đổi áp suất dịch chuyển ΔPtr, được chuẩn hóa thành độ cứng của gel S, được vẽ như là một hàm của tỷ lệ nén đối với microgel agarose và fibrin.Các màu của ký hiệu tương ứng với các màu trong (a).Các đường màu xanh lá cây và màu đỏ mô tả mối quan hệ lý thuyết giữa ΔPtr/S và 1/λr tương ứng đối với gel agarose và fibrin.Phần đứt nét của đường màu đỏ cho thấy sự gia tăng ΔPtr khi bị nén mạnh do tương tác giữa các sợi.
Sự khác biệt này có liên quan đến các cơ chế biến dạng khác nhau của mạng lưới microgel fibrin và agarose, tương ứng bao gồm các sợi linh hoạt24 và cứng nhắc25.Việc nén hai trục của gel linh hoạt dẫn đến giảm thể tích của chúng và làm tăng nồng độ và áp suất thẩm thấu, dẫn đến sự kéo dài của gel theo hướng không giới hạn.Độ giãn dài cuối cùng của gel phụ thuộc vào sự cân bằng giữa sự gia tăng năng lượng tự do entropic của chuỗi bị kéo căng và sự giảm năng lượng tự do thẩm thấu do nồng độ polymer trong gel bị kéo căng thấp hơn.Dưới tác dụng nén hai trục mạnh, độ giãn dài của gel tăng theo λz ≈ 0,6 \({{\lambda__{{{\rm{r}}}}^{-2/3}}\) (xem Hình 2a trong phần thảo luận 5.3.3).Những thay đổi về hình dạng trong chuỗi linh hoạt và hình dạng của các mạng tương ứng trước và sau khi lưu giữ hai trục được thể hiện trong Hình.2b.
Ngược lại, các loại gel dạng sợi như fibrin vốn có phản ứng khác nhau đối với việc lưu giữ hai trục.Các sợi định hướng chủ yếu song song với hướng nén uốn (do đó làm giảm khoảng cách giữa các liên kết ngang), trong khi các sợi chủ yếu vuông góc với hướng nén sẽ duỗi thẳng và giãn ra dưới tác dụng của lực đàn hồi, làm cho gel giãn ra ( Hình 1).2c) Cấu trúc của SM, MM và RM không định dạng được đặc trưng bằng cách phân tích hình ảnh SEM và CFM của chúng (Phần thảo luận bổ sung IV và Hình 9 bổ sung).Bằng cách xác định mô đun đàn hồi (E), đường kính (d), chiều dài biên dạng (R0), khoảng cách giữa các đầu (L0 ≈ R0) và góc trung tâm (ψ0) của các sợi trong microgel fibrin không biến dạng (Bảng bổ sung 2) – 4), chúng tôi tìm thấy mô đun uốn ren \({k} _{{{{{\rm{b)))))))}=\frac{9\pi E{d}^{4} } {4 {\psi } _{0}^{2}{L} _{0}}\) nhỏ hơn đáng kể so với mô đun kéo của nó\({k} _{{{{{{{\rm{s}}} } }} }}=E\frac{\pi {d}^{2}{R__{0}}{4}\), do đó kb/ks ≈ 0,1 (Bảng bổ sung 4).Vì vậy, trong điều kiện lưu giữ gel hai trục, các sợi fibrin dễ bị uốn cong nhưng khó bị kéo giãn.Độ giãn dài của mạng dạng sợi chịu nén hai trục được thể hiện trong Hình bổ sung 17.
Chúng tôi phát triển mô hình affine lý thuyết (Phần thảo luận bổ sung V và Hình bổ sung 10–16) trong đó độ giãn dài của gel dạng sợi được xác định từ trạng thái cân bằng cục bộ của lực đàn hồi tác dụng trong gel và dự đoán rằng trong biến dạng hai trục mạnh λz - 1 dưới sự ràng buộc
Phương trình (1) cho thấy rằng ngay cả khi bị nén mạnh (\({\lambda _{{{\mbox{r))))\,\to \,0\)) vẫn có sự giãn nở gel nhẹ và biến dạng kéo dài tiếp theo khi độ bão hòa λz–1 = 0,15 ± 0,05.Hành vi này có liên quan đến (i) \({\left({k} _{{{{({\rm{b}}}}}}}}/{k} _{{{{{{\rm { s }}}}}}\right)}^{1/2}\) ≈ 0.15−0.4 và (ii) số hạng trong ngoặc vuông xấp xỉ tiệm cận \(1{{\mbox{/}}} \sqrt { 3 }\) để có liên kết hai trục bền. Điều quan trọng cần lưu ý là tiền tố \({\left({k} _{({\mbox{b))))/{k} _{({\mbox{ s))))\right)}^{1/ 2 }\) không liên quan gì đến độ cứng của ren E mà chỉ được xác định bởi tỷ số khung của ren d/L0 và góc ở tâm của cung ψ0, tương tự như SM, MM và RM (Bảng bổ sung 4).
Để làm nổi bật hơn nữa sự khác biệt về độ căng do tự do gây ra giữa gel dẻo và gel dạng sợi, chúng tôi giới thiệu tỷ lệ Poisson hai trục \({\nu _{{{({\rm{b)))))) {{\ mbox { =}}}\,\mathop{{\lim}}\limits_{{\lambda__{{{{({\rm{r}}}}}}\to 1}\ frac{{\ lambda } _{ {{{{\rm{z}}}}}}-1}{1-{\lambda _{{({\rm{r}}}}}}}}}, \) mô tả một không giới hạn sự định hướng của biến dạng gel để đáp ứng với biến dạng bằng nhau theo hai hướng xuyên tâm và mở rộng điều này thành các biến dạng lớn đồng đều \ rm{b }}}}}}}}^{{{{\rm{eff}}}}}}} }}=-{{{{\rm{ln}}}}}}} }{ \lambda } _{z} /{{({\rm{ln)))))))}{\lambda _{{{({\rm{r)))))))))}\) .Trên hình.2d hiển thị \({{{{{\rm{\nu }}}}}}__{{({\rm{b}}}}}}}^{{{ {{\rm { eff }}}}}}\) để nén hai trục đồng đều các gel linh hoạt (chẳng hạn như agarose) và gel cứng (chẳng hạn như fibrin) (Thảo luận bổ sung, Phần 5.3.4) và nêu bật mối quan hệ giữa sự khác biệt mạnh mẽ trong phản ứng với việc giam cầm. Đối với gel agarose trong điều kiện hạn chế mạnh {\rm{eff}}}}}}}\) tăng đến giá trị tiệm cận 2/3, và đối với gel fibrin, nó giảm xuống 0, vì lnλz/lnλr → 0, vì λz tăng theo độ bão hòa khi λr tăng.Lưu ý rằng trong các thí nghiệm, các microgel hình cầu khép kín biến dạng không đồng nhất và phần trung tâm của chúng chịu lực nén mạnh hơn;tuy nhiên, phép ngoại suy đến giá trị lớn 1/λr giúp có thể so sánh thí nghiệm với lý thuyết về gel biến dạng đồng đều.
Một sự khác biệt khác trong hoạt động của gel chuỗi linh hoạt và gel dạng sợi được tìm thấy do sự chuyển động của chúng khi co lại.Áp suất chuyển vị ΔPtr, được chuẩn hóa thành độ cứng gel S, tăng khi tăng độ nén (Hình 2e), nhưng ở mức 2,0 1/λr 3,5, microgel fibrin cho thấy giá trị ΔPtr/S thấp hơn đáng kể trong quá trình co rút.Việc giữ lại microgel agarose dẫn đến tăng áp suất thẩm thấu, dẫn đến sự kéo dài của gel theo hướng dọc khi các phân tử polymer bị kéo căng (Hình 2b, bên trái) và tăng áp suất dịch chuyển thêm ΔPtr/S ~( 1/λr)14/317.Ngược lại, hình dạng của microgel fibrin khép kín được xác định bởi sự cân bằng năng lượng của các sợi nén xuyên tâm và lực căng dọc, dẫn đến biến dạng dọc tối đa λz ~\(\sqrt{{k} _{{{ {{ { \rm{ b)))))))} /{k} _{{{{{{{\rm{s}}}}}}}}}\).Đối với 1/λr ≫ 1, sự thay đổi về áp suất dịch chuyển được chia tỷ lệ thành 1 }{{{({\rm{ln))))))\left({{\lambda }} _{{{{{\rm {r} }}}}}}^{{-} 1} \right)\) (Thảo luận bổ sung, Phần 5.4), như được hiển thị bằng đường liền màu đỏ trong Hình 2e.Do đó, ΔPtr ít bị hạn chế hơn so với gel agarose.Đối với quá trình nén với 1 / λr > 3,5, sự gia tăng đáng kể về phần thể tích của các sợi và sự tương tác của các sợi lân cận sẽ hạn chế sự biến dạng hơn nữa của gel và dẫn đến sai lệch kết quả thí nghiệm so với dự đoán (đường chấm màu đỏ trong Hình 2e).Chúng tôi kết luận rằng đối với cùng một 1/λr và Δ\({P__{{{{{{\rm{tr}}}}}}__{{{\rm{fibrin}}} )) } }}}\) < ΔP < Δ\({P__{{{{{{\rm{tr)))))}}__{{{\rm{agarose}} }} } } } }}\) gel agarose sẽ được giữ lại bởi vi kênh và gel fibrin có cùng độ cứng sẽ đi qua nó.Đối với ΔP < Δ\({P} _{{{{{\rm{tr))))))))_{{{{\rm{fibrin)))))))))}\ ), Hai Cả hai loại gel sẽ chặn kênh, nhưng gel fibrin sẽ đẩy sâu hơn và nén hiệu quả hơn, chặn dòng chất lỏng hiệu quả hơn.Các kết quả trong Hình 2 chứng minh rằng gel dạng sợi có thể đóng vai trò như một chất bịt kín hiệu quả để giảm chảy máu hoặc ức chế việc cung cấp máu cho các khối u.
Mặt khác, fibrin tạo thành khung cục máu đông dẫn đến huyết khối, một tình trạng bệnh lý trong đó huyết khối làm tắc mạch ở ΔP < ΔPtr, chẳng hạn như trong một số loại đột quỵ do thiếu máu cục bộ (Hình 3a).Sự kéo dài do hạn chế yếu hơn của microgel fibrin dẫn đến sự gia tăng mạnh hơn nồng độ fibrin của fibrinogen C/C so với các gel chuỗi linh hoạt, trong đó fibrinogen C và C lần lượt là các microgel bị hạn chế và không bị biến dạng.Nồng độ polyme trong gel.Hình 3b cho thấy C/C fibrinogen trong SM, MM và RM tăng hơn bảy lần ở mức 1/λr ≈ 4.0, do hạn chế và mất nước (Hình bổ sung 16).
Sơ đồ minh họa tắc động mạch não giữa trong não.b Sự gia tăng tương đối qua trung gian hạn chế về nồng độ fibrin trong SM tắc nghẽn (vòng tròn màu đỏ), MM (hình vuông màu đen đặc) và RM (hình tam giác màu xanh lam).c Thiết kế thí nghiệm được sử dụng để nghiên cứu sự phân cắt của gel fibrin bị hạn chế.Dung dịch tPA có nhãn huỳnh quang trong TBS được bơm vào với tốc độ dòng chảy là 5,6 × 107 µm3/s và mức giảm áp suất bổ sung là 0,7 Pa đối với các kênh nằm vuông góc với trục dài của vi kênh chính.d Hình ảnh hiển vi đa kênh gộp lại của MM tắc nghẽn (D0 = 200 µm) tại Xf = 28 µm, ΔP = 700 Pa và trong quá trình phân tách.Các đường chấm dọc hiển thị vị trí ban đầu của cạnh sau và cạnh trước của MM tại tlys = 0. Màu xanh lục và hồng tương ứng với FITC-dextran (70 kDa) và tPA được dán nhãn AlexaFluor633, tương ứng.e Thể tích tương đối thay đổi theo thời gian của RM bị tắc với D0 lần lượt là 174 µm (tam giác mở ngược màu xanh lam), 199 µm (tam giác mở màu xanh lam) và 218 µm (tam giác mở màu xanh lam) trong vi kênh hình nón có Xf = 28 ± 1 ừm.các mặt cắt có ΔP 1200, 1800 và 3000 Pa tương ứng và Q = 1860 ± 70 µm3/s.Hình nhỏ cho thấy RM (D0 = 218 µm) đang cắm vi kênh.f Biến thiên theo thời gian của thể tích tương đối của SM, MM hoặc RM đặt tại Xf = 32 ± 12 µm, tại ΔP 400, 750 và 1800 Pa và ΔP 12300 Pa và Q 12300 trong vùng hình nón của vi kênh, lần lượt là 2400 và 1860 µm3 /S.Xf đại diện cho vị trí phía trước của microgel và xác định khoảng cách của nó kể từ khi bắt đầu co rút.V(tlys) và V0 lần lượt là thể tích tạm thời của microgel bị ly giải và thể tích của microgel không bị xáo trộn.Màu sắc của ký tự tương ứng với màu sắc trong b.Mũi tên đen trên e, f tương ứng với thời điểm cuối cùng trước khi microgel truyền qua vi kênh.Thanh tỷ lệ ở d, e là 100 µm.
Để nghiên cứu ảnh hưởng của việc hạn chế giảm lưu lượng chất lỏng qua các gel fibrin tắc nghẽn, chúng tôi đã nghiên cứu quá trình ly giải SM, MM và RM được thâm nhập bằng chất kích hoạt plasminogen mô tác nhân tan huyết khối (tPA).Hình 3c cho thấy thiết kế thí nghiệm được sử dụng cho các thí nghiệm ly giải. Ở ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) và tốc độ dòng chảy, Q = 2400 μm3/s, của dung dịch muối Tris-buffered (TBS) trộn với 0,1 mg/mL (fluorescein isothiocyanate) FITC-Dextran, microgel đã chặn vi kênh thuôn nhọn vùng đất. Ở ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) và tốc độ dòng chảy, Q = 2400 μm3/s, của dung dịch muối Tris-buffered (TBS) trộn với 0,1 mg/mL (fluorescein isothiocyanate) FITC-Dextran, microgel đã chặn vi kênh thuôn nhọn vùng đất. 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. Ở ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) và tốc độ dòng Q = 2400 µm3/s, dung dịch muối đệm Tris (TBS) trộn với 0,1 mg/mL (fluorescein isothiocyanate) FITC-dextran, microgel đã chặn vi kênh hội tụ.vùng đất.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（异硫氰酸荧光素）FITC-葡聚糖混合时,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 (флуоресцеинизотио цианат) FITC-декстрана при ΔP = 700 Па (<ΔPtr) и скорости потока Q = 2400 мкм3/с Конические области микроканалов. Microgel được cắm khi dung dịch muối đệm Tris (TBS) được trộn với 0,1 mg/mL (fluorescein isothiocyanate) FITC-dextran ở ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) và tốc độ dòng chảy Q = 2400 µm3/s Các vùng vi kênh hình nón.Vị trí thuận Xf của microgel xác định khoảng cách của nó với điểm co rút ban đầu X0.Để tạo ra quá trình ly giải, dung dịch tPA có nhãn huỳnh quang trong TBS đã được tiêm từ kênh nằm trực giao với trục dài của vi kênh chính.
Khi dung dịch tPA đạt đến MM khớp cắn, cạnh sau của microgel trở nên mờ, cho thấy sự phân cắt fibrin đã bắt đầu tại thời điểm tlys = 0 (Hình 3d và Hình bổ sung 18).Trong quá trình tiêu sợi huyết, tPA được đánh dấu bằng thuốc nhuộm tích tụ bên trong MM và liên kết với các sợi fibrin, dẫn đến cường độ màu hồng của microgel tăng dần.Tại thời điểm tlys = 60 phút, MM co lại do phần phía sau của nó bị phân hủy và vị trí của cạnh đầu Xf của nó thay đổi rất ít.Sau 160 phút, MM co lại mạnh tiếp tục co lại và ở thời điểm tlys = 161 phút, nó trải qua quá trình co lại, do đó khôi phục dòng chất lỏng qua vi kênh (Hình 3d và Hình bổ sung 18, cột bên phải).
Trên hình.3e cho thấy sự giảm thể tích V(tlys) phụ thuộc vào thời gian qua trung gian ly giải được chuẩn hóa thành thể tích ban đầu V0 của các vi gel fibrin có kích thước khác nhau.CO có D0 174, 199 hoặc 218 µm được đặt vào vi kênh có ΔP 1200, 1800 hoặc 3000 Pa tương ứng và Q = 1860 ± 70 µm3/s để chặn vi kênh (Hình 3e, hình nhỏ).dinh dưỡng.Các microgel dần dần co lại cho đến khi chúng đủ nhỏ để đi qua các kênh.Việc giảm thể tích tới hạn của CO với đường kính ban đầu lớn hơn đòi hỏi thời gian ly giải lâu hơn.Do dòng chảy tương tự qua các RM có kích thước khác nhau nên sự phân cắt xảy ra ở cùng tốc độ, dẫn đến việc tiêu hóa các phần nhỏ hơn của các RM lớn hơn và sự chuyển vị của chúng bị chậm lại.Trên hình.3f thể hiện mức giảm tương đối của V(tlys)/V0 do phân tách SM, MM và RM tại D0 = 197 ± 3 µm được vẽ dưới dạng hàm của tlys.Đối với SM, MM và RM, đặt từng microgel vào vi kênh có ΔP 400, 750 hoặc 1800 Pa và Q 12300, 2400 hoặc 1860 µm3/s tương ứng.Mặc dù áp suất tác dụng lên SM thấp hơn 4,5 lần so với RM nhưng dòng chảy qua SM mạnh hơn gấp sáu lần do tính thấm của SM cao hơn và độ co rút của microgel giảm từ SM xuống MM và RM .Ví dụ, ở thời điểm tlys = 78 phút, SM hầu như bị hòa tan và dịch chuyển, trong khi MM và PM tiếp tục làm tắc nghẽn các vi mạch, mặc dù chỉ giữ lại lần lượt 16% và 20% thể tích ban đầu.Những kết quả này cho thấy tầm quan trọng của việc ly giải qua trung gian đối lưu của gel sợi bị co thắt và tương quan với các báo cáo về sự tiêu hóa cục máu đông nhanh hơn với hàm lượng fibrin thấp hơn.
Do đó, công trình của chúng tôi chứng minh bằng thực nghiệm và lý thuyết cơ chế mà các gel dạng sợi phản ứng với sự giam cầm hai trục.Hoạt động của gel sợi trong một không gian hạn chế được xác định bởi sự bất đối xứng mạnh mẽ của năng lượng biến dạng của sợi (mềm khi nén và cứng khi căng) và chỉ bởi tỷ lệ khung hình và độ cong của sợi.Phản ứng này dẫn đến sự kéo dài tối thiểu của gel dạng sợi chứa trong các mao mạch hẹp, tỷ lệ Poisson hai trục của chúng giảm khi tăng độ nén và áp suất bit nhẹ hơn.
Do khả năng ngăn chặn hai trục của các hạt mềm có thể biến dạng được sử dụng trong nhiều công nghệ nên kết quả của chúng tôi kích thích sự phát triển của các vật liệu dạng sợi mới.Đặc biệt, sự lưu giữ hai trục của gel dạng sợi trong các mao mạch hoặc ống hẹp dẫn đến độ nén mạnh của chúng và độ thấm giảm mạnh.Sự ức chế mạnh mẽ dòng chất lỏng qua các gel dạng sợi tắc có lợi khi được sử dụng làm nút chặn để ngăn ngừa chảy máu hoặc giảm lượng máu cung cấp cho các khối u ác tính33,34,35.Mặt khác, sự giảm lưu lượng chất lỏng qua gel fibrin khớp cắn, do đó ức chế quá trình ly giải huyết khối qua trung gian đối lưu, cho thấy sự phân giải chậm của cục máu đông [27, 36, 37].Hệ thống mô hình hóa của chúng tôi là bước đầu tiên để tìm hiểu ý nghĩa của phản ứng cơ học của hydrogel sinh học dạng sợi đối với khả năng lưu giữ hai trục.Việc kết hợp các tế bào máu hoặc tiểu cầu vào gel fibrin tắc nghẽn sẽ ảnh hưởng đến hành vi hạn chế của chúng và sẽ là bước tiếp theo trong việc khám phá hành vi của các hệ thống có ý nghĩa sinh học phức tạp hơn.
Thuốc thử được sử dụng để điều chế microgel fibrin và chế tạo thiết bị MF được mô tả trong Thông tin bổ sung (Phương pháp bổ sung Phần 2 và 4).Các microgel Fibrin được điều chế bằng cách nhũ hóa dung dịch hỗn hợp fibrinogen, chất đệm Tris và trombin trong thiết bị MF tập trung dòng chảy, sau đó là tạo gel dạng giọt.Dung dịch fibrinogen của bò (60 mg/ml trong TBS), dung dịch đệm Tris và dung dịch trombin bò (5 U/ml trong dung dịch CaCl2 10 mM) được sử dụng bằng hai bơm tiêm được kiểm soát độc lập (Bơm ống tiêm PHD 2000 của Bộ máy PhD 200 Harvard).chặn MF, Mỹ).Pha liên tục của dầu F chứa 1% trọng lượng khối copolyme PFPE-P(EO-PO)-PFPE, được đưa vào thiết bị MF bằng cách sử dụng bơm ống tiêm thứ ba.Các giọt hình thành trong thiết bị MF được thu vào ống ly tâm 15 ml chứa dầu F.Đặt các ống vào bể nước ở nhiệt độ 37°C trong 1 giờ để hoàn thành quá trình tạo gel fibrin.Các microgel fibrin được dán nhãn FITC được điều chế bằng cách trộn fibrinogen của bò và fibrinogen của con người được dán nhãn FITC theo tỷ lệ trọng lượng 33:1 tương ứng.Quy trình này cũng giống như việc chuẩn bị microgel fibrin.
Chuyển microgel từ dầu F sang TBS bằng cách ly tâm hệ phân tán ở tốc độ 185 g trong 2 phút.Các microgel kết tủa được phân tán trong dầu F trộn với rượu perfluorooctyl 20% trọng lượng, sau đó phân tán trong hexan chứa 0,5% trọng lượng Span 80, hexane, 0,1% trọng lượng Triton X trong nước và TBS.Cuối cùng, microgel được phân tán trong TBS chứa 0,01% trọng lượng Tween 20 và được bảo quản ở 4°C trong khoảng 1–2 tuần trước khi thí nghiệm.
Việc chế tạo thiết bị MF được mô tả trong Thông tin bổ sung (Phần phương pháp bổ sung 5).Trong một thí nghiệm điển hình, giá trị dương của ΔP được xác định bởi chiều cao tương đối của các bể chứa được kết nối trước và sau thiết bị MF để đưa microgel có đường kính 150 < D0 < 270 µm vào các vi kênh.Kích thước nguyên vẹn của microgel được xác định bằng cách hiển thị chúng trong kênh macro.Microgel dừng lại ở một khu vực hình nón ở lối vào chỗ thắt.Khi đầu của microgel phía trước không thay đổi trong 2 phút, hãy sử dụng chương trình MATLAB để xác định vị trí của microgel dọc theo trục x.Với mức tăng dần của ΔP, microgel di chuyển dọc theo vùng hình nêm cho đến khi đi vào vùng thắt.Sau khi microgel được chèn và nén hoàn toàn, ΔP nhanh chóng giảm xuống 0, cân bằng mực nước giữa các bể chứa và microgel kín vẫn đứng yên khi bị nén.Chiều dài của microgel tắc nghẽn được đo 30 phút sau khi ngừng co thắt.
Trong các thí nghiệm tiêu sợi huyết, dung dịch dextran có nhãn t-PA và FITC sẽ thâm nhập vào các microgel bị chặn.Dòng chảy của từng chất lỏng được theo dõi bằng hình ảnh huỳnh quang kênh đơn.TAP được dán nhãn AlexaFluor 633 gắn vào sợi fibrin và tích lũy bên trong microgel fibrin nén (kênh TRITC trong Hình bổ sung 18).Dung dịch dextran được dán nhãn FITC di chuyển mà không tích tụ trong microgel.
Dữ liệu hỗ trợ kết quả của nghiên cứu này có sẵn từ các tác giả tương ứng theo yêu cầu.Ảnh SEM thô của gel fibrin, ảnh TEM thô của gel fibrin trước và sau khi cấy và dữ liệu đầu vào chính cho Hình 1 và 2. 2 và 3 được cung cấp trong tệp dữ liệu thô.Bài viết này cung cấp dữ liệu gốc.
Litvinov RI, Peters M., de Lange-Loots Z. và Weisel JV fibrinogen và fibrin.Trong Phức hợp Protein cao phân tử III: Cấu trúc và chức năng (ed. Harris, JR và Marles-Wright, J.) 471-501 https://doi.org/10.1007/978-3-030-58971-4_15 ( Springer và Cham, 2021).
Bosman FT và Stamenkovich I. Cấu trúc và thành phần chức năng của ma trận ngoại bào.J. Pasol.200, 423–428 (2003).
Prince E. và Kumacheva E. Thiết kế và ứng dụng hydrogel sợi mô phỏng sinh học nhân tạo.Quốc gia Matt đỏ.4, 99–115 (2019).
Broedersz, CP & Mackffy, FC Mô hình hóa mạng polymer bán linh hoạt.Linh mục Mod.vật lý.86, 995–1036 (2014).
Khatami-Marbini, H. và Piku, KR Mô hình hóa cơ học của mạng lưới polyme sinh học bán linh hoạt: biến dạng không affine và sự hiện diện của các phụ thuộc tầm xa.Trong Những tiến bộ trong Cơ học Vật chất Mềm 119–145 (Springer, Berlin, Heidelberg, 2012).
Vader D, Kabla A, Weitz D và Mahadevan L. Sự liên kết của gel collagen do căng thẳng gây ra.PLoS One 4, e5902 (2009).
Storm S., Pastore JJ, McKintosh FS, Lubensky TS và Gianmi PA Độ đàn hồi phi tuyến của biogel.Thiên nhiên 435, 191–194 (2005).
Likup, AJ Stress kiểm soát các cơ chế của mạng lưới collagen.quá trình.Viện Hàn lâm Khoa học Quốc gia.khoa học.Hoa Kỳ 112, 9573–9578 (2015).
Janmi, PA, và cộng sự.Ứng suất âm bình thường trong gel biopolymer bán linh hoạt.Trường cũ quốc gia.6, 48–51 (2007).
Kang, H. và cộng sự.Độ đàn hồi phi tuyến của mạng lưới sợi cứng: độ cứng do biến dạng, ứng suất bình thường âm và sự liên kết sợi trong gel fibrin.J. Vật lý.Hóa chất.Câu 113, 3799–3805 (2009).
Gardel, ML và cộng sự.Hành vi đàn hồi của mạng Actin liên kết ngang và ràng buộc.Khoa học 304, 1301–1305 (2004).
Sharma, A. và cộng sự.Cơ học phi tuyến của mạng cáp quang được kiểm soát sức căng với điều khiển tới hạn.Vật lý quốc gia.12, 584–587 (2016).
Wahabi, M. và cộng sự.Độ đàn hồi của mạng cáp quang dưới tác dụng dự ứng lực đơn trục.Vật chất mềm 12, 5050–5060 (2016).
Wufsus, AR, Macera, NE & Neeves, KB Tính thấm thủy lực của cục máu đông như một hàm của mật độ fibrin và tiểu cầu.lý sinh học.Tạp chí 104, 1812–1823 (2013).
Li, Y. và cộng sự.Hoạt động linh hoạt của hydrogel bị hạn chế bởi các mao mạch hẹp.khoa học.Nhà 5, 17017 (2015).
Liu, X., Li, N. & Wen, C. Ảnh hưởng của tính không đồng nhất bệnh lý đến đo độ đàn hồi sóng biến dạng trong giai đoạn huyết khối tĩnh mạch sâu.PLoS One 12, e0179103 (2017).
Mfoumou, E., Tripette, J., Blostein, M. & Cloutier, G. Định lượng in vivo về độ cứng của cục máu đông phụ thuộc vào thời gian bằng cách sử dụng hình ảnh siêu âm sóng biến dạng trong mô hình huyết khối tĩnh mạch thỏ.huyết khối.bể chứa.133, 265–271 (2014).
Weisel, JW & Nagaswami, C. Mô phỏng máy tính về động lực trùng hợp fibrin liên quan đến kính hiển vi điện tử và quan sát độ đục: cấu trúc và sự lắp ráp cục máu đông được điều khiển động học.lý sinh học.Tạp chí 63, 111–128 (1992).
Ryan, EA, Mokros, LF, Weisel, JW và Lorand, L. Nguồn gốc cấu trúc của lưu biến cục máu đông fibrin.lý sinh học.J. 77, 2813–2826 (1999).
Thời gian đăng: 23-02-2023