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Die Beschränkung faseriger Hydrogele auf enge Kapillaren ist in biologischen und biomedizinischen Systemen von großer Bedeutung.Spannung und uniaxiale Kompression von faserigen Hydrogelen wurden ausführlich untersucht, ihre Reaktion auf die biaxiale Retention in Kapillaren ist jedoch noch unerforscht.Hier zeigen wir experimentell und theoretisch, dass filamentöse Gele aufgrund der Asymmetrie der mechanischen Eigenschaften der konstituierenden Filamente, die bei Druck weich und bei Zug steif sind, qualitativ anders auf Zwänge reagieren als Gele mit flexibler Kette.Bei starker Retention zeigt das faserige Gel eine geringe Dehnung und einen asymptotischen Abfall des biaxialen Poisson-Verhältnisses auf Null, was zu einer starken Gelverdichtung und einer schlechten Flüssigkeitspermeation durch das Gel führt.Diese Ergebnisse zeigen die Resistenz gestreckter okklusiver Thromben gegenüber der Lyse durch therapeutische Wirkstoffe und stimulieren die Entwicklung einer wirksamen endovaskulären Embolisierung aus faserigen Gelen, um Gefäßblutungen zu stoppen oder die Blutversorgung von Tumoren zu hemmen.
Fasernetzwerke sind die grundlegenden strukturellen und funktionellen Bausteine von Geweben und lebenden Zellen.Aktin ist ein Hauptbestandteil des Zytoskeletts1;Fibrin ist ein Schlüsselelement bei der Wundheilung und Thrombusbildung2, und Kollagen, Elastin und Fibronektin sind Bestandteile der extrazellulären Matrix im Tierreich3.Zurückgewonnene Netzwerke aus faserigen Biopolymeren sind zu Materialien mit breiten Anwendungen im Tissue Engineering geworden4.
Filamentöse Netzwerke stellen eine separate Klasse biologischer weicher Materie dar, deren mechanische Eigenschaften sich von denen flexibler molekularer Netzwerke unterscheiden5.Einige dieser Eigenschaften haben sich im Laufe der Evolution entwickelt, um die Reaktion biologischer Materie auf Verformung zu steuern6.Beispielsweise zeigen Fasernetzwerke bei kleinen Dehnungen eine lineare Elastizität7,8, während sie bei großen Dehnungen eine erhöhte Steifheit9,10 aufweisen und dadurch die Gewebeintegrität aufrechterhalten.Die Auswirkungen auf andere mechanische Eigenschaften von Fasergelen, wie etwa negative Normalspannung als Reaktion auf Scherbeanspruchung11,12, müssen noch entdeckt werden.
Die mechanischen Eigenschaften halbflexibler faseriger Hydrogele wurden unter einachsiger Spannung13,14 und Kompression8,15 untersucht, ihre freiheitsbedingte biaxiale Kompression in engen Kapillaren oder Röhren wurde jedoch nicht untersucht.Hier berichten wir über experimentelle Ergebnisse und schlagen theoretisch einen Mechanismus für das Verhalten faseriger Hydrogele bei biaxialer Retention in mikrofluidischen Kanälen vor.
Fibrin-Mikrogele mit verschiedenen Verhältnissen von Fibrinogen- und Thrombinkonzentrationen und einem D0-Durchmesser im Bereich von 150 bis 220 µm wurden mithilfe eines mikrofluidischen Ansatzes erzeugt (ergänzende Abbildung 1).Auf Abb.1a zeigt Bilder von Fluorochrom-markierten Mikrogelen, die mithilfe der konfokalen Fluoreszenzmikroskopie (CFM) erhalten wurden.Die Mikrogele sind kugelförmig, weisen eine Polydispersität von weniger als 5 % auf und weisen über alle von CFM untersuchten Maßstäbe hinweg eine einheitliche Struktur auf (Ergänzungsinformationen und Filme S1 und S2).Die durchschnittliche Porengröße der Mikrogele (bestimmt durch Messung der Darcy-Permeabilität16) verringerte sich von 2280 auf 60 nm, der Fibringehalt stieg von 5,25 auf 37,9 mg/ml und die Thrombinkonzentration sank von 2,56 auf 0,27 Einheiten/ml.(Weitere Informationen).Reis.2), 3 und Ergänzungstabelle 1).Die entsprechende Steifigkeit des Mikrogels steigt von 0,85 auf 3,6 kPa (Ergänzende Abbildung 4).Als Beispiele für aus flexiblen Ketten gebildete Gele werden Agarose-Mikrogele unterschiedlicher Steifigkeit verwendet.
Fluoreszenzmikroskopisches Bild von mit Fluoresceinisothiocyanat (FITC) markiertem PM, suspendiert in TBS.Die Balkenskala beträgt 500 µm.b REM-Bilder von SM (oben) und RM (unten).Maßstabsbalken 500 nm.c Schematische Darstellung eines mikrofluidischen Kanals bestehend aus einem großen Kanal (Durchmesser dl) und einem verengten kegelförmigen Bereich mit einem Eintrittswinkel α von 15° und einem Durchmesser von dc = 65 µm.d Von links nach rechts: Lichtmikroskopische Bilder von RM (Durchmesser D0) in großen Kanälen, konischer Zone und Verengung (begrenzende Gellänge Dz).Die Balkenskala beträgt 100 µm.e, f TEM-Bilder eines unverformten RM (e) und eines verschlossenen RM (f), fixiert für eine Stunde mit Einschnürung 1/λr = 2,7, gefolgt von Freigabe und Fixierung von 5 % der Masse.Glutaraldehyd in TBS.Der Durchmesser des unverformten CO beträgt 176 μm.Der Maßstabsbalken beträgt 100 nm.
Wir haben uns auf Fibrin-Mikrogele mit einer Härte von 0,85, 1,87 und 3,6 kPa konzentriert (im Folgenden als weiche Mikrogele (SM), mittelharte Mikrogele (MM) bzw. harte Mikrogele (RM) bezeichnet).Dieser Bereich der Fibrin-Gel-Steifheit liegt in der gleichen Größenordnung wie bei Blutgerinnseln18,19 und daher stehen die in unserer Arbeit untersuchten Fibrin-Gele in direktem Zusammenhang mit realen biologischen Systemen.Auf Abb.1b zeigt die oberen und unteren Bilder der SM- und RM-Strukturen, die jeweils mit einem Rasterelektronenmikroskop (REM) erhalten wurden.Im Vergleich zu RM-Strukturen werden SM-Netzwerke aus dickeren Fasern und weniger Verzweigungspunkten gebildet, was mit früheren Berichten 20, 21 übereinstimmt (ergänzende Abbildung 5).Der Unterschied in der Struktur des Hydrogels korreliert mit der Entwicklung seiner Eigenschaften: Die Permeabilität des Gels nimmt mit abnehmender Porengröße von SM zu MM und RM ab (Ergänzungstabelle 1) und die Steifheit des Gels kehrt sich um.Nach 30-tägiger Lagerung bei 4 ° C wurden keine Veränderungen in der Mikrogelstruktur festgestellt (ergänzende Abbildung 6).
Auf Abb.1c zeigt ein Diagramm eines mikrofluidischen Kanals mit kreisförmigem Querschnitt, der (von links nach rechts) enthält: einen großen Kanal mit einem Durchmesser dl, in dem das Mikrogel unverformt bleibt, einen kegelförmigen Abschnitt mit einer Verengung im Durchmesser dc < D0, Kegel -förmige Abschnitte und große Kanäle mit einem Durchmesser dl (Ergänzende Abbildung 7).In einem typischen Experiment wurden Mikrogele mit einem positiven Druckabfall ΔP von 0, 2–16 kPa in mikrofluidische Kanäle injiziert (ergänzende Abbildung 8).Dieser Druckbereich entspricht dem biologisch signifikanten Blutdruck (120 mm Hg = 16 kPa)22.Auf Abb.1d (von links nach rechts) zeigt repräsentative Bilder von RM in großen Kanälen, konischen Bereichen und Verengungen.Die Bewegung und Form des Mikrogels wurden mit dem MATLAB-Programm aufgezeichnet und analysiert.Es ist wichtig zu beachten, dass die Mikrogele in den sich verjüngenden Bereichen und Verengungen in konformem Kontakt mit den Wänden der Mikrokanäle stehen (ergänzende Abbildung 8).Der Grad der radialen Retention des Mikrogels bei der Verengung D0/dc = 1/λr liegt im Bereich 2,4 ≤ 1/λr ≤ 4,2, wobei 1/λr das Kompressionsverhältnis ist.Das Mikrogel schrumpft, wenn ΔP > ΔPtr, wobei ΔPtr die Translokationsdruckdifferenz ist.Die Länge und Größe der Poren biaxial gespannter Mikrogele werden durch ihren Gleichgewichtszustand bestimmt, da es sehr wichtig ist, die Viskoelastizität von Gelen in biologischen Systemen zu berücksichtigen.Die Äquilibrierungszeit für Agarose- und Fibrin-Mikrogele betrug 10 bzw. 30 Minuten.Nach diesen Zeitintervallen erreichten die begrenzten Mikrogele ihre stabile Position und Form, die mit einer Hochgeschwindigkeitskamera erfasst und mit MATLAB analysiert wurde.
Auf Abb.1e, 1f zeigen Transmissionselektronenmikroskopbilder (TEM) von unverformten und biaxial begrenzten RM-Strukturen.Nach der RM-Komprimierung verringerte sich die Porengröße der Mikrogele deutlich und ihre Form wurde anisotrop mit kleineren Größen in Kompressionsrichtung, was mit einem früheren Bericht übereinstimmt 23 .
Durch biaxiale Kompression während der Kontraktion dehnt sich das Mikrogel in eine unbegrenzte Richtung mit einem Koeffizienten λz = \({D}_{{{{{{{\rm{z}}}}}}}/\({D }_ { 0}\), wobei \({D}_{{{{({\rm{z}}}}}}}}\) die Länge des geschlossenen Mikrogels ist. Abbildung 2a zeigt die Änderung von λzvs .1/ λr für Fibrin- und Agarose-Mikrogele. Überraschenderweise zeigen Fibrin-Mikrogele unter starker Kompression von 2,4 ≤ 1/λr ≤ 4,2 eine vernachlässigbare Dehnung von 1,12 +/- 0,03 λz, die durch den Wert von 1/λr nur geringfügig beeinflusst wird. das Verhalten von begrenzte Agarose-Mikrogele, die bereits bei schwächerer Kompression 1/λr = 2,6 bis zu einer größeren Dehnung λz = 1,3 beobachtet werden.
a Agarose-Mikrogel-Experimente mit verschiedenen Elastizitätsmodulen (2,6 kPa, grüne offene Raute; 8,3 kPa, brauner offener Kreis; 12,5 kPa, orangefarbenes offenes Quadrat; 20,2 kPa, magentafarbenes offenes umgekehrtes Dreieck) und SM (durchgezogenes Rot) Änderung der gemessenen Dehnung λz ( Kreise), MM (durchgezogene schwarze Quadrate) und RM (durchgezogene blaue Dreiecke).Durchgezogene Linien zeigen den theoretisch vorhergesagten λz für Agarose- (grüne Linie) und Fibrin-Mikrogele (Linien und Symbole derselben Farbe).b, c Oberes Feld: Schematische Darstellung der Netzwerkketten von Agarose (b) und Fibrin (c) vor (links) und nach (rechts) biaxialer Kompression.Unten: Form des entsprechenden Netzwerks vor und nach der Verformung.Die x- und y-Komprimierungsrichtungen werden durch magentafarbene bzw. braune Pfeile angezeigt.In der Abbildung oben sind Ketten von Netzwerken, die in diesen x- und y-Richtungen ausgerichtet sind, mit den entsprechenden magentafarbenen und braunen Linien dargestellt, und Ketten, die in einer beliebigen z-Richtung ausgerichtet sind, werden durch grüne Linien dargestellt.Im Fibringel (c) biegen sich die violetten und braunen Linien in x- und y-Richtung stärker als im unverformten Zustand, und die grünen Linien in z-Richtung biegen und strecken sich.Die Spannung zwischen Druck- und Zugrichtung wird durch Fäden mit Zwischenrichtungen übertragen.In Agarosegelen bestimmen die Ketten in alle Richtungen den osmotischen Druck, der maßgeblich zur Verformung des Gels beiträgt.d Vorhergesagte Änderung der biaxialen Poissonzahl, } }^{{{{\rm{eff}}}}}}} =-{{{{{\rm{ln}}}}}}{\lambda }_{ z}/{{{{{ {{ \rm{ln}}}}}}{\lambda }_{r}\ ), für die äquibiaxiale Kompression von Agarose- (grüne Linie) und Fibringelen (rote Linie).Der Einschub zeigt die biaxiale Verformung des Gels.e Die Änderung des Translokationsdrucks ΔPtr, normalisiert auf die Gelsteifigkeit S, wird als Funktion des Kompressionsverhältnisses für Agarose- und Fibrin-Mikrogele aufgetragen.Die Symbolfarben entsprechen den Farben in (a).Die grünen und roten Linien zeigen die theoretische Beziehung zwischen ΔPtr/S und 1/λr für Agarose- bzw. Fibrin-Gele.Der gestrichelte Teil der roten Linie zeigt den Anstieg von ΔPtr bei starker Kompression aufgrund von Wechselwirkungen zwischen Fasern.
Dieser Unterschied ist mit unterschiedlichen Verformungsmechanismen von Fibrin- und Agarose-Mikrogelnetzwerken verbunden, die aus flexiblen24 bzw. starren25 Fäden bestehen.Die biaxiale Kompression flexibler Gele führt zu einer Volumenverringerung und einem damit verbundenen Anstieg der Konzentration und des osmotischen Drucks, was zu einer Dehnung des Gels in eine unbegrenzte Richtung führt.Die endgültige Dehnung des Gels hängt vom Gleichgewicht zwischen einem Anstieg der entropischen freien Energie der gestreckten Ketten und einer Abnahme der freien Energie der Osmose aufgrund der geringeren Polymerkonzentration im gestreckten Gel ab.Unter starker biaxialer Kompression nimmt die Dehnung des Gels mit λz ≈ 0,6 \({{\lambda}_{{{\rm{r}}}}^{-2/3}}\) zu (siehe Abb. 2a in Diskussion Abschnitt 5.3.3).Die Konformationsänderungen in flexiblen Ketten und die Form der entsprechenden Netzwerke vor und nach der biaxialen Retention sind in den Abbildungen dargestellt.2b.
Im Gegensatz dazu reagieren faserige Gele wie Fibrin von Natur aus unterschiedlich auf die biaxiale Retention.Die überwiegend parallel zur Kompressionsrichtung ausgerichteten Filamente biegen sich (wodurch sich der Abstand zwischen den Querverbindungen verringert), während sich die Filamente überwiegend senkrecht zur Kompressionsrichtung unter der Wirkung der elastischen Kraft aufrichten und dehnen, wodurch sich das Gel verlängert ( Abb. 1).2c) Die Strukturen der unverformten SM, MM und RM wurden durch Analyse ihrer SEM- und CFM-Bilder charakterisiert (Ergänzende Diskussion Abschnitt IV und ergänzende Abbildung 9).Durch Bestimmung des Elastizitätsmoduls (E), des Durchmessers (d), der Profillänge (R0), des Abstands zwischen den Enden (L0 ≈ R0) und des Zentralwinkels (ψ0) der Stränge in unverformten Fibrin-Mikrogelen (Ergänzungstabelle 2) – 4), Wir finden, dass der Fadenbiegemodul \({k}_{{{{{{\rm{b))))))))}=\frac{9\pi E{d}^{4} } {4 {\psi } _{0}^{2}{L}_{0}}\) ist deutlich kleiner als sein Zugmodul\({k}_{{{{{{{\rm{s}}} } }} }}=E\frac{\pi {d}^{2}{R}_{0}}{4}\), also kb/ks ≈ 0,1 (Ergänzungstabelle 4).Unter Bedingungen der biaxialen Gelretention lassen sich Fibrinstränge daher leicht biegen, widersetzen sich jedoch der Dehnung.Die Dehnung eines filamentösen Netzwerks unter biaxialer Kompression ist in der ergänzenden Abbildung 17 dargestellt.
Wir entwickeln ein theoretisches affines Modell (Ergänzende Diskussion Abschnitt V und Ergänzende Abbildungen 10–16), in dem die Dehnung eines faserigen Gels aus dem lokalen Gleichgewicht der im Gel wirkenden elastischen Kräfte bestimmt wird und vorhersagt, dass bei einer starken biaxialen Dehnung λz - 1 unter der Einschränkung
Gleichung (1) zeigt, dass selbst unter starker Kompression (\({\lambda }_{{{\mbox{r))))\,\to \,0\)) eine leichte Gelausdehnung und anschließende Dehnungsverformung auftritt Sättigung λz–1 = 0,15 ± 0,05.Dieses Verhalten hängt mit (i) \({\left({k}_{{{{({\rm{b}}}}}}}}}/{k}_{{{{{{\rm { s }}}}}}}\right)}^{1/2}\) ≈ 0,15−0,4 und (ii) der Term in eckigen Klammern nähert sich asymptotisch \(1{{\mbox{/}}} \sqrt { 3 }\) für starke biaxiale Bindungen. Es ist wichtig zu beachten, dass der Vorfaktor \({\left({k}_{({\mbox{b))))/{k}_{({\mbox{ s))))\right)}^{1/ 2 }\) hat nichts mit der Steifigkeit des Fadens E zu tun, sondern wird nur durch das Seitenverhältnis des Fadens d/L0 und den Mittelpunktswinkel des Bogens bestimmt ψ0, ähnlich wie SM, MM und RM (Ergänzungstabelle 4).
Um den Unterschied in der freiheitsinduzierten Dehnung zwischen flexiblen und filamentösen Gelen weiter hervorzuheben, führen wir das biaxiale Poisson-Verhältnis \({\nu }_{{{({\rm{b)))))) }{{\ mbox { =}}}\,\mathop{{\lim}}\limits_{{\lambda}_{{{{({\rm{r}}}}}}}\to 1}\ frac{{\ lambda } _{ {{{{\rm{z}}}}}}-1}{1-{\lambda }_{{({\rm{r}}}}}}}}}, \) beschreibt eine Unbeschränkte Orientierung der Gelspannung als Reaktion auf gleiche Spannung in zwei radialen Richtungen und erweitert diese auf große gleichmäßige Spannungen \ rm{b }}}}}}}}^{{{{{\rm{eff}}}}}}} }}=-{{{{{\rm{ln}}}}}}} }{ \lambda } _{z} /{{{({\rm{ln)))))))}{\lambda }_{{{({\rm{r)))))))))}\) .Auf Abb.2d zeigt \({{{{{{\rm{\nu }}}}}}}_{{{({\rm{b}}}}}}}}^{{ {{\rm { eff }}}}}}}\) für eine gleichmäßige biaxiale Kompression von flexiblen (z. B. Agarose) und starren (z. B. Fibrin) Gelen (Ergänzende Diskussion, Abschnitt 5.3.4) und hebt die Beziehung zwischen starken Unterschieden in den Reaktionen auf die Eingrenzung hervor. Für Agarosegele unter starken Restriktionen steigt {\rm{eff}}}}}}}}\) auf den asymptotischen Wert 2/3, und für Fibringele sinkt er auf Null, da lnλz/lnλr → 0, da λz mit zunimmt Sättigung, wenn λr zunimmt.Beachten Sie, dass sich geschlossene kugelförmige Mikrogele in Experimenten inhomogen verformen und ihr zentraler Teil eine stärkere Kompression erfährt;Allerdings ermöglicht die Extrapolation auf einen großen Wert von 1/λr den Vergleich des Experiments mit der Theorie für gleichmäßig deformierte Gele.
Ein weiterer Unterschied im Verhalten flexibler Kettengele und filamentöser Gele wurde aufgrund ihrer Bewegung bei Kontraktion festgestellt.Der Translokationsdruck ΔPtr, normalisiert auf die Gelsteifigkeit S, nahm mit zunehmender Kompression zu (Abb. 2e), aber bei 2,0 ≤ 1/λr ≤ 3,5 zeigten Fibrin-Mikrogele während der Schrumpfung deutlich niedrigere Werte von ΔPtr/S nach unten.Die Retention des Agarose-Mikrogels führt zu einem Anstieg des osmotischen Drucks, der bei der Streckung der Polymermoleküle zu einer Streckung des Gels in Längsrichtung führt (Abb. 2b, links) und zu einem Anstieg des Translokationsdrucks um ΔPtr/S ~( 1/λr)14/317.Im Gegensatz dazu wird die Form geschlossener Fibrin-Mikrogele durch das Energiegleichgewicht der Fäden aus radialer Kompression und Längsspannung bestimmt, was zur maximalen Längsverformung λz ~\(\sqrt{{k}_{{{ {{ { \rm{ b)))))))} /{k}_{{{{{{{\rm{s}}}}}}}}}\).Für 1/λr ≫ 1 wird die Änderung des Translokationsdrucks skaliert als 1 }{{{({\rm{ln))))))\left({{\lambda }}_{{{{{{\rm {r} }}}}}}}^{{-} 1} \right)\) (Ergänzende Diskussion, Abschnitt 5.4), wie durch die durchgezogene rote Linie in Abb. 2e dargestellt.Somit ist ΔPtr weniger eingeschränkt als in Agarosegelen.Bei Kompressionen mit 1/λr > 3,5 begrenzt ein signifikanter Anstieg des Volumenanteils der Filamente und die Wechselwirkung benachbarter Filamente die weitere Verformung des Gels und führt zu Abweichungen der experimentellen Ergebnisse von den Vorhersagen (rote gepunktete Linie in Abb. 2e).Wir kommen zu dem Schluss, dass für das gleiche 1/λr und Δ\({P}_{{{{{{{\rm{tr}}}}}}}}_{{{{\rm{Fibrin}}} )} } }}}\) < ΔP < Δ\({P}_{{{{{{{\rm{tr))))))}}}_{{{{\rm{Agarose}} }} } } } }}\) Das Agarosegel wird vom Mikrokanal eingefangen und das Fibrin-Gel mit der gleichen Steifigkeit passiert ihn.Für ΔP < Δ\({P}_{{{{{{\rm{tr)))))))))_{{{{{\rm{Fibrin)))))))))}\ ), Zwei Beide Gele blockieren den Kanal, aber das Fibringel dringt tiefer und komprimiert effektiver, wodurch der Flüssigkeitsfluss effektiver blockiert wird.Die in Abbildung 2 gezeigten Ergebnisse zeigen, dass das faserige Gel als wirksamer Stopfen dienen kann, um Blutungen zu reduzieren oder die Blutversorgung von Tumoren zu hemmen.
Andererseits bildet Fibrin ein Gerinnselgerüst, das zu einer Thromboembolie führt, einem pathologischen Zustand, bei dem ein Thrombus ein Gefäß bei ΔP < ΔPtr verschließt, wie beispielsweise bei einigen Arten von ischämischen Schlaganfällen (Abb. 3a).Die schwächere restriktionsinduzierte Verlängerung von Fibrin-Mikrogelen führte zu einem stärkeren Anstieg der Fibrinkonzentration von C/C-Fibrinogen im Vergleich zu flexiblen Kettengelen, bei denen C- und C-Fibrinogen eingeschränkte bzw. unverformte Mikrogele sind.Polymerkonzentration im Gel.Abbildung 3b zeigt, dass der C/C-Wert von Fibrinogen in SM, MM und RM bei 1/λr ≈ 4,0 um mehr als das Siebenfache anstieg, was auf Restriktion und Dehydrierung zurückzuführen ist (ergänzende Abbildung 16).
Schematische Darstellung des Verschlusses der mittleren Hirnarterie im Gehirn.b Restriktionsbedingter relativer Anstieg der Fibrinkonzentration im obstruktiven SM (durchgezogene rote Kreise), MM (durchgezogene schwarze Quadrate) und RM (durchgezogene blaue Dreiecke).c Experimentelles Design zur Untersuchung der Spaltung von eingeschränkten Fibrin-Gelen.Eine Lösung von fluoreszierend markiertem tPA in TBS wurde mit einer Flussrate von 5,6 × 107 µm3/s und einem zusätzlichen Druckabfall von 0,7 Pa für Kanäle injiziert, die senkrecht zur Längsachse des Hauptmikrokanals angeordnet waren.d Gepooltes Mehrkanal-Mikroskopbild eines obstruktiven MM (D0 = 200 µm) bei Xf = 28 µm, ΔP = 700 Pa und während der Spaltung.Vertikale gepunktete Linien zeigen die Anfangspositionen der hinteren und vorderen Kanten des MM bei tlys = 0. Grüne und rosa Farben entsprechen FITC-Dextran (70 kDa) bzw. tPA, markiert mit AlexaFluor633.e Zeitabhängiges relatives Volumen okkludierter RMs mit einem D0 von 174 µm (blaues offenes umgekehrtes Dreieck), 199 µm (blaues offenes Dreieck) bzw. 218 µm (blaues offenes Dreieck) in einem konischen Mikrokanal mit Xf = 28 ± 1 µm.Die Abschnitte haben ΔP 1200, 1800 bzw. 3000 Pa und Q = 1860 ± 70 µm3/s.Der Einschub zeigt RM (D0 = 218 µm) beim Verstopfen des Mikrokanals.f Zeitliche Variation des relativen Volumens von SM, MM oder RM, platziert bei /S.Xf stellt die vordere Position des Mikrogels dar und bestimmt seinen Abstand vom Beginn der Schrumpfung.V(tlys) und V0 sind das temporäre Volumen des lysierten Mikrogels bzw. das Volumen des ungestörten Mikrogels.Die Zeichenfarben entsprechen den Farben in b.Schwarze Pfeile auf e, f entsprechen dem letzten Moment vor dem Durchgang der Mikrogele durch den Mikrokanal.Der Maßstabsbalken in d, e beträgt 100 µm.
Um die Auswirkung der Einschränkung auf die Verringerung des Flüssigkeitsflusses über obstruktive Fibrin-Gele zu untersuchen, untersuchten wir die Lyse von SM, MM und RM, die mit dem thrombolytischen Wirkstoff Gewebeplasminogenaktivator (tPA) infiltriert waren.Abbildung 3c zeigt den experimentellen Aufbau, der für die Lyseexperimente verwendet wurde. Bei ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) und einer Durchflussrate Q = 2400 μm3/s von Tris-gepufferter Kochsalzlösung (TBS), gemischt mit 0,1 mg/ml (Fluoresceinisothiocyanat) FITC-Dextran, verschloss das Mikrogel den konischen Mikrokanal Region. Bei ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) und einer Durchflussrate Q = 2400 μm3/s von Tris-gepufferter Kochsalzlösung (TBS), gemischt mit 0,1 mg/ml (Fluoresceinisothiocyanat) FITC-Dextran, verschloss das Mikrogel den konischen Mikrokanal Region. Bei ΔP = 700 Па (<ΔPtr) und Leistungsaufnahme, Q = 2400 мкм3/s, 3-Buffer-Konzentration (TBS), durchschnittlich 0,1 mg/ml (Fluoreszenzmittel) FITC-Test, Das Mikrogel wurde durch einen Mikrokanal zerstört. Bei ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) und einer Flussrate, Q = 2400 µm3/s, von Tris-gepufferter Kochsalzlösung (TBS), gemischt mit 0,1 mg/ml (Fluoresceinisothiocyanat) FITC-Dextran, verschloss das Mikrogel den konvergierenden Mikrokanal.Region.ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) und Q = 2400 μm3/s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. Mikrogele werden im Rahmen einer dreistufigen Synthese (TBS) mit 0,1 mg/ml (Fluoreszenzmittel) nach FITC-Standard mit ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) und einem Wert abgesaugt Standort Q = 2400 mkm3/s Konische Mikrokanalgebiete. Mikrogele verstopften, als Tris-gepufferte Kochsalzlösung (TBS) mit 0,1 mg/ml (Fluoresceinisothiocyanat) FITC-Dextran bei ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) und einer Flussrate Q = 2400 µm3/s gemischt wurde. Konische Bereiche von Mikrokanälen.Die vordere Position Xf des Mikrogels bestimmt seinen Abstand vom anfänglichen Schrumpfungspunkt X0.Um die Lyse einzuleiten, wurde eine Lösung von fluoreszenzmarkiertem tPA in TBS aus einem Kanal injiziert, der orthogonal zur Längsachse des Hauptmikrokanals angeordnet war.
Als die tPA-Lösung das okklusale MM erreichte, verschwamm die hintere Kante des Mikrogels, was darauf hinweist, dass die Fibrinspaltung zum Zeitpunkt tlys = 0 begonnen hatte (Abb. 3d und ergänzende Abb. 18).Während der Fibrinolyse reichert sich farbstoffmarkiertes tPA im MM an und bindet an Fibrinstränge, was zu einem allmählichen Anstieg der Intensität der rosa Farbe der Mikrogele führt.Bei tlys = 60 min zieht sich das MM aufgrund der Auflösung seines hinteren Teils zusammen und die Position seiner Vorderkante Xf ändert sich kaum.Nach 160 Minuten kontrahierte das stark kontrahierte MM weiter und erfuhr bei tlys = 161 Minuten eine Kontraktion, wodurch der Flüssigkeitsfluss durch den Mikrokanal wiederhergestellt wurde (Abb. 3d und ergänzende Abb. 18, rechte Spalte).
Auf Abb.3e zeigt die durch Lyse vermittelte zeitabhängige Abnahme des Volumens V(tlys), normiert auf das Anfangsvolumen V0 unterschiedlich großer Fibrin-Mikrogele.CO mit D0 174, 199 oder 218 µm wurde in einen Mikrokanal mit ΔP 1200, 1800 bzw. 3000 Pa und Q = 1860 ± 70 µm3/s gegeben, um den Mikrokanal zu blockieren (Abb. 3e, Einschub).Ernährung.Die Mikrogele schrumpfen allmählich, bis sie klein genug sind, um durch die Kanäle zu gelangen.Eine Verringerung des kritischen CO-Volumens mit einem größeren Anfangsdurchmesser erfordert eine längere Lysezeit.Aufgrund des ähnlichen Flusses durch RMs unterschiedlicher Größe erfolgt die Spaltung mit der gleichen Geschwindigkeit, was zur Verdauung kleinerer Fraktionen größerer RMs und deren verzögerter Translokation führt.Auf Abb.3f zeigt die relative Verringerung von V(tlys)/V0 aufgrund der Aufspaltung für SM, MM und RM bei D0 = 197 ± 3 µm, aufgetragen als Funktion von tlys.Platzieren Sie für SM, MM und RM jedes Mikrogel in einem Mikrokanal mit ΔP 400, 750 oder 1800 Pa und Q 12300, 2400 oder 1860 µm3/s.Obwohl der auf das SM ausgeübte Druck 4,5-mal geringer war als der des RM, war der Fluss durch das SM aufgrund der höheren Permeabilität des SM mehr als sechsmal stärker und die Schrumpfung des Mikrogels verringerte sich von SM zu MM und RM .Beispielsweise löste sich SM bei tlys = 78 min größtenteils auf und verdrängte sich, während MM und PM weiterhin die Mikrokanäle verstopften, obwohl sie nur 16 % bzw. 20 % ihres ursprünglichen Volumens behielten.Diese Ergebnisse legen die Bedeutung der konvektionsvermittelten Lyse verengter Fasergele nahe und korrelieren mit Berichten über eine schnellere Verdauung von Blutgerinnseln mit geringerem Fibringehalt.
Somit demonstriert unsere Arbeit experimentell und theoretisch den Mechanismus, durch den filamentöse Gele auf biaxialen Einschluss reagieren.Das Verhalten von Fasergelen auf begrenztem Raum wird durch die starke Asymmetrie der Spannungsenergie der Filamente (weich bei Druck und hart bei Zug) und nur durch das Aspektverhältnis und die Krümmung der Filamente bestimmt.Diese Reaktion führt zu einer minimalen Dehnung der in engen Kapillaren enthaltenen faserigen Gele, wobei ihr biaxiales Poisson-Verhältnis mit zunehmender Kompression und weniger leichtem Bitdruck abnimmt.
Da die biaxiale Eindämmung weicher, verformbarer Partikel in einer Vielzahl von Technologien eingesetzt wird, stimulieren unsere Ergebnisse die Entwicklung neuer Fasermaterialien.Insbesondere die biaxiale Retention filamentöser Gele in engen Kapillaren oder Röhrchen führt zu deren starker Verdichtung und einem starken Rückgang der Permeabilität.Die starke Hemmung des Flüssigkeitsflusses durch okklusive Fasergele hat Vorteile, wenn sie als Pfropfen verwendet werden, um Blutungen zu verhindern oder die Blutversorgung bei bösartigen Erkrankungen zu verringern33,34,35.Andererseits gibt eine Verringerung des Flüssigkeitsflusses durch das okklusale Fibringel, wodurch die konvektiv vermittelte Thrombuslyse gehemmt wird, einen Hinweis auf die langsame Lyse okklusaler Gerinnsel [27, 36, 37].Unser Modellierungssystem ist der erste Schritt zum Verständnis der Auswirkungen der mechanischen Reaktion faseriger Biopolymer-Hydrogele auf die biaxiale Retention.Der Einbau von Blutzellen oder Blutplättchen in obstruktive Fibrin-Gele wird deren Restriktionsverhalten beeinflussen 38 und wird der nächste Schritt bei der Aufdeckung des Verhaltens komplexerer biologisch bedeutsamer Systeme sein.
Reagenzien, die zur Herstellung von Fibrin-Mikrogelen und zur Herstellung von MF-Geräten verwendet werden, werden in den Zusatzinformationen (Ergänzende Methoden, Abschnitte 2 und 4) beschrieben.Fibrin-Mikrogele wurden durch Emulgieren einer gemischten Lösung aus Fibrinogen, Tris-Puffer und Thrombin in einem flussfokussierenden MF-Gerät und anschließender Tröpfchengelierung hergestellt.Rinderfibrinogenlösung (60 mg/ml in TBS), Tris-Puffer und Rinderthrombinlösung (5 U/ml in 10 mM CaCl2-Lösung) wurden mit zwei unabhängig gesteuerten Spritzenpumpen (PhD 200 Harvard Apparatus PHD 2000 Syring Pump) verabreicht.um MF, USA zu blockieren).Die kontinuierliche F-Öl-Phase, die 1 Gew.-% Blockcopolymer PFPE-P(EO-PO)-PFPE enthielt, wurde mit einer dritten Spritzenpumpe in die MF-Einheit eingeführt.Im MF-Gerät gebildete Tröpfchen werden in einem 15-ml-Zentrifugenröhrchen mit F-Öl gesammelt.Legen Sie die Röhrchen 1 Stunde lang in ein Wasserbad bei 37 °C, um die Fibringelierung abzuschließen.FITC-markierte Fibrin-Mikrogele wurden durch Mischen von Rinderfibrinogen und FITC-markiertem Humanfibrinogen im Gewichtsverhältnis 33:1 hergestellt.Das Verfahren ist das gleiche wie bei der Herstellung von Fibrin-Mikrogelen.
Übertragen Sie die Mikrogele von Öl F auf TBS, indem Sie die Dispersion 2 Minuten lang bei 185 g zentrifugieren.Die ausgefällten Mikrogele wurden in Öl F dispergiert, gemischt mit 20 Gew.-% Perfluoroctylalkohol, dann in Hexan dispergiert, das 0,5 Gew.-% Span 80, Hexan, 0,1 Gew.-% Triton X in Wasser und TBS enthielt.Schließlich wurden die Mikrogele in TBS mit 0,01 Gew.-% Tween 20 dispergiert und vor den Experimenten etwa 1–2 Wochen lang bei 4 °C gelagert.
Die Herstellung des MF-Geräts wird in den Zusatzinformationen (Ergänzende Methoden, Abschnitt 5) beschrieben.In einem typischen Experiment wird der positive Wert von ΔP durch die relative Höhe der Reservoirs bestimmt, die vor und nach der MF-Vorrichtung zum Einbringen von Mikrogelen mit einem Durchmesser von 150 < D0 < 270 µm in die Mikrokanäle angeschlossen sind.Die ungestörte Größe der Mikrogele wurde durch deren Visualisierung im Makrokanal bestimmt.Das Mikrogel stoppt in einem konischen Bereich am Eingang der Verengung.Wenn die Spitze des vorderen Mikrogels 2 Minuten lang unverändert bleibt, verwenden Sie das MATLAB-Programm, um die Position des Mikrogels entlang der x-Achse zu bestimmen.Mit einem schrittweisen Anstieg von ΔP bewegt sich das Mikrogel entlang des keilförmigen Bereichs, bis es in die Verengung eintritt.Sobald das Mikrogel vollständig eingeführt und komprimiert ist, sinkt ΔP schnell auf Null, wodurch der Wasserstand zwischen den Reservoirs ausgeglichen wird und das geschlossene Mikrogel unter Kompression stationär bleibt.Die Länge des obstruktiven Mikrogels wurde 30 Minuten nach Aufhören der Verengung gemessen.
Bei Fibrinolyse-Experimenten dringen Lösungen von t-PA und FITC-markiertem Dextran in blockierte Mikrogele ein.Der Fluss jeder Flüssigkeit wurde mittels Einkanal-Fluoreszenzbildgebung überwacht.Mit AlexaFluor 633 markiertes TAP, das an Fibrinfasern gebunden ist und sich in komprimierten Fibrin-Mikrogelen ansammelt (TRITC-Kanal in ergänzender Abbildung 18).Die mit FITC markierte Dextranlösung bewegt sich ohne Anreicherung im Mikrogel.
Daten, die die Ergebnisse dieser Studie stützen, sind auf Anfrage bei den jeweiligen Autoren erhältlich.Rohe SEM-Bilder von Fibrin-Gelen, rohe TEM-Bilder von Fibrin-Gelen vor und nach der Inokulation sowie die wichtigsten Eingabedaten für die Abbildungen 1 und 2. 2 und 3 sind in der Rohdatendatei enthalten.Dieser Artikel enthält die Originaldaten.
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Zeitpunkt der Veröffentlichung: 23. Februar 2023