Terima kasih telah mengunjungi Nature.com.Anda menggunakan versi browser dengan dukungan CSS terbatas.Untuk pengalaman terbaik, kami menyarankan Anda menggunakan browser yang diperbarui (atau menonaktifkan Mode Kompatibilitas di Internet Explorer).Selain itu, untuk memastikan dukungan berkelanjutan, kami menampilkan situs tanpa gaya dan JavaScript.
Menampilkan carousel tiga slide sekaligus.Gunakan tombol Sebelumnya dan Berikutnya untuk berpindah melalui tiga slide sekaligus, atau gunakan tombol penggeser di akhir untuk berpindah melalui tiga slide sekaligus.
Keterbatasan hidrogel berserat pada kapiler yang sempit sangat penting dalam sistem biologis dan biomedis.Ketegangan dan kompresi uniaksial hidrogel berserat telah dipelajari secara luas, namun responnya terhadap retensi biaksial dalam kapiler masih belum diselidiki.Di sini, kami menunjukkan secara eksperimental dan teoritis bahwa gel berfilamen merespons secara kualitatif berbeda terhadap kendala dibandingkan gel rantai fleksibel karena asimetri dalam sifat mekanik dari filamen penyusunnya, yang lunak dalam kompresi dan kaku dalam ketegangan.Di bawah retensi yang kuat, gel berserat menunjukkan sedikit pemanjangan dan penurunan rasio Poisson biaksial menjadi nol tanpa gejala, menghasilkan pemadatan gel yang kuat dan permeasi cairan yang buruk melalui gel.Hasil ini menunjukkan resistensi trombus oklusif yang diregangkan terhadap lisis oleh agen terapeutik dan merangsang pengembangan embolisasi endovaskular yang efektif dari gel fibrosa untuk menghentikan perdarahan pembuluh darah atau menghambat suplai darah ke tumor.
Jaringan berserat adalah blok bangunan struktural dan fungsional dasar dari jaringan dan sel hidup.Aktin adalah komponen utama sitoskeleton1;fibrin adalah elemen kunci dalam penyembuhan luka dan pembentukan trombus2, dan kolagen, elastin, dan fibronektin adalah komponen matriks ekstraseluler di dunia hewan3.Jaringan biopolimer berserat yang dipulihkan telah menjadi bahan dengan aplikasi luas dalam rekayasa jaringan4.
Jaringan berfilamen mewakili kelas terpisah dari materi lunak biologis dengan sifat mekanik yang berbeda dari jaringan molekul fleksibel5.Beberapa dari sifat-sifat ini telah berevolusi dalam perjalanan evolusi untuk mengendalikan respons materi biologis terhadap deformasi6.Misalnya, jaringan fibrosa menunjukkan elastisitas linier pada strain kecil7,8 sedangkan pada strain besar menunjukkan peningkatan kekakuan9,10, sehingga menjaga integritas jaringan.Implikasi terhadap sifat mekanik lain dari gel berserat, seperti tegangan normal negatif sebagai respons terhadap regangan geser11,12, belum ditemukan.
Sifat mekanik hidrogel berserat semi-fleksibel telah dipelajari pada tegangan uniaksial13,14 dan kompresi8,15, namun kompresi biaksial yang diinduksi kebebasan dalam kapiler atau tabung sempit belum diteliti.Di sini kami melaporkan hasil eksperimen dan secara teoritis mengusulkan mekanisme perilaku hidrogel berserat di bawah retensi biaksial dalam saluran mikrofluida.
Mikrogel fibrin dengan berbagai rasio konsentrasi fibrinogen dan trombin dan diameter D0 berkisar antara 150 hingga 220 μm dihasilkan menggunakan pendekatan mikrofluida (Gambar Tambahan 1).Pada gambar.Gambar 1a menunjukkan gambar mikrogel berlabel fluorokrom yang diperoleh dengan menggunakan mikroskop fluoresensi confocal (CFM).Mikrogel berbentuk bola, memiliki polidispersitas kurang dari 5%, dan strukturnya seragam di seluruh skala yang diperiksa oleh CFM (Informasi Tambahan dan Film S1 dan S2).Ukuran pori rata-rata mikrogel (ditentukan dengan mengukur permeabilitas Darcy16) menurun dari 2280 menjadi 60 nm, kandungan fibrin meningkat dari 5,25 menjadi 37,9 mg/mL, dan konsentrasi trombin menurun masing-masing dari 2,56 menjadi 0,27 unit/mL.(Informasi tambahan).Beras.2), 3 dan tabel tambahan 1).Kekakuan mikrogel yang sesuai meningkat dari 0,85 menjadi 3,6 kPa (Gambar Tambahan 4).Sebagai contoh gel yang dibentuk dari rantai fleksibel, digunakan mikrogel agarosa dengan berbagai kekakuan.
Gambar mikroskop fluoresensi fluorescein isothiocyanate (FITC) berlabel PM tersuspensi dalam TBS.Skala batangnya 500 µm.b Gambar SEM SM (atas) dan RM (bawah).Bilah skala 500 nm.c Diagram skema saluran mikrofluida yang terdiri dari saluran besar (diameter dl) dan daerah berbentuk kerucut menyempit dengan sudut masuk α 15° dan diameter dc = 65 µm.d Kiri ke kanan: Gambar mikroskop optik RM (diameter D0) pada saluran besar, zona kerucut dan penyempitan (membatasi panjang gel Dz).Skala batangnya adalah 100 µm.e, f Gambar TEM dari RM (e) yang tidak terdeformasi dan RM yang tersumbat (f), difiksasi selama satu jam dengan penyempitan 1/λr = 2,7, diikuti dengan pelepasan dan fiksasi 5% massa.glutaraldehid di TBS.Diameter CO yang tidak terdeformasi adalah 176 μm.Bilah skala adalah 100 nm.
Kami fokus pada mikrogel fibrin dengan kekerasan 0,85, 1,87 dan 3,6 kPa (selanjutnya disebut sebagai mikrogel lunak (SM), mikrogel keras sedang (MM) dan mikrogel keras (RM).Kisaran kekakuan gel fibrin ini sama besarnya dengan pembekuan darah18,19 dan karenanya gel fibrin yang dipelajari dalam penelitian kami berhubungan langsung dengan sistem biologis nyata.Pada gambar.Gambar 1b menunjukkan gambar atas dan bawah struktur SM dan RM yang diperoleh masing-masing menggunakan mikroskop elektron pemindaian (SEM).Dibandingkan dengan struktur RM, jaringan SM dibentuk oleh serat yang lebih tebal dan titik cabang yang lebih sedikit, konsisten dengan laporan sebelumnya (Gambar Tambahan 5).Perbedaan struktur hidrogel berkorelasi dengan tren sifat-sifatnya: permeabilitas gel menurun dengan menurunnya ukuran pori dari SM ke MM dan RM (Tabel Tambahan 1), dan kekakuan gel berbalik.Tidak ada perubahan struktur mikrogel yang dicatat setelah penyimpanan pada suhu 4 ° C selama 30 hari (Gambar Tambahan 6).
Pada gambar.Gambar 1c menunjukkan diagram saluran mikrofluida dengan penampang melingkar yang berisi (dari kiri ke kanan): saluran besar dengan diameter dl di mana mikrogel tetap tidak berubah bentuk, bagian berbentuk kerucut dengan diameter menyempit dc < D0, kerucut bagian berbentuk dan saluran besar dengan diameter dl (Gambar Tambahan 7).Dalam percobaan yang khas, mikrogel disuntikkan ke saluran mikrofluida pada penurunan tekanan positif ΔP sebesar 0,2–16 kPa (Gambar Tambahan 8).Kisaran tekanan ini sesuai dengan tekanan darah yang signifikan secara biologis (120 mm Hg = 16 kPa)22.Pada gambar.1d (dari kiri ke kanan) menunjukkan gambar representatif RM di saluran besar, area berbentuk kerucut, dan penyempitan.Pergerakan dan bentuk mikrogel dicatat dan dianalisis menggunakan program MATLAB.Penting untuk dicatat bahwa di daerah yang meruncing dan menyempit, mikrogel berada dalam kontak yang sesuai dengan dinding saluran mikro (Gambar Tambahan 8).Derajat retensi radial mikrogel pada penyempitan D0/dc = 1/λr berada pada kisaran 2,4 ≤ 1/λr ≤ 4,2, dimana 1/λr adalah rasio kompresi.Mikrogel mengalami penyusutan ketika ΔP > ΔPtr, dimana ΔPtr adalah perbedaan tekanan translokasi.Panjang dan ukuran pori-pori mikrogel yang dibatasi secara biaksial ditentukan oleh keadaan kesetimbangannya, karena sangat penting untuk memperhitungkan viskoelastisitas gel dalam sistem biologis.Waktu kesetimbangan untuk mikrogel agarosa dan fibrin masing-masing adalah 10 menit dan 30 menit.Setelah interval waktu tersebut, mikrogel terbatas mencapai posisi dan bentuk stabil, yang ditangkap menggunakan kamera berkecepatan tinggi dan dianalisis menggunakan MATLAB.
Pada gambar.1e, 1f menunjukkan gambar mikroskop elektron transmisi (TEM) dari struktur RM yang tidak terdeformasi dan terbatas secara biaksial.Setelah kompresi RM, ukuran pori mikrogel menurun secara signifikan dan bentuknya menjadi anisotropik dengan ukuran lebih kecil pada arah kompresi, yang konsisten dengan laporan sebelumnya 23 .
Kompresi biaksial selama kontraksi menyebabkan mikrogel memanjang ke arah yang tidak terbatas dengan koefisien λz = \({D}_{{{{{{\rm{z}}}}}}}/\({D }_ { 0}\) , dimana \({D}_{{{{({\rm{z}}}}}}}}\) adalah panjang mikrogel yang tertutup. Gambar 2a menunjukkan perubahan λzvs .1/ λr Anehnya, pada kompresi kuat sebesar 2,4 ≤ 1/λr ≤ 4,2, mikrogel fibrin menunjukkan pemanjangan yang dapat diabaikan sebesar 1,12 +/- 0,03 λz, yang hanya sedikit dipengaruhi oleh nilai 1/λr. mikrogel agarosa terbatas, yang diamati bahkan pada kompresi yang lebih lemah 1/λr = 2,6 hingga perpanjangan yang lebih besar λz = 1,3.
a Eksperimen mikrogel Agarosa dengan modulus elastis yang berbeda (2,6 kPa, berlian terbuka hijau; 8,3 kPa, lingkaran terbuka coklat; 12,5 kPa, persegi terbuka oranye; 20,2 kPa, segitiga terbalik terbuka magenta) dan SM (merah solid) Perubahan perpanjangan terukur λz ( lingkaran), MM (kotak hitam pekat) dan RM (segitiga biru pekat).Garis padat menunjukkan λz yang diprediksi secara teoritis untuk agarosa (garis hijau) dan mikrogel fibrin (garis dan simbol dengan warna yang sama).b, c Panel atas: diagram skema rantai jaringan agarosa (b) dan fibrin (c) sebelum (kiri) dan setelah (kanan) kompresi biaksial.Bawah: Bentuk jaringan yang bersangkutan sebelum dan sesudah deformasi.Arah kompresi x dan y masing-masing ditunjukkan oleh panah magenta dan coklat.Pada gambar di atas, rantai jaringan yang berorientasi pada arah x dan y ditunjukkan dengan garis magenta dan coklat yang sesuai, dan rantai yang berorientasi pada arah z sembarang ditunjukkan dengan garis hijau.Pada gel fibrin (c), garis ungu dan coklat pada arah x dan y lebih menekuk dibandingkan pada keadaan tidak terdeformasi, dan garis hijau pada arah z menekuk dan meregang.Ketegangan antara arah kompresi dan tegangan disalurkan melalui benang dengan arah perantara.Pada gel agarosa, rantai ke segala arah menentukan tekanan osmotik, yang memberikan kontribusi signifikan terhadap deformasi gel.d Prediksi perubahan rasio biaksial Poisson, } }^{{{{\rm{eff}}}}}}} =-{{{{{\rm{ln}}}}}}{\lambda }_{ z}/{{{{{ {{ \rm{ln}}}}}}{\lambda }_{r}\ ), untuk kompresi ekubiaksial gel agarosa (garis hijau) dan fibrin (garis merah).Sisipan menunjukkan deformasi biaksial gel.e Perubahan tekanan translokasi ΔPtr, dinormalisasi menjadi kekakuan gel S, diplot sebagai fungsi rasio kompresi untuk mikrogel agarosa dan fibrin.Warna simbol sesuai dengan warna pada (a).Garis hijau dan merah menggambarkan hubungan teoritis antara ΔPtr/S dan 1/λr masing-masing untuk gel agarosa dan fibrin.Bagian putus-putus pada garis merah menunjukkan peningkatan ΔPtr pada kompresi kuat akibat interaksi antar serat.
Perbedaan ini dikaitkan dengan mekanisme deformasi jaringan mikrogel fibrin dan agarosa yang berbeda, yang masing-masing terdiri dari benang fleksibel dan kaku.Kompresi biaksial gel fleksibel menyebabkan penurunan volumenya dan peningkatan konsentrasi serta tekanan osmotik, yang menyebabkan pemanjangan gel ke arah yang tidak terbatas.Perpanjangan akhir gel bergantung pada keseimbangan peningkatan energi bebas entropik rantai yang diregangkan dan penurunan energi bebas osmosis karena rendahnya konsentrasi polimer dalam gel yang diregangkan.Di bawah kompresi biaksial yang kuat, pemanjangan gel meningkat dengan λz ≈ 0,6 \({{\lambda}_{{{\rm{r}}}}^{-2/3}}\) (lihat Gambar 2a di pembahasan bagian 5.3.3).Perubahan konformasi dalam rantai fleksibel dan bentuk jaringan terkait sebelum dan sesudah retensi biaksial ditunjukkan pada Gambar.2b.
Sebaliknya, gel berserat seperti fibrin secara inheren memberikan respons yang berbeda terhadap retensi biaksial.Filamen yang sebagian besar berorientasi sejajar dengan arah kompresi melentur (sehingga mengurangi jarak antara ikatan silang), sedangkan filamen yang sebagian besar tegak lurus terhadap arah kompresi menjadi lurus dan meregang di bawah aksi gaya elastis, menyebabkan gel memanjang ( Gambar 1).2c) Struktur SM, MM dan RM yang tidak terdeformasi dikarakterisasi dengan menganalisis gambar SEM dan CFM (Bagian Diskusi Tambahan IV dan Gambar Tambahan 9).Dengan menentukan modulus elastisitas (E), diameter (d), panjang profil (R0), jarak antar ujung (L0 ≈ R0) dan sudut pusat (ψ0) untaian dalam mikrogel fibrin yang tidak terdeformasi (Tabel Tambahan 2) – 4), kita menemukan bahwa modulus pembengkokan benang \({k}_{{{{{{\rm{b))))))))}=\frac{9\pi E{d}^{4} } {4 {\psi } _{0}^{2}{L}_{0}}\) jauh lebih kecil daripada modulus tariknya\({k}_{{{{{{{\rm{s}}} } }} }}=E\frac{\pi {d}^{2}{R}_{0}}{4}\), jadi kb/ks ≈ 0,1 (Tabel Tambahan 4).Jadi, dalam kondisi retensi gel biaksial, untaian fibrin mudah ditekuk, namun menolak peregangan.Perpanjangan jaringan filamen yang mengalami kompresi biaksial ditunjukkan pada Gambar Tambahan 17.
Kami mengembangkan model affine teoritis (Diskusi Tambahan Bagian V dan Gambar Tambahan 10-16) di mana pemanjangan gel berserat ditentukan dari keseimbangan lokal gaya elastis yang bekerja dalam gel dan memperkirakan bahwa dalam regangan biaksial yang kuat λz - 1 di bawah batasan
Persamaan (1) menunjukkan bahwa bahkan di bawah kompresi kuat (\({\lambda }_{{{\mbox{r))))\,\to \,0\)) terdapat sedikit ekspansi gel dan deformasi elongasi selanjutnya pada saturasi λz–1 = 0,15 ± 0,05.Perilaku ini terkait dengan (i) \({\left({k}_{{{{({\rm{b}}}}}}}}}/{k}_{{{{{{\rm { s }}}}}}}\kanan)}^{1/2}\) ≈ 0,15−0,4 dan (ii) suku dalam tanda kurung siku mendekati \(1{{\mbox{/}}} \sqrt secara asimtotik { 3 }\) untuk ikatan biaksial yang kuat. Penting untuk dicatat bahwa prefaktor \({\left({k}_{({\mbox{b))))/{k}_{({\mbox{ s))))\right)}^{1/ 2 }\) tidak ada hubungannya dengan kekakuan ulir E, namun hanya ditentukan oleh rasio aspek ulir d/L0 dan sudut pusat busur ψ0, yang mirip dengan SM, MM dan RM (Tabel Tambahan 4).
Untuk lebih menyoroti perbedaan regangan yang diinduksi kebebasan antara gel fleksibel dan berfilamen, kami memperkenalkan rasio Poisson biaksial \({\nu }_{{({\rm{b))))))) }{{\ mbox { =}}}\,\mathop{{\lim}}\limits_{{\lambda}_{{{{({\rm{r}}}}}}}\ke 1}\ frac{{\ lambda } _{ {{{{\rm{z}}}}}}-1}{1-{\lambda }_{{({\rm{r}}}}}}}}}, \) menggambarkan suatu tak terbatas orientasi regangan gel sebagai respons terhadap regangan yang sama dalam dua arah radial, dan memperluasnya ke regangan seragam besar \ rm{b }}}}}}}}^{{{{\rm{eff}}}}}}} }}=-{{{{\rm{ln}}}}}}} }{ \lambda } _{z} /{{{({\rm{ln)))))))}{\lambda }_{{{({\rm{r)))))))))}\) .Pada gambar.Pertunjukan 2d \({{{{{{\rm{\nu }}}}}}}_{{({\rm{b}}}}}}}}^{{{{\rm { eff }}}}}}}\) untuk kompresi biaksial seragam dari gel fleksibel (seperti agarosa) dan kaku (seperti fibrin) (Diskusi tambahan, Bagian 5.3.4), dan menyoroti hubungan antara perbedaan kuat dalam respons terhadap kurungan. Untuk gel agarosa dengan pembatasan yang kuat {\rm{eff}}}}}}}}\) meningkat hingga nilai asimtotik 2/3, dan untuk gel fibrin menurun menjadi nol, karena lnλz/lnλr → 0, karena λz meningkat seiring dengan peningkatan saturasi ketika λr meningkat.Perhatikan bahwa dalam percobaan, mikrogel bola tertutup berubah bentuk secara tidak homogen, dan bagian tengahnya mengalami kompresi yang lebih kuat;namun, ekstrapolasi ke nilai 1/λr yang besar memungkinkan untuk membandingkan eksperimen dengan teori untuk gel yang terdeformasi seragam.
Perbedaan lain dalam perilaku gel rantai fleksibel dan gel berfilamen ditemukan karena pergerakannya saat berkontraksi.Tekanan translokasi ΔPtr, dinormalisasi menjadi kekakuan gel S, meningkat dengan meningkatnya kompresi (Gbr. 2e), tetapi pada 2,0 ≤ 1/λr ≤ 3,5, mikrogel fibrin menunjukkan nilai ΔPtr/S yang jauh lebih rendah selama penyusutan.Retensi mikrogel agarosa menyebabkan peningkatan tekanan osmotik, yang menyebabkan peregangan gel dalam arah memanjang saat molekul polimer diregangkan (Gbr. 2b, kiri) dan peningkatan tekanan translokasi sebesar ΔPtr/S ~( 1/λr)14/317.Sebaliknya, bentuk mikrogel fibrin tertutup ditentukan oleh keseimbangan energi benang kompresi radial dan tegangan longitudinal, yang mengarah pada deformasi longitudinal maksimum λz ~\(\sqrt{{k}_{{{ {{ { \rm{ b)))))))} /{k}_{{{{{{{\rm{s}}}}}}}}}\).Untuk 1/λr ≫ 1, perubahan tekanan translokasi berskala 1 }{{{({\rm{ln))))))\left({{\lambda }}_{{{{{{\rm {r} }}}}}}}^{{-} 1} \kanan)\) (Diskusi Tambahan, Bagian 5.4), seperti yang ditunjukkan oleh garis merah solid pada Gambar 2e.Dengan demikian, ΔPtr tidak terlalu dibatasi dibandingkan pada gel agarosa.Untuk kompresi dengan 1/λr > 3,5, peningkatan signifikan dalam fraksi volume filamen dan interaksi filamen tetangga membatasi deformasi gel lebih lanjut dan menyebabkan penyimpangan hasil eksperimen dari prediksi (garis titik-titik merah pada Gambar 2e).Kami menyimpulkan bahwa untuk 1/λr dan Δ\({P}_{{{{{{{\rm{tr}}}}}}}_{{{\rm{fibrin}}} )) yang sama } }}}\) < ΔP < Δ\({P}_{{{{{{{\rm{tr))))))}}}_{{{{\rm{agarose}} }} } } } }}\) gel agarosa akan ditangkap oleh microchannel, dan gel fibrin dengan kekakuan yang sama akan melewatinya.Untuk ΔP < Δ\({P}_{{{{{{\rm{tr))))))))_{{{{\rm{fibrin)))))))))}\ ), Dua Kedua gel akan menyumbat saluran, namun gel fibrin akan mendorong lebih dalam dan menekan lebih efektif, menghalangi aliran cairan lebih efektif.Hasil yang ditunjukkan pada Gambar 2 menunjukkan bahwa gel berserat dapat berfungsi sebagai sumbat yang efektif untuk mengurangi perdarahan atau menghambat suplai darah ke tumor.
Di sisi lain, fibrin membentuk perancah bekuan darah yang menyebabkan tromboemboli, suatu kondisi patologis di mana trombus menyumbat pembuluh darah pada ΔP < ΔPtr, seperti pada beberapa jenis stroke iskemik (Gambar 3a).Pemanjangan mikrogel fibrin yang diinduksi oleh pembatasan yang lebih lemah menghasilkan peningkatan yang lebih kuat dalam konsentrasi fibrin dari fibrinogen C/C dibandingkan dengan gel rantai fleksibel, di mana fibrinogen C dan C masing-masing adalah mikrogel yang dibatasi dan mikrogel yang tidak terdeformasi.Konsentrasi polimer dalam gel.Gambar 3b menunjukkan bahwa fibrinogen C/C pada SM, MM, dan RM meningkat lebih dari tujuh kali lipat pada 1/λr ≈ 4.0, didorong oleh pembatasan dan dehidrasi (Gambar Tambahan 16).
Ilustrasi skema oklusi arteri serebral tengah di otak.b Peningkatan relatif konsentrasi fibrin yang dimediasi restriksi pada SM obstruktif (lingkaran merah solid), MM (kotak hitam solid), dan RM (segitiga biru solid).c Desain eksperimental digunakan untuk mempelajari pembelahan gel fibrin terbatas.Larutan tPA berlabel fluoresen dalam TBS disuntikkan pada laju aliran 5,6 × 107 µm3/s dan penurunan tekanan tambahan sebesar 0,7 Pa untuk saluran yang terletak tegak lurus terhadap sumbu panjang saluran mikro utama.d Kumpulan gambar mikroskopis multisaluran MM obstruktif (D0 = 200 µm) pada Xf = 28 µm, ΔP = 700 Pa dan selama pemisahan.Garis putus-putus vertikal menunjukkan posisi awal tepi posterior dan anterior MM pada tlys = 0. Warna hijau dan merah muda masing-masing sesuai dengan FITC-dextran (70 kDa) dan tPA berlabel AlexaFluor633.e Volume relatif RM tersumbat yang bervariasi terhadap waktu dengan D0 masing-masing 174 µm (segitiga terbuka biru), 199 µm (segitiga terbuka biru), dan 218 µm (segitiga terbuka biru), dalam saluran mikro berbentuk kerucut dengan Xf = 28 ± 1 mikron.bagian tersebut masing-masing memiliki ΔP 1200, 1800, dan 3000 Pa, dan Q = 1860 ± 70 µm3/s.Sisipan menunjukkan RM (D0 = 218 µm) menyambungkan saluran mikro.f Variasi waktu volume relatif SM, MM atau RM ditempatkan pada Xf = 32 ± 12 µm, pada ΔP 400, 750 dan 1800 Pa dan ΔP 12300 Pa dan Q 12300 di daerah kerucut saluran mikro, masing-masing 2400 dan 1860 µm3 /S.Xf mewakili posisi depan mikrogel dan menentukan jaraknya dari awal penyusutan.V(tlys) dan V0 masing-masing adalah volume sementara mikrogel yang terlisis dan volume mikrogel yang tidak terganggu.Warna karakter sesuai dengan warna pada b.Panah hitam di e, f berhubungan dengan momen terakhir sebelum mikrogel melewati saluran mikro.Bilah skala di d, e adalah 100 µm.
Untuk menyelidiki efek pembatasan pada pengurangan aliran cairan pada gel fibrin obstruktif, kami mempelajari lisis SM, MM, dan RM yang diinfiltrasi dengan aktivator plasminogen jaringan agen trombolitik (tPA).Gambar 3c menunjukkan desain eksperimen yang digunakan untuk eksperimen lisis. Pada ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) dan laju aliran, Q = 2400 μm3/s, dari Tris-buffered saline (TBS) dicampur dengan 0,1 mg/mL (fluorescein isothiocyanate) FITC-Dextran, mikrogel menyumbat saluran mikro yang meruncing wilayah. Pada ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) dan laju aliran, Q = 2400 μm3/s, dari Tris-buffered saline (TBS) dicampur dengan 0,1 mg/mL (fluorescein isothiocyanate) FITC-Dextran, mikrogel menyumbat saluran mikro yang meruncing wilayah. 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. Pada ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) dan laju aliran, Q = 2400 µm3/s, dari Tris buffered saline (TBS) dicampur dengan 0,1 mg/mL (fluorescein isothiocyanate) FITC-dextran, mikrogel menutup saluran mikro yang konvergen.wilayah.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。 Mikrokontroler dengan kapasitas yang sama (TBS) dengan 0,1 mg/ml (флуоресцеиниз отиоцианат) FITC-декстрана при ΔP = 700 Па (<ΔPtr) и скорости потока Q = 2400 мкм3/с Конические области микроканалов. Mikrogel terpasang ketika Tris buffered saline (TBS) dicampur dengan 0,1mg/mL (fluorescein isothiocyanate) FITC-dekstran pada ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) dan laju aliran Q = 2400 µm3/s Daerah kerucut pada saluran mikro.Posisi maju Xf mikrogel menentukan jaraknya dari titik penyusutan awal X0.Untuk menginduksi lisis, larutan tPA berlabel fluoresensi di TBS disuntikkan dari saluran yang terletak secara ortogonal ke sumbu panjang saluran mikro utama.
Ketika larutan tPA mencapai MM oklusal, tepi posterior mikrogel menjadi kabur, menunjukkan bahwa pembelahan fibrin telah dimulai pada waktu tlys = 0 (Gambar 3d dan Gambar Tambahan 18).Selama fibrinolisis, tPA berlabel pewarna terakumulasi di dalam MM dan berikatan dengan untaian fibrin, yang menyebabkan peningkatan bertahap dalam intensitas warna merah muda mikrogel.Pada tlys = 60 menit, MM berkontraksi karena larutnya bagian belakangnya, dan posisi ujung depannya Xf sedikit berubah.Setelah 160 menit, MM yang berkontraksi kuat terus berkontraksi, dan pada tlys = 161 menit, MM mengalami kontraksi, sehingga memulihkan aliran cairan melalui saluran mikro (Gambar 3d dan Gambar Tambahan 18, kolom kanan).
Pada gambar.Gambar 3e menunjukkan penurunan volume V(tlys) yang bergantung pada waktu dan dimediasi oleh lisis yang dinormalisasi ke volume awal V0 dari mikrogel fibrin dengan ukuran berbeda.CO dengan D0 174, 199, atau 218 µm ditempatkan ke dalam saluran mikro dengan ΔP 1200, 1800, atau 3000 Pa, masing-masing, dan Q = 1860 ± 70 µm3/s untuk memblokir saluran mikro (Gbr. 3e, inset).nutrisi.Mikrogel secara bertahap menyusut hingga cukup kecil untuk melewati saluran.Penurunan volume kritis CO dengan diameter awal yang lebih besar memerlukan waktu lisis yang lebih lama.Karena aliran serupa melalui RM dengan ukuran berbeda, pembelahan terjadi pada kecepatan yang sama, sehingga terjadi pencernaan fraksi kecil dari RM yang lebih besar dan translokasinya tertunda.Pada gambar.Gambar 3f menunjukkan reduksi relatif pada V(tlys)/V0 akibat pemisahan SM, MM, dan RM pada D0 = 197 ± 3 µm yang diplot sebagai fungsi dari tlys.Untuk SM, MM dan RM, tempatkan masing-masing mikrogel dalam saluran mikro dengan ΔP 400, 750 atau 1800 Pa dan Q 12300, 2400 atau 1860 µm3/s.Meskipun tekanan yang diterapkan pada SM 4,5 kali lebih rendah dibandingkan RM, aliran melalui SM lebih dari enam kali lebih kuat karena permeabilitas SM lebih tinggi, dan penyusutan mikrogel menurun dari SM ke MM dan RM .Misalnya, pada tlys = 78 menit, sebagian besar SM larut dan terlantar, sementara MM dan PM terus menyumbat saluran mikro, meskipun masing-masing hanya mempertahankan 16% dan 20% dari volume aslinya.Hasil ini menunjukkan pentingnya lisis gel berserat yang dimediasi konveksi dan berkorelasi dengan laporan pencernaan bekuan yang lebih cepat dengan kandungan fibrin yang lebih rendah.
Dengan demikian, pekerjaan kami menunjukkan secara eksperimental dan teoritis mekanisme dimana gel berfilamen merespons pengurungan biaksial.Perilaku gel berserat dalam ruang terbatas ditentukan oleh asimetri yang kuat dari energi regangan filamen (lunak dalam kompresi dan keras dalam tarikan) dan hanya oleh rasio aspek dan kelengkungan filamen.Reaksi ini menghasilkan pemanjangan minimal gel berserat yang terdapat dalam kapiler sempit, rasio Poisson biaksialnya menurun dengan meningkatnya kompresi dan tekanan bit yang lebih ringan.
Karena penahanan biaksial partikel lunak yang dapat dideformasi digunakan dalam berbagai teknologi, hasil kami merangsang pengembangan bahan berserat baru.Secara khusus, retensi biaksial gel berfilamen dalam kapiler atau tabung sempit menyebabkan pemadatan yang kuat dan penurunan permeabilitas yang tajam.Penghambatan kuat aliran cairan melalui gel fibrosa oklusif memiliki keuntungan bila digunakan sebagai sumbat untuk mencegah perdarahan atau mengurangi suplai darah ke penyakit ganas33,34,35.Di sisi lain, penurunan aliran cairan melalui gel fibrin oklusal, sehingga menghambat lisis trombus yang dimediasi konvektif, memberikan indikasi lisis lambat bekuan oklusal [27, 36, 37].Sistem pemodelan kami adalah langkah pertama untuk memahami implikasi respons mekanis hidrogel biopolimer berserat terhadap retensi biaksial.Memasukkan sel darah atau trombosit ke dalam gel fibrin obstruktif akan mempengaruhi perilaku restriksinya 38 dan akan menjadi langkah selanjutnya dalam mengungkap perilaku sistem biologis yang signifikan dan lebih kompleks.
Reagen yang digunakan untuk menyiapkan mikrogel fibrin dan membuat perangkat MF dijelaskan dalam Informasi Tambahan (Metode Tambahan Bagian 2 dan 4).Mikrogel fibrin dibuat dengan mengemulsi larutan campuran fibrinogen, buffer Tris dan trombin dalam perangkat MF pemfokusan aliran, diikuti dengan gelasi tetesan.Larutan bovine fibrinogen (60 mg/ml dalam TBS), buffer Tris dan larutan bovine trombin (5 U/ml dalam larutan 10 mM CaCl2) diberikan menggunakan dua pompa suntik yang dikontrol secara independen (PhD 200 Harvard Apparatus PHD 2000 Syring Pump).untuk memblokir MF, AS).Fase kontinyu F-oil yang mengandung 1% berat kopolimer blok PFPE-P(EO-PO)-PFPE, dimasukkan ke dalam unit MF menggunakan pompa jarum suntik ketiga.Tetesan yang terbentuk pada alat MF dikumpulkan dalam tabung centrifuge 15 ml yang berisi F-oil.Tempatkan tabung dalam penangas air pada suhu 37 °C selama 1 jam untuk menyelesaikan gelasi fibrin.Mikrogel fibrin berlabel FITC dibuat dengan mencampurkan fibrinogen sapi dan fibrinogen manusia berlabel FITC dengan perbandingan berat masing-masing 33:1.Prosedurnya sama dengan pembuatan mikrogel fibrin.
Pindahkan mikrogel dari minyak F ke TBS dengan menyentrifugasi dispersi pada 185 g selama 2 menit.Mikrogel yang diendapkan didispersikan dalam minyak F dicampur dengan 20% berat perfluorooktil alkohol, kemudian didispersikan dalam heksana yang mengandung 0,5% berat Span 80, heksana, 0,1% berat Triton X dalam air dan TBS.Akhirnya, mikrogel didispersikan dalam TBS yang mengandung 0,01% berat Tween 20 dan disimpan pada suhu 4°C selama kurang lebih 1-2 minggu sebelum percobaan.
Pembuatan perangkat MF dijelaskan dalam Informasi Tambahan (Metode Tambahan Bagian 5).Dalam percobaan biasa, nilai positif ΔP ditentukan oleh ketinggian relatif reservoir yang terhubung sebelum dan sesudah perangkat MF untuk memasukkan mikrogel dengan diameter 150 < D0 < 270 µm ke dalam saluran mikro.Ukuran mikrogel yang tidak terganggu ditentukan dengan memvisualisasikannya dalam saluran makro.Mikrogel berhenti di area berbentuk kerucut di pintu masuk penyempitan.Ketika ujung mikrogel anterior tidak berubah selama 2 menit, gunakan program MATLAB untuk menentukan posisi mikrogel sepanjang sumbu x.Dengan peningkatan ΔP secara bertahap, mikrogel bergerak sepanjang daerah berbentuk baji hingga memasuki penyempitan.Setelah mikrogel dimasukkan sepenuhnya dan dikompresi, ΔP dengan cepat turun ke nol, menyeimbangkan ketinggian air di antara reservoir, dan mikrogel yang tertutup tetap diam di bawah kompresi.Panjang mikrogel obstruktif diukur 30 menit setelah penyempitan berhenti.
Selama percobaan fibrinolisis, larutan dekstran berlabel t-PA dan FITC menembus mikrogel yang tersumbat.Aliran setiap cairan dipantau menggunakan pencitraan fluoresensi saluran tunggal.TAP berlabel AlexaFluor 633 melekat pada serat fibrin dan terakumulasi di dalam mikrogel fibrin terkompresi (saluran TRITC pada Gambar Tambahan 18).Larutan dekstran berlabel FITC bergerak tanpa terakumulasi dalam mikrogel.
Data yang mendukung hasil penelitian ini tersedia dari masing-masing penulis berdasarkan permintaan.Gambar SEM mentah gel fibrin, gambar TEM mentah gel fibrin sebelum dan sesudah inokulasi, dan data masukan utama untuk Gambar 1 dan 2. 2 dan 3 disediakan dalam file data mentah.Artikel ini memberikan data asli.
Litvinov RI, Peters M., de Lange-Loots Z. dan Weisel JV fibrinogen dan fibrin.Dalam Kompleks Protein Makromolekul III: Struktur dan Fungsi (ed. Harris, JR dan Marles-Wright, J.) 471-501 https://doi.org/10.1007/978-3-030-58971-4_15 ( Springer dan Cham, 2021).
Bosman FT dan Stamenkovich I. Struktur fungsional dan komposisi matriks ekstraseluler.J.Pasol.200, 423–428 (2003).
Pangeran E. dan Kumacheva E. Desain dan penerapan hidrogel serat biomimetik buatan.Nasional Matt Merah.4, 99–115 (2019).
Broedersz, CP & Mackintosh, FC Pemodelan jaringan polimer semi-fleksibel.Mod Imam.fisika.86, 995–1036 (2014).
Khatami-Marbini, H. dan Piku, KR Pemodelan mekanis jaringan biopolimer semi-fleksibel: deformasi non-affine dan adanya ketergantungan jangka panjang.Dalam Kemajuan Mekanika Materi Lunak 119–145 (Springer, Berlin, Heidelberg, 2012).
Vader D, Kabla A, Weitz D, dan Mahadevan L. Penyelarasan gel kolagen yang disebabkan oleh stres.PLoS Satu 4, e5902 (2009).
Storm S., Pastore JJ, McKintosh FS, Lubensky TS, dan Gianmi PA Elastisitas nonlinier biogel.Alam 435, 191–194 (2005).
Likup, AJ Stres mengontrol mekanisme jaringan kolagen.proses.Akademi Sains Nasional.ilmu.AS 112, 9573–9578 (2015).
Janmi, PA, dkk.Stres normal negatif pada gel biopolimer semi-fleksibel.Almamater nasional.6, 48–51 (2007).
Kang, H. dkk.Elastisitas nonlinier jaringan serat kaku: pengerasan regangan, tegangan normal negatif, dan penyelarasan serat dalam gel fibrin.J.Fisika.Bahan kimia.V.113, 3799–3805 (2009).
Gardel, ML dkk.Perilaku elastis jaringan aktin yang terhubung silang dan terikat.Sains 304, 1301–1305 (2004).
Sharma, A. dkk.Mekanika nonlinier jaringan serat optik yang dikontrol regangan dengan kontrol kritis.Fisika nasional.12, 584–587 (2016).
Wahabi, M.dkk.Elastisitas jaringan serat di bawah pratekan uniaksial.Materi Lunak 12, 5050–5060 (2016).
Wufsus, AR, Macera, NE & Neeves, KB Permeabilitas hidrolik bekuan darah sebagai fungsi kepadatan fibrin dan trombosit.biofisika.Jurnal 104, 1812–1823 (2013).
Li, Y. dkk.Perilaku serbaguna hidrogel dibatasi oleh kapiler yang sempit.ilmu.Rumah 5, 17017 (2015).
Liu, X., Li, N. & Wen, C. Pengaruh heterogenitas patologis pada elastografi gelombang geser pada pementasan trombosis vena dalam.PLoS Satu 12, e0179103 (2017).
Mfoumou, E., Tripette, J., Blostein, M. & Cloutier, G. Kuantifikasi in vivo dari indurasi bekuan darah yang bergantung pada waktu menggunakan pencitraan ultrasound gelombang geser dalam model trombosis vena kelinci.trombus.tangki penyimpanan.133, 265–271 (2014).
Weisel, JW & Nagaswami, C. Simulasi komputer dinamika polimerisasi fibrin dalam kaitannya dengan mikroskop elektron dan pengamatan kekeruhan: struktur dan perakitan bekuan dikontrol secara kinetik.biofisika.Jurnal 63, 111–128 (1992).
Ryan, EA, Mokros, LF, Weisel, JW dan Lorand, L. Asal struktural reologi bekuan fibrin.biofisika.J.77, 2813–2826 (1999).
Waktu posting: 23 Februari-2023