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繊維状ヒドロゲルを狭い毛細管に限定することは、生物学的および生物医学的システムにおいて非常に重要です。繊維状ヒドロゲルの張力と一軸圧縮は広く研究されていますが、毛細管内の二軸保持に対する反応は未解明のままです。今回、我々は、構成フィラメントの機械的性質（圧縮時には柔らかく、引張時には硬い）の非対称性により、フィラメント状ゲルは柔軟な鎖状ゲルとは定性的に拘束に対して異なる応答をすることを実験的および理論的に実証する。強力な保持下では、繊維状ゲルはほとんど伸びを示さず、二軸ポアソン比がゼロに漸近的に減少するため、ゲルの圧縮が強くなり、ゲルへの液体の浸透が低下します。これらの結果は、伸長した閉塞性血栓が治療薬による溶解に抵抗し、血管出血を止めたり腫瘍の血液供給を阻害したりするための繊維状ゲルからの効果的な血管内塞栓術の発達を刺激することを示している。
線維ネットワークは、組織および生細胞の基本的な構造および機能の構成要素です。アクチンは細胞骨格の主要成分です1。フィブリンは創傷治癒と血栓形成における重要な要素であり 2、コラーゲン、エラスチン、フィブロネクチンは動物界の細胞外マトリックスの成分です 3。回収された繊維状生体高分子のネットワークは、組織工学において幅広い用途を持つ材料となっています4。
繊維状ネットワークは、柔軟な分子ネットワークとは異なる機械的特性を持つ別のクラスの生物学的ソフトマターを表します5。これらの特性の一部は、変形に対する生物物質の反応を制御するために進化の過程で進化してきました6。たとえば、繊維ネットワークは小さなひずみでは線形弾性を示します 7,8 が、大きなひずみでは増加した剛性を示し 9,10 、それによって組織の完全性を維持します。せん断ひずみに応じた負の垂直応力など、繊維状ゲルの他の機械的特性への影響はまだ発見されていません。
半柔軟な繊維状ヒドロゲルの機械的特性は、一軸張力 13,14 および圧縮 8,15 の下で研究されていますが、狭い毛細管またはチューブ内での自由によって誘発される二軸圧縮については研究されていません。今回我々は実験結果を報告し、マイクロ流体チャネルにおける二軸保持下での繊維状ヒドロゲルの挙動の機構を理論的に提案する。
フィブリノーゲンとトロンビンの濃度のさまざまな比率と 150 から 220 μm の範囲の D0 直径を持つフィブリン ミクロゲルは、マイクロ流体アプローチを使用して生成されました (補足図 1)。図上。図１ａは、共焦点蛍光顕微鏡法（ＣＦＭ）を使用して得られた蛍光色素標識ミクロゲルの画像を示す。ミクロゲルは球状で、多分散性が 5% 未満で、CFM (補足情報およびムービー S1 および S2) で検査したスケール全体で構造が均一です。ミクロゲルの平均細孔径（ダルシー透過性の測定によって決定16）は 2280 nm から 60 nm に減少し、フィブリン含有量は 5.25 から 37.9 mg/mL に増加し、トロンビン濃度は 2.56 単位/mL から 0.27 単位/mL に減少しました。（追加情報）。米。2)、3)および補足表1)。対応するミクロゲルの剛性は 0.85 kPa から 3.6 kPa に増加します (補足図 4)。柔軟な鎖から形成されるゲルの例として、さまざまな剛性のアガロース ミクロゲルが使用されます。
TBS に懸濁したフルオレセイン イソチオシアネート (FITC) 標識 PM の蛍光顕微鏡画像。バースケールは500μmです。b SM (上) と RM (下) の SEM 画像。スケールバーは500nm。c 大きなチャネル（直径dl）と、入射角αが15°、直径がdc = 65μmの狭い円錐形の領域で構成されるマイクロ流体チャネルの概略図。d 左から右：大きなチャネル、円錐ゾーン、および狭窄部（制限ゲル長さ Dz）内の RM（直径 D0）の光学顕微鏡画像。バースケールは100μmです。e、f 収縮1/λr = 2.7で1時間固定し、その後質量の5％を解放して固定した、変形していないRM（e）と閉塞したRM（f）のTEM画像。TBS中のグルタルアルデヒド。変形していない CO の直径は 176 μm です。スケールバーは100nmです。
我々は、硬度が0.85、1.87、および3.6 kPaのフィブリンミクロゲル（以下、それぞれソフトミクロゲル（SM）、中硬ミクロゲル（MM）、およびハードミクロゲル（RM）と呼びます）に焦点を当てました。このフィブリンゲルの剛性の範囲は、血栓の場合と同程度であるため 18,19 、したがって、私たちの研究で研究されたフィブリンゲルは実際の生物学的システムに直接関係しています。図上。図１ｂは、走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）を使用して得られたＳＭ構造とＲＭ構造の上面画像と下面画像をそれぞれ示す。RM構造と比較して、SMネットワークはより太い繊維とより少ない分岐点によって形成されており、以前のレポート20、21と一致しています（補足図5）。ヒドロゲルの構造の違いは、その特性の傾向と相関しています。ゲルの透過性は、細孔サイズが SM から MM および RM に減少するにつれて減少し (補足表 1)、ゲルの剛性は逆転します。4℃で30日間保存した後でも、ミクロゲル構造の変化は認められませんでした（補足図6）。
図上。図１ｃは、（左から右へ）以下を含む円形断面を有するマイクロ流体チャネルの図を示す：ミクロゲルが変形しないままである直径ｄ１の大きなチャネル、直径が狭くなっている円錐形の部分、ｄｃ＜Ｄ０、円錐の形のセクションと直径dlの大きなチャネル（補足図7）。典型的な実験では、マイクロゲルは、0.2〜16 kPaの正の圧力降下ΔPでマイクロ流体チャネルに注入されました（補足図8）。この圧力範囲は、生物学的に有意な血圧 (120 mm Hg = 16 kPa) に相当します22。図上。1d（左から右）は、大きなチャネル、円錐領域、および狭窄におけるRMの代表的な画像を示しています。ミクロゲルの動きと形状を記録し、MATLAB プログラムを使用して分析しました。先細の領域とくびれでは、マイクロゲルがマイクロチャネルの壁と等角接触していることに注意することが重要です（補足図8）。狭くなったときのミクロゲルの半径方向の保持度 D0/dc = 1/λr は、2.4 ≤ 1/λr ≤ 4.2 の範囲にあります。ここで、1/λr は圧縮率です。ミクロゲルは、ΔP > ΔPtr の場合に収縮します。ここで、ΔPtr は転座圧力差です。生体系におけるゲルの粘弾性を考慮することが非常に重要であるため、二軸拘束されたミクロゲルの細孔の長さとサイズは平衡状態によって決まります。アガロースおよびフィブリンミクロゲルの平衡時間は、それぞれ 10 分および 30 分でした。これらの時間間隔の後、制限されたミクロゲルは安定した位置と形状に達し、これを高速カメラで撮影し、MATLAB で分析しました。
図上。図１ｅ、１ｆは、変形していない二軸制限されたＲＭ構造の透過型電子顕微鏡（ＴＥＭ）画像を示す。RM 圧縮後、ミクロゲルの細孔サイズは大幅に減少し、その形状は異方性になり、圧縮方向にサイズが小さくなりました。これは以前の報告 23 と一致しています。
収縮中の二軸圧縮により、ミクロゲルは係数 λz = \({D}_{{{{{{{\rm{z}}}}}}/\({D }_ { 0}\) 、ここで \({D}_{{{{({\rm{z}}}}}}}\) は閉じたミクロゲルの長さです。図 2a は λzvs .1/ λr の変化を示しています驚くべきことに、2.4 ≤ 1/λr ≤ 4.2 の強い圧縮下では、フィブリン ミクロゲルは 1.12 +/- 0.03 λz という無視できるほどの伸びを示し、1/λr の値による影響はごくわずかです。アガロース ミクロゲルは限られており、弱い圧縮 1/λr = 2.6 から大きな伸長 λz = 1.3 まで観察されます。
a 異なる弾性率 (2.6 kPa、緑色の白抜き菱形、8.3 kPa、茶色の白丸、12.5 kPa、オレンジ色の白抜きの四角、20.2 kPa、マゼンタの白抜き逆三角形) および SM (赤の実線) でのアガロース ミクロゲル実験。測定された伸びの変化 λz (丸）、MM（黒塗りの四角）、RM（青塗りの三角形）。実線は、アガロース (緑色の線) およびフィブリン ミクロゲル (同じ色の線および記号) について理論的に予測された λz を示します。b、c 上のパネル: 二軸圧縮前 (左) と二軸圧縮後 (右) のアガロース (b) とフィブリン (c) のネットワーク鎖の概略図。下: 変形前後の対応するネットワークの形状。x と y の圧縮方向は、それぞれマゼンタと茶色の矢印で示されています。上の図では、これらの x および y 方向に配向されたネットワークのチェーンが対応するマゼンタと茶色の線で示され、任意の z 方向に配向されたチェーンが緑色の線で表されます。フィブリンゲル(c)では、x方向とy方向の紫色と茶色の線が変形していない状態よりも曲がり、z方向の緑色の線が曲がったり伸びたりしています。圧縮方向と引張方向の間の張力は、中間方向の糸を介して伝達されます。アガロースゲルでは、全方向の鎖が浸透圧を決定し、これがゲルの変形に大きく寄与します。d 二軸ポアソン比の予測変化、 } }^{{{{{\rm{eff}}}}}}} =-{{{{{\rm{ln}}}}}}{\lambda }_{ z}/{{{{{ {{ \rm{ln}}}}}}{\lambda }_{r}\ )、アガロース (緑の線) ゲルとフィブリン (赤の線) ゲルの等二軸圧縮用。挿入図はゲルの二軸変形を示しています。e ゲル剛性 S に対して正規化された転座圧力変化 ΔPtr が、アガロースおよびフィブリン ミクロゲルの圧縮率の関数としてプロットされています。シンボルの色は(a)の色に対応します。緑と赤の線は、それぞれアガロースゲルとフィブリンゲルのΔPtr/Sと1/λrの間の理論的関係を示しています。赤い線の破線部分は、繊維間相互作用による強い圧縮下での ΔPtr の増加を示しています。
この違いは、それぞれ柔軟な 24 糸と硬い 25 糸からなるフィブリンとアガロースのミクロゲル ネットワークの変形機構の違いに関連しています。柔軟なゲルを二軸圧縮すると、ゲルの体積が減少し、それに伴って濃度と浸透圧が増加し、ゲルが無制限の方向に伸びます。ゲルの最終的な伸びは、伸長した鎖のエントロピー自由エネルギーの増加と、伸長したゲル内のポリマー濃度の低下による浸透の自由エネルギーの減少のバランスに依存します。強い二軸圧縮下では、ゲルの伸びは λz ≈ 0.6 \({{\lambda}_{{{\rm{r}}}}^{-2/3}}\) で増加します (図 2a を参照)議論セクション 5.3.3)。二軸保持の前後における柔軟な鎖の構造変化と対応するネットワークの形状を図1および2に示します。2b.
対照的に、フィブリンなどの繊維状ゲルは、二軸保持に対して本質的に異なる反応を示します。圧縮方向に主に平行に配向されたフィラメントは曲がります (これにより、架橋間の距離が減少します)。一方、圧縮方向に主に垂直に配向されたフィラメントは、弾性力の作用下で真っ直ぐになり、伸びて、ゲルが伸びます (図1）。2c）変形していないSM、MM、およびRMの構造は、SEMおよびCFM画像を分析することによって特徴付けられました（補足説明セクションIVおよび補足図9）。変形していないフィブリンミクロゲルのストランドの弾性率 (E)、直径 (d)、プロファイルの長さ (R0)、端間の距離 (L0 ≈ R0)、および中心角 (ψ0) を決定することによって (補足表 2) – 4)、糸の曲げ弾性率 \({k}_{{{{{\rm{b))))))))}=\frac{9\pi E{d}^{4} } {4 であることがわかります。 {\psi } _{0}^{2}{L}_{0}}\) は引張弾性率よりも大幅に小さい\({k}_{{{{{{{\rm{s}}} } }} }}=E\frac{\pi {d}^{2}{R}_{0}}{4}\)、したがって kb/ks ≈ 0.1 (補足表 4)。したがって、二軸ゲル保持の条件下では、フィブリン鎖は容易に曲がりますが、伸びることには抵抗します。二軸圧縮を受けた糸状ネットワークの伸びを補足図17に示します。
我々は、繊維状ゲルの伸びがゲル内に作用する弾性力の局所平衡から決定され、強い二軸ひずみ λz - 1 制約下で
式 (1) は、強い圧縮下 (\({\lambda }_{{{\mbox{r)))\,\to \,0\)) の下でも、わずかなゲルの膨張とその後の伸び変形が存在することを示しています。彩度 λz–1 = 0.15 ± 0.05。この動作は、(i) \({\left({k}_{{{{({\rm{b}}}}}}}}}/{k}_{{{{{{\rm { s }}}}}}}\right)}^{1/2}\) ≈ 0.15−0.4、および (ii) 角括弧内の項は \(1{{\mbox{/}}} \sqrt に漸近的に近似します) { 3 }\) は強い二軸結合を表します。前置子 \({\left({k}_{({\mbox{b))))/{k}_{({\mbox{ s))))\right)}^{1/ 2 }\) はねじ E の剛性とは関係がなく、ねじのアスペクト比 d/L0 と円弧の中心角によってのみ決まります。 ψ0、SM、MM、RM に似ています (補足表 4)。
柔軟なゲルと糸状ゲルの間の自由誘起ひずみの違いをさらに強調するために、二軸ポアソン比 \({\nu }_{{{({\rm{b))))) }{{\ mbox { =}}}\,\mathop{{\lim}}\limits_{{\lambda}_{{{{({\rm{r}}}}}}}\to 1}\ frac{{\ lambda } _{ {{{\rm{z}}}}}}-1}{1-{\lambda }_{{({\rm{r}}}}}}}}, \) は無制限を表します2 つの半径方向の等しいひずみに応じたゲルひずみの方向を決定し、これを大きな均一ひずみに拡張します \ rm{b }}}}}}}}^{{{{{\rm{eff}}}}}} }}=-{{{{{\rm{ln}}}}}} }{ \lambda } _{z} /{{{({\rm{ln))))))}{\lambda }_{{{({\rm{r)))))))))}\) 。図上。2d は \({{{{{{\rm{\nu }}}}}}}_{{{({\rm{b}}}}}}}}^{{{ {{\rm { eff }}}}}}}\) は、柔軟なゲル (アガロースなど) と硬いゲル (フィブリンなど) の均一な二軸圧縮 (補足説明、セクション 5.3.4) を示し、閉じ込めに対する応答の大きな違いの間の関係を強調しています。強い制限下のアガロースゲルの場合、{\rm{eff}}}}}}}\) は漸近値 2/3 まで増加しますが、フィブリンゲルの場合は、lnλz/lnλr → 0 であるため、λz が増加するにつれてゼロに減少します。 λr が増加すると飽和します。実験では、閉じた球状のミクロゲルが不均一に変形し、その中心部分がより強い圧縮を受けることに注意してください。ただし、1/λr という大きな値に外挿すると、均一に変形したゲルの理論と実験を比較することができます。
柔軟な鎖状ゲルと糸状ゲルの挙動における別の違いは、収縮時の動きによるものであることがわかりました。ゲルの剛性Sに正規化された転座圧力ΔPtrは、圧縮の増加とともに増加しました（図2e）が、2.0≤1/λr≤3.5では、フィブリンミクロゲルは収縮中に著しく低いΔPtr/Sの値を示しました。アガロースミクロゲルが保持されると浸透圧が上昇し、ポリマー分子が伸びるにつれてゲルが長手方向に伸び（図2b、左）、移動圧力がΔPtr/S ~( 1/λr)14/317。反対に、閉じたフィブリン ミクロゲルの形状は、径方向の圧縮と長手方向の張力の糸のエネルギー バランスによって決定され、最大長手方向の変形 λz ~\(\sqrt{{k}_{{{ {{ { \rm{ b)))))))} /{k}_{{{{{{\rm{s}}}}}}}}\)。1/λr ≫ 1 の場合、転座圧の変化は 1 としてスケールされます }{{{({\rm{ln)))))\left({{\lambda }}_{{{{{{\rm {r} }}}}}}}^{{-} 1} \right)\) (補足説明、セクション 5.4)、図 2e の赤い実線で示されています。したがって、ΔPtr はアガロースゲルよりも制約が少なくなります。1 / λr > 3.5の圧縮の場合、フィラメントの体積分率の大幅な増加と隣接するフィラメントの相互作用により、ゲルのさらなる変形が制限され、実験結果の予測からの逸脱につながります（図2eの赤い点線）。同じ 1/λr と Δ\({P}_{{{{{{{\rm{tr}}}}}}}}_{{{{\rm{fibrin}}} )) について、次のように結論付けます。 } }}}\) < ΔP < Δ\({P}_{{{{{{{\rm{tr)))))}}}_{{{{\rm{アガロース}} }} } } } }}\) アガロースゲルはマイクロチャネルに捕捉され、同じ剛性のフィブリンゲルがマイクロチャネルを通過します。ΔP < Δ\({P}_{{{{{{\rm{tr)))))))))_{{{{{\rm{フィブリン))))))))}\ の場合)、2 両方のゲルはチャネルをブロックしますが、フィブリンゲルはより深く押し込み、より効果的に圧縮し、流体の流れをより効果的にブロックします。図 2 に示す結果は、繊維状ゲルが出血を減らしたり、腫瘍への血液供給を阻害したりする効果的なプラグとして機能できることを示しています。
一方、フィブリンは、血栓塞栓症を引き起こす血栓足場を形成します。血栓塞栓症は、ある種の虚血性脳卒中など、ΔP < ΔPtr で血栓が血管を閉塞する病理学的状態です（図3a）。フィブリンミクロゲルの弱い制限誘発伸長は、C および C フィブリノーゲンがそれぞれ制限され、変形していないミクロゲルである柔軟鎖ゲルと比較して、C/C フィブリノーゲンのフィブリン濃度のより強い増加をもたらしました。ゲル中のポリマー濃度。図3bは、SM、MM、およびRMのフィブリノーゲンC / Cが、制限と脱水によって促進され、1 / λr ≈ 4.0で7倍以上増加したことを示しています（補足図16）。
脳の中大脳動脈の閉塞の概略図。b 閉塞性 SM (赤黒丸)、MM (黒黒四角)、および RM (青黒三角) におけるフィブリン濃度の制限媒介相対増加。c 制限されたフィブリンゲルの切断を研究するために使用される実験デザイン。蛍光標識 tPA の TBS 溶液を、メインマイクロチャネルの長軸に垂直に位置するチャネルに対して、5.6 × 107 µm3/s の流速および追加の圧力降下 0.7 Pa で注入しました。d Xf = 28μm、ΔP = 700Pa、分割中の閉塞性MM（D0 = 200μm）のプールされたマルチチャネル顕微鏡画像。垂直点線は、tlys = 0 における MM の後端と前端の初期位置を示します。緑色とピンク色は、それぞれ FITC デキストラン (70 kDa) と AlexaFluor633 で標識された tPA に対応します。e Xf = 28±1の円錐形マイクロチャネルにおける、D0がそれぞれ174μm（青い白抜きの三角形）、199μm（青い白抜き三角）、および218μm（青い白抜き三角）である閉塞RMの時間変化する相対体積。 μm。セクションのΔP はそれぞれ 1200、1800、および 3000 Pa、Q = 1860 ± 70 µm3/s です。挿入図は、RM (D0 = 218 μm) がマイクロチャネルを塞いでいる様子を示しています。f Xf = 32 ± 12 μm、マイクロチャネルの円錐領域内の ΔP 400、750、および 1800 Pa、ΔP 12300 Pa および Q 12300、それぞれ 2400 および 1860 μm3 に配置された SM、MM または RM の相対体積の時間変化/秒。Xf はミクロゲルの前の位置を表し、収縮の開始点からの距離を決定します。V(tlys) と V0 はそれぞれ、溶解したミクロゲルの一時的な体積と、乱されていないミクロゲルの体積です。文字の色はbの色に対応しています。e、f の黒い矢印は、マイクロゲルがマイクロチャネルを通過する前の最後の瞬間に対応します。d、eのスケールバーは100μmです。
閉塞性フィブリンゲル全体にわたる体液流量の減少に対する制限の効果を調査するために、血栓溶解剤である組織プラスミノーゲン活性化因子（tPA）が浸潤したSM、MM、およびRMの溶解を研究しました。図 3c は、溶解実験に使用された実験計画を示しています。 ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) および 0.1 mg/mL (フルオレセイン イソチオシアネート) FITC-デキストランと混合したトリス緩衝生理食塩水 (TBS) の流速 Q = 2400 μm3/s で、ミクロゲルはテーパー付きマイクロチャネルを閉塞しました。地域。 ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) および 0.1 mg/mL (フルオレセイン イソチオシアネート) FITC-デキストランと混合したトリス緩衝生理食塩水 (TBS) の流速 Q = 2400 μm3/s で、ミクロゲルはテーパー付きマイクロチャネルを閉塞しました。地域。 При ΔP = 700 Па (<ΔPtr) и скорости потока, Q = 2400 мкм3/с, трис-буферного солевого раствора (TBS), смезанного с 0,1 мг/мл (фл) уоресцеинизотиоцианата) FITC-декстрана, микрогель перекрывал сужающийся микроканал. ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) および 0.1 mg/mL (フルオレセイン イソチオシアネート) FITC デキストランと混合したトリス緩衝生理食塩水 (TBS) の流速 Q = 2400 µm3/s で、ミクロゲルは収束するマイクロチャネルを閉塞しました。地域。ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) および流速 Q = 2400 μm3/s のトリス冷水 (TBS) と 0.1 mg/mL の (硫酸ナトリウム) FITC-ブドウ糖を混合すると、微小凝固塊が発生します。了鑿形細道地区。ΔＰ＝７００Ｐａ（＜ΔＰｔｒ）および流速Ｑ＝２４００μｍ３／秒の領域での形状のマイクロチャネル。 Микрогели закупориваются при смезивании трис-буферного солевого раствора (TBS) с 0,1 мг/мл (флуоресцеинизотиоцианат) FITC -декстрана при ΔP = 700 Па (<ΔPtr) и скорости потока Q = 2400 мкм3/с Конические области микроканалов. トリス緩衝生理食塩水 (TBS) を 0.1 mg/mL (フルオレセイン イソチオシアネート) FITC デキストランと ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) および流速 Q = 2400 µm3/s で混合すると、マイクロゲルが詰まりました。 マイクロチャネルの円錐領域。ミクロゲルの前方位置 Xf によって、初期収縮点 X0 からの距離が決まります。溶解を誘導するために、蛍光標識された tPA の TBS 溶液を、主マイクロチャネルの長軸に対して直角に位置するチャネルから注入しました。
tPA溶液が咬合MMに到達すると、ミクロゲルの後端がぼやけ、時間tlys = 0でフィブリン切断が始まったことを示しました（図3dおよび補足図18）。線維素溶解中に、色素標識された tPA が MM 内に蓄積し、フィブリン鎖に結合します。これにより、ミクロゲルのピンク色の強度が徐々に増加します。tlys = 60 min では、MM は後部の溶解により収縮し、前縁 Xf の位置はほとんど変化しません。160分後、強く収縮したMMは収縮を続け、tlys = 161分で収縮し、それによってマイクロチャネルを通る流体の流れが回復しました（図3dおよび補足図18、右列）。
図上。図３ｅは、異なるサイズのフィブリンミクロゲルの初期体積Ｖ０に対して正規化された体積Ｖ（ｔｌｙｓ）の溶解媒介の時間依存性減少を示す。D0 174、199、または218μmのCOを、それぞれΔP 1200、1800、または3000Pa、Q = 1860±70μm3/sのマイクロチャネルに配置して、マイクロチャネルをブロックしました（図3e、挿入図）。栄養。ミクロゲルは徐々に収縮し、チャネルを通過できるほど小さくなります。初期直径が大きくなり、CO の臨界量が減少すると、より長い溶解時間が必要になります。異なるサイズの RM を通る同様の流れにより、切断は同じ速度で起こり、その結果、より大きな RM のより小さな画分が消化され、それらの転座が遅れます。図上。3f は、D0 = 197 ± 3 μm での SM、MM、RM の分割による V(tlys)/V0 の相対的な減少を tlys の関数としてプロットしたものです。SM、MM、RM の場合、ΔP 400、750 または 1800 Pa、Q 12300、2400 または 1860 µm3/s のマイクロチャネルに各マイクロゲルをそれぞれ配置します。SM に加えられる圧力は RM の 4.5 分の 1 でしたが、SM の高い透過性により SM を通る流れは 6 倍以上強くなり、ミクロゲルの収縮は SM から MM および RM に減少しました。 。たとえば、tlys = 78 分では、SM はほとんど溶解して移動しましたが、MM と PM は、それぞれ元の体積の 16% と 20% しか保持していないにもかかわらず、マイクロチャネルを詰まり続けました。これらの結果は、収縮した繊維状ゲルの対流媒介溶解の重要性を示唆しており、フィブリン含量が低いほど血餅の消化が速いという報告と相関している。
したがって、我々の研究は、糸状ゲルが二軸閉じ込めに応答するメカニズムを実験的および理論的に実証しています。限られた空間における繊維状ゲルの挙動は、フィラメントのひずみエネルギーの強い非対称性 (圧縮時は柔らかく、引張時は硬い) によって決まり、フィラメントのアスペクト比と曲率によってのみ決まります。この反応により、狭い毛細管に含まれる繊維状ゲルの伸びが最小限に抑えられ、その二軸ポアソン比は圧縮の増加と軽いビット圧力の低下に伴って減少します。
柔軟で変形可能な粒子の二軸封じ込めは幅広い技術で使用されているため、我々の結果は新しい繊維材料の開発を刺激します。特に、細い毛細管またはチューブ内での糸状ゲルの二軸保持は、ゲルの強い圧縮と透過性の急激な低下につながります。閉塞性繊維状ゲルを通る体液の流れの強力な阻害は、出血を防止したり、悪性腫瘍への血液供給を減らすためのプラグとして使用した場合に利点があります 33,34,35。一方、咬合フィブリンゲルを通る体液流量の減少は、それによって対流媒介血栓溶解を阻害し、咬合血餅のゆっくりとした溶解を示唆する[27、36、37]。私たちのモデリング システムは、二軸保持に対する繊維状バイオポリマー ハイドロゲルの機械的応答の意味を理解するための第一歩です。血球または血小板を閉塞性フィブリンゲルに組み込むことは、それらの制限挙動に影響を与え 38 、より複雑な生物学的に重要なシステムの挙動を明らかにする次のステップとなります。
フィブリンミクロゲルの調製および MF デバイスの作製に使用される試薬については、補足情報 (補足方法セクション 2 および 4) に記載されています。フィブリンミクロゲルは、フィブリノーゲン、トリス緩衝液およびトロンビンの混合溶液をフローフォーカシングMF装置内で乳化し、その後液滴ゲル化することによって調製した。ウシフィブリノーゲン溶液（TBS中60mg/ml）、トリス緩衝液およびウシトロンビン溶液（10mM CaCl2溶液中5U/ml）を、2つの独立して制御されたシリンジポンプ（PhD 200 Harvard Apparatus PHD 2000シリングポンプ）を使用して投与した。MF、アメリカをブロックする）。１重量％のブロックコポリマーＰＦＰＥ－Ｐ（ＥＯ－ＰＯ）－ＰＦＰＥを含有するＦ－オイル連続相を、第３のシリンジポンプを使用してＭＦユニットに導入した。MF デバイスで形成された液滴は、F-オイルの入った 15 ml 遠心管に収集されます。チューブを 37 °C の水浴に 1 時間入れて、フィブリンのゲル化を完了します。ＦＩＴＣ標識フィブリンミクロゲルは、ウシフィブリノーゲンとＦＩＴＣ標識ヒトフィブリノーゲンをそれぞれ３３：１の重量比で混合することによって調製した。手順はフィブリンミクロゲルの調製と同じです。
分散液を 185 g で 2 分間遠心分離することにより、ミクロゲルをオイル F から TBS に移します。沈殿したミクロゲルを、２０重量％のパーフルオロオクチルアルコールと混合したオイルＦ中に分散させ、次いで、０．５重量％のＳｐａｎ ８０、ヘキサン、水中０．１重量％のＴｒｉｔｏｎ ＸおよびＴＢＳを含有するヘキサン中に分散させた。最後に、ミクロゲルを 0.01 wt% Tween 20 を含む TBS に分散し、実験前に約 1 ～ 2 週間 4℃ で保存しました。
MF デバイスの製造については、補足情報 (補足方法セクション 5) で説明されています。典型的な実験では、ΔP の正の値は、直径 150 < D0 < 270 µm のマイクロゲルをマイクロチャネルに導入するための MF デバイスの前後に接続されたリザーバーの相対的な高さによって決まります。マイクロゲルの乱されていないサイズは、マクロチャネル内でマイクロゲルを視覚化することによって決定されました。ミクロゲルは、くびれの入り口の円錐形の領域で止まります。前部のミクロゲルの先端が 2 分間変化しない場合は、MATLAB プログラムを使用して、x 軸に沿ったミクロゲルの位置を決定します。ΔP が段階的に増加すると、ミクロゲルはくびれに入るまでくさび形の領域に沿って移動します。ミクロゲルが完全に挿入されて圧縮されると、ΔP は急速にゼロに低下し、リザーバー間の水位のバランスが取れ、閉じたミクロゲルは圧縮下でも静止したままになります。狭窄が止まってから 30 分後に閉塞性ミクロゲルの長さを測定した。
線維素溶解実験中、t-PA および FITC 標識デキストランの溶液はブロックされたミクロゲルに浸透します。各液体の流れは、単一チャネルの蛍光イメージングを使用して監視されました。AlexaFluor 633で標識されたTAPは、フィブリン繊維に付着し、圧縮フィブリンミクロゲル内に蓄積しました（補足図18のTRITCチャネル）。FITCで標識されたデキストラン溶液は、ミクロゲル内で蓄積することなく移動します。
この研究の結果を裏付けるデータは、要求に応じて各著者から入手できます。フィブリンゲルの生の SEM 画像、接種前後のフィブリンゲルの生の TEM 画像、および図 1 および 2.2 および 3 の主な入力データは、生データ ファイルで提供されます。この記事では元のデータを提供します。
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投稿日時: 2023 年 2 月 23 日