ຂໍຂອບໃຈທ່ານສໍາລັບການຢ້ຽມຢາມ Nature.com.ທ່ານກໍາລັງໃຊ້ເວີຊັນຂອງຕົວທ່ອງເວັບທີ່ມີການສະຫນັບສະຫນູນ CSS ຈໍາກັດ.ເພື່ອປະສົບການທີ່ດີທີ່ສຸດ, ພວກເຮົາແນະນຳໃຫ້ທ່ານໃຊ້ບຣາວເຊີທີ່ອັບເດດແລ້ວ (ຫຼືປິດການນຳໃຊ້ໂໝດຄວາມເຂົ້າກັນໄດ້ໃນ Internet Explorer).ນອກຈາກນັ້ນ, ເພື່ອຮັບປະກັນການສະຫນັບສະຫນູນຢ່າງຕໍ່ເນື່ອງ, ພວກເຮົາສະແດງເວັບໄຊທ໌ທີ່ບໍ່ມີຮູບແບບແລະ JavaScript.
ສະແດງຮູບວົງມົນຂອງສາມສະໄລ້ພ້ອມກັນ.ໃຊ້ປຸ່ມກ່ອນໜ້າ ແລະປຸ່ມຕໍ່ໄປເພື່ອເລື່ອນຜ່ານສາມສະໄລ້ຕໍ່ຄັ້ງ, ຫຼືໃຊ້ປຸ່ມເລື່ອນຢູ່ທ້າຍເພື່ອເລື່ອນຜ່ານສາມສະໄລ້ຕໍ່ຄັ້ງ.
ຂໍ້ຈໍາກັດຂອງ hydrogels fibrous ກັບ capillaries ແຄບແມ່ນມີຄວາມສໍາຄັນຫຼາຍໃນລະບົບຊີວະພາບແລະຊີວະວິທະຍາ.ຄວາມເຄັ່ງຕຶງແລະການບີບອັດ uniaxial ຂອງ hydrogels fibrous ໄດ້ຖືກສຶກສາຢ່າງກວ້າງຂວາງ, ແຕ່ການຕອບສະຫນອງຂອງພວກເຂົາຕໍ່ການເກັບຮັກສາ biaxial ໃນ capillaries ຍັງບໍ່ຖືກຂຸດຄົ້ນ.ໃນທີ່ນີ້, ພວກເຮົາສະແດງໃຫ້ເຫັນໃນການທົດລອງແລະທິດສະດີວ່າ gels filamentous ຕອບສະຫນອງມີຄຸນນະພາບແຕກຕ່າງກັນກັບຂໍ້ຈໍາກັດກ່ວາ gels ລະບົບຕ່ອງໂສ້ທີ່ມີຄວາມຍືດຫຍຸ່ນເນື່ອງຈາກຄວາມບໍ່ສົມດຸນໃນຄຸນສົມບັດກົນຈັກຂອງ filaments ອົງປະກອບ, ທີ່ອ່ອນໃນການບີບອັດແລະແຂງໃນຄວາມກົດດັນ.ພາຍໃຕ້ການເກັບຮັກສາໄວ້ທີ່ເຂັ້ມແຂງ, gel fibrous ສະແດງໃຫ້ເຫັນການຍືດຕົວເລັກນ້ອຍແລະການຫຼຸດລົງ asymptotic ໃນອັດຕາສ່ວນຂອງ biaxial Poisson ກັບສູນ, ເຮັດໃຫ້ມີການຫນາແຫນ້ນຂອງເຈນທີ່ເຂັ້ມແຂງແລະການຊຶມເຊື້ອຂອງແຫຼວທີ່ບໍ່ດີຜ່ານ gel.ຜົນໄດ້ຮັບເຫຼົ່ານີ້ຊີ້ໃຫ້ເຫັນເຖິງຄວາມຕ້ານທານຂອງ thrombi occlusive stretched ກັບ lysis ໂດຍຕົວແທນການປິ່ນປົວແລະກະຕຸ້ນການພັດທະນາຂອງ endovascular embolization ປະສິດທິພາບຈາກ gels fibrous ເພື່ອຢຸດເລືອດ vascular ຫຼືຍັບຍັ້ງການສະຫນອງເລືອດຂອງ tumors.
ເຄືອຂ່າຍ Fibrous ແມ່ນໂຄງສ້າງພື້ນຖານແລະໂຄງສ້າງທີ່ເປັນປະໂຫຍດຂອງເນື້ອເຍື່ອແລະຈຸລັງທີ່ມີຊີວິດ.Actin ເປັນອົງປະກອບທີ່ສໍາຄັນຂອງ cytoskeleton1;fibrin ເປັນອົງປະກອບທີ່ສໍາຄັນໃນການປິ່ນປົວບາດແຜແລະການສ້າງ thrombus2, ແລະ collagen, elastin ແລະ fibronectin ແມ່ນອົງປະກອບຂອງ extracellular matrix ໃນອານາຈັກສັດ3.ເຄືອຂ່າຍທີ່ຟື້ນຕົວຂອງ biopolymers fibrous ໄດ້ກາຍເປັນວັດສະດຸທີ່ມີການນໍາໃຊ້ຢ່າງກວ້າງຂວາງໃນວິສະວະກໍາເນື້ອເຍື່ອ.
ເຄືອຂ່າຍ filamentous ເປັນຕົວແທນຂອງຫ້ອງຮຽນແຍກຕ່າງຫາກຂອງເນື້ອອ່ອນທາງຊີວະພາບທີ່ມີຄຸນສົມບັດກົນຈັກທີ່ແຕກຕ່າງຈາກເຄືອຂ່າຍໂມເລກຸນທີ່ມີຄວາມຍືດຫຍຸ່ນ5.ບາງສ່ວນຂອງຄຸນສົມບັດເຫຼົ່ານີ້ໄດ້ພັດທະນາໃນໄລຍະການ evolution ການຄວບຄຸມການຕອບສະຫນອງຂອງຊີວະພາບກັບການຜິດປົກກະຕິ6.ສໍາລັບຕົວຢ່າງ, ເຄືອຂ່າຍ fibrous ສະແດງໃຫ້ເຫັນຄວາມຍືດຫຍຸ່ນຂອງເສັ້ນຢູ່ໃນສາຍພັນຂະຫນາດນ້ອຍ 7,8 ໃນຂະນະທີ່ຢູ່ໃນສາຍພັນໃຫຍ່, ພວກມັນມີຄວາມແຂງຕົວເພີ່ມຂຶ້ນ 9,10, ດັ່ງນັ້ນການຮັກສາຄວາມສົມບູນຂອງເນື້ອເຍື່ອ.ຜົນສະທ້ອນສໍາລັບຄຸນສົມບັດກົນຈັກອື່ນໆຂອງ gels fibrous, ເຊັ່ນ: ຄວາມກົດດັນປົກກະຕິທາງລົບໃນການຕອບສະຫນອງຕໍ່ shear strain11,12, ຍັງບໍ່ທັນໄດ້ຖືກຄົ້ນພົບ.
ຄຸນສົມບັດກົນຈັກຂອງ hydrogels fibrous ເຄິ່ງທີ່ມີຄວາມຍືດຫຍຸ່ນໄດ້ຖືກສຶກສາພາຍໃຕ້ຄວາມກົດດັນຂອງ uniaxial 13,14 ແລະ compression8,15, ແຕ່ການບີບອັດ biaxial ທີ່ເຮັດໃຫ້ເກີດອິດສະລະຂອງພວກມັນຢູ່ໃນ capillaries ແຄບຫຼືທໍ່ບໍ່ໄດ້ຖືກສຶກສາ.ໃນທີ່ນີ້ພວກເຮົາລາຍງານຜົນການທົດລອງແລະທິດສະດີສະເຫນີກົນໄກການປະພຶດຂອງ hydrogels fibrous ພາຍໃຕ້ການເກັບຮັກສາ biaxial ໃນຊ່ອງ microfluidic.
Fibrin microgels ທີ່ມີອັດຕາສ່ວນຕ່າງໆຂອງຄວາມເຂັ້ມຂຸ້ນຂອງ fibrinogen ແລະຄວາມເຂັ້ມຂຸ້ນຂອງ thrombin ແລະເສັ້ນຜ່າສູນກາງ D0 ຕັ້ງແຕ່ 150 ຫາ 220 µm ຖືກສ້າງຂື້ນໂດຍໃຊ້ວິທີການ microfluidic (ຮູບເສີມ 1).ໃນຮູບ.1a ສະແດງໃຫ້ເຫັນຮູບພາບຂອງ microgels ຕິດສະຫຼາກ fluorochrome ທີ່ໄດ້ຮັບໂດຍການນໍາໃຊ້ confocal fluorescence microscopy (CFM).microgels ແມ່ນ spherical, ມີ polydispersity ຫນ້ອຍກວ່າ 5%, ແລະມີຄວາມເປັນເອກະພາບໃນໂຄງສ້າງໃນທົ່ວເກັດທີ່ກວດສອບໂດຍ CFM (ຂໍ້ມູນເສີມແລະຮູບເງົາ S1 ແລະ S2).ຂະຫນາດ pore ສະເລ່ຍຂອງ microgels (ກໍານົດໂດຍການວັດແທກ Darcy permeability16) ຫຼຸດລົງຈາກ 2280 ເປັນ 60 nm, ເນື້ອໃນ fibrin ເພີ່ມຂຶ້ນຈາກ 5.25 ເປັນ 37.9 mg / mL, ແລະຄວາມເຂັ້ມຂົ້ນຂອງ thrombin ຫຼຸດລົງຈາກ 2.56 ເປັນ 0.27 ຫນ່ວຍ / mL, ຕາມລໍາດັບ.(ຂໍ້ມູນເພີ່ມເຕີມ).ເຂົ້າ.2), 3 ແລະຕາຕະລາງເສີມ 1).ຄວາມແຂງທີ່ສອດຄ້ອງກັນຂອງ microgel ເພີ່ມຂຶ້ນຈາກ 0.85 ຫາ 3.6 kPa (ຮູບທີ່ 4 ເພີ່ມເຕີມ).ໃນຖານະເປັນຕົວຢ່າງຂອງ gels ສ້າງຕັ້ງຂຶ້ນຈາກລະບົບຕ່ອງໂສ້ທີ່ມີຄວາມຍືດຫຍຸ່ນ, agarose microgels ຂອງຄວາມແຂງແກ່ນຕ່າງໆຖືກນໍາໃຊ້.
ຮູບພາບກ້ອງຈຸລະທັດ fluorescence ຂອງ fluorescein isothiocyanate (FITC) ທີ່ຕິດປ້າຍ PM ໂຈະຢູ່ໃນ TBS.ຂະຫນາດແຖບແມ່ນ 500 µm.b ຮູບພາບ SEM ຂອງ SM (ເທິງ) ແລະ RM (ລຸ່ມ).ແຖບຂະຫນາດ 500 nm.c ແຜນວາດແຜນວາດຂອງຊ່ອງ microfluidic ປະກອບດ້ວຍຊ່ອງຂະຫນາດໃຫຍ່ (ເສັ້ນຜ່າສູນກາງ dl) ແລະພາກພື້ນຮູບຊົງໂກນແຄບທີ່ມີມຸມເຂົ້າ α ຂອງ 15 °ແລະເສັ້ນຜ່າກາງຂອງ dc = 65 µm.d ຊ້າຍຫາຂວາ: ຮູບພາບກ້ອງຈຸລະທັດ optical ຂອງ RM (ເສັ້ນຜ່າສູນກາງ D0) ໃນຊ່ອງຂະຫນາດໃຫຍ່, ເຂດ conical ແລະ constriction (ຈໍາກັດຄວາມຍາວ gel Dz).ຂະຫນາດແຖບແມ່ນ 100 µm.e, f TEM ຮູບພາບຂອງ undeformed RM (e) ແລະ occluded RM (f), ການສ້ອມແຊມຫນຶ່ງຊົ່ວໂມງທີ່ມີ constriction 1/λr = 2.7, ປະຕິບັດຕາມໂດຍການປ່ອຍແລະ fixation ຂອງ 5% ຂອງມະຫາຊົນ.glutaraldehyde ໃນ TBS.ເສັ້ນຜ່າກາງຂອງ CO undeformed ແມ່ນ 176 μm.ແຖບຂະຫນາດແມ່ນ 100 nm.
ພວກເຮົາໄດ້ສຸມໃສ່ການ microgels fibrin ທີ່ມີຄວາມແຂງຂອງ 0.85, 1.87 ແລະ 3.6 kPa (ຕໍ່ໄປນີ້ເອີ້ນວ່າ microgels ອ່ອນ (SM), microgels ແຂງຂະຫນາດກາງ (MM) ແລະ microgels ແຂງ (RM), ຕາມລໍາດັບ).ລະດັບຄວາມແຂງຂອງ fibrin gel ນີ້ແມ່ນເປັນລໍາດັບດຽວກັນກັບເສັ້ນເລືອດຕັນໃນ 18,19 ແລະເພາະສະນັ້ນ fibrin gels ທີ່ໄດ້ສຶກສາຢູ່ໃນວຽກງານຂອງພວກເຮົາແມ່ນກ່ຽວຂ້ອງໂດຍກົງກັບລະບົບຊີວະພາບທີ່ແທ້ຈິງ.ໃນຮູບ.1b ສະແດງຮູບພາບເທິງແລະລຸ່ມຂອງໂຄງສ້າງ SM ແລະ RM ທີ່ໄດ້ຮັບໂດຍໃຊ້ກ້ອງຈຸລະທັດເອເລັກໂຕຣນິກສະແກນ (SEM), ຕາມລໍາດັບ.ເມື່ອປຽບທຽບກັບໂຄງສ້າງ RM, ເຄືອຂ່າຍ SM ແມ່ນປະກອບດ້ວຍເສັ້ນໃຍທີ່ຫນາກວ່າແລະຈຸດສາຂາຫນ້ອຍ, ສອດຄ່ອງກັບບົດລາຍງານກ່ອນຫນ້າ 20, 21 (ຮູບພາບເສີມ 5).ຄວາມແຕກຕ່າງໃນໂຄງສ້າງຂອງ hydrogel ກ່ຽວຂ້ອງກັບແນວໂນ້ມຂອງຄຸນສົມບັດຂອງມັນ: ຄວາມຍືດຫຍຸ່ນຂອງເຈວຫຼຸດລົງໂດຍການຫຼຸດລົງຂອງຂະຫນາດ pore ຈາກ SM ຫາ MM ແລະ RM (ຕາຕະລາງເສີມ 1), ແລະຄວາມແຂງຂອງ gel ກົງກັນຂ້າມ.ບໍ່ມີການປ່ຽນແປງໂຄງສ້າງຂອງ microgel ຫຼັງຈາກການເກັບຮັກສາໄວ້ຢູ່ທີ່ 4 ° C ເປັນເວລາ 30 ມື້ (ຮູບພາບເສີມ 6).
ໃນຮູບ.1c ສະແດງໃຫ້ເຫັນແຜນວາດຂອງຊ່ອງ microfluidic ທີ່ມີພາກສ່ວນຕັດຮູບວົງມົນປະກອບດ້ວຍ (ຈາກຊ້າຍໄປຂວາ): ຊ່ອງທາງຂະຫນາດໃຫຍ່ທີ່ມີເສັ້ນຜ່າກາງ dl ໃນທີ່ microgel ຍັງ undeformed, ພາກສ່ວນຮູບຊົງເປັນໂກນທີ່ມີເສັ້ນຜ່າກາງແຄບ dc < D0, ໂກນ. -shaped ພາກສ່ວນແລະຊ່ອງຂະຫນາດໃຫຍ່ທີ່ມີເສັ້ນຜ່າກາງ dl (ຕື່ມ Fig. 7).ໃນການທົດລອງແບບປົກກະຕິ, microgels ໄດ້ຖືກສີດເຂົ້າໄປໃນຊ່ອງ microfluidic ທີ່ມີການຫຼຸດລົງຄວາມກົດດັນໃນທາງບວກ ΔP ຂອງ 0.2-16 kPa (ເພີ່ມເຕີມ Fig. 8).ລະດັບຄວາມດັນນີ້ເທົ່າກັບຄວາມດັນເລືອດທີ່ສໍາຄັນທາງຊີວະວິທະຍາ (120 mm Hg = 16 kPa)22.ໃນຮູບ.1d (ຈາກຊ້າຍຫາຂວາ) ສະແດງໃຫ້ເຫັນຮູບພາບຕົວແທນຂອງ RM ໃນຊ່ອງທາງຂະຫນາດໃຫຍ່, ພື້ນທີ່ conical ແລະ constrictions.ການເຄື່ອນໄຫວ ແລະຮູບຮ່າງຂອງ microgel ໄດ້ຖືກບັນທຶກ ແລະວິເຄາະໂດຍໃຊ້ໂປຣແກຣມ MATLAB.ມັນເປັນສິ່ງສໍາຄັນທີ່ຈະສັງເກດວ່າໃນພາກພື້ນ tapering ແລະ constrictions, microgels ຢູ່ໃນການຕິດຕໍ່ conformal ກັບຝາຂອງ microchannels ໄດ້ (ເພີ່ມເຕີມ Fig. 8).ລະດັບການເກັບຮັກສາ radial ຂອງ microgel ຢູ່ທີ່ແຄບ D0/dc = 1/λr ຢູ່ໃນລະດັບ 2.4 ≤ 1/λr ≤ 4.2, ບ່ອນທີ່ 1/λr ແມ່ນອັດຕາສ່ວນການບີບອັດ.microgel ໄປໂດຍຜ່ານການຫົດຕົວເມື່ອ ΔP > ΔPtr, ບ່ອນທີ່ ΔPtr ແມ່ນຄວາມແຕກຕ່າງຂອງຄວາມກົດດັນຂອງການເຄື່ອນຍ້າຍ.ຄວາມຍາວແລະຂະຫນາດຂອງຮູຂຸມຂົນຂອງ microgels ທີ່ມີຂໍ້ຈໍາກັດ biaxially ແມ່ນຖືກກໍານົດໂດຍສະພາບຄວາມສົມດຸນຂອງພວກມັນ, ເພາະວ່າມັນມີຄວາມສໍາຄັນຫຼາຍທີ່ຈະພິຈາລະນາຄວາມຍືດຫຍຸ່ນຂອງ gels ໃນລະບົບຊີວະພາບ.ເວລາສົມດຸນຂອງ agarose ແລະ fibrin microgels ແມ່ນ 10 ນາທີແລະ 30 ນາທີ, ຕາມລໍາດັບ.ຫຼັງຈາກໄລຍະເວລາເຫຼົ່ານີ້, microgels ຈໍາກັດໄດ້ບັນລຸຕໍາແຫນ່ງທີ່ຫມັ້ນຄົງແລະຮູບຮ່າງຂອງພວກເຂົາ, ເຊິ່ງຖືກຈັບໂດຍໃຊ້ກ້ອງຖ່າຍຮູບຄວາມໄວສູງແລະການວິເຄາະໂດຍໃຊ້ MATLAB.
ໃນຮູບ.1e, 1f ສະແດງພາບຖ່າຍກ້ອງຈຸລະທັດທາງອີເລັກໂທຣນິກ (TEM) ຂອງໂຄງສ້າງ RM ທີ່ບໍ່ມີຮູບຮ່າງ ແລະ ຈຳກັດ biaxially.ຫຼັງຈາກການບີບອັດ RM, ຂະຫນາດ pore microgel ຫຼຸດລົງຢ່າງຫຼວງຫຼາຍແລະຮູບຮ່າງຂອງພວກມັນກາຍເປັນ anisotropic ທີ່ມີຂະຫນາດນ້ອຍກວ່າໃນທິດທາງຂອງການບີບອັດ, ເຊິ່ງສອດຄ່ອງກັບບົດລາຍງານກ່ອນຫນ້າ 23 .
ການບີບອັດ biaxial ໃນລະຫວ່າງການຫົດຕົວເຮັດໃຫ້ microgel ຍືດຕົວໃນທິດທາງທີ່ບໍ່ຈໍາກັດດ້ວຍຄ່າສໍາປະສິດ λz = \({D}_{{{{{{{\rm{z}}}}}}}}}/\({D }_{ 0}\), ບ່ອນທີ່ \({D}_{{{({\rm{z}}}}}}}}}\) ແມ່ນຄວາມຍາວຂອງ microgel ປິດຮູບທີ່ 2a ສະແດງການປ່ຽນແປງໃນ λzvs .1/ λr ສໍາລັບ fibrin ແລະ agarose microgels ເປັນເລື່ອງແປກທີ່, ພາຍໃຕ້ການບີບອັດທີ່ເຂັ້ມແຂງຂອງ 2.4 ≤ 1/λr ≤ 4.2, fibrin microgels ສະແດງໃຫ້ເຫັນການຍືດຕົວຂອງ negligible ຂອງ 1.12 +/- 0.03 λz, ເຊິ່ງພຽງແຕ່ໄດ້ຮັບຜົນກະທົບເລັກນ້ອຍໂດຍຄ່າຂອງ 1/λr. ພຶດຕິກໍາຂອງ microgels agarose ຈໍາກັດ, ເຊິ່ງສັງເກດເຫັນເຖິງແມ່ນວ່າຢູ່ໃນການບີບອັດທີ່ອ່ອນແອລົງ 1/λr = 2.6 ໄປຫາການຍືດຕົວທີ່ໃຫຍ່ກວ່າ λz = 1.3.
agarose microgel ທົດລອງກັບໂມດູລີ elastic ທີ່ແຕກຕ່າງກັນ (2.6 kPa, ເພັດເປີດສີຂຽວ; 8.3 kPa, ວົງເປີດສີນ້ໍາຕານ; 12.5 kPa, ສີ່ຫຼ່ຽມເປີດສີສົ້ມ; 20.2 kPa, ສາມຫຼ່ຽມ inverted ສີມ່ວງ) ແລະ SM (ສີແດງແຂງ) ການປ່ຽນແປງການຍືດຕົວທີ່ວັດແທກ λz ( ວົງມົນ), MM (ສີ່ຫຼ່ຽມດຳແຂງ) ແລະ RM (ສາມຫຼ່ຽມສີຟ້າແຂງ).ເສັ້ນແຂງສະແດງໃຫ້ເຫັນ λz ຄາດຄະເນທາງທິດສະດີສໍາລັບ agarose (ເສັ້ນສີຂຽວ) ແລະ fibrin microgels (ເສັ້ນແລະສັນຍາລັກຂອງສີດຽວກັນ).b, c ແຜງດ້ານເທິງ: ແຜນວາດ schematic ຂອງຕ່ອງໂສ້ເຄືອຂ່າຍຂອງ agarose (b) ແລະ fibrin (c) ກ່ອນ (ຊ້າຍ) ແລະຫຼັງຈາກ (ຂວາ) ການບີບອັດ biaxial.ດ້ານລຸ່ມ: ຮູບຮ່າງຂອງເຄືອຂ່າຍທີ່ສອດຄ້ອງກັນກ່ອນແລະຫຼັງຈາກການຜິດປົກກະຕິ.ທິດທາງການບີບອັດ x ແລະ y ແມ່ນຊີ້ບອກດ້ວຍລູກສອນສີມ່ວງແດງ ແລະສີນ້ຳຕານ, ຕາມລໍາດັບ.ໃນຮູບຂ້າງເທິງ, ຕ່ອງໂສ້ຂອງເຄືອຂ່າຍທີ່ຮັດກຸມໃນທິດທາງ x ແລະ y ເຫຼົ່ານີ້ສະແດງໃຫ້ເຫັນດ້ວຍເສັ້ນສີມ່ວງແດງແລະສີນ້ໍາຕານທີ່ສອດຄ້ອງກັນ, ແລະຕ່ອງໂສ້ທີ່ຮັດກຸມໃນທິດທາງ z arbitrary ແມ່ນສະແດງໂດຍເສັ້ນສີຂຽວ.ໃນ fibrin gel (c), ເສັ້ນສີມ່ວງແລະສີນ້ໍາຕານໃນທິດທາງ x ແລະ y ງໍຫຼາຍກ່ວາຢູ່ໃນສະພາບ undeformed, ແລະເສັ້ນສີຂຽວໃນທິດທາງ z ງໍແລະ stretch.ຄວາມກົດດັນລະຫວ່າງທິດທາງຂອງການບີບອັດແລະຄວາມເຄັ່ງຕຶງຖືກສົ່ງຜ່ານກະທູ້ທີ່ມີທິດທາງປານກາງ.ໃນ gels agarose, ລະບົບຕ່ອງໂສ້ໃນທຸກທິດທາງກໍານົດຄວາມກົດດັນ osmotic, ເຊິ່ງເຮັດໃຫ້ການປະກອບສ່ວນທີ່ສໍາຄັນຕໍ່ການຜິດປົກກະຕິຂອງ gel.d ຄາດຄະເນການປ່ຽນແປງອັດຕາສ່ວນຂອງ biaxial Poisson, } } }^{{{{{\rm{eff}}}}}}} =-{{{{\rm{ln}}}}}}{\lambda }_{ z}/{{{{{{{ \rm{ln}}}}}}{\lambda }_{r}\ ), ສໍາລັບການບີບອັດແບບ equibiaxial ຂອງ agarose (ເສັ້ນສີຂຽວ) ແລະ fibrin (ເສັ້ນສີແດງ) gels.inset ສະແດງໃຫ້ເຫັນການຜິດປົກກະຕິ biaxial ຂອງ gel ໄດ້.e Translocation pressure change ΔPtr, normalized to gel stiffness S, is plotted as a function of compression ratio for agarose and fibrin microgels.ສີສັນຍາລັກກົງກັນກັບສີໃນ (a).ເສັ້ນສີຂຽວແລະສີແດງສະແດງໃຫ້ເຫັນຄວາມສໍາພັນທາງທິດສະດີລະຫວ່າງ ΔPtr/S ແລະ 1/λr ສໍາລັບ agarose ແລະ fibrin gels, ຕາມລໍາດັບ.ພາກສ່ວນ dashed ຂອງເສັ້ນສີແດງສະແດງໃຫ້ເຫັນການເພີ່ມຂຶ້ນຂອງΔPtrພາຍໃຕ້ການບີບອັດທີ່ເຂັ້ມແຂງເນື່ອງຈາກການໂຕ້ຕອບ interfiber.
ຄວາມແຕກຕ່າງນີ້ແມ່ນກ່ຽວຂ້ອງກັບກົນໄກທີ່ແຕກຕ່າງກັນຂອງການຜິດປົກກະຕິຂອງເຄືອຂ່າຍ fibrin ແລະ agarose microgel, ເຊິ່ງປະກອບດ້ວຍ flexible24 ແລະ rigid25 threads, ຕາມລໍາດັບ.ການບີບອັດ biaxial ຂອງ gels ທີ່ມີຄວາມຍືດຫຍຸ່ນນໍາໄປສູ່ການຫຼຸດລົງຂອງປະລິມານຂອງມັນແລະການເພີ່ມຂື້ນທີ່ກ່ຽວຂ້ອງຂອງຄວາມເຂັ້ມຂົ້ນແລະຄວາມກົດດັນ osmotic, ເຊິ່ງນໍາໄປສູ່ການຍືດຕົວຂອງ gel ໃນທິດທາງທີ່ບໍ່ຈໍາກັດ.ການຍືດຕົວສຸດທ້າຍຂອງ gel ແມ່ນຂຶ້ນກັບຄວາມສົມດູນຂອງການເພີ່ມຂຶ້ນຂອງພະລັງງານຟຣີ entropic ຂອງຕ່ອງໂສ້ stretched ແລະການຫຼຸດລົງຂອງພະລັງງານຟຣີຂອງ osmosis ເນື່ອງຈາກຄວາມເຂັ້ມຂົ້ນຂອງໂພລີເມີຕ່ໍາໃນ gel stretched.ພາຍໃຕ້ການບີບອັດ biaxial ທີ່ເຂັ້ມແຂງ, ການຍືດຕົວຂອງເຈນຈະເພີ່ມຂຶ້ນດ້ວຍ λz ≈ 0.6 \({{\lambda}_{{{\rm{r}}}}^{-2/3}}\) (ເບິ່ງຮູບ 2a ໃນ ພາກສົນທະນາ 5.3.3).ການປ່ຽນແປງທີ່ສອດຄ່ອງໃນລະບົບຕ່ອງໂສ້ທີ່ມີຄວາມຍືດຫຍຸ່ນແລະຮູບຮ່າງຂອງເຄືອຂ່າຍທີ່ສອດຄ້ອງກັນກ່ອນແລະຫຼັງຈາກການເກັບຮັກສາ biaxial ແມ່ນສະແດງຢູ່ໃນຮູບ.2 ຂ.
ໃນທາງກົງກັນຂ້າມ, gels fibrous ເຊັ່ນ fibrin ໂດຍທົ່ວໄປຕອບສະຫນອງແຕກຕ່າງກັນກັບການເກັບຮັກສາ biaxial.filaments ຮັດກຸມສ່ວນໃຫຍ່ຂະຫນານກັບທິດທາງຂອງການບີບອັດ flex (ດັ່ງນັ້ນການຫຼຸດຜ່ອນໄລຍະຫ່າງລະຫວ່າງການເຊື່ອມຕໍ່ຂ້າມ), ໃນຂະນະທີ່ filaments ສ່ວນໃຫຍ່ perpendicular ກັບທິດທາງຂອງການບີບອັດ straighten ແລະ stretch ພາຍໃຕ້ການປະຕິບັດຂອງຜົນບັງຄັບໃຊ້ elastic ໄດ້, ເຮັດໃຫ້ gel elongation (. ຮູບ 1).2c) ໂຄງສ້າງຂອງ SM, MM ແລະ RM undeformed ມີລັກສະນະໂດຍການວິເຄາະຮູບພາບ SEM ແລະ CFM ຂອງພວກເຂົາ (ບົດສົນທະນາເສີມ IV ແລະຮູບພາບເສີມ 9).ໂດຍການກໍານົດໂມດູນ elastic (E), ເສັ້ນຜ່າກາງ (d), ຄວາມຍາວຂອງໂປຣໄຟລ໌ (R0), ໄລຍະຫ່າງລະຫວ່າງປາຍ (L0 ≈ R0) ແລະມຸມກາງ (ψ0) ຂອງ strands ໃນ microgels fibrin undeformed (ຕາຕະລາງເສີມ 2) – 4), ພວກເຮົາພົບວ່າໂມດູລດບິດຂອງກະທູ້ \({k}_{{{{{{\rm{b)))))))))))}=\frac{9\pi E{d}^{4} } {4 {\psi } _{0}^{2}{L}_{0}}\) ແມ່ນໜ້ອຍກວ່າໂມດູລດແຮງດຶງຂອງມັນຢ່າງຫຼວງຫຼາຍ\({k}_{{{{{{{\rm{s}}}} } } } }} }}=E\frac{\pi {d}^{2}{R}_{0}}{4}\), ດັ່ງນັ້ນ kb/ks ≈ 0.1 (ຕາຕະລາງເສີມ 4).ດັ່ງນັ້ນ, ພາຍໃຕ້ເງື່ອນໄຂຂອງການເກັບຮັກສາ gel biaxial, strands fibrin ແມ່ນງໍໄດ້ຢ່າງງ່າຍດາຍ, ແຕ່ຕ້ານ stretching.ການຍືດຕົວຂອງເຄືອຂ່າຍ filamentous ທີ່ຂຶ້ນກັບການບີບອັດ biaxial ແມ່ນສະແດງຢູ່ໃນຮູບເພີ່ມເຕີມ 17.
ພວກເຮົາພັດທະນາແບບຈໍາລອງ affine ທາງທິດສະດີ (ພາກສົນທະນາເສີມ V ແລະຕົວເລກເສີມ 10–16) ເຊິ່ງການຍືດຕົວຂອງເຈວເສັ້ນໄຍແມ່ນຖືກກໍານົດຈາກຄວາມສົມດຸນທ້ອງຖິ່ນຂອງກໍາລັງ elastic ທີ່ສະແດງຢູ່ໃນ gel ແລະຄາດຄະເນວ່າໃນຄວາມກົດດັນ biaxial ທີ່ເຂັ້ມແຂງ λz - 1 ພາຍໃຕ້ຂໍ້ຈໍາກັດ
ສົມຜົນ (1) ສະແດງໃຫ້ເຫັນວ່າເຖິງແມ່ນວ່າພາຍໃຕ້ການບີບອັດທີ່ເຂັ້ມແຂງ (\({\lambda }_{{{\mbox{r))))\,\to \,0\)) ມີການຂະຫຍາຍ gel ເລັກນ້ອຍ ແລະມີການປ່ຽນຮູບການຍືດຕົວຕາມມາ. ຄວາມອີ່ມຕົວ λz–1 = 0.15 ± 0.05.ພຶດຕິກຳນີ້ກ່ຽວຂ້ອງກັບ (i) \({\left({k}_{{{(\rm{b}}}}}}}}}}/{k}_{{{{{\rm { s }}}}}}}\right)}^{1/2}\) ≈ 0.15−0.4 ແລະ (ii) ຄຳສັບໃນວົງເລັບສີ່ຫຼ່ຽມບໍ່ສົມດຸນໂດຍປະມານ \(1{{\mbox{/}}} \sqrt { 3 }\) ສໍາລັບພັນທະບັດ biaxial ທີ່ເຂັ້ມແຂງ. ມັນເປັນສິ່ງສໍາຄັນທີ່ຈະສັງເກດວ່າ prefactor \({\left({k}_{(\mbox{b))))/{k}_{({\mbox{ s))))\right)}^{1/ 2 }\) ບໍ່ມີຫຍັງກ່ຽວຂ້ອງກັບຄວາມແຂງຂອງ thread E, ແຕ່ຖືກກໍານົດໂດຍອັດຕາສ່ວນຂອງ thread d/L0 ແລະມຸມກາງຂອງ arc ເທົ່ານັ້ນ ψ0, ເຊິ່ງຄ້າຍຄືກັບ SM, MM ແລະ RM (ຕາຕະລາງເສີມ 4).
ເພື່ອຊີ້ໃຫ້ເຫັນຄວາມແຕກຕ່າງຂອງຄວາມອິດສະລະທີ່ເຮັດໃຫ້ເກີດຄວາມເຄັ່ງຕຶງລະຫວ່າງ gels ທີ່ມີຄວາມຍືດຫຍຸ່ນແລະ filamentous, ພວກເຮົາແນະນໍາອັດຕາສ່ວນຂອງ biaxial Poisson \({\nu }_{{{({\rm{b)))))) }{{\ mbox { =}}}\,\mathop{{\lim}}\limits_{{\lambda}_{{{{(\rm{r}}}}}}\to 1}\frac{{\ lambda } _{ {{{{\rm{z}}}}}}-1}{1-{\lambda }_{{({\rm{r}}}}}}}}}, \) ອະທິບາຍການບໍ່ມີຂອບເຂດ ທິດທາງຂອງ gel strain ໃນການຕອບສະຫນອງຕໍ່ສາຍພັນທີ່ເທົ່າທຽມກັນໃນສອງທິດທາງ radial, ແລະຂະຫຍາຍນີ້ໄປສູ່ສາຍພັນດຽວກັນຂະຫນາດໃຫຍ່ \rm{b }}}}}}}}}}^{{{{\rm{eff}}}}}}}} }}=-{{{{{\rm{ln}}}}}}} }{ \lambda } _{z} /{{({\rm{ln))))))}{\lambda }_{{({\rm{r)))))))))}\).ໃນຮູບ.2d ສະແດງ \({{{{{{\rm{\nu }}}}}}}}_{{{({\rm{b}}}}}}}}}}}^{{{{\rm { eff }}}}}}}\) ສໍາລັບການບີບອັດ biaxial ເປັນເອກະພາບຂອງຄວາມຍືດຫຍຸ່ນ (ເຊັ່ນ: agarose) ແລະແຂງ (ເຊັ່ນ: fibrin) gels (ການສົນທະນາເສີມ, ພາກທີ 5.3.4), ແລະຊີ້ໃຫ້ເຫັນຄວາມສໍາພັນລະຫວ່າງຄວາມແຕກຕ່າງທີ່ເຂັ້ມແຂງໃນການຕອບສະຫນອງຕໍ່ການກັກຂັງ. ສໍາລັບ gels agarose ພາຍໃຕ້ຂໍ້ຈໍາກັດທີ່ເຂັ້ມແຂງ {\rm{eff}}}}}}}\) ເພີ່ມຂຶ້ນເປັນຄ່າ asymptotic 2/3, ແລະສໍາລັບ fibrin gels ມັນຫຼຸດລົງເປັນສູນ, ນັບຕັ້ງແຕ່ lnλz/lnλr → 0, ນັບຕັ້ງແຕ່ λz ເພີ່ມຂຶ້ນດ້ວຍ ຄວາມອີ່ມຕົວເມື່ອ λr ເພີ່ມຂຶ້ນ.ໃຫ້ສັງເກດວ່າໃນການທົດລອງ, microgels spherical ປິດ deform inhomogeneously, ແລະສ່ວນກາງຂອງເຂົາເຈົ້າມີປະສົບການ compression ທີ່ເຂັ້ມແຂງ;ຢ່າງໃດກໍຕາມ, extrapolation ກັບມູນຄ່າຂະຫນາດໃຫຍ່ຂອງ 1/λr ເຮັດໃຫ້ມັນເປັນໄປໄດ້ທີ່ຈະສົມທຽບການທົດລອງກັບທິດສະດີສໍາລັບ gels ຜິດປົກກະຕິເປັນເອກະພາບ.
ຄວາມແຕກຕ່າງອີກອັນໜຶ່ງໃນພຶດຕິກຳຂອງ gels chain ທີ່ມີຄວາມຍືດຫຍຸ່ນ ແລະ gels filamentous ໄດ້ຖືກພົບເຫັນເນື່ອງຈາກການເຄື່ອນໄຫວຂອງພວກມັນເມື່ອມີການຫົດຕົວ.ຄວາມກົດດັນ translocation ΔPtr, normalized to gel stiffness S, ເພີ່ມຂຶ້ນດ້ວຍການບີບອັດເພີ່ມຂຶ້ນ (ຮູບ 2e), ແຕ່ຢູ່ທີ່ 2.0 ≤ 1/λr ≤ 3.5, fibrin microgels ສະແດງໃຫ້ເຫັນຄ່າຕ່ໍາຢ່າງຫຼວງຫຼາຍຂອງ ΔPtr / S ຫຼຸດລົງໃນລະຫວ່າງການຫົດຕົວ.ການເກັບຮັກສາ microgel agarose ນໍາໄປສູ່ການເພີ່ມຂື້ນຂອງຄວາມກົດດັນ osmotic, ເຊິ່ງນໍາໄປສູ່ການຍືດເຍື້ອຂອງ gel ໃນທິດທາງຕາມລວງຍາວຍ້ອນວ່າໂມເລກຸນໂພລີເມີໄດ້ຖືກຍືດອອກ (ຮູບ 2b, ຊ້າຍ) ແລະການເພີ່ມຂຶ້ນຂອງຄວາມກົດດັນຂອງການເຄື່ອນຍ້າຍໂດຍ ΔPtr / S ~ (. 1/λr)14/317.ໃນທາງກົງກັນຂ້າມ, ຮູບຮ່າງຂອງ microgels fibrin ປິດແມ່ນຖືກກໍານົດໂດຍການດຸ່ນດ່ຽງພະລັງງານຂອງກະທູ້ຂອງການບີບອັດ radial ແລະຄວາມເຄັ່ງຕຶງຕາມລວງຍາວ, ເຊິ່ງນໍາໄປສູ່ການປ່ຽນຮູບຕາມລວງຍາວສູງສຸດ λz ~ \(\sqrt{{k}_{{{ {{ { \rm{ b))))))))} /{k}_{{{{{{\rm{s}}}}}}}}}\).ສໍາລັບ 1/λr ≫ 1, ການປ່ຽນແປງຂອງຄວາມກົດດັນຂອງການໂອນຍ້າຍຈະຖືກປັບເປັນ 1 }{{{({\rm{ln)))))))\left({{\lambda }}_{{{{{{\rm {r} }}}}}}}}^{{-} 1} \right)\) (ການສົນທະນາເສີມ, ພາກທີ 5.4), ດັ່ງທີ່ສະແດງໂດຍເສັ້ນສີແດງແຂງໃນຮູບ 2e.ດັ່ງນັ້ນ, ΔPtr ແມ່ນມີຂໍ້ຈໍາກັດຫນ້ອຍກ່ວາໃນ gels agarose.ສໍາລັບການບີບອັດດ້ວຍ 1/λr > 3.5, ການເພີ່ມຂຶ້ນຢ່າງຫຼວງຫຼາຍຂອງສ່ວນປະລິມານຂອງ filaments ແລະປະຕິສໍາພັນຂອງ filaments ໃກ້ຄຽງຈໍາກັດການຜິດປົກກະຕິເພີ່ມເຕີມຂອງ gel ແລະນໍາໄປສູ່ການ deviations ຂອງຜົນການທົດລອງຈາກການຄາດຄະເນ (ເສັ້ນຈຸດສີແດງໃນຮູບ 2e).ພວກເຮົາສະຫຼຸບວ່າສໍາລັບ 1/λr ແລະ Δ\({P}_{{{{{{\rm{tr}}}}}}}}}}_{{{{\rm{fibrin}}} )) } }}}\) < ΔP < Δ\({P}_{{{{{{{\rm{tr))))))}}}_{{{{\rm{agarose}} }} } } } }}\) ເຈນ agarose ຈະຖືກຈັບໂດຍ microchannel, ແລະ fibrin gel ທີ່ມີຄວາມແຂງດຽວກັນຈະຜ່ານມັນ.ສໍາລັບ ΔP < Δ\({P}_{{{{{\rm{tr))))))))))))))))))))))))))))) ), ສອງທັງສອງ gels ຈະຕັນຊ່ອງທາງ, ແຕ່ fibrin gel ຈະຍູ້ເລິກແລະບີບອັດປະສິດທິພາບຫຼາຍ, ສະກັດກັ້ນການໄຫຼຂອງນ້ໍາປະສິດທິພາບຫຼາຍ.ຜົນໄດ້ຮັບທີ່ສະແດງຢູ່ໃນຮູບທີ 2 ສະແດງໃຫ້ເຫັນວ່າ gel fibrous ສາມາດເປັນ plug ທີ່ມີປະສິດທິພາບໃນການຫຼຸດຜ່ອນເລືອດອອກຫຼືຍັບຍັ້ງການສະຫນອງເລືອດໃຫ້ກັບເນື້ອງອກ.
ໃນອີກດ້ານຫນຶ່ງ, fibrin ປະກອບເປັນ clot scaffold ທີ່ນໍາໄປສູ່ການ thromboembolism, ສະພາບ pathological ທີ່ thrombus occludes ເຮືອຢູ່ ΔP < ΔPtr, ເຊັ່ນ: ໃນບາງປະເພດຂອງ ischemic stroke (ຮູບ 3a).ການຍືດຕົວຂອງ microgels fibrin ທີ່ອ່ອນແອລົງເຮັດໃຫ້ຄວາມເຂັ້ມຂົ້ນຂອງ fibrin ຂອງ C / C fibrinogen ເພີ່ມຂື້ນເມື່ອປຽບທຽບກັບ gels ທີ່ມີຄວາມຍືດຫຍຸ່ນ, ບ່ອນທີ່ C ແລະ C fibrinogen ຖືກຈໍາກັດແລະ microgels undeformed, ຕາມລໍາດັບ.ຄວາມເຂັ້ມຂຸ້ນຂອງໂພລີເມີໃນເຈນ.ຮູບ 3b ສະແດງໃຫ້ເຫັນວ່າ fibrinogen C/C ໃນ SM, MM, ແລະ RM ເພີ່ມຂຶ້ນຫຼາຍກວ່າ 7 ເທົ່າຢູ່ທີ່ 1/λr ≈ 4.0, ຂັບເຄື່ອນໂດຍການຈໍາກັດແລະການຂາດນ້ໍາ (ຮູບພາບເສີມ 16).
ຮູບແຕ້ມແບບແຜນຂອງ occlusion ຂອງເສັ້ນເລືອດສະຫມອງກາງໃນສະຫມອງ.b Restriction-mediated relative ເພີ່ມຂຶ້ນໃນຄວາມເຂັ້ມຂົ້ນຂອງ fibrin ໃນ SM ຂັດຂວາງ (ວົງສີແດງແຂງ), MM (ສີ່ຫລ່ຽມສີດໍາແຂງ), ແລະ RM (ສາມຫຼ່ຽມສີຟ້າແຂງ).c ການອອກແບບທົດລອງໃຊ້ເພື່ອສຶກສາຄວາມແຕກແຍກຂອງ gels fibrin ທີ່ຖືກຈໍາກັດ.ການແກ້ໄຂຂອງ tPA ທີ່ຕິດສະຫຼາກ fluorescently ໃນ TBS ໄດ້ຖືກສີດໃນອັດຕາການໄຫຼຂອງ 5.6 × 107 µm3 / s ແລະການຫຼຸດລົງຄວາມກົດດັນເພີ່ມເຕີມຂອງ 0.7 Pa ສໍາລັບຊ່ອງທີ່ຕັ້ງຢູ່ໃນມຸມສາກກັບແກນຍາວຂອງ microchannel ຕົ້ນຕໍ.d ຮູບກ້ອງຈຸລະທັດສະສົມແບບ multichannel ຂອງ obstructive MM (D0 = 200 µm) ທີ່ Xf = 28 µm, ΔP = 700 Pa ແລະໃນລະຫວ່າງການແຍກ.ເສັ້ນ dotted ໃນແນວຕັ້ງສະແດງໃຫ້ເຫັນຕໍາແຫນ່ງເບື້ອງຕົ້ນຂອງຂອບ posterior ແລະ anterior ຂອງ MM ຢູ່ tlys = 0. ສີຂຽວແລະສີບົວແມ່ນສອດຄ່ອງກັບ FITC-dextran (70 kDa) ແລະ tPA ທີ່ມີປ້າຍຊື່ AlexaFluor633, ຕາມລໍາດັບ.e ປະລິມານທີ່ແຕກຕ່າງຂອງເວລາຂອງ RMs occluded ກັບ D0 ຂອງ 174 µm (ສາມຫຼ່ຽມ inverted ສີຟ້າ), 199 µm (ສາມຫຼ່ຽມເປີດສີຟ້າ), ແລະ 218 µm (ສາມຫຼ່ຽມເປີດສີຟ້າ), ຕາມລໍາດັບ, ໃນ microchannel conical ກັບ Xf = 28 ± 1 µມ.ພາກສ່ວນມີ ΔP 1200, 1800, ແລະ 3000 Pa, ຕາມລໍາດັບ, ແລະ Q = 1860 ± 70 µm3 / s.inset ສະແດງໃຫ້ເຫັນ RM (D0 = 218 µm) ສຽບ microchannel.f ການປ່ຽນແປງເວລາຂອງປະລິມານທີ່ກ່ຽວຂ້ອງຂອງ SM, MM ຫຼື RM ທີ່ວາງໄວ້ທີ່ Xf = 32 ± 12 µm, ທີ່ ΔP 400, 750 ແລະ 1800 Pa ແລະ ΔP 12300 Pa ແລະ Q 12300 ໃນເຂດ conical ຂອງ microchannel, ຕາມລໍາດັບ 2400 ແລະ µm300. /s.Xf ເປັນຕົວແທນຂອງຕໍາແຫນ່ງທາງຫນ້າຂອງ microgel ແລະກໍານົດໄລຍະຫ່າງຂອງມັນຈາກການເລີ່ມຕົ້ນຂອງການຫົດຕົວ.V(tlys) ແລະ V0 ແມ່ນປະລິມານຊົ່ວຄາວຂອງ microgel lysed ແລະປະລິມານຂອງ microgel ທີ່ບໍ່ລົບກວນ, ຕາມລໍາດັບ.ສີຕົວອັກສອນກົງກັບສີໃນ b.ລູກສອນສີດໍາກ່ຽວກັບ e, f ກົງກັບຊ່ວງເວລາສຸດທ້າຍຂອງເວລາກ່ອນທີ່ຈະ passage ຂອງ microgels ຜ່ານ microchannel ໄດ້.ແຖບຂະຫນາດໃນ d, e ແມ່ນ 100 µm.
ເພື່ອສືບສວນຜົນກະທົບຂອງການຈໍາກັດການຫຼຸດຜ່ອນການໄຫຼຂອງນ້ໍາໃນທົ່ວ gels fibrin ອຸປະສັກ, ພວກເຮົາໄດ້ສຶກສາ lysis ຂອງ SM, MM, ແລະ RM infiltrated ກັບ thrombolytic agent tissue plasminogen activator (tPA).ຮູບ 3c ສະແດງໃຫ້ເຫັນການອອກແບບທົດລອງທີ່ໃຊ້ສໍາລັບການທົດລອງ lysis. ຢູ່ທີ່ ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) ແລະອັດຕາການໄຫຼ, Q = 2400 μm3/s, ຂອງ Tris-buffered saline (TBS) ປະສົມກັບ 0.1 mg/mL ຂອງ (fluorescein isothiocyanate) FITC-Dextran, ໄມໂຄເຈນໄດ້ຄອບຄຸມຊ່ອງສຽບ microchannel. ພາກພື້ນ. ຢູ່ທີ່ ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) ແລະອັດຕາການໄຫຼ, Q = 2400 μm3/s, ຂອງ Tris-buffered saline (TBS) ປະສົມກັບ 0.1 mg/mL ຂອງ (fluorescein isothiocyanate) FITC-Dextran, ໄມໂຄເຈນໄດ້ຄອບຄຸມຊ່ອງສຽບ microchannel. ພາກພື້ນ. При ΔP = 700 Па (<ΔPtr) и скорости потока, Q = 2400 мкм3/с, трис-буферного солевого раствора (TBS), смруствора (TBS), смруствора (TBS), смрусонго еинизотиоцианата) FITC-декстрана, микрогель перекрывал сужающийся микроканал. ຢູ່ທີ່ ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) ແລະອັດຕາການໄຫຼ, Q = 2400 µm3/s, ຂອງ Tris buffered saline (TBS) ປະສົມກັບ 0.1 mg/mL (fluorescein isothiocyanate) FITC-dextran, microgel occluded ກັບ microchannel converging.ພາກພື້ນ.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（异硫氰酸荧具御)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 (флуорнирного солевого раствора (TBS) с 0,1 мг/мл (флуорниресоте флуоризесоте флуориниресоте флуорниресоте на при ΔP = 700 Па (<ΔPtr) и скорости потока Q = 2400 мкм3/с Конические области микроканалов. ສຽບ Microgels ເມື່ອ Tris buffered saline (TBS) ຖືກປະສົມກັບ 0.1mg/mL (fluorescein isothiocyanate) FITC-dextran ທີ່ ΔP = 700 Pa (<ΔPtr) ແລະອັດຕາການໄຫຼຂອງ Q = 2400 µm3/s conical ພາກພື້ນຂອງ microchannels.ຕໍາແຫນ່ງທາງຫນ້າ Xf ຂອງ microgel ກໍານົດໄລຍະຫ່າງຂອງມັນຈາກຈຸດຫົດຕົວເບື້ອງຕົ້ນ X0.ເພື່ອກະຕຸ້ນ lysis, ການແກ້ໄຂຂອງ tPA ທີ່ຕິດສະຫຼາກ fluorescently ໃນ TBS ໄດ້ຖືກສີດຈາກຊ່ອງທາງທີ່ຕັ້ງຢູ່ທາງຂວາງໄປຫາແກນຍາວຂອງ microchannel ຕົ້ນຕໍ.
ໃນເວລາທີ່ການແກ້ໄຂ tPA ບັນລຸ MM occlusal, ຂອບ posterior ຂອງ microgel ໄດ້ກາຍເປັນມົວ, ຊີ້ໃຫ້ເຫັນວ່າ cleavage fibrin ໄດ້ເລີ່ມຕົ້ນໃນເວລາ tlys = 0 (ຮູບ 3d ແລະເພີ່ມເຕີມ Fig. 18).ໃນລະຫວ່າງການ fibrinolysis, tPA ທີ່ມີປ້າຍສີຍ້ອມຈະສະສົມພາຍໃນ MM ແລະຜູກມັດກັບເສັ້ນໃຍ fibrin, ເຊິ່ງເຮັດໃຫ້ຄວາມເຂັ້ມຂົ້ນຂອງສີບົວຂອງ microgels ເພີ່ມຂຶ້ນເທື່ອລະກ້າວ.ຢູ່ tlys = 60 min, ສັນຍາ MM ເນື່ອງຈາກການລະລາຍຂອງສ່ວນຫລັງຂອງມັນ, ແລະຕໍາແຫນ່ງຂອງຂອບຊັ້ນນໍາຂອງ Xf ມີການປ່ຽນແປງເລັກນ້ອຍ.ຫຼັງຈາກ 160 ນາທີ, MM ທີ່ມີສັນຍາຢ່າງແຂງແຮງສືບຕໍ່ສັນຍາ, ແລະຢູ່ທີ່ tlys = 161 min, ມັນ underwent contraction, ດັ່ງນັ້ນການຟື້ນຟູການໄຫຼຂອງນ້ໍາຜ່ານ microchannel (ຮູບ 3d ແລະເສີມ, ຮູບ 18, ຖັນຂວາ).
ໃນຮູບ.3e ສະແດງໃຫ້ເຫັນການຫຼຸດລົງໂດຍອີງໃສ່ການ lysis-mediated ໃນປະລິມານ V (tlys) normalized ກັບປະລິມານເບື້ອງຕົ້ນ V0 ຂອງ microgels fibrin ຂະຫນາດທີ່ແຕກຕ່າງກັນ.CO ທີ່ມີ D0 174, 199, ຫຼື 218 µm ຖືກຈັດໃສ່ໃນ microchannel ທີ່ມີ ΔP 1200, 1800, ຫຼື 3000 Pa, ຕາມລໍາດັບ, ແລະ Q = 1860 ± 70 µm3 / s ເພື່ອສະກັດ microchannel (ຮູບ 3e, inset).ໂພຊະນາການ.microgels ຄ່ອຍໆຫຼຸດລົງຈົນກ່ວາພວກເຂົາມີຂະຫນາດນ້ອຍພຽງພໍທີ່ຈະຜ່ານຊ່ອງທາງຕ່າງໆ.ການຫຼຸດລົງຂອງປະລິມານທີ່ສໍາຄັນຂອງ CO ທີ່ມີເສັ້ນຜ່າສູນກາງເບື້ອງຕົ້ນທີ່ໃຫຍ່ກວ່າຮຽກຮ້ອງໃຫ້ມີເວລາ lysis ຍາວກວ່າ.ເນື່ອງຈາກການໄຫຼວຽນທີ່ຄ້າຍຄືກັນໂດຍຜ່ານ RMs ທີ່ມີຂະຫນາດທີ່ແຕກຕ່າງກັນ, ການແຕກແຍກເກີດຂື້ນໃນອັດຕາດຽວກັນ, ເຊິ່ງກໍ່ໃຫ້ເກີດການຍ່ອຍສະຫຼາຍຂອງສ່ວນນ້ອຍຂອງ RMs ຂະຫນາດໃຫຍ່ແລະການໂອນຍ້າຍຂອງພວກເຂົາຊັກຊ້າ.ໃນຮູບ.3f ສະແດງໃຫ້ເຫັນການຫຼຸດຜ່ອນຄວາມກ່ຽວຂ້ອງໃນ V(tlys)/V0 ເນື່ອງຈາກການແບ່ງປັນສໍາລັບ SM, MM, ແລະ RM ທີ່ D0 = 197 ± 3 µm ວາງແຜນໄວ້ເປັນຫນ້າທີ່ຂອງ tlys.ສໍາລັບ SM, MM ແລະ RM, ວາງແຕ່ລະ microgel ໃນ microchannel ທີ່ມີ ΔP 400, 750 ຫຼື 1800 Pa ແລະ Q 12300, 2400 ຫຼື 1860 µm3/s, ຕາມລໍາດັບ.ເຖິງແມ່ນວ່າຄວາມກົດດັນທີ່ນໍາໃຊ້ກັບ SM ແມ່ນ 4.5 ເວລາຕ່ໍາກວ່າຂອງ RM, ການໄຫຼຜ່ານ SM ແມ່ນຫຼາຍກ່ວາ 6 ເທົ່າທີ່ເຂັ້ມແຂງເນື່ອງຈາກການ permeability ສູງຂອງ SM, ແລະການຫົດຕົວຂອງ microgel ຫຼຸດລົງຈາກ SM ກັບ MM ແລະ RM. .ຕົວຢ່າງ, ຢູ່ທີ່ tlys = 78 min, SM ສ່ວນຫຼາຍແມ່ນລະລາຍແລະຖືກຍົກຍ້າຍ, ໃນຂະນະທີ່ MM ແລະ PM ສືບຕໍ່ອຸດຕັນ microchannels, ເຖິງແມ່ນວ່າຈະຮັກສາພຽງແຕ່ 16% ແລະ 20% ຂອງປະລິມານຕົ້ນສະບັບ, ຕາມລໍາດັບ.ຜົນໄດ້ຮັບເຫຼົ່ານີ້ຊີ້ໃຫ້ເຫັນເຖິງຄວາມສໍາຄັນຂອງ lysis convection-mediated ຂອງ gels fibrous constricted ແລະພົວພັນກັບບົດລາຍງານຂອງການຍ່ອຍສະຫຼາຍໄວຂອງ clots ທີ່ມີເນື້ອໃນ fibrin ຕ່ໍາ.
ດັ່ງນັ້ນ, ວຽກງານຂອງພວກເຮົາສະແດງໃຫ້ເຫັນກົນໄກການທົດລອງແລະທິດສະດີໂດຍທີ່ gels filamentous ຕອບສະຫນອງຕໍ່ການກັກຂັງ biaxial.ພຶດຕິກໍາຂອງ gels fibrous ໃນພື້ນທີ່ຈໍາກັດແມ່ນຖືກກໍານົດໂດຍ asymmetry ທີ່ເຂັ້ມແຂງຂອງພະລັງງານ strain ຂອງ filaments (ອ່ອນໃນການບີບອັດແລະແຂງໃນຄວາມກົດດັນ) ແລະພຽງແຕ່ໂດຍອັດຕາສ່ວນແລະ curvature ຂອງ filaments ໄດ້.ປະຕິກິລິຍານີ້ເຮັດໃຫ້ເກີດການຍືດຕົວຂອງ gels fibrous ໜ້ອຍ ທີ່ສຸດທີ່ມີຢູ່ໃນ capillaries ແຄບ, ອັດຕາສ່ວນຂອງ Poisson biaxial ຂອງພວກມັນຫຼຸດລົງດ້ວຍການບີບອັດເພີ່ມຂຶ້ນແລະຄວາມກົດດັນຫນ້ອຍລົງ.
ນັບຕັ້ງແຕ່ການບັນຈຸ biaxial ຂອງອະນຸພາກອ່ອນເພຍໄດ້ຖືກນໍາໃຊ້ໃນລະດັບຄວາມກ້ວາງຂອງເຕັກໂນໂລຊີ, ຜົນໄດ້ຮັບຂອງພວກເຮົາກະຕຸ້ນການພັດທະນາຂອງວັດສະດຸ fibrous ໃຫມ່.ໂດຍສະເພາະ, ການເກັບຮັກສາ biaxial ຂອງ gels filamentous ໃນ capillaries ແຄບຫຼືທໍ່ນໍາໄປສູ່ການຫນາແຫນ້ນທີ່ເຂັ້ມແຂງຂອງເຂົາເຈົ້າແລະການຫຼຸດລົງແຫຼມຂອງ permeability.ການຍັບຍັ້ງທີ່ເຂັ້ມແຂງຂອງການໄຫຼຂອງນ້ໍາຜ່ານ occlusive fibrous gels ມີຂໍ້ໄດ້ປຽບໃນເວລາທີ່ຖືກນໍາໃຊ້ເປັນ plugs ເພື່ອປ້ອງກັນບໍ່ໃຫ້ເລືອດໄຫຼຫຼືຫຼຸດຜ່ອນການສະຫນອງເລືອດເພື່ອ malignancies33,34,35.ໃນທາງກົງກັນຂ້າມ, ການຫຼຸດລົງຂອງການໄຫຼຂອງນ້ໍາຜ່ານ occlusal fibrin gel, ດັ່ງນັ້ນ inhibiting convective-mediated thrombus lysis, ໃຫ້ຕົວຊີ້ວັດຂອງ lysis ຊ້າຂອງ clots occlusal [27, 36, 37].ລະບົບການສ້າງແບບຈໍາລອງຂອງພວກເຮົາແມ່ນຂັ້ນຕອນທໍາອິດທີ່ຈະເຂົ້າໃຈຜົນກະທົບຂອງການຕອບໂຕ້ກົນຈັກຂອງ hydrogels biopolymer fibrous ກັບການເກັບຮັກສາ biaxial.ການລວມເອົາເມັດເລືອດຫຼື platelets ເຂົ້າໄປໃນ gels fibrin ຂັດຂວາງຈະສົ່ງຜົນກະທົບຕໍ່ພຶດຕິກໍາການຈໍາກັດຂອງພວກເຂົາ 38 ແລະຈະເປັນຂັ້ນຕອນຕໍ່ໄປໃນການເປີດເຜີຍພຶດຕິກໍາຂອງລະບົບຊີວະວິທະຍາທີ່ສັບສົນຫຼາຍ.
Reagents ທີ່ໃຊ້ໃນການກະກຽມ microgels fibrin ແລະ fabricate ອຸປະກອນ MF ໄດ້ຖືກອະທິບາຍໄວ້ໃນຂໍ້ມູນເສີມ (ວິທີການເສີມໃນພາກ 2 ແລະ 4).Fibrin microgels ໄດ້ຖືກກະກຽມໂດຍການ emulsifying ການແກ້ໄຂປະສົມຂອງ fibrinogen, Tris buffer ແລະ thrombin ໃນອຸປະກອນ MF ທີ່ສຸມໃສ່ການໄຫຼເຂົ້າ, ຕິດຕາມດ້ວຍ droplet gelation.ການແກ້ໄຂ bovine fibrinogen (60 mg/ml ໃນ TBS), Tris buffer ແລະ bovine thrombin solution (5 U/ml ໃນ 10 mM CaCl2 solution) ໄດ້ຖືກບໍລິຫານໂດຍໃຊ້ 2 ເຂັມສັກຢາຄວບຄຸມເອກະລາດ (PhD 200 Harvard Apparatus PHD 2000 Syring Pump).ເພື່ອສະກັດ MF, USA).F-oil ໄລຍະຕໍ່ເນື່ອງທີ່ມີ 1 wt.% block copolymer PFPE-P(EO-PO)-PFPE, ໄດ້ຖືກນໍາເຂົ້າໄປໃນຫນ່ວຍບໍລິການ MF ໂດຍໃຊ້ປັ໊ມເຂັມທີສາມ.ຢອດທີ່ສ້າງຂຶ້ນໃນອຸປະກອນ MF ແມ່ນເກັບຢູ່ໃນທໍ່ centrifuge 15 ml ທີ່ບັນຈຸ F-oil.ເອົາທໍ່ດັ່ງກ່າວໃສ່ໃນອາບນ້ໍາທີ່ອຸນຫະພູມ 37 ອົງສາ C ເປັນເວລາ 1 ຊົ່ວໂມງເພື່ອເຮັດໃຫ້ການລະລາຍ fibrin ສໍາເລັດ.FITC ໄມໂຄຣເຈນ fibrin ທີ່ຖືກຕິດສະຫຼາກໄດ້ຖືກກະກຽມໂດຍການປະສົມ fibrinogen bovine ແລະ FITC ທີ່ຕິດສະຫຼາກ fibrinogen ຂອງມະນຸດໃນອັດຕາສ່ວນນ້ໍາຫນັກ 33: 1, ຕາມລໍາດັບ.ຂັ້ນຕອນແມ່ນຄືກັນກັບການກະກຽມຂອງ microgels fibrin.
ໂອນ microgels ຈາກນ້ໍາມັນ F ກັບ TBS ໂດຍ centrifuging ການກະຈາຍຢູ່ທີ່ 185 g ສໍາລັບ 2 ນາທີ.The microgels precipitated ໄດ້ຖືກກະແຈກກະຈາຍໃນນ້ໍາມັນ F ປະສົມກັບ 20 wt.% perfluorooctyl alcohol, ຫຼັງຈາກນັ້ນກະແຈກກະຈາຍໃນ hexane ບັນຈຸ 0.5 wt.% Span 80, hexane, 0.1 wt.% Triton X ໃນນ້ໍາແລະ TBS.ສຸດທ້າຍ, microgels ໄດ້ຖືກກະແຈກກະຈາຍຢູ່ໃນ TBS ທີ່ມີ 0.01 wt% Tween 20 ແລະເກັບຮັກສາໄວ້ທີ່ 4 ° C ສໍາລັບປະມານ 1-2 ອາທິດກ່ອນການທົດລອງ.
ການຜະລິດອຸປະກອນ MF ໄດ້ຖືກອະທິບາຍໄວ້ໃນຂໍ້ມູນເສີມ (ວິທີການເສີມໃນພາກທີ 5).ໃນການທົດລອງແບບປົກກະຕິ, ມູນຄ່າບວກຂອງ ΔP ຖືກກໍານົດໂດຍຄວາມສູງທີ່ກ່ຽວຂ້ອງຂອງອ່າງເກັບນ້ໍາທີ່ເຊື່ອມຕໍ່ກ່ອນແລະຫຼັງຈາກອຸປະກອນ MF ສໍາລັບການແນະນໍາ microgels ທີ່ມີເສັ້ນຜ່າກາງ 150 < D0 < 270 µm ເຂົ້າໄປໃນ microchannels.ຂະຫນາດທີ່ບໍ່ລົບກວນຂອງ microgels ໄດ້ຖືກກໍານົດໂດຍການເບິ່ງເຫັນພວກມັນຢູ່ໃນ macrochannel.microgel ຢຸດຢູ່ໃນພື້ນທີ່ conical ຢູ່ທາງເຂົ້າ constriction ໄດ້.ເມື່ອປາຍຂອງ microgel ດ້ານຫນ້າຍັງບໍ່ປ່ຽນແປງເປັນເວລາ 2 ນາທີ, ໃຊ້ໂປແກມ MATLAB ເພື່ອກໍານົດຕໍາແຫນ່ງຂອງ microgel ຕາມແກນ x.ດ້ວຍການເພີ່ມຂື້ນເປັນກ້າວໆໃນ ΔP, microgel ເຄື່ອນຍ້າຍໄປຕາມພາກພື້ນທີ່ມີຮູບແຂບຈົນກ່ວາມັນເຂົ້າໄປໃນ constriction.ເມື່ອ microgel ຖືກໃສ່ແລະຖືກບີບອັດຢ່າງສົມບູນ, ΔPຫຼຸດລົງຢ່າງໄວວາເຖິງສູນ, ດຸ່ນດ່ຽງລະດັບນ້ໍາລະຫວ່າງອ່າງເກັບນ້ໍາ, ແລະ microgel ທີ່ປິດຍັງຄົງຢູ່ພາຍໃຕ້ການບີບອັດ.ຄວາມຍາວຂອງ microgel ອຸປະສັກໄດ້ຖືກວັດແທກ 30 ນາທີຫຼັງຈາກການ constriction ໄດ້ຢຸດເຊົາການ.
ໃນລະຫວ່າງການທົດລອງ fibrinolysis, ວິທີແກ້ໄຂຂອງ t-PA ແລະ dextran ທີ່ມີປ້າຍຊື່ FITC ເຈາະ microgels ທີ່ຖືກບລັອກ.ການໄຫຼຂອງແຕ່ລະຂອງແຫຼວໄດ້ຖືກຕິດຕາມໂດຍໃຊ້ການຖ່າຍຮູບ fluorescence ຊ່ອງດຽວ.TAP ທີ່ຕິດສະຫຼາກດ້ວຍ AlexaFluor 633 ທີ່ຕິດກັບເສັ້ນໃຍ fibrin ແລະສະສົມພາຍໃນ microgels fibrin ທີ່ຖືກບີບອັດ (TRITC channel ໃນຮູບພາບເສີມ 18).ການແກ້ໄຂ dextran ທີ່ຕິດສະຫຼາກດ້ວຍ FITC ເຄື່ອນຍ້າຍໂດຍບໍ່ມີການສະສົມຢູ່ໃນ microgel.
ຂໍ້ມູນສະຫນັບສະຫນູນຜົນຂອງການສຶກສານີ້ແມ່ນມີໃຫ້ຈາກຜູ້ຂຽນທີ່ກ່ຽວຂ້ອງຕາມການຮ້ອງຂໍ.ຮູບພາບ SEM ດິບຂອງ fibrin gels, ຮູບພາບ TEM ດິບຂອງ fibrin gels ກ່ອນແລະຫຼັງຈາກການ inoculation, ແລະຂໍ້ມູນຕົ້ນຕໍສໍາລັບຮູບ 1 ແລະ 2. 2 ແລະ 3 ແມ່ນສະຫນອງໃຫ້ຢູ່ໃນໄຟລ໌ຂໍ້ມູນດິບ.ບົດຄວາມນີ້ໃຫ້ຂໍ້ມູນຕົ້ນສະບັບ.
Litvinov RI, Peters M., de Lange-Loots Z. ແລະ Weisel JV fibrinogen ແລະ fibrin.ໃນ Macromolecular Protein Complex III: ໂຄງສ້າງແລະຫນ້າທີ່ (ed. Harris, JR ແລະ Marles-Wright, J.) 471-501 https://doi.org/10.1007/978-3-030-58971-4_15 ( Springer ແລະ Cham, 2021).
Bosman FT ແລະ Stamenkovich I. ໂຄງສ້າງການເຮັດວຽກແລະອົງປະກອບຂອງ extracellular matrix.J. Pasol.200, 423–428 (2003).
Prince E. ແລະ Kumacheva E. ການອອກແບບແລະການນໍາໃຊ້ hydrogels ເສັ້ນໄຍ biomimetic ທຽມ.ແຫ່ງຊາດ Matt Red.4, 99–115 (2019).
Broedersz, CP & Mackintosh, FC ສ້າງແບບຈໍາລອງເຄືອຂ່າຍໂພລີເມີເຄິ່ງທີ່ມີຄວາມຍືດຫຍຸ່ນ.ປະໂລຫິດ Mod.ຟີຊິກ.86, 995–1036 (2014).
Khatami-Marbini, H. ແລະ Piku, KR ການສ້າງແບບຈໍາລອງກົນຈັກຂອງເຄືອຂ່າຍ biopolymer ເຄິ່ງທີ່ມີຄວາມຍືດຫຍຸ່ນ: ການຜິດປົກກະຕິທີ່ບໍ່ເປັນ affine ແລະການປະກົດຕົວຂອງຄວາມເພິ່ງພາອາໄສໃນໄລຍະຍາວ.ໃນຄວາມກ້າວຫນ້າໃນ Soft Matter Mechanics 119–145 (Springer, Berlin, Heidelberg, 2012).
Vader D, Kabla A, Weitz D, ແລະ Mahadevan L. ການຈັດລຽງຂອງຄໍລາເຈນທີ່ເຮັດໃຫ້ເກີດຄວາມກົດດັນ.PLoS One 4, e5902 (2009).
Storm S., Pastore JJ, McKintosh FS, Lubensky TS, ແລະ Gianmi PA Nonlinear elasticity ຂອງ biogels.ທຳມະຊາດ 435, 191–194 (2005).
Likup, AJ Stress ຄວບຄຸມກົນໄກຂອງເຄືອຂ່າຍ collagen.ຂະບວນການ.ສະຖາບັນວິທະຍາສາດແຫ່ງຊາດ.ວິທະຍາສາດ.US 112, 9573–9578 (2015).
Janmi, PA, et al.ຄວາມກົດດັນປົກກະຕິທາງລົບໃນ gels biopolymer ເຄິ່ງທີ່ມີຄວາມຍືດຫຍຸ່ນ.ມໍຣະດົກແຫ່ງຊາດ.6, 48–51 (2007).
Kang, H. et al.ຄວາມຢືດຢຸ່ນທີ່ບໍ່ແມ່ນເສັ້ນຂອງເຄືອຂ່າຍເສັ້ນໄຍແຂງ: ການແຂງຕົວຂອງສາຍພັນ, ຄວາມກົດດັນປົກກະຕິທາງລົບ, ແລະການສອດຄ່ອງເສັ້ນໃຍໃນ fibrin gels.J. ຟີຊິກ.ເຄມີ.V. 113, 3799–3805 (2009).
Gardel, ML et al.ພຶດຕິກໍາທີ່ຍືດຫຍຸ່ນຂອງເຄືອຂ່າຍ actin ຂ້າມເຊື່ອມຕໍ່ແລະຜູກມັດ.ວິທະຍາສາດ 304, 1301–1305 (2004).
Sharma, A. et al.ກົນຈັກທີ່ບໍ່ແມ່ນເສັ້ນຂອງເຄືອຂ່າຍໃຍແກ້ວນໍາແສງຄວບຄຸມຄວາມເຄັ່ງຕຶງທີ່ມີການຄວບຄຸມທີ່ສໍາຄັນ.ຟີຊິກແຫ່ງຊາດ.12, 584–587 (2016).
Wahabi, M. et al.ຄວາມຍືດຫຍຸ່ນຂອງເຄືອຂ່າຍເສັ້ນໄຍພາຍໃຕ້ຄວາມກົດດັນ uniaxial.Soft Matter 12, 5050–5060 (2016).
Wufsus, AR, Macera, NE & Neeves, KB blood clot hydraulic permeability ເປັນຫນ້າທີ່ຂອງ fibrin ແລະຄວາມຫນາແຫນ້ນຂອງ platelet.ຊີວະຟີຊິກ.ວາລະສານ 104, 1812–1823 (2013).
Li, Y. et al.ພຶດຕິກໍາທີ່ຫລາກຫລາຍຂອງ hydrogels ແມ່ນຖືກຈໍາກັດໂດຍ capillaries ແຄບ.ວິທະຍາສາດ.ເຮືອນ 5, 17017 (2015).
Liu, X., Li, N. & Wen, C. ຜົນກະທົບຂອງ pathologic heterogeneity ກ່ຽວກັບ elastography ຄື້ນ shear ໃນ thrombosis ກ່າງເລິກ staging.PLoS One 12, e0179103 (2017).
Mfoumou, E., Tripette, J., Blostein, M. & Cloutier, G. ໃນ vivo ປະລິມານຂອງ induration ຂຶ້ນກັບເວລາຂອງການກ້າມເລືອດໂດຍນໍາໃຊ້ຮູບພາບ shear wave ultrasound ໃນຮູບແບບ thrombosis venous rabbit.thrombus.ຖັງເກັບຮັກສາ.133, 265–271 (2014).
Weisel, JW & Nagaswami, C. ການຈໍາລອງຄອມພິວເຕີຂອງນະໂຍບາຍດ້ານໂພລິເມີໄບໄບຣິຊ໌ ທີ່ກ່ຽວຂ້ອງກັບການສັງເກດການຂອງກ້ອງຈຸລະທັດອີເລັກໂທຣນິກ ແລະການສັງເກດຄວາມໜາ: ໂຄງສ້າງຂອງກ້າມແລະການປະກອບໄດ້ຖືກຄວບຄຸມໂດຍທາງຄິນິກ.ຊີວະຟີຊິກ.ວາລະສານ 63, 111–128 (1992).
Ryan, EA, Mokros, LF, Weisel, JW ແລະ Lorand, L. ຕົ້ນກໍາເນີດຂອງໂຄງສ້າງຂອງ fibrin clot rheology.ຊີວະຟີຊິກ.J. 77, 2813–2826 (1999).
ເວລາປະກາດ: 23-23-2023