A través de la aorta despejada: tres

Scientific Reports volumen 12, Número de artículo: 8632 (2022) Citar este artículo

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La media de la pared aórtica se caracteriza por la alteración de capas de elastina y células de músculo liso (SMC), junto con fibras de colágeno en ambas capas, y juega un papel central en la remodelación funcional y patológica, como la hipertensión y la aterosclerosis. Debido a que la función arterial está íntimamente ligada a la estructura interna de la pared arterial, es fundamental investigar la alteración de la microestructura arterial durante la deformación macroscópica para comprender las patologías cardiovasculares. El presente estudio adoptó un método de limpieza de tejido en la caracterización mecánica tridimensional de la aorta torácica de rata y observó con éxito cambios en la estructura de cada uno de los tres componentes principales de la aorta bajo presurización intraluminal mientras se mantiene la integridad mecánica y la flexibilidad del tejido. Las capas de fibras elásticas y SMC se deformaron más en el lado de la íntima que en el lado de la adventicia. Además, hubo una concordancia estructural en el ángulo de alineación entre los núcleos SMC y las fibras elásticas en su lado intimal, pero no en el lado adventicio. Este es el primer estudio en el que se visualizaron y evaluaron cambios en la microestructura de tres componentes primarios de la aorta a través de la aorta. El método establecido aquí también sería útil para comprender la mecánica tisular de otros tejidos blandos que soportan carga.

La pared aórtica se caracteriza por tres capas, la íntima, la media y la adventicia. Entre ellos, la media gobierna principalmente los comportamientos mecánicos de la aorta y juega un papel central en la remodelación tanto funcional como patológica, como la hipertensión y la aterosclerosis. Los medios consisten principalmente en elastina, colágeno y células de músculo liso vascular (SMC), cada una de las cuales tiene módulos elásticos en diferentes órdenes. Es decir, los valores generalmente aceptados para el módulo de elastina, colágeno y SMC son aproximadamente 0,6 MPa1, 1 GPa1 y 1–100 kPa2, respectivamente. La elastina y las SMC forman distintas capas alternas, laminillas elásticas (EL) y capa de músculo liso (SML)3 en la media, mientras que las fibras de colágeno están presentes en ambas capas en la media y la adventicia. Las laminillas elásticas están compuestas de elastina orientada circunferencialmente (71 % de la elastina medial total), tienen pequeñas fenestraciones dentro de la estructura EL en forma de lámina4,5,6 y exhiben una conformación ondulada tanto en dirección circunferencial como axial en la condición descargada7, 8,9. Esta heterogeneidad estructural resultó en un comportamiento mecánico viscoelástico no lineal de la aorta bajo presurización intraluminal.

El comportamiento mecánico de la aorta generalmente se describe en dos fases10: una gran deformación en un rango de baja presión y una pequeña deformación en un rango de alta presión. En la primera fase en el rango de baja presión, la pared aórtica se expande radialmente mediante el estiramiento circunferencial de las fibras elásticas y el enderezamiento de las fibras de colágeno onduladas, mientras que en la segunda fase en el rango de alta presión, que corresponde al interior y por encima de la sangre fisiológica. presión, la pared aórtica exhibe una expansión limitada ya que las fibras de colágeno rígidas y enderezadas soportan el estrés mecánico11. Durante la deformación del tejido, las SMC también se deforman principalmente en la dirección circunferencial12, lo que podría ser un desencadenante mecánico del funcionamiento de las SMC. Debido a que la función arterial está estrechamente ligada a la estructura interna de la pared arterial, es fundamental investigar la alteración de la microestructura arterial durante la deformación macroscópica para comprender las patologías cardiovasculares y las consiguientes alteraciones de la función y la mecánica arterial. Dicha información debe obtenerse de experimentos que conserven la estructura arterial tridimensional única.

Intentos recientes de caracterización tridimensional de los comportamientos mecánicos de la aorta usando explantes de aorta intacta han demostrado que una fracción de las fibras de colágeno que permanecieron onduladas fue mayor en los EL que en los SML incluso en el rango de alta presión13, lo que sugiere que los SML se estiran más que los EL durante el presurización. Esto puede resultar en el deslizamiento de la capa intermedia durante la deformación circunferencial14. Mientras tanto, este estudio también informó que los niveles de tensión en EL y SML están en niveles similares, y no hubo diferencias estadísticamente significativas en los niveles de tensión de las capas internas y externas de EL y SML. Estos hallazgos se obtuvieron de la aorta torácica de ratón, probablemente debido a la transmisión limitada del láser de dos fotones de excitación a través de una muestra de aorta más gruesa de animales más grandes13,15. En consecuencia, existe la necesidad de estudiar el comportamiento mecánico tridimensional de la aorta de diferentes animales modelo bajo presurización intraluminal para obtener una comprensión integral de la biomecánica vascular y para lograrlo se debe establecer una configuración experimental adecuada.

La microscopía óptica ha sido una poderosa herramienta para caracterizar los comportamientos mecánicos de los tejidos blandos biológicos, incluidos los vasos sanguíneos. Sin embargo, el microscopio de barrido láser confocal convencional e incluso el microscopio multifotónico tienen una limitación en la profundidad a la que pueden observar debido a la alta dispersión de la luz y la absorbancia de los tejidos biológicos (hasta de varios diez a doscientos micrómetros) y, por lo tanto, la observación tridimensional. del interior profundo del tejido ha sido un reto. Para superar tales dificultades, se han propuesto métodos de limpieza óptica16. Aunque estas técnicas ayudan a observar a través de un explante de tejido completo o incluso de un ratón en su totalidad17, esto implicaba la fijación del tejido y la eliminación de componentes específicos del tejido (por ejemplo, lípidos), lo que daba como resultado muestras de tejido solidificado y, por lo tanto, no era adecuado para la observación de deformación de los tejidos blandos bajo carga mecánica18,19. Recientemente, se ha informado sobre un nuevo método de limpieza que es capaz de mantener la viabilidad de embriones completos, organoides o incluso pequeños animales modelo mientras se vuelve transparente20. De hecho, este método eliminó con éxito el tejido del tendón en nuestro estudio anterior21. En el presente estudio, adoptamos este método de limpieza en la caracterización mecánica tridimensional de la aorta torácica de rata y observamos con éxito los cambios en la estructura de cada uno de los tres componentes principales de la aorta bajo presurización intraluminal, al tiempo que probamos el mantenimiento de la integridad mecánica del tejido. y flexibilidad El método establecido aquí sería adecuado para la caracterización mecánica tridimensional no solo de los vasos sanguíneos de animales grandes, sino también de otros tipos de tejidos blandos que soportan carga.

Primero, confirmamos cómo la limpieza del tejido mejora la visibilidad de la muestra de aorta con una microscopía de dos fotones. En la aorta en un estado normal, no aclarado en solución salina tamponada con fosfato (PBS), solo pudimos obtener las imágenes del EL más externo, correspondiente a la profundidad del tejido de aproximadamente 60 µm desde la parte superior de la superficie de la adventicia (Fig. .1a). Por el contrario, tras el aclaramiento óptico con solución de iodixanol al 60 % (Optiprep, Abbott Diagnostics Technologies AS, EE. UU.) en PBS (solución de aclaramiento), observamos con éxito a través de la pared aórtica desde la adventicia hasta la íntima, que existía aproximadamente a 90 µm de profundidad desde la superficie adventicia (Fig. 1a). Tenga en cuenta que las señales fluorescentes débiles de los núcleos de SMC en los medios se atribuyeron a que estas SMC probablemente aún eran viables durante el período de tinción.

(a) La mejora de la visibilidad mediante el método de limpieza del tejido. Se aisló un segmento corto de la aorta torácica de rata y se abrió en el lado dorsal, y se observó el lado abdominal con un microscopio de dos fotones desde la adventicia hacia la íntima en estado normal, no aclarado en PBS (izquierda) y el mismo espécimen en estado aclarado en la solución de aclarado (derecha). Las imágenes presentadas fueron las imágenes de proyección en el plano radial-circunferencial (r - θ) de las imágenes obtenidas originalmente en el plano axial-circunferencial. Se fusionaron señales de autofluorescencia de elastina (verde), colágeno SHG (azul) y fluorescentes de núcleos de células de músculo liso (rojo). Barras = 50 µm. (b) La preservación de microestructuras de la aorta torácica de rata después del aclaramiento óptico. Las imágenes transversales en el plano r - θ se obtuvieron de la aorta normal no limpiada (izquierda) y de la misma aorta después de la limpieza (derecha). Barras = 50 µm. Las imágenes generales (arriba) son las imágenes combinadas de autofluorescencia de elastina (verde), colágeno SHG (cian) y señales fluorescentes de los núcleos de células musculares lisas (rojo). Las microestructuras de cada componente también se presentan individualmente, que son imágenes ampliadas de un área rectangular indicada con líneas discontinuas blancas en cada imagen general. Las puntas de flecha apuntan a una microestructura representativa en cada componente observado tanto en la aorta normal como en la limpia. Barras = 50 µm.

También examinamos si el presente método de limpieza óptica produjo alguna alteración estructural en la pared aórtica. Era evidente que las microestructuras de fibras de elastina, fibras de colágeno y células de músculo liso se mantenían bien en la aorta despejada (Fig. 1b). También se observó que las laminillas elásticas onduladas se enderezaban relativamente y los núcleos de las células musculares lisas se estrechaban y alargaban en el estado despejado en comparación con el estado no despejado, lo que posiblemente producía un aumento del diámetro exterior de la aorta despejada. La evidencia coincidió bien con los hallazgos previos de preservación de organismos biológicos y células con el mismo método de limpieza20 y demostró que la técnica de limpieza actual no produjo cambios estructurales notables.

A continuación, examinamos si el método de limpieza de tejido altera el comportamiento mecánico de la aorta con una prueba de presión-diámetro utilizando una configuración que se muestra en la Fig. 2a. En la solución de limpieza durante la prueba, la aorta se volvió transparente (Fig. 3), y este fue un cambio reversible. Se determinó que la opacidad de la aorta despejada era de 0, 18 ± 0, 13 (media ± SD, N = 3) (consulte la Fig. S1 complementaria para el análisis). No hubo diferencias obvias en el comportamiento de la deformación entre las muestras de aorta normales no limpiadas analizadas en PBS y las muestras de aorta limpiadas analizadas en la solución de limpieza (Fig. 4). En todo el rango de la presión intraluminal examinada, hubo una tendencia general de que el diámetro de la aorta en el estado despejado era relativamente mayor que en el estado normal. Sin embargo, un cambio no lineal en el diámetro fue consistente en ambas condiciones; la aorta demostró baja deformabilidad a una presión por debajo de 40 mmHg, un aumento constante de diámetro entre 40 y 80 mmHg, y poco cambio de diámetro por encima de 100 mmHg (fig. 4). En dos experimentos, la muestra se volvió a colocar en PBS y se almacenó a 4 °C después de realizar la prueba en la solución de limpieza, y el mismo protocolo de prueba se repitió al día siguiente. Las relaciones presión-diámetro tanto en PBS como en la solución de limpieza el día 2 fueron similares a las obtenidas el primer día (Fig. S2 complementaria), lo que demuestra la conservación de la estructura del tejido a pesar del proceso de limpieza del tejido.

Ilustraciones esquemáticas de la configuración experimental para (a) prueba de presión-diámetro y (b) microscopía dinámica de dos fotones.

Fotografías representativas de muestras de aorta torácica de rata sometidas a la prueba de presión-diámetro. (a) La muestra se probó en PBS, y (b) luego se aclaró y se probó en la solución de limpieza. Tenga en cuenta que los nudos negros, hechos para el cierre de las arterias intercostales, en el lado dorsal (la parte posterior) eran claramente visibles a través de la aorta despejada mientras que eran invisibles en el estado normal, no despejado.

Relaciones de presión-diámetro de la aorta torácica de rata probadas en el estado normal en PBS y en el estado aclarado en la solución de aclarado.

Para observar la deformación de la estructura del tejido a través de la pared aórtica bajo la aplicación de presión intraluminal, se limpió una muestra de aorta y se sometió a microscopía multifotónica dinámica usando un aparato presentado en la Fig. 2b. La distribución tridimensional de las fibras elásticas y los núcleos de SMC en las aortas despejadas se obtuvieron claramente usando microscopía multifotónica como se demuestra en los perfiles de intensidad de la señal (Figs. 5, 6). Las fibras de colágeno también eran visibles a través del grosor de la pared aórtica a pesar de una intensidad de señal más débil en comparación con los núcleos de elastina y de células de músculo liso. La Figura 6 muestra la microestructura de las fibras elásticas, la distribución de los núcleos de SMC y las fibras de colágeno en cada EL y SML. El pico y la variabilidad de la distribución del ángulo de alineación de cada componente a lo largo de las imágenes de la serie de profundidad también se trazaron en la Fig. 5. Las fibras elásticas, los núcleos SMC y las fibras de colágeno siguieron un perfil de distribución de ángulo similar; la mayoría de estos componentes estaban alineados a 90° (la dirección circunferencial), con algunas capas alineadas ligeramente desplazadas de la dirección circunferencial (aproximadamente 30°). Cuando se aplicó presión intraluminal, la cantidad de dispersión de la distribución del ángulo de orientación se hizo más pequeña. De hecho, tanto en EL como en SML, el ángulo máximo de la alineación general fue consistentemente de alrededor de 90 ° de 0 a 130 mmHg, y la variabilidad disminuyó con el aumento en el nivel de presión (Fig. S3 complementaria). La dispersión también se redujo con el aumento de la presión tanto en EL como en SML (Figura complementaria S3).

Perfiles de intensidad de señal representativos de autofluorescencia de elastina, tinción del núcleo SMC y SHG de colágeno (arriba), y el ángulo de alineación máximo de cada componente (abajo) obtenido a través de la aorta despejada a una presión intraluminal de (a) 0 mmHg y (b) 70 mm Hg. La intensidad de la señal se normalizó a la intensidad máxima de cada componente respectivo. El ángulo de alineación máximo (trazado con líneas sólidas en la parte inferior) y la dispersión del ángulo (equivalente a la desviación estándar, que se muestra como bandas) se determinaron mediante la función de direccionalidad en ImageJ/Fiji. El punto cero del eje horizontal correspondía al pico en el primer EL (EL1). Las líneas discontinuas y continuas grises dibujadas verticalmente indican la posición de profundidad de los picos locales de autofluorescencia de elastina y fluorescencia del núcleo SMC, respectivamente. El ángulo máximo a 90° corresponde a la dirección circunferencial de la aorta.

Presentación capa por capa de la microestructura de EL, SML y fibras de colágeno en EL y SML visualizados en la aorta despejada. Los ejes de r, θ y z indican la dirección radial, circunferencial y axial, respectivamente. En el medio se presentan cortes individuales de la pila de profundidad de EL, colágeno y SML en el plano θ - z, que exhiben la microestructura de las capas individuales. La imagen de EL y SML en el plano r − θ (izquierda y derecha, respectivamente) se creó proyectando la pila de imágenes en el plano θ − z al plano r − θ (suma de cortes para EL y desviación estándar para SML, respectivamente) .

También analizamos si la alineación de los núcleos de las células musculares lisas coincidía con la alineación de las fibras elásticas en la capa de elastina interna (lado de la íntima) o en la externa (lado de la adventicia) (Fig. 7). A la presión intraluminal de 40 mmHg, la alineación de los núcleos de SMC era casi idéntica a la alineación de las fibras elásticas en la capa interna, pero no coincidía con la alineación de la elastina en la capa externa (Fig. 7a). De hecho, el coeficiente de la regresión fue significativamente mayor en la relación entre SML y EL interior que entre SML y EL exterior (P < 0,001). A 100 mmHg, la tendencia fue similar a la observada a 40 mmHg (Fig. 7b). El rango de los ángulos máximos se hizo más pequeño tanto en las fibras elásticas como en los núcleos SMC en comparación con las relaciones a 40 mmHg. La alineación de los núcleos de SMC coincidió bien con la alineación de las fibras elásticas en el EL interno, pero se correlacionó pobremente con la alineación de las fibras elásticas en el EL externo. También se confirmó que el coeficiente de regresión fue significativamente mayor en la relación entre SML y EL interior que entre SML y EL exterior (P = 0,020).

Análisis de correlación de ángulos de pico EL y ángulos de pico SML. La correlación se calculó entre SML y su EL interior (izquierda) y entre SML y su EL exterior (derecha). Los ángulos se obtuvieron al nivel de presión de (a) 40 mmHg y (b) 100 mmHg, respectivamente. El ángulo máximo a 90° corresponde a la dirección circunferencial de la aorta. N, número de especímenes; n, el número total de los pares de capas SML y EL analizados. El análisis estadístico se realizó para n.

Cuando se presurizó la aorta despejada, hubo una clara tendencia a que las fibras elásticas y SML en las capas internas se deformaran más en la dirección circunferencial que las capas externas (Fig. 8). El nivel de deformación circunferencial del EL más interno (EL1) fue significativamente mayor que el EL más externo (EL6) en todos los niveles de presión examinados (P = 0,0006 a 40 mmHg, 0,0009 a 70 mmHg, 0,01 a 100 mmHg y 0,01 a 130 mmHg). El nivel de tensión EL1 también fue significativamente mayor que EL 3 a 40 mmHg (P = 0,01) y EL5 a 40 y 70 mmHg (P = 0,004 a 40 mmHg y 0,01 a 70 mmHg), respectivamente. El SML más interno (SML1) exhibió un nivel de tensión circunferencial significativamente mayor que SML4 a 40 mmHg (P = 0,039) y SML5 a 40 y 70 mmHg (P = 0,007 a 40 mmHg y 0,044 a 70 mmHg), respectivamente. El nivel de SML2 también fue significativamente mayor que SML5 a 40 mmHg (P = 0,023). Los niveles de deformación de los SML internos también fueron mayores que los de los SML externos a niveles de presión más altos, aunque las diferencias entre capas no fueron estadísticamente significativas.

Tensión circunferencial (izquierda) y axial (derecha) durante la presurización en cada capa de (a) EL y (b) SML obtenidas de microscopía dinámica de dos fotones. PD en el gráfico de la deformación circunferencial de EL indica la deformación circunferencial simplemente calculada a partir de los cambios en el diámetro aparente durante los resultados de la prueba de presión-diámetro. N, número de especímenes. Se realizó un análisis estadístico para los datos de tensión indicados entre corchetes.

Por el contrario, no hubo una tendencia tan clara en los niveles de tensión en EL y SML en la dirección axial. Tanto en EL como en SML, aunque los niveles de deformación en las capas externas fueron ligeramente más altos que en las capas internas, las magnitudes de la deformación axial fueron notablemente inferiores a las de la deformación circunferencial. No hubo diferencias estadísticamente significativas entre capas en ninguno de los niveles de presión examinados.

La tensión de la capa de colágeno (CL) se analizó a todos los niveles de presión en una muestra, ya que esta fue la única muestra en la que se obtuvieron claramente imágenes SHG de colágeno en todo el espesor de la pared aórtica. La deformación se analizó en fibras de colágeno en EL (CL(EL)) y en SML (CL(SML)) por separado, usando el mismo método con el análisis de deformación de EL. Hubo una tendencia general de que la tensión circunferencial en las capas internas era mayor que la de las capas externas (Figura complementaria S4), de acuerdo con las tendencias observadas en la tensión en EL y SML.

En el presente estudio, la aorta torácica de rata se limpió ópticamente a través de su profundidad manteniendo su cumplimiento mecánico, y se caracterizó el comportamiento tridimensional del tejido bajo presurización intraluminal. En particular, se determinó individualmente la tensión mecánica en cada capa de tres componentes aórticos, a saber, elastina, células de músculo liso y colágeno, lo que reveló una deformación significativamente mayor en la lámina elástica en el lado de la íntima en comparación con el lado de la adventicia. Hasta donde saben los autores, este es el primer estudio que evalúa los cambios en la microestructura de tres componentes principales de la aorta en respuesta a la presurización mientras se mantiene su estructura cilíndrica.

En la literatura existen varios relatos de la observación a través de la pared arterial sin aclaramiento óptico utilizando un modelo de ratón22,23. Sin embargo, en el caso de la aorta torácica de rata, era difícil mirar a través de la pared sin aclaramiento óptico (Fig. 1a), posiblemente debido a una pared más gruesa en la rata. En el presente estudio, el método de compensación nos permitió observar estructuras finas de fibras y núcleos celulares a través de la aorta resolviendo las discrepancias del índice de refracción y calculando la tensión a partir de las imágenes. Por tanto, el aclaramiento óptico permite observar a través de la pared de arterias más gruesas y obtener imágenes microscópicas con detalles finos. La técnica actual brinda la oportunidad de estudiar los detalles de los comportamientos mecánicos de los vasos sanguíneos más grandes que la aorta torácica del ratón.

El diámetro de la aorta aumentó ligeramente cuando se incubó en la solución de limpieza (Fig. 4), y esto podría deberse a un efecto de deshidratación del tejido por la solución de limpieza. Sin embargo, no confirmamos un cambio estadísticamente significativo en el diámetro de la aorta incubada en soluciones salinas hipertónicas, incluso en una solución con una osmolalidad cercana a la solución de limpieza, durante un período de 6 h (Fig. S5 complementaria). En consecuencia, este pequeño aumento en el diámetro puede no deberse únicamente a la deshidratación del tejido. Sin embargo, fue evidente que los EL estaban ligeramente enderezados y los núcleos de SMC se estrecharon y alargaron en la aorta limpiada en comparación con la aorta no limpiada (Fig. 1b). Por lo tanto, las propiedades fisicoquímicas del iodixanol, el soluto de la solución de limpieza, pueden influir en la estructura de la aorta e inflar ligeramente la aorta, lo que, sin embargo, no tiene un impacto significativo en los resultados experimentales y las conclusiones del presente estudio.

Uno de los hallazgos importantes del presente estudio es que la deformabilidad del tejido de la aorta limpiada fue similar a la de la original no limpiada; la aorta en ambos estados exhibió una relación presión-diámetro no lineal (Fig. 4). Este comportamiento mecánico bajo presurización intraluminal también se informó en un estudio anterior utilizando la misma arteria del mismo modelo animal24, así como en la misma y otras arterias en otras especies25,26. La coincidencia con otros estudios valida no solo los datos mecánicos obtenidos en el presente estudio, sino también el uso del método de limpieza óptica actual para el experimento de microscopía dinámica de dos fotones.

La caracterización del comportamiento aórtico bajo presión intraluminal se ha intentado en estudios previos utilizando microscopía de dos fotones13,14,22,23,27 y sincrotrón de rayos X28. Sin embargo, los hallazgos obtenidos se limitaron al comportamiento mecánico de los componentes tisulares seleccionados: cambios en el ángulo de orientación de las fibras de colágeno adventicias bajo presión 27, cambios en el ángulo de orientación de las fibras de colágeno mediales en EL y SML, así como las diferencias en el grado de enderezamiento de fibras de colágeno entre EL y SML13, cizallamiento entre EL y SML14, y despliegue de laminillas elásticas onduladas bajo presión28. El presente estudio se diferencia de estos estudios en que se analizó la alineación y la deformación de los tres componentes aórticos desde la lámina elástica más interna hasta la más externa. No obstante, debe tenerse en cuenta que la intensidad de la señal de colágeno SHG varió entre las muestras, especialmente la de las fibras de colágeno en EL y SML en el lado de la íntima (EL1-3 en el presente estudio). La posible razón de esto fue la absorción de las señales de SHG por las fibras de colágeno en la adventicia. Mantuvimos la adventicia en su lugar ya que esto era necesario para preservar la estructura del tejido original de la aorta para replicar el comportamiento mecánico del tejido in vivo en el entorno experimental in vitro. Sin embargo, era muy probable que las fibras de colágeno adventicias absorbieran las señales de colágeno SHG e impidieran que las señales llegaran al detector. Como la autofluorescencia de la elastina y la fluorescencia de los núcleos celulares se observaron con éxito incluso en el interior de la pared aórtica, el rayo láser de excitación de dos fotones no fue absorbido ni dispersado por las fibras de colágeno adventicias.

Se mostró claramente que las capas de la cara íntima estaban más deformadas que las de la cara adventicia (Fig. 8). En un estudio previo que evaluó la remodelación de la pared aórtica a la hipertensión en ratas, las SMC en el lado de la íntima se volvieron hipertróficas en mayor medida en comparación con las del lado adventicio29. Nuestros resultados de que los EL en el lado de la íntima (particularmente EL1) se tensaron notablemente más grandes en una dirección circunferencial que los del lado adventicio (particularmente EL6), y una tendencia similar observada en los SML son muy relevantes para los hallazgos anteriores. La presente evidencia respalda la noción actual de que la hipertensión en la aorta aplica una gran cantidad de tensión mecánica (en la dirección circunferencial) a las SMC en el lado de la íntima, y las células responden a la mayor tensión (y la tensión asociada) adaptándose estructuralmente a mantener la tensión circunferencial a un nivel fisiológico.

Además de las diferencias entre capas en la magnitud de la deformación, se evaluaron las diferencias entre componentes en la magnitud de la deformación, así como las alteraciones en los ángulos de alineación. Sin embargo, no encontramos diferencias estadísticamente significativas en las magnitudes de deformación entre tres componentes en cada capa (Figura complementaria S6), o cambios significativos en el ángulo de alineación durante el inflado (Figura complementaria S7). Además, se intentó una investigación minuciosa de las interacciones entre los componentes, pero fue difícil de realizar con la resolución de imagen actual. Se plantea la hipótesis de que podríamos visualizar los mecanismos de cómo se estimulan las SMC in situ, ya que las estimulaciones de cizallamiento por fricción entre sus cuerpos celulares y las fibras de colágeno adyacentes pueden ocurrir debido a diferentes magnitudes de tensión local entre las fibras de colágeno y las SMC. Tales detalles del entorno mecánico de SMC serán un objetivo de nuestro trabajo futuro.

Era evidente en nuestros datos de deformación (Fig. 8) que la deformación circunferencial calculada a partir del cambio de diámetro en la prueba de presión-diámetro (PD) era más pequeña que la calculada a partir de la microscopía dinámica de dos fotones (EL1–EL6). Esto sigue una distribución intramural teórica de deformación circunferencial a lo largo de la dirección radial en un cilindro de paredes gruesas sujeto a presión interna. En otras palabras, debido a que el diámetro de la aorta se midió a partir de las imágenes del exterior de la aorta (Fig. 3), la medición de la tensión se realizó más en el exterior que EL6, lo que resultó en un valor de tensión menor que EL6. Además, cabe destacar que la tensión local de EL se midió en el lado abdominal de la aorta. En estudios previos nuestro30 y otros31, el estiramiento circunferencial de la aorta en respuesta a la presurización intraluminal fue mayor en el lado abdominal que en el lado dorsal. Dado que el estiramiento circunferencial general de la aorta, que es equivalente a la tensión de la EP en el presente estudio, se puede estimar como un promedio de las tensiones ventral y dorsal, la tensión circunferencial abdominal fue aproximadamente un 5 % mayor que la tensión circunferencial total30,31. En el presente estudio, la deformación circunferencial de EL6 fue entre un 7% y un 10% mayor que la deformación circunferencial de PD, lo que esencialmente concuerda con estos hallazgos anteriores. Debido a que la tensión EL6 se midió dentro de la aorta, mientras que la tensión PD se midió desde la superficie radial exterior de la aorta, la tensión EL6 podría ser mayor que la tensión circunferencial determinada en la superficie exterior del lado abdominal de la aorta. Esta diferencia en la posición radial en la medición de la deformación posiblemente condujo a nuestros resultados de que la diferencia entre las deformaciones EL6 y PD fue relativamente mayor que las diferencias informadas entre las proporciones de estiramiento circunferencial general y ventral. También hubo algunos factores que influyeron en la diferencia entre PD y EL6, como la diferencia en el método de medición de la tensión (medida a partir de la estructura de la fibra en EL6 mientras que se midió a partir del tamaño total de la arteria) y el método de imagen (microscopio de dos fotones frente a estereomicroscopio).

Otro hallazgo importante en el presente estudio fue la concordancia en el ángulo de alineación del núcleo de las SMC y las fibras elásticas debajo de ellas. Aunque se informa que las SMC se anclan a las EL en ambos lados interno y externo4,32, la preferencia de la alineación del núcleo a un lado de las EL podría ser relevante para el proceso de desarrollo de la estructura de la pared aórtica. Se cree que la estructura aórtica está formada por la formación de una estructura tubular por parte de las células endoteliales, seguida de una envoltura por parte de las células mesenquimales33. A medida que las células se diferencian en SMC, se sintetiza elastina y se deposita entre las capas de las células33. Debido a que el lado de la íntima (interno) se deforma más que el lado adventicio (externo) con la presión intraluminal, las células pueden preferir construir una estructura en su lado interno, reforzada con fibras alineadas en la dirección de la deformación para resistir la tensión mecánica. Podrían ser posibles otros mecanismos, como la formación espontánea de la estructura alineada de las fibras elásticas, ya que una estructura laminar tridimensional, con fibras de colágeno altamente organizadas en cada capa, puede formarse solo con las propias moléculas de colágeno a través del apiñamiento molecular34. Sin embargo, en el desarrollo de la aorta, este podría no ser el caso, ya que las células mesenquimatosas se acumulan antes de su síntesis de elastina y, por lo tanto, podría no haber tiempo y/o espacio para la formación de alineación espontánea de las fibras elásticas.

En la microscopía dinámica de dos fotones, el núcleo celular se marcó con fluorescencia con homodímero-III de etidio, que marca los núcleos de células muertas. Este colorante se seleccionó en función de la separación de la longitud de onda de la luz de emisión de la muestra, así como de la capacidad de tinción. Sin embargo, la buena capacidad de tinción con el marcador de células muertas indica que las SMC dentro de la aorta limpiada no eran viables. Es bien conocido que el estado de SMC entre contraído y relajado afecta significativamente los comportamientos mecánicos de las arterias musculares, pero solo se observó una pequeña alteración en los comportamientos de las arterias elásticas, como la arteria carótida35. La aorta de rata, utilizada en el presente estudio, también se clasifica como una arteria elástica. Por lo tanto, aunque las SMC no son viables en la aorta limpia, se considera que los comportamientos mecánicos de la aorta limpia representan fielmente los comportamientos de la aorta normal no limpia.

Se ha informado que una técnica de limpieza tisular influye en la mecánica tisular36. En este informe, se usó PBS suplementado con propilenglicol (PG) al 80 % para la limpieza óptica de la aorta porcina, de modo que el tejido se deshidrató para obtener transparencia óptica. Esta técnica también aumentó la rigidez de la aorta. Debido a que la limpieza del tejido con PG se logró mediante la eliminación del agua que dispersaba la luz del tejido y la desestabilización de la estructura de colágeno de alto orden por agentes químicos en la solución de limpieza (es decir, PG)37, las alteraciones en el comportamiento mecánico eran inevitables. En el presente estudio, por otro lado, utilizamos solución de iodixanol al 60% (Optiprep) en PBS como solución de limpieza, que tiene una osmolalidad estimada de 470 mOsm/L. Esto fue notablemente más bajo que la osmolalidad estimada del 80 % de PG en PBS (11 000 mOsm/L)38. La suplementación de Optiprep en el medio tiene como objetivo reducir la falta de coincidencia de los índices de refracción entre los tejidos/células bajo la imagen y el medio para la imagen20, pero no para inducir la deshidratación del tejido para obtener la transparencia del tejido. De hecho, se demostró que la aorta porcina permaneció opaca cuando se incubó en una solución de PG al 30%36 (estimada en 4000 mOsm/L38). Por lo tanto, se supone que la deshidratación inducida por la osmolalidad de nuestra solución de limpieza es muy pequeña y no suficiente para limpiar la aorta de la rata. También se reflejó en nuestros resultados que los comportamientos mecánicos de la aorta de rata limpiada eran similares a los de la aorta normal (Fig. 4), lo que posiblemente sugiera un pequeño efecto del método de limpieza actual sobre la mecánica tisular. La estrategia de deshidratación de tejidos puede ser apropiada para limpiar ópticamente muestras gruesas como la aorta porcina y, por lo tanto, será un tema de investigación interesante en estudios futuros para comparar métodos de limpieza de tejidos para muestras de aorta grandes.

Una de las limitaciones del presente estudio es que no examinamos si el aclaramiento del tejido afecta las respuestas mecánicas de la aorta, particularmente a nivel de microestructura. Aunque confirmamos que el aclaramiento del tejido no produjo alteraciones marcadas en la estructura de la aorta en un estado sin carga (Fig. 1) y en los comportamientos mecánicos macroscópicos (Fig. 4), estos hallazgos no confirman que las respuestas microestructurales sean también el lo mismo entre la aorta normal y la limpiada. Por lo tanto, se debe realizar un estudio futuro para abordar este problema.

En conclusión, hemos establecido un modelo experimental de caracterización del comportamiento mecánico aórtico a través del grosor del tejido por limpieza óptica, manteniendo la distensibilidad del tejido. Se confirmó que la magnitud de la tensión circunferencial de las láminas elásticas dependía en gran medida de la ubicación dentro de la pared aórtica, y la orientación de las células del músculo liso está bien de acuerdo con la de las fibras elásticas ubicadas en su cara íntima.

En el presente estudio se utilizaron un total de 8 ratas Wistar macho (de 8 a 9 semanas de edad). Todos los experimentos con animales fueron aprobados por la Junta de Revisión Institucional para el Cuidado de Animales de la Escuela de Graduados de Ingeniería de la Universidad de Nagoya (número de aprobación 18-8) y se realizaron de acuerdo con la Guía para la Experimentación con Animales de la Universidad de Nagoya, así como con las pautas ARRIVE39. Se compró un animal a la vez varios días antes del experimento y se mantuvo en una jaula individual hasta el sacrificio. Todas las ratas se mantuvieron en un ciclo de iluminación diurno regular (12:12 luz:oscuridad) con acceso ad libitum a alimentos (CLEA Rodent Diet CE-2) y agua. Se utilizó un sistema de lavado automático para mantener la jaula limpia. Los animales se alojaron en una sala para animales especialmente designada, ventilada y mantenida a 25 °C durante todo el año, y se les permitió realizar actividades diarias normales. No se proporcionó analgesia a las ratas antes del sacrificio. Los comportamientos de los animales se comprobaron cuidadosamente todos los días y no se observaron anomalías evidentes en todos los animales antes de su uso en los experimentos. Los experimentos fueron diseñados para mantener el uso mínimo de los animales.

Los animales se sacrificaron con dióxido de carbono gaseoso, y la sección tubular de la aorta torácica, con una longitud in vivo de aproximadamente 40 mm, se obtuvo de cada rata inmediatamente después del sacrificio. Se registró la longitud in vivo entre las posiciones de corte proximal y distal para reproducir la longitud fisiológica en los experimentos in vitro descritos a continuación (una relación de estiramiento promedio de 1,4). La aorta aislada se colocó en PBS mientras que los tejidos blandos conectados de forma laxa que rodeaban la superficie aórtica, incluida la grasa, se extrajeron con cuidado mientras se mantenía la adventicia en su lugar.

Se tomó una sección longitudinal corta de una aorta aislada y se abrió por corte en el lado dorsal. La muestra se incubó en homodímero-III de etidio 5 µM (Biotium, EE. UU.) en PBS durante la noche a 4 °C para teñir los núcleos de las células del músculo liso y se tomaron imágenes con un microscopio de dos fotones (A1R MP, Nikon, Japón) en un estado normal no aclarado dentro de PBS. La muestra rectangular se colocó plana con la adventicia del lado abdominal hacia arriba. Las imágenes en el plano axial-circunferencial (z − θ) se obtuvieron desde la adventicia hacia la íntima con un objetivo de inmersión en agua de 25 × y un láser de excitación a una longitud de onda de 860 nm. Se tomaron imágenes de la elastina por su autofluorescencia con un filtro 525/50. Las señales de fluorescencia de los núcleos de células musculares lisas se obtuvieron con un conjunto de filtros 575/25. Las fibras de colágeno se visualizaron mediante la recopilación de señales de generación de segundo armónico (SHG) de moléculas de colágeno con un tubo fotomultiplicador equipado con un conjunto de filtros 492SP. Se obtuvo una serie de imágenes de profundidad, cada una de 512 × 512 píxeles que cubren una región cuadrada de 510 µm, a una velocidad de 0,5 fps con un promedio de 2 × con un intervalo de 1 µm hasta que la estructura fibrosa de la elastina fue indetectable. A continuación, la muestra se aclaró en la solución de limpieza y se tomaron imágenes de nuevo de la misma manera dentro de la solución de limpieza. Las imágenes obtenidas se proyectaron en un plano radial-circunferencial (r − θ) (proyección de desviación estándar) para demostrar la profundidad de visibilidad en cada condición.

Se preparó una muestra en forma de anillo con una longitud axial de 1 mm a partir de otra aorta de rata aislada cortando en un plano transversal al eje longitudinal de la aorta. Después del marcaje fluorescente de los núcleos de las células del músculo liso en la muestra con 5 µM de homodímero-III de etidio (biotium) en PBS durante la noche a 4 °C, se tomaron imágenes de la muestra bajo el microscopio de dos fotones (Nikon) en un microscopio normal no aclarado. estado dentro de PBS. Imágenes en el plano radial-circunferencial (r − θ) que capturan todas las capas de fibras de elastina, células musculares lisas y fibras de colágeno como se describió anteriormente. Se obtuvo una serie de imágenes de profundidad, cada una de 512 × 512 píxeles que cubren una región cuadrada de 347 µm, a una velocidad de 0,5 fps con un promedio de 2 × con un intervalo de 0,5 µm hasta que las señales se volvieron indetectables. A continuación, la muestra se aclaró en la solución de limpieza y se volvió a visualizar de forma similar dentro de la solución de limpieza.

Para caracterizar el comportamiento mecánico de la aorta con/sin aclaramiento de tejido, se realizó una prueba de presión-diámetro utilizando tres animales. Cada extremo de la muestra de aorta se unió a una plantilla hueca de acero inoxidable hecha a medida y se conectó a un dispositivo de prueba (Fig. 2a) similar a los utilizados en estudios previos13,14, con el lado abdominal hacia arriba (Fig. 3 ). La longitud de la sección de prueba fue de al menos 20 mm. El ensayo se llevó a cabo a temperatura ambiente mientras la muestra se mantenía en un baño del dispositivo lleno de PBS. La presión intraluminal se proporcionó mediante una bomba manual y se controló con un manómetro de mercurio (Navis, Japón). Las imágenes de la aorta se capturaron con una cámara de dispositivo de carga acoplada (CCD) (DFC310, Leica, Alemania) equipada con un microscopio estereoscópico (M165 FC, Leica). El espécimen se estiró a su longitud in vivo y se aplicaron 10 ciclos de inflado y desinflado con PBS entre 0 y 200 mmHg como preacondicionamiento. Esto fue seguido por un solo ciclo de inflación y deflación; la imagen de la aorta se capturó en cada incremento de presión de 20 mmHg durante el inflado y en cada reducción de 20 mmHg durante el desinflado para el análisis de datos. La muestra se separó del dispositivo de prueba y se colocó en la solución de limpieza durante 2 horas a temperatura ambiente hasta que la aorta se limpió por completo. El protocolo de prueba se llevó a cabo nuevamente, con la muestra mantenida en la solución de limpieza (Fig. 3). La serie de pruebas se realizó el mismo día de la extracción de la aorta.

Se utilizaron otros tres animales para la microscopía dinámica de dos fotones. La muestra de aorta se recogió como se describe anteriormente y los núcleos celulares se tiñeron con homodímero de etidio-III (biotium) disuelto a 5 µM en PBS durante 1 ha temperatura ambiente en un balancín. A continuación, la muestra se aclaró en la solución de limpieza que contenía homodímero III de etidio 5 µM durante la noche a 4 °C en un balancín. Para la observación microestructural de la aorta durante la presurización intraluminal, la muestra se adjuntó al mismo dispositivo de prueba utilizado para la prueba de presión-diámetro montado en una platina motorizada del microscopio de dos fotones (Nikon), con el lado abdominal hacia arriba y estirado para la longitud in vivo. El sistema se modificó ligeramente para microscopía multifotónica (Fig. 2b). La aorta se mantuvo en el baño lleno con la solución de limpieza y se aplicó presión intraluminal como presión hidrostática cambiando la altura de un reservorio (jeringa de 25 ml) lleno de solución salina saturada. La solución salina en el depósito y la solución de limpieza en la muestra se conectaron a través de una sola burbuja de aire introducida dentro del circuito de flujo. El nivel de presión se monitoreó con un transductor de presión (DX-100, Nihon Koden, Japón) ubicado en el extremo de la muestra opuesto al extremo que se conecta al depósito.

Como preacondicionamiento se realizaron diez ciclos de inflado y desinflado de la aorta mediante la aplicación de la presión intraluminal entre 0 y 160 mmHg. A esto le siguió una aplicación en serie de 0, 40, 70, 100 y 130 mmHg a la muestra; Se capturaron imágenes microscópicas en cada paso de presión como sigue. Para caracterizar las alteraciones de la estructura microscópica de la aorta durante la presurización, se tomaron imágenes de tres componentes principales de la aorta, a saber, elastina, células de músculo liso y colágeno, simultáneamente en toda la pared aórtica, desde la capa de elastina íntima más interna hasta el colágeno adventicio más externo. capa. Se capturó una serie de profundidad que constaba de un total de hasta 200 imágenes con un intervalo de 0,67 o 1 µm; cada imagen, con un tamaño de 512 × 512 píxeles que cubren una región cuadrada de 347 µm, se obtuvo a una velocidad de 0,5 fps con un promedio de 2 ×. La intensidad del láser y la sensibilidad del fotomultiplicador en cada canal se ajustaron con precisión para evitar la halación.

En las imágenes microscópicas obtenidas se evaluaron alteraciones en la alineación de fibras elásticas en cada lámina elástica y núcleos de células de músculo liso en cada capa de músculo liso; dos de cada tres muestras exhibieron una baja intensidad de SHG de colágeno y, por lo tanto, el análisis de alineación de las fibras de colágeno solo se pudo realizar con una muestra. Para identificar regiones representativas en cada EL y SML en cada paso de presión, se recortó una región cuadrada de 256 × 256 píxeles de todas las imágenes de la serie de profundidad de EL y SML, que proporcionó los picos y valles más distintivos en el perfil de intensidad de señal promedio de cada corte de imagen a lo largo de la posición de profundidad (Fig. 5). Se identificó la posición de profundidad de cada uno de los 6 picos para EL y 5 picos para SML, y se seleccionó el corte de profundidad correspondiente como una imagen representativa de cada EL y SML y se usó para el análisis posterior.

La alineación de las fibras elásticas y los núcleos de las células del músculo liso se evaluó en las imágenes de la serie de profundidad, así como en las imágenes EL y SML seleccionadas mediante la función de direccionalidad en ImageJ/Fiji (versión 2.1.0, NIH, EE. UU.). Esto realizó una transformada rápida de Fourier bidimensional (2D-FFT) y la función de densidad de probabilidad de la distribución gaussiana se ajustó a la distribución angular de fibras elásticas/núcleos en las imágenes. Del análisis se obtuvieron tres parámetros que describen su orientación: el pico (grado) y la dispersión (sin unidades) de la función de distribución de probabilidad ajustada, así como la bondad de ajuste (un valor sin unidades que oscila entre 0 y 1). Entre los tres parámetros, utilizamos el valor máximo como el ángulo de alineación representativo de las fibras elásticas/núcleos celulares. Además, se evaluaron los cambios en un ángulo de alineación de pico promedio general de EL y SML en una muestra de aorta completa simplemente calculando y comparando la media y la desviación estándar del pico y la dispersión de todos los EL y SML de dos muestras en cada uno. paso de presión

Para evaluar la deformación de cada una de las redes de fibras de EL, SML y colágeno en EL y SML, se realizó un análisis de deformación basado en imágenes. A partir de la pila de profundidad de tamaño completo de cada componente en cada paso de presión, se recopilaron imágenes de la subpila que cubren todo el grosor de cada capa; la posición de profundidad de cada capa se determinó mediante la inspección visual de las imágenes del plano r - θ (radial-circunferencial) reconstruidas a partir de las imágenes originales de la pila de profundidad del plano z - θ (axial-circunferencial). Todas las imágenes de cada subpila se sumaron para crear una imagen proyectada y se apilaron un total de 5 imágenes proyectadas (correspondientes a 0, 40, 70, 100 y 130 mmHg).

Para establecer marcadores de tensión, los objetos característicos en cada pila de imágenes, rastreables a lo largo de la serie de pilas, se seleccionaron manualmente alrededor de la línea central horizontal de las imágenes. En las imágenes EL, estos rasgos característicos eran puntos brillantes en la red de fibras elásticas; estos eran núcleos celulares típicos en SML. Para la deformación circunferencial, se emparejaron dos marcadores colocados aproximadamente en las mismas ubicaciones horizontales a lo largo de la línea central horizontal. La distancia entre los marcadores emparejados se registró en cada paso de presión y se calculó la deformación nominal para la dirección circunferencial. Se usaron al menos tres pares de marcadores para medir la deformación en cada pila. De manera similar, se emparejaron dos marcadores colocados aproximadamente en las mismas ubicaciones verticales y se usaron para la determinación de la tensión axial.

Los análisis estadísticos se realizaron utilizando el lenguaje estadístico R (ver. 4.3.0). Las comparaciones entre más de dos grupos se realizaron mediante la prueba de Kruskal-Wallis, seguida de la prueba de comparación múltiple de Steel-Dwass si se encontró significación estadística en la prueba de Kruskal-Wallis. En la comparación de la distribución de los ángulos de alineación se utilizó la prueba de Dunnett, tomando como control el dato de 0 mmHg. La significación en la diferencia entre dos correlaciones independientes se evaluó utilizando el paquete R cocor40 y se calcularon las estadísticas z de Fisher. En todas las pruebas, el nivel de significación se fijó en P < 0,05.

Los conjuntos de datos generados y analizados durante el estudio actual están disponibles del autor correspondiente a pedido razonable.

Fung, YC Biomecánica: propiedades mecánicas de los tejidos vivos. (Primavera, 1993).

Matsumoto, T. & Nagayama, K. Propiedades de tracción de las células del músculo liso vascular: puente entre la biomecánica vascular y celular. J. Biomech. 45, 745–755 (2012).

Artículo Google Académico

Matsumoto, T., Goto, T., Furukawa, T. & Sato, M. Estrés residual y deformación en la unidad laminar de la aorta porcina: Experimento y análisis. J. Biomech. 37, 807–815 (2004).

Artículo Google Académico

O'Connell, MK et al. La micro y nanoestructura tridimensional de la unidad lamelar medial aórtica medida usando imágenes de microscopía electrónica y confocal 3D. Matriz Biol. 27, 171–181 (2008).

Artículo Google Académico

Boulesteix, T. et al. Imágenes multifotónicas ex vivo a escala micrométrica de la estructura de la pared arterial sin teñir. Citomo. Parte A 69, 20–26 (2006).

Artículo CAS Google Académico

Wasano, K. & Yamamoto, T. Arquitectura tridimensional del tejido elástico en la aorta de rata y la arteria femoral: un estudio con microscopio electrónico de barrido. Microscopía 32, 33–44 (1983).

CAS Google Académico

Wolinsky, H. & Glagov, S. Base estructural de las propiedades mecánicas estáticas de la aorta. Circ. Res. 14, 400–413 (1964).

Artículo CAS Google Académico

Raspanti, M. et al. La matriz extracelular de la pared aórtica humana: observaciones ultraestructurales por FEG-SEM y por AFM en modo tapping. Micron 37, 81–86 (2006).

Artículo CAS Google Académico

Fonck, E. et al. Efecto de la degradación de la elastina en la mecánica de la pared carotídea evaluada por un modelo biomecánico basado en constituyentes. Soy. J. Physiol. Escuchar. Circ. Fisiol. 292, 2754–2763 (2007).

Artículo Google Académico

Wagenseil, JE & Mecham, RP Matriz extracelular vascular y mecánica arterial. Fisiol. Rev. 89, 957–989 (2009).

Artículo CAS Google Académico

Roy, S., Boss, C., Rezakhaniha, R. & Stergiopulos, N. Caracterización experimental de la distribución del reclutamiento de fibras de colágeno. J. Bioreol. 24, 84–93 (2010).

Artículo Google Académico

Fan, Y., Wang, J., Maeda, E., Murase, K. & Matsumoto, T. Análisis de deformación heterogénea en la pared de la aorta torácica de conejo a nivel microscópico. Adv. biomedicina Ing. 8, 7–13 (2019).

Artículo Google Académico

Sugita, S. & Matsumoto, T. Observaciones de microscopía multifotónica de cambios en la microestructura de fibra de colágeno y elastina 3D durante la presurización en medios aórticos. Biomecánica. Modelo. Mecanobiol. 16, 763–773 (2017).

Artículo Google Académico

Sugita, S., Kato, M., Wataru, F. y Nakamura, M. Análisis tridimensional de la deformación microscópica de la aorta torácica durante la presurización intraluminal. Biomecánica. Modelo. Mecanobiol. 19, 147–157 (2020).

Artículo Google Académico

Giudici, A., Wilkinson, IB & Khir, AW Revisión de las técnicas utilizadas para investigar el papel que juegan la elastina y el colágeno en la mecánica de la pared arterial. IEEE Rev. Biomédica. Ing. 14, 256–269 (2021).

Artículo Google Académico

Azaripour, A. et al. Un estudio de las técnicas de limpieza para obtener imágenes en 3D de tejidos con especial referencia al tejido conectivo. prog. Histoquimica. citoquímica. 51, 9–23 (2016).

Artículo Google Académico

Susaki, EA et al. Protocolos CUBIC avanzados para limpieza e imagen de todo el cerebro y todo el cuerpo. Nat. Protocolo 10, 1709-1727 (2015).

Artículo CAS Google Académico

Schriefl, AJ, Wolinski, H., Regitnig, P., Kohlwein, SD y Holzapfel, GA Un enfoque automatizado para la cuantificación tridimensional de estructuras fibrilares en tejidos biológicos blandos aclarados ópticamente. JR Soc. Interfaz 10, 20120760 (2013).

Artículo Google Académico

Niestrawska, JA et al. Microestructura y mecánica de aortas abdominales sanas y aneurismáticas: análisis experimental y modelado. JR Soc. Interfaz 13, 20160620 (2016).

Artículo Google Académico

Boothe, T. et al. Un medio sintonizable de coincidencia de índice de refracción para obtener imágenes de células, tejidos y organismos modelo en vivo. Elife 6, 1–15 (2017).

Artículo Google Académico

Maeda, E., Kuroyanagi, K. y Matsumoto, T. Caracterización microscópica del campo de tensión local en tejido en proceso de curación en el tercer defecto central del tendón rotuliano de ratón en la fase inicial de curación. J. Mec. Comportamiento biomedicina Mate. 123, 104702 (2021).

Artículo Google Académico

Yu, X., Turcotte, R., Seta, F. y Zhang, Y. Micromecánica de laminillas elásticas: Desentrañar el papel de la falta de homogeneidad estructural en la mecánica arterial multiescala. JR Soc. Interfaz 15, 20180492 (2018).

Artículo Google Académico

Cavinato, C., Murtada, SI, Rojas, A. & Humphrey, JD Evolución de las relaciones estructura-función durante la maduración y el envejecimiento aórtico reveladas por microscopía multifotónica. mecánico Desarrollo de envejecimiento 196, 111471 (2021).

Artículo CAS Google Académico

Matsumoto, T., Tsuchida, M. y Sato, M. Cambio en la distribución de la tensión intramural en la aorta de rata debido a la contracción y relajación del músculo liso. Soy. J. Physiol. Circ. Fisiol. 271, H1711–H1716 (1996).

Artículo CAS Google Académico

Dodson, RB, Rozance, PJ, Petrash, CC, Hunter, KS & Ferguson, VL Las aortas torácica y abdominal se endurecen a través de cambios únicos en la matriz extracelular en fetos de oveja con crecimiento intrauterino restringido. Soy. J. Physiol. Escuchar. Circ. Fisiol. 306, 429–437 (2014).

Artículo Google Académico

Rivera, E. et al. Caracterización biomecánica de la respuesta pasiva de la aorta torácica en corderos recién nacidos hipóxicos crónicos utilizando una estrategia evolutiva. ciencia Rep. 11, 1–11 (2021).

Artículo Google Académico

Krasny, W., Morin, C., Magoariec, H. y Avril, S. Un estudio exhaustivo de los cambios morfológicos específicos de la capa en la microestructura de las arterias carótidas bajo carga uniaxial. Acta Biomater. 57, 342–351 (2017).

Artículo Google Académico

Trachet, B. et al. Visualización basada en sincrotrón y segmentación de láminas elásticas en la arteria carótida de ratón durante el inflado de presión cuasiestática. JR Soc. Interfaz 16, 20190179 (2019).

Artículo Google Académico

Matsumoto, T. & Hayashi, K. Adaptación mecánica y dimensional de la aorta de rata a la hipertensión. J. Biomech. Ing. 116, 278–283 (1994).

Artículo CAS Google Académico

Sugita, S., Matsumoto, T. & Sato, M. Medición de la tensión local de la pared arterial basada en la observación longitudinal. Trans. Jpn. Soc. mecánico Ing. Ser. A. 69, 43–48 (2003).

Artículo Google Académico

Kim, J. & Baek, S. Variaciones circunferenciales del comportamiento mecánico de la aorta torácica porcina durante la prueba de inflación. J. Biomech. 44, 1941-1947 (2011).

Artículo Google Académico

Davis, CE Conexiones de células musculares lisas a láminas elásticas en la aorta de ratón en desarrollo. Papel en la organización medial de la aorta. Laboratorio. investigando 68, 89–99 (1993).

CAS PubMed Google Académico

Davis, EC Crecimiento de lámina elástica en la aorta de ratón en desarrollo. J. Histochem. citoquímica. 43, 1115–1123 (1995).

Artículo CAS Google Académico

Saeidi, N. et al. Apiñamiento molecular de colágeno: una vía para producir estructuras colágenas altamente organizadas. Biomateriales 33, 7366–7374 (2012).

Artículo CAS Google Académico

Cox, R. Efectos de la norepinefrina sobre la mecánica de las arterias in vitro. Soy. J. Physiol. Contenido 231, 420–425 (1976).

Artículo CAS Google Académico

Acosta Santamaría, VA, García, MF, Molimard, J. & Avril, S. Caracterización de los efectos quimioelásticos en arterias mediante correlación de volumen digital y tomografía de coherencia óptica. Acta Biomater. 102, 127–137 (2020).

Artículo Google Académico

Yeh, AT & Hirshburg, J. Interacciones moleculares de agentes químicos exógenos con colágeno: implicaciones para la limpieza óptica de tejidos. J. Biomédica. Optar. 11, 014003 (2006).

Artículo ANUNCIOS Google Académico

Doenicke, A., Nebauer, AE, Hoernecke, R., Mayer, M. & Roizen, MF Osmolalidades de formulaciones de fármacos que contienen propilenglicol para uso parenteral. ¿Se debe utilizar propilenglicol como disolvente?. anesth. Anal. 75, 431–435 (1992).

Artículo CAS Google Académico

Percie du Sert, N. et al. Las pautas ARRIVE 2.0: Pautas actualizadas para informar la investigación con animales. PLoS Biol. 18, e3000410 (2020).

Artículo CAS Google Académico

Diedenhofen, B. & Musch, J. Cocor: Una solución integral para la comparación estadística de correlaciones. PLoS One 10, 1–12 (2015).

Google Académico

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El presente estudio fue apoyado en parte por JSPS KAKENHI (Nos. 18K12028, 15H05860, 18H03752, 19K22960), JSPS Platforms for Advanced Technologies and Research Resources "Advanced Bioimaging Support" (JP16H06280) y AMED-CREST Grant número JP19gm0810005. Los autores desean agradecer a la División de Ingeniería de Investigación Médica de la Facultad de Medicina de la Universidad de Nagoya por el uso del microscopio de dos fotones (A1RMP, Nikon).

Estos autores contribuyeron por igual: Eijiro Maeda y Yoriko Ando.

Laboratorio de Biomecánica, Departamento de Ingeniería de Sistemas Mecánicos, Escuela de Graduados de Ingeniería, Universidad de Nagoya, Furo-cho, Chikusa-ku, Nagoya, Aichi, 464-8603, Japón

Eijiro Maeda, Yoriko Ando, Kazuhiro Takeshita y Takeo Matsumoto

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EM realizó experimentos, analizó los datos y preparó el manuscrito. YA conceptualizó el estudio, diseñó y realizó experimentos, y recopiló y analizó los datos. KT realizó experimentos y recopiló los datos. TM conceptualizó el estudio, analizó los datos y finalizó el manuscrito. EM y YA contribuyeron igualmente a este estudio.

Correspondencia a Takeo Matsumoto.

Los autores declaran no tener conflictos de intereses.

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Reimpresiones y permisos

Maeda, E., Ando, Y., Takeshita, K. et al. A través de la aorta despejada: caracterización tridimensional de los comportamientos mecánicos de la aorta torácica de rata bajo presurización intraluminal utilizando el método de limpieza óptica. Informe científico 12, 8632 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-12429-5

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Recibido: 09 Diciembre 2021

Aceptado: 09 mayo 2022

Publicado: 23 mayo 2022

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-022-12429-5

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