Informatie

Verhoogt een toenemende contractiliteit LV ESP?


Ik zie veel PV-diagrammen die een verwaarloosbaar verschil in de ESP laten zien wanneer de contractiliteit toeneemt. Ik vraag me af waarom dit het geval is, want als er meer bloed in de aorta wordt gepompt, zou de MAP moeten toenemen, wat vervolgens de ESP zou moeten verhogen.


Verhoogt een toenemende contractiliteit LV ESP? - Biologie

Aan het einde van dit gedeelte bent u in staat om:

  • Hartslag relateren aan hartminuutvolume
  • Beschrijf het effect van inspanning op de hartslag
  • Identificeer cardiovasculaire centra en hartreflexen die de hartfunctie reguleren
  • Beschrijf factoren die de hartslag beïnvloeden
  • Maak onderscheid tussen positieve en negatieve factoren die de contractiliteit van het hart beïnvloeden
  • Vat factoren samen die het slagvolume en het hartminuutvolume beïnvloeden
  • Beschrijf de cardiale reactie op variaties in de bloedstroom en druk

De autoritmiek die inherent is aan hartcellen zorgt ervoor dat het hart in een regelmatig tempo blijft kloppen, maar het hart wordt ook gereguleerd door en reageert ook op invloeden van buitenaf. Neurale en endocriene controles zijn essentieel voor de regulatie van de hartfunctie. Bovendien is het hart gevoelig voor verschillende omgevingsfactoren, waaronder elektrolyten.


Normale waarden voor ejectiefractie (EF)

Studies bij gezonde personen suggereren dat de gemiddelde ejectiefractie 63% tot 69% is. Europese en Amerikaanse richtlijnen zijn het erover eens dat de ondergrens voor de ejectiefractie 55% is. Verminderde ejectiefractie wordt gedefinieerd als ejectiefractie <55%. Dit houdt in dat de pompcapaciteit van het linkerventrikel wordt verminderd en het is synoniem met: hartfalen met verminderde ejectiefractie (HFREF).

Zoals blijkt uit figuur 2, wordt een reeks neurohormonale mechanismen geactiveerd wanneer de ejectiefractie wordt verminderd. Deze mechanismen en hun gevolgen omvatten:

  • Verhoogde sympathische activiteit leidt tot: verhoogde hartslag en aanvankelijk verhoogde contractiliteit, die de symptomen tijdelijk kunnen verlichten, maar de langetermijneffecten van sympathische activiteit zijn verwoestend. Bètablokkers, die de activiteit van sympathische vezels verminderen, verbeteren zowel de hartfunctie als de overleving dramatisch bij hartfalen.
  • Verhoogde sympathische activiteit leidt tot verhoogde secretie van aldosteron, renine (activering van RAAS) en bijgevolg verhoogde concentraties van angiotensine II. Dit resulteert in een verhoogde bloeddruk en het vasthouden van zout en water. Dit resulteert vervolgens in verhoogde cardiale preload en op lange termijn volume overbelasting.
  • In de hartspier resulteert sympathische activiteit in desensibilisatie van bèta-adrenerge receptoren, verminderde noradrenalinevoorraden, hypertrofie, fibrose, apoptose en verhoogd risico op aritmieën. Uiteindelijk leidt dit tot verdere stoornissen in de systolische en diastolische functie.
  • Sympathische prikkels naar perifere bloedvaten leiden tot hypertensie en vasculaire hypertrofie.
  • Wanneer compensatiemechanismen niet voldoende zijn om de normale intraventriculaire druk te handhaven, begint de ventriculaire dilatatie. De dilatatie kan aanvankelijk leiden tot verhoogde contractiliteit in individuele spiervezels (zie de wet van Frank-Starling), maar de contractiele functie verslechtert geleidelijk.

Achtergrond

Druk-volume relatie

De werkzaamheid van de PV-relatie, vaak een PV-lus genoemd, om de fundamentele mechanische eigenschappen van de LV te beschrijven en te kwantificeren, werd voor het eerst aangetoond in 1895 door Otto Frank [34]. Frank stelde de hartcyclus van ventriculaire contractie voor als een lus op een vlak gedefinieerd door ventriculaire druk op de verticale as en ventriculair volume op de horizontale. Tegen het einde van de twintigste eeuw werd de PV-analyse beschouwd als de gouden standaard voor het beoordelen van ventriculaire eigenschappen, voornamelijk vanwege het onderzoek uitgevoerd door Suga en Sagawa [35,36,37]. Toch is deze benadering er niet in geslaagd de klinische standaard te worden voor het evalueren van de LV-functionaliteit vanwege het invasieve karakter van de procedure [14, 15]. Vanwege recente ontwikkelingen in single-beat-methodologieën, breidt de praktische toepassing voor PV-analyse zich echter uit [18,19,20]. Meest recent zijn de inspanningen die in 2018 zijn gepubliceerd door Davidson et al. met betrekking tot de ontwikkeling van een beat-by-beat methode voor het schatten van de linkerventrikel PV-relatie met behulp van inputs die klinisch toegankelijk zijn op een intensive care-afdeling (ICU) en worden ondersteund door een korte echocardiografische evaluatie [20].

Er is uitgebreid klinisch en computationeel onderzoek gedaan naar het begrijpen van de PV-relatie, die wordt weergegeven in Fig. 1 [12, 21, 30, 38]. Met het oog op herhaalbaarheid binnen een MCS kan het hoogtepunt van deze kennis echter worden samengevat door de prestaties van de LV te vereenvoudigen door middel van drie hoofdfactoren: preload, afterload en contractiliteit [24, 25]. Deze hebben aanzienlijke gevolgen voor de VAD-prestaties [39].

Linkerventrikeldruk-volumerelatie (Stouffer [30]). een Schema van de LV-druk-volumelus in een normaal hart. In fase I, voorafgaand aan het openen van de mitralisklep, vindt ventriculaire vulling plaats met slechts een kleine toename van de druk en een grote toename van het volume, geleid langs de EDPVR-curve. Fase II vormt het eerste segment van de systole dat isovolumetrische contractie wordt genoemd. Fase III begint met het openen van de ejectie van de aortaklep en het LV-volume daalt naarmate de LV-druk blijft toenemen. Isovolumetrische relaxatie begint na het sluiten van de aortaklep die fase IV vormt. B Effecten van toenemende preload op een LV-PV-lus waarbij afterload en contractiliteit constant blijven. Lus 2 heeft een verhoogde voorbelasting in vergelijking met lus 1 door de arteriële elasticiteit (Eeen) lijn evenwijdig met behoud van de helling (Eeen) constant, wat resulteert in een toename van SV. C Effecten van toenemende afterload op een LV-PV-lus met preload en contractiliteit constant gehouden. Dit bestaat uit het vergroten van de helling van de Eeen lijn. NS Effecten van toenemende contractiliteit op een LV-PV-lus waarbij voorbelasting en nabelasting constant blijven. Dit bestaat uit het vergroten van de helling (Ees) van de ESPVR-lijn. Merk op dat in B, C, en NS, lus 2 vertegenwoordigt de toename van de respectieve hoofdfactor, d.w.z. preload, afterload en contractiliteit, in vergelijking met lus 1

Een schema van de LV-druk-volumelus in een normaal hart wordt weergegeven in figuur 1a. In fase I vindt ventriculaire vulling plaats met slechts een kleine toename van de druk en een grote toename van het volume, geleid langs de EDPVR-curve. Fase I kan bovendien worden onderverdeeld in twee subfasen, een snelle vulling die wordt bepaald door de elasticiteit van het ventrikel en de atriale systole die het ventrikel in optimale voorbelasting voor contractie brengt. Fase II vormt het eerste segment van de systole dat isovolumetrische contractie wordt genoemd. Fase III begint met het openen van de ejectie van de aortaklep en het LV-volume daalt naarmate de LV-druk blijft toenemen. Fase III kan worden onderverdeeld in twee subfasen: snelle ejectie en verminderde ejectie. Isovolumetrische relaxatie begint na het sluiten van de aortaklep die fase IV vormt.

Ventriculaire preload verwijst naar de hoeveelheid passieve spanning of rek die wordt uitgeoefend op de ventriculaire wanden (d.w.z. intraventriculaire druk) net voor de systolische contractie [14, 29]. Deze belasting bepaalt de einddiastolische sarcomeerlengte en daarmee de contractiekracht. Omdat de werkelijke sarcomeerlengte niet gemakkelijk klinisch kan worden gemeten, wordt de preload meestal gemeten door ventriculaire druk en volume op het punt dat onmiddellijk voorafgaat aan isometrische ventriculaire contractie. Deze correlatie wordt beschreven door de eind-systolische druk-volumerelatie (ESPVR) en door de eind-diastolische druk-volumerelatie (EDPVR). De effecten van toenemende voorbelasting op de PV-relatie worden weergegeven in Fig. 1b verminderde isovolumetrische contractieperiode en verhoogd slagvolume.

Afterload wordt gedefinieerd als de krachten die de ventriculaire ejectie tegenwerken [14]. Effectieve arteriële elasticiteit (Eeen) is een samengevoegde maat voor de totale arteriële belasting die de gemiddelde weerstand omvat met de pulserende factoren die direct variëren met de hartslag, de systemische vasculaire weerstand, en omgekeerd evenredig is met de totale arteriële compliantie. Eeen wordt direct gedefinieerd als de verhouding van de linker ventriculaire eind-systolische druk (LVESP) naar SV. In de praktijk is een andere maat voor nabelasting de LVESP op het moment dat de ventriculaire druk begint af te nemen tot minder dan de systemische arteriële druk. De effecten van toenemende afterload worden weergegeven in Fig. 1c toename van de piek systolische druk en afname van het slagvolume.

Een aanvaardbare klinische index van contractiliteit die onafhankelijk is van preload en afterload is niet volledig gedefinieerd [29]. In niet-pathologische omstandigheden wordt contractiliteit het best beschreven door het druk-volumepunt wanneer de aortaklep sluit. Contractiliteit wordt meestal gemeten door de helling van de ESPVR-lijn, bekend als Ees, die wordt berekend als (frac<>>><>>>) [38]. Een aanvullende index van contractiliteit is dP/dtmax die de afgeleide is van de maximale snelheid van ventriculaire drukstijging tijdens de isovolumetrische periode. De effecten van toenemende contractiliteit op de PV-relatie worden onthuld in figuur 1d, waarbij het vermogen van het slagvolume wordt getoond om te accommoderen met toenemende piek systolische druk.

Voor een gegeven ventriculaire toestand is er niet slechts een enkele Frank-Starling-curve, maar is er een reeks of familie van curven [29]. Elke curve wordt bepaald door de rijomstandigheden van voorbelasting, nabelasting en inotrope toestand (contractiliteit) van het hart. Terwijl afwijkingen in de veneuze terugkeer ervoor kunnen zorgen dat een ventrikel langs een enkele Frank-Starling-curve beweegt, kunnen veranderingen in de rijomstandigheden ervoor zorgen dat de PV-relatie van het hart verschuift naar een andere Frank-Starling-curve. Hierdoor kunnen clinici de pathofysiologische toestand van een disfunctioneel hart diagnosticeren door de PV-relatie van een patiënt te analyseren.

Bovendien biedt het de mogelijkheid om ziektetoestanden te simuleren: hartfalen [14], hartklepaandoeningen [29] of specifieke cardiovasculaire disfunctie die wordt gezien bij pediatrisch hartfalen [40].

Druk-volume lus computationele modellering

Uitgebreide computationele modellering van de LV-PV-relatie is effectief gerapporteerd sinds het midden van de jaren tachtig, na het uitgebreide werk dat is voltooid door Suga en Sagawa [34,35,36]. In 1986 ontwikkelden Burkhoff en Sagawa voor het eerst een uitgebreid analytisch model voor het voorspellen van de ventriculaire efficiëntie met behulp van Windkessel-modelleringstechnieken en een begrip van de PV-relatieprincipes die eerder door Suga en Sagawa waren ontwikkeld. Met de vooruitgang en het routinematige gebruik van innovatieve technologieën in het begin van de eenentwintigste eeuw (bijv. conductance catheter, echocardiografie), was er een significante toename van de onderzoeksinspanningen om de potentiële klinische toepassingen vast te stellen [12,13,14,15], waardoor de voorspellende waarde werd verbeterd. strategieën [16,17,18,19] en het verfijnen van rekenmodellen [41,42,43].

Een op elasticiteit gebaseerde regeling van een elektrisch circuit analoog van een gesloten bloedsomloop met VAD-ondersteuning werd in 2009 ontwikkeld door Yu et al. [42]. Hun status-feedbackcontroller is ontworpen om een ​​spreekspoelactuator aan te sturen om een ​​referentievolume te volgen en bijgevolg de gewenste ventriculaire druk te genereren door middel van positie- en snelheidsfeedbacks. De controller is in silico getest door de belastingscondities en de contractiliteit aan te passen om een ​​nauwkeurige preload-respons van het systeem te produceren. De MCS-analoog- en controllerarchitectuur was in staat om de functionaliteit van de menselijke bloedsomloop te reproduceren, variërend van gezonde tot ongezonde omstandigheden. Bovendien was het ontwikkelde MCS-besturingssysteem in staat om de cardiale functionaliteit tijdens VAD-ondersteuning te simuleren.

In 2007 hebben Colacino et al. ontwikkelde een pneumatisch aangedreven schijn-linkerventrikel en een natuurlijk linkerventrikelmodel en verbond elk model met een numerieke analoog van een gesloten bloedsomloop bestaande uit systemische circulatie, een linker atrium en inlaat/uitlaat ventriculaire kleppen [43]. Het doel van hun onderzoek was om het verschil te onderzoeken tussen preload- en afterload-gevoeligheid van een pneumatisch ventrikel, wanneer gebruikt als een vloeistofactuator in een MCS, in vergelijking met een op elasticiteit gebaseerd ventrikelcomputermodel. Hun onderzoek concludeerde dat het op elasticiteit gebaseerde model realistischer presteerde bij het reproduceren van specifieke cardiovasculaire scenario's en dat veel MCS-ontwerpen als ontoereikend zouden kunnen worden beschouwd, als er geen zorgvuldige aandacht wordt besteed aan de pompwerking van het ventrikel. Daaropvolgende in-vitro-tests die deze controlebenadering gebruikten, reproduceerden met succes een elasticiteitsmechanisme van een natuurlijk ventrikel door de preload- en afterload-gevoeligheid na te bootsen [25]. De voorbelasting werd gewijzigd door middel van het handmatig wijzigen van het vloeistofgehalte van het hydraulische circuit met gesloten lus, terwijl de nabelasting werd gevarieerd door de systemische arteriële weerstand te verhogen of te verlagen binnen een aangepast Windkessel-model.

Recente ontwikkelingen in op contractiliteit gebaseerde controle

Een MCS simuleert de bloedsomloop door nauwkeurig en nauwkeurig specifieke cardiovasculaire hemodynamische variabelen te repliceren, voornamelijk de respectieve druk (mmHg) en stroomsnelheid (mL/s) voor de belangrijkste bloedsomloopcomponenten, in een geïntegreerd hydraulisch tafelmodel [23]. Hoewel dit model van het menselijke bloedsomloopsysteem geen allesomvattende vervanging is voor een in vivo analyse van het ontwerp van een harthulpapparaat, is het een effectieve methode om fundamentele ontwerpbeslissingen vooraf te evalueren door de invloed ervan op de hemodynamiek van de bloedsomloop van een patiënt op een veilige en gecontroleerde manier te bepalen. omgeving. Gepubliceerde onderzoeksinspanningen omvatten doorgaans de ontwikkeling van het systeem [22, 25, 26, 44,45,46] of de verspreiding van de resultaten van een bepaald in vitro onderzoek [27, 28].

In 2017, Wang et al. was in staat om de PV-relatie te repliceren met regelbare ESPVR- en EDPRV-curves op een gepersonaliseerde MCS op basis van een elasticiteitsfunctie voor gebruik bij de evaluatie van VAD's [21]. De numerieke elasticiteitsmodellen werden geschaald om de hellingen van de ESPVR- en EDPVR-curves te veranderen om systolische en diastolische disfunctie te simuleren. De resultaten van hun onderzoek leverden experimentele PV-lussen op die consistent zijn met de respectievelijke theoretische lus, maar hun model bevat alleen een manier om de preload en contractiliteit te regelen zonder afterload-regeling. Hun model gaat ervan uit dat de afterload constant blijft, ongeacht de veranderingen in de preload als gevolg van het Frank-Starling-mechanisme, het ventrikel bereikte dezelfde LVESV ondanks een toename van LVEDV en voorladen.

Jansen-Park et al., 2015, bepaalden de interactieve effecten tussen een gesimuleerde patiënt met VAD-hulp op een automatisch gereguleerde MCS die een middel omvat om de Frank-Starling-respons en baroreflex te produceren [24]. In hun studie werd een preload-gevoelige MCS ontwikkeld om de interactie tussen de linker hartkamer en een VAD te onderzoeken. Hun ontwerp was in staat om de fysiologische PV-relatie te simuleren voor verschillende omstandigheden van preload, afterload, ventriculaire contractiliteit en hartslag. Het Frank-Starling mechanisme (preload gevoeligheid) werd gemodelleerd door het slagvolume te regelen op basis van de gemeten gemiddelde diastolische linker atriale druk, de afterload werd geregeld door de systemische vaatweerstand te wijzigen door middel van een elektrisch gestuurde proportionele klep, en de contractiliteit werd veranderd afhankelijk van de eind diastolisch volume. De effecten van contractiliteit, afterload en hartslag op het slagvolume werden geïmplementeerd door middel van twee interpolerende driedimensionale opzoektabellen op basis van experimentele gegevens voor elke toestand van het systeem. De structuur van hun MCS was gebaseerd op het ontwerp ontwikkeld door Timms et al. [27]. De resultaten van hun onderzoek onthulden een hoge correlatie met gepubliceerde klinische literatuur.

In 2011 Gregory et al. was in staat om een ​​niet-lineaire Frank-Starling-respons in een MCS te repliceren door de voorbelasting te wijzigen door middel van het openen van een hydraulische klep die aan de systemische veneuze kamer is bevestigd [44]. Hun onderzoek was in staat om de contractiliteit van de linker en rechter ventrikel met succes te veranderen door de preload te veranderen om de omstandigheden van mild en ernstig biventriculair hartfalen te simuleren. De EDV-offset en een gevoeligheidsversterking werden handmatig aangepast door middel van vallen en opstaan ​​om een ​​geschikte mate van contractiliteit te produceren met een vaste ventriculaire preload. De vorm van de ESPVR-curve werd vervolgens gewijzigd door het MCS-volume te verlagen totdat de ventriculaire volumes nul naderden. Deze inspanningen, gevalideerd met behulp van gepubliceerde literatuur, verbeterden een eerder vastgesteld MCS-ontwerp ontwikkeld door Timms et al. [28].

Deze besturingsarchitecturen waren voornamelijk hardwarematig bepaald in plaats van softwaregestuurd. In sommige gevallen wordt de reproduceerbaarheid geremd vanwege het afstemmen van hemodynamische omstandigheden door parameters handmatig aan te passen totdat een gewenste reactie is bereikt. Gebruikmakend van een conditionele, op logica gebaseerde conditionele eindige-toestandsmachine (FSM) en een benadering van fysieke systeemmodellering, zou een softwaregestuurde controller kunnen worden ontwikkeld om te reageren op expliciet gedefinieerde preload-, afterload- en contractiliteitsgebeurtenissen. Dit zou de regulering van de PV-relatie binnen de LV-sectie van een MCS mogelijk maken, zonder de beperking van speciale hardware.

Op logica gebaseerde finite state machine (FSM) en fysieke systeemmodelleringstools

Simulink ® van MathWorks is een op modellen gebaseerd ontwerphulpmiddel dat wordt gebruikt voor simulatie van fysieke systemen met meerdere domeinen en modelgebaseerd ontwerp [47]. Simulink ® biedt een grafische gebruikersinterface, een assortiment oplosseropties en een uitgebreide blokbibliotheek voor het nauwkeurig modelleren van dynamische systeemprestaties. Stateflow ® is een toolbox in Simulink ® voor het construeren van combinatorische en sequentiële, op beslissingen gebaseerde besturingslogica die wordt weergegeven in een toestandsmachine en stroomdiagramstructuur. Stateflow ® biedt de mogelijkheid om grafische en tabelweergaven te creëren, zoals toestandsovergangsdiagrammen en waarheidstabellen, die kunnen worden gebruikt om te modelleren hoe een systeem reageert op op tijd gebaseerde omstandigheden en gebeurtenissen, evenals een extern signaal. De Simscape™-toolbox, die wordt gebruikt in de Simulink ® -omgeving, biedt de mogelijkheid om modellen van fysieke systemen te maken die blokdiagrammen integreren die worden erkend door fysieke verbindingen in de echte wereld. Dynamische modellen van complexe systemen, zoals die met hydraulische en pneumatische aandrijving, kunnen worden gegenereerd en bestuurd door fundamentele componenten samen te voegen tot een schematisch modelleringsdiagram. Een extra toolbox die bij deze benadering werd gebruikt, was de Simscape Fluids™-toolbox die componentenbibliotheken biedt voor het modelleren en simuleren van vloeistofsystemen. De blokbibliotheek voor deze toolbox bevat alle benodigde modules om systemen te creëren met een verscheidenheid aan domeinelementen, zoals hydraulische pompen, vloeistofreservoirs, kleppen en leidingen. Het voordeel van het gebruik van deze toolbox-bibliotheken is dat de blokken versiebeheerd zijn en voldoen aan regelgevende processen die hanteerbare computationele modelleringstools verplicht stellen.


Veranderingen in het cardiovasculaire systeem tijdens inspanning | Mens | Biologie

In dit artikel gaan we in op de veranderingen die optreden in het cardiovasculaire systeem tijdens inspanning.

Langdurige en systematische inspanning veroorzaakt een vergroting van het hart, en dit gebeurt alleen om de overmatige belasting van het hart tijdens het werk het hoofd te bieden. Er bestaat veel misverstand over het feit dat langdurige inspanning een verwijding van het hart kan veroorzaken, vergelijkbaar met dat bij hartaandoeningen. Maar de hypertrofie van het hart bij atleten wordt veroorzaakt door fysiologische processen.

De aard van processen is vergelijkbaar met de hypertrofie van skeletspieren als gevolg van systematische oefening. Het gehypertrofeerde atletische hart is dus krachtiger, efficiënter en in staat tot een grotere toename van het slagvolume, maar het verwijde, zieke hart is minder efficiënt en heeft een beperkte capaciteit om te werken.

II. Hartslagveranderingen tijdens inspanning (Fig. 7.112):

De versnelling van het hart wordt onmiddellijk na inspanning waargenomen. Er is waargenomen dat de hartslag iets verhoogd is, zelfs voor aanvang van de inspanning, en dit is vermoedelijk te wijten aan de invloed van de hersenschors op het medullaire hartcentrum. Een korte stijging van de hartslag wordt waargenomen tijdens de eerste minuut van de training, maar daarna neemt deze stijging licht af.

Binnen 4 tot 5 minuten inspanning wordt de maximale stijging min of meer bereikt. Een ‘plateau’ wordt waargenomen als de oefening verder wordt voortgezet. Maar de tijd is variabel van persoon tot persoon en zelfs met verschillende graden van werkbelasting. Bij atleten zal de snelheid waarmee het hart stijgt langzamer zijn.

Daarnaast hangt de maximale hartslag die wordt bereikt tijdens inspanning en de snelheid waarmee de maximale waarde wordt bereikt af van verschillende factoren, namelijk:

(b) Omgevingstemperatuur en vochtigheid, en

(c) Fysieke omstandigheden van de proefpersonen.

Er is geen bevredigende verklaring voor de toename van de hartslag bij de mens tijdens inspanning. De verklaring is grotendeels gebaseerd op de dierproeven. Er wordt beweerd dat zowel nerveuze als chemische factoren een rol spelen in een dergelijk proces. De aanvankelijke stijging van de hartslag (anticiperende hartslag) vlak voor inspanning is te wijten aan de invloed van de hersenschors en andere hogere hersencentra.

Bij het begin van de training kan de stijging van de hartslag te wijten zijn aan:

(a) Reflexen die hun oorsprong vinden in de receptoren van bewegende gewrichten of samentrekkende spieren,

(b) Stimulatie van chemoreceptoren in spieren door de zure metabolieten,

(c) Sympathische-bijnieractivatie die een deel van veel grotere hoeveelheden epinefrine in het bloed veroorzaakt,

(d) Stijging van de lichaamstemperatuur, en

(e) Stimulatie van rekreceptoren in het atrium door de snelle veneuze terugkeer in het hart, waardoor Bainbridge-reflex wordt veroorzaakt.

Er is een controversiële mening over de Bainbridge-reflex. Niemand gelooft dat de toename van de hartslag tijdens inspanning te wijten is aan het effect van een dergelijke reflex, omdat tijdens de rechter atriale druk niet stijgt en als dat zo is, dan is er in plaats van stijging de mogelijkheid van een toename van de hartslag.

Wat betreft de terugkeer van de hartslag naar het oorspronkelijke rustniveau, hangt af van de intensiteit van de werkbelasting en ook van de fysieke conditie van het individu. De snelheid waarmee de hartslag na het stoppen van de inspanning terugkeert naar het rustniveau, wordt beschouwd als een test voor de fysieke fitheid. Bij een getraind persoon of bij een fysiek fit persoon is de herstelperiode erg kort.

Tijdens inspanning wordt het hartminuutvolume sterk verhoogd. Bij getrainde atleten kan het een maximale output van 30 liter per minuut bereiken bij een O2 opname van 4 liter per minuut, maar bij niet-sporters kan de output gemiddeld 22 liter zijn bij een O2 opname van 3,3 liter per minuut. De inspanning in het hartminuutvolume tijdens inspanning is het resultaat van de toename van het slagvolume en de hartslag.

Er is lange tijd beweerd dat het verhoogde slagvolume tijdens inspanning te wijten is aan het functioneren van de Starling-wet van het hart. Maar de Starling-wet van het hart kan niet standhouden, omdat de moderne techniek beweert dat de diastolische grootte van het hart niet wordt vergroot tijdens inspanning. In plaats daarvan neemt de diastolische grootte van het hart af tijdens inspanning, zodat het verhoogde slagvolume niet kan worden veroorzaakt door meer rekken.

Daarnaast heeft Rushmer (1959) beweerd dat een verhoogd hartminuutvolume tijdens inspanning niet noodzakelijk een toename van het slagvolume en de hartslag met zich meebrengt. Hij beweerde dat het slagvolume tijdens inspanning ongetwijfeld toeneemt, maar met ongeveer dezelfde hoeveelheid bij het veranderen van staande naar rugligging. Hij beweerde dat toename van het hartminuutvolume voornamelijk te wijten is aan een toename van de hartslag.

Veneuze terugkeer wordt tijdens inspanning sterk verhoogd om de volgende reden:

(a) Melkende of masserende werking van skeletspieren:

Tijdens inspanning werken de afwisselende samentrekking en ontspanning van de spier als een boosterpomp om het bloed naar het hart te laten stromen. Door de aanwezigheid van kleppen in de aderen, wordt het bloed tijdens de samentrekking uit de ader naar het hart geperst en kan het bloed vullen tijdens het ontspannen van de spier. Dit pompmechanisme is afhankelijk van de intensiteit en het type oefening,

(b) Ademhalingsbewegingen:

Ademhalingsbewegingen oefenen een zuigend effect uit over het rechter hart en de grote aderen, zodat een grotere veneuze terugkeer kan optreden. Visa fronte is het gevolg dat het bovenstaande effect veroorzaakt tijdens ademhalingsinspanningen. Tijdens inspiratie wordt de borstholte vergroot, waardoor de intrathoracale druk daalt. Deze daling van de intrathoracale druk en de toename van de druk op de voorste buikwand als gevolg van de daling van het diafragma zorgen voor een snelle terugkeer van bloed naar het hart. Vervallen heeft het tegenovergestelde effect, en

(c) Samentrekking van ledematenaders:

Er wordt beweerd dat de aderen van de ledematen tijdens inspanning reflexvasoconstrictie ondergaan, waardoor een snelle veneuze terugkeer naar het hart wordt vergemakkelijkt.

De bloeddruk wordt verhoogd met het begin van de oefening. Er kan een anticiperende bloeddruk zijn als gevolg van zenuwimpulsen die afkomstig zijn van de hersenschors naar de medullaire hart- en vasocon- en shystrictorcentra. Andere factoren die kunnen bijdragen aan de stijging van de bloeddruk tijdens inspanning zijn te wijten aan de activering van het sympathische bijniersysteem, waardoor het bloed van de splanchnische bedden naar de andere delen van het lichaam verschuift.

Dus de stijging van de arteriële bloeddruk tijdens inspanning is te wijten aan:

(a) Toename van het hartminuutvolume, waardoor de aorta en grote slagaders groter worden,

(b) Verhoging van de hartslag, en

(c) Compenserende vasoconstrictie in de niet-actieve organen (splanchnische bedden en huid) en vasodilatatie in de actieve organen om de actieve organen met een grotere druk te perfuseren.

De aard van de bloeddrukstijging kan niet worden gegeneraliseerd omdat de drukveranderingen meestal afhangen van het type, de snelheid en de duur van de activiteit en ook van de fysieke conditie van het onderwerp.

VI. Status van de bloedsomloop tijdens inspanning:

Tijdens inspanning wordt de bloedsomloop zo aangepast dat zowel de actieve spieren als de vitale organen in een groter deel van bloed worden voorzien dan de inactieve organen en de niet-vitale organen. Er is waargenomen dat de actieve spier meer bloed krijgt tijdens inspanning en dat de bloedsomloop meer dan ongeveer 30 keer wordt verhoogd (Fig. 7.113).

Er wordt beweerd dat deze grotere aanvoer het gevolg is van een afname van de vasculaire weerstand veroorzaakt door lokaal geaccumuleerde metabolieten. Tijdens inspanning plotseling gebrek aan O2 veroorzaakte de verhoogde ophoping van CO2, melkzuur, adenosine, intracellulair K+ en histamine. Deze stoffen kunnen hyperemie (reactieve hyperemie) veroorzaken en daardoor wordt de weerstand tegen de bloedstroom verminderd.

Omdat de belasting van het hart tijdens inspanning enorm wordt verhoogd, neemt de coronaire stroom overeenkomstig zijn eigen voeding toe, anders kan hypoxie de overhand krijgen. Dus bij matige inspanning wordt de coronaire stroom verhoogd volgens de O2 behoefte van de hartspier. Maar bij zware inspanning kan de coronaire stroom ongetwijfeld worden verhoogd, maar de hartspier zal door een enorme toename van de hartslag niet in staat zijn om zijn O te behouden.2 afhankelijk van de behoefte en het onderwerp kan angina-pijn voelen.

De longcirculatie tijdens inspanning neemt evenredig toe met de toename van de veneuze terugkeer naar het hart. Maar met de toename van de longcirculatie, wordt de pulmonale arteriële druk onbeduidend verhoogd, mogelijk als gevolg van de uitzetbaarheid van de bloedvaten. De bloedtoevoer naar de hersenen is relatief normaal en blijft grotendeels ongewijzigd tijdens inspanning.

Tijdens inspanning wordt de bloedstroom in de actieve spier, long, hart verhoogd, maar hetzelfde in het buikorgaan, de nieren en in de huid (aanvankelijk) sterk verminderd als gevolg van compensatoire vasoconstrictie. Dit gebeurt mogelijk door de chemoreceptorreflex die door de geaccumuleerde metabolieten tijdens inspanning wordt geïnitieerd om een ​​herverdeling van bloed van de buikorganen naar de spier, het hart, de longen en de huid (later stadium) te veroorzaken. De doorbloeding van de huid is aanvankelijk verminderd, maar naarmate het werk wordt voortgezet en de lichaamstemperatuur wordt verhoogd, wordt ook de doorbloeding van de huid verhoogd, alleen om de overtollige warmte die door de samentrekkende spier wordt geproduceerd, te elimineren.


Auteurs informatie

Huidig ​​adres: Centrum voor Nanobiophotonics, Afdeling Chemie, Universiteit van Keulen, Keulen, Duitsland

Voorkeuren

SUPA, School of Physics and Astronomy, University of St. Andrews, St. Andrews, VK

Marcel Schubert, Lewis Woolfson, Isla R.M. Barnard, Becky Casement, Andrew Morton & Malte C. Verzamelen

Centrum voor Biophotonics, Universiteit van St. Andrews, St. Andrews, VK

Marcel Schubert, Gareth B. Miles, Samantha J. Pitt & Malte C. Gather

School of Medicine, Universiteit van St. Andrews, St. Andrews, VK

Amy M. Dorward, Gavin B. Robertson & Samantha J. Pitt

School of Life Sciences, Universiteit van Dundee, Dundee, VK

School voor Psychologie en Neurowetenschappen, Universiteit van St. Andrews, St. Andrews, VK

The Queen's Medical Research Institute, Universiteit van Edinburgh, Edinburgh, VK

U kunt deze auteur ook zoeken in PubMed Google Scholar

U kunt deze auteur ook zoeken in PubMed Google Scholar

U kunt deze auteur ook zoeken in PubMed Google Scholar

U kunt deze auteur ook zoeken in PubMed Google Scholar

U kunt deze auteur ook zoeken in PubMed Google Scholar

U kunt deze auteur ook zoeken in PubMed Google Scholar

U kunt deze auteur ook zoeken in PubMed Google Scholar

U kunt deze auteur ook zoeken in PubMed Google Scholar

U kunt deze auteur ook zoeken in PubMed Google Scholar

U kunt deze auteur ook zoeken in PubMed Google Scholar

U kunt deze auteur ook zoeken in PubMed Google Scholar

U kunt deze auteur ook zoeken in PubMed Google Scholar

Bijdragen

MEVROUW. ontwierp, voerde en analyseerde laserexperimenten en beeldvorming. LW bijgedragen aan laserexperimenten en B.C. bijgedragen aan de metingen van de sarcomeerlengte. I.R.M.B. en LW respectievelijk brekingsindexaanpassing en piekaanpassingssoftware ontwikkeld. BEN. en MS bereide neonatale cardiomyocytculturen met steun van G.B.M. GBR bereide geïsoleerde cardiomyocyten en A.M.D. bereide hartschijven onder toezicht van S.J.P. SJP en MS ontwierp fysiologische experimenten in geïsoleerde cardiomyocyten en hartcoupes. CST steunde de voorbereiding van de zebravis. P.L.A. twee-fotonenmicroscopie uitgevoerd. MEVROUW. en M.C.G. bedacht het project en schreef het manuscript met bijdragen van alle auteurs.

Corresponderende auteurs


Resultaten

Baseline-gegevens van de totale patiëntenpopulatie (62 ± 11 jaar 27, 17% vrouw 87, 56% eerdere HF-geschiedenis) en in patiënten gecategoriseerd volgens de aanwezigheid van nadelige remodellering bij follow-up zijn samengevat in Tabel 1. Oefening-echo gegevens worden weergegeven in Tabel 2. De etiologie was ischemisch bij 72 (46%). Zevenenveertig (30%) patiënten zaten in NYHA-klasse I, 65 (42%) in klasse II en 43 (28%) in klasse III.

Bij de follow-up werd bij 34 (22%) van de studiepatiënten een nadelige LV-remodellering gemeld. Figuur 1 toont de baseline- en follow-upvariaties van LVEF, LV EDVi en LV ESVi. Na 6 ± 3 maanden nam de LVEF toe van 31% (30-32) tot 34% (32-35) (P < 0,0001), LV ESV daalde van 140 ml (133–147) naar 132 ml (123–142) ​​(P = 0,01) en de LV-massa nam af van 146 (140–151) g/m 2 naar 139 (134–145) g/m 2 (P = 0,006). Een normaal geometrisch patroon werd waargenomen bij 8 patiënten bij baseline en bij 13 bij follow-up werd een excentrisch niet-hypertrofisch patroon gemeld bij 5 bij baseline en bij 11 bij follow-up werd een niet-excentrische LVH duidelijk bij 82 bij baseline en bij 79 bij follow-up, terwijl excentrische LVH aanwezig was bij 60 bij baseline en bij 52 bij follow-up.

Distributie van een linkerventrikelejectiefractie (LV EF), B linkerventrikel eind-diastolische volume-index (LV EDVi) en C linkerventrikel eind-systolische volume-index (LV ESVi) bij baseline en follow-up, afhankelijk van de aanwezigheid of afwezigheid van nadelige remodellering

Vierenzestig van de patiënten vertoonden een verlaging van > van 10% in ESVi. Among study patients, 6 underwent percutaneous or surgical correction of functional mitral regurgitation, 3 were submitted to cardiac resynchronization therapy, 2 underwent coronary percutaneous angioplasty and one was revascularized by coronary artery bypass grafting.

Patients with adverse remodeling were prevalently male, presented more advanced NYHA functional class, higher rates of renal dysfunction and moderate to severe mitral regurgitation. Moreover, this group showed higher BNP levels, greater resting and exercise LV volumes, greater LV mass, increased E/e’ratio and more compromised resting and exercise LV EF, peak CPOM and ESPVR.

Univariate and multivariate predictors of adverse LV remodeling are presented in Table 3. By univariate analysis, coronary artery disease, chronic kidney disease, NYHA class, BNP levels, baseline patterns of LV geometry, mitral regurgitation, peak stress LVEF, peak stress LV ESV indexed, peak CPOM and ESPVR were associated to adverse remodeling. In multivariate analysis, peak ESPVR resulted the most powerful independent predictor of adverse LV remodeling (OR: 12.5 [95% CI 4.5–33] P = < 0.0001), followed by ischemic etiology (OR: 2.64 [95% 1.04–6.73] P = 0.04).


Materialen en methodes

Ethische uitspraak

All protocols and procedures for this work were approved by the Institutional Animal Care and Use Committee of the University of California, San Francisco. AN155428.

Surgeries

In this study, 13 juvenile lambs (4–6 weeks of age) were anesthetized with fentanyl, ketamine, and diazepam and paralyzed with vecuronium to facilitate intubation and mechanical ventilation. Ongoing sedation and neuromuscular blockade were administered as a continuous infusion of ketamine, fentanyl, diazepam, and vecuronium. The sedative mixture was titrated to maintain age-appropriate HR. Femoral venous and arterial access were obtained via cutdown of the hind limbs, and arterial pressure was continuously transduced and recorded. The animals were ventilated with 21% FiO2 initially, with a positive end expiratory pressure of 5 cm H2O, tidal volumes of 10 mL/kg, and respiratory rate titrated to maintain pCO2 of 35–45 millimeters mercury (mmHg) by arterial blood gas measurements. Thoracotomy was performed and Sorenson Neonatal Transducers (Abbott Critical Care Systems, N. Chicago, IL) were introduced into the left and right atria and main pulmonary artery (MPA) to continually transduce and record pressures. An ultrasonic flow probe (Transonics Sytems, Ithaca, NY) was placed on the left pulmonary artery (LPA) to continuously monitor and record blood flow. Admittance PV catheters (Transonics Systems, Ithaca, NY) were introduced into the RV and LV via ventriculostomy to perform ventricular pressure volume analysis. These catheters consist of a solid-state sensor that directly measures pressure with high precision and excitation and recording electrodes that measure volume based on electrical admittance. Alternating current applied to the excitation electrodes generates an electrical field within the ventricle and the recording electrodes measure voltage changes, allowing calculation of resistance and conductance. With input of a measured blood resistivity and baseline stroke volume (as assessed by total cardiac output estimate from LPA flow/HR), time varying conductance can be used to solve for ventricular blood volume in real time [63]. Animals with Hb levels of less than 7.5 g/dL following surgical instrumentation were transfused with fresh whole maternal blood in increments of 5 mL/kg to achieve this minimum threshold.

Following instrumentation, the animals were allowed to recover to steady state until they required no further adjustment to sedatives and exhibited stable hemodynamic parameters. This time was designated as the normoxic baseline and blood gas analysis was performed. Baseline ventricular ESPVR was assessed by transient IVC occlusion. Following baseline assessment, the animals were subjected to sustained alveolar hypoxia by ventilation with an admixture of atmospheric gas and nitrogen to achieve a FiO2 of 10%. Arterial blood gas analysis was performed every 15 minutes with blood withdrawn from the femoral artery and analyzed using a Radiometer ABL5 pH/blood gas analyzer (Radiometer, Copenhagen, Denmark). Ventilatory rate was adjusted to maintain PCO2 35–45 mmHg and metabolic acidosis was corrected with NaHCO3 boluses to maintain pH >7.30.

Animal care and use

All protocols and procedures for this work were approved by the Institutional Animal Care and Use Committee of the University of California, San Francisco. Animals’ vital signs, including core temperature, were monitored throughout the study, and they were given intravenous fluids and prophylactic antibiotics per protocol. At the end of each protocol, all lambs were euthanized with a lethal injection of sodium pentobarbital followed by bilateral thoracotomy, as described in the NIH Guidelines for the Care and Use of Laboratory Animals.

OMX-CV production

The engineered Tt H-NOX protein described in this study was produced by QuikChange Site-Directed Mutagenesis (Agilent), subcloned into an expression plasmid, transformed into Escherichia coli, and expressed essentially as described [11]. Cells were harvested by hollow-fiber tangential-flow filtration and processed immediately. The His-tagged Tt H-NOX protein was purified from cell lysate using Ni-affinity chromatography and further polished by passage over an anion-exchange column to remove remaining host cell DNA, host cell proteins, and endotoxins. The purified protein was formulated to produce OMX-CV, and frozen at −80 °C until use. Protein concentrations were determined using UV-Vis spectrophotometry as described [11]. Prior to use in animal studies, OMX-CV was subjected to purity testing by SDS-PAGE (Invitrogen) and SEC-HPLC (Agilent) and safety testing by kinetic chromogenic LAL test for endotoxin (Charles River Laboratories). For use in animal studies, proteins lots were required to be greater than 95% pure and have endotoxin levels less than 0.1 EU/mg.

OMX-CV administration

After 15 minutes of alveolar hypoxia, the animals received either 200 mg/kg of OMX-CV (about 4 mL/kg by volume) as a bolus over 10 minutes, followed by continuous infusion at 70 mg/kg/hour (OMX-CV group N = 6), or an equivalent volume of the OMX-CV vehicle solution administered in the same manner (control group N = 7). At 60 minutes of alveolar hypoxia, repeat evaluation of the ESPVR was assessed by IVC occlusion.

Physiologic monitoring

Physiologic data were continuously recorded and analyzed using the Ponemah Physiology Platform (Data Sciences International, New Brighton, MN) with Acquisition Interface, ACQ-7700 (Data Sciences International, St. Paul, MN). For calculation of total cardiac output, LPA blood flow was assumed to represent 45% of total output, as previously established in juvenile lambs by Rudolph. This was indexed to animal size by dividing by the animal’s body weight in kilograms. PVR was calculated as the difference of mean pulmonary arterial pressure and left atrial pressure divided by the indexed cardiac output. SVR was calculated as the difference of mean systemic arterial pressure and right atrial pressure divided by the indexed cardiac output. Pressure volume loop recording and analysis were performed using Labscribe software (iWorx, Dover, NH).

Epinephrine and norepinephrine ELISA

At baseline and again at 60 minutes of hypoxia, plasma and serum samples were collected from all animals (N = 7 control and N = 6 OMX-CV) for additional analysis, including measurement of circulating catecholamines. Determination of epinephrine and norepinephrine levels in plasma was performed using a colorimetric ELISA kit (ABNOVA) according to the manufacturer’s instructions.

Pimonidazole ELISA

In a subset of animals (N = 3 control and N = 3 OMX-CV), following the final physiologic assessment, pimonidazole (85 mg/kg) was administered intravenously over 10–15 minutes, as tolerated. Thirty minutes following the pimonidazole infusion, the animals were euthanized for tissue collection. Myocardial tissues were snap-frozen and proteins were then extracted and processed for competitive pimonidazole ELISA, as described [64]. Standard curves for the pimonidazole ELISA were fit using a five-parameter logistic equation and used to determine IC50 waarden. Values were normalized to the protein concentration in each sample and then expressed relative to the vehicle control.

Immunohistochemistry of pimonidazole and OMX-CV

Myocardial tissues were frozen in OCT and processed for cryosectioning, followed by immunohistochemical analysis. Sections were fixed with 100% methanol for 20 minutes at −20 °C, then blocked and permeabilized with 5% BSA, 5% goat serum, and 0.1% Tween 20 for 1–2 hours at room temperature. Sections were then incubated with anti-pimonidazole (Hypoxyprobe, 1:100), anti-OMX-CV (1:200, Mouse monoclonal) antibodies overnight at 4 °C, followed by anti-rabbit or anti-mouse secondary antibodies (1:1,000, Jackson Immunoresearch Laboratories, West Grove, PA) for 2 hours at room temperature. The sections were mounted in SlowFade DAPI (Invitrogen) and imaged at the UCSF Laboratory for Cell Analysis Core with an HD AxioImager Zeiss microscope equipped with a CCD digital camera.

Statistische analyse

Comparison of physiologic data comparing pre-hypoxic baseline to the first hypoxic physiologic time point was performed using a paired Student t toets. Evaluation of cardiac output over the duration of the study between groups was performed using two-way ANOVA analysis. Evaluation of PVR and SVR before and after treatment between groups was performed using two-way ANOVA analysis. Pimonidazole levels were compared between groups using an unpaired Student t toets. For ESPVR data, the slope of the ESPVR at 60 minutes of hypoxia for each ventricle of each animal was normalized to its own baseline ESPVR. These normalized values were then compared between groups using an unpaired Student t toets. Epinephrine and norepinephrine levels at 60 minutes of hypoxia were compared between groups using unpaired Student t toets. For all statistical tests performed, P ≤ 0.05 was considered to be significant. All analyses were performed using GraphPad Prism version 6.04 for Macintosh, GraphPad Software, La Jolla, CA.


Toegangsopties

Krijg volledige toegang tot tijdschriften voor 1 jaar

Alle prijzen zijn NET prijzen.
De btw wordt later bij het afrekenen toegevoegd.
De belastingberekening wordt definitief tijdens het afrekenen.

Krijg beperkte of volledige toegang tot artikelen op ReadCube.

Alle prijzen zijn NET prijzen.


Cardiac Output: Meaning, Determination and Regulation

In this article we will discuss about:- 1. Definition of Cardiac Output 2. Determination of Cardiac Output 3. Regulation.

Definition of Cardiac Output:

Cardiac output is defined as volume of blood pumped out per ventricle per minute (Table 3.9). Right ventricle pumps blood into pulmonary circulation and during the same time an identical volume of blood is also pumped out from the left ventricle into systemic circulation.

Right ventricular = Left ventricular output = 5L/min output

l. The normal cardiac output is about 5 liters/ventricle/minute

ii. Cardiac output is a product of stroke volume and heart rate.

iii. Stroke volume (SV) is volume of blood pumped out per ventricle per beat, which is normally about 70 ml.

NS. The normal heart rate (HR) can be considered as about 70 per minute. In which case

Cardiac output has direct relationship with body surface area. Hence expression of the absolute value of cardiac output is not very appropriate. It is better to express as cardiac index.

l. Expression of cardiac output in relation to body surface area

ii. Normally, it is expressed as L/Sq m Body surface area (BSA)/min

iii. To calculate cardiac index, cardiac output must be divided by body surface area.

Cardiac index = Cardiac output (L/min)/BSA (m 2 )

Assuming that cardiac output is 5 L/min, BSA is 1.7 m 2

Cardiac index will be 5/1.7 = about 3 L/min/m 2 BSA

Determination of Cardiac Output:

It can be done by many methods.

Some of the common methods employed are (Table 3.10):

Fick’s Principle:

It states that the quantity of a substance taken up by an organ or given out by an organ is equal to concentration difference of the substance in arterial and venous blood multiplied by blood flow through the organ per minute. Hence, Fick’s principle can also be used for determination of blood flow through organs, like brain, coronary, renal, etc.

According to this principle:

Q = (Ceen – Cv)/Blood flow through the organ/min

Q is quantity of substance taken up or given out by the organ per minute

Ceen concentration of the substance in arterial blood

Cv concentration of the substance in venous blood.

While determining cardiac output by this method, the quantity of substance taken up or given out by the organ per minute and arteriovenous concentration of the substance must be known. Hence, the volume of blood flow through the ventricle per minute (which is nothing but cardiac output) has to be calculated.

So the formula has to be rewritten:

(Ceen – Cv)/Blood flow through the organ (CO)/min = Q

So cardiac output will be:

For determination of cardiac output by applying this principle, either oxygen or carbon dioxide content of blood can be used. More often, it is the oxygen content of blood that is used.

While determining cardiac output by using oxygen, the following data are required:

1. Volume of oxygen used up by the body per minute (Q). This can be estimated by making the person to breathe from a bag containing 100% oxygen.

2. The arterial oxygen content can be estimated by taking a sample of arterial blood (Ceen).

3. The venous blood oxygen is estimated by taking a sample of mixed venous blood. Mixed venous blood sample can be obtained from pulmonary artery by cardiac catheterization (Cv).

Assuming the data as follows:

So cardiac output = Q/(Ceen – Cv) = 250/5 x 100

The dye that is normally used is T1824,which is also known as Evan’s blue.

Any dye which is used should possess the following criteria:

l. Should get diluted properly in plasma.

iii. Should not alter hemodynamics.

NS. Should not alter blood volume.

v. Concentration of the dye can be easily estimated.

l. Dye has to be dissolved in an isotonic fluid.

ii. A known quantity of dye has to be injected into a peripheral vein.

iii. A series of blood samples have to be collected from an artery at regular intervals (may be every 3 sec).

NS. Concentration of the dye in the sample of blood is determined.

v. The data has to be plotted on a semi-log paper (Fig. 3.30).

vi. In the graph, there will be a gradual increase in the concentration of dye till it reaches maximum. After this, the concentration of dye goes on decreasing till a point wherein there will be again a slight increase in concentration of dye. The slight increase in the concentration of dye is because of recirculation of blood.

vii. Wherever the concentration of dye starts increasing for the second time, the rising point will be taken as mean concentration of dye.

viii. From the lowest concentration point, line is extrapolated to cut the X axis. This will indicate the time required for one circulation.

ix. Calculation of cardiac output has to be done based on the above available data.

1. Quantity of dye injected is 3 mg in 1 ml of isotonic fluid.

2. Concentration of dye in it is about 1.5 mg/ml

3. Time for one circulation is 30 sec.

Thermodilution Method:

l. Equipment used is thermister.

ii. A double lumen catheter is introduced into the heart.

iii. Through one of the lumens of the catheter, cold saline of known temperature and volume is introduced into right atrium.

NS. This saline from right atrium enters right ventricle from where it is pumped into pulmonary artery. The change in the temperature of the saline that was introduced is measured by the devise in the pulmonary artery.

v. The extent to which a change in the temperature has taken place depends on the right ventricular output.

vi. This is said to be more advantageous because:

A. Since the indicator used is cold saline, in cases where cardiac output has to be determined repeatedly it can be done easily.

B. Since blood is pumped out into systemic circulation, whatever changes that have occurred with respect to temperature can be minimized further by the tissues as blood flows through the tissues. Because of this, the temperature of venous blood will not be altered much.

There are many conditions in which cardiac output is altered.

Some of the conditions in which cardiac output will be more than normal are:

1. Muscular exercise in which it can be as much as 35 L/min that is about 7-fold increase.

2. Sympathetic stimulations, like anxiety, anger, fear, etc., will also increase cardiac output.

3. In pregnancy, anemia, hyperthyroidism also

4. More in the recumbent posture when compared to erect posture

Conditions in which cardiac output decreases will be:

3. Left ventricular failure

Regulation of Cardiac Output:

l. Determinants of cardiac output are heart rate and stroke volume.

ii. Hence any factor, which affects either the heart rate, or stroke volume, or both will alter the cardiac output.

iii. Peripheral resistance also affects cardiac output by altering the stroke volume. This is brought about because of after-load effect.

NS. In addition to this, some of the other factors, which try to regulate cardiac output, will be distensability of cardiac chambers.

Hence regulation of the cardiac output can be discussed under the following headings (Fig. 3.31 and Table 3.11):

1. Factors which are going to affect the heart rate

2. Factors that are going to affect the stroke volume

Heart rate alterations can be brought about by:

Neural Mechanism:

Stimulation of parasympathetic nerve (vagus) is going to have negative chronotropic effect. Hence it is going to decrease the heart rate and decreases cardiac output.

But a moderate decrease of heart rate is not going to alter the cardiac output for the reason that when there is decrease of heart rate, the ventricular filling time is increased and thereby the end diastolic volume increases, increases stroke volume based on Starling’s law and hence the stroke volume will increase.

Stimulation of sympathetic nerve will increase the heart rate by exerting positive chronotropic effect and hence increases the heart rate and cardiac output. An increase in the heart rate up to a certain extent increases the cardiac output.

But on further increase in the heart rate, the cardiac output starts decreasing. When the heart rate increases beyond a certain range, the ventricular filling time decreases. This decreases the end diastolic volume, stroke volume and, therefore, cardiac output.

Hormonal Mechanism:

l. Thyroxin is going to increase the sensitivity of beta- receptors in the heart for catecholamine action. In addition, it also increases the number of beta- receptors in cardiac muscle. Because of this, in hyperthyroidism, there will be increase of heart rate and cardiac output.

ii. Catecholamines (adrenaline and noradrenaline) due to their action on the cardiac muscle through beta-receptors will also increase the heart rate. This action is similar to the action that is brought about the sympathetic stimulation. Sympathetic stimulation increases not only the heart rate but also the force of contraction. This brings about a marked increase in cardiac output.

Stroke volume is altered by many of the factors. Stroke volume is difference between end diastolic volume (EDV) and end systolic volume (ESV).

iii. End diastolic volume is volume of blood present in the ventricle at the end of diastole, which is normally about 140 ml.

NS. End systolic volume is volume of blood present in the ventricle at the end of systole, which is normally about 70 ml.

v. Ejection fraction (SV/EDV): It is the fraction of EDV that has been ejected out during ventricular systole, which in this case will be about 0.5 or 50%.

vi. Either by altering the EDV or ejection fraction, stroke volume can be affected.

vii. There are many factors, which can alter either the EDV or ejection fraction.

A. Preload effect (venous return)

B. After-load effect (peripheral resistance)

C. Myocardial contractility

l. Preload means load acting on the muscle before it starts contracting.

ii. In the case of cardiac muscle, preload is exerted by the extent of venous return. Therefore, the end diastolic volume and preload effect have direct relationship.

iii. When venous return increases, more blood is brought to ventricle.

NS. This brings about distension of the chambers.

v. Stretching of the ventricular muscle fibers.

vi. Hence as per Starling’s law, force of contraction gets increased (Starling’s law states that force of contraction is directly proportional to initial length of muscle fibers within physiological limits).

vii. Hence any factor which affects venous return will alter stroke volume and cardiac output.

After-load Effect:

l. After-load means it is load acting on the muscle after the muscle has started contracting.

ii. In the case of ventricle, for blood to get pumped out, there should be opening of the semilunar valves present at the origin of aorta.

iii. The semilunar valves normally open at a particular pressure (when the ventricular pressure exceeds that of the diastolic blood pressure).

NS. So the ventricles are able to experience the resistance offered by the semilunar valves only after the ventricle has started contracting and because of this, it is termed as after-load effect.

v. When the after-load effect is more, the volume of blood pumped out by the ventricle decreases because lot of the exertion of the ventricle will be spent to overcome the resistance offered by the semilunar valves.

vi. It is for this reason, in condition of severe hyper­tension especially that of diastolic hypertension person may tend to go into left ventricular failure.

vii. In hypertension, since the ejection fraction decreases and the end systolic volume increase. In the mean-time, the volume of blood (venous return) returning to the heart will continue to be as usual. This will increase the further distension of the ventricles. So abnormal stretching of the ventricle may occur beyond a limit and the ventricle may fail to contract.

viii. It is for this reason, whenever a patient is suffering from diastolic hypertension, due attention has to be paid to reduce the blood pressure in order to reduce the stress on the left ventricle exerted because of the after-load effect and prevent consequent cardiac failure.

Myocardial Contractility:

Keeping the preload and after-load effects constant, there are many factors which can just affect the myocardial contractility and hence the stroke volume and cardiac output.

Myocardial contractility is affected by factors, like (Fig. 3.32):

1. Effect of sympathetic and parasympathetic stimulation because of their inotropic effects. The increase in the force of contraction when sympathetic nerve is stimulated will increase the stroke volume at the expense of end systolic volume.

Normally, the end systolic volume will be about 70 ml. When there is sympathetic nerve stimulation, for the same end diastolic volume, the force of contraction gets increased because of positive inotropic effect. This increases the ejection fraction.

2. Hypoxia, hypercapnia and acidosis of myocardium, which occurs when there is decrease in blood flow through coronary vessels. When the coronary blood flow decreases, due to the above changes, there will be decrease in force of contraction of the ventricle.

3. Death of myocardium as it occurs in myocardial infarction will decrease the muscle mass and hence decreases the stroke volume.

4. Functional depression of myocardium will reduce the force of contraction.

5. Inotropic agents action: Positive inotropic agents, like digitalis, facilitate the force of contraction, whereas verapamil, diltiazem, etc., by reducing the calcium conductance into ICF, will decrease the force of contraction.

6. Catecholamines are going to imitate the sympathetic stimulation action and hence bring about a positive inotropic effect and increase the force of contraction.

Distensability of the cardiac muscle is decreased in pericardial effusion, hemopericardium and when the patient has recovered from myocardial infarction. When distensability is decreased the stroke volume and cardiac output also decreases.

The influence of various factors in the regulation of cardiac output can be studied with the help of heart- lung preparation.

Cardiac Catheterization:

Cardiac catheterization is an invasive technique in which a thin tube is (catheter) is introduced into the peripheral blood vessel and guided to reach the different parts of heart. It was first performed by Frossmann in the year 1929. Later on he won the Nobel prize for this path breaking technique which he had first performed on himself.

To reach the right side of heart, the catheter has to be introduced into a peripheral vein. This type of catheterization is called as anterograde catheterization.

To reach the left side of heart, the catheter has to be introduced into a peripheral artery. This type of catheterization is known as retrograde catheterization.


Bekijk de video: Rentestijging. Van een oorzaak naar een gevolg met gevolgen (November 2021).