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¿El aumento de la contractilidad aumenta la ESP del VI?


Veo muchos diagramas PV que muestran una diferencia insignificante en el ESP cuando aumenta la contractilidad. Me pregunto por qué es así, porque si se bombea más sangre hacia la aorta, la MAP debería aumentar, lo que posteriormente debería aumentar la ESP.


¿El aumento de la contractilidad aumenta la ESP del VI? - biología

Al final de esta sección, podrá:

  • Relacionar la frecuencia cardíaca con el gasto cardíaco
  • Describir el efecto del ejercicio sobre la frecuencia cardíaca.
  • Identificar los centros cardiovasculares y los reflejos cardíacos que regulan la función cardíaca.
  • Describir los factores que afectan la frecuencia cardíaca.
  • Distinguir entre factores positivos y negativos que afectan la contractilidad del corazón.
  • Resumir los factores que afectan el volumen sistólico y el gasto cardíaco
  • Describir la respuesta cardíaca a las variaciones en el flujo sanguíneo y la presión.

La autoritmicidad inherente a las células cardíacas mantiene el corazón latiendo a un ritmo regular, sin embargo, el corazón también está regulado y responde a las influencias externas. Los controles neuronales y endocrinos son vitales para la regulación de la función cardíaca. Además, el corazón es sensible a varios factores ambientales, incluidos los electrolitos.


Valores normales de la fracción de eyección (FE)

Los estudios en individuos sanos sugieren que la fracción de eyección media es del 63% al 69%. Las guías europeas y americanas coinciden en que el límite normal inferior para la fracción de eyección es del 55%. Fracción de eyección reducida se define como fracción de eyección & lt55%. Esto implica que la capacidad de bombeo del ventrículo izquierdo se reduce y es sinónimo de insuficiencia cardíaca con fracción de eyección reducida (HFREF).

Como es evidente en la Figura 2, cuando se reduce la fracción de eyección se desencadena una variedad de mecanismos neurohormonales. Estos mecanismos y sus consecuencias incluyen:

  • El aumento de la actividad simpática conduce a aumento de la frecuencia cardíaca e inicialmente aumento de la contractilidad, que puede aliviar temporalmente los síntomas, pero los efectos a largo plazo de la actividad simpática son devastadores. Los betabloqueantes, que reducen la actividad de las fibras simpáticas, mejoran drásticamente tanto la función cardíaca como la supervivencia en la insuficiencia cardíaca.
  • El aumento de la actividad simpática conduce a una mayor secreción de aldosterona, renina (activación de RAAS) y consecuentemente mayores concentraciones de angiotensina II. Esto da como resultado un aumento de la presión arterial y la retención de sal y agua. Esto posteriormente resulta en aumento de la precarga cardíaca y, a largo plazo, sobrecarga de volumen.
  • En el músculo cardíaco, la actividad simpática da como resultado la desensibilización de los receptores beta-adrenérgicos, disminución de las reservas de noradrenalina, hipertrofia, fibrosis, apoptosis y aumento del riesgo de arritmias. En última instancia, esto conduce a mayores deterioros en la función sistólica y diastólica.
  • Los estímulos simpáticos a los vasos periféricos provocan hipertensión e hipertrofia vascular.
  • Cuando los mecanismos compensatorios no son suficientes para mantener la presión intraventricular normal, comienza la dilatación ventricular. La dilatación puede conducir inicialmente a un aumento de la contractilidad en las fibras musculares individuales (consulte la ley de Frank-Starling), pero la función contráctil se deteriora gradualmente.

Fondo

Relación presión-volumen

La eficacia de la relación PV, a menudo denominada bucle PV, para describir y cuantificar las propiedades mecánicas fundamentales del VI fue demostrada por primera vez en 1895 por Otto Frank [34]. Frank representó el ciclo cardíaco de contracción ventricular como un bucle en un plano definido por la presión ventricular en el eje vertical y el volumen ventricular en el horizontal. A finales del siglo XX, el análisis de PV se consideró el estándar de oro para evaluar las propiedades ventriculares, principalmente debido a la investigación realizada por Suga y Sagawa [35,36,37]. Sin embargo, este enfoque no ha logrado convertirse en el estándar clínico para evaluar la funcionalidad del VI debido a la naturaleza invasiva del procedimiento [14, 15]. Sin embargo, debido a los avances recientes en las metodologías de un solo latido, la aplicación práctica para el análisis de PV se está expandiendo [18,19,20]. Los más recientes son los esfuerzos publicados en 2018 por Davidson et al. con respecto al desarrollo de un método latido a latido para estimar la relación de la VP del ventrículo izquierdo utilizando entradas que son clínicamente accesibles en una unidad de cuidados intensivos (UCI) y están respaldadas por una breve evaluación ecocardiográfica [20].

Ha habido una extensa investigación clínica y computacional para comprender la relación PV, que se presenta en la figura 1 [12, 21, 30, 38]. Sin embargo, a los efectos de la repetibilidad dentro de un SCM, la culminación de este conocimiento se puede resumir simplificando el funcionamiento del VI a través de tres factores principales: precarga, poscarga y contractilidad [24, 25]. Estos tienen implicaciones significativas en el rendimiento de VAD [39].

Relación presión-volumen del ventrículo izquierdo (Stouffer [30]). a Esquema del circuito de presión-volumen del VI en un corazón normal. En la Fase I, antes de la apertura de la válvula mitral, el llenado ventricular ocurre con solo un pequeño aumento de presión y un gran aumento de volumen, guiado a lo largo de la curva EDPVR. La fase II constituye el primer segmento de la sístole llamado contracción isovolumétrica. La fase III comienza con la apertura de la eyección de la válvula aórtica y el volumen del VI desciende a medida que la presión del VI sigue aumentando. La relajación isovolumétrica comienza después del cierre de la válvula aórtica que constituye la Fase IV. B Efectos de aumentar la precarga en un bucle LV-PV con la poscarga y la contractilidad permaneciendo constantes. El lazo 2 tiene una precarga aumentada en comparación con el lazo 1 al enrollar la elastancia arterial (Ea) línea paralela manteniendo la pendiente (Ea) constante, lo que resulta en un aumento de SV. C Efectos del aumento de la poscarga en un bucle LV-PV con precarga y contractilidad constante. Consiste en incrementar la pendiente de la Ea línea. D Efectos del aumento de la contractilidad en un bucle LV-PV con la precarga y la poscarga permaneciendo constantes. Consiste en aumentar la pendiente (Ees) de la línea ESPVR. Tenga en cuenta que en B, C, y D, el bucle 2 representa el aumento en el factor principal respectivo, es decir, precarga, poscarga y contractilidad, en comparación con el bucle 1

En la figura 1a se presenta un esquema del circuito de presión-volumen del VI en un corazón normal. En la Fase I, el llenado ventricular ocurre con solo un pequeño aumento de presión y un gran aumento de volumen, guiado a lo largo de la curva EDPVR. La fase I también se puede dividir en dos subfases, llenado rápido gobernado por la elastancia del ventrículo y sístole auricular que lleva al ventrículo a una precarga óptima para la contracción. La fase II constituye el primer segmento de la sístole llamado contracción isovolumétrica. La fase III comienza con la apertura de la eyección de la válvula aórtica y el volumen del VI desciende a medida que la presión del VI sigue aumentando. La fase III se puede dividir en dos subfases: expulsión rápida y expulsión reducida. La relajación isovolumétrica comienza después del cierre de la válvula aórtica que constituye la Fase IV.

La precarga ventricular se refiere a la cantidad de tensión pasiva o estiramiento ejercido sobre las paredes ventriculares (es decir, presión intraventricular) justo antes de la contracción sistólica [14, 29]. Esta carga determina la longitud del sarcómero telediastólico y, por tanto, la fuerza de contracción. Debido a que la verdadera longitud del sarcómero no se mide con facilidad clínicamente, la precarga se mide típicamente por la presión ventricular y el volumen en el punto inmediatamente anterior a la contracción ventricular isométrica. Esta correlación se describe a través de la relación presión-volumen telediastólica (ESPVR), así como a través de la relación presión-volumen telediastólica (EDPVR). Los efectos del aumento de la precarga en la relación PV se muestran en la Fig. 1b, el período de contracción isovolumétrica reducido y el volumen sistólico aumentado.

La poscarga se define como las fuerzas que se oponen a la eyección ventricular [14]. Elastancia arterial efectiva (Ea) es una medida agrupada de la carga arterial total que incorpora la resistencia media con los factores pulsátiles que varían directamente con la frecuencia cardíaca, la resistencia vascular sistémica y se relaciona inversamente con la distensibilidad arterial total. mia se define directamente como la relación entre la presión telesistólica del ventrículo izquierdo (LVESP) a SV. En la práctica, otra medida de poscarga es el LVESP en el momento en que la presión ventricular comienza a disminuir por debajo de la presión arterial sistémica. Los efectos del aumento de la poscarga se presentan en la figura 1c: aumento de la presión sistólica máxima y disminución del volumen sistólico.

No se ha definido completamente un índice clínico aceptable de contractilidad que sea independiente de la precarga y la poscarga [29]. En condiciones no patológicas, la contractilidad se describe mejor por el punto de presión-volumen cuando se cierra la válvula aórtica. La contractilidad se mide típicamente por la pendiente de la línea ESPVR, conocida como Ees, que se calcula como ( frac << Delta < text

>>> << Delta < text>>> ) [38]. Un índice adicional de contractilidad es dP / dtmax que es la derivada de la tasa máxima de aumento de la presión ventricular durante el período isovolumétrico. Los efectos del aumento de la contractilidad en la relación PV se revelan en la Fig. 1d, que revela la capacidad del volumen sistólico para adaptarse al aumento de la presión sistólica máxima.

Para un estado ventricular dado, no existe una sola curva de Frank-Starling, sino un conjunto o familia de curvas [29]. Cada curva está determinada por las condiciones de conducción de precarga, poscarga y estado inotrópico (contractilidad) del corazón. Si bien las desviaciones en el retorno venoso pueden hacer que un ventrículo se mueva a lo largo de una única curva de Frank-Starling, los cambios en las condiciones de conducción pueden hacer que la relación PV del corazón cambie a una curva de Frank-Starling diferente. Esto permite a los médicos diagnosticar el estado fisiopatológico de un corazón disfuncional mediante el análisis de la relación PV de un paciente.

Además, proporciona la capacidad de simular estados de enfermedad: insuficiencia cardíaca [14], enfermedad valvular [29] o disfunción cardiovascular específica observada en la insuficiencia cardíaca pediátrica [40].

Modelado computacional de bucle de presión-volumen

El modelado computacional completo de la relación LV-PV se ha informado de manera efectiva desde mediados de la década de 1980, luego del extenso trabajo completado por Suga y Sagawa [34,35,36]. En 1986, Burkhoff y Sagawa desarrollaron por primera vez un modelo analítico integral para predecir la eficiencia ventricular utilizando técnicas de modelado de Windkessel y una comprensión de los principios de relación PV desarrollados previamente por Suga y Sagawa. Con el avance y el uso rutinario de tecnologías innovadoras a principios del siglo XXI (por ejemplo, catéter de conductancia, ecocardiografía), hubo un aumento significativo en los esfuerzos de investigación para determinar las posibles aplicaciones clínicas [12,13,14,15], mejorando la capacidad predictiva estrategias [16,17,18,19] y perfeccionamiento de modelos computacionales [41,42,43].

Un control basado en elastancia de un circuito eléctrico análogo de un sistema circulatorio cerrado con asistencia de VAD fue desarrollado en 2009 por Yu et al. [42]. Su controlador de retroalimentación de estado fue diseñado para impulsar un actuador de bobina móvil para rastrear un volumen de referencia y, en consecuencia, generar la presión ventricular deseada por medio de retroalimentaciones de posición y velocidad. El controlador se probó in silico modificando las condiciones de carga y la contractilidad para producir una respuesta de precarga precisa del sistema. La arquitectura analógica y controladora de MCS fue capaz de reproducir la funcionalidad circulatoria humana en un rango de condiciones saludables a insalubres. Además, el sistema de control MCS desarrollado fue capaz de simular la funcionalidad cardíaca durante el soporte VAD.

En 2007, Colacino et al. desarrollaron un ventrículo izquierdo simulado de accionamiento neumático, así como un modelo de ventrículo izquierdo nativo y conectaron cada modelo a un análogo numérico de un sistema circulatorio cerrado compuesto por circulación sistémica, una aurícula izquierda y válvulas ventriculares de entrada / salida [43]. El propósito de su investigación fue investigar la diferencia entre la sensibilidad de precarga y poscarga de un ventrículo neumático, cuando se usa como un actuador de fluido en un MCS, en comparación con el modelo computacional de ventrículo basado en elastancia. Su investigación concluyó que el modelo basado en elastancia funciona de manera más realista al reproducir escenarios cardiovasculares específicos y que muchos diseños de MCS podrían considerarse inadecuados, si no se tiene en cuenta la acción de bombeo del ventrículo. Las pruebas in vitro posteriores que utilizaron este enfoque de control reprodujeron con éxito un mecanismo de elastancia de un ventrículo natural al imitar la sensibilidad de la precarga y la poscarga [25]. La precarga se modificó mediante el cambio manual del contenido de líquido del circuito hidráulico de circuito cerrado, mientras que la poscarga se varió aumentando o disminuyendo la resistencia arterial sistémica dentro de un modelo de Windkessel modificado.

Avances recientes en el control basado en la contractilidad

Un MCS simula el sistema circulatorio replicando con precisión y precisión variables hemodinámicas cardiovasculares específicas, principalmente la presión respectiva (mmHg) y el caudal (ml / s) de los componentes circulatorios clave, en un circuito hidráulico de sobremesa integrado [23]. Si bien este modelo del sistema circulatorio humano no es un reemplazo completo para un análisis in vivo del diseño de un dispositivo de asistencia cardíaca, es un método eficaz para evaluar las decisiones fundamentales de diseño de antemano al determinar su influencia en la hemodinámica circulatoria de un paciente de una manera segura y controlada. medio ambiente. Los esfuerzos de investigación publicados normalmente implican el desarrollo del sistema [22, 25, 26, 44,45,46] o la difusión de los resultados de una investigación in vitro en particular [27, 28].

En 2017, Wang et al. fue capaz de replicar la relación PV con curvas ESPVR y EDPRV controlables en un MCS personalizado basado en una función de elastancia para su uso en la evaluación de VAD [21]. Los modelos numéricos de elastancia se escalaron para cambiar las pendientes de las curvas ESPVR y EDPVR para simular la disfunción sistólica y diastólica. Los resultados de su investigación produjeron bucles PV experimentales que son consistentes con el bucle teórico respectivo; sin embargo, su modelo solo incluye un medio para controlar la precarga y la contractilidad sin control de la poscarga. Su modelo asume que la poscarga permanece constante independientemente de los cambios de precarga debido al mecanismo de Frank-Starling, el ventrículo alcanzó el mismo LVESV a pesar de un aumento en LVEDV y precarga.

Jansen-Park et al., 2015, determinaron los efectos interactivos entre un paciente simulado con asistencia de VAD en un MCS autorregulado que incluye un medio para producir la respuesta de Frank-Starling y barorreflejo [24]. En su estudio, se desarrolló un MCS sensible a la precarga para investigar la interacción entre el ventrículo izquierdo y un VAD. Su diseño fue capaz de simular la relación PV fisiológica para diferentes condiciones de precarga, poscarga, contractilidad ventricular y frecuencia cardíaca. El mecanismo de Frank-Starling (sensibilidad de precarga) se modeló regulando el volumen sistólico en función de la presión diastólica media de la aurícula izquierda medida, la poscarga se controló modificando la resistencia vascular sistémica mediante una válvula proporcional controlada eléctricamente y la contractilidad se modificó en función de la volumen diastólico final. Los efectos de la contractilidad, la poscarga y la frecuencia cardíaca sobre el volumen sistólico se implementaron mediante dos tablas de consulta tridimensionales interpoladas basadas en datos experimentales para cada estado del sistema. La estructura de su SCV se basó en el diseño desarrollado por Timms et al. [27]. Los resultados de su investigación revelaron una alta correlación con la literatura clínica publicada.

En 2011, Gregory et al. fue capaz de replicar una respuesta de Frank-Starling no lineal en un SCM modificando la precarga mediante la apertura de una válvula hidráulica unida a la cámara venosa sistémica [44]. Su investigación pudo alterar con éxito la contractilidad ventricular izquierda y derecha al cambiar la precarga para simular las condiciones de insuficiencia cardíaca biventricular leve y grave. La compensación de la VED y una ganancia de sensibilidad se ajustaron manualmente mediante prueba y error para producir un grado apropiado de contractilidad con una precarga ventricular fija. La forma de la curva ESPVR se modificó luego disminuyendo el volumen de MCS hasta que los volúmenes ventriculares se acercaron a cero. Estos esfuerzos, validados con la literatura publicada, mejoraron un diseño de SCV previamente establecido desarrollado por Timms et al. [28].

Estas arquitecturas de control estaban determinadas principalmente por hardware, en lugar de impulsadas por software. En algunos casos, la reproducibilidad se inhibe debido al ajuste de las condiciones hemodinámicas mediante el ajuste manual de los parámetros hasta que se logra la respuesta deseada. Utilizando una máquina de estados finitos (FSM) condicional basada en lógica condicional y un enfoque de control de modelado de sistemas físicos, se podría desarrollar un controlador controlado por software para responder a eventos de precarga, poscarga y contractilidad explícitamente definidos. Esto permitiría la regulación de la relación fotovoltaica dentro de la sección LV de un MCS, sin la limitación del hardware dedicado.

Máquina de estado finito (FSM) basada en lógica y herramientas de modelado de sistemas físicos

Simulink® de MathWorks es una herramienta de diseño basada en modelos que se utiliza para la simulación de sistemas físicos multidominio y el diseño basado en modelos [47]. Simulink® proporciona una interfaz gráfica de usuario, una variedad de opciones de resolución y una extensa biblioteca de bloques para modelar con precisión el rendimiento dinámico del sistema. Stateflow® es una caja de herramientas que se encuentra dentro de Simulink® para construir lógica de control combinatoria y secuencial basada en decisiones representada en la estructura de la máquina de estados y el diagrama de flujo. Stateflow® ofrece la capacidad de crear representaciones gráficas y tabulares, como diagramas de transición de estado y tablas de verdad, que se pueden usar para modelar cómo reacciona un sistema a condiciones y eventos basados ​​en el tiempo, así como a una señal externa. La caja de herramientas Simscape ™, utilizada dentro del entorno Simulink®, brinda la capacidad de crear modelos de sistemas físicos que integran diagramas de bloques reconocidos por conexiones físicas del mundo real. Los modelos dinámicos de sistemas complejos, como aquellos con actuación hidráulica y neumática, se pueden generar y controlar mediante el ensamblaje de componentes fundamentales en un diagrama de modelado basado en esquemas. Una caja de herramientas adicional que se utilizó en este enfoque fue la caja de herramientas Simscape Fluids ™, que proporciona bibliotecas de componentes para modelar y simular sistemas de fluidos. La biblioteca de bloques para esta caja de herramientas incluye todos los módulos necesarios para crear sistemas con una variedad de elementos de dominio, como bombas hidráulicas, depósitos de fluidos, válvulas y tuberías. La ventaja de usar estas bibliotecas de caja de herramientas es que los bloques están controlados por versiones y se ajustan a los procesos regulatorios que exigen herramientas de modelado computacional manejables.


Cambios en el sistema cardiovascular durante el ejercicio | Humano | Biología

En este artículo discutiremos sobre los cambios que ocurren en el sistema cardiovascular durante el ejercicio.

El ejercicio prolongado y sistemático causa agrandamiento del corazón, y esto ocurre solo para hacer frente a la carga de trabajo excesiva impuesta al corazón durante el trabajo. Hay muchos malentendidos y timidez de que el ejercicio prolongado puede causar una dilatación del corazón similar a la que ocurre en las enfermedades cardíacas. Pero la hipertrofia del corazón en los atletas es causada por procesos fisiológicos.

La naturaleza de los procesos es similar a la hipertrofia del músculo esquelético resultante del ejercicio sistemático. Por lo tanto, el corazón atlético hipertrofiado es más poderoso, eficiente y capaz de aumentar más el volumen sistólico, pero el corazón enfermo dilatado es menos eficiente y tiene una capacidad limitada de trabajo.

II. Cambios en la frecuencia cardíaca durante el ejercicio (fig. 7.112):

La aceleración del corazón se observa inmediatamente después del ejercicio. Se ha observado que el índice cardíaco aumenta ligeramente incluso antes del inicio del ejercicio y presumiblemente se debe a la influencia de la corteza cerebral en el centro cardíaco medular. Se observa un breve aumento de la frecuencia cardíaca en el primer minuto de ejercicio, pero después de eso, esta frecuencia de aumento disminuye ligeramente.

Dentro de 4 a 5 minutos de ejercicio, se alcanza más o menos el aumento máximo. Se observa un & # 8216plateau & # 8217 si el ejercicio continúa. Pero el tiempo varía de un individuo a otro e incluso con diferentes grados de carga de trabajo. En los atletas, el ritmo de subida del corazón será más lento.

Además de estos, la frecuencia cardíaca máxima que se alcanza durante el ejercicio y la rapidez con la que se alcanza el valor máximo depende de varios factores que son:

(b) Temperatura y humedad ambiental, y

(c) Condiciones físicas de los sujetos.

No existe una explicación satisfactoria del aumento de la frecuencia cardíaca en el hombre durante el ejercicio. La explicación se basa principalmente en la experimentación con animales. Se afirma que en ese proceso intervienen factores tanto nerviosos como químicos. El aumento inicial de la frecuencia cardíaca (frecuencia cardíaca anticipatoria) justo antes del ejercicio se debe a la influencia de la corteza cerebral y otros centros cerebrales superiores.

Con el inicio del ejercicio, el aumento de la frecuencia cardíaca puede deberse a:

(a) Reflejos que se originan en los receptores de articulaciones en movimiento o músculos en contracción,

(b) Estimulación de los quimiorreceptores en los músculos por los metabolitos ácidos,

(c) Activación simpático-adrenal que provoca una sección de cantidades mucho mayores de epinefrina en la sangre,

(d) Aumento de la temperatura corporal y

(e) Estimulación de los receptores de estiramiento en la aurícula por el rápido retorno venoso en el corazón, lo que provoca el reflejo de Bainbridge.

Existe una opinión controvertida sobre el reflejo de Bainbridge. Ninguno cree que el aumento de la frecuencia cardíaca durante el ejercicio se deba al efecto de dicho reflejo, porque durante la aurícula derecha la presión no aumenta y si es así, en lugar de aumentar existe la posibilidad de que aumente la frecuencia cardíaca.

El retorno de la frecuencia cardíaca al nivel de reposo inicial depende de la intensidad de la carga de trabajo y también de la condición física del individuo. La rapidez con la que la frecuencia cardíaca vuelve al nivel de reposo tras la interrupción del ejercicio se considera una prueba de aptitud física. En una persona entrenada o en una persona en buena forma física, el período de recuperación es muy corto.

Durante el ejercicio, el gasto cardíaco aumenta considerablemente. En atletas entrenados, puede alcanzar una producción máxima de 30 litros por minuto, en un O2 consumo de 4 litros por minuto, pero en los no deportistas, la salida puede ser un promedio de 22 litros en un O2 consumo de 3,3 litros por minuto. El ejercicio en el gasto cardíaco durante el ejercicio es el resultado del aumento en el volumen sistólico y la frecuencia cardíaca.

Durante mucho tiempo se ha afirmado que el aumento del volumen sistólico durante el ejercicio se debe al funcionamiento de la ley del corazón de Starling. Pero la ley del corazón de Starling no puede ser válida porque la técnica moderna afirma que el tamaño diastólico del corazón no aumenta durante el ejercicio. En cambio, el tamaño diastólico del corazón se reduce durante el ejercicio, de modo que el aumento del volumen sistólico no puede ser causado por un mayor estiramiento.

Además de esto, Rushmer (1959) ha afirmado que el aumento del gasto cardíaco durante el ejercicio no implica necesariamente un aumento en el volumen sistólico y la frecuencia cardíaca. Afirmó que el volumen sistólico durante el ejercicio aumenta sin duda, pero aproximadamente la misma cantidad al cambiar de la posición de pie a la supina. Afirmó que el aumento del gasto cardíaco se debe principalmente al aumento de la frecuencia cardíaca.

El retorno venoso aumenta considerablemente durante el ejercicio por la siguiente razón:

(a) Acción de ordeño o masaje de los músculos esqueléticos:

Durante el ejercicio, la contracción y relajación alternas del músculo actúan como una bomba de refuerzo para que la sangre fluya hacia el corazón. Debido a la presencia de válvulas en las venas, la sangre sale de la vena hacia el corazón durante la contracción y se deja que se llene de sangre durante la relajación del músculo. Este mecanismo de bombeo depende de la intensidad y el tipo de ejercicio,

(b) Movimientos respiratorios:

Los movimientos respiratorios ejercen un efecto de succión sobre el corazón derecho y las grandes venas, por lo que puede producirse un mayor retorno venoso. Visa fronte es la consecuencia que provoca el efecto anterior durante el esfuerzo respiratorio. Durante la inspiración, la cavidad torácica se agranda provocando una caída de la presión intratorácica. Esta caída de la presión intratorácica, así como el aumento de la presión sobre la pared abdominal anterior debido al descenso del diafragma, provocan un rápido retorno de la sangre al corazón. La caducidad tiene el efecto contrario y

(c) Contracción de las venas de las extremidades:

Se afirma que las venas de las extremidades sufren una vasoconstricción refleja durante el ejercicio, lo que facilita el rápido retorno venoso al corazón.

La presión arterial aumenta con el inicio del ejercicio. Puede haber una presión arterial anticipatoria debido a impulsos nerviosos que se originan desde la corteza cerebral hasta los centros medular cardíaco y vasocon y shystrictor. Otros factores que pueden participar en el aumento de la presión arterial durante el ejercicio se deben a la activación de los sistemas suprarrenales simpáticos que provocan el desplazamiento de la sangre de los lechos esplácnicos a otras partes del cuerpo.

Entonces, el aumento de la presión arterial durante el ejercicio se debe a:

(a) Aumento del gasto cardíaco, provocando una mayor distensión de la aorta y las arterias grandes,

(b) Aumento de la frecuencia cardíaca y

(c) Vasoconstricción compensatoria y timidez en los órganos inactivos (lechos esplácnicos y piel) y vasodilatación en los órganos activos para perfundir los órganos activos con una mayor presión.

La naturaleza del aumento de la presión arterial no se puede generalizar porque los cambios de presión dependen principalmente del tipo, la velocidad y la duración de la actividad y también de la condición física del sujeto.

VI. Estado circulatorio durante el ejercicio:

Durante el ejercicio, la circulación se ajusta de tal manera que tanto los músculos activos como los órganos vitales reciben un suministro de sangre en mayor proporción que el de los órganos inactivos y los órganos no vitales. Se ha observado que el músculo activo recibe más riego sanguíneo durante el ejercicio y la circulación aumenta más de unas 30 veces (fig. 7.113).

Se afirma que este mayor aporte se debe a la disminución de la resistencia vascular provocada por los metabolitos acumulados localmente. Durante el ejercicio, falta repentina de O2 provocó el aumento de la acumulación de CO2, ácido láctico, adenosina, K + intracelular e histamina. Estas sustancias pueden causar hiperemia (hiperemia reactiva) y, por tanto, disminuye la resistencia al flujo sanguíneo.

Como la carga de trabajo del corazón aumenta enormemente durante el ejercicio, el flujo coronario aumenta de acuerdo con su propia nutrición; de lo contrario, puede prevalecer la hipoxia. Entonces, en ejercicio moderado, el flujo coronario aumenta de acuerdo con la O2 requisito del músculo cardíaco. Pero en el ejercicio severo, el flujo coronario puede aumentar sin duda, pero el músculo cardíaco debido al tremendo aumento de la frecuencia cardíaca, no podrá mantener su O2 según su necesidad y el sujeto puede sentir dolor anginoso.

La circulación pulmonar durante el ejercicio aumenta en proporción al aumento del retorno venoso al corazón. Pero con el aumento de la circulación pulmonar, la presión arterial pulmonar aumenta de manera insignificante, posiblemente debido a la distensibilidad de sus vasos sanguíneos. El flujo de sangre al cerebro está relativamente en un estado normal y permanece prácticamente inalterado durante el ejercicio.

Durante el ejercicio, el flujo sanguíneo en el músculo activo, pulmón, corazón aumenta, pero lo mismo en el órgano abdominal, los riñones y en la piel (inicialmente) disminuye en gran medida debido a la vasoconstricción compensatoria. Esto sucede posiblemente a través del reflejo quimiorreceptor iniciado por los metabolitos acumulados durante el ejercicio para causar la redistribución de la sangre de los órganos abdominales al músculo, corazón, pulmón y piel en ejercicio (etapa posterior). El flujo sanguíneo cutáneo inicialmente disminuye, pero a medida que se continúa el trabajo y se aumenta la temperatura corporal, el flujo sanguíneo cutáneo también aumenta solo para eliminar el exceso de calor producido por el músculo contraído.


Información del autor

Dirección actual: Centro de Nanobiopotónica, Departamento de Química, Universidad de Colonia, Colonia, Alemania

Afiliaciones

SUPA, Facultad de Física y Astronomía, Universidad de St Andrews, St Andrews, Reino Unido

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

Centro de Biofotónica, Universidad de St Andrews, St Andrews, Reino Unido

Marcel Schubert, Gareth B. Miles, Samantha J. Pitt y Malte C. Reúna

Facultad de Medicina, Universidad de St Andrews, St Andrews, Reino Unido

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

Facultad de Ciencias de la Vida, Universidad de Dundee, Dundee, Reino Unido

Escuela de Psicología y Neurociencia, Universidad de St Andrews, St Andrews, Reino Unido

Instituto de Investigación Médica de la Reina, Universidad de Edimburgo, Edimburgo, Reino Unido

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Contribuciones

SRA. diseñó, realizó y analizó experimentos e imágenes láser. L.W. contribuyó a los experimentos láser y B.C. contribuyó a las mediciones de la longitud del sarcómero. I.R.M.B. y L.W. desarrolló software de ajuste de índice de refracción y ajuste de pico, respectivamente. SOY. y M.S. preparó cultivos de cardiomiocitos neonatales con el apoyo de G.B.M. G.B.R. preparó cardiomiocitos aislados y A.M.D. cortes cardíacos preparados bajo la supervisión de S.J.P. S.J.P. y M.S. diseñó experimentos fisiológicos en cardiomiocitos aislados y cortes cardíacos. C.S.T. apoyó la preparación de pez cebra. P.L.A. realizó microscopía de dos fotones. SRA. y M.C.G. concibió el proyecto y redactó el manuscrito con contribuciones de todos los autores.

Autores correspondientes


Resultados

Los datos basales de la población total de pacientes (62 ± 11 años 27, 17% mujeres 87, 56% antecedentes de IC previa) y en pacientes categorizados según la presencia de remodelado adverso durante el seguimiento se resumen en la Tabla 1. Eco de ejercicio los datos se presentan en la Tabla 2. La etiología fue isquémica en 72 (46%). Cuarenta y siete (30%) pacientes estaban en la clase I de la NYHA, 65 (42%) en la clase II y 43 (28%) en la clase III.

Se notificó remodelado adverso del VI en 34 (22%) de los pacientes del estudio durante el seguimiento. En la figura 1 se muestran las variaciones basales y de seguimiento de la FEVI, la VDVI de VI y la ESVi de VI. Después de 6 ± 3 meses, la FEVI aumentó del 31% (30-32) al 34% (32-35) (pag & lt 0,0001), LV ESV disminuyó de 140 ml (133-147) a 132 ml (123-142) (pag = 0.01) y la masa del VI disminuyó de 146 (140-151) g / m 2 a 139 (134-145) g / m 2 (pag = 0,006). Se observó un patrón geométrico normal en 8 pacientes al inicio del estudio y en 13 durante el seguimiento, se informó un patrón excéntrico no hipertrofiado en 5 al inicio del estudio y en 11 durante el seguimiento, se observó una HVI no excéntrica en 82 al inicio del estudio. y en 79 durante el seguimiento, mientras que la HVI excéntrica estaba presente en 60 al inicio del estudio y en 52 durante el seguimiento.

Distribución de a fracción de eyección del ventrículo izquierdo (FE VI), B índice de volumen telediastólico del ventrículo izquierdo (VI EDVi) y C Índice de volumen telesistólico del ventrículo izquierdo (LV ESVi) al inicio y en el seguimiento, según la presencia o ausencia de remodelado adverso

Sesenta y cuatro de los pacientes mostraron una reducción & gt del 10% en 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] pag = < 0.0001), followed by ischemic etiology (OR: 2.64 [95% 1.04–6.73] pag = 0.04).


Materiales y métodos

Declaración de Ética

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 norte = 6), or an equivalent volume of the OMX-CV vehicle solution administered in the same manner (control group norte = 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 (norte = 7 control and norte = 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 (norte = 3 control and norte = 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 valores. 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.

Análisis estadístico

Comparison of physiologic data comparing pre-hypoxic baseline to the first hypoxic physiologic time point was performed using a paired Student t prueba. 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 prueba. 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 prueba. Epinephrine and norepinephrine levels at 60 minutes of hypoxia were compared between groups using unpaired Student t prueba. For all statistical tests performed, pag ≤ 0.05 was considered to be significant. All analyses were performed using GraphPad Prism version 6.04 for Macintosh, GraphPad Software, La Jolla, CA.


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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

I. 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.

iv. 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.

I. 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 = (Ca – Cv)/Blood flow through the organ/min

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

Ca 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:

(Ca – 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 (Ca).

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/(Ca – 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:

I. Should get diluted properly in plasma.

iii. Should not alter hemodynamics.

iv. Should not alter blood volume.

v. Concentration of the dye can be easily estimated.

I. 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).

iv. 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:

I. 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.

iv. 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:

una. 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:

I. 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.

iv. 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:

I. 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.

iv. 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.

una. Preload effect (venous return)

B. After-load effect (peripheral resistance)

C. Myocardial contractility

I. 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.

iv. 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:

I. 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).

iv. 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.

Cateterización cardiaca:

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.