Thesis
Reference
Evaluation critique des boucles cardiaques pression-volume lors de variations de la précharge, de la postcharge et de l'inotropie chez le
rat
BLAUDSZUN, Grégoire
Abstract
La relation pression-volume de fin de systole (ESPVR) est utilisée comme indice de contractilité myocardique, bien que sa fiabilité soit remise en question. Nous avons enregistré des boucles pression-volume chez des rats soumis à des doses-réponses de six drogues modifiant l'inotropie et/ou la postcharge, et à une variation de la précharge par hémorragie. En présence d'une diminution de l'inotropie, la pente de l'ESPVR (Ees) diminuait, alors qu'une augmentation de l'inotropie produisait une diminution isolée de l'intercepte à l'axe des volumes (V0). Lorsque la postcharge était altérée, Ees variait sans modification de V0, démontrant qu'Ees reflète essentiellement les conditions de postcharge plutôt que l'inotropie.
Lorsque la précharge était diminuée, Ees et V0 augmentaient, alors que la contractilité myocardique, mesurée par PAdP/dtmax, était stable. Nous concluons que l'ESPVR ne peut être utilisée, car elle est dépendante des conditions de pré et de postcharge. A l'inverse, PAdP/dtmax est un indice fiable de contractilité.
BLAUDSZUN, Grégoire. Evaluation critique des boucles cardiaques pression-volume lors de variations de la précharge, de la postcharge et de l'inotropie chez le rat. Thèse de doctorat : Univ. Genève, 2012, no. Méd. 10665
URN : urn:nbn:ch:unige-185369
DOI : 10.13097/archive-ouverte/unige:18536
Available at:
http://archive-ouverte.unige.ch/unige:18536
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Section de médecine Clinique Département d’Anesthésiologie, Pharmacologie et Soins Intensifs Service d’Anesthésiologie
Thèse préparée sous la direction du Professeur Denis R. Morel
Evaluation critique des boucles cardiaques pression-‐volume lors de variations de la précharge, de la postcharge et de
l’inotropie chez le rat
Thèse
présentée à la Faculté de Médecine de l'Université de Genève
pour obtenir le grade de Docteur en médecine par
Grégoire François Pierre BLAUDSZUN de
Neuhausen am Rheinfall / SH
Thèse n° 10665
Genève 2012
T ABLE DES MATIERES
1. R
ESUME(
EN FRANÇAIS)………. 3
2. I
NTRODUCTION(
EN FRANÇAIS)………. 4
2.1 L
ES BOUCLES PRESSION-‐
VOLUME……….. 4
2.2 L
ES INDICES DE CONTRACTILITE MYOCARDIQUE………. 6
2.3 L
A RELATION PRESSION-‐
VOLUME DE FIN DE SYSTOLE(ESPVR)……… 7
2.4 L
ES RELATIONSSW
–
EDV
ETdP/dt
MAX–
EDV………. 9
2.5 O
BJECTIFS DE CETTE THESE……….. 10
3. P
ROTOCOLEA
(
EN ANGLAIS)……… 13
3.1 M
ATERIALS ANDM
ETHODS………... 13
3.2 R
ESULTS………...……… 18
4. P
ROTOCOLEB
(
EN ANGLAIS)………... 26
4.1 M
ATERIALS ANDM
ETHODS………... 26
4.2 R
ESULTS………...……… 28
5. D
ISCUSSION(
EN ANGLAIS)………. 30
6. C
ONCLUSION(
EN ANGLAIS)……….. 39
7. R
EFERENCES……… 40
8. L
EGENDES DES FIGURES……….. 45
9. T
ABLEAUX ET FIGURES………. 49
1. R ESUME ( EN FRANÇAIS )
La relation pression-‐volume de fin de systole (ESPVR) est utilisée comme indice de contractilité myocardique, bien que sa fiabilité soit remise en question. Nous avons enregistré des boucles pression-‐volume chez des rats soumis à des doses-‐réponses de six drogues modifiant l’inotropie et/ou la postcharge, et à une variation de la précharge par hémorragie. En présence d’une diminution de l’inotropie, la pente de l’ESPVR (Ees) diminuait, alors qu’une augmentation de l’inotropie produisait une diminution isolée de l’intercepte à l’axe des volumes (V0). Lorsque la postcharge était altérée, Ees variait sans modification de V0, démontrant qu’Ees reflète
essentiellement les conditions de postcharge plutôt que l’inotropie. Lorsque la précharge était diminuée, Ees et V0 augmentaient, alors que la contractilité myocardique, mesurée par PAdP/dtmax, était stable. Nous concluons que l’ESPVR ne peut être utilisée, car elle est dépendante des
conditions de pré et de postcharge. A l’inverse, PAdP/dtmax est un indice fiable de contractilité.
2. I NTRODUCTION ( EN FRANÇAIS )
2.1
L
ES BOUCLES PRESSIONS-‐
VOLUMESEn physiologie cardiovasculaire, les propriétés mécaniques du coeur, et du ventricule en particulier, sont étudiées par l’analyse du cycle cardiaque. Il décrit les variations des pressions et des volumes au sein du ventricule en fonction du temps. Le cycle cardiaque peut également être représenté graphiquement par la variation de la pression intra-‐ventriculaire en fonction de la variation du volume intra-‐ventriculaire (Figure 1). Cette représentation s’appelle une boucle pression-‐volume (ou
« pressure-‐volume (PV) loop », en anglais) et est indépendante du temps. Lorsque les conditions hémodynamiques sont stables, chaque battement cardiaque est représenté par une boucle qui se superpose à l’identique à la précédente. Cette boucle a la forme d’un rectangle (dont l’aire représente le travail du myocarde) et comporte donc quatre phases distinctes délimitées par les quatre angles du quadrilatère. La première phase (I sur la Figure 1) débute avec la fermeture de la valve mitrale, se termine avec l’ouverture de la valve aortique et est caractérisée par l’augmentation brutale des pressions intra-‐ventriculaires en l’absence de changement du volume intra-‐ventriculaire.
Elle correspond à la contraction isovolumétrique du ventricule. La deuxième phase (II sur la Figure 1) est marquée par la diminution du volume intra-‐ventriculaire, alors que les pressions restent
relativement constantes. C’est la phase d’éjection qui se termine avec la fermeture de la valve aortique. Le volume d’éjection systolique (« stroke volume », SV, en anglais) est déterminé par la différence entre les volumes intra-‐ventriculaires télédiastolique et télésystolique. Lors de la troisième phase (III sur la Figure 1), la pression intra-‐ventriculaire chute rapidement, alors que le volume, ayant déjà atteint son minimum, ne varie plus (relaxation isovolumétrique). L’ouverture de la valve mitrale, qui se produit lorsque la pression intra-‐auriculaire dépasse la pression intra-‐
ventriculaire, conclut cette troisième phase. Finalement, la quatrième phase (IV sur la Figure 1) est marquée par le remplissage du ventricule : le volume et la pression intra-‐ventriculaires augmentent de façon non linéaire. Cette relation est dépendante de la compliance du ventricule. La phase IV se
termine lorsque la valve mitrale se ferme, initiant un nouveau cycle. Ainsi, la fin de la diastole est représentée graphiquement par l’angle inférieur droit de la boucle pression-‐volume et la fin de la systole par l’angle supérieur gauche.
Les boucles pression-‐volume permettent donc d’analyser aussi bien la systole cardiaque (soit les phases I et II) que la diastole (soit les phases III et IV). Elles varient essentiellement en fonction de cinq paramètres :
a. La précharge. Les conditions de remplissage du ventricule juste avant la contraction sont dépendantes de la précharge. Une augmentation ou une diminution de la précharge va déplacer la boucle pression-‐volume vers la droite ou vers la gauche, respectivement.
b. La postcharge. Elle représente la pression qui s’oppose à l’éjection du ventricule. Elle est donc dépendante des résistances vasculaires. Une augmentation de la postcharge va augmenter les pressions intra-‐ventriculaires maximales (la boucle va s’allonger
verticalement). A noter que les pressions intra-‐ventriculaires vont continuer de croître durant la phase II du cycle cardiaque. Une diminution de la postcharge entraînera le phénomène inverse.
c. L’inotropie. Elle définit la contractilité myocardique. Une augmentation de l’inotropie aura principalement pour conséquence d’augmenter le volume d’éjection systolique et, donc, de déplacer vers la gauche le volume télésystolique (la boucle s’étend vers la gauche, sans modification du volume télédiastolique). L’aire de la boucle va ainsi augmenter, traduisant un travail myocardique plus important.
d. La compliance myocardique. Elle représente les propriétés élastiques du cœur. Une
diminution de la compliance entraîne une augmentation de la pente de la relation pression-‐
volume durant la phase IV du cycle cardiaque. Ainsi, pour une valeur donnée de volume intra-‐ventriculaire, les pressions télédiastoliques seront plus élevées. Comme
précédemment mentionné, cette relation n’est pas linéaire.
e. La présence de valvulopathies. En l’absence d’une insuffisance cardiaque, une sténose aortique aura pour effet de modifier la boucle pression-‐volume de la même façon qu’une augmentation de la postcharge ; une sténose mitrale va diminuer les volumes (la boucle se déplace à gauche). L’insuffisance aortique et mitrale vont augmenter l’aire de la boucle pression-‐volume en déplaçant les volumes télédiastoliques vers la droite (augmentation du travail myocardique) ; en raison du phénomène de régurgitation, la contraction et la relaxation isovolumétriques sont également atteintes (la boucle perd sa géométrie rectangulaire).
2.2
L
ES INDICES DE CONTRACTILITE MYOCARDIQUEPour qu’un indice de contractilité myocardique soit idéal, il doit être sensible aux modifications de l’inotropie tout en étant indépendant des conditions de précharge et de postcharge ; de plus, sa mesure doit être aisée et, donc, facilement applicable en clinique1. Enfin, un nombre restreint de mesures (idéalement, une mesure unique) doit permettre de confirmer ou d’infirmer avec certitude un changement de contractilité myocardique2.
Il existe trois types d’indices de contractilité :
a. Le dP/dtmax est un paramètre isovolumétrique, c’est-‐à-‐dire qu’il est représentatif de la phase I de la systole (contraction isovolumétrique). C’est la mesure du taux maximal de variation de la pression intra-‐ventriculaire au cours du temps. Sensible à l’inotropie, il est toutefois dépendant de la précharge3.
b. La fraction d’éjection (EF) est un exemple de paramètre de la phase d’éjection (phase II de la systole). Il est déterminé par le rapport entre le volume d’éjection systolique et le volume télédiastolique (EF = SV / Volume télédiastolique [%]). Fréquemment utilisé en pratique clinique humaine, en particulier au laboratoire d’échocardiographie, il est principalement dépendant de la postcharge3 ; en effet, une postcharge infinie fera tendre cet indice vers 0.
c. Les paramètres dérivés des boucles pression-‐volume. D’une plus grande complexité d’utilisation, ces paramètres ne sont que rarement utilisés en clinique. Toutefois, ils sont théoriquement indépendants des changements de précharge et de postcharge et sont ainsi plus spécifiques de l’état contractile du ventricule. Ils sont donc particulièrement employés en recherche expérimentale et ont établi les bases fondamentales de la physiologie
cardiaque. Trois indices sont principalement décrits dans la littérature : la relation pression-‐
volume de fin de systole (« end-‐systolic pressure-‐volume relationship », ESPVR, en anglais), la relation travail – volume télédiastolique (« SW – EDV relationship », en anglais) et la relation dP/dtmax – volume télédiastolique (« dP/dtmax – EDV relationship », en anglais).
2.3
L
A RELATION PRESSION-‐
VOLUME DE FIN DE SYSTOLE(ESPVR)
En faisant varier les conditions de précharge, par exemple en empêchant le retour veineux par l’occlusion de la veine cave inférieure, sans modifier la contractilité du myocarde, on observe que les boucles pression-‐volume successives se déplacent progressivement vers la gauche et diminuent de taille (les volumes télédiastoliques et télésystoliques diminuent à chaque cycle cardiaque suivant ; Figure 2). Une augmentation isolée de la postcharge conduirait théoriquement au phénomène inverse, soit le déplacement de la boucle à droite et l’augmentation de sa taille. En reliant les points de fin de systole de chaque boucle, nous dessinons une relation que nous appellerons « relation pression-‐volume de fin de systole », ESPVR. Comme le montre la Figure 2, l’ESPVR est représentée idéalement par une fonction logarithmique. Par contre, au niveau de la région où se trouvent les points de fin de systole (« operating range », en anglais), cette fonction logarithmique peut être approximée par une pente linéaire (dP/dV = Ees). L’ESPVR permet aussi de déterminer l’intercepte à l’axe des volumes (V0), c’est-‐à-‐dire le volume résiduel du ventricule lorsque les pressions intra-‐
ventriculaires sont nulles. Ce volume est théorique et doit par conséquent être déterminé par
extrapolation. Cependant, comme nous le verrons, sa valeur est importante lorsque la contractilité myocardique est étudiée.
Dans les années 1970, Suga et al4,5 étudièrent l’ESPVR en utilisant un modèle animal de cœur isolé de chien. Lorsqu’ils administraient de l’adrénaline, ils observèrent que la pente devenait plus raide, alors que le V0 ne variait pas, signifiant donc que la pente Ees était dépendante de l’inotropie ; à l’inverse, lorsqu’ils modifiaient les conditions de précharge ou de postcharge, ils observèrent que l’ESPVR restait constante. Ils extrapolèrent ainsi le concept d’élastance ventriculaire. L’élastance variant au cours des différentes phases du cycle cardiaque et étant maximale en fin de systole, la contractilité myocardique peut être mathématiquement décrite à chaque instant du battement cardiaque par : E(t) = P(t) / (V(t) – V0), où E(t) est l’élastance instantanée, P(t) est la pression intra-‐
ventriculaire instantanée et V(t) est le volume intra-‐ventriculaire instantané. Une intervention destinée à augmenter l’inotropie augmentera l’élastance maximale, Emax, alors qu’une modification des conditions de pré ou postcharge n’influence pas cet indice. L’élastance maximale se trouvant toujours en fin de systole, Emax est égale à Ees.
Durant les dix ans qui suivirent cette découverte, l’utilisation de l’ESPVR comme indice de
contractilité myocardique fut appliquée avec succès à des modèles animaux de chiens conscients6,7, mais aussi à l’homme8-‐10, imposant l’ESPVR, et en particulier la pente de cette relation, Ees, comme mesure « gold-‐standard » de la contractilité myocardique.
Pourtant, les expérimentations suivantes démontrèrent que l’utilisation de l’ESPVR comportait des limitations. Premièrement, l’ESPVR n’est pas toujours décrite par une pente linéaire : à haut degré d’inotropie, cette pente devenait concave par rapport à l’axe des volumes, alors qu’à bas degré d’inotropie, elle devenait convexe par rapport à l’axe des volumes11,12. De plus, Claessens et al démontrèrent que V0 est déterminé avec plus de précision en utilisant une régression logarithmique d’ESPVR13. En outre, non seulement Ees mais aussi le V0 sont influencés par les conditions
d’inotropie14. Ainsi, les deux déterminants d’ESPVR, soit V0 et Ees, sont susceptibles de varier indépendamment l’un de l’autre. Une augmentation de la contractilité myocardique peut dès lors
être représentée par quatre situations différentes : Ees augmente sans modification du V0 ; Ees reste constante et V0 diminue ; Ees et V0 simultanément augmentent ou diminuent14. Il n’est donc pas suffisant d’analyser Ees pour comparer deux états différents d’inotropie; V0 doit également être considéré. Finalement, l’indépendance de l’ESPVR par rapport aux conditions de postcharge fut remise en question2,15,16.
Au vu de ces limitations, l’interprétation de l’ESPVR pose problème, en particulier lorsque non seulement l’inotropie est modifiée, mais aussi les conditions de précharge et de postcharge.
2.4
L
ES RELATIONSSW
–
EDV
ETdP/dt
MAX–
EDV
Tout comme l’ESPVR, les relations SW – EDV et dP/dtmax – EDV nécessitent de faire varier les conditions de précharge ou de postcharge du système.
En 1985, Glower et al proposèrent la relation travail – volume télédiastolique (« SW – EDV
relationship », en anglais) comme indice de contractilité myocardique17. Développée chez le chien, Glower et al démontrèrent que cette relation linéaire était indépendante de la précharge, était insensible à des modifications de la postcharge, mais distinguait les altérations de l’inotropie, la pente devenant plus raide lorsque la contractilité myocardique était augmentée par infusion de calcium.
La même année, William C. Little introduisit la relation dP/dtmax – EDV18. Comme nous l’avons vu, le dP/dtmax est une mesure sensible de la contractilité myocardique, mais cet indice est dépendant des conditions de précharge du ventricule. Par contre, lorsque le dP/dtmax est corrélé au volume
télédiastolique du ventricule au cours d’une manœuvre d’occlusion, une relation linéaire dP/dtmax – EDV, indépendante de la précharge, peut être décrite. Little, démontra que l’administration de vasoconstricteurs n’avait pas d’influence sur cette relation. A l’inverse, elle était sensible aux variations de l’inotropie.
Dans une deuxième expérience, Little et al mesurèrent l’ESPVR, la relation SW – EDV et la relation dP/dtmax – EDV chez des chiens conscients, en comparant leur sensibilité et leur réponses respectives à la variation du niveau de contractilité (administration de dobutamine) et de la postcharge
(administration de phényléphrine)19. Trois conclusions principales peuvent être tirées de ce travail.
La première est que seule la relation SW – EDV est strictement linéaire, l’ESPVR et la relation dP/dtmax – EDV montrant un certain degré de curvilinéarité. N’étant pas dépendante de
l’ « operating range », la relation SW – EDV est la plus reproductible : la pente de cette relation est la même que l’on travaille à hauts ou à bas volumes. La deuxième conclusion est que la relation
dP/dtmax – EDV est la plus sensible pour détecter une modification de la contractilité myocardique, alors que la relation SW – EDV semble moins sensible. Troisièmement, la pente des trois relations variant de moins de 10% sous administration de phényléphrine, elles semblent indépendantes des conditions de postcharge.
En 2008, Van den Bergh et al2 comparèrent différents indices de contractilités chez la souris. Ils observèrent que la relation SW – EDV et la relation dP/dtmax – EDV étaient indépendantes de la précharge, alors que l’ESPVR était modifiée par celle-‐ci. En outre, des trois relations, SW – EDV était la moins dépendante de la postcharge. Finalement, la relation dP/dtmax – EDV était la plus sensible aux variations de la contractilité myocardique, en accord avec les conclusions de Little et al.
2.5
O
BJECTIFS DE CETTE THESEL’ESPVR reste citée dans les manuels de référence comme « gold-‐standard » en matière de contractilité myocardique. Pourtant, de nombreuses limitations sont liées à son utilisation. En particulier, il n’est pas possible de raisonner en analysant uniquement la pente de cette relation, Ees, comme cela est souvent proposé en physiologie cardiaque. En effet, l’intercepte à l’axe des volumes, V0, est certainement tout aussi important et sa valeur ne doit pas être ignorée. Toutefois, comme il n’est pas possible de déterminer physiologiquement le V0 (il faudrait alors faire chuter les pressions
intra-‐ventriculaires à 0 mmHg, ce qui n’est pas envisageable), nous devons recourir à une extrapolation en fonction des valeurs de pressions et de volumes mesurés, ce qui peut expliquer pourquoi la signification du V0 a toujours été source de controverse dans la littérature scientifique.
Selon le modèle d’extrapolation employé (linéaire vs logarithmique vs quadratique), la valeur de V0 peut effectivement changer et même devenir négative. Ainsi, alors que de nombreux travaux montraient que V0 ne variait pas en fonction de la contractilité myocardique 4,5,7,11, d’autres
observaient qu’il pouvait être influencé par la postcharge 7,15,20, qu’il se déplaçait sur la droite lors de contractilité diminuée 8 ou sur la gauche lorsqu’elle était augmentée 6,10,21. De plus, aussi bien l’Ees que le V0 semblent varier selon le niveau de pré-‐ et postcharge du système 2,15,16. Nous postulons que les résultats conflictuels trouvés dans la littérature scientifique peuvent être secondaires à des effets inattendus de certaines drogues sur la pré-‐ et postcharge, ce qui peut affecter
significativement aussi bien Ees que V0. Par ailleurs, la méthode d’extrapolation permettant de calculer le V0 peut aussi influencer l’interprétation et la relevance physiologique de ces deux paramètres.
Nous allons également étudier comment évolue la relation dP/dtmax – EDV en fonction des diverses interventions pharmacologiques, afin de comparer cette relation avec l’ESPVR. Nous avons
délibérément choisi d’utiliser la relation dP/dtmax – EDV, et non pas la relation SW – EDV, car elle est plus sensible au degré d’inotropie2,19. Cependant, comme la détermination de cette relation
nécessite l’utilisation de boucles pression-‐volume, nous investiguerons également l’indice de
contractilité Preload-‐Adjusted dP/dtmax (PAdP/dtmax), qui a l’avantage de pouvoir être déterminé sans variation de la précharge, étant donné qu’il résulte du rapport dP/dtmax divisé par le volume
télédiastolique (PAdP/dtmax = dP/dtmax / EDV)22.
L’approche pression-‐volume étant intellectuellement séduisante et théoriquement supérieure aux mesures classiques de la contractilité myocardique couramment utilisée en clinique (fraction d’éjection, en particulier), des travaux de recherche ont tenté de l’appliquer chez l’homme. Schmitt et al ont décrit et validé chez le cochon une méthode basée sur l’imagerie à résonance magnétique
et permettant de mesurer les volumes intra-‐ventriculaires qui pourrait être transposée en clinique humaine.23 Toutefois, la mesure des pressions intra-‐ventriculaires par cathétérisme cardiaque et la mise en place d’un ballon dans la veine cave inférieure du sujet restent indispensables. C’est ce caractère hautement invasif de l’approche pression-‐volume qui a toujours limité sa diffusion chez l’homme.24 De plus, nous l’avons vu, l’interprétation des boucles pression-‐volume reste sujette à caution. Nos expériences permettront donc de clarifier la signification des différents indices issus des boucles pression-‐volume ainsi que leurs limitations. C’est une étape essentielle avant
l’introduction ou l’abandon de l’approche pression-‐volume en clinique humaine.
Durant le premier protocole expérimental (protocole A), nous agirons sur les conditions d’inotropie et de postcharge en administrant six drogues (dobutamine, adrénaline, phényléphrine, métoprolol, papavérine et isoflurane). Nous validerons dans un premier temps le PAdP/dtmax comme indice de contractilité en le comparant à la relation dP/dtmax – EDV, le but étant, si possible, d’obtenir un indice de contractilité robuste (c’est-‐à-‐dire sensible à la contractilité myocardique et indépendant des conditions de postcharge) et de détermination facile. Puis, afin de comprendre comment varient les indices dérivés de l’ESPVR, nous allons les confronter à la relation dP/dtmax – EDV, ou au
PAdP/dtmax si ce dernier lui est équivalent ou supérieur.
Le deuxième protocole (protocole B) nous permettra de tester les différents indices lorsque la précharge est altérée en l’absence de variation de l’inotropie ou de la postcharge. Pour ce faire, nous avons développé un modèle animal d’hémorragie aiguë avec restitution du volume en fin d’expérience.
3. P ROTOCOLE A ( EN ANGLAIS )
3.1
M
ATERIALS ANDM
ETHODSAnimals
Approval from the Ethics Committee for Animal Research of the University Medical Centre and from the Cantonal Veterinary Office of Geneva, Switzerland, was achieved before the study was initiated.
Handling of animals followed the guidelines laid out in the Guide for the Care and Use of Laboratory Animals (Institute of Laboratory Animal Resources, 1996).
Twenty-‐one male adult Sprague-‐Dawley rats (mean weight ± SD, 403 ± 30g) were used for this study.
They were maintained in temperature-‐ and humidity-‐controlled rooms with 24 hours light-‐dark cycle and given standard chow and tap water ad libitum.
Surgical Preparation
The rodents were anaesthetized by isoflurane (Baxter, Volketswil, Switzerland) inhalation, intubated, and then ventilated (40% oxygen in air; PaCO2 adjusted to 4.8 kPa) with a constant volume-‐cycled rodent ventilator (tidal volume, 7 ml kg-‐1; positive end-‐expiratory pressure, 2.5 cmH2O; respiratory rate, 70-‐80 minute-‐1). During the surgical preparation, anaesthesia was maintained with 1.6%-‐2.0%
isoflurane, 10µg kg-‐1 h-‐1 fentanyl (Sintetica, Mendrisio, Switzerland) and 1µg kg-‐1 atracurium (GlaxoSmithKline, Münchenbuchsee, Switzerland), once vascular canulation was obtained. Airway pressure and respiratory gases were continuously monitored (UltimaTM, Datex/Instrumentarium, Helsinki, Finland). The rats were placed on a homeothermic blanket system (Harvard Apparatus, Holliston, United States) to maintain body temperature at 37°C.
The left femoral artery and the left femoral vein were catheterized with 22-‐gauge catheters. A sternotomy was performed to enter the chest. A 3-‐0 Prolene suture was placed around the inferior vena cava (IVC) for intermittent vascular occlusion analysis. Finally, an apical stab with a 30-‐gauge
needle was made in the left ventricle (LV) before it was catheterized with a 1.9F conductance pressure-‐volume catheter (Scisense Inc, London, Ontario, Canada). The catheter was advanced along the long axis of the ventricle. The correct position was determined by online visualization of the PV loops and by the ability to modify the PV loops when altering preload through IVC occlusion. After surgical preparation, an arterial blood sample was collected for haematocrit and blood gas analysis to check for adequate gas exchange.
At the end of the experiment, the animals were sacrificed with a lethal intravenous injection of potassium chloride after deepening of the anaesthesia level.
Assessment of cardiovascular function
The conductance catheter placed in the LV was connected to the recently developed ADVantageTM system (Scisense Inc, London, Ontario, Canada). This system uses a continuous dynamic correction for parallel conductance and can be repeatedly calibrated in vivo without the need for hypertonic saline25. It allowed the continuous recording of LV pressure and LV volume, steady-‐state and dynamic PV loops during the temporarily occlusion of the vena cava, and the classical LV function parameters derived from these recordings. In addition, catheters placed in the femoral artery and vein were connected to calibrated pressure transducers (Honeywell, Zürich, Switzerland), and allowed the recording of systemic arterial and venous pressures.
We calibrated the ADVantageTM system as described in the literature25, with the exception that we did not independently measure the stroke volume with an aortic flow probe in each animal but used stroke volume values from previous experiments for calibration. We cannot rule out under-‐ or overestimation of the measured volumes. However, the recording and analysis of any changes of the parameters measured were the goal of the study, not the recording of absolute values.
Experimental Protocols
The rats were divided into two groups. The first one was exposed to stepwise increasing doses of adrenaline (Bichsel, Interlaken, Switzerland; 0.03µg kg-‐1, 0.1µg kg-‐1, 0.3µg kg-‐1, 1µg kg-‐1, and 3µg kg-‐1), metoprolol (AstraZeneca, Zug, Switzerland; 10µg kg-‐1, 30µg kg-‐1, 100µg kg-‐1, 300µg kg-‐1, and 1000µg kg-‐1) and isoflurane (Baxter, Volketswil, Switzerland; 1.4%, 2.5%, 3.5%, and 4.5% of expired
concentration). The second group was exposed to stepwise increasing doses of dobutamine (Fresenius Kabi, Stans, Switzerland; 0.1µg kg-‐1 min-‐1, 0.3µg kg-‐1 min-‐1, 1µg kg-‐1 min-‐1, 3µg kg-‐1 min-‐1, and 10µg kg-‐1 min-‐1), papaverine (Amino, Neuenhof, Switzerland; 10µg kg-‐1, 30µg kg-‐1, 100µg kg-‐1, 300µg kg-‐1, and 1000µg kg-‐1) and phenylephrine (Fagron, Barsbüttel, Germany; 0.1µg kg-‐1, 0.3µg kg-‐1, 1µg kg-‐1, 3µg kg-‐1, 10µg kg-‐1, and 30µg kg-‐1). All drugs, except isoflurane, were administered
intravenously. Dobutamine was the only infused drug because, when given as a bolus, it was not possible to reach a long enough steady state to permit high quality and reproducible measurements.
The sequence of drug administration was determined by random chance and separated by at least 20 minutes (and normalization of the heart rate and arterial pressure) before using the next drug.
The drugs were chosen because of their known pharmacological properties, making it possible to alter cardiac and systemic haemodynamics in any way (positive and negative inotropy, positive and negative chronotropy, vasoconstriction, vasodilatation).
Data acquisition and treatment
The various recorded variables were continuously recorded and stored at a sampling rate of 1,000 Hz via an analogue/digital interface converter (Biopac System, Goleta, CA, USA) on a personal computer. Data were then analysed using waveform data acquisition/analysis software (AcqKnowledge, Biopac System, Goleta, CA, USA) and further analysed with Microsoft Excel.
Data were obtained first during baseline conditions and then under stepwise increase of drug concentrations. For each condition, analysed data were obtained following a 5-‐second period of
apnoea at end-‐expiration (5 stable cardiac cycles that were averaged), followed by gradual preload reduction through manual IVC occlusion, still during apnoea. IVC occlusion generally yielded 10-‐20 cardiac cycles allowing off-‐line reconstruction of PV loops and their derived parameters. Data were recorded when their effect on systemic arterial pressure and heart rate was maximal.
The analysis was made with the following procedure:
• First, the IVC occlusion was analysed. To obtain an objective, automated determination of the onset of systole (or end-‐diastolic time), the moment where the peak positive value of the time-‐derivative of LV pressure (dP/dtmax) reached 10% of its maximal value was chosen as the end-‐diastolic time. Then, the time between the dP/dtmax and the peak negative value of the time-‐derivative of LV pressure (dP/dtmin) was considered as the ejection time. This ejection time was added up to the end-‐diastolic time to give the end-‐systolic time. So, we could automatically determine each end-‐systolic point of each cycle during the IVC occlusion.
Logarithmic (ln) regression of end-‐systolic points gave the end-‐systolic pressure-‐volume relationship (ESPVR(ln)), followed by extrapolation to determine the intercept with the volume axis, V0. A correlation coefficient > 0.95 of end-‐systolic data points allowed estimation of V0 with a high precision and a narrow confidence interval.
• Assuming that the V0 does not change during the heart cycle or between the stable apnoea time and the IVC occlusion, we used the same V0 as calculated during IVC occlusion and we defined the instantaneous elastance, E(t), as E(t) = P(t)/[V(t) – V0]. End-‐systole being the time with maximal elastance26, calculating the time where elastance was maximal gave us the end-‐systolic time. End-‐systole was not matched for end-‐ejection.
• From the IVC occlusion data, we also plotted the dP/dtmax-‐ EDV relationship, as well as the SW – EDV relationship.
• From steady-‐state pressure-‐volume recordings, we derived the following parameters: heart rate (HR), LV end-‐diastolic pressure (EDP), LV end-‐systolic pressure (ESP), the gradient
between maximal LV pressure and ESP (ΔLVP = LVPmax -‐ ESP), LV end-‐diastolic volume (EDV), LV end-‐systolic volume (ESV), systolic stroke volume (SV), cardiac output (CO = HR x SV), LV ejection fraction (EF = SV/EDV), dP/dtmax, dP/dtmin, preload-‐adjusted dP/dtmax (PAdP/dtmax = dP/dtmax/EDV), stroke work (SW), preload-‐adjusted SW (PASW), aortic elastance (Eao), and the time relaxation constant tau (τ), the relaxation period being defined as the range of data between the time of dP/dtmin in the cycle to the point where the LV pressure signal drops below the EDP level. Furthermore, the recently described normalized time-‐varying elastance curves and their derived parameters were determined27: normalized time-‐varying elastance of preejection period (αPEP), normalized time-‐varying elastance of ejection period (αEP), and the β ratio (β = αEP/αPEP), an index of myocardial contractility.
• In addition, we also calculated the contractility index (“Area”) described by Crottogini et al.28, defined as the area below the ESPVR(ln) between defined volume limits, the upper limit being the maximum ESV observed during the control ESPVR and thus reflecting resting
haemodynamic state, the lower limit set 25 µl below, corresponding to the average decrease in ESV observed during IVC occlusion.
• From the arterial pulse pressure recordings, we derived: mean arterial pressure (MAP) and systemic vascular resistance (SVR = (MAP – femoral venous pressure)/CO). Each of these steady-‐state parameters was averaged from five consecutive heart cycles during the stable apnoea condition immediately preceding the IVC occlusion manoeuver.
Statistical analysis
Analyses were performed with GraphPad Prism®, version 5.04 (GraphPad Software, Inc., La Jolla, CA).
Significant dose responses of the different drugs were assessed by post-‐tests for linear trend following repeated measures ANOVA for each treatment. We chose the dP/dtmax – EDV relationship as the gold standard for myocardial contractility index. It was shown to be load-‐independent and
sensitive to changes in contractile state18,19. Nonetheless, it was also shown to be a variable measure of the contractile state, therefore we also computed PAdP/dtmax. We postulated indeed that
variability is due to the curvilinearity of the dP/dtmax – EDV relationship; therefore, PAdP/dtmax should be more constant, because it is a steady-‐state measure, is calculated without the need for IVC occlusion and could be also averaged over five stable cardiac cycles during apnoea. If our results confirm this assumption, PAdP/dtmax will be used instead of the dP/dtmax – EDV relationship to evaluate the state of inotropy. Relationships between selected variables were evaluated by linear or exponential correlation using Pearson’s correlation coefficient. Bland-‐Altman plots29 assessed the potential bias between indices and PAdP/dtmax. We tested the null hypothesis that the slope was equal to zero in the models to consider the presence of bias. A P value < 0.05 was considered statistically significant.
3.2
R
ESULTSTwenty-‐one rats were studied. Eleven rats received adrenaline, metoprolol and isoflurane; ten rats received dobutamine, papaverine, and phenylephrine. Of these, data were excluded because of problems with acquisition, because of obvious contamination of a drug over the next one (after the data were collected and analysed, we found that, in a few rats, the heart rate and blood pressure recorded before the next drug were significantly different from baseline values; these data could therefore not be considered pure and were discarded), or because of fatal cardiac decompensation before the end of the recordings. Therefore, of the first group, we kept and analysed data from 10 rats under metoprolol, 9 rats under adrenaline and 7 rats under isoflurane. Of the second group, we kept and analysed data from 7 rats under dobutamine, 8 rats under papaverine and 8 rats under phenylephrine.
Haemodynamic variables
Administration of the six drugs reproduced the expected haemodynamic variations in HR, MAP and SVR. Figure 3 illustrates the effects of the drugs on selected haemodynamic and cardiac variables expressed as percentage changes from baseline values. Absolute baseline values are reported in Table 1. It should be stressed that despite we did not use an aortic flow probe to calibrate the ADVantageTM system in this experimental protocol, the baseline volumes measured were similar with those reported by Pacher et al30, considering the fact that the anaesthesia level was deeper in our experiment (1.6%–2.0% isoflurane vs 1.5% isoflurane).
Adrenaline administration produced hypertension with peripheral vasoconstriction, increased EDP in the absence of a rise in EDV, and no significant changes in HR, CO or EF. Dobutamine showed
peripheral vasodilatation (at high dose) without change in MAP, accompanied by tachycardia. ΔLVP significantly and dose-‐dependently increased. Time relaxation constant tau was decreased.
Phenylephrine produced major hypertension and vasoconstriction, accompanied by reflex bradycardia. ΔLVP significantly and dose-‐dependently decreased. As with adrenaline, this was associated with a dose-‐related raise in EDP and moderate though significant increase in EDV. Tau was prolonged. These changes were not accompanied by a significant change in CO or EF.
Metoprolol administration showed the expected negative chronotropic and inotropic effects without change in SVR. Both EDP and EDV were slightly increased and tau was prolonged, indicating also a reduced diastolic LV function. CO and EF were reduced. Papaverine produced systemic
vasodilatation and bradycardia associated with a conserved CO and an increased EF. EDV, EDP and tau increased. Isoflurane administration showed profound hypotension, vasodilatation, bradycardia, and reduced CO and EF.
ESPVR(ln) and V0
Figure 4 illustrates representative tracings of LV PV loops before and during the highest dosage of the 6 different investigated drugs, allowing visualizing particularly the effects of the respective drugs on ESPVR(ln), V0, and Eao.
Figure 5 depicts mean ESPVR(ln) slopes of the different drug-‐responses. Positive inotropic drugs produced a leftward shift without change in slope (isolated decrease in V0), whereas infusion of negative inotropic drugs was associated with a rightward shift accompanied by a decrease in slope.
With the predominant vasoactive drugs phenylephrine and papaverine there was a predominant change in slopes without major horizontal shifts. In addition, the figure also depicts end-‐systolic volume limits (vertical dotted lines) within which the baseline and final PV curves were obtained, respectively, allowing visual estimation of the Area index described by Crottogini28 which is increased under adrenaline and dobutamine infusion and decreased with the other drugs.
Classical contractility indices
Left ventricular dP/dtmax was largely increased by adrenaline and dobutamine administration (Fig. 6).
Phenylephrine also raised dP/dtmax. Metoprolol administration largely reduced dP/dtmax, whereas papaverine decreased this index to a lesser extent. Finally, isoflurane administration profoundly decreased dP/dtmax.
The dP/dtmax – EDV relationship showed a significant decrease of its baseline value for metoprolol, papaverine and isoflurane. Surprisingly, there was no significant variation with adrenaline or dobutamine; phenylephrine did also not change the myocardial contractility as defined by the dP/dtmax – EDV relationship.
On the other hand, PAdP/dtmax was significantly increased with adrenaline, dobutamine and phenylephrine and was significantly decreased with metoprolol, papaverine and isoflurane.
On figure 7 is depicted how the dP/dtmax – EDV relationship and PAdP/dtmax varied in response to the drugs’ administration for each of the rats. As can be clearly seen, there is a much wider distribution
with the dP/dtmax – EDV relationship than with PAdP/dtmax. This is expressed by larger coefficients of variation (CV) with the dP/dtmax – EDV relationship than with PAdP/dtmax. With adrenaline, the median CV is 42.2% (min 28.5%, max 54.1%) for the dP/dtmax – EDV relationship and is 13.0% (min 11.0%, max 23.9%) for PAdP/dtmax (p = 0.0008); with dobutamine, the median CV is 33.4% (min 18.3%, max 51.9%) for the dP/dtmax – EDV relationship and is 19.6% (min 6.7%, max 22.5%) for PAdP/dtmax (p = 0.0106); with phenylephrine, the median CV is 47.7% (min 29.9%, max 111.4%) for the dP/dtmax – EDV relationship and is 32.1% (min 29.4%, max 37.4%) for PAdP/dtmax (p = 0.0528);
with metoprolol, the median CV is 47.0% (min 37.9%, max 63.0%) for the dP/dtmax – EDV relationship and is 23.6% (min 19.0%, max 32.0%) for PAdP/dtmax (p = 0.0011); with papaverine, the median CV is 42.5% (min 34.3%, max 79.6%) for the dP/dtmax – EDV relationship and is 24.0% (min 19.2%, max 28.9%) for PAdP/dtmax (p = 0.0258); with isoflurane, the median CV is 40.1% (min 24.1%, max 72.1%) for the dP/dtmax – EDV relationship and is 28.5% (min 26.1%, max 40.4%) for PAdP/dtmax (p = 0.1875)
Time-‐varying elastance curves
The β ratio (β = αEP/αPEP) was significantly decreased by adrenaline and dobutamine
administration (Fig. 6). Phenylephrine increased β from its baseline value by about 100%. Isoflurane also increased significantly β, but to a lesser extent. There was no significant modification of β under metoprolol or papaverine administration.
Role of Ees
In order to explore whether Ees is related to LV contractility, we plotted mean values of Ees obtained from the different applied doses of the various drugs against the reference index PAdP/dtmax. Data were expressed as percentage changes for visual clarity to avoid possible confounding effects of initial baseline values (see Table 1). Left panel of figure 8 depicts this relationship and clearly shows that, while Ees and PAdP/dtmax are well aligned within one specific drug, there are at least three opposing slopes amongst dobutamine, phenylephrine, and isoflurane. Indeed, dobutamine increases,
and isoflurane decreases PAdP/dtmax, while Ees is reduced with both drugs, and phenylephrine slightly increases PAdP/dtmax while this is associated with a major increase in Ees. Papaverine resembles isoflurane. This inconsistency between the investigated substances demonstrates the absence of ubiquitous characteristics of Ees as a valuable index of LV contractility. Since
phenylephrine is a well-‐known systemic vasoconstrictor as opposed to the three other drugs, we plotted Ees versus SVR and found a fairly well described linear correlation between these two calculated parameters (R2 = 0.839), indicating that Ees is more likely to represent LV afterload than inotropy (Figure 8, right panel).
Role of V0
Similarly to Ees, mean values of V0 were correlated with PAdP/dtmax (Figure 9). During conditions in which afterload is relatively less affected than inotropy (administration of adrenaline, dobutamine, metoprolol, and isoflurane), there was a negative correlation between V0 and PAdP/dtmax,
demonstrating that a reduced V0 reflects increased LV contractility (R2 = 0.907). This is also substantiated by a positive correlation between V0 and LV end-‐systolic volume (R2 = 0.814) most probably related to a better emptying of LV volume during systole. However, during conditions of predominant changes in afterload (administration of phenylephrine and papaverine), V0 is directly related with SVR (R2 = 0.886), reversing the negative relationship between V0 and PAdP/dtmax (Figure 9, right panel), so that in this situation, V0 is increased when both contractility and afterload increase, and vice versa. V0 determined from linear regression of ESPVR is only about 10% lower than V0 obtained using the transformed ESPVR(ln) (see Table 1).
Development of a new contractile index using both Ees and V0
So far, our study demonstrates two new conclusions: first, Ees (as well as Emax) cannot be used to assess LV contractility because of high dependence on afterload impedance; second, V0 is a good contractility index, as long as afterload impedance is not varied over wide ranges. Considering the
limitations of Ees and V0 when used separately and their variability due to afterload alterations, making the interpretation of their own variation quite difficult, we designed a new contractility index combining both variables.
I1 = Ees/V0 [mmHg µl-‐2]
The effects of the different investigated drugs on I1 are included on Figure 6, under the conditions of the present experiment. I1 increased significantly (though only moderately) with the positive
inotropic agents (adrenaline and dobutamine) and decreased significantly with negative inotropic agents (metoprolol and isoflurane). I1 was also increased with phenylephrine and decreased with papaverine. However, the increase of I1 with phenylephrine is out of proportion when compared with the one observed with PAdP/dtmax. This can be explained by a high afterload dependence of I1 due to the use of largely afterload-‐dependent Ees.
To decrease this afterload dependence, the weight of the Ees must be diminished. We considered PAdP/dtmax as the gold-‐standard for contractility to which Ees must be adjusted. The relationship between Ees and PAdP/dtmax under phenylephrine and papaverine administration describes an exponential function (y = A * eBx). A is the intercept with the ordinate; B is the slope.
Ees = 0.10e0.15 * (PAdP/dtmax)
Conversion of this exponential function to a linear function with an intercept of 0 would eliminate afterload dependence of Ees (i.e., each increase in PAdP/dtmax is associated to a linear increase in Ees).
ln(Ees/0.10) = 0.15 * (PAdP/dtmax)
