Artykuł metodologiczny

Kwantyfikacja globalnej funkcji rozkurczowej za pomocą analizy przepływu transmisyjnego opartej na modelowaniu kinematycznym za pomocą sparametryzowanego formalizmu wypełnienia rozkurczowego

10.7K wyświetleń

⸱

DOI:

10.3791/51471

⸱

1 września 2014

 ,  ,  ,  ,  , 
1Department of Biomedical Engineering, Washington University in St. Louis, 2Department of Physics, Washington University in St. Louis, 3Division of Biology and Biomedical Sciences, Washington University in St. Louis, 4Department of Medicine, Cardiovascular Division, Washington University in St. Louis, 5Cardiovascular Biophysics Lab, Washington University in St. Louis

W tym artykule

Podsumowanie

Dokładny, oparty na przyczynowości kwantyfikacja globalnej funkcji rozkurczowej została osiągnięta dzięki opartej na modelowaniu kinematycznym analizie przepływu rozkurczowego za pomocą formalizmu Parametryzowanego Wypełnienia Rozkurczowego (PDF). PDF generuje unikalne parametry sztywności, relaksacji i obciążenia oraz wyjaśnia "nową" fizjologię, dostarczając jednocześnie czułych i specyficznych wskaźników dysfunkcji.

Streszczenie

Ilościowa ocena funkcji serca pozostaje wyzwaniem dla fizjologów i klinicystów. Chociaż historycznie metody inwazyjne stanowiły jedyny dostępny środek, rozwój nieinwazyjnych metod obrazowania (echokardiografia, MRI, CT) o wysokiej rozdzielczości czasowej i przestrzennej zapewnia nowe okno dla ilościowej oceny funkcji rozkurczowej. Echokardiografia jest uzgodnionym standardem oceny funkcji rozkurczowej, ale wskaźniki w obecnym zastosowaniu klinicznym wykorzystują jedynie wybrane cechy wymiaru komory (tryb M) lub przebiegów ruchu krwi/tkanki (Doppler) bez uwzględniania fizjologicznych determinantów przyczynowych samego ruchu. Rozpoznanie, że wszystkie lewe komory (LV) inicjują napełnianie, służąc jako mechaniczne pompy ssące, pozwala na ocenę globalnej funkcji rozkurczowej w oparciu o prawa ruchu, które mają zastosowanie do wszystkich Komory. Tym, co odróżnia jedno serce od drugiego, są parametry równania ruchu, które rządzi napełnianiem. W związku z tym rozwój formalizmu Parametryzowanego Wypełnienia Rozkurczowego (PDF) wykazał, że cały zakres obserwowanych klinicznie wzorców wczesnego przepływu rozkurczowego (fala Dopplera E) jest niezwykle dobrze dopasowany do praw tłumionego ruchu oscylacyjnego. Pozwala to na analizę poszczególnych fal E zgodnie z mechanizmem przyczynowym (ssanie inicjowane przez odrzut), który daje trzy (numerycznie) unikalne skupione parametry, których fizjologicznymi odpowiednikami są sztywność komory (k), lepkosprężystość/relaksacja (c) i obciążenie (xo). Rejestracja przepływu transmisyjnego (fale Dopplera E) jest standardową praktyką w kardiologii klinicznej, dlatego metoda zapisu echokardiograficznego jest tylko pobieżnie omówiona. Skupiamy się na określeniu parametrów PDF na podstawie rutynowo rejestrowanych danych E-wave. Jak wskazują wyróżnione wyniki, po uzyskaniu parametrów PDF z odpowiedniej liczby fal E o zmiennym obciążeniu, badacz może swobodnie korzystać z parametrów lub konstruować indeksy na podstawie parametrów (takich jak zmagazynowana energia 1/2kxo2, maksymalny gradient ciśnienia A-V kxo, niezależny od obciążenia wskaźnik funkcji rozkurczowej itp.) i wybrać aspekt fizjologii lub patofizjologii, który ma zostać określony ilościowo.

Wprowadzenie

Pionierskie badania Katz1 z 1930 roku ujawniły, że lewa komora ssaka zaczyna napełnianie, działając jako pompa ssąca o charakterze mechanicznym, a od tamtej pory duża część wysiłków była poświęcana zrozumieniu działania czynności rozkurczowej. Przez wiele lat jedynymi dostępnymi metodami oceny czynności rozkurczowej (DF)2-16 w klinice i badaniach były metody inwazyjne. W latach 70. XX wieku postępy techniczne oraz rozwój echokardiografii dostarczyły w końcu kardiologom i fizjologom praktycznych narzędzi do nieinwazyjnej charakteryzacji czynności rozkurczowej.

Ze względu na brak ujednoliconej przyczynowej teorii lub paradygmatu odnoszącego się do czynności rozkurczowej serca podczas wypełniania, badacze zaproponowali liczne wskaźniki fenomenologiczne oparte na korelacji z cechami klinicznymi. Na przykład krzywoliniowy, szybko narastający i opadający kształt krzywej prędkości przepływu krwi przez zastawkę dwudzielną wczesnego, szybkiego wypełniania został przybliżony jako trójkąt, a wskaźniki czynności rozkurczowej zdefiniowano na podstawie cech geometrycznych (wysokość, szerokość, pole powierzchni, itp.) tego trójkąta. Postępy techniczne w echokardiografii umożliwiły pomiar ruchu tkankowego, odkształcenia i tempa odkształcenia podczas wypełniania, a każda nowa techniczna innowacja przyniosła nowe zestawy wskaźników fenomenologicznych korelujących z cechami klinicznymi. Niemniej jednak te wskaźniki pozostają korelacyjne, a nie przyczynowe, a wiele z nich mierzy tę samą podstawową fizjologię różnymi sposobami. Nie jest więc zaskakujące, że obecnie stosowane kliniczne wskaźniki czynności rozkurczowej charakteryzują się ograniczoną swoistością i czułością.

Aby przezwyciężyć te ograniczenia, opracowano i zwalidowano formalizm parametryzowanego napełniania komory serca (Parametrized Diastolic Filling, PDF) – przyczynowy, kinematyczny model o parametrach skupionych napełniania lewej komory serca, który opiera się na i uwzględnia fizjologię ssącego pompy podczas diastoli17. Model ten opisuje funkcję rozkurczową (ujawniającą się w krzywoliniowych kształtach konturów przepływu przez zastawkę dwudzielną) zgodnie z zasadami tłumionego ruchu oscylacyjnego. Równanie tłumionego ruchu oscylacyjnego oparte jest na drugiej zasadzie dynamiki Newtona i może być zapisane dla jednostki masy jako:

równanie tłumionego ruchu harmonicznego, \(\frac{d^2x}{dt^2} + c\frac{dx}{dt} + kx = 0\), wzór matematyczny    Równanie 1

To liniowe równanie różniczkowe 2go rzędu posiada trzy parametry: k – sztywność komory, c – lepko-sprężystość/relaksacja oraz xo – początkowe przemieszczenie/przedobciążenie oscylatora. Model przewiduje, że różne klinicznie obserwowane wzorce napełniania diastolycznego wynikają z zmienności wartości liczbowych tych trzech parametrów modelu. W oparciu o formalizm PDF i klasyczną mechanikę, fale E można sklasyfikować jako wynikające z ruchu w stanie podtłumienia lub przetłumienia. Liczne badania17–21 potwierdziły, że kontury fal E rejestrowane klinicznie oraz kontury przewidywane przez model PDF wykazują doskonałą zgodność i ujawniły odpowiedniki hemodynamiczne/fizjologiczne trzech parametrów PDF21. Proces wyodrębniania parametrów modelu z klinicznie zarejestrowanych danych fali E szczegółowo opisano w poniższych metodach.

W przeciwieństwie do typowych wskaźników DF stosowanych obecnie w klinice, trzy parametry modelu PDF oparte są na przyczynowości. Jak omówiono poniżej w metodach, dodatkowe wskaźniki fizjologii rozkurczu mogą być wyprowadzone z tych podstawowych parametrów oraz z zastosowania formalizmu PDF do innych aspektów rozkurczu niż przepływ przez zastawkę mitralną. W tej pracy opisano metody analizy przepływu przez zastawkę mitralną opartej na PDF oraz relacje fizjologiczne, które można wyprowadzić z podejścia PDF, jego parametrów i wskaźników pochodnych. Ponadto pokazano, że parametry PDF lub wskaźniki z nich wyprowadzone pozwalają na rozróżnienie wewnętrznych właściwości komory od zewnętrznych efektów obciążenia, mogą dostarczać korelatów dla tradycyjnych, inwazyjnie określanych parametrów oraz mogą różnicować grupy normalne od patologicznych.

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Protokół

Procedura pozyskiwania obrazów echokardiograficznych i analizowania ich w celu uzyskania parametrów PDF jest szczegółowo opisana poniżej. Chociaż cewnikowanie serca jest wymienione w poniższej części dotyczącej wyboru tematu, opisana metodologia dotyczy tylko części echokardiograficznej. Opis części cewnikowania został dołączony w celu niezależnej walidacji przewidywań opartych na modelu i nie jest związany z analizą fal E za pomocą formalizmu PDF. Przed pozyskaniem danych wszyscy uczestnicy wyrażają podpisaną, świadomą zgodę na udział w badaniu zgodnie z Instytucjonalną Komisją Rewizyjną (Biuro Ochrony Badań Naukowych) w Washington University School of Medicine.

UWAGA: Wszystkie programy (wraz z samouczkami jak z nich korzystać) opisane w tej sekcji można pobrać ze strony http://cbl1.wustl.edu/SoftwareAgreement.htm

1. Wybór tematu

UWAGA: Wszyscy badani w Bazie Danych Laboratorium Biofizyki Sercowo-Naczyniowej mieli jednocześnie wykonaną echokardiografię i cewnikowanie serca i zostali skierowani przez swoich lekarzy na diagnostyczne cewnikowanie serca. Kryteriami włączenia do bazy są: 1) brak istotnych nieprawidłowości zastawkowych, 2) brak nieprawidłowości ruchomości ściany lub bloku odnogi pęczka Hisa w EKG, 3) obecność zadowalającego okna echokardiograficznego z wyraźnie rozpoznawalnymi załamkami E i A.

2. Akwizycja danych echokardiograficznych

  1. Nagraj pełne badanie 2D/echo-Doppler dla wszystkich pacjentów zgodnie z kryteriami Amerykańskiego Towarzystwa Echokardiografii16. UWAGA: Przesiewowe echokardiogramy zostały zarejestrowane na standardowym obrazie klinicznym przez ultrasonografistę. W razie potrzeby można wykonać dodatkowy zapis echokardiograficzny przezklatkowy w celu weryfikacji po wprowadzeniu do lewej komory odpowiedniego cewnika o wysokiej wierności w celu jednoczesnego pomiaru hemodynamiki lewej komory
    2. .
  2. Fotografuj obiekty w pozycji leżącej. W warunkach niebadawczych można zastosować standardowe ułożenie boczne po lewej stronie bez utraty ogólności metody. Uzyskaj wierzchołkowe widoki czterokomorowe za pomocą przetwornika 2,5 MHz, z objętością próbki bramkowaną na 1,5-5 mm skierowaną między końcówki płatków zastawki mitralnej i prostopadłą do płaszczyzny MV (w celu zminimalizowania efektów wyrównania widocznych na kolorowym Dopplerze w trybie M), filtra ściennego ustawionego na 1 (125 Hz) lub 2 (250 Hz), linii bazowej dostosowanej do wykorzystania pełnej wysokości wyświetlacza i skali prędkości dostosowanej do wykorzystania zakres dynamiki wyjścia bez aliasingu.
  3. Wykonaj obrazowanie dopplerowskie tkanek z objętością próbki bramkowaną na 2,5 mm i umieszczoną w bocznych i przegrodowych miksturach pierścienia mitralnego.
  4. Zapisuj badania dopplerowskie w formacie DICOM w echomaszynie i nagrywaj na płytę DVD z jednocześnie nagrywanym elektrokardiogramem (EKG).

3. Przetwarzanie obrazów dopplerowskich i analiza konwencjonalna

UWAGA: Ta sekcja opisuje dwa niestandardowe programy MATLAB. Pierwszy program jest opisany w kroku 3.1, a drugi program jest opisany w krokach 3.2-3.5. Wszystkie programy (wraz z samouczkami jak z nich korzystać) można pobrać ze strony http://cbl1.wustl.edu/SoftwareAgreement.htm

  1. Konwertuj obrazy z formatu DICOM i wideo na pliki bitmapowe (.bmp) (przy użyciu niestandardowego programu MATLAB). UWAGA: Opisana poniżej procedura dopasowania fal Dopplera E i tkanek Dopplerowskich fal E' pokazano na rysunku 1.
  2. Załaduj pliki obrazów bitmapowych do innego niestandardowego programu MATLAB, aby zmierzyć konwencjonalne parametry przepływu transmisyjnego, takie jakszczyt E,szczyt A, Edur, E'szczyt, A'szczyt itp., a następnie przyciąć obrazy do analizy PDF. Do analizy wybierz obrazy z dostrzegalnym konturem przepływu transmisyjnego i pełnym cyklem pracy serca zgodnie ze wskazaniami EKG.
  3. Zaznacz częstotliwość próbkowania w czasie (mierzoną w pikselach/s na osi poziomej) i częstotliwość próbkowania prędkości (mierzoną w pikselach/(m/s) wzdłuż osi pionowej) na obrazach. Zidentyfikuj cały cykl pracy serca, odnotowując i zaznaczając kolejne szczyty R (lub dowolną wyraźną cechę EKG) na obrazie.
  4. Zaznacz transmisyjny załamek Dopplera E i A lub załamek Dopplera tkankowego E' i A' w wybranym cyklu pracy serca.
    1. Wybierz punkt szczytowy fali Dopplera E, tj. Szczyt E (lub szczyt E) i oznacz początek fali za pomocą linii łączącej szczyt z początkiem jako przewodnika dopasowanego do nachylenia przyspieszenia fali E (lub fali E). Początek fali służy do obliczenia interwału od początku do przepływu szczytowego oznaczonego jako czas przyspieszenia fali E (lub fali E) (AT).
    2. Zaznacz koniec fali E (lub fali E') za pomocą linii łączącej szczyt z końcem jako przewodnika dopasowanego do nachylenia opóźnienia. Służy to do obliczania odstępu od wartości szczytowej do linii bazowej oznaczanego jako czas opóźnienia (DT). Interwał od początku do końca fali to czas trwania fali E (Edur = AT+DT). Program prowadzi użytkownika przez cały proces wraz z odpowiednimi instrukcjami.
  5. Oznacz falę A, stosując podobną procedurę jak fala E. Po zaznaczeniu zarówno fal E, jak i A, program oblicza stosunekpiku E dopiku A.
    UWAGA: Program zapisuje zaznaczone fale jako przycięte obrazy zawierające tylko fale E i A. Program tworzy również plik danych z parametrami kadrowania i pomiarów dla każdego uderzenia.

4. Automatyczne dopasowanie przepływu transmisyjnego za pomocą formalizmu PDF

  1. Automatyczne dopasowanie konturów fal Dopplera E i A oraz tkanek Dopplera E' i A' odbywa się za pomocą niestandardowego programu LabView18,19.
    1. Załaduj przycięty obraz, a program automatycznie obliczy obwiednię maksymalnej prędkości (MVE). Wybierz MVE, ustawiając próg w taki sposób, aby MVE przybliżał przepływ transmisyjny, jak pokazano na rysunku 1. Początek i koniec punktów definiujących MVE może być wybrany wzdłuż osi czasu przez operatora w taki sposób, że tylko punkty MVE, które zapewniają dobrą zgodność z faktycznie wybraną częścią fali, są używane jako dane wejściowe do późniejszego dopasowania.
  2. UWAGA: Wybrane przez użytkownika punkty MVE są danymi wejściowymi do programu komputerowego, który automatycznie dopasowuje rozwiązanie modelu PDF do prędkości w funkcji czasu za pomocą algorytmu Levenberga-Marquardta (iteracyjnego). Dopasowanie odbywa się z wymaganiem zminimalizowania średniego błędu kwadratowego między danymi klinicznymi (wejściowymi) (MVE) a przewidywanym konturem modelu PDF. Ponieważ model jest liniowy, dla każdego MVE pochodzącego z fali dopplerowskiej E uzyskuje się unikalny zestaw parametrów, używany jako dane wejściowe. W ten sposób numerycznie unikalne wartości k, c i xo są generowane dla każdej fali E oraz k', c' i xo' dla każdej fali E'.
  3. W przypadku, gdy dopasowanie jest oczywiście nieoptymalne, gdy dopasowanie jest nałożone na obraz fali E (lub fali E') (tj. algorytm próbował dopasować szum zawarty w MVE, na przykład), zmodyfikuj MVE, używając więcej/mniej punktów, modyfikując w ten sposób przewidywany kontur modelu, a w konsekwencji modyfikując parametry PDF, aby uzyskać lepsze dopasowanie.

Zapisz dane, gdy zostanie wygenerowany odpowiedni plik PDF. UWAGA: Program został napisany tak, aby automatycznie zapisywać dane w plikach graficznych i tekstowych zawierających parametry PDF oraz informacje o konturach.
Parametry PDF uzyskane w wyniku opisanej powyżej procedury mogą być wykorzystane do wyjaśnienia nowej fizjologii i rozróżnienia między normalną a patologiczną fizjologią, jak opisano w sekcji Reprezentatywne wyniki poniżej.

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Wyniki

Przedstawiono typowe wykresy fal Dopplera odpowiadające czterem różnym rodzajom wzorców wypełniania (normalny, pseudonormalny, opóźnione rozkurczenie, zacieśnienie-ograniczenie), uzyskane przy zastosowaniu powyżej opisanej metody, pokazane na ryc. 2. Ryc. 2A przedstawia wzorzec normalny, który sam w sobie nie różni się od wzorca pseudonormalnego. Ryc. 2B przedstawia opóźnione rozkurczenie, a Ryc. 2C – wzorzec zacieśnienie-ograniczenie związany z ciężkim ...

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Dyskusja

Zgodnie z naszym ukierunkowaniem metodologicznym, podkreślono kluczowe aspekty metod, które ułatwiają uzyskanie dokładnych i znaczących wyników.

ECHOKARDIOGRAFIA

Amerykańskie Towarzystwo Echokardiografii (ASE) ma wytyczne dotyczące wykonywania badań przezklatkowych16. Podczas badania echo istnieje wiele czynników, które wpływają na jakość obrazu. Do czynników, na które ultrasonograf nie ma wpływu, należą: możliwości techniczne używanego aparatu obrazowego...

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Oświadczenia

Autorzy nie mają konkurencyjnych interesów finansowych.

Podziękowania

Ta praca była częściowo wspierana przez Alan A. and Edith L. Wolff Charitable Trust, St. Louis, oraz Barnes-Jewish Hospital Foundation. L. Shmuylovich i E. Ghosh byli częściowo wspierani przez stypendia przeddoktoranckie od Heartland Affiliate of the American Heart Association. S. Zhu otrzymał częściowe wsparcie od Washington University Compton Scholars Program oraz College of Arts and Sciences' Summer Undergraduate Research Award. S. Mossahebi otrzymał częściowe wsparcie ze strony Wydziału Fizyki.

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Materiały

Lista materiałów użytych w tym artykule
NazwaFirmaNumer katalogowyKomentarze
Philips iE33Philips (Andover, MA)
LabView 6.0National InstrumentsWersja 6.0.2
MATLABMathWorks Wersja R2010b

Bibliografia

  1. Katz, L. N. The role played by the ventricular relaxation process in filling the ventricle. Am. J. Physiol. 95, 542-553 (1930).
  2. Frais, M. A., Bergman, D. W., Kingma, I., Smiseth, O. A., Smith, E. R., Tyberg, J. V. The dependence of the time constant of left ventricular isovolumic relaxation on pericardial pressure. Circulation. 81, 1071-1080 (1990).
  3. Weiss, J. L., Frederiksen, J. W., Weisfeldt, M. L. Hemodynamic determinants of the time-course of fall in canine left ventricular pressure. J. Clin Invest. 58, 751-760 (1976).
  4. Weisfeldt, M. L., Weiss, J. L., Frederiksen, J. W., Yin, F. C. P. Quantification of incomplete left ventricular relaxation: Relationship to the time constant for isovolumic pressure fall. Eur. Heart J. 1, 119-129 (1980).
  5. Thompson, D. S., et al. Analysis of left ventricular pressure during isovolumic relaxation in coronary artery disease. Circulation. 65, 690-697 (1982).
  6. Ludbrook, P. A., Bryne, J. D., Kurnik, P. B., McKnight, R. C. Influence of reduction of preload and afterload by nitroglycerin on left ventricular diastolic pressure-volume relations and relaxation in man. Circulation. 56, 937-943 (1977).
  7. Tyberg, J. V., Misbach, G. A., Glantz, S. A., Moores, W. Y., Parmley, W. W. A mechanism for shifts in the diastolic, left ventricular, pressure-volume curve: The role of the pericardium. Eur. J. Cardiol. 7, 163-175 (1978).
  8. Suga, H. Theoretical analysis of a left-ventricular pumping model based on the systolic time-varying pressure/volume ratio. IEEE Trans. Biomed. Eng. 24, 29-38 (1977).
  9. Raff, G. L., Glantz, S. A. Volume loading slows left ventricular isovolumic relaxation rate. Circ. Res. 48, 813-824 (1981).
  10. Suga, H., et al. Systolic pressure-volume area (PVA) as the energy of contraction in Starling’s law of the heart. Heart Vessels. 6, 65-70 (1991).
  11. Murakami, T., Hess, O., Gage, J., Grimm, J., Krayenbuehl, H. Diastolic filling dynamics in patients with aortic stenosis. Circulation. 73, 1162-1174 (1986).
  12. Baan, J., et al. Continuous measurement of left ventricular volume in animals and humans by conductance catheter. Circulation. 70, 812-823 (1984).
  13. Falsetti, H. L., Verani, M. S., Chen, C. J., Cramer, J. A. Regional pressure differences in the left ventricle. Catheter Cardiovasc. Diag. 6, 123-134 (1980).
  14. Kass, D. A. Assessment of diastolic dysfunction. Invasive modalities. Cardiol. Clin. 18 (3), 571-586 (2000).
  15. Suga, H. Cardiac energetics: from EMAX to pressure-volume area. Clin. Exp. Pharmacol. Physiol. 30, 580-585 (2003).
  16. Gottdiener, J. S., et al. American Society of Echocardiography recommendations for use of echocardiography in clinical trials. JASE. 17, 1086-1119 (2004).
  17. Kovács, S. J. Jr, Barzilai, B., Pérez, J. E. Evaluation of diastolic function with Doppler echocardiography: the PDF formalism. Am. J. Physiol. Heart Circ. Physiol. 252, H178-H187 (1987).
  18. Hall, A. F., Aronovitz, J. A., Nudelman, S. P., Kovács, S. J. Automated method for characterization of diastolic transmitral Doppler velocity contours: Late atrial filling. Ultrasound Med. Biol. 20, 859-869 (1994).
  19. Hall, A. F., Kovács, S. J. Automated method for characterization of diastolic transmitral Doppler velocity contours: Early rapid filling. Ultrasound Med. Biol. 20, 107-116 (1994).
  20. Riordan, M. M., Kovács, S. J. Quantitation of Mitral Annular Oscillations and Longitudinal 'Ringing' of the Left Ventricle: A New Window into Longitudinal Diastolic Function. J. Appl. Physiol. 100, 112-119 (2006).
  21. Kovács, S. J., Meisner, J. S., Yellin, E. L. Modeling of diastole. Cardiol. Clin. 18, 459-487 (2000).
  22. Riordan, M. M., Chung, C. S., Kovács, S. J. Diabetes and Diastolic Function: Stiffness and Relaxation from Transmitral Flow. Ultrasound Med. Biol. 31, 1589-1596 (2005).
  23. Bauman, L., Chung, C. S., Karamanoglu, M., Kovács, S. J. The peak atrioventricular pressure gradient to transmitral flow relation: kinematic model prediction with in vivo validation. J. Am. Soc. Echocardiogr. 17 (8), 839-844 (2004).
  24. Kovács, S. J. Jr, Rosado, J., Manson-McGuire, A. L., Hall, A. F. Can Transmitral Doppler E-waves Differentiate Hypertensive Hearts From Normal? Hypertension. 30, 788-795 (1997).
  25. Riordan, M. M., et al. The Effects of Caloric Restriction- and Exercise-Induced Weight Loss on Left Ventricular Diastolic Function. Am. J. Physiol. Heart Circ. Physiol. 294, H1174-H1182 (2008).
  26. Meyer, T. E., Kovács, S. J., Ehsani, A. A., Klein, S., Holloszy, J. O., Fontana, L. Long-term Caloric Restriction Slows Cardiac Aging in Humans. J. Am. Coll. Cardiol. 47, 398-402 (2006).
  27. Riordan, M. M., Kovács, S. J. Absence of diastolic mitral annular oscillations is a marker for relaxation- related diastolic dysfunction. Am. J. Physiol. Heart Circ. Physiol. 292, H2952-H2958 (2007).
  28. Mossahebi, S., Kovács, S. J. Kinematic Modeling-based Left Ventricular Diastatic (Passive) Chamber Stiffness Determination with In-Vivo Validation. Annals BME. 40 (5), 987-995 (2012).
  29. Zhang, W., Chung, C. S., Riordan, M. M., Wu, Y., Shmuylovich, L., Kovács, S. J. The Kinematic Filling Efficiency Index of the Left Ventricle: Contrasting Normal vs. Diabetic Physiology. Ultrasound Med. Biol. 33, 842-850 (2007).
  30. Zhang, W., Kovács, S. J. The Age Dependence of Left Ventricular Filling Efficiency. Ultrasound Med. Biol. 35, 1076-1085 (2009).
  31. Courtois, M., Kovács, S. J., Ludbrook, P. A. Transmitral pressure-flow velocity relation. Importance of regional pressure gradients in the left ventricle during diastole. Circulation. 78, 661-671 (1988).
  32. Zhang, W., Shmuylovich, L., Kovács, S. J. The E-wave delayed relaxation pattern to LV pressure contour relation: model-based prediction with in vivo validation. Ultrasound Med. Biol. 36 (3), 497-511 (2010).
  33. Shmuylovich, L., Kovács, S. J. A load-independent index of diastolic filling: model-based derivation with in-vivo validation in control and diastolic dysfunction subjects. J. Appl. Physiol. 101, 92-101 (2006).
  34. Kreyszig, E. Advanced Engineering Mathematics. , 10th, John Wiley and Sons. Hoboken NJ. (2011).
  35. Press, W. H., Teukolsky, S. A., Vetterling, W. T., Flannery, B. P. Numerical recipes 3rd Edition: The Art of Scientific Computing. , Cambridge University Press. New York, NY. (2007).
  36. Claessens, T., et al. The Parametrized Diastolic Filling Formalism: Application in the Asklepios Population. Am. Soc. Mech. Eng. Summer Bioengineering Conference Proceedings. Farmington PA, , (2011).
  37. Chung, C. S., Kovács, S. J. Consequences of Increasing Heart Rate on Deceleration Time, Velocity Time Integral, and E/A. Am. J. Cardiol. 97, 130-136 (2006).

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Przedruki i uprawnienia

Poproś o pozwolenie na ponowne wykorzystanie tekstu lub ilustracji tego artykułu JoVE

Poproś o pozwolenie

Tagi

Analiza echokardiograficznafala E w dopplerometriifunkcja lewej komorysztywno jam sercarelaksacja sercanieinwazyjna ocena serca

Powiązane artykuły