Messungen

Die Experimente bestanden aus einer Spontanatmung für 10 Minuten, gefolgt von drei Intervallen der geführten Hochfrequenzatmung (Abb. 1, grün schattierte Bereiche) mit jeweils 4 Minuten Spontanatmung. Das erste geführte Atemintervall lag bei 90% der RHR (gestartet bei etwa 600 s), das zweite Intervall (Startzeit beträgt etwa 1000 s) entsprach einer Atemfrequenz, die der RHR entspricht, und das dritte Intervall (etwa 1400 s) erforderte eine Atmung bei 120% der RHR. Die Animation Guiding breathing lief für 100 komplette Atemzyklen. Die Gesamtzahl der geführten Intervalle für die 22 In dieser Arbeit betrachteten Freiwilligen beträgt 66.

Die momentane Atemfrequenz (blau) und die Herzfrequenz (rot) werden aus den Daten für Freiwillige 11 angezeigt. Bereiche der geführten Atmung sind schattiert. Die Marker ‚x‘ und ‚+‘ entsprechen Maxima im Atmungssignal bzw. Es werden nicht alle 10-Minuten-Ruheintervalle zu Beginn angezeigt, da diese Daten in diesem Artikel nicht explizit analysiert werden.

Es wurden simultane Aufzeichnungen von EKG- und Atmungssignalen durchgeführt. Gemäß dem im Methodenabschnitt beschriebenen Datenverarbeitungsverfahren wurden sowohl die Atem- als auch die Herzfrequenz in Hertz abgeleitet; Zur Veranschaulichung in diesem Artikel werden die Raten jedoch in Schlägen pro Minute (BPM) angegeben. Die in Fig. 1 geben ein klares Bild des experimentellen Designs mit Intervallen erhöhter Atemfrequenzen, die stark auf eine Rate nahe der RHR ansteigen. Die Herzfrequenz zeigt eine Reaktion auf eine Schrittänderung der Atemfrequenz; Diese Schrittantworten werden nachstehend erörtert.

Atemfrequenz als treibende Kraft

Aufgrund des Versuchsdesigns sollte die Atemfrequenz während der geführten Intervalle konstant sein. Experimente zeigten jedoch, dass Individuen nicht in der Lage waren, der Rate des Metronoms genau zu folgen, so dass es eine Variabilität der momentanen Atemfrequenz gab. Zusätzlich wurden in einigen Fällen Schluckbeschwerden oder Husten beobachtet. Die mittleren Atemfrequenzen stimmten jedoch mit den vom Metronom festgelegten Referenzwerten überein. Abbildung 2 zeigt, wie genau die Probanden dem Metronom folgten: Bezogen auf das normalisierte Intervall 2 (100% RHR) liegen die mittleren Raten für Intervall 1 und 3 sehr nahe an den Werten von 0,9 (90% RHR) und 1,2 (120% RHR), wie vom experimentellen Verfahren beabsichtigt. Aus diesem Grund (Abb. 2) beträgt die Abweichung vom Mittelwert für jedes Intervall weniger als 4%. Der Mittelwert und die Standardabweichung der Atemfrequenz für alle Intervalle und Freiwilligen sind in Tabelle SI1 der unterstützenden Informationen (SI) angegeben. Für die meisten Intervalle beträgt die Standardabweichung weniger als 10%. Die Standardabweichung der Atemfrequenz definiert die minimal möglichen Schrittinkremente zwischen geführten Atemfrequenzen. Die für unsere Kohorte erhaltenen Werte für die Standardabweichung der Atemfrequenzen bestätigen, dass die ausgewählten inkrementellen Änderungen von 10% und 20% in Bezug auf die RHR eine statistisch signifikante Änderung des Mittelwerts der Atemfrequenz zwischen den Intervallen der geführten Atmung garantieren.

Momentane Atemfrequenzen, normalisiert durch die mittlere Atemfrequenz des Intervalls 2, werden durch die Markierung ‚x‘ angezeigt. Die gestrichelten schwarzen Linien stellen die Standardabweichung der Rate dar, während die durchgezogene schwarze Linie die mittlere Atemfrequenz für dieses Intervall darstellt. Angenommen, ein Freiwilliger folgt dem Metronom gut, Der Bereich zwischen den Standardabweichungslinien ist klein. Die Normalisierung zeigt die proportionale Atemfrequenz relativ zur RHR. Daten von Freiwilligen 11.

Der Shapiro-Wilk-Normalitätstest zeigte, dass die Atemfrequenz für 33 von 66 geführten Intervallen normal verteilt ist. Die Abweichungen von der Normalität sind hauptsächlich mit Husten und / oder Schlucken verbunden. Der Kwiatkowski–Phillips–Schmidt-Shin (KPSS) -Test zeigte, dass fast alle (63 von 66) Intervalle trendstationär sind. Somit kann die stochastische Komponente in der Atemfrequenz als Gaußscher Zufallsprozess dargestellt werden, und das Atemsignal selbst entspricht stochastischen quasi-harmonischen Schwingungen mit konstanter Amplitude und variabler Frequenz (siehe Fig. SI1 in SI).

Reaktion der Herzfrequenz auf die schrittweise Änderung der Atemfrequenz

Der Mittelwert und die Standardabweichung der Herzfrequenz für alle Intervalle und Freiwilligen sind in Tabelle SI2 von SI angegeben. Die Variabilität dieser Daten ist signifikant stärker als die der Atemfrequenzdaten. Dies kann durch die nichtstationäre Dynamik der Herzfrequenz erklärt werden. Im Gegensatz zur geführten Atemfrequenz zeigte der KPSS-Test, dass bei 63 von 66 hochfrequenten Atemintervallen die momentane Herzfrequenz nicht stationär ist. Darüber hinaus zeigte der Shapiro-Wilk-Test, dass 49 von 66 Herzfrequenzintervallen nicht normal verteilt sind. Beachten Sie, dass die Intervalle mit einer Atemfrequenz von 120%, bei denen die Synchronisierung erwartet wurde, nicht direkt mit den Intervallen korrelierten, deren Herzfrequenz normal verteilt war.

Die festgestellte Nichtstationarität hängt mit vorübergehenden Anpassungsperioden zusammen, die für die meisten geführten Intervalle beobachtet wurden, wobei die Herzfrequenzen auf ein Niveau anstiegen, das überproportional zur vorgeschriebenen Atemfrequenz war und eine Rampenreaktion bildete. Die Anpassung war besonders während des ersten Intervalls der hochfrequenten Atmung sichtbar (Abb. 1). Unabhängig davon, vorausgesetzt, ein Freiwilliger entspannte sich und fuhr fort, dem Atemmetronom zu folgen, passte sich seine Herzfrequenz entsprechend an. Diese Übergangszeit ist in den nachfolgenden zweiten und dritten Intervallen weniger ausgeprägt.

Um die transiente Reaktion zu analysieren, wurde ein langsamer Trend der Herzfrequenz über eine gleitende Durchschnittstechnik berechnet, die im Abschnitt Methoden beschrieben wird. Eine Vielzahl von Trendmustern wurde beobachtet (Abb. SI2 in SI) und für einige Intervalle gab es keinen Trend. In dem in Fig. 3 zeigt das erste Intervall eine Überschreitungsantwort mit einer anfänglichen Herzfrequenzerhöhung, gefolgt von einem Abklingen; Dieses Verhalten war typisch für unsere Kohorte (Beispiele für diese Diagramme finden Sie für alle Freiwilligen in Abb. SI2 in SI). Die Muster für das zweite und dritte Intervall waren komplexer, aber die Mehrheit beinhaltete einen vorübergehenden Anstieg der Rate. Grobe Schätzungen zeigten, dass die Dauer dieses vorübergehenden Anstiegs der Herzfrequenz zwischen 10 und 100 Sekunden dauerte. Diese Beobachtung stellt einige Ergebnisse in Frage19,20,21, bei denen das gesamte Intervall der geführten Atmung etwa 30 Sekunden betrug. Für einige Intervalle schien die Herzfrequenz nach der anfänglichen Anpassung zu einem Steady-State-Wert zu tendieren. Es wurde jedoch kein eindeutiger Steady State beobachtet, und in den meisten Fällen diffundierte die Herzfrequenz weiter. Tatsächlich ist eine solche wandernde Dynamik ein Merkmal der Herzfrequenz22 und sollte bei der Analyse der Synchronisation berücksichtigt werden.

Trends der Herzfrequenz während der Intervalle der geführten Atmung. Schwarze Kurven entsprechen den Trends. Rote Linien geben den Mittelwert (durchgezogene Linie) und die Standardabweichung (gestrichelte Linien) der Atemfrequenz für jedes Intervall an. Alle Daten normiert durch die mittlere Atemfrequenz von Intervall 2. Die beabsichtigte Herzfrequenzantwort sollte bedeuten, dass die schwarze Kurve so lange wie möglich innerhalb der roten gestrichelten Linien liegt. Daten von Freiwilligen 11.

Synchronisation

Ein Beispiel für ein Synchrogramm6, das alle geführten Atmungsintervalle und spontanen Ruhezeiten umfasst, ist in Abb. 4, wobei Ψ die relative Phase (siehe Abschnitt Methoden) des Atmungssignals darstellt. Eine Episode der Phasensynchronisation mit dem Verhältnis 1:1 ist als Plateaulinie zwischen 1400 s und 1450 s während des dritten Intervalls der geführten Atmung sichtbar, wobei die Rate auf 120% der RHR eingestellt ist. Während dieser Episode ist das Wandern der Herzfrequenz begrenzt und die Herzfrequenz schwankt um einen bestimmten Wert (Abb. 3 Buchstabe c). Vor und nach dieser Episode zeigt die Herzfrequenz ein diffuses Verhalten.

Synchrogramm für volunteer 11. Schattierte Bereiche entsprechen den Bereichen der geführten Atmung. Die Phase Ψ ist im Bogenmaß dargestellt.

Bei 18 der 22 Freiwilligen trat CRS innerhalb des dritten Intervalls auf, wenn die geführte Atemfrequenz höher war als RHR. Für vier Freiwillige (Nummer 2, 10, 20 und 21) wurden Episoden der Synchronisation für das zweite Intervall beobachtet, wenn die Atemfrequenz gleich der RHR sein sollte. Eine zusätzliche Analyse der Herzfrequenz während des 10-minütigen Ruheintervalls vor der geführten Atmung legt nahe, dass der für diese berechnete RHR-Wert möglicherweise zu hoch war, sodass die Atemfrequenz für dieses zweite Intervall über dem tatsächlichen RHR lag. Daher wurde bei allen Freiwilligen CRS beobachtet, wenn die Atemfrequenz höher als die RHR war. In vielen Fällen wurde mehr als eine Episode von CRS innerhalb desselben Zeitintervalls beobachtet. Diese Episoden wurden automatisch durch den Synchronisationsindex λ und die begrenzte Phasendifferenz φ identifiziert, wie im Abschnitt Methoden beschrieben. Die längste Episode wurde ausgewählt und die Gesamtdauer aller Episoden im angegebenen Intervall berechnet. Alle Ergebnisse sind in Tabelle 1 mit sekundengenauen Zeitangaben zusammengefasst. Die mit den beiden Methoden berechneten CRS-Dauern ergaben enge Werte. Bei den meisten Freiwilligen wurde die längste Episode verlängert, wobei die Dauer zwischen 20 und 80 Sekunden lag, was 30% bis 98% des gesamten Intervalls der geführten Atmung entsprach.

Ein Freiwilliger (Nummer 3) hatte sehr kurze CRS-Episoden. Die Dynamik der Phasendifferenz und Raten für das dritte Intervall für diesen Freiwilligen und Freiwilligen 2 sind in Fig. 5 (ähnliche Vergleichsdiagramme finden sich für alle Probanden in Fig. SI3 in SI). Die Interpretation dieser Diagramme ermöglicht die Visualisierung der in Tabelle 1 angegebenen Zeitdauern. Die obere Platte (Diagramm (a) und (e) in Fig. 5) zeigt die Phasendifferenz zwischen Herzfrequenz und Atemfrequenz. Eine Oszillation der Phasendifferenz in einem begrenzten Bereich von weniger als 2 π oder die Phasendifferenz nahe einem konstanten Wert für einen längeren Zeitraum weist auf eine Phasensynchronisation zwischen den beiden Signalen hin. Die Dauer der Synchronisationsepisoden für verschiedene Freiwillige ist in Tabelle 1 angegeben. Das zweite Panel (Diagramm (b) und (f)) zeigt die Zeitabhängigkeit des Synchronisationsindex. Ein Wert des Index nahe eins stellt eine 1:1-Synchronisation zwischen zwei oszillierenden Signalen dar. Verlängerte Episoden oberhalb der experimentell begründeten Schwelle von 0,7 bestimmen den Wert von λ in Tabelle 1. Das dritte Feld (Diagramme (c) und (g)) zeigt das Synchrogramm für das gesamte Intervall der hochfrequenten Atmung. Während der Phase zeigen Synchronisationspunkte auf Synchrogramm ein Plateau. Solche Plateaus stellen die Phase eines Signals dar, die sich gegenüber der Phase des zweiten Signals nicht um mehr als eine ganze Periode ändert. Das letzte Panel (Plots (d) und (h)) sind eine Darstellung der Herz- und Atemfrequenzen für einen Vergleich der momentanen Raten während Episoden der Synchronisation mit der Dynamik der Phasen. Die gestrichelten roten Linien stellen die hohe Variabilität der Atemfrequenz auch bei kontrollierter Atmung dar – je größer dieser Bereich, desto variabler die Atemfrequenz und damit desto schlechter hielt ein Freiwilliger eine konstante Rate. Die durchgezogene rote Linie ist die durchschnittliche Atemfrequenz, und die blaue Linie zeigt die Dynamik der momentanen Atemfrequenz während des gesamten Intervalls. Die schwarze Linie in den Diagrammen (d) und (h) entspricht der Herzfrequenz mit entfernten hochfrequenten Schwingungen durch Anwendung von gleitenden Durchschnittstechniken. Während Episoden der Phasensynchronisation wird erwartet, dass die schwarze Linie vollständig zwischen die gestrichelten roten Linien fällt, was die Tatsache darstellt, dass die Variabilität der Herzfrequenz in der Variabilität der Atemfrequenz enthalten ist.

Synchronisationsmaßnahmen für volunteer 2 (links) und volunteer 3 (rechts). Die Abbildungen (a, e) zeigen die Phasendifferenz, die Abbildungen (b, f) den Synchronisationsindex, die Abbildungen (c, g) das Synchrogramm und die Abbildungen (d, h) die geglätteten Herzraten (schwarze Linie) und die Atmungsraten (blaue Linie). In den Abbildungen (d, h) geben rote Linien den Mittelwert (durchgezogene Linie) und die Standardabweichung (gestrichelte Linien) der Atemfrequenz für jedes Intervall an.

In Abb. 5 sind für beide Fälle die Herzfrequenzen (Fig. 5(d, h)) sind visuell nahe an den Atemfrequenzen für das gesamte Intervall, aber die Phasendynamik (Abb. 5(a, e)) sind bemerkenswert unterschiedlich. Die Phasendifferenz φ (Fig. 5(a)) ist für den Probanden 2 begrenzt und nahezu konstant, während er für den Probanden 3 monoton ansteigt (Fig. 5 Buchstabe e). Dieser signifikante Unterschied zwischen Phasen- und Ratendynamik unterstreicht die Bedeutung der Verwendung qualitativer Ansätze wie der Phasenbeschreibung für die Analyse der Synchronisation von Signalen mit stochastischen und / oder nichtstationären Komponenten.

Wie bereits erwähnt, wurden CRS-Episoden im zweiten Intervall (Rate soll RHR entsprechen) für vier Freiwillige beobachtet. Daher entsprach ihr drittes Intervall einer Atemfrequenz, die signifikant höher war als die RHR. Der zeitliche Verlauf der Phasendifferenz φ für alle drei Intervalle ist in Fig. 6 für einen dieser Freiwilligen. Die Phasendifferenz φ nimmt während des ersten Intervalls monoton mit der Zeit zu, da die Herzschwingungen schneller sind als die Atmung. Begrenzte und nahezu konstante Phasendifferenz während des zweiten Intervalls zeigt die Manifestation des Synchronisationseffekts. Für das dritte Intervall ist die Situation umgekehrt und die Phasendifferenz nimmt monoton ab. Beachten Sie, dass für alle anderen Freiwilligen das dritte Intervall dem Synchronisationsintervall und damit einer begrenzten Phasendifferenz entsprach.

Phasendifferenzen φ für drei geführte Atemintervalle sind für Freiwillige 2 gezeigt. Blaue, rote und grüne Kurven entsprechen dem ersten (90% RHR), zweiten (100% RHR) und dritten (120% RHR) Intervall. Phasendifferenzen werden durch 2π normalisiert.

Es gibt einen deutlichen Unterschied in der Dauer der Synchronisationsepisoden zwischen den Ergebnissen für Athleten (hervorgehoben durch ein Sternchen) und Nicht-Athleten (Tabelle 1). Es sollte beachtet werden, dass die meisten Athleten im Vergleich zu anderen Freiwilligen eine signifikant niedrigere RHR von etwa 50 Schlägen pro Minute (Tabelle SI1 in SI) aufwiesen und daher in Intervallen mit geführter Atmung mit niedrigeren Raten atmeten. Dies führt zu einem Verzerrungsproblem im Design des Experiments – je fitter eine Person ist und je niedriger ihre RHR ist, desto langsamer müssen sie atmen, obwohl sie wahrscheinlich in der Lage sind, höhere Atemfrequenzen aufrechtzuerhalten als Nichtsportler. Alle Athleten hatten lange Synchronisationsepisoden. Die Ergebnisse von Nichtsportlern sind weniger konsistent; Die längste Synchronisationsepisode in der Kohorte wurde jedoch bei einem Nichtsportler beobachtet (Freiwilliger 2).Da 9 der 10 Athleten in der Studie männlich sind, ist ein Gesamtvergleich der Synchronisationsepisoden zwischen männlichen und weiblichen Teilnehmern nicht unbedingt repräsentativ für eine gleichmäßig verteilte Population und wäre inhärent voreingenommen durch den Unterschied zwischen Athleten und Nicht-Athleten oben diskutiert. Bei der Betrachtung von Nichtsportlern gibt es jedoch 5 Männer und 7 Frauen. Aus Tabelle 1 ist ersichtlich, dass für die 12 Nicht-Athleten kein Unterschied zwischen männlichen und weiblichen Ergebnissen besteht. Synchronisationsepisoden und Gesamtdauern sind vergleichbar lang. Zufälligerweise waren sowohl die längsten als auch die kürzesten Episoden der Synchronisation weiblich (Freiwillige 2 bzw. 3), wobei deutliche Unterschiede zwischen diesen Ergebnissen in Abb. 5.

Obwohl Synchronisationsmaßnahmen, die in dieser Studie berücksichtigt wurden, erfolgreich CRS-Episoden identifiziert haben, ist es wichtig zu betonen, dass diese Episoden immer noch zufällig sein können, ohne dass es zu einer kardiorespiratorischen Interaktion kommt. In der Tat wurde oben diskutiert, dass die Herzfrequenz wandernde (diffuse) Dynamik und Veränderungen in einem weiten Bereich zeigt. Aufgrund dieser Diffusivität sind, wenn Atmung und Herzfrequenz für einen bestimmten Zeitraum nahe beieinander liegen, ihre durchschnittlichen Raten nahezu gleich, und während dieser kurzen Zeiträume wären keine Unterschiede zwischen den Raten deutlich zu erkennen. Dies wiederum würde bedeuten, dass alle Maßnahmen, d. H. Synchrogramm, Synchronisationsindex und Phasendifferenz, diese Zeiträume als Synchronisationsepisoden identifizieren würden, selbst wenn keine echte kardiorespiratorische Interaktion vorliegt. Daher zeigen wir in dieser Arbeit zusätzlich, dass die von uns beobachteten Episoden nicht zufällig waren, indem wir Ersatzdaten verwendeten.

Betrachten wir die Surrogat-Atmung und die Herzfrequenz, die mit zufälligen, normalverteilten Daten erzeugt werden, und leiten Sie das Synchrogramm und den Synchronisationsindex für diese Daten ab. Die Mittelwerte (70 Schläge pro Minute) und Standardabweichungen (3%) der Atem- und Herzfrequenz werden gleich gewählt und entsprechen zwei verschiedenen zufälligen Zeitreihen. Diese Raten wurden in momentane Perioden umgewandelt, wie im Abschnitt Methoden beschrieben, was zu zwei Ersatzzeitreihen führt: einer von R-Peaks eines EKG-Signals und der anderen von Maxima eines Atemsignals. Dann wurden die gleichen Signalverarbeitungstechniken angewendet wie bei den experimentellen Daten, und die Phasendifferenz Ψ wurde zusammen mit dem Synchronisationsindex λ berechnet (Fig. 7). Man erkennt, daß die Phase Ψ (Fig. 7a) für ein langes Zeitintervall nahezu konstant (ΨC ≈ 2) und der Synchronisationsindex λ (Fig. 7b) größer als der Schwellwert (0,7) für das gesamte Intervall ist. Daher werden Synchronisationsepisoden für diese Ersatzdaten eindeutig beobachtet. Es ist wichtig zu beachten, dass für die Surrogatdaten der nahezu konstante Wert ΨC der Phase Ψ auf dem Synchrogramm ein Zufallswert ist, obwohl alle Messungen Synchronisationsepisoden zeigen. In Fig. 7 ist die Phase um 2 (ΨC ≈ 2), würde aber für einen anderen Satz von Ersatzdaten einen anderen Wert annehmen. Folglich muss für die zufällig beobachtete Synchronisation die Verteilung von p (Ψ) für einen Satz von Messungen einheitlich sein, da die Zeitreihen von Raten völlig unabhängig sind. Andererseits würde ein Unterschied zu einer gleichmäßigen Verteilung p(Ψ) das Vorhandensein einer Kopplung zwischen dem Herz-Kreislauf- und dem Atmungssystem anzeigen. In Fig. 8 ist die Verteilung p (Ψ), die aus unseren experimentellen Daten für alle 22 Intervalle der geführten Atmung mit Synchronisationsepisoden von allen Freiwilligen abgeleitet wurde, gezeigt. Die Werte von Ψ wurden aus Synchrogrammplots ausgewählt, wenn λ > 0.9 . Der Schwellenwert wurde gegenüber der experimentellen Analyse erhöht, um Episoden der stärksten Interaktion hervorzuheben (beachten Sie, dass andere Schwellenwerte, z. B. 0.7 zu einer ähnlichen Form der Verteilung führen). Die Verteilung (Abb. 8) ist schief und hat den wahrscheinlichsten Wert von 4; ΨC ≈ 4. Dieses Ergebnis zeigt, dass die Phasensperre in unseren experimentellen Daten für einen bestimmten Wert von Ψ beobachtet wird und daher Synchronisationsepisoden nicht zufällig sind und aus einer echten kardiorespiratorischen Interaktion resultieren.

Synchrogramm (a) und Synchronisationsindex (b) für Ersatzdaten; der Mittelwert beträgt 70 BPM und die Standardabweichung beträgt 3%. Rote und magentafarbene gestrichelte Linien entsprechen λ = 0,7 bzw. λ = 0,9.

Wahrscheinlichkeitsdichte p(Ψ) für experimentelle Daten in einem Balkendiagramm dargestellt. Die Phase Ψ ist im Bogenmaß dargestellt.