Målinger

Eksperimenter besto av spontan pusting i 10 minutter etterfulgt av tre intervaller med guidet høy hastighet puste (Fig. 1, grønne skyggefulle områder) med 4 minutter spontan pust mellom hver. Det første guidede pusteintervallet var på 90% AV RHR (startet på rundt 600 s), det andre intervallet (starttid er rundt 1000 s) korresponderte med EN pustefrekvens lik RHR, og det tredje intervallet (rundt 1400 s) krevde pust ved 120% AV RHR. Animasjonen guiding puste løp for 100 komplette pust sykluser. Totalt antall guidede intervaller for de 22 frivillige som vurderes i dette arbeidet er 66.

Øyeblikkelig pustefrekvens (blå) og hjertefrekvens (rød) er vist fra data for frivillig 11. Områder med guidet pust er skyggelagt. Markørene ‘ x ‘ og ‘ + ‘ tilsvarer maksimum i respirasjonssignal og R-topper i EKG-signal. Ikke alle 10-minutters hvileintervall i begynnelsen er vist, da disse dataene ikke er eksplisitt analysert i denne artikkelen.

Samtidige opptak AV EKG og respiratoriske signaler ble utført. I henhold til databehandlingsprosedyren beskrevet i Metodeseksjonen ble både pusten og hjertefrekvensen avledet I Hertz; for illustrasjonsformål i dette papiret presenteres imidlertid satsene i slag per minutt (BPM). Hjertet og puste priser plottet sammen I Fig. 1 gi et klart bilde av eksperimentell design, med intervaller med økte pustefrekvenser, som stiger kraftig til en hastighet nær RHR. Hjertefrekvensen viser et svar på en trinnendring i pustefrekvenser; disse trinnresponsene vil bli diskutert nedenfor.

Pustefrekvens som drivkraft

på grunn av utformingen av forsøket var pustefrekvensen under guidede intervaller ment å være konstant. Eksperimenter viste imidlertid at individer ikke var i stand til å følge metronomens hastighet nøyaktig, så det var en variabilitet i øyeblikkelig pustefrekvens. I tillegg ble svelging eller hosting observert i noen få tilfeller. Imidlertid matchet de gjennomsnittlige pustefrekvensene de guidede verdiene som ble satt av metronomen. Figur 2 fremhever hvor tett frivillige fulgte metronomen: i forhold til det normaliserte intervallet 2 (100% RHR), er gjennomsnittsraten for intervall 1 og 3 svært nær verdier på 0,9 (90% RHR) og 1,2 (120% RHR), som beregnet av forsøksprosedyren. For denne frivillige (Fig. 2), avviket fra gjennomsnittet for hvert intervall er mindre enn 4%. Gjennomsnittlig og standardavvik for pustefrekvens for alle intervaller og frivillige er vist I Tabell SI1 Av Støtteinformasjon (SI). For de fleste intervaller er standardavviket mindre enn 10%. Standardavviket for pustefrekvensen definerer de minimale mulige trinnstrinnene mellom guidede pustefrekvenser. Verdiene for standardavviket av pustefrekvenser oppnådd for vår kohort bekrefter at de valgte 10% og 20% inkrementelle endringene med HENSYN TIL RHR garanterer en statistisk signifikant endring i gjennomsnittsverdien av pustefrekvensen mellom intervaller med guidet pust.

Øyeblikkelige pustefrekvenser, normalisert med gjennomsnittlig pustefrekvens på intervall 2, vises med markør ‘x’. De stiplede svarte linjene representerer standardavviket for frekvensen, mens den faste svarte linjen er gjennomsnittlig pustefrekvens for det intervallet. Forutsatt at en frivillig følger metronomen godt, vil rekkevidden mellom standardavvikslinjer være liten. Normaliseringen viser proporsjonal pustehastighet i forhold TIL RHR. Data fra frivillige 11.

Shapiro-Wilk normalitetstesten viste at for 33 av 66 guidede intervaller er pustefrekvensen normalfordelt. Avvikene fra normalitet er hovedsakelig forbundet med hoste og / eller svelging. Kwiatkowski–Phillips–Schmidt–Shin (Kpss) – testen viste at nesten alle (63 av 66) intervaller er trendstasjonære. Dermed kan den stokastiske komponenten i styrt pustefrekvens representeres Som en gaussisk tilfeldig prosess, og selve pustesignalet tilsvarer stokastiske kvasi-harmoniske svingninger med konstant amplitude og en variabel frekvens (Se Fig. SI1 i SI).

Hjertefrekvensrespons på trinnendring i pustefrekvens

gjennomsnittlig og standardavvik for hjertefrekvens for alle intervaller og frivillige er vist I Tabell SI2 FOR SI. Variabiliteten av disse dataene er betydelig sterkere enn for pustefrekvensdataene. Dette kan forklares av den ikke-stationære dynamikken i hjertefrekvensen. Omvendt til den guidede pustefrekvensen viste KPSS-testen at for 63 av 66 høyfrekvente pusteintervaller er øyeblikkelig hjertefrekvens ikke-stasjonær. Videre Viste shapiro-Wilk-testen at 49 av 66 hjertefrekvensintervaller ikke er normalfordelt. Merk at intervallene med en 120% pustefrekvens, som var intervallene som forventes å vise synkronisering, ikke korrelerte direkte med intervaller hvis hjertefrekvens var normalfordelt.

merket ikke-stasjonaritet er knyttet til forbigående tilpasningsperioder som ble observert for de fleste guidede intervaller, med hjertefrekvensen som stiger til nivåer som er uforholdsmessige med den foreskrevne pustefrekvensen, og danner en ramperespons. Tilpasning var spesielt synlig i løpet av det første intervallet med høy pust (Fig. 1). Uansett, forutsatt en frivillig avslappet og fortsatte å følge puste metronom, deres hjertefrekvens justeres tilsvarende. Denne forbigående perioden er mindre uttalt i den påfølgende andre og tredje intervaller.

for å analysere forbigående respons ble en langsom trend i hjertefrekvensen beregnet via en glidende gjennomsnittsteknikk beskrevet i Metodeseksjonen. En rekke trendmønstre ble observert(Fig. SI2 i SI) og for noen intervaller var det ingen trend. I eksemplet som presenteres I Fig. 3, viser det første intervallet en overskytingsrespons med en innledende hjertefrekvensøkning etterfulgt av et forfall; denne oppførselen var typisk for vår kohort (eksempler på disse tomtene kan bli funnet for alle frivillige I Fig. SI2 i SI). Mønstrene for andre og tredje intervaller var mer komplekse, men flertallet inkluderte en forbigående økning i frekvensen. Grove estimater viste at varigheten av denne forbigående økningen i hjertefrekvensen var mellom 10 og 100 sekunder. Denne observasjonen stiller spørsmål ved noen resultater19, 20, 21 hvor hele intervallet med guidet pust var rundt 30 sekunder. For noen intervaller syntes hjertefrekvensen å begynne å ha en stabil tilstandsverdi etter den første tilpasningen. Det ble imidlertid ikke observert noen klar steady state, og i de fleste tilfeller fortsatte hjertefrekvensen å diffundere. Faktisk, slik vandrende dynamikk er en funksjon av hjerte rate22 og bør vurderes når analysere synkronisering.

Trender i hjertefrekvens under intervaller med guidet pust. Svarte kurver samsvarer med trendene. Røde linjer angir middelverdien (heltrukket linje) og standardavviket (stiplede linjer) for pustefrekvensen for hvert intervall. Alle data normaliseres med gjennomsnittlig pustefrekvens på intervall 2. Den tiltenkte hjertefrekvensresponsen skal bety at den svarte kurven faller innenfor de røde stiplede linjene i så mye av intervallet som mulig. Data fra frivillige 11.

Synkronisering

et eksempel på et synkrogram6 som omfatter alle guidede respirasjonsintervaller og spontane hvileperioder er vist I Fig. 4, Hvor Ψ representerer den relative fasen (se Avsnitt Metoder) av respirasjonssignalet. En episode av fasesynkronisering med forholdet 1:1 er synlig som en plateaued linje mellom 1400 s og 1450 s i løpet av det tredje intervallet av guidet pust, hvor frekvensen er satt til 120% AV RHR. I løpet av denne episoden er vandring av hjertefrekvensen begrenset og hjertefrekvensen svinger rundt en bestemt verdi(Fig. 3 (c)). Før og etter denne episoden viser hjertefrekvensen en diffusiv oppførsel.

Synchrogram for frivillig 11. Skyggefulle områder samsvarer med områdene med guidet pust. Fase Ψ er vist i radianer.

FOR 18 av de 22 frivillige OPPSTOD CRS innenfor det tredje intervallet, da den guidede pustefrekvensen var høyere ENN RHR. For fire frivillige (nummer 2, 10, 20 og 21) ble det observert synkroniseringsepisoder for det andre intervallet når pustefrekvensen var ment å være lik RHR. En ytterligere analyse av hjertefrekvensen i løpet av 10-minutters hvileintervallet før guidet pust antyder AT RHR-verdien beregnet for disse var potensielt for høy, og dermed for dette andre intervallet var pustefrekvensen over DEN faktiske RHR. FOR alle frivillige BLE DERFOR CRS observert når pustefrekvensen var høyere ENN RHR. I mange tilfeller ble mer enn en EPISODE AV CRS observert innen samme tidsintervall. Disse episodene ble automatisk identifisert av synkroniseringsindeksen6 λ og den avgrensede fasedifferansen φ som beskrevet i Metodeseksjonen. Den lengste episoden ble utpekt og den totale varigheten av alle episodene i det angitte intervallet ble beregnet. Alle resultater er oppsummert I Tabell 1 med ganger gitt til nærmeste sekund. CRS-varighetene beregnet av de to metodene ga nære verdier. For de fleste frivillige ble den lengste episoden forlenget, med varighet som varierte fra 20 til 80 sekunder, tilsvarende 30% til 98% av hele intervallet med guidet pust.

en frivillig (nummer 3) hadde svært korte CRS-episoder. Dynamikken i faseforskjellen og satsene for det tredje intervallet for denne frivillige og frivillige 2 er vist på Fig. 5 (lignende sammenligningsplott kan bli funnet for alle frivillige I Fig. SI3 i SI). Tolkning av disse tomtene gir mulighet for visualisering av varighetene angitt i Tabell 1. Det øverste panelet (plot (a) og (e) I Fig. 5) viser faseforskjellen mellom hjertefrekvens og pustefrekvens. En svingning av fasedifferansen i et begrenset område mindre enn 2 π, eller fasedifferansen nær en konstant verdi i en lengre periode, indikerer fasesynkronisering mellom de to signalene. Varigheten av synkroniseringsepisoder for ulike frivillige er vist i Tabell 1. Det andre panelet (plot (b) og (f)) viser tidsavhengighet av synkroniseringsindeksen. En verdi av indeksen nær en representerer 1: 1 synkronisering mellom to oscillerende signaler. Utvidede episoder over den eksperimentelt begrunnede terskelen på 0,7 bestemmer verdien av λ I Tabell 1. Det tredje panelet (plott (c) og (g)) viser synkronprogrammet for hele intervallet med høy pust. Under fase synkroniseringspunkter på synchrogram demonstrere et platå. Slike platåer representerer et signals fase som ikke endres med mer enn en hel periode i forhold til fasen av det andre signalet. Det endelige panelet (plott (d) og (h)) er en representasjon av hjerte – og respiratoriske priser for en sammenligning av øyeblikkelige priser under episoder med synkronisering med fasedynamikk. De stiplede røde linjene representerer den høye variabiliteten av pustefrekvensen selv for kontrollert pust – jo større dette området, jo mer variabel pustefrekvensen og dermed verre en frivillig opprettholdt en konstant hastighet. Den faste røde linjen er gjennomsnittlig pustefrekvens, og den blå linjen demonstrerer dynamikken i den øyeblikkelige pustefrekvensen gjennom hele intervallet. Den svarte linjen i plott (d) og (h) tilsvarer hjertefrekvens med fjernede høyfrekvente svingninger ved å bruke glidende gjennomsnittsteknikker. Under episoder av fasesynkronisering forventes den svarte linjen å falle helt mellom de stiplede røde linjene, noe som representerer det faktum at variabiliteten av hjertefrekvensen er inneholdt i variabiliteten av pustefrekvensen.

Synkroniseringstiltak for frivillig 2 (venstre) og frivillig 3 (høyre). Figurer (a,e) viser faseforskjellen, figurer (b,f) viser synkroniseringsindeksen, figurer (c,g) viser synkroniseringsprogrammet, og figurer (d,h) viser glatt hjerte (svart linje) og respiratoriske (blå linje) priser. I tall (d, h)angir røde linjer middelverdien (solid linje) og standardavviket (stiplede linjer) av pustefrekvensen for hvert intervall.

I Fig. 5, for begge tilfeller hjertefrekvensen (Fig. 5 (d,h)) er visuelt nær pustefrekvensene for hele intervallet, men fasedynamikken (Fig. 5 (a, e)) er bemerkelsesverdig forskjellige. Faseforskjellen φ (Fig. 5 (a)) er begrenset og nesten konstant for frivillig 2, mens den øker monotont for frivillig 3 (Fig. 5 (e)). Denne signifikante forskjellen mellom fase og frekvensdynamikk understreker betydningen av bruk av kvalitative tilnærminger som fasebeskrivelse for analyse av synkronisering for signaler med stokastiske og/eller ikke-stasjonære komponenter.

SOM nevnt ble CRS-episoder observert i det andre intervallet (frekvens ment å være ekvivalent MED RHR) for fire frivillige. Derfor korresponderte deres tredje intervall med en pustefrekvens betydelig høyere ENN RHR. Tidsutvikling av faseforskjellen φ for alle tre intervaller er vist I Fig. 6 for en av disse frivillige. Faseforskjellen φ øker monotont med tiden i løpet av det første intervallet, siden hjertesvingninger er raskere enn å puste. Begrenset og nesten konstant faseforskjell i løpet av det andre intervallet demonstrerer manifestasjonen av synkroniseringseffekt. For det tredje intervallet er situasjonen motsatt og faseforskjellen minker monotont. Merk at for alle andre frivillige tilsvarer det tredje intervallet synkroniseringsintervallet, og dermed en begrenset faseforskjell.

Faseforskjeller φ for tre guidede pusteintervaller vises for frivillig 2. Blå, røde og grønne kurver tilsvarer henholdsvis første (90% RHR), andre (100% RHR) og tredje (120% RHR) intervaller. Faseforskjeller normaliseres med 2π.

det er en klar forskjell i varigheten av synkroniseringsepisoder mellom resultatene for idrettsutøvere (fremhevet med en stjerne) og ikke-idrettsutøvere (Tabell 1). Det skal bemerkes at de fleste idrettsutøvere hadde betydelig lavere RHR, rundt 50 BPM (Tabell SI1 I SI), sammenlignet med andre frivillige, og dermed ville puste med lavere priser under intervaller med guidet pust. Dette fører til en skjevhet problem i utformingen av forsøket-montør en person , og jo lavere DERES RHR, jo tregere de trengte å puste, til tross for sannsynlig å være mer i stand til å opprettholde høyere pustefrekvens enn ikke-idrettsutøvere. Alle idrettsutøvere hadde lange synkroniseringsepisoder. Ikke-utøvernes resultater er mindre konsistente, men den lengste synkroniseringsepisoden i kohorten ble observert for en ikke-idrettsutøver (frivillig 2).Da 9 av de 10 utøverne i studien er menn, er en samlet sammenligning av synkroniseringsepisoder mellom mannlige og kvinnelige deltakere ikke nødvendigvis representativ for en jevnt fordelt befolkning,og vil være iboende partisk av forskjellen mellom idrettsutøvere og ikke-idrettsutøvere diskutert ovenfor. Når man vurderer ikke-idrettsutøvere, er det imidlertid 5 menn og 7 kvinner. Fra Tabell 1 kan det ses at det ikke eksisterer noen forskjell mellom mannlige og kvinnelige resultater for de 12 ikke-idrettsutøvere. Episoder av synkronisering og total varighet er av sammenlignbar lengde. Tilfeldigvis var både de lengste og korteste episodene av synkronisering kvinnelige (henholdsvis frivillig 2 og 3), med klare forskjeller mellom disse resultatene demonstrert I Fig. 5.selv om tiltak for synkronisering vurdert i denne undersøkelsen har identifisert episoder AV CRS, er det viktig å understreke at disse episodene fortsatt kan være tilfeldige, uten kardio-respiratorisk interaksjon. Faktisk har det blitt diskutert ovenfor at hjertefrekvensen demonstrerer vandrende (diffusiv) dynamikk og endringer i et bredt spekter. På grunn av denne diffusiviteten, når pust og hjertefrekvens er nær hverandre i en periode, er deres gjennomsnittlige priser nesten like, og ingen forskjeller mellom prisene vil bli tydelig sett i disse korte perioder. Dette vil igjen bety at alle tiltak, dvs. synkroniseringsprogram, synkroniseringsindeks og faseforskjell, vil identifisere disse tidsperiodene som synkroniseringsepisoder selv i fravær av en ekte kardio-respiratorisk interaksjon. Derfor, i dette arbeidet viser vi i tillegg at episodene som vi observerte ikke var tilfeldig ved å bruke surrogatdata.

la oss vurdere surrogat pust og hjertefrekvens generert ved hjelp av tilfeldige, normalt distribuerte data, og utlede synchrogram og synkronisering indeks for disse dataene. Middelverdiene (70 BPM) og standardavvik (3%) av pust og hjertefrekvens er valgt til å være like og tilsvarer to forskjellige tilfeldige tidsserier. Disse ratene har blitt konvertert til øyeblikkelige perioder, som beskrevet i Metodeseksjonen, som fører til to surrogat tidsserier: en Av R-topper av ET EKG-signal og den andre av maksima av et pustesignal. Deretter ble de samme signalbehandlingsteknikkene anvendt som forsøksdataene, og faseforskjellen Ψ ble beregnet sammen med synkroniseringsindeksen λ (Fig. 7). Det kan sees at fasen Ψ (Fig. 7a) er nesten konstant (ΨC ≈ 2) i et langt tidsintervall og synkroniseringsindeksen λ(Fig . 7b) er større enn terskelverdien (0,7) for hele intervallet. Derfor er synkroniseringsepisoder for disse surrogatdataene tydelig observert. Det er viktig å merke seg at for surrogatdataene er DEN nesten konstante verdien Ψ av fase Ψ på synkroniseringsprogrammet en tilfeldig verdi, til tross for alle tiltak som viser synkroniseringsepisoder. For Eksempel I Fig. 7 fasen er rundt 2 (Ψ 2), men vil ta en annen verdi for et annet sett med surrogatdata. Følgelig, for synkronisering observert ved en tilfeldighet, må fordelingen av p (Ψ) for et sett av målinger være ensartet siden tidsserien av priser er helt uavhengig. På den annen side vil en forskjell fra en jevn fordeling p(Ψ) indikere tilstedeværelsen av kobling mellom kardio – og respiratoriske systemer. I Fig. 8, fordelingen p (Ψ) avledet fra våre eksperimentelle data for alle 22 intervaller med guidet pust med synkroniseringsepisoder fra alle frivillige er vist. Verdiene Av Ψ ble valgt fra synchrogram-tomter når λ > 0.9. Terskelverdien ble økt i forhold til eksperimentell analyse for å markere episoder med sterkest interaksjon (merk at andre terskelverdier, f. eks. 0.7, føre til en lignende form for fordelingen). Fordelingen (Fig. 8) er skjev og den har den mest sannsynlige verdien av 4; ΨC ≈ 4. Dette resultatet indikerer at faselåsing i våre eksperimentelle data observeres for en bestemt verdi Av Ψ, og derfor er synkroniseringsepisoder ikke tilfeldige og skyldes en ekte kardio-respiratorisk interaksjon.

Synchrogram (A) Og synkroniseringsindeks (b) for surrogatdata; gjennomsnittet er 70 BPM og standardavviket er 3%. Røde og magenta stiplede linjer tilsvarer λ = 0.7 og λ = 0.9 henholdsvis.

sannsynlighetstetthet p(ψ) for eksperimentelle data er vist i et stolpediagram. Fase Ψ er vist i radianer.