Name: 振動下半身陰圧と射影追跡回帰を経由して脳自己調節を評価する (動画) | JoVE Journal
Uploaded: 2014-12-10T13:00:00.000+00:00
Duration: 11 min 26 s
Description: 学ぶ脳自己調節評価法。振動下半身陰圧で血圧変動を制御し、射影追跡回帰で非線形解析を行う。動脈血圧と脳血流量の関係を定量化し、神経生理学研究に応用できる。

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この研究は、National Heart, Lung, and Blood Instituteの助成金HL-093113の支援を受けました。

1.振動下半身陰圧（OLBNP） <ol><li>機器のセットアップ<ol><li>心電図リードII（ECG）：研究を通して心拍数を監視するための被験者の胴体に3つ（またはそれ以上）の電極を貼って。 </li><li>ネオプレンスカート：腸骨稜までの下半身負圧室に件名をシールカスタムメイドネオプレンのスカートを使用してください。彼らはタンク内に仰臥置かれる前に、被験者の胸の周りにそれを入れて、ECG信号がまだ十分であることを確認してください。それがぴったりしかし呼吸を制限するようにタイトではないことを確認してください。 </li><li>下半身負圧室：ベッドの上、対象嘘の仰臥位を持ち、それらの下にLBNP室を操縦。 LBNP室は調節可能な自転車のサドルを持っている場合、（吸引の効果を打ち消すことなく、動きのアーチファクトを最小限にするために）、被験者が心地よく、その上に座っていることを確認してください。被験者のWAにカスタムメイドプレキシグラススペーサーカットを使用して、イストのサイズは、チャンバをシールするのに役立ちます。ダクトテープでLBNP室の周りのネオプレンのスカートをシール。 </li><li> LBNPチャンバ圧力：標準圧力変換器にLBNP室を接続します。 mmHgの圧力変換器を校正します。 </li><li>機械弁に取り付けられているサイクルタイマーを繰り返します。カスタム構築された機械弁を取り付け、LBNP室にサイクルタイマーを繰り返します。 注：機械弁を制御する2つのモータに取り付けられた時間遅延リレーが負圧と周囲圧力との間で交互に使用される。時間遅延リレー交互に開き、真空チャンバとの間のバルブを閉じるように一定間隔でモータに電圧​​。これは、形状が概ね矩形波であるLBNP室の圧力波形を作成します。希望OLBNP周波数にサイクルタイムを調整します。 </li><li>可変トランスと真空：機械弁に標準家庭用掃除機を取り付けます。に電圧を可能にする可変変圧器に真空を差し込み真空が制御される。掃除機の電源を入れ、ターゲットLBNP圧力（ 例えば、30 mmHgの）が達成されるまで、可変変圧器を調整します。 </li><li>動脈血圧：片手の指（複数可）に（ 例えば 、Portapres、フィナプレス）非侵襲的光電脈動脈圧カフを取り付けます。反対の腕の上腕動脈からオシロメトリック圧力に圧力を比較することで精度を確保。 </li><li> 2 MHzの経頭蓋ドップラーおよびプローブ固定装置<ol><li>寺（ すなわち、transtemporalウィンドウ）での中大脳動脈のM1セグメントをinsonateする2 MHzのパルス波ドップラープローブを使用してください。 </li><li>信号のスペクトル強度を最大にするために、プローブの角度、超音波照射深さ（〜55ミリメートル）、ゲイン、送信電力を変更する。 </li><li>運動アーチファクトがボランティア移動などの信号に導入されないように（ つまり、ヘッドバンド）は背面を有していない固定装置を使用して所定の位置にドップラープローブを固定する負圧力振動との。 NOTE：脳血流が一方または両側性を測定することができるが、脳卒中または外傷性脳損傷のような局所的な損傷が存在しない限り、脳の自己調節における差異は半球間で期待されない20。 </li></ol></li><li>期限切れのCO 2：期限切れのCO 2を監視するために、赤外線CO 2分析装置に取り付けられた鼻カニューレを使用し、唯一の彼らの鼻で呼吸する対象を指示する。大きな影響を与え、動脈CO 2は、すべての試験を通して、脳血流、21モニタCO 2に与える。 </li></ol></li><li>データ集録<ol><li>動脈圧、脳血流、LBNP室圧力のアナログからデジタルへの変換を設定し、チャネルあたり50Hzの最低取得するCO 2の有効期限が切れ。 1 kHzで心電図を取得します。 注意：非常に低い周波数情報（≤0.07ヘルツ）とその後の分析情報が、それは、c信号の品質を監視するritical試験中に取得される。 50Hzのサンプリングレートは、血圧およびアーチファクトの検出のための脳血流の正確な可視化を可能にする。 </li></ol></li><li>振動LBNPプロトコール<ol><li>真空の電源を入れ、タンク圧力は-30 mmHgので安定していることを確認してください。 </li><li> 0.03 HzのOLBNPための33秒に設定し、繰り返し周期タイマ。 </li><li>最適な信号を確実にするためにドップラープローブ（複数可）を調整します。 </li><li> PPR推定値の十分な信頼性を確保するために、少なくとも15サイクル（0.03 Hzで500秒）のデータを取得する。時間が許す場合は、別の信号対雑音比を改善するように、これよりも多くのデータを収集する。 </li><li>繰り返し周期タイマ継続時間を変更することにより、0.03 HZ-0.08 Hzの間の任意の周波数に対して上記の手順を繰り返します。 注：オーダーの周波数を適用しますが、ランダムに被験者間始動周波数を変化させる。 </li></ol></li></ol> 2.射影追跡回帰（PPR） <ol><li>データ前処理<ol><li>デシメーションとローパスフィルタ<ol><li> MATLABを開きます。コマンド入力5 Hzの動脈圧および脳の血流を間引く（SRが元のサンプリングレートである） &quot;データ=（データ1、SR / 5）をリサンプリング」。 注：必要に応じて、0.4ヘルツのカットオフを有する低域通過フィルタ（19 番目のチェビシェフII型）。フィルタリングは、後続の処理を考えると、冗長であるが、時々ノイズの動脈圧および脳の血流信号のピーク検出に依存しない、平均波形を生成する。 </li></ol></li><li>アーチファクト除去<ol><li>ガイドとして元の非間引き波形を使用して、成果物との間で信号のいずれかのセクションを削除し、直線的に補間する。これらのセクションは、記録期間の10％以上を占めている場合は、完全に記録を破棄。 注：この時点で、波形は、好適には、伝達関数解析などの従来の線形アプローチのために処理される。</li></ol></li><li>バンドパスフィルター<ol><li> MATLABでは、タイプ：[B、A] = cheby1では（1,1、[F - 0.005 F + 0.005] /（SRD / 2））のバンドにデータ= filtfilt（B、A、トレンド除去（データ、「リニア」） -pass圧力をフィルタFが支配OLBNP周波数でOLBNPの周波数（ 図2）を中心に±0.005 Hzの帯域（通過帯域リップルを1 dBの1次チェビシェフI型）に流れ、SRDは、デシメートサンプリングされレート（ステップ2.1.1の後5 Hz）であり、「データ」は、デシメート信号（動脈圧またはフロー）である。 注：これは、潜在的な干渉を最小限にし、その後のPPR分析における信号対雑音比を増加させる。支配的な動脈圧変動が下半身陰圧の振動周波数で発生するが、信号内のランダムノイズは、圧力 - 流量の関係の導出を妨害し得る。バンドパスフィルタ処理なしの結果は定性的に類似しているが、パーセント分散電子なりxplained（ すなわち、R 2）が低くなります。19 </li></ol></li></ol></li><li>射影追跡回帰推定 注：R言語と環境統計コンピューティングのための組み込み関数&#39;PPR」を使用して、および/ ​​または動脈圧-脳フロー関係のための単一のリッジ機能（M = 1）を生成、他のプラットフォームでのカスタム書かれた関数を経由して。 <ol><li> MATLABで、コマンド「CVLabPPR（圧力、流量）」を入力してください。 XXXは3文字の勉強コードですXXXYYY、などの研究のIDを入力し、YYYは、被写体IDの3桁の数字である。 YYYY-MM-DD：次の形式で調査日を入力してください。 （1日目のために例えば、「1」）の数値測定＃を入力します。 </li><li> APMを（アート線に対するfinapressまたはALのためにFPを入力してください）​​を入力します。船（MCA、ACA、またはPCA）を入力します。クエリに「Y」または「n」を入力して「あなたが右MCAの測定値を持っていますか？ &quot;y&quot;を入力してください＆＃8221;またはクエリに &quot;N&quot; &quot;あなたはMCA測定を残しているか？&quot; 注意： <img alt="式1" fo:content-width="3in" src="/files/ftp_upload/51082/51082eq1.jpg" width="300" /> 出力（yはtの - -脳血流）線形回帰伝達関数（式1の括弧内の用語） -各入力（動脈血圧のx t）のためのノンパラメトリックカーネル関数（kはmを通過させ; &#39;リッジと呼ばれる平均二乗誤差を最小化することによって決定された関数 &#39;）。射影追跡回帰（ すなわち、M&gt; 1）複数のリッジ機能を含めることができます。しかし、平均二乗誤差を低減するが、それが原因それらの間の潜在的相互作用にリッジ機能の解釈を曖昧にすることができる。第一の目的では、caこと動脈圧と脳血流量との関係を得ることであるのでnは、生理学的に解釈されるべきで、PPRは、1つの尾根関数（M = 1）に制限されるべきである。 </li><li>区分線形パラメータ化。その後の統計分析（ 図3）のために区分的線形関数としてのリッジ機能をパラメータ化。 Matlabのは、ブルーノ·ルオンのフリーノットスプライン近似を使用しています。コマンドを入力してください」BSFK（X、Y、K、nknots）「三つの領域のための線形フィット感とnknots = 3のK = 2。 注：これは、動脈圧、脳流関係が変化し、関係はほぼ線形であることを特徴とする請求の範囲、それらの点を識別し、図3の結果の概略図を示す。各領域内の圧力-流量関係のゲイン（ すなわち 、線形の傾き）は、その領域内の脳の自己調節の有効性の尺度を提供する。低い利得は、より高い利得はより受動フルオロを示すのに対し、圧力変動をより効果的にカウンタレギュレーションを示し圧力変化にOW応答。 </li></ol></li></ol>

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</ol>

著者らは、競合する金銭的利益はないと宣言している。

正確に定義入出力関係は、入力（この場合は、圧力）を積極的出力応答を観察するために十分に広い範囲にわたって変化することを要求することができる。しかし、自然発生的に生じる圧力変動は、脳自動調節の周波数範囲内の振幅が非常に矛盾した、小型である。27。これは、圧力と流量における自発的な変化は高い相関性と極めて低い相関の周期の期間との関係を示すことが理由であると振動であること脳血流は、一見明白な動脈圧ドライブに見える。28 OLBNP 22脳血流応答を評価するために、変化する周波数及び振幅の一貫性動脈圧力振動を作成するための重要な技術を提供する。同様のプローブを提供するかもしれない他のアプローチがあるかもしれないが、このアプローチは、周波数および/または振幅に依存関係の賭けの厳格なテストを可能にする予期する動脈圧および脳の血流速度。 脳の自己調節のための潜在的な測定ツールを探索する先行研究は、動脈圧及び脳血流（ 例えば、伝達関数解析）との関係の線形モデルを使用している。圧力振動が比較的速い、 すなわち 、&gt;約10秒である場合のない減衰と圧力と流量の変化の間のほぼ直線的な関係が観察される。しかし、遅い振動（&gt;〜20秒）の圧力との関係を生む、それが次第に直線的に関連するとなって流れる。8,24の関係は非常に直線的に関係していない場合は（低R 2、低クロススペクトルコヒーレンス）が1は、いかなるを持つことができませんこのような伝達関数のゲイン及び位相のような線形尺度の精度で信頼。線形関係の欠如は、脳の自動調節の特徴である重要な非線形性の存在を示す。実際には、その性質上、autoregulatiには、リニアなアプローチを経由して特性評価に従順ではありません。線形手法は、自動調節の有無を示すことができるが、その特性およびその有効性を説明することはできない。 そのシンプルで直線的な方法と同等であるが、それは入力（圧力）と出力（​​フロー）変数間の非線形の関係を評価することができる方法があります。射影追跡回帰は、単純に先験的モデルを断定または入出力関係に直線性を想定していないノンパラメトリック、理論に基づかない、複数の回帰法29,30です。これらは、完全には理解されているシステムを特徴づけるための明確な利点である。ただし、パーセント分散を増加させる複数のリッジ関数を使用して説明したが、特性関係の生理学的解釈を曖昧にするのを犠牲にしていることに留意すべきである。したがって、射影追跡回帰が1つしかリッジFUに限定することをお勧めしますnction。それにもかかわらず、単一のリッジ機能を概説PPRアプローチは、動脈圧と脳血流量との関係のばらつきのかなりの部分を説明し、個人間で一貫している特性の非線形関係を明らかにすることができる。 制限事項および可能な修正 振動下半身負圧が具体的かつ目障り機器および手順が必要ですので、クリニックベースの評価には適していません。これは、十分な長さの記録を休止する脳の自己調節のPPR解析に十分なデータを提供する可能性がある。しかし、これまでの研究は、安静時のデータの射影追跡回帰が0.03 HzのOLBNPデータの分析よりも大幅に悪化し実行することを示した。安静時および0.03 HzのOLBNP中に定量化圧力-流量の関係が関連しているが、19控えめな対応が単純に加圧流relationshを示唆している安静時に推定さIPSは確実に0.03 HzのOLBNPから誘導されたものとは異なる場合があります。一つの解決策は、遅い、深いeucapnic呼吸または反復スクワットスタンド操縦を介して自己調節の周波数内で一貫して大きな振幅の圧力変動を発生させることができる。これらの方法は、脳の血流応答を観察するために十分に幅広い変化を与えることが確実に大きな圧力変動を発生させることが示されている。31,32 平均して、射影追跡回帰は、動脈圧および脳フロー変動の間の関係のかなりの量を説明することができるものの、分散が少ない場合は（〜6％19）に低くてもよいと説明した。周波数および一回換気量が制御されていない場合、低性能の呼吸パターンから、例えば、導出できた。しかし、すべての生理学的試験は、いくつかの異常な所見を有し、このアプローチは、例外ではない。 〜1の20の観測で悪いの測定すべきでありませんTアプローチの潜在的な有用性を損なう。 将来のアプリケーション/結論 特徴的な圧力-流量の関係は、ストローク33および外傷性脳損傷などのいくつかの病態生理学的条件に変更してもよい。34正確な関係は、臨床設定において取得することができれば、脳の自己調節の射影追跡回帰は、広範なアプリケーションを持っているとしても有用であるOLBNPが利用できない評価ツール。それは簡単な操作（ 例えば 、深呼吸、ももカフ、座る·ツー·スタンド）、および/ ​​またはより長い期間休止記録はデータをOLBNPに匹敵する脳自己調節を誘導するために訴えられることができ、圧力、流れ関係につながる可能性があります。それにもかかわらず、異なる規制制度と自己調節の非線形性への貢献の実験室ベースの決定は、脳血管コントロールにユニークな洞察を提供し、DIAされる可能性があります脳自己調節（ 例えば 、外傷性脳損傷の後）における病態生理学的変化の霊知。

脳灌流全身圧力の広い範囲にわたって一定に維持されるプロセスとして知られている「脳の自己調節」脳血流応答のオリジナルの観察は、1毎日の調節のために非常に重要である動脈圧の変化に対するカウンタレギュレーションをサポート脳灌流の。自動調節の特徴が維持制御機能低下および高血圧の研究に基づいていたが、2,3、抵抗圧力誘起変化は10から90秒に変更を包含する「振動プロセスの3であることが確認された。4また、内過去20年間、基礎5は、脳の流れがわずか心拍限り短い期間にわたって調節されることが示されているビート·バイ·ビート。6,7における脳血流速度の測定は、これらのビート·バイ·ビートのデータが有効であることを示唆している圧力変化に対する流れの減衰がオーバー発生〜15秒のように短い期間と、より長い期間にわたって徐々に大きくなる。8したがって、ハイパスフィルタとしての圧力と流量の関数関係7,9-12血圧の遅い変化が効果的に平滑化され、より高速な振動が通過することを特徴比較的影響を通して。 脳の自己調節の周波数依存性を特徴付ける主要な困難は、対象となる周波数の周りの動脈圧（〜0.07 Hzまたは〜15秒未満）で顕著な自発的な変動がないことである。十分に大きな圧力振動せず、一方が正確に脳血流応答を定量化することができない。我々の研究室では、振動下半身陰圧（OLBNP）として知られている技術を使用することによって、この制約に対処している。これは、減少した静脈経壁圧にタンク内の負圧のレベルに比例尾静脈血液量シフトを生成する。場合には負のpressu設定した間隔で適用され、再、OLBNPの周波数での動脈圧変動における中心静脈リターン結果の振動。このアプローチは、異なる研究室全体でいくつかの研究で使用されてきた。8,14-17これにより減少静脈経壁圧にタンク内の負圧のレベルに比例尾静脈血液量シフトを生成する。負圧が設定された間隔で印加されると、中央の静脈還流の振動はOLBNPの周波数での動脈圧変動をもたらす。このアプローチは、異なる研究室全体でいくつかの研究で使用されてきた。8,15-18 でも、対象となる周波数の周りの動脈圧で顕著な変動を発生させることができるアプローチで、複雑な要因があります：脳自己調節における非線形性の有意な証拠は、特に最も低い周波数では、そこにある8また、強い理論的なガイドはありません。脳自己調節に存在する非線形性の性質として。したがって、我々は、我々の分析で射影追跡回帰（PPR）として知られている理論に基づかない、データ駆動型メソッドを使用します。19 PPRは、これらの非線形性の性質などの任意の先験的な仮定することなく、システムに内在する非線形関係を特徴づけるノンパラメトリック手法である。これは、その生理学まだ明示的な非線形モデルによって定義されていないシステムを捕捉するための決定的な利点である。 PPRは、脳の自己調節の特性の非直線性は、最初1959年にラッセンによって記載された「古典的な自己調節曲線」（ 図1）。ある2,19に似ていることが明らかになった、脳の血流が動脈圧の一定の範囲内で比較的一定のままであるが、受動的にこの範囲外の線形に追跡する。動脈圧変動が遅くなるように、この形状は、より明らかになる。したがって、線形解析は完全にinterrogaには不十分であるリニア技術に関するTE脳自己調節と信頼は、おそらく重要な情報を外すこの記事の我々の詳細には私たちが健康と病気で脳の自己調節を特徴付けるために使用するデータ集録（OLBNPの実験に使用される）と分析（PPR）の両方にアプローチ。

<table><tbody><tr><td>経頭蓋ドップラー超音波</td><td>治療薬DWL</td><td>マルチドップXデジタル</td><td>&nbsp;2 MHzプローブ</td></tr><tr><td>ECGおよび上腕血圧</td><td>GE</td><td>Dash 2000</td><td></td></tr><tr><td>LBNPタンク</td><td>アイオワ大学バイオエンジニアリング</td><td></td><td>カスタムメイド</td></tr>メカニカル<tr><td>バルブ</td><td>アイオワ大学バイオエンジニアリング</td><td></td><td>カスタムビルド</td></tr><tr><td>リピートサイクルタイマー</td><td>マクロマティクス</td><td>TR-50826-07</td><td></td></tr><tr><td>圧力トランスデューサ</td>ー <td>グールド</td><td></td><td></td></tr><tr><td>光電式容積脈波指圧モニター</td><td>Finapres Medical Systems</td><td>Finometer PRO</td><td></td></tr><tr><td>CO2 ガス分析器</td><td>VacuMed</td><td>#17515 CO2 Analyzer, Gold Edition</td><td></td></tr><tr><td>データ収集システム</td><td>ADインスツルメンツ</td><td>データ収集システム - PowerLab</td><td></td></tr></tbody></table>

振動下半身陰圧と射影追跡回帰を経由して脳自己調節を評価する

Assessing Cerebral Autoregulation via Oscillatory Lower Body Negative Pressure and Projection Pursuit Regression

脳灌流全身圧力の広い範囲にわたって一定に維持されるプロセスとして知られている「脳の自己調節」圧力変化に対する流量の効果的な減衰は、〜15秒のように短い期間にわたって発生し、より長い期間にわたって徐々に大きくなる。したがって、血圧の遅い変化が効果的に平滑化され、より高速な変化又は変動は比較的影響を受けた脳血流に通過する。脳の自己調節の周波数依存性を特徴付ける主要な困難は、対象となる周波数の周りの動脈圧（〜0.07 Hzまたは〜15秒未満）で顕著な自発的な変動がないことである。振動下半身陰圧（OLBNP）はOLBNPの周波数での動脈圧変動をもたらす中心静脈リターンにおける振動を生成するために使用することができる。また、射影追跡回帰（PPR）はcharacterizにノンパラメトリック方法を提供し、電子非線形先験的な仮定のないシステムに固有の関係とは、脳の自己調節の特性非直線性を明らかにしている。負圧力振動の周波数が遅くなるようOLBNPは、動脈圧の大きな変動を発生させる。しかし、脳の血流の変動は次第により少ないとなる。したがって、PPRは、下記OLBNP 0.05ヘルツの周波数と（20秒サイクル）で、ますます顕著自己調節領域を示している。このアプローチの目的は、圧力および脳フロー間の特性の非線形関係の実験室ベースの決定を可能にする統合脳血管制御、ならびに外傷性脳損傷後に損なわれ、脳の自己調節（ 例えば 、基礎となる生理学的な変化にユニークな洞察を提供することができ、ストローク、 等 ）。

120mmHgで17までの10 mmHgの22からOLBNP振幅は、動脈圧変動を増強するために使用されてきたが、30 mmHgのOLBNPは、脳血管系の調節能力を超え23,24十分ではない。17 OLBNP結果このレベルの血圧振動のそれスタンディングに座っから行くときの血圧の変化が発生して以下である0.03 Hzで、少なくとも大きさが約15〜20 mmHgである。25、いくつかの制限がOLBNPの動脈圧変動を発生させることができる範囲にある。自己調節は、〜0.07 Hzから遅い時のみ有効ですので、上限は問題ではありません。しかし、0.03 Hz以下の低周波振動を生成することが困難で、サイクルが完了する前に、心血管系のLBNP誘導性の動脈圧の変化に対するカウンタレギュレートすることである。 図4に示すように、0.025 HzのOLBNPで私たちは実際に最大のピークを参照してください。0.05 Hzで動脈圧振動。それらは自己調節機能の範囲を表しているので、脳の自己調節の周波数応答（自己調節が活性である範囲内の時間スケール、23,24 0.03 Hzから0.08 HzのOLBNP十分であると定義するために0.03ヘルツ、0.08ヘルツから特徴付けることができるが、 すなわち noneに顕著な自己調節領域またはささやか1）。 負圧力振動の周波数が遅くなるようOLBNPは動脈圧に大きな変動が発生する。 図5は、0.03 Hzの（33秒サイクル）に0.08ヘルツ（12.5秒サイクル）から動脈圧とOLBNPとその結果としての脳血流の変動を示している。より高い周波数では、脳の血流が動脈圧と協調して変動する。 PPRは、これを示し、 0.08ヘルツ、0.07ヘルツ（14秒サイクル）、及び0.0のより高い周波数での動脈圧と脳血流量の比例直線関係が存在する6ヘルツ（16.6秒サイクル）。動脈圧変動が大きくなるもののOLBNPの遅い周波数では、脳血流量の変動が徐々により効果的に減衰される。したがって、PPRは0.05 Hzの（20秒サイクル）から、0.04 Hzの（25秒サイクル）に、0.03 HzにOLBNP周波数でますます顕著自己調節領域を示している。図示の例では、0.03 Hzで、PPR曲線は、明らかにラッセン（ 図1）によって記載された「古典的な自己調節曲線」に似ている。我々は以前に、振動の周波数が遅くなると、この観察は、動脈圧の変動の大きさが増加するだけでは説明できないことを示した。我々は以前、我々は、明示的に自己調節範囲の圧力変動の大きさの電位の関係を探求しなかったが、我々は再OLBNP（圧力変動、したがって、異なる大きさ）。19の異なる大きさの間に48の個体からのデータにPPRを適用している自己調節範囲の変動しか〜6％であったことを移植。したがって、我々の前の結果は、明らかに周波数のPPR曲線の変化が十分に圧力変動の大きさの変化では説明できないことを示している。同研究では、自己調節のPPRの特性は、別のセッション間で再現性があるかどうかを評価した。この分析は、0.03 HzのOLBNP時の自己調節範囲の傾きが（林のコンコーダンスは= 0.96、P &lt;0.001）、従って、非線形圧力-流量関係は研究日で一貫して変化しなかったことを示した。 脳血管床がよく交感神経線維によって神経支配されていますが、自己調節におけるそれらの役割は、広く受け入れられていない。26。したがって、私たちの前の仕事の一部は脳血管自動調節に交感神経系の潜在的な役割を検討した。24我々は明確な役割を見つけた交感神経脳の流れを調節するシステムが、私たちのw関係による自動調節を特徴付けるための線形方法の限界に交感神経の影響を除去しながらどのように変化したか。 図6は、（ベースライン）の前と0.05 Hzの中の交感神経遮断した後にデータにPPRアプリケーションからの結果を示し特徴付けるEREことができません。全体的な曲線は、著しくより直線になる。また、自己調節が最も明らかである0.03 HzのデータのPPR分析はあまり有効で自動調節（ 図7）を反映し、自己調節領域の範囲は変わらないことを示したが、その領域が増加する中で勾配。 <img alt="図1" src="/files/ftp_upload/51082/51082fig1highres.jpg" /> 図1.静的な増加との関係から派生し、圧力と定常状態の脳血流の低下「クラシック」自己調節曲線。不変の流れDESの地域増減圧力は比例脳血流の変化をもたらす、請求ピーテ交換圧力（ すなわち 、傾き= 0）領域によって囲まれている。 <img alt="図2" src="/files/ftp_upload/51082/51082fig2highres.jpg" /> 図2 PPR分析を実行するために必要な前処理。シグナルは、第5 Hzから（0.005ヘルツ±）OLBNPの周波数でフィルタリングし、次いで、バンドパスに間引かれている。 <img alt="図3" src="/files/ftp_upload/51082/51082fig3highres.jpg" /> 図0.03 HzのOLBNP中の動脈圧および脳血流のPPR分析から得脳自動調節曲線の3パラメータ。 <img alt="図4" src="/files/ftp_upload/51082/51082fig4highres.jpg" /> <strオングOLBNP周波数が0.03 Hzで（33秒周期）未満である場合 &gt;図4 パワースペクトルは動脈圧の変動の大きさを示している。つの大きなピークが0.025で動脈圧のスペクトルパワーであることに注意してください0.05ヘルツ（40 20秒サイクル）、しかし0.025 HzでLBNPスペクトルパワーで唯一の単一のピークがあります。また、圧力の最大の変動は0.05 Hzであり、脳の血流応答の解釈を混乱させるだろう。 <img alt="図5" src="/files/ftp_upload/51082/51082fig5highres.jpg" /> 0.08から動脈圧および脳血流に対する0.03 HzまでOLBNPの影響の図5の例。脳血流量の変動が小さくなるのに対し、動脈圧力変動が遅いOLBNPに大きくなる。この自己調節機能は下のパネルに示すPPR分析の結果により説明される。 T脳血流彼自己調節領域が遅くOLBNPと次第に顕著になる。 <img alt="図6" src="/files/ftp_upload/51082/51082fig6highres.jpg" /> 図6.個人および（ベースライン）の前に被験者で0.05 HzのOLBNPデータからPPRの自己調節曲線を平均し、交感神経遮断後に。こと交感神経遮断した後、狭い自己調節部位の損失に注意してください。 <img alt="図7" src="/files/ftp_upload/51082/51082fig7highres.jpg" /> 交感神経遮断前後0.03 HzのOLBNPデータからPPRパラメータを図7の平均。交感神経遮断は顕著な圧力変化との勾配（ すなわち 、より比例脳血流の変化を増大させる、自己調節範囲内の脳自動調節曲線に顕著な効果を有した）。

脳灌流は、脳の自己調節を通じて、さまざまな圧力にわたって維持されます。ただし、オートレギュレーションの特性評価には、レギュレーションされた周波数での顕著な圧力変動が必要です。説明されているプロトコルは、振動性下半身の負圧が圧力変動を生成して、自己調節曲線の定量化のための投影追跡回帰のデータを提供する方法を示します。

The process by which cerebral perfusion is maintained constant over a wide range of systemic pressures is known as &#8220;cerebral autoregulation.&#8221; ...

本実験の全般的な目的は、健康な成人における動脈血圧と脳血流変動との関係性の性質を明らかにすることです。これは、下半身陰圧法による振動刺激を用いて、立位時に起こるものと同様の中心血流量シフトおよび動脈圧変動を、筋肉の収縮を伴わずに制御された段階的な方法で誘発させることで達成されます。第2段階の解析として、追跡回帰を用いて、測定された動脈圧と脳血流の間の関係を定量化します。次に、動脈圧と脳血流の関係が変化するポイントを特定し、関係がほぼ線形である各領域におけるゲインを推定することで、その領域内における脳血流自己調節能の有効性の指標とします。結果として、下半身陰圧負荷による振動が緩やかになるにつれて、動脈圧の変動は大きくなる一方で、脳血流の変動は段階的に、より効果的に抑制されることが示されました。伝達関数解析などの既存の手法に対する本手法の主な利点は、射影追跡が非線形かつ理論的な手法であることであり、これはモデルをあらかじめ仮定するのではなく、観察結果から直接的に導出することを意味しています。これは、生理学的特性がまだ明示的なモデルによって定義されていない系を特性評価する上で、決定的な利点となります。本手順の実演を行うのは、当研究室のバイオメディカルエンジニアであるJason Hamnerです。本手順を開始する前に、必ず必要な施設内の承認および被験者の同意を得てください。被験者を快適な状態に配置し、研究期間中の心拍数を測定するため、心電計モニターの電極を3個以上、被験者の体幹に装着してください。次に、特注のネオプレン製スカートを、被験者の腸骨稜の高さの胸周囲に装着します。スカートが下半身陰圧チャンバーに被験者を密閉できる十分な密着度であることを確認しつつ、呼吸を妨げたりECGに干渉したりしないようにしてください。続いて、被験者をベッドの上に仰向けに寝かせ、下半身圧力チャンバーを被験者の下に配置します。被験者が自転車のサドルに快適に座っていることを確認します。チャンバーの密閉を助けるため、被験者の腰のサイズに合わせてカットした特製プレキシガラスチャンバーを設置します。次に、ダクトテープを使用して、下半身陰圧チャンバーの周囲のネオプレンスカートを密閉します。次に、下半身陰圧チャンバーを標準的な圧力変換器に接続し、空のシリンジとフィグママノメーターを用いて、圧力変換器を水銀ミリメートル（mmHg）で校正します。特製のメカニカルバルブとサイクルタイマーを下半身陰圧チャンバーに取り付け、サイクル時間を目的の振動下半身陰圧周波数に調整します。その後、標準的な家庭用掃除機をメカニカルバルブに接続します。次に、真空ポンプを可変変圧器に接続して電圧を制御し、真空ポンプを起動します。目標とする下半身陰圧に達するまで変圧器を調整します。通常は 20 to 40 mmHg が達成されます。動脈圧を測定するために、非侵襲的な光学的動脈圧カフを被験者の指に装着します。次に、呼気二酸化炭素を正しく測定するため、赤外線二酸化炭素分析計に接続された鼻腔カニューレを被験者に装着し、鼻呼吸のみを行うよう指示します。最後に、2 MHzのパルス波ドップラープローブを用いて、側頭部で中大脳動脈のM1セグメントを音色調節します。信号をモニターしながら、プローブの角度、入射深さ、ゲイン、および送信電力を調整し、信号のスペクトル強度を最大化します。最適な信号が得られたら、ボランティアが陰圧振動に伴って動作しても信号に体動アーチファクトが混入しないよう、背面のない固定装置でドップラープローブを固定します。装置のセットアップが完了し、被験者の準備が整ったら、動脈圧、脳血流量、下半身陰圧チャンバー圧、および呼気二酸化炭素のアナログ-デジタル変換を設定し、1チャンネルあたり最低50 hertzで取得するようにします。ECGは1 kHzでサンプリングしてください。次に、真空ポンプを起動し、圧力が30 mmHg前後で安定していることを確認します。その後、リピートサイクルのタイマーを33秒に設定し、0.03 Oの単独下半身陰圧を加え、ドップラープローブで最適な信号が得られているかを確認します。PR推定の信頼性を確保するため、最低15サイクルのデータを取得します。次に、0.03から0.08 Hzの間の任意の周波数でこの手順を繰り返します。リピートサイクルのタイマー時間を変更するため、プロジェクション追跡を実行できるようデータを処理する必要があります。回帰分析信号を5 Hzにデシメーションし、その後、単独の下半身陰圧の周波数でバンドパスフィルタリングを行い、信号のデシメーションを解除します。MATLABを起動し、画面に表示されているコマンドを入力してください。ここでSRは元のサンプリングレートです。これにより、動脈圧と脳血流が5 Hzにデシメーションされます。次に、Matlabで射影追跡回帰（projection pursuit regression）による推定を開始します。画面に表示されているコマンドを入力してください。続いて、研究IDとして3文字の研究コードを入力し、それに続いて被験者IDとして3桁の数字を入力します。調査日を年、月、日の形式で入力し、測定番号を数値で入力してください（例：1日目の場合は1）。次に、動脈圧測定値を入力します。開頭圧の場合はFP、動脈ラインの場合はalと入力してください。続いて、M-C-A-A-C-AやPCAなどの血管の種類を入力し、クエリ「右MCAの測定値があるか」に対してYまたはNを入力してください。左MCAの測定値はありますか？この画像は、0.03 Hzの振動下半身陰圧負荷中の動脈圧と脳血流のPPR解析から得られた、脳血流自動調節曲線のパラメータを示しています。これは、圧力の静的な上昇および低下と定常状態の脳血流との関係から導出された、典型的な自動調節曲線です。圧力が変化しても血流が変化しない領域（すなわち、傾きがゼロとなる領域）は、圧力の増減に比例して脳血流量が変化する領域によって境界づけられています。このパワースペクトルは、O-L-B-N-P周波数が0.03 hertz未満であるときの動脈圧の変動幅を示しています。動脈圧のスペクトルパワーにおいて、0.02 hertzと0.05 hertzに2つの大きなピークがあることに注目してください。しかしながら、LBNPのスペクトルパワーにおけるピークは0.025 hertzに1つしか存在しません。さらに、圧力の最大の変動は0.05 hertzで発生し、これが脳血流反応の解釈を困難にする可能性があります。以下に、0.08から0.03 hertzの振動下半身陰圧が動脈圧および脳血流に及ぼす影響の例を示します。下半身陰圧の緩徐な振動に伴い、動脈圧の変動は増大する一方で、脳血流の変動は縮小します。この自動調節機能は、下段パネルに示されているPPR解析の結果によって説明されます。下半身陰圧の緩徐な振動に伴い、脳血流における自動調節領域は次第に顕著になります。これらの個別の、および平均化された自動調節曲線上のPPRは、交感神経遮断前後の被験者における0.03 hertzの振動下半身陰圧データから得られたものです。交感神経遮断後に、狭い自動調節領域が消失していることに注目してください。これは、交感神経遮断前後の0.03 hertz振動下半身陰圧データから得られたPPRパラメータの平均値です。交感神経遮断は、自動調節能の範囲内における脳血流自動調節曲線に顕著な影響を及ぼし、その傾斜を著しく増大させました。つまり、この処置後、脳血流の変化は血圧の変化に対してより比例的になりました。この手法により、脳血管生理学分野の研究者が、ヒトにおける脳血流の生理的制御および病理生理学的変化を探索する道が開かれました。

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Research

JoVE Journal

Biology

生物学

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