Waiting
Login processing...

Trial ends in Request Full Access Tell Your Colleague About Jove
JoVE Journal Bioengineering
Click here for the English version

Bioengineering

Экспериментальные методы изучения постурального контроля человека

Published: September 11, 2019 doi: 10.3791/60078
Automatic Translation
1, 1, 1
1Department of Biomedical Engineering, McGill University

Summary

Эта статья представляет собой экспериментальную/аналитическую основу для изучения постурального контроля человека. Протокол обеспечивает пошаговые процедуры для выполнения постоянных экспериментов, измерения кинематических и кинетикальных сигналов тела, а также анализа результатов, чтобы дать представление о механизмах, лежащих в основе человеческого постурального контроля.

Abstract

Многие компоненты нервной и опорно-мостовой систем действуют согласованно для достижения стабильной, вертикальной человеческой осанки. Для понимания роли различных подсистем, участвующих в постуральном контроле человека, необходимы контролируемые эксперименты, сопровождаемые соответствующими математическими методами. В этой статье описывается протокол для выполнения возмущенных постоянных экспериментов, получения экспериментальных данных и проведения последующего математического анализа с целью понимания роли опорно-мостовой системы и централизованного контроля в человеке вертикальной осанки. Результаты, полученные этими методами, имеют важное значение, поскольку они дают представление о здоровом контроле баланса, составляют основу для понимания этиологии нарушения баланса у пациентов и пожилых людей, а также помощь в разработке мероприятий по улучшению постуральный контроль и стабильность. Эти методы могут быть использованы для изучения роли соматосенсорной системы, внутренней жесткости голеностопного сустава и зрительной системы в постуральном контроле, а также могут быть расширены для изучения роли вестибулярной системы. Методы должны быть использованы в случае лодыжки стратегии, где тело движется в первую очередь о голеностопного сустава и считается одной ссылки перевернутый маятник.

Introduction

Постуральный контроль человека реализуется через сложные взаимодействия между центральными нервными и опорно-мостовыми системами1. Человеческое тело в положении по своей сути нестабильна, подвержена различным внутренним (например, дыханию, сердцебиению) и внешним (например, гравитационным) возмущениям. Стабильность достигается за счет распределенного контроллера с центральными, рефлекторными и внутренне составляющими(рисунок 1).

Постуральный контроль достигается: активным контроллером, опосредованным центральной нервной системой (ЦНС) и спинным мозгом, который изменяет активацию мышц; и внутренний контроллер жесткости, который сопротивляется совместному движению без каких-либо изменений в активации мышц(рисунок 1). Центральный контроллер использует сенсорную информацию для генерации нисходящих команд, которые производят корректирующие мышечные силы для стабилизации тела. Сенсорная информация передается зрительными, вестибуляторными и соматосенсорными системами. В частности, соматосенсорная система генерирует информацию о поверхности поддержки и углах суставов; видение предоставляет информацию об окружающей среде; вестибулярная система генерирует информацию о угловой скорости головы, линейном ускорении и ориентации по отношению к гравитации. Центральный контроллер с замкнутым циклом работает с длительными задержками, которые могут дестабилизировать2. Вторым элементом активного контроллера является рефлекторная жесткость, которая генерирует мышечную активность с короткой задержкой и производит крутящий момент, сопротивляющийся движению суставов.

Существует задержка, связанная с обоими компонентами активного контроллера; следовательно, совместная внутренняя жесткость, которая действует без задержек, играет важную роль в постуральном контроле3. Внутренняя жесткость генерируется пассивными виско-упругими свойствами сокращающихся мышц, мягких тканей и инерционных свойств конечностей, что мгновенно генерирует резистивные крутящие моменты в ответ на любое совместное движение4. Роль скованности сустава (внутренняя и рефлекторная жесткость) в постуральном контроле четко не понята, так как она меняется с условиями работы, определяемыми активацией мышц4,5,6 и положением суставов 4 , 7 (г. , 8, оба из которых меняются с телом покачиваться, присущие стоя.

Определение роли центрального контроллера и скованности суставов в постуральном контроле имеет важное значение, поскольку оно обеспечивает основу для: диагностика этиологии нарушений баланса; разработка целевых мероприятий для пациентов; оценка риска падений; разработка стратегий профилактики падения среди пожилых людей; и дизайн вспомогательных устройств, таких как ортопедия и протезирование. Однако, это трудно, потому что различные подсистемы действуют вместе, и только общий результат кинематики тела, тонущий момент суставов, и мышечной электромиографии могут быть измерены.

Поэтому крайне важно разработать экспериментальные и аналитические методы, которые используют измеримые постуральные переменные для оценки вклада каждой подсистемы. Техническая сложность заключается в том, что измерение постуральных переменных осуществляется в замкнутом цикле. В результате входные ресурсы и выходы (причина и следствие) взаимосвязаны. Следовательно, необходимо: а) применять внешние возмущения (в качестве входов), чтобы вызвать постуральные реакции в ответах (как выходы), и б) использовать специализированные математические методы для определения системных моделей и распутывания причинно-следственной связи9.

В настоящей статье основное внимание уделяется постурального контроля, когда лодыжки стратегия используется, то есть, когда движения происходят в первую очередь о голеностопного сустава. В этом состоянии, верхняя часть тела и нижние конечности двигаться вместе, следовательно, тело может быть смоделировано как однозвенный перевернутый маятник в sagittal плоскости10. Стратегия лодыжки используется, когда поверхность поддержки является твердой и возмущения малы1,11.

Постоянный аппарат, способный применять соответствующие механические (проприоцептивные) и зрительные сенсорные возмущения и записи кинематики тела, кинетики и мышечной активности, был разработан в нашей лаборатории12. Устройство обеспечивает экспериментальную среду, необходимую для изучения роли жесткости лодыжки, центральных механизмов управления, и их взаимодействия путем генерации постуральных реакций с помощью визуальных или / и соматосенсорных стимулов. Также возможно расширить прибор для того чтобы изучить роль вестибулярной системы путем применения сразу электрической стимуляции к mastoid процессам, которые могут произвести шумиху скорости головки и вызвать постуральные реакции12,13 .

Другие также разработали аналогичные устройства для изучения человеческого постурального управления, где линейные пьезо электрические приводы11, роторные электрические двигатели14,15, и линейные электрические двигатели16,17 , 18 были использованы для применения механических возмущений на лодыжке в стоя. Более сложные устройства также были разработаны для изучения многосегментного постурального контроля, где можно применять множественные возмущения к голеностопному и тазобедренному суставам одновременно19,20.

Постоянный аппарат

Два сервоуправляемых электрогидравлических роторных актуаторов двигают две педали, чтобы применить контролируемые возмущения положения лодыжки. Приводы могут генерировать большие крутящий момент (500 Нм), необходимые для постурального контроля; это особенно важно в таких случаях, как вперед худой, где центр тела массы далеко (передняя) от лодыжки оси вращения, в результате чего большие значения лодыжки крутящий момент для постурального контроля.

Каждый роторный актуатор управляется отдельным пропорциональным сервоприводом, используя обратную связь с положением педали, измеряемой высокопроизводительным потентиометром на валу привода(Таблица материалов). Контроллер реализован с помощью системы обработки цифровых сигналов на основе MATLAB в режиме реального времени. Привод / сервопривод вместе имеют пропускную способность более 40 Гц, гораздо больше, чем пропускная способность общей системы постурального управления, лодыжки сустава жесткость, и центральный контроллер21.

Устройство виртуальной реальности и окружающая среда

Гарнитура виртуальной реальности (VR)(Таблица материалов)используется для возмущения видения. Гарнитура содержит LCD-экран (двойной AMOLED 3.6' экран с разрешением 1080 х 1200 пикселей на глаз), который предоставляет пользователю стереоскопический вид носителя, отправленного на устройство, предлагая трехмерное восприятие глубины. Скорость обновления составляет 90 Гц, достаточно, чтобы обеспечить твердый виртуальный смысл для пользователей22. Поле зрения экрана 110 ", достаточно для создания визуальных возмущений, аналогичных реальных ситуаций.

Гарнитура отслеживает вращение головы пользователя и изменяет виртуальный вид соответствующим образом, чтобы пользователь полностью погружался в виртуальную среду; таким образом, он может обеспечить нормальную визуальную обратную связь; и он также может возмущать зрение, вращая поле зрения в сагиттальной плоскости.

Кинетические измерения

Вертикальная сила реакции измеряется четырьмя нагрузочными клетками, зажатыми между двумя пластинами под ногой(Таблица Материалов). Крутящий момент лодыжки измеряется непосредственно преобразователями крутящего момента мощностью 565 Нм и торсионной жесткостью 104 кНм/рад; он также может быть измерен косвенно от вертикальных сил, трансцированных нагрузочных клеток, используя их расстояния до лодыжки оси вращения23, предполагая, что горизонтальные силы, применяемые к ногам в положении малы2,24. Центр давления (COP) измеряется в сагитальной плоскости путем деления тончатого момента голеностопного сустава на общую вертикальную силу, измеряемую нагрузочными ячейками23.

Кинематические измерения

Угол наклона ноги такой же, как педаль угол, потому что, когда лодыжки стратегия используется, нога субъекта движется с педалью. Угол шэнка по отношению к вертикали получается косвенно от линейного смещения хвостовика, измеряемого лазерным дальнобойным искателем(Таблица Материалов) с разрешением 50 мкм и пропускной способностью 750 Гц25. Угол лодыжки - это сумма угла стопы и хвостовика. Угол тела по отношению к вертикали получается косвенно от линейного смещения средней точки между левой и правой задней верхней подвздошных шипов (PSIS), измеряется с помощью лазерного диапазона искателя (Таблица материалов) с разрешением 100 мкм и пропускная способность 750 Гц23. Положение головы и вращение измеряются по отношению к глобальной системе координат VR-среды базовыми станциями системы VR, которые излучают временные инфракрасные (ИК) импульсы при 60 импульсах в секунду, которые подхватываются датчиками ИК-гарнитуры с субмиллиметровым Точность.

Приобретение данных

Все сигналы фильтруются с анти-алиазный фильтр с угловой частотой 486,3, а затем выборки на 1000 Гц с высокой производительностью 24-бит/8-канальный, одновременный отбор проб, динамический сигнал приобретения карт (Таблица материалов) с динамической диапазон 20 В.

Механизмы безопасности

В постоянный аппарат были включены шесть механизмов обеспечения безопасности для предотвращения травм субъектов; педали управляются отдельно и никогда не мешают друг другу. (1) Вал упорного имеет камеру, которая механически активирует клапан, который отключает гидравлическое давление, если вращение вала превышает 20 евро от горизонтального положения. (2) Две регулируемые механические остановки ограничивают диапазон движения упоров; они устанавливаются в диапазоне движения каждого субъекта до каждого эксперимента. (3) И субъект, и экспериментатор держат тревожную кнопку; нажатие кнопки отключает гидравлические силы от приводов и приводит к их рыхлости, поэтому их можно перемещать вручную. (4) Поручни, расположенные по обе стороны предмета, доступны для оказания поддержки в случае нестабильности. (5) Субъект носит полный ремень безопасности тела (Таблица материалов), прилагается к жесткой перекладины в потолке, чтобы поддержать их в случае падения. Ремень слабину и не мешает нормальному положению, если объект не станет нестабильным, где ремень предотвращает падение объекта. В случае падения движения педали будут остановлены вручную либо субъектом, с помощью кнопки паники, либо экспериментатором. (6) Сервоприводы останавливают вращение приводов с помощью небезопасных механизмов в случае перебоя электроснабжения.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

Все экспериментальные методы были одобрены Советом по этике исследований Университета Макгилла, и перед участием субъекты подписали информированное согласие.

1. Эксперименты

ПРИМЕЧАНИЕ: Каждый эксперимент включает в себя следующие шаги.

  1. Предварительная проверка
    1. Подготовьте определенный план всех испытаний, которые будут выполнены, и составьте контрольный список для сбора данных.
    2. Предоставьте субъекту форму согласия со всей необходимой информацией, попросите его внимательно прочитать, ответить на любые вопросы, а затем попросите их подписать форму.
    3. Запись веса, роста и возраста субъекта.
  2. Тема подготовки
    1. Измерение электромиографии
      1. Используйте одиночные дифференциальные электроды(Таблица материалов)с межэлектродным расстоянием 1 см для измерения электромиографии (ЭМГ) мышц лодыжки.
      2. Используйте усилитель(Таблица материалов) с общим приростом 1000 и пропускной способностью 20-2000 Гц.
      3. Для обеспечения высокого соотношения сигнала к шуму (SNR) и минимального перекрестного разговора, найти и пометить области вложения электрода в соответствии с руководящими принципами, предоставляемыми проектом Seniam26, как ниже: (1) для медианных гастрокнемий (MG), наиболее заметным выпуклостью мышцы; (2) для боковой гастрокнемии (LG), 1/3 линии между головкой малоберцовой кости и пятки; (3) для soleus (SOL), 2/3 линии между медиальными кондилями бедренной кости и медиальной маллеолусом; (4) для tibialis передней (TA), 1/3 линии между кончиком малоберцовой кости и кончиком медиаль моллеолуса.
      4. Бритье отмеченных участков бритвой и очистить кожу с алкоголем. Дайте коже тщательно высохнуть.
      5. Бритье костлявой области на коленной чашечки для эталонного электрода, и чистой с алкоголем.
      6. Ите предмет лежат в расслабленном положении на спине.
      7. Поместите эталонный электрод на бритую область коленной чашечки.
      8. Прикрепите электроды один за 1 к бритым участкам мышц, используя двусторонню ленту, заботясь о том, чтобы электроды были прикреплены к коже надежно.
      9. После размещения каждого электрода, попросите субъекта выполнить подошвенное/дризмлексирующее сжатие против сопротивления и изучить формы волн на осциллоскопе, чтобы убедиться, что сигнал EMG имеет высокий SNR. Если сигнал SNR плохой, переместите электроды до тех пор, пока не будет найдено место с высоким SNR.
      10. Убедитесь, что движения субъекта не мешают кабели EMG.
    2. Кинематические измерения
      1. Прикрепите отражающий маркер к хвостовику с ремешком, который будет использоваться для измерения угла хвостовика.
        ПРИМЕЧАНИЕ: Поместите хвостовик маркер аж можно выше на хвостовик для создания максимально возможного линейного смещения для данного вращения, поэтому, улучшение углового разрешения.
      2. Поставьте предмет на ремень безопасности.
      3. Прикрепите светоотражающий маркер к талии объекта ремнем, который будет использоваться для измерения верхнего угла тела. Убедитесь, что пояс отражающий маркер находится в средней точке между левой и правой PSISs и что одежда субъекта не покрывает талии отражающей поверхности.
      4. Попроси тему попасть на постоянный аппарат.
      5. Отрегулируйте положение ноги субъекта, чтобы выровнять боковой и медиаловый моллеоли каждой ноги к оси педали вращения.
      6. Очертите положение ног субъекта с маркером и поручить им держать ноги в тех же местах во время экспериментов. Это обеспечивает оси вращения лодыжек и приводов остаются выровнены на протяжении всего эксперимента.
      7. Отрегулируйте вертикальное положение искателей лазерного диапазона, чтобы указать на центр светоотражающих маркеров. Отрегулируйте горизонтальное расстояние между лазерным дальномером и светоотражающими маркерами, чтобы искатели диапазона работали в середине диапазона и не насыщались во время тихого стояния.
      8. Ите субъект наклониться вперед и назад о лодыжке и убедитесь, что лазеры остаются в пределах их рабочего диапазона.
      9. Измерьте высоту лазерных искателей диапазона по отношению к оси лодыжки вращения.
        ПРИМЕЧАНИЕ: Эти высоты используются для преобразования линейных смещений в углы.
    3. Экспериментальные протоколы
      1. Сообщите субъекту, чего ожидать от каждого условия испытания.
      2. Поручите субъекту спокойно стоять с руками на стороне, глядя вперед, и поддерживать равновесие, как они делают, когда сталкиваются с реальными возмущениями.
      3. Для возмущенных испытаний, начать возмущение и позволить субъекту адаптироваться к нему.
      4. Начало сбора данных после того, как объект установил стабильное поведение.
      5. Предоставьте субъекту достаточный период отдыха после каждого испытания, чтобы избежать усталости. Общайтесь с ними, чтобы увидеть, если им нужно больше времени.
      6. Выполните следующие испытания.
        1. Для аппаратного теста выполните 2-минутный тест для изучения данных датчика за 2 ч до прибытия субъекта. Ищите нерегулярно большие шумы или смещения в записанных данных датчика. Если есть проблемы, решить их до того, как предмет прибывает.
        2. Для спокойного положения, выполнить 2-минутный тихий стоясуд без возмущений.
          ПРИМЕЧАНИЕ: Это испытание предоставляет ссылку, необходимую для определения, если / как постуральные переменные меняются в ответ на возмущения.
        3. Для возмущенных экспериментов, запустить возмущение и получить данные для 2'3 мин. Нанесите педали возмущения, если цель состоит в том, чтобы исследовать роль соматосенсорной системы / лодыжки жесткость в стоя. Применяйте визуальные возмущения, если цель состоит в изучении роли зрения в постуральном контроле. Применять визуальные и педали возмущения одновременно, если цель состоит в том, чтобы изучить взаимодействие двух систем в постуральной контроля.
          ПРИМЕЧАНИЕ: Возмущения педали применяются как вращение педалей устройства. Аналогичным образом, визуальные возмущения применяются при вращении виртуального поля зрения с помощью VR-гарнитуры. Угол педали/визуального поля следует за сигналом, выбранным в зависимости от целей исследования. В разделе обсуждения приводятся подробные сведения о типах возмущений, используемых для изучения постурального контроля и достоинств каждого возмущения.
      7. Выполните как минимум 3 испытания для каждого конкретного возмущения.
        ПРИМЕЧАНИЕ: Несколько испытаний проводится для обеспечения надежности моделей при проведении анализа собранных данных; например, можно перекрестно проверять модели.
      8. Выполните испытания в случайном порядке, чтобы убедиться, что испытуемые не научатся реагировать на конкретные возмущения; это также позволяет проверить время, меняющее поведение.
      9. Проверьте данные визуально после каждого испытания, чтобы убедиться, что приобретенные сигналы имеют высокое качество.

2. Идентификация человеческого постурального контроля

  1. Непараметрическая идентификация динамического отношения угла тела к зрительным возмущениям
    1. Эксперимент
      1. Приобретайте визуально возмущенные испытания в течение 2 мин в соответствии со шагами в разделах 1.1 и 1.2.
      2. Используйте трапециевидный сигнал (Trap) с пиковой амплитудой 0,087 рад и скоростью 0,105 рад/с.
      3. Держите положение педали постоянно под нулевым углом.
    2. Анализа
      ПРИМЕЧАНИЕ: Анализ данных в разделах 2.1.2 и 2.2.2 выполняется с помощью MATLAB.
      1. Уничтожь необработанный угол тела и визуальные сигналы возмущения (например, что самая высокая наблюдаемая частота составляет 10 Гц), используя следующие команды:
        Equation 1
        Equation 2
        Где
        Equation 3
        Equation 4
        Equation 5
        ПРИМЕЧАНИЕ: Для выборки 1 кГц, коэффициент уничтожения должен быть 50, чтобы иметь самую высокую частоту 10 Гц.
      2. Выберите самую низкую частоту интереса, которая определит длину окна для оценки мощности.
        ПРИМЕЧАНИЕ: Здесь выбирается минимальная частота 0,1 Гц, поэтому длина окна для оценки мощности составляет 1/0,1 Гц и 10 с. Разрешение частоты такое же, как и минимальная частота, и поэтому расчеты выполняются по 0,1, 0,2, 0,3, ..., 10 Гц.
      3. Выберите тип окна и степень перекрытия, чтобы найти спектры питания.
        ПРИМЕЧАНИЕ: Для пробной длины 120 с, 10 с Ханнинг окна с 50% перекрытия приводит в среднем 23 сегментов для оценки спектра мощности. С тех пор, как мы уничтожили данные до 20 Гц, окно длиной 10 с имеет длину 200 образцов.
      4. Используйте Equation 6 функцию, чтобы найти частотный ответ (FR) системы:
        Equation 7
        Где
        Equation 8
        Equation 9
        Equation 10
        Equation 11
        ПРИМЕЧАНИЕ: Представленная Equation 6 функция вычисляет поперечный спектр между уничтоженным возмущением VR и углом Equation 12 тела в частотах, указанных, используя окно Hanning с указанной длиной Equation 13 и числом перекрытий, равных Equation 14 (т.е. 50% перекрытия). Аналогичным образом, он вычисляет автоспектр ввода VR. Затем, используя расчетный кросс-спектр и автоспектр, он вычисляет FR системы.
      5. Найдите прибыль и фазу расчетного FR в шаге 2.1.2.4, используя следующие команды:
        Equation 15
        Equation 16
        Где
        Equation 17
        Equation 18
      6. Рассчитайте функцию согласованности с помощью следующей команды:
        Equation 19
        Где
        Equation 20
        ПРИМЕЧАНИЕ: Equation 21 функция следует аналогичной процедуре, Equation 22 чтобы Equation 23 Equation 24 найти согласованность между и .
      7. Участок усиления, фазы и согласованности в качестве функции частоты.
        Equation 25
        Equation 26
        Equation 27
        ПРИМЕЧАНИЕ: Представленный метод может быть распространен на случай, когда применяются как визуальные, так и механические возмущения, где необходимоиспользоватьметод идентификации FR с несколькими входными данными(MIMO) FR. Идентификация также может быть сделано с помощью подпространственного метода (который по своей сути имеет дело с системами MIMO)27 или с помощью методов параметрической передачи функции, таких как MIMO Box-Jenkins28. Подпространство и Box-Jenkins (и другие методы) реализованы в наборе инструментов идентификации системы MATLAB.
  2. Параметрическая идентификация лодыжки внутренней жесткости в положении
    1. Эксперимент
      1. Выполните механически возмущенные испытания в течение 2 мин. Используйте псевдослучайные двоичные последовательности (PRBS) возмущения с пиковой до пиковой амплитуды 0,02 рад и интервалом переключения 200 ms. Убедитесь, что педаль средний угол равен нулю.
    2. Анализа
      1. Дифференцировать сигнал ноги одинEquation 28раз, чтобы получитьEquation 29 скорость ноги (,Equation 30 дважды, чтобы получить ускорение ноги ( и три раза, чтобы получить его рывок ( Аналогичным образом дифференцировать крутящий момент, чтобы получить его скорость и ускорение, используя следующие Команды:
        Equation 31
        Где
        Equation 32
        Equation 33
        Equation 34
      2. Вычислите расположение локальной максимы и локальной минимы скорости стопы, чтобы найти импульсы, используя следующую команду:
        Equation 35
        Equation 36
        Где
        Equation 37
        Equation 38
        Equation 39
        Equation 40
        ПРИМЕЧАНИЕ: Equation 41 функция находит все местные максимы (положительная скорость ноги) и их расположение. Чтобы найти локальную миниму, используется та же функция, но знак скорости угла стопы должен быть обращен вспять.
      3. Дизайн8-го порядка Butterworth низкопроходной фильтр с угловой частотой 50 Гц, используя следующую команду:
        Equation 42
        Equation 43
        Equation 44
        Equation 45
        Equation 46
      4. Фильтр все сигналы с нулевой фазы сдвиг с помощью фильтра Butterworth:
        Equation 47
        Equation 48
        Equation 49
        ПРИМЕЧАНИЕ: функцияфильтрфилата не вызывает никаких сдвигов в фильтрованном сигнале. Не используйте функцию "фильтр", так как она генерируетсдвиг.
      5. Участок скорости ноги, и визуально найти оценку периода времени между экстремальной скорости стопы и начала импульса (который является первой точкой с нулевой скоростью ноги до пиковой скорости). Для возмущения в этом исследовании, этот момент произошло 25 мс до скорости экстремальной найдены в шаге 2.2.2.2.
      6. Для каждого импульса, вычислить лодыжки фоновый крутящий момент, как среднее крутящий момент лодыжки 25 мс до начала импульса, т.е., среднее крутящий момент в сегменте, начиная 50 мс до 25 мс до скорости экстрема. Сделайте это для пульса kth с положительной скоростью, используя следующую команду:
        Equation 50
        Equation 51
        Equation 52
        ПРИМЕЧАНИЕ: Это делается как для максимальных, так и для минимальных скоростей (отрицательная скорость стопы), найденной в шаге 2.2.2.2.
      7. Найдите минимальный и максимальный фоновый крутящий момент для всех импульсов, используя следующую команду:
        Equation 53
        Equation 54
      8. Для каждого импульса извлекайте данные крутящего момента 65 мс после начала импульса (как внутренний сегмент крутящего момента), используя следующую команду:
        Equation 55
        Equation 56
        ПРИМЕЧАНИЕ: Это также делается для первого и второго производного крутящего момента лодыжки (для обеспечения первого и второго производного внутреннего крутящего момента), а также, угол ноги, скорость стопы, ускорение ног, и ноги рывок.
      9. Вычислите изменение в сегменте крутящего момента kth от его первоначального значения, используя следующую команду:
        Equation 57
        ПРИМЕЧАНИЕ: Это делается аналогичным образомEquation 58для ноги угол для получения .
      10. Разделите диапазон крутящего момента (полученный в шаге 2.2.2.7) на 3 Нм широкие бункеры и найдите импульсы с фоновым крутяющим моментом в каждом бункере.
        ПРИМЕЧАНИЕ: Это делается с помощью функции"найти" и индексации. Предполагается, что внутренняя жесткость постоянна в каждом бункере, так как задний торчащий момент фона лодыжки существенно не меняется.
      11. Оцените внутренние параметры жесткости расширенной внутренней модели (EIM)29, для jth bin сEquation 59использованием импульсов в группе j ().
        1. Concatenate все внутренние реакции крутящего момента в j й Equation 60 бен, чтобы сформировать вектор:
          Equation 61
          где Equation 62 находится iEquation 63th ( ) внутренний ответ крутящего момента в группе j.
          ПРИМЕЧАНИЕ: Аналогичным образом, concatenate угол ноги, скорость, и ускорение, и первый и второй производные внутренней крутящий момент jй группы, которые будут использоваться в шаге 2.2.2.11.2.
        2. Поместите угол стопы, скорость, ускорение и рывок, а также первую и вторую производную крутящего момента группы j вместе, чтобы сформировать матрицу регрессора:
          Equation 64
        3. Найдите внутренние параметры жесткости для группы jth с помощью оператора backslash:
          Equation 65
        4. Извлекайте четвертый Equation 66 элемент как низкочастотная внутренняя жесткость.Equation 67
      12. Выполните шаги в разделе 2.2.2.11 для всех групп (бинов) и оцените соответствующую низкочастотную внутреннюю жесткость.
      13. Разделите все предполагаемые значения низкочастотной жесткости на критическую жесткость субъекта:
        Equation 68
        где м масса субъекта, г является гравитационное ускорение, и Equation 69 высота центра тела массы выше лодыжки оси вращения, полученные из антропометрических данных30. Это дает нормализованнуюEquation 70жесткость ().
      14. Преобразуйте тонущий момент фонаEquation 71лодыжки в положение кCop фона лодыжки (), разделив тонущий фон лодыжки с соответствующими измеренными вертикальными силами.
      15. Участок Equation 72 как функция центра давления.
        Equation 73
        Где
        Equation 74
        Equation 75

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

Псевдо случайные тернары последовательность (PRTS) и Ловушка сигналов

На рисунке 2A показан сигнал PRTS, который генерируется путем интеграции псевдослучайного профиля скорости. Для каждого Equation 76 времени образца, скорость сигнала может быть равна нулю, Equation 77 или приобрести заранее определенное положительное или отрицательное значение, . Путем Equation 77 управления Equation 78 и , вводимых данных PRTS с широкой спектральной пропускной способностью могут быть сгенерированы и масштабированы до различных пиковых амплитуд. Кроме того, ГВП является периодической, но непредсказуемой, что желательно для изучения постурального контроля. Читатель ссылается на следующую статью для подробного объяснения сигнала PRTS31.

На рисунке 2B показан сигнал Trap. Она начинается с нулевого значения Equation 79 и после Equation 80 случайного периода (чей минимум), сигнал наращивает случайным образом до максимальной амплитуды (Equation 81) со скоростью Equation 82 или пандусы до минимальной амплитуды ( )Equation 83со скоростью . Equation 84 Сигнал остается на максимуме или минимуме Equation 85 в Equation 80 течение случайного периода, (минимум) и затем возвращается к нулю со скоростью Equation 82 или Equation 84 . Цикл начинается снова с нуля. Очевидно, что, в отличие от ГВП, Ловушка является нулевой серединой сигнала, и, следовательно, не вызывает нестационарных в постуральной реакции. Кроме того, она непредсказуема, так как сроки изменения значения сигнала и направление изменения (т.е. положительная или отрицательная скорость) являются случайными.

Идентификация угла тела в систему зрительных возмущений

На рисунке 3 показаны сигналы от типичного стоячим суда с визуальными возмущениями Trap. На рисунке 3A показаны возмущения VR, где поле зрения вращается от 0 до 0,087 рад (5 ") в плоскости sagittal. Рисунок 3C, E показывает лодыжки и тела углы, которые очень похожи, так как угол ноги равна нулю, и хвостовик и верхняя часть тела двигаться вместе. Рисунок 3G показывает крутящий момент лодыжки, который коррелирует с хвостовиком и углами тела. Рисунок 3B , D,F,H показывает EMGs от мышц лодыжки. Очевидно, что SOL и LG постоянно активны, MG периодически генерирует большие всплески деятельности с телом, и TA молчит.

На рисунке 4 показан А.. функции передачи, относящей визуальный вход к углу тела для данных на рисунке 3. Первый шаг заключается в изучении согласованности, потому что усиление и фаза имеют смысл только тогда, когда согласованность высока (когда согласованность 1, существует линейная бесшумно-свободная связь между входной и выходной; согласованность менее 1 происходит, когда выход ввода отношения нелинейны или данные шумные). Согласованность является самой высокой при низкой частоте, между 0,1-1 Гц и значительно падает на более высоких частотах. Прибыль увеличивается сначала с 0,1 Гц до 0,2 Гц, а затем уменьшается до 1 Гц, показывая ожидаемое поведение низкого прохода из-за высокой инерции тела. Фаза также начинается с нуля и уменьшается почти линейно с частотой, что указывает на то, что выход задерживается по отношению к входному.

Определение параметров внутренней жесткости лодыжки

На рисунке 5 показаны сигналы, измеренные для типичного возмущенного стоячем суда. На рисунке 5А показана возмущение педали - PRBS с пиковой амплитудой 0,02 рад и интервалом переключения 200 мс. Положение педали переключается между двумя значениями (-0,01 и 0,01) в интервале между множеством интервалов переключения. Рисунок 5C показывает угол лодыжки, где быстрые изменения из-за движения ноги в то время как другие изменения являются результатом движения хвостовика с раскачиваться. Рисунок 5E показывает угол тела в ответ на возмущение с пиковым к пику движения около 0,04 рад. Рисунок 5G показывает измеренный крутящий момент лодыжки; два компонента очевидны: модуляция крутящего момента с телом покачиваться, и большие нисходящие пики, показывающие стрейч рефлекторный крутящий момент ответ (как правило, происходит после торсифлексирующего импульса). Рисунок 5B , D,F,H показывает SOL, MG, LG и TA EMGs. Понятно, что мышцы ТС постоянно активны и отображают большие всплески активности из-за рефлекторных реакций. TA в основном молчит, за исключением нескольких пиков, которые кажутся перекрестным разговором с мышц ТС, потому что они происходят одновременно с рефлекторной активностью мышц ТС.

На рисунке 6 показано типичное возмущение импульсного положения, его скорость и соответствующий ответ SOL EMG и крутящий момент. Внутренняя реакция начинается 25 мс до и продлится до 40 мс после пиковой скорости стопы; пик в SOL EMG показывает наличие рефлекторной реакции. Сегмент предварительного ответа, начиная с 50 мс до пиковой скорости используется для поиска фонового крутящего момента.

На рисунке 7 показана внутренняя жесткость в качестве функции позиции КС для левой и правой сторон субъекта, показанной на рисунке 5; жесткость была оценена с помощью представленного метода анализа. Очевидно, что внутренняя жесткость не постоянна, а значительно меняется с постуральным испотребством. Эти изменения кажутся функционально уместными, потому что жесткость увеличивается по мере того, как КС удаляется от оси вращения лодыжки, где существует более высокая вероятность падения23.

Figure 1
Рисунок 1: Модель постурального управления: тело по своей сути нестабильно и подвержено дестабилизирующему гравитационному крутящего момента ()Equation 87и нарушениям. Стабильная вертикальная осанка поддерживается корректирующими мышечными силами, генерируемыми центральным контроллером, спинномозговыми рефлекторами и внутренней механической жесткостью суставов. Активация мышц благодаря рефлекторным рефлектотам и центральным вкладам проявляется в деятельности ЕМГ. Измеряются только сигналы красным цветом, в то время как черные сигналы не могут быть измерены. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть большую версию этой цифры.

Figure 2
Рисунок 2: Генерация сигналов PRTS и Trap. (A) сигнал ГВП. Стимул создается из 242-длинной последовательности PRTS, которая включает значения 0, 1 и 2, соответствующие фиксированным скоростям Equation 88 0, зв и -v для фиксированной продолжительности . Скорость интегрирована для генерации положения, которое используется в качестве сигнала возмущения. Период возмущения сигнала Equation 89 равен, где м является сценическим номером регистратора смены, определяющим последовательность скорости. (B) Сигнал ловушки. Сигнал начинается с нуля; после случайного интервалаEquation 79времени (), он наращивает вверх или вниз до своего максимума ( )Equation 81или минимальное значение (сEquation 90 постоянной скоростью; сигнал возвращается к нулю после случайного интервала времени ()Equation 85и весь цикл начинается снова. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть большую версию этой цифры.

Figure 3
Рисунок 3: Типичное экспериментальное испытание с визуальным возмущением Trap'; амплитуда пиковых до пиковых возмущений составляет 0,174 рад, а скорость 0,105 рад/с. (A) VR угол возмущения, показывая вращение поля зрения в sagittal плоскости. (C) Угол лодыжки, который такой же, как угол хвостовика, так как нога не двигается. (E) Угол тела. (G) лодыжки крутящий момент. (B, D, F, H) Сырье исправлено ЭМГ SOL, MG, LG и TA; SOL и LG постоянно активны, в то время как MG показывает всплеск активности, связанный с раскачиванием тела, и TA молчит. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть большую версию этой цифры.

Figure 4
Рисунок 4: Частотная реакция динамического отношения угла тела к зрительным возмущениям, оцениваемым на рисунке, представленным на рисунке 3. Прибыль (верхняя панель) показывает отношение амплитуды вывода к вхвому в качестве функции частоты; он показывает поведение низкого прохода. Фаза (средняя панель) показывает разницу между входного и выходной фазы в качестве функции частоты. Согласованность (нижняя панель) обеспечивает индекс, измеряющий, какая часть выходной мощности линейно связана с входной мощностью на каждой частоте. Согласованность 1 показывает идеальную линейную связь ввода и вывода; однако, наличие шума или нелинейности уменьшает его. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть большую версию этой цифры.

Figure 5
Рисунок 5: Типичное испытание по дистурбации позиции PRBS; амплитуда пиковых до пиковых возмущений составляет 0,02 рад, а интервал переключения составляет 200 мс. (A) Угол ноги, который такой же, как положение возмущений, так как нога движется с педалью. (C) Угол лодыжки; случайные изменения обусловлены движением хвостовика с помощью движения. (E) Угол тела, полученный предполагая, что тело действует как перевернутый маятник. (G) Лодыжка крутящий момент измеряется форма данных нагрузочных ячеек. (B, D, F, H) Сырье ЭМГ SOL, MG, LG, и TA; мышцы ТС постоянно активны, в то время как большие пики отражают активность рефлекторной активности растяжения; TA в основном молчит. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть большую версию этой цифры.

Figure 6
Рисунок 6: Индивидуальный пульс из испытания, показанного на рисунке 5, в расширенной временной шкале. (A) Угол ноги, (B) скорость ноги, (C) SOL EMG, и (D) крутящий момент лодыжки. Вертикальные пунктирные линии разделяют ответ на предварительный ответ (25 мс), внутреннюю реакцию (65 мс) и рефлекторную реакцию (300 мс); положительный крутящий момент и углы соответствуют дорсифлексии. Данные для этого показателя взяты из Амири и Кирни23. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть большую версию этой цифры.

Figure 7
Рисунок 7: Предполагаемая нормализованная внутренняя жесткость как функция положения КС для левой и правой стороны типичного объекта, полученного из данных, показанных на рисунке 5. Бары указывают на 95% доверительных интервалов значений жесткости. Данные для этого показателя взяты из Амири и Кирни23. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть большую версию этой цифры.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

Несколько шагов имеют решающее значение для выполнения этих экспериментов для изучения человека постурального контроля. Эти шаги связаны с правильным измерением сигналов и включают в себя: 1) Правильное выравнивание хвостовика лодыжки оси вращения к педалям, для правильного измерения крутящего момента лодыжки. 2) Правильная настройка диапазона искателей, чтобы убедиться, что они работают в их диапазоне и не насыщены во время экспериментов. 3) Измерение ЕМГ с хорошим качеством и минимальным перекрестным разговором. 4) Применение соответствующих возмущений, которые вызывают достаточные ответы, но не нарушают нормальный постуральный контроль. 5) Выбор соответствующей длины судебного разбирательства, на основе предполагаемого анализа, избегая при этом смещения тела и усталости. В дополнение к экспериментам, анализ также должен быть сделан тщательно. Для оценки внутренней жесткости из данных, полученных в механически возмущенных стоя, очень важно, чтобы выбрать длину внутренней реакции таким образом, чтобы обеспечить НЕТ рефлекторного крутящего момента (который начинается вскоре после всплеска активности в мышцах ТС) Включены. Кроме того, хотя многие исследования предполагали, что внутренняя жесткость не меняется в положении11,14,15, недавнее исследование показало, что важно учитывать модуляцию жесткости с изменения в крутящий момент лодыжки, связанные с постуральным итев23,32. Для определения FR динамического отношения от любого ввода к выходу, наиболее важным шагом является правильное оценка кросс-спектра и спектра мощности, выбрав длину окна и перекрытия, соответствующие длине записи.

Конструкция возмущений является важным шагом в человеческих постоянных экспериментов. Различные типы механических и визуальных возмущений были использованы для изучения постурального управления, учитывая, как угол опорной поверхности или угол поля зрения. К ним относятся мульти-син, низкопроходимый фильтрованный шум, псевдо-случайные тернази последовательность (PRTS) и другие3,9,10,12,18,24,31 ,33,34. Тем не менее, использование псевдо случайной двоичной последовательности (PRBS) выгодно для механических возмущений, потому что: 1) Для данной пиковой амплитуды, она обеспечивает самую высокую мощность в широком диапазоне частот, которые можно контролировать, выбрав скорость переключения3; 2) Это непредсказуемо, но повторяемый, что позволяет уменьшить шум путем усреднения; 3) Ввод PRBS с низкой абсолютной средней скоростью генерирует рефлекторные реакции, позволяя количественно определить рефлекторы в стоянии. Для зрительной системы импульсы шага не вызывают значительных постуральных реакций, поскольку зрительная система не может следить за быстрыми изменениями поля зрения. Кроме того, предсказуемые входы, такие как синусоиды с одной частотой, могут генерировать упреждающее поведение. Мультисиновые сигналы не эффективны для изучения зрительных реакций, потому что их быстрые и непрерывные изменения трудно следовать и может привести к тому, что субъекты заболеют. Сигналы PRTS широко используются для изучения зрительной системы в положении стоя, так как это информативный вход; движения поля зрения дискретны, а не непрерывны, и их скорость может контролироваться для генерации когерентных визуальных реакций. Хотя, PRTS выполняет хорошо, это ненулевой средний сигнал, который может вызвать нестационарных в почтовом контроле и делает идентификацию трудно. Таким образом, Ловушка была разработана для решения этой проблемы, которая является непредсказуемой, дискретной, и имеет нулевое среднее(рисунок 2B). Другим важным соображением при разработке экспериментов является амплитуда возмущений. Как правило, возмущения с низкими амплитудами должны быть использованы, когда цель состоит в том, чтобы выполнить линейный анализ и не отклоняться от лодыжки стратегии. Достоверность лодыжки стратегии могут быть проверены аналитически35, и если Есть большие отклонения, которые могут быть порождены большей амплитуды возмущения, нелинейные методы анализа, в сопровождении многосегментных моделей тела в положении, может быть требуется36.

Еще одним соображением для проектирования возмущений является длина пробной версии, которая должна быть достаточно длинной, чтобы обеспечить надежную оценку параметров модели. Однако очень длительные испытания нежелательны, поскольку они могут привести к смещению субъекта ориентации тела, что приводит к нестационарности, что затрудняет системное моделирование и идентификацию. Длина пробной версии от 2 до 3 минут является оптимальной. Эта продолжительность судебного разбирательства, как правило, не приводит к усталости, при условии, что между судебными процессами обеспечивается достаточный период отдыха. Метод анализа также влияет на требуемую длину судебного разбирательства. Если используется линейный анализ с использованием функции реакции FR или импульса, то наименьшая частота интереса будет определять длину записи. Обратная длина окна равна минимальной частоте, поэтому, если будут изучены более низкие частоты, необходимо использовать более длинные окна. Кроме того, судебное разбирательство должно быть достаточно длительным, чтобы обеспечить достаточную усредненную для получения надежных спектральных оценок. Нелинейный анализ, как правило, потребует еще более длительных записей данных, поскольку нелинейные модели обычно имеют больше параметров, чем линейные модели.

Изучение постурального контроля человека требует выбора соответствующего метода идентификации. Параметрические и непараметрические методы линейной идентификации могут быть использованы для изучения постурального контроля10,12,18,19,20,28,31 ,37,38,39,40,41,42,43,44,45 ,46,47,48,49,50,51,52,53,54 . Непараметрическая идентификация,с использованием оценки FR, широко используется для изучения постурального контроля, потому что она хорошо подходит для идентификации данных, полученных в замкнутом состоянии стоя24 и требует немногих a-priori предположения (для деталей этогометодасм. 24 ). Наиболее часто используемый метод заключается в оценке FR замкнутой системы между внешним (механическим/сенсорным) возмущением и выходом (например, угол тела, крутящий момент лодыжки или емачку мышцы), который представляет собой комбинацию контроллера, растения и обратной связи. Для обеспечения физической значимости и изучения каждого компонента по отдельности, многие исследования использовали параметрическую модель замкнутого цикла системы и оценили параметры, которые соответствуют FR параметрической модели к расчетной чувствительности вывода10 ,18,31,37,38,39,40,41,42,43 ,44,45,46,47,48,49,50,51. Параметрическая идентификация,с другой стороны, предполагает, что ввод системы и выход связаны с некоторыми структурами модели с ограниченным числом параметров, известных a-priori. Метод ошибки прогнозирования используется для поиска параметров модели, которые минимизируют ошибку между измеренным выходом и прогнозом модели55. В отличие от моделей FR, где внешние возмущения должны быть измерены и использованы для анализа, эти методы могут быть применены непосредственно к любым двум сигналам, до тех пор, пока отдельная модель шума, которая адекватно параметризована, оценивается такжев 56. Это означает, что нет необходимости измерять внешние возмущения. Хотя, заказы модели должны быть определены a-priori, параметрические модели обычно имеют меньше параметров, чем модели FR и, следовательно, обеспечивают более надежные оценки параметров. Основным недостатком параметрической модели является то, что для получения объективных оценок параметров необходимо использовать правильную модель шума.

Важным фактором в области постурального контроля человека является его замечательная адаптивность к новым экспериментальным и экологическим условиям. Это достигается за счет мультисенсорной интеграции, что означает, что ЦНС сочетает в себе информацию из соматосенсорных, визуальных и вестибулярных систем, в то время как она придает больший вес более точным (и менее переменным) сенсорным входам в любой экспериментальной условий для постурального контроля. Например, когда проприоцепция возмущена вращением ног, ЦНС больше полагается на визуальные и вестибулярные входы. Метод был разработан Peterka31 для количественной оценки мультисенсорной интеграции. Для постоянного эксперимента с конкретным внешним возмущением он определил FR замкнутой системы цикла, а затем установил к ней параметрическую модель (как это было уведомлялось в предыдущем пункте). Параметрическая модель включала в себя центральный контроль, ввод которого представлял собой взвешенную сумму входов из трех сенсорных систем; весы были использованы для обеспечения средств количественной оценки важности каждого сенсорного источника для постурального контроля, т.е. чем выше вес, тем более важным является сенсорный вход. Применение этого метода к экспериментальным данным показало, что возмущенная сенсорная система имеет меньший вес и меньшее значение из-за неточности ее ввода и, следовательно, вносит меньше в постуральный контроль31. Этот метод был использован, чтобы показать, как постуральный контроль также изменения в связи со старением и заболеваний38,39. Аналогичный подход может быть использован с нашим экспериментальным аппаратом, где механические или / и визуальные возмущения применяются для изучения роли и взаимодействия важных сенсорных систем в постуральном управлении.

Представленные методы имеют некоторые ограничения, поскольку экспериментальные и аналитические методы предназначены для изучения постурального контроля при использовании лодыжки. Таким образом, возмущения должны быть разработаны, чтобы избежать чрезмерного движения тела. Однако, когда возмущения большие или поверхность поддержки совместима, используется стратегия тазобедренного сустава, то есть как движения лодыжки и бедра являются значительными. Стратегия тазобедренного сустава характеризуется антифазным движением нижней и верхней части тела, которое специально произносится на частотах больше 1 Гц57. Изучение хип-стратегии требует моделирования тела, по крайней мере, с двумя ссылками, т.е. двойной перевернутой модели маятника.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Авторам нечего раскрывать.

Acknowledgments

Эта статья стала возможной благодаря гранту NPRP #6-463-2-189 от Катарского национального исследовательского и MOP грант #81280 от Канадских институтов исследований в области здравоохранения.

Materials

Name Company Catalog Number Comments
5K potentiometer Maurey 112P19502 Measures actuator shaft angle
8 channel Bagnoli surface EMG amplifiers and electrodes Delsys Measures the EMG of ankle muscles
AlienWare Laptop Dell Inc. P69F001-Rev. A02 VR-ready PC laptop
Data acquisition card National instruments 4472 Samples the analogue signals from the sensors
Directional valve REXROTH 4WMR10C3X Bypasses the flow if the angle of actuator shaft goes beyond ±20°
Full body harness Jelco 740 Protect the subjects from falling
Laser range finder Micro-epsilon 1302-100 1507307 Measures shank linear displacement
Laser range finder Micro-epsilon 1302-200 1509074 Measures body linear displacement
Load cell Omega LC302-100 Measures vertical reaction forces
Proportional servo-valve MOOG D681-4718 Controls the hydraulic flow to the rotary actuators
Rotary actuator Rotac 26R21VDEISFTFLGMTG Applies mechanical perturbations
Torque transducer Lebow 2110-5k Measures ankle torque
Virtual Environment Motion Trackers HTC inc. 1551984681 Tracks the head motion
Virtual Reality Headset HTC inc. 1551984681 Provides visual perturbations

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

  1. Horak, F. B. Postural orientation and equilibrium: what do we need to know about neural control of balance to prevent falls? Age and Ageing. 35, 7-11 (2006).
  2. Morasso, P. G., Schieppati, M. Can muscle stiffness alone stabilize upright standing? Journal of Neurophysiology. 82 (3), 1622-1626 (1999).
  3. Kearney, R. E., Hunter, I. W. System identification of human joint dynamics. Critical Reviews in Biomedical Engineering. 18 (1), 55-87 (1990).
  4. Mirbagheri, M. M., Barbeau, H., Kearney, R. E. Intrinsic and reflex contributions to human ankle stiffness: variation with activation level and position. Experimental Brain Research. 135 (4), 423-436 (2000).
  5. Weiss, P. L., Hunter, I. W., Kearney, R. E. Human ankle joint stiffness over the full range of muscle activation levels. Journal of Biomechanics. 21 (7), 539-544 (1988).
  6. Golkar, M. A., Sobhani Tehrani, E., Kearney, R. E. Linear Parameter Varying Identification of Dynamic Joint Stiffness during Time-Varying Voluntary Contractions. Frontiers in Computational Neuroscience. 11, 35 (2017).
  7. Weiss, P. L., Kearney, R. E., Hunter, I. W. Position dependence of ankle joint dynamics--I. Passive mechanics. Journal of Biomechanics. 19 (9), 727-735 (1986).
  8. Weiss, P. L., Kearney, R. E., Hunter, I. W. Position dependence of ankle joint dynamics--II. Active mechanics. Journal of Biomechanics. 19 (9), 737-751 (1986).
  9. Engelhart, D., Boonstra, T. A., Aarts, R. G. K. M., Schouten, A. C., van der Kooij, H. Comparison of closed-loop system identification techniques to quantify multi-joint human balance control. Annual Reviews in Control. 41, 58-70 (2016).
  10. Kiemel, T., Elahi, A. J., Jeka, J. J. Identification of the plant for upright stance in humans: multiple movement patterns from a single neural strategy. Journal of Neurophysiology. 100 (6), 3394-3406 (2008).
  11. Loram, I. D., Lakie, M. Direct measurement of human ankle stiffness during quiet standing: the intrinsic mechanical stiffness is insufficient for stability. Journal of Physiology-London. 545 (3), 1041-1053 (2002).
  12. Fitzpatrick, R., Burke, D., Gandevia, S. C. Loop gain of reflexes controlling human standing measured with the use of postural and vestibular disturbances. Journal of Neurophysiology. 76 (6), 3994-4008 (1996).
  13. Dakin, C. J., Son, G. M. L., Inglis, J. T., Blouin, J. S. Frequency response of human vestibular reflexes characterized by stochastic stimuli. The Journal of Physiology. 583 (3), 1117-1127 (2007).
  14. Vlutters, M., Boonstra, T. A., Schouten, A. C., vander Kooij, H. Direct measurement of the intrinsic ankle stiffness during standing. Journal of Biomechanics. 48 (7), 1258-1263 (2015).
  15. Casadio, M., Morasso, P. G., Sanguineti, V. Direct measurement of ankle stiffness during quiet standing: implications for control modelling and clinical application. Gait and Posture. 21 (4), 410-424 (2005).
  16. Sakanaka, T. E. Causes of Variation in Intrinsic Ankle Stiffness and the Consequences for Standing. , University of Birmingham. Doctoral dissertation (2017).
  17. Sakanaka, T. E., Lakie, M., Reynolds, R. F. Sway-dependent changes in standing ankle stiffness caused by muscle thixotropy. Journal of Physiology. 594 (3), 781-793 (2016).
  18. Peterka, R. J., Murchison, C. F., Parrington, L., Fino, P. C., King, L. A. Implementation of a Central Sensorimotor Integration Test for Characterization of Human Balance Control During Stance. Frontiers in Neurology. 9, 1045 (2018).
  19. Engelhart, D., Schouten, A. C., Aarts, R. G., van der Kooij, H. Assessment of Multi-Joint Coordination and Adaptation in Standing Balance: A Novel Device and System Identification Technique. IEEE Transactions on Neural Systems and Rehabilitation Engineering. 23 (6), 973-982 (2015).
  20. Boonstra, T. A., Schouten, A. C., van der Kooij, H. Identification of the contribution of the ankle and hip joints to multi-segmental balance control. Journal of Neuroengineering and Rehabilitation. 10, 23 (2013).
  21. Forster, S. M., Wagner, R., Kearney, R. E. A bilateral electro-hydraulic actuator system to measure dynamic ankle joint stiffness during upright human stance. Proceedings of the 25th Annual International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society. , Cancun, Mexico. (2003).
  22. Davis, J., Hsieh, Y. -H., Lee, H. -C. Humans perceive flicker artifacts at 500 Hz. Scientific Reports. 5, 7861 (2015).
  23. Amiri, P., Kearney, R. E. Ankle intrinsic stiffness changes with postural sway. Journal of Biomechanics. 85, 50-58 (2019).
  24. van der Kooij, H., van Asseldonk, E., van der Helm, F. C. Comparison of different methods to identify and quantify balance control. Journal of Neuroscience Methods. 145 (1-2), 175-203 (2005).
  25. Amiri, P., MacLean, L. J., Kearney, R. E. Measurement of shank angle during stance using laser range finders. International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology. , Orlando, FL. (2016).
  26. The SENIAM project. , Available from: http://www.seniam.org/ (2019).
  27. Jalaleddini, K., Tehrani, E. S., Kearney, R. E. A Subspace Approach to the Structural Decomposition and Identification of Ankle Joint Dynamic Stiffness. IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 64 (6), 1357-1368 (2017).
  28. Amiri, P., Kearney, R. E. A Closed-loop Method to Identify EMG-Ankle Torque Dynamic Relation in Human Balance Control. Conference Proceedings of the Annual International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society. , Berlin, Germany. (2019).
  29. Sobhani Tehrani, E., Jalaleddini, K., Kearney, R. E. Ankle Joint Intrinsic Dynamics is More Complex than a Mass-Spring-Damper Model. IEEE Transactions on Neural Systems and Rehabilitation Engineering. 25 (9), 1568-1580 (2017).
  30. NASA. Anthropometry and biomechanics. , Available from: http://msis.jsc.nasa.gov/sections/section03.htm (1995).
  31. Peterka, R. J. Sensorimotor integration in human postural control. Journal of Neurophysiology. 88 (3), 1097-1118 (2002).
  32. Amiri, P., Kearney, R. E. Ankle intrinsic stiffness is modulated by postural sway. Conference Proceedings of the Annual International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society. , Seogwipo, South Korea. (2017).
  33. Jeka, J. J., Allison, L. K., Kiemel, T. The dynamics of visual reweighting in healthy and fall-prone older adults. Journal of Motor Behavior. 42 (4), 197-208 (2010).
  34. Jilk, D. J., Safavynia, S. A., Ting, L. H. Contribution of vision to postural behaviors during continuous support-surface translations. Experimental Brain Research. 232 (1), 169-180 (2014).
  35. Winter, D. A., Patla, A. E., Prince, F., Ishac, M., Gielo-Perczak, K. Stiffness control of balance in quiet standing. Journal of Neurophysiology. 80 (3), 1211-1221 (1998).
  36. Pasma, J. H., Boonstra, T. A., van Kordelaar, J., Spyropoulou, V. V., Schouten, A. C. A Sensitivity Analysis of an Inverted Pendulum Balance Control Model. Frontiers in Computational Neuroscience. 11, 99 (2017).
  37. Pasma, J. H., et al. Changes in sensory reweighting of proprioceptive information during standing balance with age and disease. Journal of Neurophysiology. 114 (6), 3220-3233 (2015).
  38. Pasma, J. H., et al. Impaired standing balance: The clinical need for closing the loop. Neuroscience. , 157-165 (2014).
  39. Engelhart, D., et al. Impaired Standing Balance in Elderly: A New Engineering Method Helps to Unravel Causes and Effects. Journal of the American Medical Directors Association. 15 (3), (2014).
  40. Pasma, J. H., Boonstra, T. A., Campfens, S. F., Schouten, A. C., Van der Kooij, H. Sensory reweighting of proprioceptive information of the left and right leg during human balance control. Journal of Neurophysiology. 108 (4), 1138-1148 (2012).
  41. Goodworth, A. D., Peterka, R. J. Sensorimotor integration for multisegmental frontal plane balance control in humans. Journal of Neurophysiology. 107 (1), 12-28 (2012).
  42. Kiemel, T., Zhang, Y., Jeka, J. J. Identification of neural feedback for upright stance in humans: stabilization rather than sway minimization. Journal of Neuroscience. 31 (42), 15144-15153 (2011).
  43. van der Kooij, H., van Asseldonk, E. H. F., Geelen, J., van Vugt, J. P. P., Bloem, B. R. Detecting asymmetries in balance control with system identification: first experimental results from Parkinson patients. Journal of Neural Transmission. 114 (10), 1333 (2007).
  44. Fujisawa, N., et al. Human standing posture control system depending on adopted strategies. Medical and Biological Engineering and Computing. 43 (1), 107-114 (2005).
  45. Johansson, R., Magnusson, M., Fransson, P. A., Karlberg, M. Multi-stimulus multi-response posturography. Mathematical Biosciences. 174 (1), 41-59 (2001).
  46. Jeka, J., Oie, K., Schöner, G., Dijkstra, T., Henson, E. Position and Velocity Coupling of Postural Sway to Somatosensory Drive. Journal of Neurophysiology. 79 (4), 1661-1674 (1998).
  47. Peterka, R. J., Benolken, M. S. Role of somatosensory and vestibular cues in attenuating visually induced human postural sway. Experimental Brain Research. 105 (1), 101-110 (1995).
  48. Maki, B. E., Fernie, G. R. A system identification approach to balance testing. Progress in Brain Research. 76, 297-306 (1988).
  49. Johansson, R., Magnusson, M., Akesson, M. Identification of human postural dynamics. IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 35 (10), 858-869 (1988).
  50. Maki, B. E., Holliday, P. J., Fernie, G. R. A Posture Control Model and Balance Test for the Prediction of Relative Postural Stability. IEEE Transactions on Biomedical Engineering. BME-34. 10 (10), 797-810 (1987).
  51. Werness, S. A., Anderson, D. J. Parametric analysis of dynamic postural responses. Biological Cybernetics. 51 (3), 155-168 (1984).
  52. Hwang, S., Agada, P., Kiemel, T., Jeka, J. J. Identification of the Unstable Human Postural Control System. Frontiers in Systems Neuroscience. 10, 22 (2016).
  53. Ishida, A., Imai, S., Fukuoka, Y. Analysis of the posture control system under fixed and sway-referenced support conditions. IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 44 (5), 331-336 (1997).
  54. Ishida, A., Miyazaki, S. Maximum likelihood identification of a posture control system. IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 34 (1), 1-5 (1987).
  55. Ljung, L. System Identification: Theory for the User. , Prentice-Hall, Inc. Upper Saddle River, NJ. (1986).
  56. Forssell, U., Ljung, L. Closed-loop identification revisited. Automatica. 35 (7), 1215-1241 (1999).
  57. Horak, F. B., Nashner, L. M. Central programming of postural movements: adaptation to altered support-surface configurations. Journal of Neurophysiology. 55 (6), 1369-1381 (1986).

Tags

Биоинженерия Выпуск 151 постуральный контроль возмущенный стоя зрение соматосенсорность вестибулярная жесткость лодыжки внутренняя жесткость рефлекторная жесткость система идентификации стрейч-рефлекс управление замкнутым циклом виртуальная реальность
Экспериментальные методы изучения постурального контроля человека
Play Video
PDF DOI DOWNLOAD MATERIALS LIST

Cite this Article

Amiri, P., Mohebbi, A., Kearney, R.… More

Amiri, P., Mohebbi, A., Kearney, R. Experimental Methods to Study Human Postural Control. J. Vis. Exp. (151), e60078, doi:10.3791/60078 (2019).

Less
Copy Citation Download Citation Reprints and Permissions
View Video

Get cutting-edge science videos from JoVE sent straight to your inbox every month.

Waiting X
Simple Hit Counter