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Bioengineering

Métodos experimentales para estudiar el control postural humano

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

Summary

Este artículo presenta un marco experimental/analítico para estudiar el control postural humano. El protocolo proporciona procedimientos paso a paso para realizar experimentos de pie, medir la cinemática corporal y las señales cinéticas, y analizar los resultados para proporcionar información sobre los mecanismos subyacentes al control postural humano.

Abstract

Muchos componentes de los sistemas nervioso y musculoesquelético actúan en conjunto para lograr la postura humana estable y erguida. Se necesitan experimentos controlados acompañados de métodos matemáticos adecuados para entender el papel de los diferentes subsistemas involucrados en el control postural humano. Este artículo describe un protocolo para realizar experimentos de pie perturbados, adquirir datos experimentales y llevar a cabo el análisis matemático posterior, con el objetivo de comprender el papel del sistema musculoesquelético y el control central en el postura erguida. Los resultados generados por estos métodos son importantes, ya que proporcionan información sobre el control del equilibrio saludable, constituyen la base para la comprensión de la etiología del equilibrio deteriorado en pacientes y ancianos, y ayudan en el diseño de intervenciones para mejorar control postural y estabilidad. Estos métodos se pueden utilizar para estudiar el papel del sistema somatosensorial, la rigidez intrínseca de la articulación del tobillo y el sistema visual en el control postural, y también pueden extenderse para investigar el papel del sistema vestibular. Los métodos se deben utilizar en el caso de una estrategia de tobillo, donde el cuerpo se mueve principalmente sobre la articulación del tobillo y se considera un péndulo invertido de un solo enlace.

Introduction

El control postural humano se realiza a través de complejas interacciones entre los sistemas nervioso central y musculoesquelético1. El cuerpo humano en pie es inherentemente inestable, sujeto a una variedad de perturbaciones internas (por ejemplo, respiración, latidos del corazón) y externas (por ejemplo, gravedad). La estabilidad se logra mediante un controlador distribuido con componentes centrales, reflejos e intrínsecos(Figura 1).

El control postural se logra mediante: un controlador activo, mediado por el sistema nervioso central (SNC) y la médula espinal, que cambia la activación muscular; y un controlador de rigidez intrínseca que resiste el movimiento articular sin cambios en la activación muscular(Figura 1). El controlador central utiliza información sensorial para generar comandos descendentes que producen fuerzas musculares correctivas para estabilizar el cuerpo. La información sensorial es transducida por los sistemas visual, vestibular y somatosensorial. Específicamente, el sistema somatosensorial genera información sobre la superficie de soporte y los ángulos de las articulaciones; visión proporciona información sobre el medio ambiente; y el sistema vestibular genera información sobre la velocidad angular de la cabeza, la aceleración lineal y la orientación con respecto a la gravedad. El controlador central de bucle cerrado funciona con largos retrasos que pueden estar desestabilizando2. El segundo elemento del controlador activo es la rigidez del reflejo, que genera actividad muscular con latencia corta y produce pares que resisten el movimiento de las articulaciones.

Hay una latencia asociada con ambos componentes del controlador activo; consecuentemente, la rigidez intrínseca conjunta, que actúa sin demora, desempeña un papel importante en el control postural3. La rigidez intrínseca se genera por las propiedades pasivas viscoelásticas de los músculos contraunidos, los tejidos blandos y las propiedades inerciales de las extremidades, lo que genera pares resistivos instantáneamente en respuesta a cualquier movimiento articular4. No se entiende claramente el papel de la rigidez articular (rigidez intrínseca y refleja) en el control postural, ya que cambia con las condiciones de funcionamiento, definidas por la activación muscular4,5,6 y la posición articular 4 , 7 , 8, los cuales cambian con el cuerpo se balancean, inherentes a estar de pie.

La identificación de las funciones del controlador central y la rigidez articular en el control postural es importante, ya que proporciona la base para: el diagnóstico de la etiología de las deficiencias del equilibrio; el diseño de intervenciones específicas para los pacientes; evaluación del riesgo de caídas; el desarrollo de estrategias para la prevención de caídas en las personas mayores; y el diseño de dispositivos de asistencia como la ortesis y las prótesis. Sin embargo, es difícil, porque los diferentes subsistemas actúan juntos y sólo se puede medir la cinemática corporal resultante general, los pares de torsión articular y la electromiografía muscular.

Por lo tanto, es esencial desarrollar métodos experimentales y analíticos que utilicen las variables posturales medibles para evaluar la contribución de cada subsistema. Una dificultad técnica es que la medición de las variables posturales se realiza en bucle cerrado. Como resultado, las entradas y salidas (causa y efecto) están interrelacionadas. En consecuencia, es necesario: a) aplicar perturbaciones externas (como insumos) para evocar reacciones posturales en las respuestas (como salidas), y b) emplear métodos matemáticos especializados para identificar modelos de sistema y desenredar causa y efecto9.

El presente artículo se centra en el control postural cuando se utiliza una estrategia de tobillo, es decir, cuando los movimientos ocurren principalmente sobre la articulación del tobillo. En esta condición, la parte superior del cuerpo y las extremidades inferiores se mueven juntas, por lo tanto, el cuerpo se puede modelar como un péndulo invertido de un solo enlace en el plano sagital10. La estrategia del tobillo se utiliza cuando la superficie de soporte es firme y las perturbaciones son pequeñas1,11.

En nuestro laboratorio12se ha desarrollado un aparato de pie capaz de aplicar perturbaciones sensoriales mecánicas (proprioceptivas) y visuales adecuadas y registrar la cinemática corporal, la cinética y las actividades musculares. El dispositivo proporciona el entorno experimental necesario para estudiar el papel de la rigidez del tobillo, los mecanismos de control central y sus interacciones mediante la generación de respuestas posturales utilizando estímulos visuales o/y somatosensoriales. También es posible extender el dispositivo para estudiar el papel del sistema vestibular mediante la aplicación de estimulación eléctrica directa a los procesos mastoideos, que puede generar una sensación de velocidad de la cabeza y evocar respuestas posturales12,13 .

Otros también han desarrollado dispositivos similares para estudiar el control postural humano, donde los actuadores eléctricos piezoeléctricos lineales11,los motores eléctricos rotativos14,15y los motores eléctricos lineales16,17 , 18 se utilizaron para aplicar perturbaciones mecánicas en el tobillo de pie. También se han desarrollado dispositivos más complejos para estudiar el control postural multisegmento, donde es posible aplicar múltiples perturbaciones a las articulaciones del tobillo y la cadera simultáneamente19,20.

Aparato de pie

Dos actuadores rotativos electrohidráulicos servocontrolados mueven dos pedales para aplicar perturbaciones controladas de la posición del tobillo. Los actuadores pueden generar grandes pares (>500 Nm) necesarios para el control postural; esto es especialmente importante en casos como la inclinación hacia adelante, donde el centro de masa del cuerpo está lejos (anterior) del eje del tobillo de rotación, lo que resulta en grandes valores de torsión del tobillo para el control postural.

Cada actuador rotativo es controlado por una servoválvula proporcional separada, utilizando la retroalimentación de la posición del pedal, medida por un potenciómetro de alto rendimiento en el eje del actuador(Tabla de materiales). El controlador se implementa utilizando un sistema de procesamiento de señal digital en tiempo real xPC basado en MATLAB. El actuador/servoválvula juntos tienen un ancho de banda de más de 40 Hz, mucho mayor que el ancho de banda del sistema de control postural general, rigidez de la articulación del tobillo y el controlador central21.

Dispositivo de realidad virtual y entorno

Un casco de realidad virtual (VR)(Tabla de materiales)se utiliza para perturbar la visión. El auricular contiene una pantalla LCD (doble pantalla AMOLED de 3,6'' con una resolución de 1080 x 1200 píxeles por ojo) que proporciona al usuario una vista estereoscópica de los medios enviados al dispositivo, ofreciendo una percepción de profundidad tridimensional. La frecuencia de actualización es de 90 Hz, suficiente para proporcionar un sentido virtual sólido a los usuarios22. El campo de visión de la pantalla es de 110o, suficiente para generar perturbaciones visuales similares a las situaciones del mundo real.

El auricular realiza un seguimiento de la rotación de la cabeza del usuario y altera la vista virtual en consecuencia para que el usuario esté completamente inmerso en el entorno virtual; por lo tanto, puede proporcionar la retroalimentación visual normal; y también puede perturbar la visión girando el campo visual en plano sagital.

Mediciones cinéticas

La fuerza de reacción vertical se mide mediante cuatro células de carga, intercaladas entre dos placas debajo del pie(Tabla de materiales). El par del tobillo se mide directamente por transductores de par con una capacidad de 565 Nm y una rigidez torsional de 104 kNm/rad; también se puede medir indirectamente desde las fuerzas verticales transducidas por las células de carga, utilizando sus distancias al eje del tobillo de rotación23,suponiendo que las fuerzas horizontales aplicadas a los pies en pie son pequeñas2,24. El centro de presión (COP) se mide en plano sagital dividiendo el par del tobillo por la fuerza vertical total, medida por las células de carga23.

Mediciones cinemáticas

El ángulo del pie es el mismo que el ángulo del pedal, porque cuando se utiliza una estrategia de tobillo, el pie del sujeto se mueve con el pedal. El ángulo del vástago con respecto a la vertical se obtiene indirectamente del desplazamiento lineal del vástago, medido por un buscador de rango láser(Tabla de Materiales)con una resolución de 50 m y anchura de banda de 750 Hz25. El ángulo del tobillo es la suma de los ángulos del pie y del vástago. El ángulo del cuerpo con respecto a la vertical se obtiene indirectamente del desplazamiento lineal del punto medio entre las espinas ilíacas superiores superiores posteriores izquierda y derecha (PSIS), medido utilizando un buscador de rango láser(Tabla de Materiales)con una resolución de 100 m y anchura de banda de 750 Hz23. La posición y la rotación de la cabeza se miden con respecto al sistema de coordenadas globales del entorno VR por las estaciones base del sistema VR que emiten pulsos infrarrojos (IR) cronometrados a 60 pulsos por segundo que son recogidos por los sensores IR de auriculares con sub-milímetros Precisión.

Adquisición de datos

Todas las señales se filtran con un filtro anti-aliasing con una frecuencia de esquina de 486.3 y luego muestreadas a 1000 Hz con alto rendimiento de 24 bits/8 canales, muestreo simultáneo, tarjetas de adquisición de señal dinámica(Tabla de materiales)con una dinámica dinámica alcance de 20 V.

Mecanismos de seguridad

Se han incorporado seis mecanismos de seguridad en el aparato de pie para prevenir lesiones a los sujetos; los pedales se controlan por separado y nunca interfieren entre sí. (1) El eje del actuador tiene una leva, que activa mecánicamente una válvula que desconecta la presión hidráulica si la rotación del eje supera los 20o de su posición horizontal. (2) Dos topes mecánicos ajustables limitan el rango de movimiento del actuador; estos se establecen en el rango de movimiento de cada sujeto antes de cada experimento. (3) Tanto el sujeto como el experimentador tienen un botón de pánico; pulsando el botón se desconecta la energía hidráulica de los actuadores y hace que se aflojen, por lo que se pueden mover manualmente. (4) Los pasamanos situados a ambos lados del sujeto están disponibles para proporcionar apoyo en caso de inestabilidad. (5) El sujeto lleva un arnés de cuerpo completo(Tabla de materiales),unido a barras transversales rígidas en el techo para apoyarlos en caso de caída. El arnés es flojo y no interfiere con el pie normal, a menos que el sujeto se vuelva inestable, donde el arnés evita que el sujeto caiga. En caso de caída, los movimientos del pedal se detendrán manualmente ya sea por el sujeto, utilizando el botón de pánico o por el experimentador. (6) Las servoválvulas detienen la rotación de los actuadores utilizando mecanismos a prueba de fallos en caso de interrupción del suministro eléctrico.

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Protocol

Todos los métodos experimentales han sido aprobados por la Junta de Etica de Investigación de la Universidad McGill y los sujetos firman consentimientos informados antes de participar.

1. Experimentos

NOTA: Cada experimento implica los siguientes pasos.

  1. Prueba previa
    1. Preparar un esquema definido de todas las pruebas a realizar y hacer una lista de comprobación para la recopilación de datos.
    2. Proporcione al sujeto un formulario de consentimiento con toda la información necesaria, pídales que lo lean a fondo, respondan a cualquier pregunta y luego pídales que firmen el formulario.
    3. Registre el peso, la altura y la edad del sujeto.
  2. Preparación del sujeto
    1. Medición de electromiografía
      1. Utilizar electrodos diferencialesindividuales (Tabla de Materiales)con una distancia entre electrodos de 1 cm para la medición de electromiografía (EMG) de los músculos del tobillo.
      2. Utilice un amplificador(Tabla de Materiales)con una ganancia total de 1000 y un ancho de banda de 20 a 2000 Hz.
      3. Para garantizar una alta relación señal-ruido (SNR) y una conversación cruzada mínima, localice y marque las áreas de fijación de electrodos de acuerdo con las directrices proporcionadas por el proyectoSeniam 26,como se indica a continuación: (1) para el gastrocnemius medial (MG), la protuberancia más prominente de la músculo; (2) para el gastrocnemio lateral (LG), 1/3 de la línea entre la cabeza del peroné y el talón; 3) para soleus (SOL), 2/3 de la línea entre los cóndilos medios del fémur y el maleolus medial; (4) para tibialis anterior (TA), 1/3 de la línea entre la punta del peroné y la punta del maleolus medial.
      4. Afeitar las áreas marcadas con una maquinilla de afeitar y limpiar la piel con alcohol. Deje que la piel se seque bien.
      5. Afeitar una zona ósea en la rótula para el electrodo de referencia, y limpiar con alcohol.
      6. Pida al sujeto que se encuentre en una posición supina relajada.
      7. Coloque el electrodo de referencia en el área afinada de la rótula.
      8. Fije los electrodos uno por uno a las áreas arasadas de los músculos, usando cinta adhesiva de doble cara, teniendo cuidado de asegurarse de que los electrodos se fijan a la piel de forma segura.
      9. Después de colocar cada electrodo, pídale al sujeto que realice una contracción plantarflexing/dorsiflexing contra la resistencia y examine las formas de onda en un osciloscopio para asegurarse de que la señal EMG tiene un SNR alto. Si la señal SNR es pobre, mueva los electrodos hasta que se encuentre una ubicación con un SNR alto.
      10. Asegúrese de que los cables EMG no obstaculicen los movimientos del sujeto.
    2. Mediciones cinemáticas
      1. Coloque un marcador reflectante en el vástago con una correa, que se utilizará para la medición del ángulo del vástago.
        NOTA: Coloque el marcador de vástago tan alto como sea posible en el vástago para generar el desplazamiento lineal más grande posible para una rotación determinada, mejorando así la resolución angular.
      2. Que el sujeto se ponga el arnés del cuerpo.
      3. Coloque un marcador de reflejo en la cintura del sujeto con una correa, que se utilizará para la medición del ángulo del cuerpo superior. Asegúrese de que el marcador reflectante de la cintura se coloca en el punto medio entre el PSIS izquierdo y derecho y que la ropa del sujeto no cubre la superficie reflectante de la cintura.
      4. Que el sujeto se suba al aparato de pie.
      5. Ajuste la posición del pie del sujeto para alinear el maléola lateral y medial de cada pierna con el eje de rotación del pedal.
      6. Delinea las posiciones de los pies del sujeto con un marcador e indícales que mantengan los pies en los mismos lugares durante los experimentos. Esto garantiza que los ejes de rotación de tobillos y actuadores permanezcan alineados a lo largo de los experimentos.
      7. Ajuste la posición vertical de los buscadores de rango láser para que apunten al centro de los marcadores reflectantes. Ajuste la distancia horizontal entre el buscador de rango láser y los marcadores reflectantes, de modo que los buscadores de rango trabajen en su rango medio y no se satumen durante la posición silenciosa.
      8. Pida al sujeto que se incline hacia adelante y hacia atrás alrededor del tobillo y asegúrese de que los láseres permanezcan dentro de su rango de trabajo.
      9. Mida la altura de los buscadores de rango láser con respecto al eje del tobillo de rotación.
        NOTA: Estas alturas se utilizan para convertir desplazamientos lineales en ángulos.
    3. Protocolos experimentales
      1. Informar al sujeto de qué esperar para cada condición de ensayo.
      2. Instruya al sujeto a permanecer en silencio con las manos a un lado mientras mira hacia adelante, y a mantener su equilibrio como lo hacen, cuando se enfrentan a las perturbaciones del mundo real.
      3. Para las pruebas perturbada, iniciar la perturbación y permitir que el sujeto se adapte a ella.
      4. Inicie la adquisición de datos una vez que el sujeto haya establecido un comportamiento estable.
      5. Proporcione al sujeto un período de descanso suficiente después de cada ensayo para evitar la fatiga. Comuníquese con ellos para ver si necesitan más tiempo.
      6. Realice las siguientes pruebas.
        1. Para la prueba del aparato, realice una prueba de 2 minutos para examinar los datos del sensor 2 h antes de la llegada del sujeto. Busque ruidos o desplazamientos irregularmente grandes en los datos del sensor grabados. Si hay problemas, resuelvalos antes de que llegue el sujeto.
        2. Para una posición tranquila, realice una prueba de pie silenciosa de 2 minutos sin perturbaciones.
          NOTA: Este ensayo proporciona una referencia, necesaria para determinar si/cómo cambian las variables posturales en respuesta a las perturbaciones.
        3. Para experimentos perturbados, ejecute la perturbación y adquiera datos durante 2 x 3 minutos. Aplicar perturbaciones de pedal si el objetivo es investigar el papel del sistema somatosensorial/ rigidez del tobillo en la posición. Aplicar perturbaciones visuales si el objetivo es examinar el papel de la visión en el control postural. Aplicar perturbaciones visuales y pedales simultáneamente si el objetivo es examinar la interacción de los dos sistemas en el control postural.
          NOTA: Las perturbaciones del pedal se aplican como la rotación de los pedales del dispositivo de pie. Del mismo modo, las perturbaciones visuales se aplican girando el campo visual virtual, utilizando el casco de RV. El ángulo del campo de pedal/visual sigue una señal, seleccionada en función de los objetivos del estudio. La sección de discusión proporciona detalles sobre los tipos de perturbación, utilizados para el estudio del control postural y los méritos de cada perturbación.
      7. Realizar un mínimo de 3 ensayos para cada perturbación específica.
        NOTA: Se realizan varios ensayos para garantizar la fiabilidad de los modelos al realizar el análisis de los datos recopilados; por ejemplo, es posible validar los modelos.
      8. Realizar los ensayos en un orden aleatorio para asegurarse de que los sujetos no aprenden a reaccionar a una perturbación específica; esto también permite comprobar si hay un comportamiento que varía el tiempo.
      9. Compruebe los datos visualmente después de cada ensayo para asegurarse de que las señales adquiridas son de alta calidad.

2. Identificación del control postural humano

  1. Identificación no paramétrica de la relación dinámica del ángulo corporal con las perturbaciones visuales
    1. Experimento
      1. Adquirir ensayos visualmente perturbados durante 2 min de acuerdo con los pasos de las secciones 1.1 y 1.2.
      2. Utilice una señal trapezoidal (TrapZ) con una amplitud de pico a pico de 0.087 rad y una velocidad de 0.105 rad/s.
      3. Mantenga la posición del pedal constante en el ángulo cero.
    2. Análisis
      NOTA: El análisis de datos en las secciones 2.1.2 y 2.2.2 se realiza utilizando MATLAB.
      1. Diezmar el ángulo del cuerpo crudo y las señales de perturbación visual (de modo que la frecuencia observable más alta sea 10 Hz), utilizando los siguientes comandos:
        Equation 1
        Equation 2
        Dónde
        Equation 3
        Equation 4
        Equation 5
        NOTA: Para una frecuencia de muestreo de 1 kHz, la relación de diezma debe ser de 50 para tener una frecuencia más alta de 10 Hz.
      2. Elija la frecuencia de interés más baja, que determinará la longitud de la ventana para la estimación de potencia.
        NOTA: Aquí, se elige una frecuencia mínima de 0,1 Hz, por lo que la longitud de la ventana para la estimación de potencia es de 1/0,1 Hz a 10 s. La resolución de frecuencia es la misma que la frecuencia mínima y, por lo tanto, los cálculos se realizan para 0,1, 0,2, 0,3, ..., 10 Hz.
      3. Elija el tipo de ventana y el grado de superposición para encontrar los espectros de potencia.
        NOTA: Para una longitud de prueba de 120 s, las ventanas de Hanning de 10 s con superposición del 50% dan como resultado un promedio de 23 segmentos para la estimación del espectro de potencia. Puesto que diezmamos los datos a 20 Hz, una ventana de 10 s tiene una longitud de 200 muestras.
      4. Utilice Equation 6 la función para encontrar la respuesta de frecuencia (FR) del sistema:
        Equation 7
        Dónde
        Equation 8
        Equation 9
        Equation 10
        Equation 11
        NOTA: La Equation 6 función presentada calcula el espectro cruzado entre la perturbación de RV diezmada y el ángulo del cuerpo en las frecuencias especificadas por Equation 12 , utilizando una ventana de Hanning con la longitud especificada y Equation 13 el número de solapamientos igual a Equation 14 (es decir, superposición del 50%). Del mismo modo, calcula el espectro automático de la entrada VR. A continuación, utilizando el espectro cruzado y el espectro automático estimados, calcula el FR del sistema.
      5. Encuentre la ganancia y la fase del FR estimado en el paso 2.1.2.4, utilizando los siguientes comandos:
        Equation 15
        Equation 16
        Dónde
        Equation 17
        Equation 18
      6. Calcule la función de coherencia utilizando el siguiente comando:
        Equation 19
        Dónde
        Equation 20
        NOTA: Equation 21 la función sigue Equation 22 un procedimiento Equation 23 similar Equation 24 en cuanto a encontrar la coherencia entre y .
      7. Trazar la ganancia, la fase y la coherencia en función de la frecuencia.
        Equation 25
        Equation 26
        Equation 27
        NOTA: El método presentado se puede extender al caso en el que se aplican perturbaciones visuales y mecánicas, donde se debe utilizar un método de identificación FR de entrada múltiple y de salida múltiple (MIMO)9. La identificación también se puede realizar utilizando el método subespacial (que se ocupa intrínsecamente de los sistemas MIMO)27 o utilizando métodos de función de transferencia paramétrica como MIMO Box-Jenkins28. Tanto el subespacio como Box-Jenkins (y otros métodos) se implementan en la caja de herramientas de identificación del sistema MATLAB.
  2. Identificación paramétrica de la rigidez intrínseca del tobillo en pie
    1. Experimento
      1. Realizar ensayos mecánicos perturbados durante 2 minutos Utilice una perturbación de secuencias binarias pseudoaleatorias (PRBS) con una amplitud de pico a pico de 0,02 rad y un intervalo de conmutación de 200 ms. Asegúrese de que el ángulo medio del pedal es cero.
    2. Análisis
      1. Diferenciar la señal del pieEquation 28una vez paraEquation 29 obtener la velocidad delEquation 30 pie ( , dos veces para obtener la aceleración del pie ( y tres veces para obtener su tirón ( De manera similar diferenciar el par para obtener su velocidad y aceleración, utilizando lo siguiente Comando:
        Equation 31
        Dónde
        Equation 32
        Equation 33
        Equation 34
      2. Calcular la ubicación de la máxima local y mínimo local de la velocidad del pie para localizar pulsos, utilizando el siguiente comando:
        Equation 35
        Equation 36
        Dónde
        Equation 37
        Equation 38
        Equation 39
        Equation 40
        NOTA: Equation 41 la función encuentra todos los máximos locales (velocidad positiva del pie) y sus ubicaciones. Para encontrar el mínimo local, se utiliza la misma función, pero el signo de la velocidad del ángulo del pie debe invertirse.
      3. Diseñe un filtro de paso bajo Butterworth de8o orden con una frecuencia de esquina de 50 Hz, utilizando el siguiente comando:
        Equation 42
        Equation 43
        Equation 44
        Equation 45
        Equation 46
      4. Filtra todas las señales con desplazamiento de fase cero usando el filtro Butterworth:
        Equation 47
        Equation 48
        Equation 49
        NOTA: La función "filtfilt" no provoca ningún cambio en la señal filtrada. No utilice la función "filtro", porque genera un desplazamiento.
      5. Trazar la velocidad del pie, y encontrar visualmente una estimación del período de tiempo entre el extremo de la velocidad del pie y el inicio del pulso (que es el primer punto con velocidad de pie cero antes de la velocidad máxima). Para la perturbación en este estudio, este punto ocurrió 25 ms antes de la velocidad extrema encontrada en el paso 2.2.2.2.
      6. Para cada pulso, calcular el par de fondo del tobillo como la media del par del tobillo de 25 ms antes del inicio del pulso, es decir, la media del par en el segmento que comienza 50 ms hasta 25 ms antes de la velocidad extrema. Haga esto para el pulso kth con una velocidad positiva utilizando el siguiente comando:
        Equation 50
        Equation 51
        Equation 52
        NOTA: Esto se hace tanto para las velocidades máximas como mínimas (velocidad negativa del pie) que se encuentran en el paso 2.2.2.2.
      7. Encuentre el mínimo y el máximo de todos los pares de fondo para todos los pulsos, utilizando el siguiente comando:
        Equation 53
        Equation 54
      8. Para cada pulso, extraiga los datos de par de 65 ms después del inicio del pulso (como el segmento de par intrínseco), utilizando el siguiente comando:
        Equation 55
        Equation 56
        NOTA: Esto también se hace para la primera y segunda derivada del par del tobillo (para proporcionar la primera y segunda derivación del par intrínseco), así como, ángulo del pie, velocidad del pie, aceleración del pie, y tirón del pie.
      9. Calcular el cambio en el segmento de par intrínseco kth a partir de su valor inicial, utilizando el siguiente comando:
        Equation 57
        NOTA: Esto se hace deEquation 58forma similar para que el ángulo del pie obtenga .
      10. Divida el rango de par (obtenido en el paso 2.2.2.7) en contenedores anchos de 3 Nm y encuentre los pulsos con par de fondo en cada contenedor.
        NOTA: Esto se hace usando la función"buscar" y la indexación. Se supone que la rigidez intrínseca es constante en cada contenedor, ya que el par de fondo del tobillo no cambia significativamente.
      11. Estimar los parámetros de rigidez intrínseca del modelo intrínseco extendido (EIM)29, para el bin jth utilizando los pulsos del grupo j (Equation 59).
        1. Concatenar todas las respuestas de par intrínseco en el bin jth para formar el vector: Equation 60
          Equation 61
          donde Equation 62 está laEquation 63respuesta de par intrínseco ith ( ) en el grupo j.
          NOTA: Del mismo modo, concatenar el ángulo del pie, la velocidad y la aceleración, y la primera y segunda derivada del par intrínseco del grupo jth que se utilizará en el paso 2.2.2.11.2.
        2. Coloque el ángulo del pie, la velocidad, la aceleración y el tirón, así como la primera y segunda derivada del par del grupo j para formar la matriz regresora:
          Equation 64
        3. Busque los parámetros de rigidez intrínseca para el grupo jth utilizando el operador de barra invertida:
          Equation 65
        4. Extraiga el cuarto Equation 66 elemento de laEquation 67rigidez intrínseca de baja frecuencia.
      12. Realice los pasos de la sección 2.2.2.11 para todos los grupos (bins) y calcule la rigidez intrínseca de baja frecuencia correspondiente.
      13. Divida todos los valores estimados de rigidez de baja frecuencia por la rigidez crítica del sujeto:
        Equation 68
        donde m es la masa del sujeto, g es Equation 69 la aceleración gravitacional, y es la altura del centro de masa del cuerpo por encima del eje del tobillo de rotación, derivado de datos antropométricos30. Esto da la rigidezEquation 70normalizada ( ).
      14. Convierta el par de fondo delEquation 71tobillo en la posición COP de fondo del tobillo ( ) dividiendo los pares de fondo del tobillo con las fuerzas verticales medidas correspondientes.
      15. Trazar Equation 72 en función del centro de presión.
        Equation 73
        Dónde
        Equation 74
        Equation 75

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Representative Results

Pseudo secuencia ternaria aleatoria (PRTS) y señales TrapZ

La Figura 2A muestra una señal PRTS, que se genera integrando un perfil de velocidad pseudoaleatorio. Para cada Equation 76 tiempo de muestra, la velocidad de la señal puede ser Equation 77 igual a cero, o adquirir un valor positivo o negativo predefinido, . Mediante el Equation 77 Equation 78 control y , las entradas PRTS con un ancho de banda espectral amplio se pueden generar y escalar a diferentes amplitudes de pico a pico. Además, el PRTS es periódico, pero impredecible, lo que es deseable para el estudio del control postural. El lector se remite al siguiente artículo para una explicación detallada de la señal PRTS31.

El cuadro 2B muestra una señal TrapZ. Comienza en un valor cero y Equation 79 después Equation 80 de un período aleatorio (cuyo mínimoEquation 81es ), Equation 82 la señal aumenta aleatoriamenteEquation 83hasta su Equation 84 amplitud máxima ( ) con una velocidad o rampas hasta su amplitud mínima ( ) con una velocidad . La señal permanece en su máximo o Equation 85 mínimo durante Equation 80 un período aleatorio, Equation 82 (mínimo de ) y luego vuelve a cero con velocidad o Equation 84 . El bucle comienza de nuevo desde cero. Es evidente que a diferencia del PRTS, la TrapZ es una señal media cero, y por lo tanto, no causa no estacionario en la respuesta postural. Además, es impredecible, ya que el momento de cambio del valor de la señal y la dirección del cambio (es decir, velocidad positiva o negativa) son aleatorios.

Identificación del ángulo del cuerpo al sistema de perturbaciones visuales

La Figura 3 muestra las señales de un ensayo de pie típico con perturbaciones visuales TrapZ. La Figura 3A muestra la perturbación de la realidad virtual, donde el campo de visión gira de 0 a 0,087 rad (5o) en el plano sagital. Figura 3C,E muestra los ángulos del tobillo y el cuerpo, que son muy similares, ya que el ángulo del pie es cero, y el vástago y la parte superior del cuerpo se mueven juntos. La Figura 3G muestra el par del tobillo, que está correlacionado con el vástago y los ángulos del cuerpo. Figura 3B ,D,F,H muestra los EMG de los músculos del tobillo. Es evidente que SOL y LG son continuamente activos, MG genera periódicamente grandes ráfagas de actividades con balanceo del cuerpo, y TA es silencioso.

La Figura 4 muestra el FR de la función de transferencia que relaciona la entrada visual con el ángulo del cuerpo para los datos de la Figura 3. El primer paso es examinar la coherencia, porque la ganancia y la fase son significativas sólo cuando la coherencia es alta (cuando la coherencia es 1, hay una relación lineal libre de ruido entre la entrada y la salida; una coherencia menor que 1 sucede cuando la salida de entrada ocurre cuando la salida de entrada relación no es lineal o los datos son ruidosos). La coherencia es la más alta a baja frecuencia, entre 0,1 x 1 Hz y cae significativamente a frecuencias más altas. La ganancia aumenta inicialmente de 0,1 Hz a 0,2 Hz y luego disminuye hasta 1 Hz, mostrando el comportamiento de paso bajo esperado debido a la alta inercia del cuerpo. La fase también comienza en cero y disminuye casi linealmente con frecuencia, lo que indica que la salida se retrasa con respecto a la entrada.

Identificación de los parámetros de rigidez intrínseca del tobillo

La Figura 5 muestra las señales medidas para un ensayo permanente perturbado típico. La Figura 5A muestra la perturbación del pedal, un PRBS con una amplitud de pico a pico de 0,02 rad y un intervalo de conmutación de 200 ms. La posición del pedal cambia entre dos valores (-0.01 y 0.01) en múltiplos enteros del intervalo de conmutación. La Figura 5C muestra el ángulo del tobillo, donde los cambios rápidos se deben al movimiento del pie, mientras que los otros cambios son el resultado del movimiento del vástago con balanceo. La Figura 5E muestra el ángulo del cuerpo en respuesta a la perturbación con un movimiento de pico a pico de alrededor de 0.04 rad. La Figura 5G muestra el par de tobillo medido; dos componentes son evidentes: la modulación del par con balanceo del cuerpo, y grandes picos hacia abajo, mostrando la respuesta de par reflejo de estiramiento (generalmente sucediendo después de un pulso dorsiflexing). Figura 5B ,D,F,H muestra los EMG SOL, MG, LG y TA. Está claro que los músculos del TS están continuamente activos y muestran grandes ráfagas de actividad debido a las respuestas reflejo de estiramiento. TA es en su mayoría silencioso, a excepción de algunos picos, que parecen ser crosstalk de los músculos TS, porque se producen simultáneamente con la actividad reflejo elástica de los músculos TS.

La Figura 6 muestra una perturbación típica de la posición del pulso, su velocidad y la correspondiente respuesta SOL EMG y par. La respuesta intrínseca comienza 25 ms antes y dura hasta 40 ms después de la velocidad máxima del pie; el pico en el SOL EMG muestra la presencia de una respuesta reflejo. El segmento de pre-respuesta, a partir de 50 ms antes de la velocidad máxima se utiliza para encontrar el par de fondo.

La Figura 7 muestra la rigidez intrínseca como una función de la posición de la COP para los lados izquierdo y derecho del sujeto que se muestra en la Figura 5; la rigidez se estimó utilizando el método de análisis presentado. Es evidente que la rigidez intrínseca no es constante, sino que cambia significativamente con el balance postural. Estos cambios parecen funcionalmente apropiados, porque la rigidez aumenta a medida que la COP se aleja del eje del tobillo de rotación, donde hay una mayor posibilidad de caída23.

Figure 1
Figura 1: Modelo de control postural: el cuerpo es inherentemente inestable y está sujeto aEquation 87par de gravedad desestabilizador () y perturbaciones. La postura erguida estable se mantiene mediante fuerzas musculares correctivas, generadas por un controlador central, reflejos de estiramiento espinal y rigidez mecánica intrínseca de las articulaciones. La activación muscular debido al reflejo del estiramiento y las contribuciones centrales es evidente en la actividad de EMG. Sólo se pueden medir las señales en rojo, mientras que las señales negras no se pueden medir. Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.

Figure 2
Figura 2: Generación de señales PRTS y TrapZ. (A) Señal PRTS. Un estímulo se crea a partir de una secuencia PRTS de 242 longitudes, que incluye valores de 0, 1 y 2, correspondientes a velocidades fijas de 0, +v y -v para una duración fija de Equation 88 . La velocidad se integra para generar la posición, que se utiliza como la señal de perturbación. El período de la señal Equation 89 de perturbación es igual a , donde m es el número de etapa del registrador de turnos, determinando la secuencia de la velocidad. (B) Señal TrapZ. La señal comienza en cero; después de unEquation 79intervalo de tiempo aleatorio (Equation 81), aumenta oEquation 90 baja hasta su valor máximo ( ) oEquation 85mínimo (con una velocidad constante; la señal vuelve a cero después de un intervalo de tiempo aleatorio ( ) y todo el bucle comienza de nuevo. Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.

Figure 3
Figura 3: Ensayo experimental típico con perturbación visual TrapZ; la amplitud de perturbación de pico a pico es 0.174 rad, y la velocidad es 0.105 rad/s. (A) ángulo de perturbación VR, que muestra la rotación del campo de visión en el plano sagital. (C) Angulo del tobillo, que es el mismo que el ángulo del vástago, ya que el pie no se mueve. (E) Angulo del cuerpo. (G) Par tobillera. (B, D, F, H) Raw rectificado EMG de SOL, MG, LG y TA; SOL y LG están continuamente activos, mientras que MG muestra la explosión de la actividad asociada con el balanceo del cuerpo, y TA es silencioso. Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.

Figure 4
Figura 4: Respuesta de frecuencia de la relación dinámica del ángulo corporal con la perturbación visual estimada a partir de los datos presentados en la Figura 3. Ganancia (panel superior) muestra la relación de la amplitud de la salida a la entrada en función de la frecuencia; muestra un comportamiento de paso bajo. La fase (panel medio) muestra la diferencia entre la fase de entrada y la fase de salida en función de la frecuencia. La coherencia (panel inferior) proporciona un índice que mide la cantidad de potencia de salida relacionada linealmente con la potencia de entrada en cada frecuencia. Una coherencia de 1 muestra una relación lineal perfecta de entrada-salida; sin embargo, la presencia de ruido o no linealidad lo reduce. Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.

Figure 5
Figura 5: Prueba típica de perturbación de posición PRBS; la amplitud de perturbación de pico a pico es 0.02 rad, y el intervalo de conmutación es 200 ms. (A) Angulo del pie, que es el mismo que las perturbaciones de posición ya que el pie se mueve con el pedal. (C) Angulo del tobillo; los cambios aleatorios se deben al movimiento del vástago con balanceo. (E) Angulo corporal, obtenido suponiendo que el cuerpo actúe como un péndulo invertido. (G) Par de tobillo medido en los datos de las células de carga. (B, D, F, H) EMG raw de SOL, MG, LG y TA; los músculos del TS están todos continuamente activos, mientras que los grandes picos reflejan la actividad del reflejo de estiramiento; TA es en su mayoría silencioso. Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.

Figure 6
Figura 6: Un pulso individual del ensayo que se muestra en la Figura 5, en una escala de tiempo ampliada. (A) Angulo del pie, (B) velocidad del pie, (C) SOL EMG, y (D) torsión del tobillo. Las líneas de puntos verticales separan la respuesta en la respuesta previa (25 ms), la respuesta intrínseca (65 ms) y la respuesta refleja (300 ms); par positivo y los ángulos corresponden a la dorsiflexión. Los datos de esta cifra se toman de Amiri y Kearney23. Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.

Figure 7
Figura 7: Rigidez intrínseca normalizada estimada en función de la posición de la COP para el lado izquierdo y derecho de un sujeto típico, obtenida de los datos mostrados en la Figura 5. Las barras indican los intervalos de confianza del 95% de los valores de rigidez. Los datos de esta cifra se toman de Amiri y Kearney23. Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.

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Discussion

Varios pasos son críticos en la realización de estos experimentos para estudiar el control postural humano. Estos pasos están asociados con la medición correcta de las señales e incluyen: 1) Alineación correcta del eje del tobillo del vástago de rotación al de los pedales, para la correcta medición de los pares de tobillo. 2) Configuración correcta de los buscadores de rango para asegurarse de que funcionan en su rango y no están saturados durante los experimentos. 3) Medición de EMG con buena calidad y mínima conversación cruzada. 4) Aplicación de perturbaciones apropiadas, que evocan respuestas suficientes, pero no interrumpen el control postural normal. 5) Selección de una longitud de ensayo adecuada, basada en el análisis previsto, evitando el cambio corporal y la fatiga. Además de los experimentos, el análisis también debe hacerse cuidadosamente. Para la estimación de la rigidez intrínseca de los datos adquiridos en posición mecánicamente perturbada, es fundamental seleccionar la longitud de la respuesta intrínseca de una manera que asegura QUE NO hay par reflejo (que comienza poco después de una ráfaga de actividad en los músculos TS) es Incluido. Además, aunque muchos estudios han supuesto que la rigidez intrínseca no cambia en la posición11,14,15, un estudio reciente demostró que es importante tener en cuenta la modulación de la rigidez con cambios en el par del tobillo asociados con el balance postural23,32. Para determinar el FR de la relación dinámica de cualquier entrada a la salida, el paso más importante es estimar correctamente el espectro cruzado y el espectro de potencia seleccionando la longitud de la ventana y la superposición, adecuadas a la longitud del registro.

El diseño de las perturbaciones es un paso importante en los experimentos de pie humano. Se han utilizado diferentes tipos de perturbaciones mecánicas y visuales para el estudio del control postural, dado como el ángulo de la superficie de soporte o el ángulo del campo visual. Estos incluyen multiseno, ruido filtrado de paso bajo, secuencia ternaria pseudoaleatoria (PRTS) y otros3,9,10,12,18,24,31 ,33,34. Sin embargo, el uso de una secuencia binaria pseudo aleatoria (PRBS) es ventajoso para perturbaciones mecánicas, porque: 1) Para una amplitud de pico a pico dada, proporciona la mayor potencia sobre una amplia gama de frecuencias, que se pueden controlar seleccionando el velocidad de conmutación3; 2) Es impredecible, pero repetible, lo que permite reducir el ruido mediante un promedio; 3) Una entrada PRBS con baja velocidad media absoluta genera respuestas reflejo, permitiendo la cuantificación de reflejos de estiramiento en pie. Para el sistema visual, los pulsos de paso no evocan respuestas posturales significativas, porque el sistema visual no puede seguir cambios rápidos en el campo visual. Además, las entradas predecibles, como los sinusoides con una frecuencia, pueden generar un comportamiento anticipatorio. Las señales multisine no son efectivas para el estudio de las respuestas visuales, ya que sus cambios rápidos y continuos son difíciles de seguir y pueden hacer que los sujetos se enfermen por movimiento. Las señales PRTS se han utilizado ampliamente para estudiar el sistema visual en pie, ya que es una entrada informativa; los movimientos del campo visual son discretos en lugar de continuos y su velocidad se puede controlar para generar respuestas visuales coherentes. Aunque, el PRTS funciona bien, es una señal media no cero, que puede causar no estacionarias en el control postural y dificulta la identificación. Por lo tanto, el TrapZ fue diseñado para abordar este problema, que es impredecible, discreto, y tiene una media cero(Figura 2B). Otra consideración importante en el diseño de los experimentos es la amplitud de perturbación. Generalmente, las perturbaciones con amplitudes bajas deben utilizarse cuando el objetivo es realizar análisis lineales y no desviarse de una estrategia de tobillo. La validez de la estrategia del tobillo se puede comprobar analíticamente35, y si hay grandes desviaciones, que pueden ser generadas por amplitudes de perturbación más grandes, métodos de análisis no lineales, acompañados de modelos multisegmento de cuerpo en pie, puede ser requerido36.

Otra consideración para el diseño de perturbación es la longitud del ensayo, que debe ser lo suficientemente larga como para permitir estimaciones fiables de los parámetros del modelo. Sin embargo, los ensayos muy largos son indeseables, ya que pueden dar lugar a que el sujeto cambie la orientación del cuerpo, lo que resulta en una no estacionalidad que dificulta el modelado y la identificación del sistema. Una duración de prueba entre 2 y 3 minutos es óptima. Esta duración del ensayo generalmente no resulta en fatiga, siempre que se aplique un período de descanso suficiente entre los ensayos. El método de análisis también influye en la duración del ensayo requerido. Si se utiliza un análisis lineal utilizando la función FR o de respuesta de impulso, la frecuencia de interés más baja determinará la longitud del registro. La inversa de la longitud de la ventana es igual a la frecuencia mínima, por lo que, si se van a examinar las frecuencias más bajas, se deben utilizar ventanas más largas. Además, el ensayo debe ser lo suficientemente largo como para proporcionar un promedio suficiente para producir estimaciones espectrales sólidas. El análisis no lineal requerirá, en general, registros de datos aún más largos, porque los modelos no lineales suelen tener más parámetros que los modelos lineales.

El estudio del control postural humano requiere la selección de un método de identificación adecuado. Los métodos de identificación lineal paramétricos y no paramétricos se pueden utilizar para estudiar el control postural10,12,18,19,20,28,31 ,37,38,39,40,41,42,43,44,45 ,46,47,48,49,50,51,52,53,54 . La identificación no paramétrica,utilizando la estimación de FR, se ha utilizado ampliamente para estudiar el control postural, ya que es muy adecuada para la identificación de los datos adquiridos en la condición de bucle cerrado de pie24 y requiere pocos suposiciones a-priori (para los detalles de este método véase24). El método más utilizado es estimar el FR del sistema de bucle cerrado entre una perturbación externa (mecánica/sensorial) y una salida (por ejemplo, ángulo del cuerpo, par del tobillo o EMG muscular), que es una combinación de controlador, planta y retroalimentación. Para proporcionar significación física y examinar cada componente por separado, muchos estudios han utilizado un modelo paramétrico del sistema de bucle cerrado y han estimado los parámetros que coinciden con el FR del modelo paramétrico con el de la sensibilidad de salida estimada10 ,18,31,37,38,39,40,41,42,43 ,44,45,46,47,48,49,50,51. La identificación paramétrica,por otro lado, supone que la entrada y salida del sistema están relacionadas por alguna estructura de modelo con un número limitado de parámetros, conocidos a-priori. El método de error de predicción se utiliza para buscar los parámetros del modelo que minimizan el error entre la salida medida y la predicción del modelo55. A diferencia de los modelos FR, en los que la perturbación externa debe medirse y utilizarse para el análisis, estos métodos pueden aplicarse directamente a dos señales cualquiera, siempre que se estime un modelo de ruido separado, que esté adecuadamente parametrizado, también se estima56. Esto significa que no hay necesidad de medir la perturbación externa. Aunque, los pedidos de modelo deben determinarse a-priori, los modelos paramétricos suelen tener menos parámetros que los modelos FR y, por lo tanto, proporcionan estimaciones de parámetros más sólidas. El principal inconveniente de un modelo paramétrico es que se debe utilizar un modelo de ruido correcto para obtener estimaciones imparciales de los parámetros.

Una consideración importante en el control postural humano es su notable adaptabilidad a las nuevas condiciones experimentales y ambientales. Esto se logra a través de la integración multisensorial, lo que significa que el SNC combina la información de los sistemas somatosensoriales, visuales y vestibulares, mientras que da un mayor peso a las entradas sensoriales más precisas (y menos variables) en cualquier condiciones para el control postural. Por ejemplo, cuando la propriocepción se perturba a través de la rotación del pie, el SNC se basa más en entradas visuales y vestibulares. Peterka31 ha desarrollado un método para cuantificar la integración multisensorial. Para un experimento de pie con una perturbación externa específica, identificó el FR del sistema de bucle cerrado y luego le puso un modelo paramétrico (como se explica en el párrafo anterior). El modelo paramétrico comprendía un control central, cuya entrada era la suma ponderada de las entradas de los tres sistemas sensoriales; los pesos se utilizaron para proporcionar un medio para cuantificar la importancia de cada fuente sensorial para el control postural, es decir, cuanto mayor sea el peso, más importante será la entrada sensorial. La aplicación de este método a los datos experimentales demostró que el sistema sensorial perturbado tiene un menor peso y menor importancia debido a la inexactitud de su entrada y, por lo tanto, contribuye menos al control postural31. Este método se ha utilizado para mostrar cómo el control postural también cambia debido al envejecimiento y enfermedades38,39. Un enfoque similar se puede utilizar con nuestro aparato experimental, donde se aplica perturbación mecánica o/y visual para investigar el papel y la interacción de los importantes sistemas sensoriales en el control postural.

Los métodos presentados tienen algunas limitaciones, ya que los métodos experimentales y analíticos están destinados al estudio del control postural cuando se utiliza una estrategia de tobillo. Por lo tanto, las perturbaciones deben estar diseñadas para evitar un movimiento excesivo del cuerpo. Sin embargo, cuando las perturbaciones son grandes o la superficie de soporte es compatible, se utiliza una estrategia de cadera, lo que significa que los movimientos del tobillo y la cadera son significativos. La estrategia de cadera se caracteriza por el movimiento antifásico de la parte inferior y superior del cuerpo, que se pronuncia específicamente en frecuencias superiores a 1 Hz57. El estudio de la estrategia de cadera requiere modelar el cuerpo con al menos dos eslabones, es decir, un modelo de péndulo invertido doble.

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Disclosures

Los autores no tienen nada que revelar.

Acknowledgments

Este artículo fue posible gracias a la subvención NPRP #6-463-2-189 de la subvención de Qatar National Research y MOP #81280 de los Institutos Canadienses de Investigación Sanitaria.

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

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Métodos experimentales para estudiar el control postural humano
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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).

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