Waiting
Login processing...

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

Bioengineering

الطرق التجريبية لدراسة السيطرة على الوضعية البشرية

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

Summary

تقدم هذه المقالة إطار ًا تجريبيًا/تحليليًا لدراسة التحكم الوضعي البشري. ويوفر البروتوكول إجراءات تدريجية لإجراء التجارب الدائمة، وقياس حركية الجسم وإشارات الحركية، وتحليل النتائج لتوفير نظرة ثاقبة على الآليات الكامنة وراء التحكم الوضعي البشري.

Abstract

العديد من مكونات الجهاز العصبي والعضلي الهيكلي تعمل بشكل متضافر لتحقيق مستقرة، موقف الإنسان تستقيم. وهناك حاجة إلى تجارب خاضعة للرقابة مصحوبة بأساليب رياضية مناسبة لفهم دور النظم الفرعية المختلفة التي تنطوي على التحكم الوضعي البشري. توضح هذه المقالة بروتوكولًا لإجراء تجارب دائمة مضطربة، والحصول على بيانات تجريبية، وإجراء التحليل الرياضي اللاحق، بهدف فهم دور الجهاز العضلي الهيكلي والسيطرة المركزية على الإنسان تستقيم الموقف. النتائج الناتجة عن هذه الأساليب مهمة، لأنها توفر نظرة ثاقبة في السيطرة الصحية على التوازن، وتشكل الأساس لفهم مسببات ضعف التوازن في المرضى والمسنين، والمساعدة في تصميم التدخلات لتحسين السيطرة الوضعية والاستقرار. ويمكن استخدام هذه الأساليب لدراسة دور النظام الحسي الجسدي، وتصلب داخل مفصل الكاحل، والنظام البصري في السيطرة الوضعية، ويمكن أيضا أن تمتد للتحقيق في دور النظام الدهليزي. الطرق لاستخدامها في حالة استراتيجية الكاحل، حيث يتحرك الجسم في المقام الأول حول مفصل الكاحل ويعتبر البندول المقلوب وصلة واحدة.

Introduction

وتتحقق السيطرة الوضعية البشرية من خلال التفاعلات المعقدة بين الجهاز العصبي المركزي والجهاز العضلي الهيكلي1. جسم الإنسان في الوقوف غير مستقر بطبيعته، يخضع لمجموعة متنوعة من الاضطرابات الداخلية (مثل التنفس، ضربات القلب) والخارجية (مثل الجاذبية). يتم تحقيق الاستقرار من خلال وحدة تحكم موزعة مع المكونات المركزية، منعكس، والجوهرية(الشكل 1).

يتم تحقيق التحكم الوضعي عن طريق: وحدة تحكم نشطة، بوساطة الجهاز العصبي المركزي (CNS) والحبل الشوكي، مما يغير تنشيط العضلات. ووحدة تحكم صلابة الجوهرية التي تقاوم الحركة المشتركة مع عدم وجود تغيير في تنشيط العضلات(الشكل 1). تستخدم وحدة التحكم المركزية المعلومات الحسية لتوليد الأوامر التنازلية التي تنتج قوى العضلات التصحيحية لتحقيق الاستقرار في الجسم. يتم نقل المعلومات الحسية بواسطة الأنظمة البصرية والدهليزية والحسية الجسدية. وعلى وجه التحديد، يولد النظام الحسي الجسدي معلومات تتعلق بسطح الدعم وزوايا المفاصل؛ الرؤية توفر المعلومات المتعلقة بالبيئة؛ ويولد النظام الدهليزي معلومات تتعلق بسرعة الرأس الزاوي، والتسارع الخطي، والتوجه فيما يتعلق بالجاذبية. تعمل وحدة التحكم المركزية المغلقة مع تأخيرات طويلة قد تكون مزعزعة للاستقرار2. العنصر الثاني من وحدة تحكم نشطة هو صلابة رد الفعل، الذي يولد نشاط العضلات مع الكمون قصيرة وتنتج عزم الدوران مقاومة الحركة المشتركة.

هناك زمن وصول مقترن بكل من مكونات وحدة التحكم النشطة; وبالتالي، فإن التصلب الداخلي المشترك، الذي يعمل دون تأخير، يلعب دورا هاما في السيطرة الوضعية3. يتم توليد صلابة جوهرية من قبل خصائص سلبية لزجة مرنة من العضلات المتعاقدة، والأنسجة الرخوة وخصائص القصور الذاتي للأطراف، والذي يولد عزم الدوران المقاوم على الفور استجابة لأي حركة مشتركة4. دور تصلب المفاصل (تصلب جوهري وانعكاسي) في السيطرة الوضعية غير مفهوم ة بوضوح، لأنه يتغير مع ظروف التشغيل، التي تحددها تنشيط العضلات4،5،6 وموقف مشترك 4 , 7 , 8، وكلاهما يتغير مع التأثير على الجسم ، المتأصلة في الوقوف.

ومن المهم تحديد أدوار المراقب المركزي وتصلب المفاصل في السيطرة الوضعية، لأنه يوفر الأساس لما يلي: تشخيص مسببات ضعف التوازن؛ وتشخيص أسباب ضعف التوازن؛ وتشخيص أسباب ضعف التوازن؛ وتشخيص أسباب ضعف التوازن؛ وتشخيص أسباب ضعف التوازن؛ وتشخيص أسباب ضعف التوازن؛ وتشخيص أسباب ضعف التوازن؛ وتشخيص الاختلالات في التوازن؛ وتشخيص الاختلالات في التوازن؛ وتشخيص الاختلالات في التوازن؛ وتشخيص الاختلالات في التوازن؛ وتشخيص أسباب ضعف التوازن؛ وتشخيص الاختلالات في التوازن؛ وتشخيص الاختلالات في التوازن؛ و تصميم التدخلات المستهدفة للمرضى؛ تقييم مخاطر السقوط؛ وضع استراتيجيات للوقاية من السقوط لدى المسنين؛ وتصميم الأجهزة المساعدة مثل تقويم العظام والأطراف الاصطناعية. ومع ذلك، فمن الصعب، لأن النظم الفرعية المختلفة تعمل معا وفقط يمكن قياس حركية الجسم الناتجة عموما، وعزم الدوران المشترك، والكهربائي العضلات.

ولذلك، من الضروري تطوير أساليب تجريبية وتحليلية تستخدم المتغيرات الوضعية القابلة للقياس لتقييم مساهمة كل نظام فرعي. وتتمثل الصعوبة التقنية في أن قياس المتغيرات الوضعية يتم في حلقة مغلقة. ونتيجة لذلك، فإن المدخلات والنواتج (السبب والأثر) مترابطة. وبالتالي، من الضروري: (أ) تطبيق الاضطرابات الخارجية (كمدخلات) لإثارة ردود الفعل الوضعية في الردود (كمخرجات)، و (ب) استخدام أساليب رياضية متخصصة لتحديد نماذج النظام وفصل السبب والأثر9.

تركز هذه المقالة على التحكم الوضعي عند استخدام استراتيجية الكاحل، أي عندما تحدث الحركات في المقام الأول حول مفصل الكاحل. في هذه الحالة ، يتحرك الجزء العلوي من الجسم والأطراف السفلية معًا ، وبالتالي ، يمكن نمذجة الجسم على أنه البندول المقلوب ذو الصلة الواحدة في الطائرة المترهلة10. يتم استخدام استراتيجية الكاحل عندما يكون سطح الدعم ثابت والاضطرابات صغيرة1،11.

تم تطوير جهاز دائم قادر على تطبيق الاضطرابات الميكانيكية المناسبة (الانتهازية) والحسية البصرية وتسجيل حركيالجسم، والحركية، وأنشطة العضلات في مختبرنا12. يوفر الجهاز البيئة التجريبية اللازمة لدراسة دور تصلب الكاحل، وآليات التحكم المركزية، وتفاعلاتها من خلال توليد استجابات الوضعية باستخدام المحفزات البصرية و/أو الحسية الجسدية. ومن الممكن أيضا توسيع الجهاز لدراسة دور النظام الدهليزي من خلال تطبيق التحفيز الكهربائي المباشر على العمليات الماستويدية، التي يمكن أن تولد إحساسا بسرعة الرأس وتثير الاستجابات الوضعية12،13 .

كما طور آخرون أجهزة مماثلة لدراسة التحكم الوضعي البشري، حيث المحركات الكهربائية الخطية بيزو11،المحركات الكهربائية الدوارة14،15،والمحركات الكهربائية الخطية16،17 , 18 استخدمت لتطبيق الاضطرابات الميكانيكية على الكاحل في الوقوف. كما تم تطوير أجهزة أكثر تعقيدا لدراسة التحكم الوضعي متعدد القطاعات، حيث من الممكن تطبيق اضطرابات متعددة على مفاصل الكاحل والورك في وقت واحد19،20.

جهاز دائم

اثنين من المحركات الدوارة الهيدروليكية التي تسيطر عليها أجهزة تتحرك دواستين لتطبيق الاضطرابات التي تسيطر عليها من موقف الكاحل. يمكن للمحركات توليد عزم دوران كبير (> 500 نيوتن متر) اللازمة للسيطرة الوضعية; وهذا مهم بشكل خاص في حالات مثل العجاف إلى الأمام، حيث مركز الجسم من الكتلة هو بعيد (الأمامي) من محور الكاحل من دوران، مما أدى إلى قيم كبيرة من عزم الدوران الكاحل للسيطرة الوضعية.

يتم التحكم في كل المحرك الدوار بواسطة صمام سيرفو متناسب منفصل، وذلك باستخدام ردود الفعل موقف دواسة، تقاس من قبل الجهد عالية الأداء على رمح المحرك(جدول المواد). يتم تنفيذ وحدة التحكم باستخدام نظام معالجة الإشارات الرقمية المستند إلى MATLAB. المحرك / سيرفو صمام معا لديها عرض النطاق الترددي لأكثر من 40 هرتز، أكبر بكثير من عرض النطاق الترددي لنظام التحكم الوضعي العام، وتصلب مفصل الكاحل، ووحدة تحكم مركزية21.

جهاز الواقع الافتراضي والبيئة

يتم استخدام سماعة الواقع الافتراضي (VR)(جدول المواد)لاضطراب الرؤية. تحتوي سماعة الرأس على شاشة LCD (شاشة AMOLED 3.6'' مزدوجة بدقة 1080 × 1200 بكسل لكل عين) توفر للمستخدم رؤية مجسمة للوسائط المرسلة إلى الجهاز، مما يوفر تصورًا للعمق ثلاثي الأبعاد. معدل التحديث هو 90 هرتز، يكفي لتوفير شعور الظاهري الصلبة للمستخدمين22. مجال رؤية الشاشة هو 110 درجة، ما يكفي لتوليد اضطرابات بصرية مماثلة لأوضاع العالم الحقيقي.

تتبع سماعة الرأس دوران رأس المستخدم وتغيّر طريقة العرض الظاهرية وفقًا لذلك بحيث يكون المستخدم مغمورًا تمامًا في البيئة الظاهرية؛ لذلك، فإنه يمكن أن توفر ردود الفعل البصرية العادية؛ ويمكن أيضا أن اضطراب الرؤية عن طريق تدوير المجال البصري في طائرة sagittal.

القياسات الحركية

يتم قياس قوة التفاعل الرأسي من قبل أربع خلايا الحمل، تقع بين اثنين من لوحات تحت القدم(جدول المواد). يتم قياس عزم الدوران الكاحل مباشرة عن طريق محولات عزم الدوران مع قدرة 565 نيوتن متر وصلابة التواء من 104 كيلونيوتن متر / راد; كما يمكن قياسها بشكل غير مباشر من القوى الرأسية التي تستحدثها خلايا الحمل، وذلك باستخدام مسافاتها إلى محور الكاحل من دوران23،على افتراض أن القوى الأفقية المطبقة على القدمين في الوقوف صغيرة2،24. يتم قياس مركز الضغط (COP) في مستوى المترهل عن طريق تقسيم عزم الدوران الكاحل من قبل القوة الرأسية الإجمالية، وتقاس من قبل خلايا الحمل23.

القياسات الحركية

زاوية القدم هي نفس زاوية دواسة، لأنه عندما يتم استخدام استراتيجية الكاحل، ويتحرك قدم الموضوع مع دواسة. يتم الحصول على زاوية عرقوب فيما يتعلق العمودي بشكل غير مباشر من الإزاحة الخطية للساق، وتقاس من قبل مكتشف نطاق الليزر(جدول المواد)مع قرار من 50 ميكرومتر وعرض النطاق الترددي من 750 هرتز25. زاوية الكاحل هي مجموع زوايا القدم والساق. يتم الحصول على زاوية الجسم فيما يتعلق عمودي بشكل غير مباشر من الإزاحة الخطية للنقطة الوسطى بين العمود الفقري الحرقفي العلوي الخلفي الأيسر والأيسر (PSIS)، تقاس باستخدام مكتشف نطاق الليزر(جدول المواد)مع قرار 100 ميكرومتر وعرض النطاق الترددي من 750 هرتز23. يتم قياس موضع الرأس والدوران فيما يتعلق بنظام الإحداثيات العالمي لبيئة الواقع الافتراضي بواسطة المحطات الأساسية لنظام الواقع الافتراضي التي تنبعث منها نبضات الأشعة تحت الحمراء (IR) في الوقت المناسب بمعدل 60 نبضة في الثانية يتم التقاطها بواسطة مستشعرات الأشعة تحت الحمراء للسماعات مع دون ملليمتر الدقه.

الحصول على البيانات

تتم تصفية جميع الإشارات باستخدام فلتر مضاد للأسماء المستعارة مع تردد زاوية قدره 486.3 ثم يتم أخذ عينات منه عند 1000 هرتز مع جودة عالية 24 بت/8 قناة، أخذ عينات متزامنة، بطاقات اكتساب إشارة ديناميكية(جدول المواد)مع ديناميكية نطاق 20 V.

آليات السلامة

وأُدمجت ست آليات للسلامة في الجهاز الدائم لمنع إصابة الأشخاص؛ يتم التحكم في الدواسات بشكل منفصل ولا تتداخل مع بعضها البعض. (1) رمح المحرك لديه كام، الذي ينشط ميكانيكيا صمام الذي يقطع الضغط الهيدروليكي إذا كان دوران رمح يتجاوز ± 20 درجة من موقفها الأفقي. (2) اثنين من توقف الميكانيكية قابل للتعديل الحد من نطاق الحركة من المحرك؛ يتم تعيين هذه إلى نطاق كل موضوع من الحركة قبل كل تجربة. (3) كل من الموضوع والتجرب عقد زر الذعر؛ يؤدي الضغط على الزر إلى فصل الطاقة الهيدروليكية عن المحركات ويتسبب في فقدانها، بحيث يمكن نقلها يدويًا. (4) الدرابزين الموجود على جانبي الموضوع متاحة لتقديم الدعم في حالة عدم الاستقرار. (5) الموضوع يرتدي تسخير كامل الجسم(جدول المواد)،تعلق على القضبان الصلبة في السقف لدعمها في حالة سقوط. تسخير هو الركود ولا تتداخل مع الوضع الطبيعي، ما لم يصبح الموضوع غير مستقر، حيث تسخير يمنع الموضوع من السقوط. في حالة الخريف، سيتم إيقاف حركات دواسة يدويا إما من قبل الموضوع، وذلك باستخدام زر الذعر أو من قبل المجرب. (6) توقف الصمامات المؤازرة دوران المحركات باستخدام آليات آمنة من الفشل في حالة انقطاع الإمدادات الكهربائية.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

وقد تمت الموافقة على جميع الأساليب التجريبية من قبل مجلس أخلاقيات البحوث في جامعة ماكغيل ويوقع الأشخاص على الموافقة المستنيرة قبل المشاركة.

1- التجارب

ملاحظة: تتضمن كل تجربة الخطوات التالية.

  1. ما قبل الاختبار
    1. إعداد مخطط تفصيلي لجميع التجارب التي يتعين إجراؤها ووضع قائمة مرجعية لجمع البيانات.
    2. تزويد الموضوع باستمارة موافقة مع جميع المعلومات اللازمة، اطلب منهم قراءتها بدقة، والإجابة على أي أسئلة، ومن ثم جعلهم يوقعون على النموذج.
    3. تسجيل وزن الموضوع وطوله وعمره.
  2. إعداد الموضوع
    1. قياس التصوير الكهربائي
      1. استخدام أقطاب تفاضلية واحدة(جدول المواد)مع مسافة بين الأقطاب الكهربائية من 1 سم لقياس الكهربائي (EMG) من عضلات الكاحل.
      2. استخدم مكبر للصوت(جدول المواد)مع ربح إجمالي قدره 1000 وعرض نطاق ترددي قدره 20-2000 هرتز.
      3. لضمان إشارة عالية إلى نسبة الضوضاء (SNR) والحد الأدنى من الحديث المتبادل، حدد موقع ووضع علامة على مناطق مرفق القطب الكهربائي وفقا للمبادئ التوجيهية التي يوفرها مشروع Seniam26،على النحو التالي: (1) لgastrocnemius الوسيط (MG)، وانتفاخ أبرز من العضلات ، ولكن كان هناك الكثير من (2) لgastrocnemius الجانبية (LG)، 1/3 من الخط بين رأس فيبولا وكعب. (3) لسوليوس (SOL)، 2/3 من الخط الفاصل بين condyles الوسيطة من عظم الفخذ وmalleolus الوسيطة؛ (4) لعظم الساقية الأمامية (TA)، 1/3 من الخط بين طرف الفيبولا وطرف malleolus الأوسط.
      4. حلاقة المناطق ملحوظ مع الحلاقة وتنظيف الجلد مع الكحول. السماح للبشرة لتجف تماما.
      5. انزعي منطقة عظمية على الرضفة للقطب الكهربائي المرجعي، ونظفي بالكحول.
      6. هل هذا الموضوع يكمن في موقف supine استرخاء.
      7. ضع القطب المرجعي على منطقة حلق الرضفة.
      8. إرفاق الأقطاب واحدا تلو الآخر إلى المناطق حلق من العضلات، وذلك باستخدام شريط مزدوج من جانب، مع الحرص على التأكد من أن يتم إصلاح الأقطاب الكهربائية على الجلد بشكل آمن.
      9. بعد وضع كل قطب كهربائي، اطلب من الموضوع إجراء تقلص plantarflexing /dorsiflexing ضد المقاومة وفحص الموجي على منظار الذبذبات للتأكد من أن إشارة EMG لديها SNR عالية. إذا كانت الإشارة SNR سيئة، حرك الأقطاب الكهربائية حتى يتم العثور على موقع مع SNR عالية.
      10. تأكد من أن حركات الموضوع لا تعيقها كابلات EMG.
    2. القياسات الحركية
      1. إرفاق علامة عاكسة إلى ساق مع حزام، لاستخدامها لقياس زاوية عرقوب.
        ملاحظة: ضع علامة الساق على أعلى مستوى ممكن على الساق لتوليد أكبر إزاحة خطية ممكنة لدوران معين، وبالتالي، تحسين الدقة الزاويّة.
      2. ضع الموضوع على حزام الجسم
      3. إرفاق علامة انعكاس على الخصر الموضوع مع حزام، لاستخدامها لقياس زاوية الجسم العلوي. تأكد من وضع علامة عاكسة الخصر في منتصف نقطة بين PSISs اليسار واليمين وأن الملابس الموضوع لا تغطي سطح الخصر العاكسة.
      4. احمل الموضوع على الجهاز الدائم
      5. ضبط موقف القدم الموضوع لمحاذاة طيبولي الجانبية والوسيطة من كل ساق إلى محور دواسة دوران.
      6. قم بتحديد مواضع قدم الشخص مع علامة وإرشادهم للحفاظ على أقدامهم في نفس المواقع أثناء التجارب. وهذا يضمن محاور دوران الكاحلين والمحركات تبقى متوائمة طوال التجارب.
      7. ضبط الموضع الرأسي للمكتشفين نطاق الليزر للإشارة إلى مركز علامات عاكسة. ضبط المسافة الأفقية بين مكتشف نطاق الليزر وعلامات عاكسة، بحيث المكتشفون المدى العمل في المدى المتوسط ولا تشبع أثناء الوقوف هادئة.
      8. يكون الموضوع يميل إلى الأمام والخلف حول الكاحل وضمان أن الليزر تبقى ضمن نطاق عملهم.
      9. قياس ارتفاع المكتشفات نطاق الليزر فيما يتعلق محور الكاحل من دوران.
        ملاحظة: يتم استخدام هذه الارتفاعات لتحويل الإزاحات الخطية إلى زوايا.
    3. البروتوكولات التجريبية
      1. إبلاغ الموضوع بما يمكن توقعه لكل حالة تجريبية.
      2. توجيه الموضوع إلى الوقوف بهدوء مع الأيدي في الجانب في حين تتطلع إلى الأمام، والحفاظ على توازنها كما يفعلون، عندما تواجه الاضطرابات في العالم الحقيقي.
      3. للمحاكمات المضطربة، بدء الاضطراب والسماح للموضوع للتكيف معها.
      4. بدء الحصول على البيانات بمجرد تأسيس الموضوع سلوك مستقر.
      5. توفير هذا الموضوع مع فترة راحة كافية بعد كل محاكمة لتجنب التعب. التواصل معهم لمعرفة ما إذا كانوا بحاجة إلى مزيد من الوقت.
      6. إجراء التجارب التالية.
        1. لاختبار الجهاز، قم بإجراء اختبار لمدة دقيقتين لفحص بيانات المستشعر 2 ساعة قبل وصول الشخص. ابحث عن الضوضاء أو الإزاحات الكبيرة بشكل غير منتظم في بيانات الاستشعار المسجلة. إذا كانت هناك مشاكل، حلها قبل وصول الموضوع.
        2. للوقوف هادئة، وأداء محاكمة هادئة لمدة دقيقتين الدائمة مع عدم وجود اضطرابات.
          ملاحظة: توفر هذه التجربة مرجعاً، مطلوب لتحديد ما إذا/ كيف تتغير المتغيرات الوضعية استجابة للاضطرابات.
        3. بالنسبة للتجارب المضطربة، قم بتشغيل الاضطراب والحصول على البيانات لمدة 2-3 دقائق. تطبيق الاضطرابات البصرية إذا كان الهدف هو دراسة دور الرؤية في السيطرة الوضعية. تطبيق الاضطرابات البصرية ودواسة في وقت واحد إذا كان الهدف هو دراسة التفاعل بين النظامين في السيطرة الوضعية.
          ملاحظة: يتم تطبيق اضطرابات دواسة كما دوران دواسات الجهاز الدائمة. وبالمثل، يتم تطبيق الاضطرابات البصرية عن طريق تدوير الحقل المرئي الظاهري، باستخدام سماعة الواقع الافتراضي. زاوية دواسة / المجال البصري يتبع إشارة، مختارة اعتمادا على أهداف الدراسة. ويقدم قسم المناقشة تفاصيل عن أنواع الاضطرابات المستخدمة في دراسة السيطرة الوضعية ومزايا كل اضطراب.
      7. إجراء ما لا يقل عن 3 تجارب لكل اضطراب معين.
        ملاحظة: يتم إجراء تجارب متعددة لضمان موثوقية النماذج عند إجراء التحليل على البيانات التي تم جمعها؛ على سبيل المثال، من الممكن عبور التحقق من صحة النماذج.
      8. إجراء التجارب في ترتيب عشوائي لضمان عدم تعلم الأشخاص كيفية الرد على اضطراب معين؛ وهذا أيضا يجعل من الممكن للتحقق من سلوك متفاوتة الوقت.
      9. تحقق من البيانات بصريا بعد كل تجربة للتأكد من أن الإشارات المكتسبة ذات جودة عالية.

2 - تحديد الرقابة الوضعية البشرية

  1. تحديد غير بارامتري للعلاقة الديناميكية لزاوية الجسم بالاضطرابات البصرية
    1. التجربه
      1. الحصول على التجارب المضطربة بصريا لمدة 2 دقيقة وفقا للخطوات الواردة في القسمين 1.1 و 1.2.
      2. استخدم إشارة شبه منحرفة (TrapZ) مع سعة من الذروة إلى الذروة تبلغ 0.087 راد وسرعة 0.105 راد/ث.
      3. اضغط على ثابت موضع الدواسة عند الزاوية الصفرية.
    2. تحليل
      ملاحظة: يتم إجراء تحليل البيانات في الفرعين 2-1-2 و2-2-2 باستخدام MATLAB.
      1. القضاء على زاوية الجسم الخام وإشارات الاضطراب البصري (بحيث يكون أعلى تردد يمكن ملاحظته هو 10 هرتز)، باستخدام الأوامر التالية:
        Equation 1
        Equation 2
        حيث
        Equation 3
        Equation 4
        Equation 5
        ملاحظة: بالنسبة لمعدل أخذ العينات 1 كيلوهرتز، يجب أن تكون نسبة الهلاك 50 للحصول على أعلى تردد من 10 هرتز.
      2. اختر أدنى تردد للفائدة، والذي سيحدد طول النافذة لتقدير الطاقة.
        ملاحظة: هنا، يتم اختيار تردد الحد الأدنى من 0.1 هرتز، وبالتالي فإن طول النافذة لتقدير الطاقة هو 1/0.1 هرتز = 10 s. دقة التردد هي نفس الحد الأدنى للتردد، وبالتالي، يتم إجراء الحسابات ل0.1، 0.2، 0.3، ...، 10 هرتز.
      3. اختر نوع النافذة ودرجة التداخل للعثور على أطياف الطاقة.
        ملاحظة: بالنسبة لطول تجريبي يبلغ 120 s، ينتج 10 نوافذ هانينغ مع تداخل بنسبة 50% في متوسط 23 قطعة لتقدير طيف الطاقة. منذ أن دمرنا البيانات إلى 20 هرتز، نافذة 10 s لديها طول 200 عينة.
      4. استخدم Equation 6 الدالة للعثور على استجابة التردد (FR) للنظام:
        Equation 7
        حيث
        Equation 8
        Equation 9
        Equation 10
        Equation 11
        ملاحظة: تحسب Equation 6 الدالة المعروضة الطيف المتداخل بين اضطراب الواقع الافتراضي الهالك وزاوية Equation 12 الجسم في الترددات المحددة بواسطة ، باستخدام نافذة Hanning مع الطول المحدد من قبل Equation 13 وعدد التداخلات يساوي Equation 14 (أي تداخل بنسبة 50 في المائة). وبالمثل، فإنه يحسب الطيف التلقائي لمدخلات الواقع الافتراضي. ثم، باستخدام الطيف المتبادل المقدر والطيف التلقائي، فإنه يحسب FR من النظام.
      5. البحث عن كسب ومرحلة FR المقدرة في الخطوة 2.1.2.4 باستخدام الأوامر التالية:
        Equation 15
        Equation 16
        حيث
        Equation 17
        Equation 18
      6. حساب دالة التماسك باستخدام الأمر التالي:
        Equation 19
        حيث
        Equation 20
        ملاحظة: Equation 21 الدالة يتبع Equation 22 إجراء مماثل كما Equation 23 Equation 24 للعثور على الاتساق بين و .
      7. رسم الربح، والمرحلة، والاتساق كدالة للتردد.
        Equation 25
        Equation 26
        Equation 27
        ملاحظة: يمكن توسيع الطريقة المعروضة إلى الحالة حيث يتم تطبيق كل من الاضطرابات البصرية والميكانيكية، حيث يجب استخدام طريقة تعريف FR متعددة الإدخال ومتعددة الإخراج (MIMO)9. ويمكن أيضا أن يتم تحديد الهوية باستخدام طريقة الفضاء الفرعي (التي تتعامل بطبيعتها مع أنظمة MIMO)27 أو باستخدام أساليب وظيفة نقل البارامترية مثل MIMO Box-Jenkins28. يتم تنفيذ كل من الفضاء الفرعي وBox-Jenkins (وطرق أخرى) في مربع أدوات تعريف نظام MATLAB.
  2. تحديد البارامترية للتصلب المتأصل في الكاحل في الوقوف
    1. التجربه
      1. إجراء تجارب مضطربة ميكانيكيا لمدة 2 دقيقة.
    2. تحليل
      1. تمييز إشارة القدم مرة واحدةEquation 28للحصول على سرعةEquation 29 القدم ( ، مرتينEquation 30 للحصول على تسارع القدم ( وثلاث مرات للحصول على رعشة لها (بالمثل تمييز عزم الدوران للحصول على سرعتها والتسارع ، وذلك باستخدام ما يلي الامر:
        Equation 31
        حيث
        Equation 32
        Equation 33
        Equation 34
      2. حساب موقع ماكسيما المحلية وminima المحلية من سرعة القدم لتحديد موقع النبضات، وذلك باستخدام الأمر التالي:
        Equation 35
        Equation 36
        حيث
        Equation 37
        Equation 38
        Equation 39
        Equation 40
        ملاحظة: Equation 41 الدالة يجد كل ماكسيما المحلية (سرعة القدم الإيجابية) ومواقعها. للعثور على minima المحلية، يتم استخدام نفس الدالة، ولكن يجب عكس علامة سرعة زاوية القدم.
      3. تصميم 8th ترتيب بترورث منخفضة تمرير مرشح مع تردد الزاوية من 50 هرتز، وذلك باستخدام الأمر التالي:
        Equation 42
        Equation 43
        Equation 44
        Equation 45
        Equation 46
      4. تصفية جميع الإشارات مع التحول المرحلة صفر باستخدام مرشح بترورث:
        Equation 47
        Equation 48
        Equation 49
        ملاحظة:"filtfilt" وظيفة لا يسبب أي تحول في الإشارة التي تمت تصفيتها. لا تستخدم الدالة "عامل التصفية"، لأنها تنشئ إزاحة.
      5. رسم سرعة القدم، والعثور بصريا على تقدير للفترة الزمنية بين أقصى سرعة القدم وبداية النبض (وهي النقطة الأولى مع سرعة القدم صفر قبل سرعة الذروة). بالنسبة للاضطراب في هذه الدراسة، حدثت هذه النقطة 25 مللي ثانية قبل أقصى السرعة الموجودة في الخطوة 2-2-2-2.
      6. لكل نبضة، حساب عزم الدوران خلفية الكاحل كمتوسط عزم الدوران الكاحل من 25 مللي ثانية قبل بداية النبض، أي، متوسط عزم الدوران في الجزء بدءا من 50 مللي ثانية حتى 25 مللي ثانية قبل أقصى السرعة. قم بذلك لنبض كال بسرعة موجبة باستخدام الأمر التالي:
        Equation 50
        Equation 51
        Equation 52
        ملاحظة: يتم ذلك لكل من السرعات القصوى والدنيا (سرعة القدم السالبة) الموجودة في الخطوة 2.2.2.2.
      7. ابحث عن الحد الأدنى والحد الأقصى لجميع عزم الدوران الخلفية لجميع النبضات، وذلك باستخدام الأمر التالي:
        Equation 53
        Equation 54
      8. لكل نبضة، استخراج بيانات عزم الدوران من 65 مللي ثانية بعد بدء النبض (كجزء عزم الدوران الجوهري)، وذلك باستخدام الأمر التالي:
        Equation 55
        Equation 56
        ملاحظة: ويتم ذلك أيضا للمشتق الأول والثاني من عزم الدوران الكاحل (لتوفير اشتقاق الأول والثاني من عزم الدوران الجوهرية)، وكذلك، زاوية القدم، سرعة القدم، تسارع القدم، ورعشة القدم.
      9. حساب التغيير في جزء عزم الدوران الجوهري كال من قيمته الأولية، باستخدام الأمر التالي:
        Equation 57
        ملاحظة: يتم ذلك بشكل مماثلEquation 58لزاوية القدم للحصول على .
      10. تقسيم نطاق عزم الدوران (التي تم الحصول عليها في الخطوة 2.2.2.7) إلى صناديق واسعة 3 نيوتن متر والعثور على النبضات مع عزم الدوران الخلفية في كل بن.
        ملاحظة: يتم ذلك باستخدام دالة"البحث" والفهرسة. ومن المفترض أن صلابة جوهرية ثابتة في كل بن, منذ عزم الدوران خلفية الكاحل لا يتغير بشكل ملحوظ.
      11. تقدير معلمات صلابة جوهرية للنموذج الجوهري الموسع (EIM)29، لـ jEquation 59th bin باستخدام النبضات في المجموعة j ( ).
        1. سلسلة جميع الاستجابات عزم الدوران الجوهرية فيبن ي العاشر لتشكيل ناقلات Equation 60 :
          Equation 61
          أين Equation 62 هوال Equation 63ط ( ) استجابة عزم الدوران الجوهرية في المجموعة j.
          ملاحظة: وبالمثل، زاوية القدم المتسلسلة، والسرعة، والتسارع، والمشتقات الأولى والثانية من عزم الدوران الجوهري لمجموعة jth لاستخدامها في الخطوة 2.2.2.11.2.
        2. ضع زاوية القدم والسرعة والتسارع والرعشة، وكذلك المشتقة الأولى والثانية من عزم الدوران للمجموعة j معا لتشكيل مصفوفة التراجع:
          Equation 64
        3. ابحث عن معلمات صلابة مضمنة لمجموعة jth باستخدام عامل تشغيل الخط المائل العكسي (\):
          Equation 65
        4. استخراج العنصر الرابع Equation 66 من صلابة الترددEquation 67المنخفض الجوهرية .
      12. تنفيذ الخطوات الواردة في القسم 2-2-2-11 بالنسبة لجميع المجموعات (الصناديق) وتقدير ما يقابل ذلك من صلابة جوهرية ذات تردد منخفض.
      13. تقسيم جميع قيم صلابة التردد المنخفض المقدرة من خلال صلابة حرجة للموضوع:
        Equation 68
        حيث m هو كتلة الموضوع، ز هو Equation 69 تسارع الجاذبية، وهو ارتفاع مركز الجسم من كتلة فوق محور الكاحل من دوران، المستمدة من البيانات الأنثروبومترية30. وهذا يعطي صلابة تطبيعEquation 70( ).
      14. تحويل عزم الدوران خلفية الكاحل إلىEquation 71خلفية الكاحل موقف مؤتمر الأطراف ( ) عن طريق تقسيم عزم الدوران خلفية الكاحل مع القوى العمودية قياس المقابلة.
      15. مؤامرة Equation 72 كوظيفة مركز الضغط.
        Equation 73
        حيث
        Equation 74
        Equation 75

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

إشارات التسلسل الثلاثي العشوائي الزائف (PRTS) وTrapZ

ويبين الشكل 2ألف إشارة PRTS، التي يتم إنشاؤها عن طريق دمج ملف تعريف سرعة عشوائي زائف. لكل وقت Equation 76 عينة ، قد تكون سرعة الإشارة مساوية للصفر ، أو Equation 77 الحصول على قيمة إيجابية أو سالبة محددة مسبقاً ، . من خلال Equation 77 Equation 78 التحكم و، يمكن توليد مدخلات PRTS مع عرض نطاق طيفي واسع وتحجيمها إلى سعة مختلفة من القمة إلى القمة. وعلاوة على ذلك، فإن استعراض أداء التقارير دورية، ولكن لا يمكن التنبؤ بها، وهو أمر مستصوب لدراسة الرقابة الوضعية. ويشار إلى القارئ إلى المادة التالية للحصول على شرح مفصل لإشارة PRS31.

يظهر الشكل 2B إشارة TrapZ. ويبدأ من قيمة صفر وبعد فترة Equation 79 عشوائية (الحد الأدنى الذي Equation 80 هو)، وإشارة يتصاعدEquation 81عشوائيا إلى Equation 82 الحد الأقصى للسعة ( )Equation 83مع سرعة Equation 84 أو سلالم وصولا الى الحد الأدنى من السعة ( ) مع سرعة . تبقى الإشارة عند الحد الأقصى أو Equation 85 الحد الأدنى لفترة عشوائية ،(الحد الأدنى) Equation 80 ثم تعود إلى الصفر مع السرعة Equation 82 أو Equation 84 . تبدأ الحلقة مرة أخرى من الصفر. ومن الواضح أنه على عكس PRTS، فإن TrapZ هو إشارة صفرية يعني، وبالتالي، لا يسبب عدم التمركز في الاستجابة الوضعية. وبالإضافة إلى ذلك، فإنه لا يمكن التنبؤ به، لأن توقيت تغيير قيمة الإشارة واتجاه التغيير (أي السرعة الإيجابية أو السلبية) عشوائيان.

تحديد زاوية الجسم إلى نظام الاضطرابات البصرية

يظهر الشكل 3 الإشارات من تجربة دائمة نموذجية مع اضطرابات بصرية TrapZ. يظهر الشكل 3A اضطراب الواقع الافتراضي، حيث يدور مجال الرؤية من 0 إلى ± 0.087 rad (5 درجة) في المستوى المترهل. الشكل 3C، E يظهر زوايا الكاحل والجسم، والتي هي مشابهة جدا، منذ زاوية القدم هو صفر، وعرقوب والجزء العلوي من الجسم تتحرك معا. الشكل 3G يظهر عزم الدوران الكاحل، الذي يرتبط مع عرقوب وزوايا الجسم. الشكل 3 باء ، D، F، H يظهر EMGs من عضلات الكاحل. ومن الواضح أن SOL وLG نشطة باستمرار، MG يولد دوريا رشقات نارية كبيرة من الأنشطة مع تأثير الجسم، وTA صامت.

ويبين الشكل 4 FR لدالة النقل المتعلقة بالمدخلات البصرية إلى زاوية الجسم للبيانات الواردة في الشكل 3. وتتمثل الخطوة الأولى في دراسة الاتساق، لأن المكاسب والمرحلة لا تكون ذات مغزى إلا عندما يكون الاتساق مرتفعا (عندما يكون الاتساق 1، تكون هناك علاقة خطية خالية من الضوضاء بين المدخلات والناتج؛ ويحدث اتساق أقل من 1 عندما يكون ناتج المدخلات العلاقة غير خطية أو البيانات صاخبة). التماسك هو الأعلى في التردد المنخفض، بين 0.1−1 هرتز وينخفض بشكل ملحوظ عند ترددات أعلى. يزيد الربح في البداية من 0.1 هرتز إلى 0.2 هرتز ثم ينخفض حتى 1 هرتز، مما يظهر السلوك المتوقع منخفض المرور بسبب القصور الذاتي العالي في الجسم. وتبدأ المرحلة أيضا عند الصفر وتنخفض خطيا تقريبا مع التردد، مما يشير إلى أن الناتج يتأخر فيما يتعلق بالمدخلات.

تحديد معلمات تصلب الكاحل الجوهرية

ويبين الشكل 5 الإشارات التي تم قياسها من أجل تجربة دائمة مضطربة نموذجية. يظهر الشكل 5A اضطراب دواسة-PRBS مع السعة من الذروة إلى الذروة من 0.02 راد والفاصل الزمني للتبديل من 200 مللي ثانية. يظهر الشكل 5C زاوية الكاحل، حيث التغيرات السريعة بسبب حركة القدم في حين أن التغييرات الأخرى هي نتيجة لحركة عرقوب مع التأثير. ويبين الشكل 5E زاوية الجسم استجابة للاضطراب مع حركة من الذروة إلى الذروة تبلغ حوالي 0.04 راد. عنصرين واضحين: تعديل عزم الدوران مع تأثير الجسم، وقمم الهبوط كبيرة، مما يدل على استجابة عزم الدوران منعكس تمتد (يحدث عموما بعد نبض الظهر). الشكل 5 باء ، D، F، H يظهر SOL، MG، LG وTA EMGs. ومن الواضح أن عضلات TS نشطة باستمرار وعرض رشقات نارية كبيرة من النشاط بسبب الاستجابات المنعكسة تمتد. TA هو في الغالب صامت، باستثناء عدد قليل من القمم، والتي يبدو أن الحديث المتبادل من عضلات TS، لأنها تحدث في وقت واحد مع النشاط المنعكس تمتد من عضلات TS.

ويبين الشكل 6 اضطراب موضعي نموذجي في موضع النبض، وسرعته، واستجابة SOL EMG وعزم الدوران المناظرة. الاستجابة الجوهرية يبدأ 25 مللي ثانية قبل وتستمر حتى 40 مللي ثانية بعد ذروة سرعة القدم; الذروة في SOL EMG يظهر وجود استجابة منعكسة. الجزء ما قبل الاستجابة, بدءا من 50 مللي ثانية قبل استخدام سرعة الذروة للعثور على عزم الدوران الخلفية.

ويبين الشكل 7 صلابة جوهرية كوظيفة موقف مؤتمر الأطراف للجانبين الأيسر والأيمن من الموضوع المبين في الشكل 5؛ تم تقدير صلابة باستخدام طريقة التحليل المقدمة. ومن الواضح أن صلابة المتأصلة ليست ثابتة ولكن يتغير بشكل كبير مع التأثير الوضعي. هذه التغييرات تبدو مناسبة وظيفيا، لأن تصلب يزيد كما يتحرك مؤتمر الأطراف أبعد من محور الكاحل من التناوب، حيث هناك إمكانية أعلى من سقوط23.

Figure 1
الشكل 1: نموذج التحكم الوضعي: الجسم غير مستقر بطبيعته ويخضع لعزم دوران الجاذبية المزعزع للاستقرار (Equation 87) والاضطرابات. يتم الحفاظ على وضع مستقيم مستقر من قبل قوى العضلات التصحيحية، التي تولدها وحدة تحكم مركزية، وردود الفعل تمتد العمود الفقري، وتصلب المفاصل الميكانيكية الجوهرية. تنشيط العضلات بسبب تمدد رد الفعل والمساهمات المركزية واضح في نشاط EMG. فقط الإشارات باللون الأحمر يمكن قياسها، في حين لا يمكن قياس الإشارات السوداء. الرجاء النقر هنا لعرض نسخة أكبر من هذا الرقم.

Figure 2
الشكل 2: توليد إشارات PRTS وTrapZ. (أ)إشارة PRTS. يتم إنشاء حافز من تسلسل PRTS بطول 242، والذي يتضمن قيم 0 و1 و2، المقابلة للسرعات الثابتة من Equation 88 0 و +v و -v لمدة ثابتة تبلغ . يتم دمج السرعة لتوليد الموقف، والذي يستخدم كإشارة اضطراب. فترة إشارة الاضطراب تساوي Equation 89 ، حيث m هو رقم المرحلة من مسجل التحول، وتحديد تسلسل السرعة. (ب)إشارة TrapZ. تبدأ الإشارة من الصفر; بعد فاصل زمنيEquation 79عشوائي ( ) ، فإنه يتصاعدEquation 81صعودا أوEquation 90 وصولا إلى الحد الأقصى ( ) أو الحدEquation 85الأدنى للقيمة (مع سرعة ثابتة ؛ إشارة يعود إلى الصفر بعد فاصل زمني عشوائي ( ) وتبدأ الحلقة بأكملها مرة أخرى. الرجاء النقر هنا لعرض نسخة أكبر من هذا الرقم.

Figure 3
الشكل 3: التجربة التجريبية النموذجية مع الاضطراب البصري TrapZ؛ واتساع الاضطراب من الذروة إلى الذروة هو 0.174 راد، والسرعة 0.105 راد/ ث. (A)زاوية اضطراب الواقع الافتراضي، مما يدل على دوران مجال الرؤية في مستوى sagittal. (C)زاوية الكاحل، والتي هي نفس زاوية عرقوب، كما القدم لا تتحرك. (E)زاوية الجسم. (G)عزم الدوران الكاحل. (ب، دال، واو، H) الخام تصحيح EMG من SOL، MG، LG، وTA. SOL وLG نشطة باستمرار، في حين أن MG يظهر انفجار النشاط المرتبطة بنفوذ الجسم، وTA صامت. الرجاء النقر هنا لعرض نسخة أكبر من هذا الرقم.

Figure 4
الشكل 4: استجابة التردد للعلاقة الدينامية بين زاوية الجسم والاضطراب البصري المقدرة من البيانات المعروضة في الشكل 3. يظهر الكسب (اللوحة العلوية) نسبة سعة الناتج إلى الإدخال كدالة للتردد؛ فإنه يظهر سلوك تمرير منخفضة. المرحلة (لوحة الأوسط) يبين الفرق بين مرحلة الإدخال والإخراج كدالة للتردد. يوفر الاتساق (اللوحة السفلية) فهرسًا يقيس مقدار طاقة الإخراج المرتبطة خطياً بقوة الإدخال في كل تردد. ويبين الاتساق من 1 علاقة خطية مثالية بين الإدخال والإخراج؛ ومع ذلك، فإن وجود الضوضاء أو عدم الخطية يقلل من ذلك. الرجاء النقر هنا لعرض نسخة أكبر من هذا الرقم.

Figure 5
الشكل 5: تجربة اضطراب موضعي نموذجي لـ PRBS؛ واتساع الاضطراب من الذروة إلى الذروة هو 0.02 راد، والفاصل الزمني للتبديل هو 200 مللي ثانية. (أ)زاوية القدم، وهو نفس اضطراب الموقف منذ تحرك القدم مع دواسة. (C)زاوية الكاحل؛ التغييرات العشوائية هي بسبب حركة عرقوب مع التأثير. (E)زاوية الجسم، التي تم الحصول عليها على افتراض أن الجسم بمثابة البندول المقلوب. (G)عزم الدوران الكاحل قياس شكل بيانات خلايا الحمل. (ب، دال، واو، H) [إمغ] خام من [سول], [مغ], [لغ], و [تا]; عضلات TS كلها نشطة باستمرار، في حين أن قمم كبيرة تعكس النشاط الانعكاسي تمتد. TA هو في الغالب صامت. الرجاء النقر هنا لعرض نسخة أكبر من هذا الرقم.

Figure 6
الشكل 6: نبض فردي من التجربة المبين في الشكل 5، على نطاق زمني موسع. (A)زاوية القدم،(B)سرعة القدم،(C)SOL EMG، و(D)عزم الدوران الكاحل. تفصل الخطوط العمودية المنقطة الاستجابة في مرحلة ما قبل الاستجابة (25 مللي ثانية)، والاستجابة الجوهرية (65 مللي ثانية)، والاستجابة المنعكسة (300 مللي ثانية)؛ عزم الدوران الإيجابي والزوايا تتوافق مع dorsiflexion. البيانات لهذا الرقم مأخوذة من أميري وكيرني23. الرجاء النقر هنا لعرض نسخة أكبر من هذا الرقم.

Figure 7
الشكل 7: التصلب الجوهري المُقَّر بطبيعتها كدالة لموقف مؤتمر الأطراف في الجانب الأيسر والأيمن من موضوع نموذجي، تم الحصول عليه من البيانات المبينة في الشكل 5. تشير القضبان إلى فترات الثقة 95% من قيم التصلب. البيانات لهذا الرقم مأخوذة من أميري وكيرني23. الرجاء النقر هنا لعرض نسخة أكبر من هذا الرقم.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

وهناك عدة خطوات حاسمة في إجراء هذه التجارب لدراسة السيطرة على الوضعية البشرية. وترتبط هذه الخطوات مع القياس الصحيح للإشارات وتشمل: 1) المحاذاة الصحيحة لمحور الكاحل عرقوب دوران إلى أن من الدواسات، لقياس الصحيح من عزم الدوران الكاحل. 2) الإعداد الصحيح للمكتشفين مجموعة للتأكد من أنها تعمل في نطاقها وغير مشبعة خلال التجارب. 3) قياس EMG مع نوعية جيدة والحد الأدنى عبر الحديث. 4) تطبيق الاضطرابات المناسبة، والتي تثير استجابات كافية، ولكن لا تعطل السيطرة الوضعية العادية. 5) اختيار طول المحاكمة المناسبة، استنادا إلى التحليل المقصود، مع تجنب تحول الجسم والتعب. وبالإضافة إلى التجارب، يجب أيضا إجراء التحليل بعناية. لتقدير صلابة جوهرية من البيانات المكتسبة في وضع مضطرب ميكانيكيا، فمن المهم تحديد طول الاستجابة الجوهرية بطريقة تضمن عدم عزم الدوران المنعكس (الذي يبدأ بعد وقت قصير من انفجار النشاط في عضلات TS) هو تضمين. وبالإضافة إلى ذلك، على الرغم من أن العديد من الدراسات قد افترضت أن صلابة جوهرية لا تتغير في الدائمة11،14،15، وأظهرت دراسة حديثة أنه من المهم أن يفسر تعديل تصلب مع التغييرات في عزم الدوران الكاحل المرتبطة التأثير الوضعي23،32. لتحديد FR للعلاقة الديناميكية من أي إدخال إلى الإخراج، فإن الخطوة الأكثر أهمية هي تقدير الطيف عبر الطيف والطاقة بشكل صحيح عن طريق اختيار طول النافذة والتداخل، بما يتناسب مع طول السجل.

تصميم الاضطرابات هو خطوة هامة في التجارب الإنسان الدائمة. وقد استخدمت أنواع مختلفة من الاضطرابات الميكانيكية والبصرية لدراسة السيطرة الوضعية، نظرا لزاوية سطح الدعم أو زاوية المجال البصري. وتشمل هذه متعددة جيب، وانخفاض تمرير الضوضاء المصفاة، وتسلسل ثلاثي شبه عشوائي (PRTS) وغيرها3،9،10،12،18،24،31 ،33،34. ومع ذلك، فإن استخدام تسلسل ثنائي عشوائي زائف (PRBS) مفيد للاضطرابات الميكانيكية، وذلك لأن: 1) للسعة معينة من القمة إلى الذروة، فإنه يوفر أعلى قوة على مجموعة واسعة من الترددات، والتي يمكن التحكم فيها عن طريق اختيار تبديل معدل3; 2) لا يمكن التنبؤ بها، ولكن التكرار، مما يجعل من الممكن للحد من الضوضاء عن طريق المتوسط؛ 3) مدخلات PRBS مع انخفاض سرعة متوسط المطلق يولد ردود الفعل المنعكسة، مما يسمح القياس الكمي من ردود الفعل تمتد في الوقوف. بالنسبة للنظام المرئي، لا تثير نبضات الخطوات استجابات وضعية هامة، لأن النظام المرئي لا يمكنه متابعة التغييرات السريعة في المجال المرئي. وبالإضافة إلى ذلك، يمكن أن تولد المدخلات التي يمكن التنبؤ بها مثل الجيوب الأنفية ذات التردد الواحد سلوكاً استباقياً. إشارات متعددة جيبية ليست فعالة لدراسة الاستجابات البصرية، لأن التغييرات السريعة والمستمرة من الصعب متابعتها ويمكن أن تسبب المواضيع لتصبح الحركة المرضى. وقد استُخدمت إشارات PRTS على نطاق واسع لدراسة النظام البصري في المكانة، لأنه مدخل إعلامي؛ حركات المجال البصري منفصلة بدلا من مستمرة ويمكن التحكم في سرعتها لتوليد استجابات بصرية متماسكة. وعلى الرغم من أن أداء معاهدة استعراض التجارب المتطورة جيد، فإنه إشارة متوسطية غير صفرية، مما قد يسبب عدم وجود محطات في عنصر التحكم الوضعي ويجعل من الصعب تحديد الهوية. لذلك، تم تصميم TrapZ لمعالجة هذه المشكلة، التي لا يمكن التنبؤ بها، منفصلة، ولها صفر يعني(الشكل 2B). وثمة اعتبار هام آخر في تصميم التجارب هو اتساع الاضطراب. عموما، ينبغي استخدام الاضطرابات مع السعة المنخفضة عندما يكون الهدف هو إجراء تحليل خطي وليس الانحراف عن استراتيجية الكاحل. صحة استراتيجية الكاحل يمكن فحصها تحليليا35، وإذا كان هناك انحرافات كبيرة ، والتي يمكن أن تنشأ عن السعة اضطراب أكبر ، وأساليب التحليل غير الخطية ، يرافقه نماذج متعددة القطاعات من الجسم في الوقوف ، قد يكون 36.

وثمة اعتبار آخر لتصميم الاضطراب هو طول التجربة، الذي يجب أن يكون طويلا بما فيه الكفاية للسماح بتقديرات موثوقة للبارامترات النموذجية. ومع ذلك، فإن التجارب الطويلة جداً غير مرغوب فيها، لأنها قد تؤدي إلى تغيير الموضوع في اتجاه الجسم، مما يؤدي إلى عدم وجود مراكز يجعل نمذجة النظام وتحديد الهوية أمرًا صعبًا. طول المحاكمة بين 2 و 3 دقائق هو الأمثل. ولا يؤدي طول المحاكمة هذا عموما ً إلى التعب، شريطة أن تُنفَّذ فترة راحة كافية بين المحاكمات. كما تؤثر طريقة التحليل على طول التجربة المطلوبة. إذا تم استخدام تحليل خطي باستخدام FR أو وظيفة استجابة الاندفاع، فإن أقل تردد للفائدة سيحدد طول السجل. معكوس طول النافذة يساوي الحد الأدنى للتردد، لذلك، إذا كان يتم فحص الترددات المنخفضة، يجب استخدام نوافذ أطول. وعلاوة على ذلك، يجب أن تكون التجربة طويلة بما يكفي لتوفير متوسط كاف للتوصل إلى تقديرات طيفية قوية. وسيتطلب التحليل غير الخطي، بشكل عام، سجلات بيانات أطول، لأن النماذج غير الخطية عادة ما يكون لها معلمات أكثر من النماذج الخطية.

وتتطلب دراسة السيطرة على الوضع البشري اختيار طريقة مناسبة لتحديد الهوية. يمكن استخدام طرق تحديد الهوية الخطية البارامترية وغير البارامترية لدراسة التحكم الوضعي10،12،18،19،20،28،31 ،37،38،39،40،41،42،43،44،45 و46و47و48و49و50و51و52و53 و54 . وقد استخدم التحديد غير البارامتري،باستخدام تقدير FR، على نطاق واسع لدراسة السيطرة الوضعية، لأنها مناسبة تماما لتحديد البيانات التي تم الحصول عليها في حالة حلقة مغلقة من الوقوف24 ويتطلب عدد قليل [أ-بريوري] افتراضات (للحصول على تفاصيل من هذا طريقة رأيت24). الطريقة الأكثر استخداما هو تقدير FR من نظام حلقة مغلقة بين اضطراب خارجي (الميكانيكية / الحسية) والناتج (على سبيل المثال، زاوية الجسم، عزم الدوران الكاحل، أو EMG العضلات)، وهو مزيج من وحدة تحكم، والنبات، وردود الفعل. ولتوفير الأهمية المادية وفحص كل مكون على حدة، استخدمت العديد من الدراسات نموذجاً بارامترياً لنظام الحلقة المغلقة وقدرت البارامترات التي تطابق FR للنموذج البارامتري مع حساسية الناتج المقدرة10 ،18،31،37،38،39،40،41،42،43 ،44،45،46،47،48،49،50،51. ومن ناحية أخرى، يفترض التحديد البارامتريأن إدخال النظام ومخرجاته مرتبطتان ببعض بنية النموذج بعدد محدود من المعلمات، المعروفة مسبقاً. يتم استخدام أسلوب خطأ التنبؤ للعثور على معلمات الطراز التي تقلل من الخطأ بين الإخراج المقاس والتنبؤ بالنموذج55. وعلى النقيض من نماذج FR، حيث يجب قياس الاضطراب الخارجي واستخدامه في التحليل، يمكن تطبيق هذه الأساليب مباشرة على أي إشارة اثنين، طالما يقدر نموذج ضوضاء منفصل، وهو parametrized بشكل كاف، وكذلك56. وهذا يعني أنه لا توجد حاجة لقياس الاضطراب الخارجي. على الرغم من أنه يجب تحديد أوامر النموذج مسبقاً، فإن النماذج البارامترية عادة ما يكون لها معلمات أقل من نماذج FR وبالتالي توفر تقديرات معلمات أكثر قوة. والعيب الرئيسي لنموذج بارامتري هو أنه يجب استخدام نموذج الضوضاء الصحيح للحصول على تقديرات غير متحيزة للبارامترات.

ومن الاعتبارات الهامة في السيطرة على الوضعية البشرية قدرتها الملحوظة على التكيف مع الظروف التجريبية والبيئية الجديدة. ويتحقق ذلك من خلال التكامل متعدد الحواس، وهذا يعني أن الجهاز العصبي الوطني يجمع بين المعلومات من النظم الحسية الجسدية والبصرية والدهليزية، في حين أنه يعطي وزنا أكبر للمدخلات الحسية أكثر دقة (وأقل متغيرا) في أي تجريبي شروط للسيطرة الوضعية. على سبيل المثال، عندما يكون البَرَبَجِّة مضطربة من خلال دوران القدم، يعتمد الجهاز العصبي الوطني أكثر على المدخلات البصرية والدهليزية. وقد تم تطوير طريقة من قبل Peterka31 لتحديد التكامل متعدد الحواس. وبالنسبة لتجربة دائمة مع اضطراب خارجي محدد، حدد FR لنظام الحلقة المغلقة ثم قام بتركيب نموذج بارامتري له (كما هو موضح في الفقرة السابقة). ويتألف النموذج البارامتري من عنصر تحكم مركزي، كان مدخله هو المجموع المرجح للمدخلات من النظم الحسية الثلاثة؛ تم استخدام الأوزان لتوفير وسيلة لتحديد أهمية كل مصدر حسي للتحكم الوضعي، أي، كلما زاد الوزن، كلما زادت المدخلات الحسية. تطبيق هذه الطريقة على البيانات التجريبية أظهرت أن النظام الحسي المضطرب له وزن أقل وأهمية أقل بسبب عدم دقة مدخلاته، وبالتالي، يساهم أقل في السيطرة الوضعية31. وقد استخدمت هذه الطريقة لإظهار كيف أن السيطرة الوضعية تتغير أيضا بسبب الشيخوخة والأمراض38،39. ويمكن استخدام نهج مماثل مع جهازنا التجريبي، حيث يتم تطبيق الاضطراب الميكانيكي و/أو البصري للتحقيق في دور وتفاعل الأنظمة الحسية الهامة في التحكم الوضعي.

الأساليب المعروضة لديها بعض القيود كما تهدف الأساليب التجريبية والتحليلية لدراسة السيطرة الوضعية عند استخدام استراتيجية الكاحل. لذلك، يجب أن تكون مصممة الاضطرابات لتجنب حركة الجسم المفرطة. ومع ذلك، عندما تكون الاضطرابات كبيرة أو سطح الدعم متوافق، يتم استخدام استراتيجية الورك، وهذا يعني أن حركات الكاحل والورك كبيرة. وتتميز استراتيجية الورك من قبل الحركة المضادة للمرحلة من الجزء السفلي والعلوي من الجسم، والذي هو واضح على وجه التحديد في ترددات أكبر من 1 هرتز57. دراسة استراتيجية الورك يتطلب النمذجة الجسم مع اثنين على الأقل من الروابط، أي نموذج البندول مزدوجة المقلوبة.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

وليس لدى أصحاب البلاغ ما يكشفون عنه.

Acknowledgments

تم إجراء هذه المقالة من خلال منحة NPRP #6-463-2-189 من #81280 من المنحة الوطنية القطرية للبحوث وMOP من المعاهد الكندية للبحوث الصحية.

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

الهندسة الحيوية الإصدار 151 التحكم الوضعي موقف مضطرب رؤية الحسية الجسدية الدهليزية تصلب الكاحل تصلب جوهري صلابة منعكس تحديد النظام تمتد منعكس التحكم في حلقة مغلقة الواقع الافتراضي
الطرق التجريبية لدراسة السيطرة على الوضعية البشرية
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