Waiting
Login processing...

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

Bioengineering

İnsan Postural Kontrolünü İncelemek İçin Deneysel Yöntemler

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

Summary

Bu makale, insan postural kontrolü incelemek için deneysel/analitik bir çerçeve sunmaktadır. Protokol, ayakta deneyler yapmak, vücut kinematik ve kinetik sinyallerini ölçmek ve insan postural kontrolünün altında yatan mekanizmalar hakkında bilgi sağlamak için sonuçları analiz etmek için adım adım prosedürler sağlar.

Abstract

Sinir ve kas-iskelet sistemlerinin birçok bileşeni istikrarlı, dik insan duruşu elde etmek için uyum içinde hareket. İnsan postural kontrolünde yer alan farklı alt sistemlerin rolünü anlamak için uygun matematiksel yöntemlerle birlikte kontrollü deneylere ihtiyaç vardır. Bu makalede, kas-iskelet sistemi ve insan merkezi kontrolü rolünü anlamak amacıyla, tedirgin ayakta deneyler icra etmek, deneysel veri elde etmek ve sonraki matematiksel analiz yürütmek için bir protokol açıklanır dik duruş. Bu yöntemlerle elde edilen sonuçlar önemlidir, çünkü sağlıklı denge kontrolü hakkında bilgi sağlarlar, hastalarda ve yaşlılarda bozulmuş dengenin etyolojisini anlamak için temel oluştururlar ve müdahalelerin geliştirilmesine yardımcı olurlar. postural kontrol ve stabilite. Bu yöntemler somatosensoriyel sistemin rolünü, ayak bileği ekleminin içsel sertliğini ve postural kontrolde görme sisteminin rolünü incelemek için kullanılabilir ve vestibüler sistemin rolünü araştırmak için de uzatılabilir. Yöntemler bir ayak bileği stratejisi durumunda kullanılmak üzere, vücudun öncelikle ayak bileği eklemi hakkında hareket eder ve tek bağlantı ters sarkaç olarak kabul edilir.

Introduction

İnsan postural kontrolü merkezi sinir ve kas-iskelet sistemleri arasındaki karmaşık etkileşimler ile gerçekleştirilir1. Ayakta insan vücudu doğal olarak kararsız, iç çeşitli tabi (örneğin, solunum, kalp atışı) ve dış (örneğin, yerçekimi) tedirginlik. Stabilite merkezi, refleks ve içsel bileşenlere sahip dağıtılmış bir denetleyici ile sağlanır(Şekil 1).

Postural kontrol tarafından elde edilir: aktif bir kontrolör, merkezi sinir sistemi aracılığı (CNS) ve omurilik, kas aktivasyonunu değiştirir; ve kas aktivasyonunda değişiklik olmadan eklem hareketine direnen içsel bir sertlik kontrol örüntünü(Şekil 1). Merkezi denetleyici vücudu stabilize etmek için düzeltici kas kuvvetleri üreten azalan komutları oluşturmak için duyusal bilgileri kullanır. Duyusal bilgiler görsel, vestibüler ve somatosensoriyel sistemler tarafından aktarılır. Özellikle, somatosensoriyel sistem destek yüzeyi ve eklem açıları ile ilgili bilgi üretir; vizyon çevre ile ilgili bilgi sağlar; ve vestibüler sistem baş açısal hız, doğrusal ivme ve yerçekimi ile ilgili oryantasyon ile ilgili bilgi üretir. Merkezi, kapalı döngü denetleyicisi2kararsız olabilir uzun gecikmeler ile çalışır. Aktif denetleyicinin ikinci unsuru, kısa gecikme ile kas aktivitesi üreten ve eklem hareketine karşı direnç torküreten refleks sertliğidir.

Etkin denetleyicinin her iki bileşeniyle ilişkili bir gecikme sonu vardır; sonuç olarak, gecikmeden hareket eden eklem içsel sertliği, postural kontrolde önemli bir rol oynar3. İçsel sertlik kaslar pasif visko-elastik özellikleri tarafından oluşturulur, yumuşak dokular ve ekstremitelerin atalet özellikleri, herhangi bir eklem hareketine yanıt olarak anında direnç torkları üretir4. Eklem sertliği rolü (içsel ve refleks sertliği) postural kontrolde açıkça anlaşılamamıştır, çünkü kas aktivasyonu4,5,6 ve eklem pozisyonu ile tanımlanan çalışma koşulları ile değişir 4.2.2 , 7.000 , 8, her ikisi de vücut sallanıyor ile değiştirmek, ayakta doğasında.

Merkezi denetleyicinin ve eklem sertliğinin postural kontroldeki rollerinin belirlenmesi önemlidir, çünkü denge bozukluklarının etiyolojisinin tanısı; hastalar için hedefli müdahalelerin tasarımı; düşme riskinin değerlendirilmesi; yaşlılarda sonbahar önleme stratejilerinin geliştirilmesi; ve ortez ve protez gibi yardımcı cihazların tasarımı. Ancak, farklı alt sistemler birlikte hareket ve sadece genel sonuç vücut kinematik, eklem torkları ve kas elektromiyografi si ölçülebilir çünkü, zordur.

Bu nedenle, her alt sistemin katkısını değerlendirmek için ölçülebilir postural değişkenleri kullanan deneysel ve analitik yöntemler geliştirmek esastır. Teknik bir zorluk, postural değişkenlerin ölçümükapalı döngü içinde yapılır. Sonuç olarak, giriş ve çıktılar (neden-sonuç) birbiriyle ilişkilidir. Sonuç olarak, gerekli olan: a) dış pertürbasyonlar uygulamak (girdiler olarak) yanıtlarda postural reaksiyonlar uyandırmak için (çıktıolarak), ve b) sistem modelleri ve disentangle neden-sonuç tanımlamak için özel matematiksel yöntemler istihdam9.

Bu makalede bir ayak bileği stratejisi kullanıldığında postural kontrol üzerinde duruluyor, yani, hareketler öncelikle ayak bileği eklemi hakkında meydana geldiğinde. Bu durumda, üst vücut ve alt ekstremitebirlikte hareket, sonuç olarak, vücut sagittal düzlemde tek bağlantı ters sarkaç olarak modellenebilir10. Destek yüzeyi sağlam ve pertürbations küçük1,11olduğunda ayak bileği stratejisi kullanılır.

Uygun mekanik (proprioseptif) ve görsel duyusal tedirginlikleri uygulayabilen ve vücut kinematiği, kinetik ve kas aktivitelerini kaydedebilen ayakta duran bir cihaz laboratuarımızda geliştirilmiştir12. Cihaz, görsel veya/ve somatosensoriyel uyaranları kullanarak postural yanıtlar üreterek ayak bileği sertliğinin, merkezi kontrol mekanizmalarının ve etkileşimlerinin rolünü incelemek için gereken deneysel ortamı sağlar. Ayrıca mastoid süreçlerine doğrudan elektriksel stimülasyon uygulaması ile vestibüler sistemin rolünü incelemek için cihaz genişletmek mümkündür, bu kafa hızı hissi oluşturabilir ve postural tepkiler uyandırmak12,13 .

Diğerleri de insan postural kontrol çalışması için benzer cihazlar geliştirdik, doğrusal piezo elektrik aktüatörler11, döner elektrik motorları14,15, ve lineer elektrik motorları16,17 , 18 ayakta ayak bileği mekanik pertürbasyonları uygulamak için kullanılmıştır. Daha karmaşık cihazlar da aynı anda ayak bileği ve kalça eklemlerine birden fazla tedirginlik uygulamak mümkün olduğuçok segmentli postural kontrol çalışması için geliştirilmiştir ,20.

Ayakta aparat

İki servo kontrollü elektrohidrolik döner aktüatör, ayak bileği pozisyonunun kontrollü tedirginliklerini uygulamak için iki pedal hareket ettirin. Aktüatörler postural kontrol için gerekli olan büyük torklar (>500 Nm) üretebilir; bu özellikle ileri yalın gibi durumlarda önemlidir, vücudun kütle merkezi uzak olduğu (ön) rotasyon ayak bileği ekseninden, postural kontrol için ayak bileği tork büyük değerlere neden.

Her döner aktüatör ayrı bir orantılı servo vana tarafından kontrol edilir, pedal konumu geribildirim kullanılarak, aktüatör şaft üzerinde yüksek performanslı bir potansiyometre ile ölçülen(Malzeme Tablosu). Denetleyici, MATLAB tabanlı xPC tabanlı gerçek zamanlı, dijital sinyal işleme sistemi kullanılarak uygulanır. Aktüatör / servo-valf birlikte fazla 40 Hz bir bant genişliği var, çok genel postural kontrol sisteminin bant genişliği daha büyük, ayak bileği eklem sertliği, ve merkezi denetleyici21.

Sanal gerçeklik cihazı ve çevre

Bir sanal gerçeklik (VR) kulaklık(Tablo Malzemeler)görme tedirgin etmek için kullanılır. Kulaklık, kullanıcıya cihaza gönderilen ortamın stereoskopik görünümünü sağlayan ve üç boyutlu derinlik algısı sunan bir LCD ekran (çift AMOLED 3.6'' ekran ve göz başına 1080 x 1200 piksel çözünürlüğe sahip ekran içerir. Yenileme oranı 90 Hz, kullanıcılara sağlam bir sanal anlamda sağlamak için yeterli22. Ekranın görüş alanı 110°' dir ve gerçek dünyadaki durumlara benzer görsel tedirginlikler oluşturmaya yeterlidir.

Kulaklık, kullanıcının kafasının dönüşünü izler ve kullanıcının sanal ortama tamamen daldırılabilmek için sanal görünümü buna göre değiştirir; bu nedenle, normal görsel geribildirim sağlayabilir; ve aynı zamanda sagital düzlemde görme alanı döndürerek görme perturb olabilir.

Kinetik ölçümler

Dikey reaksiyon kuvveti dört yük hücresi ile ölçülür, ayak altında iki plaka arasında sıkışmış(Malzeme Tablosu). Ayak bileği torku, 565 Nm kapasiteli tork transdüserleri ve 104 kNm/rad ton sertliği ile doğrudan ölçülür; aynı zamanda yük hücreleri tarafından aktarılan dikey kuvvetlerden dolaylı olarak ölçülebilir, dönüş ayak bileği eksenine olan mesafeleri kullanılarak23, ayakta ayaklara uygulanan yatay kuvvetler küçük olduğunu varsayarak2,24. Basınç merkezi (COP) sagital düzlemde ayak bileği torku toplam dikey kuvvet, yük hücreleri23tarafından ölçülen bölünerek ölçülür.

Kinematik ölçümler

Ayak açısı pedal açısı ile aynıdır, çünkü ayak bileği stratejisi kullanıldığında, deneğin ayağı pedalla hareket eder. Dikey olarak sap açısı, 50 μm çözünürlüğe ve 750 Hz25bant genişliğine sahip bir lazer aralığı bulucu(Malzeme Tablosu)ile ölçülen sapın doğrusal yerinden dolaylı olarak elde edilir. Ayak bileği açısı ayak ve sap açılarının toplamıdır. Dikey egöre gövde açısı, sol ve sağ arka superior iliak dikenler (PSIS) arasındaki orta noktanın doğrusal yerinden dolaylı olarak elde edilir ve bir lazer aralık bulucu(Malzeme Tablosu)ile ölçülür. 100 μm ve bant genişliği 750 Hz23. Baş pozisyonu ve rotasyonu, vr ortamının küresel koordinat sistemine göre, milimetrenin altında olan kulaklık IR sensörleri tarafından alınan saniyede 60 darbeyle zamanlanmış kızılötesi (IR) darbeleri yayan VR sistem baz istasyonları tarafından ölçülür. Hassas.

Veri toplama

Tüm sinyaller 486,3 köşe frekansına sahip bir takma ad filtresi ile filtrelenir ve daha sonra 1000 Hz'de yüksek performanslı 24 bit/8 kanallı, eşzamanlı örnekleme, dinamik sinyal edinme kartları(Tablo)dinamik bir 20 V aralığındadır.

Güvenlik mekanizmaları

Deneklerin yaralanmasını önlemek için ayakta duran cihaza altı güvenlik mekanizması dahil edilmiştir; pedallar ayrı ayrı kontrol edilir ve birbirine asla müdahale edilmez. (1) Aktüatör şaftında, şaft dönüşü ± 20° yatay konumundan geçerse hidrolik basıncı kesen bir valfi mekanik olarak çalıştıran bir kam vardır. (2) İki ayarlanabilir mekanik durak aktüatörün hareket aralığını sınırlar; bunlar, her deneğin her denemeden önceki hareket aralığına göre ayarlanır. (3) Hem denek hem de deneyci panik düğmesine basılıtutar; düğmeye basıldığında hidrolik güç aktüatörlerden kesilir ve gevşemelerine neden olur, böylece elle hareket ettirilebilirler. (4) Konunun her iki tarafında bulunan korkuluklar, istikrarsızlık durumunda destek sağlamak için kullanılabilir. (5) Denek, düşme durumunda onları desteklemek için tavandaki sert çapraz çubuklara bağlı tam vücut koşum takımı(Malzeme Tablosu)giyer. Koşum gevşektir ve nesne kararsız olmadığı sürece normal duruşu engellemez, koşum nesnesinin düşmesini önler. Düşme durumunda pedal hareketleri, panik düğmesi veya deneyci tarafından konu tarafından manuel olarak durdurulur. (6) Servo-valfler elektrik beslemesinin kesintiye uğraması durumunda aktüatörlerin dönüşlerini arıza emniyetli mekanizmalar kullanarak durdurur.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

Tüm deneysel yöntemler McGill Üniversitesi Araştırma Etik Kurulu tarafından onaylanmıştır ve denekler katılmadan önce bilgilendirilmiş onayları imzalarlar.

1. Deneyler

NOT: Her deneme aşağıdaki adımları içerir.

  1. Ön test
    1. Gerçekleştirilecek tüm denemelerin kesin bir anahatını hazırlayın ve veri toplama için bir denetim listesi hazırlayın.
    2. Gerekli tüm bilgileri içeren bir onay formu verin, iyice okumalarını, sorularınızı yanıtlamalarını isteyin ve sonra formu imzalamalarını isteyin.
    3. Deneğin ağırlığını, boyunu ve yaşını kaydedin.
  2. Konu hazırlığı
    1. Elektromiyografi ölçümü
      1. Ayak bileği kaslarının elektromiyografisinin (EMG) ölçümü için 1 cm'lik elektrot mesafesi olan tek diferansiyel elektrotlar(Malzeme Tablosu)kullanın.
      2. Toplam 1000 kazanç ve 20−2000 Hz bant genişliğine sahip bir amplifikatör(Malzeme Tablosu)kullanın.
      3. Gürültü oranına (SNR) ve minimal çapraz konuşma için yüksek bir sinyal sağlamak için, elektrot eki alanlarını Seniam projesi26tarafından sağlanan yönergelere göre bulun ve işaretleyin: (1) medial gastroknemius (MG) için, en belirgin şişkinlik kas; (2) lateral gastroknemius için (LG), fibula başı ve topuk arasındaki çizginin 1/3; (3) soleus (SOL) için, femur medial kondiles ve medial malleolus arasındaki hattın 2/3; (4) tibialis anterior için (TA), fibula ucu ve medial malleolus ucu arasındaki çizginin 1/3.
      4. İşaretli bölgeleri jiletle tıraş edin ve cildi alkolle temizleyin. Cildin iyice kurumasını bekleyin.
      5. Referans elektrot için patella üzerinde kemikli bir alan tıraş ve alkol ile temizleyin.
      6. Denek rahat bir supine pozisyonda yalan var.
      7. Referans elektrot'u patellanın tıraşlı alanına yerleştirin.
      8. Elektrotları kasların tıraşlı bölgelerine tek tek takın, çift taraflı bant kullanarak, elektrotların cilde güvenli bir şekilde sabitolmasını sağlamaya özen.
      9. Her elektrot yerleştirdikten sonra, deneğe direnç karşısında plantarflexing/dorsiflexing kontraksiyonu yapmasını isteyin ve EMG sinyalinin yüksek Bir SNR'ye sahip olduğundan emin olmak için bir osiloskoptaki dalga formlarını inceleyin. Sinyal SNR zayıfsa, elektrotları yüksek SNR'li bir konuma gelene kadar hareket ettirin.
      10. Nesnenin hareketlerinin EMG kabloları tarafından engellenmediğinden emin olun.
    2. Kinematik ölçümler
      1. Sap açısı ölçümü için kullanılacak bir kayışile sapa yansıtıcı bir işarettintin.
        NOT: Belirli bir dönüş için mümkün olan en büyük doğrusal yer değiştirmeoluşturmak için sap işaretçisini mümkün olduğunca yüksek bir yere yerleştirin, bu nedenle açısal çözünürlüğü geliştirin.
      2. Denek vücut koşumuna tak.
      3. Üst gövde açısı ölçümü için kullanılacak bir kayış ile deneğin beline yansıtıcı bir işarettintakın. Bel yansıtıcı belirteci sol ve sağ PSIss arasında orta noktada yerleştirilir ve konunun giyim bel yansıtıcı yüzeyi kaplamaz emin olun.
      4. Denek ayakta ki aparata binsin.
      5. Deneğin ayak pozisyonunu, her bacağın lateral ve medial malleollerini pedalın dönüş eksenine hizalamak için ayarlayın.
      6. Bir işaretleyici ile deneğin ayak konumlarını ana hatlarını ve deneyler sırasında aynı yerlerde ayaklarını tutmak için talimat. Bu, ayak bileklerinin ve aktüatörlerin dönme eksenlerinin deneyler boyunca hizalı kalmasını sağlar.
      7. Yansıtıcı belirteçlerin merkezine işaret edecek şekilde lazer aralık bulucularının dikey konumunu ayarlayın. Lazer aralık bulucu sularını ve yansıtıcı işaretleri arasındaki yatay mesafeyi ayarlayın, böylece aralık bulucuları orta aralıklarında çalışır ve sessiz duruş sırasında doygunluk yapmayın.
      8. Konu ayak bileği hakkında ileri ve geri eğilin ve lazerler kendi çalışma aralığı içinde kalmasını sağlamak.
      9. Rotasyon ayak bileği eksenine göre lazer aralığı bulucuların yüksekliğini ölçün.
        NOT: Bu yükseklikler, doğrusal yer değiştirmeleri açılara dönüştürmek için kullanılır.
    3. Deneysel protokoller
      1. Her deneme koşulu için ne beklemesi gerektiğini konuyu bildirin.
      2. Deneğe, ileriye bakarken elleri yanında sessizce durmasını ve gerçek dünyadaki tedirginliklerle karşılaştığında dengelerini koruduklarını öğretin.
      3. Tedirgin denemeler için, tedirginlik başlayın ve konu uyum sağlar.
      4. Özne kararlı bir davranış oluşturduktan sonra veri toplamayı başlatın.
      5. Yorgunluğu önlemek için her denemeden sonra yeterli dinlenme süresi ile konu sağlayın. Daha fazla zamana ihtiyaçları olup olmadığını görmek için onlarla iletişim kurun.
      6. Aşağıdaki denemeleri gerçekleştirin.
        1. Cihaz testi için, nesnenin gelişinden önce sensör verilerini 2 saat incelemek için 2 dakika lık bir test yapın. Kaydedilen sensör verilerinde düzensiz büyük seslere veya uzaklıklara bakın. Sorun varsa, konu gelmeden önce bunları çözün.
        2. Sessiz bir duruş için, hiçbir tedirginlik ile 2 dakika sessiz ayakta deneme gerçekleştirin.
          NOT: Bu deneme, pertürbations yanıt olarak postural değişkenler değiştirmek olup olmadığını / nasıl belirlemek için gerekli bir başvuru sağlar.
        3. Tedirgin deneyler için, tedirginliği çalıştırın ve 2−3 dk. Amaç somatosensoriyel sistemin/ayak bileği sertliğinin ayaktaki rolünü araştırmaksa pedal pertürbasyonları uygulayın. Amaç postural kontrolde görmenin rolünü incelemekse görsel tedirginlikler uygulayın. Amaç postural kontrolde iki sistem etkileşimini incelemek ise aynı anda görsel ve pedal perturbations uygulayın.
          NOT: Pedal tedirginlikleri duran cihazın pedallarının dönüşü olarak uygulanır. Benzer şekilde, sanal görsel alanın VR kulaklığı kullanılarak döndürülerek görsel tedirginlikler uygulanır. Pedal/görme alanının açısı, çalışmanın hedeflerine bağlı olarak seçilen bir sinyali izler. Tartışma bölümünde, postural kontrolün incelenmesinde kullanılan tedirginlik türleri ve her bir tedirginliğin yararları ile ilgili ayrıntılar verilmektedir.
      7. Her belirli bir tedirginlik için en az 3 deneme gerçekleştirin.
        NOT: Toplanan veriler üzerinde analiz yapılırken modellerin güvenilirliğini sağlamak için birden çok deneme yapılır; örneğin, modelleri doğrulamak çapraz mümkündür.
      8. Deneklerin belirli bir tedirginlik tepki meyi öğrenmediğinden emin olmak için denemeleri rasgele sırayla gerçekleştirin; bu da zaman değişen davranışı denetlemek mümkün kılar.
      9. Edinilen sinyallerin yüksek kalitede olduğundan emin olmak için her denemeden sonra verileri görsel olarak kontrol edin.

2. İnsan postural kontrolünün belirlenmesi

  1. Vücut açısının görsel tedirginliklerle dinamik ilişkisinin parametrik olmayan tanımlaması
    1. Deney
      1. Bölüm 1.1 ve 1.2'deki adımlara göre 2 dakika boyunca görsel olarak tedirgin denemeler elde edin.
      2. 0,087 rad ve 0,105 rad/s hıza sahip bir yamuk sinyal (TrapZ) kullanın.
      3. Pedal konumunu sıfır açıyla sabit tutun.
    2. Analysis
      NOT: 2.1.2 ve 2.2.2 bölümlerindeki veri analizi MATLAB kullanılarak gerçekleştirilir.
      1. Aşağıdaki komutları kullanarak ham gövde açısını ve görsel tedirginlik sinyallerini (en yüksek gözlemlenebilir frekans 10 Hz olacak şekilde) yok edin:
        Equation 1
        Equation 2
        Nerede
        Equation 3
        Equation 4
        Equation 5
        NOT: 1 kHz'lik bir örnekleme oranı için, en yüksek frekans10 Hz'e sahip olmak için yoklama oranı 50 olmalıdır.
      2. Güç tahmini için pencere uzunluğunu belirleyecek en düşük ilgi sıklığını seçin.
        NOT: Burada minimum 0,1 Hz frekansı seçilir, bu nedenle güç tahmini için pencere uzunluğu 1/0.1 Hz = 10 s'dir. Frekans çözünürlüğü minimum frekansla aynıdır ve bu nedenle hesaplamalar 0,1, 0,2, 0,3, ..., 10 Hz için yapılır.
      3. Güç spektrumunu bulmak için pencere türünü ve çakışma derecesini seçin.
        NOT: 120 s'lik bir deneme uzunluğu için, %50 çakışan 10 s Hanning pencereleri, güç spektrumu tahmini için ortalama 23 segmentin intihanı sağlar. Verileri 20 Hz'e döktükettiğimizden beri, 10'luk bir pencerenin uzunluğu 200 örnek.
      4. Sistemin Equation 6 frekans yanıtını (FR) bulmak için işlevi kullanın:
        Equation 7
        Nerede
        Equation 8
        Equation 9
        Equation 10
        Equation 11
        NOT: Sunulan Equation 6 fonksiyon, belirtilen frekanslarda Equation 12 yok edilmiş VR pertürbasyonu ile gövde açısı arasındaki çapraz spektrumu, belirtilen uzunluğa Equation 13 sahip bir Hanning penceresi ve çakışma sayısının Equation 14 (yani, 50% örtüşme). Benzer şekilde, VR girişinin otomatik spektrumu hesaplar. Daha sonra, tahmini çapraz spektrum ve otomatik spektrum kullanarak, sistemin FR'sini hesaplar.
      5. Aşağıdaki komutları kullanarak, adım 2.1.2.4'te tahmini FR'nin kazancını ve aşamasını bulun:
        Equation 15
        Equation 16
        Nerede
        Equation 17
        Equation 18
      6. Aşağıdaki komutu kullanarak tutarlılık işlevini hesaplayın:
        Equation 19
        Nerede
        Equation 20
        NOT: Equation 21 fonksiyon arasında Equation 22 Equation 23 tutarlılık bulmak için benzer bir Equation 24 yordam izler .
      7. Sıklığın bir fonksiyonu olarak kazancı, aşamayı ve tutarlılığı çizin.
        Equation 25
        Equation 26
        Equation 27
        NOT: Sunulan yöntem, hem görsel hem de mekanik tedirginliklerin uygulandığı, çoklu girişli, çoklu çıkışlı (MIMO) FR tanımlama yönteminin kullanılması gereken duruma genişletilebilir9. Tanımlama aynı zamanda altuzay yöntemi (doğal olarak MIMO sistemleri ile ilgilidir)27 veya MIMO Box-Jenkins28gibi parametrik transfer fonksiyonu yöntemleri kullanılarak da yapılabilir. MATLAB sistem tanımlama araç kutusunda hem altuzay hem de Box-Jenkins (ve diğer yöntemler) uygulanmaktadır.
  2. Ayakta ayak bileği içsel sertliğinin parametrik tanımlaması
    1. Deney
      1. 2 dakika boyunca mekanik olarak tedirgin denemeler yapın. 0,02 rad tepeden tırnağa genlik ve 200 ms'lik bir anahtar aralığı yla sözde rastgele ikili diziler (PRBS) perturbasyonu kullanın.
    2. Analysis
      1. Ayak hızını elde etmek içinEquation 28ayak sinyalini bir kezEquation 29 ayırt etmek ( ,Equation 30 ayak ivmesi elde etmek için iki kez ( ve onun elde etmek için üç kez ( Benzer şekilde hız ve ivme elde etmek için tork ayırt, aşağıdaki kullanarak Komut:
        Equation 31
        Nerede
        Equation 32
        Equation 33
        Equation 34
      2. Aşağıdaki komutu kullanarak darbeleri bulmak için ayak hızının yerel maxima ve yerel minima konumunu hesaplayın:
        Equation 35
        Equation 36
        Nerede
        Equation 37
        Equation 38
        Equation 39
        Equation 40
        NOT: Equation 41 fonksiyon tüm yerel maxima (pozitif ayak hızı) ve konumlarını bulur. Yerel minima bulmak için, aynı fonksiyon kullanılır, ancak ayak açısı hızı işareti ters olmalıdır.
      3. Aşağıdaki komutu kullanarak, 50 Hz köşe frekansı ile8 sıra Butterworth düşük geçişli filtre tasarlayın:
        Equation 42
        Equation 43
        Equation 44
        Equation 45
        Equation 46
      4. Butterworth filtresini kullanarak sıfır faz kayması ile tüm sinyalleri filtreleyin:
        Equation 47
        Equation 48
        Equation 49
        NOT: "filtfilt" fonksiyonu filtrelenmiş sinyalde herhangi bir değişiklik yapmaz. Bir kayma oluşturduğundan "filtre" işlevinikullanmayın.
      5. Ayak hızını çizin ve görsel olarak ayak hızının ekstremisi ile darbenin başlangıcı arasındaki zaman diliminin tahminini bulun (en yüksek hızdan önce sıfır ayak hızına sahip ilk noktadır). Bu çalışmada pertürbasyon için, bu nokta 2.2.2.2 adımda bulunan hız ekstremaönce 25 ms oluştu.
      6. Her darbe için, darbe başlamadan önce 25 ms ayak bileği tork ortalaması olarak ayak bileği arka tork hesaplamak, yani, hız ekstrema önce 25 ms kadar 50 ms başlayan segmentinde tork ortalaması. Aşağıdaki komutu kullanarak pozitif bir hız ile kth darbe için bunu yapın:
        Equation 50
        Equation 51
        Equation 52
        NOT: Bu adım 2.2.2.2 bulunan maksimum ve minimum hızları (negatif ayak hızı) için yapılır.
      7. Aşağıdaki komutu kullanarak tüm darbeler için en az ve maksimum arka plan torklarını bulun:
        Equation 53
        Equation 54
      8. Her darbe için, aşağıdaki komutu kullanarak, darbe başladıktan sonra (içsel tork segmenti olarak) 65 ms tork verilerini ayıklayın:
        Equation 55
        Equation 56
        NOT: Bu da ayak bileği tork birinci ve ikinci türevi için yapılır (içsel tork birinci ve ikinci türevi sağlamak için), yanı sıra, ayak açısı, ayak hızı, ayak ivme, ve ayak.
      9. Kth intrinsic tork segmentindeki değişimi aşağıdaki komutu kullanarak ilk değerinden hesapla:
        Equation 57
        NOT: Bu elde etmek için ayakEquation 58açısı için benzer şekilde yapılır.
      10. Tork aralığını (adım 2.2.2.7'de elde edilen) 3 Nm genişliğindeki kutulara bölün ve her bir kutuda arka plan torku olan darbeleri bulun.
        NOT: Bu"bul" fonksiyonu ve dizinleme kullanılarak yapılır. Ayak bileği arka plan torku önemli ölçüde değişmez beri içsel sertlik, her kutu sabit olduğu varsayılır.
      11. Genişletilmiş içsel modelin (EIM)29'uniçsel sertlik parametrelerini tahmin edin , j grubuEquation 59ndaki darbeleri kullanarak jth bin için ( ).
        1. Vektörü Equation 60 oluşturmak için jth kutusundaki tüm içsel tork yanıtlarını biraraya getirmek:
          Equation 61
          j Equation 62 grubunda iEquation 63th ( ) içsel tork tepkisi nerededir.
          NOT: Benzer şekilde, adım 2.2.2.11.2'de kullanılacak jgrubu içsel tork birinci ve ikinci türevleri ve kontakt ayak açısı, hız ve ivme.
        2. Gerici matrisoluşturmak için ayak açısı, hız, ivme ve yanı sıra grup j tork birinci ve ikinci türevi birlikte yerleştirin:
          Equation 64
        3. Backslash (\) işleci kullanarak jgrubu için içsel sertlik parametrelerini bulun:
          Equation 65
        4. Düşük frekanslı Equation 66 içsel sertlikEquation 67olarak dördüncü elemanı ayıklayın.
      12. Tüm gruplar (kutular) için bölüm 2.2.2.11'deki adımları gerçekleştirin ve buna karşılık gelen düşük frekanslı içsel sertliği tahmin edin.
      13. Tüm tahmini düşük frekanssertlik değerlerini öznenin kritik sertliğine göre bölün:
        Equation 68
        m öznenin kütlesi, g yerçekimi ivme, Equation 69 ve dönme ayak bileği ekseni üzerinde kütle nin vücut merkezinin yüksekliği, antropometrik veri elde30. Bu normalleştirilmiş sertlikEquation 70verir ( ).
      14. Ayak bileği arka plan torkuEquation 71arka plan COP pozisyonuna dönüştürün ( ) ilgili ölçülen dikey kuvvetler ile ayak bileği arka torkbölerek.
      15. Baskı Equation 72 merkezinin bir fonksiyonu olarak çizim.
        Equation 73
        Nerede
        Equation 74
        Equation 75

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

Sözde rastgele üçüncül dizi (PRTS) ve TrapZ sinyalleri

Şekil 2A, sözde rastgele hız profilinin entegre edilmesiyle oluşturulan bir PRTS sinyalini gösterir. Her örneklem Equation 76 zamanı için, sinyal hızı sıfıra eşit olabilir veya önceden Equation 77 tanımlanmış pozitif veya negatif bir değer elde edebilir. Geniş spektral bant genişliğine sahip PRTS girdileri kontrol edilerek Equation 77 Equation 78 ve farklı tepeden tırnağa genliklere ölçeklendirilebilir. Ayrıca, PRTS periyodik, ama öngörülemeyen, hangi postural kontrol çalışması için arzu edilir. Okuyucu PRTS sinyal31ayrıntılı açıklama için aşağıdaki makaleye sevk edilir.

Şekil 2B bir TrapZ sinyali gösterir. Bu sıfır değerde başlar ve Equation 79 rasgele bir Equation 80 dönemden sonra (minimum), sinyal rasgele maksimumEquation 81genlik kadar Equation 82 rampaları ( ) birEquation 83hız veya Equation 84 rampalar aşağı minimum genlik ( ) bir hız ile . Sinyal rasgele bir süre için maksimum veya Equation 85 minimumda Equation 80 kalır (minimum) ve Equation 82 Equation 84 sonra hız veya sıfıra döner. Döngü sıfırdan yeniden başlar. Bu PRTS aksine, TrapZ sıfır ortalama sinyal olduğu açıktır, ve bu nedenle, postural yanıtta non-stationarity neden olmaz. Buna ek olarak, sinyal değerinin değişim zamanlaması ve değişimin yönü (yani pozitif veya negatif hız) rasgele olduğu için, tahmin edilemez.

Vücut açısının görsel pertürbasyon sistemine tanımlanması

Şekil 3 TrapZ görsel tedirginlikleri ile tipik bir ayakta deneme sinyalleri gösterir. Şekil 3A, sagital düzlemde görüş alanının 0 ± 0,087 rad (5°) arasında döndüğü VR perturbasyonunu gösterir. Şekil 3C,E ayak bileği ve vücut açıları gösterir, çok benzer, ayak açısı sıfır olduğundan, ve sap ve üst vücut birlikte hareket. Şekil 3G ayak bileği torku gösterir, hangi sap ve vücut açıları ile ilişkilidir. Şekil 3B D,F,H ayak bileği kaslarından emg'leri gösterir. SOL ve LG'nin sürekli olarak aktif olduğu açıktır, MG periyodik olarak vücut sallayıcısı ile büyük aktivite patlamaları üretir ve TA sessizdir.

Şekil 4, Şekil 3'tekiveriler için gövde açısına görsel girdi ile ilgili aktarım fonksiyonunun FR'sini gösterir. İlk adım tutarlılığı incelemektir, çünkü kazanç ve faz yalnızca tutarlılık yüksek olduğunda anlamlıdır (tutarlılık 1 olduğunda, giriş ve çıktı arasında doğrusal gürültüsüz bir ilişki vardır; giriş çıktısı 1'den küçük bir tutarlılık gerçekleşir ilişki doğrusal olmayan veya veri gürültülü). Tutarlılık 0.1−1 Hz arasında, düşük frekansta en yüksek ve yüksek frekanslarda önemli ölçüde düşer. Kazanç başlangıçta 0,1 Hz'den 0,2 Hz'e yükselir ve daha sonra 1 Hz'e kadar düşer, bu da vücudun yüksek ataletine bağlı beklenen düşük geçiş davranışını gösterir. Faz da sıfırdan başlar ve frekansla neredeyse doğrusal olarak azalır, bu da girdiye göre çıktının geciktiğini gösterir.

Ayak bileği içsel sertlik parametrelerinin belirlenmesi

Şekil 5 tipik bir tedirgin ayakta deneme için ölçülen sinyalleri gösterir. Şekil 5A, 0,02 rad ve 200 ms'lik bir anahtarlama aralığıile pedal perturbasyonunu gösterir. Şekil 5C ayak bileği açısını gösterir, hızlı değişiklikler ayak hareketi nedeniyle ise diğer değişiklikler sway ile sap hareketinin sonucudur. Şekil 5E, yaklaşık 0,04 rad. Şekil 5G ölçülen ayak bileği torku gösterir bir tepe-to-peak hareketi ile tedirginlik yanıt olarak vücut açısı gösterir; iki bileşen belirgindir: gövde sallanması ile tork modülasyonu, ve büyük aşağı tepe, streç refleks tork yanıtı gösteren (genellikle bir dorsiflexing darbe sonra oluyor). Şekil 5B ,D,F,H SOL, MG, LG ve TA EMG'leri gösterir. TS kaslarının sürekli olarak aktif olduğu ve germe refleksleri nedeniyle büyük aktivite patlamaları gösterdiği açıktır. TA çoğunlukla sessiz, birkaç zirveleri dışında, Hangi TS kasları çapraz konuşma gibi görünüyor, Onlar TS kaslarının streç refleks aktivitesi ile aynı anda meydana çünkü.

Şekil 6 tipik bir darbe pozisyonu pertürbasyonu gösterir, hızı ve ilgili SOL EMG ve tork yanıtı. İçsel yanıt 25 ms önce başlar ve pik ayak hızı sonra 40 ms kadar sürer; SOL EMG'deki tepe refleks yanıtının varlığını gösterir. Ön tepki segmenti, tepe hızı önce başlayan 50 ms arka plan tork bulmak için kullanılır.

Şekil 7, Şekil 5'tegösterilen deneğin sol ve sağ tarafları için COP pozisyonunu bir fonksiyon olarak içsel sertliği gösterir; sertlik sunulan analiz yöntemi kullanılarak tahmin edilebildi. Bu içsel sertlik sabit değil, postural sallanma ile önemli ölçüde değişir olduğu açıktır. Cop dönüş ayak bileği ekseninden daha uzağa hareket ettikçe sertlik artar, çünkü bu değişiklikler işlevsel olarak uygun görünür, düşme olasılığı daha yüksek olduğu23.

Figure 1
Şekil 1: Postural kontrol modeli: vücut doğal olarak kararsız ve destabilizing yerçekimi tork tabidir (Equation 87) ve bozuklukları. Kararlı dik duruş düzeltici kas kuvvetleri tarafından korunur, merkezi bir kontrolör tarafından oluşturulan, spinal germe refleksleri, ve içsel mekanik eklem sertliği. Esneme refleksi ve santral katkılarına bağlı kas aktivasyonu EMG aktivitesinde belirgindir. Sadece kırmızı sinyaller ölçülebilir, siyah sinyaller ise ölçülemez. Bu rakamın daha büyük bir sürümünü görüntülemek için lütfen buraya tıklayın.

Figure 2
Şekil 2: PRTS ve TrapZ sinyallerinin üretimi. (A) PRTS sinyali. Bir uyarıcı, 0, 1 ve 2 değerlerini içeren ve sabit bir süre için 0, +v ve -v sabit hızlarına karşılık gelen Equation 88 242 uzunluktaki PRTS dizisinden oluşturulur. Hız, pertürbasyon sinyali olarak kullanılan konumu oluşturmak için entegre edilmiştir. Pertürbasyon sinyalinin dönemi Equation 89 eşittir , m vardiya kayıt alanı nın sahne numarası, hız dizisi belirleyen. (B) TrapZ sinyali. Sinyal sıfırdan başlar; rasgele bir zamanEquation 79aralığından sonra (), maksimum (Equation 81) veyaEquation 90 minimum değerine (sabit bir hızile) yukarı veyaEquation 85aşağı rampalar; sinyal rasgele bir zaman aralığı sonra sıfıra geri gider ( ) ve tüm döngü yeniden başlar. Bu rakamın daha büyük bir sürümünü görüntülemek için lütfen buraya tıklayın.

Figure 3
Şekil 3: TrapZ görme perturbasyonu ile tipik deneysel deneme; tepeden tepeye pertürbasyon genliği 0,174 rad ve hız 0.105 rad/s'dir. (A) VR perturbasyon açısı, sagital düzlemde görüş alanının dönüşünü gösterir. (C) Ayak bileği açısı, hangi sap açısı ile aynıdır, ayak hareket etmez gibi. (E) Vücut açısı. (G) Ayak bileği torku. (B, D, F, H) RAW düzeltilmiş EMG SOL, MG, LG ve TA; SOL ve LG sürekli aktif, MG vücut salite ile ilişkili aktivite patlaması gösterirken, ve TA sessiz. Bu rakamın daha büyük bir sürümünü görüntülemek için lütfen buraya tıklayın.

Figure 4
Şekil 4: Şekil 3'te sunulan verilerden tahmin edilen vücut açısıile görsel tedirginlik arasındaki dinamik ilişkinin frekans tepkisi. Kazanç (üst panel) frekans fonksiyonu olarak girdiye çıktıgenlik oranını gösterir; düşük geçiş davranışı gösterir. Faz (orta panel) frekans fonksiyonu olarak giriş ve çıkış aşaması arasındaki farkı gösterir. Tutarlılık (alt panel), çıkış gücünün ne kadarının her frekanstaki giriş gücüyle doğrusal ilişkili olduğunu ölçen bir indeks sağlar. 1 tutarlılığı mükemmel doğrusal giriş-çıkış ilişkisini gösterir; ancak, gürültü veya doğrusal olmayan varlığı azaltır. Bu rakamın daha büyük bir sürümünü görüntülemek için lütfen buraya tıklayın.

Figure 5
Şekil 5: Tipik PRBS pozisyon pertürbasyon denemesi; tepeden tepeye pertürbasyon genliği 0,02 rad ve anahtarlama aralığı 200 ms'dir. (A) Ayak açısı, ayak pedalı ile hareket ettiği için pozisyon tedirginliği ile aynıdır. (C) Ayak bileği açısı; rasgele değişiklikler sway ile sap hareketi nedeniyle. (E) Vücut açısı, vücudun ters sarkaç gibi davrandığını varsayarak elde edilir. (G) Ölçülen ayak bileği torku yük hücreleri verilerini oluşturur. (B, D, F, H) SOL, MG, LG ve TA Ham EMG; TS kaslarıtüm sürekli aktif, büyük zirveleri streç refleks aktivitesi ni yansıtırken; TA çoğunlukla sessiz. Bu rakamın daha büyük bir sürümünü görüntülemek için lütfen buraya tıklayın.

Figure 6
Şekil 6: Genişletilmiş bir zaman ölçeğinde Şekil 5'te gösterilen denemeden bireysel bir darbe. (A) Ayak açısı, (B) ayak hızı, (C) SOL EMG ve (D) ayak bileği torku. Dikey noktalı çizgiler yanıtı ön yanıt (25 ms), içsel yanıt (65 ms) ve refleks yanıtına (300 ms) ayırır; pozitif tork ve açılar dorsifleksiyona karşılık gelir. Bu rakam için veri Amiri ve Kearney23alınır. Bu rakamın daha büyük bir sürümünü görüntülemek için lütfen buraya tıklayın.

Figure 7
Şekil 7: Şekil 5'te gösterilen verilerden elde edilen tipik bir öznenin sol ve sağ tarafı için COP pozisyonunun bir fonksiyonu olarak tahmini normalleştirilmiş içsel sertlik. Çubuklar sertlik değerlerinin %95 güven aralıklarını gösterir. Bu rakam için veri Amiri ve Kearney23alınır. Bu rakamın daha büyük bir sürümünü görüntülemek için lütfen buraya tıklayın.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

İnsan postural kontrolünü incelemek için bu deneylerin icrasında birkaç adım çok önemlidir. Bu adımlar sinyallerin doğru ölçümü ile ilişkilidir ve şunlardır: 1) ayak bileği torklarının doğru ölçümü için, pedalların dönme sapı ayak bileği ekseninin doğru hizalanması. 2) Aralık bulucularının kendi aralıklarında çalıştıklarından ve deneyler sırasında doygun olmadıklarından emin olmak için doğru kurulumu. 3) Kaliteli ve en az çapraz konuşma ile EMG ölçümü. 4) Uygun pertürbations uygulanması, hangi yeterli yanıtları uyandırmak, ancak normal postural kontrolü bozmak değil. 5) Vücut kayması ve yorgunluk kaçınırken, amaçlanan analize dayalı uygun bir deneme uzunluğu seçimi. Deneylere ek olarak, analiz de dikkatle yapılmalıdır. Mekanik olarak tedirgin ayakta elde edilen verilerden elde edilen içsel sertlik tahmini için, NO refleks tork (TS kaslarda aktivite patlaması kısa bir süre sonra başlar) sağlayan bir şekilde içsel yanıt uzunluğu seçmek için önemlidir Dahil. Buna ek olarak, birçok çalışma da içsel sertlik ayakta değişmez varsayılır rağmen11,14,15, Yeni bir çalışma ile sertlik modülasyonu için hesap önemli olduğunu gösterdi postural sway ile ilişkili ayak bileği tork değişiklikleri23,32. Herhangi bir girişten çıkışa dinamik ilişkinin FR'sini belirlemek için en önemli adım, pencere uzunluğu ve çakışması seçerek, kayıt uzunluğuna uygun çapraz spektrum ve güç spektrumunu doğru bir şekilde tahmin etmektir.

Tedirginliklerin tasarımı, insan daimi deneylerinde önemli bir adımdır. Destek yüzeyinin açısı veya görme alanının açısı olarak verilen postural kontrolün incelenmesinde farklı tipte mekanik ve görsel tedirginlikler kullanılmıştır. Bunlar arasında çok sinüs, düşük geçişli filtreli gürültü, sözde rastgele üçüncül sıra (PRTS) ve diğerleri3,9,10,12,18,24,31 ,33,34. Ancak, sözde rasgele ikili dizi (PRBS) kullanımı mekanik pertürbasyonlar için avantajlıdır, çünkü: 1) Belirli bir tepe-to-tepe genlik için, seçerek kontrol edilebilir frekansları geniş bir yelpazede üzerinde en yüksek güç sağlar anahtarlama oranı3; 2) Bu öngörülemeyen, henüz tekrarlanabilir, mümkün ortalama gürültü azaltmak için yapım; 3) Düşük mutlak ortalama hıza sahip bir PRBS girişi refleks tepkileri oluşturur, ayakta streç reflekslerin sayısallaştırılmasını sağlar. Görme sistemi için, adım darbeleri önemli bir postural yanıt uyandırmaz, çünkü görme sistemi görme alanındaki hızlı değişiklikleri takip edemez. Buna ek olarak, tek frekanslı sinüzoidler gibi öngörülebilir girişler tahmin edici davranışlar oluşturabilir. Çoklu sinüs sinyalleri görsel tepkilerin incelenmesinde etkili değildir, çünkü hızlı ve sürekli değişimleri takip etmek zordur ve deneklerin hareket hastası olmasına neden olabilir. PRTS sinyalleri, bilgilendirici bir girdi olduğu için, ayakta görme sistemini incelemek için kapsamlı olarak kullanılmıştır; görme alanının hareketleri sürekli değil ayrıktır ve tutarlı görsel tepkiler oluşturmak için hızları kontrol edilebilir. PRTS iyi performans alsa da, postural kontrolde sabit olmayan kontrollere neden olabilecek ve tanımlamayı zorlaştıran sıfır olmayan bir ortalama sinyaldir. Bu nedenle, TrapZ öngörülemeyen, ayrık ve sıfır ortalama(Şekil 2B)olan bu sorunu gidermek için tasarlanmıştır. Deneylerin tasarımında dikkat edilmesi gereken bir diğer önemli nokta da tedirginlik genliğidir. Genel olarak, amaç doğrusal analiz yapmak ve ayak bileği stratejisinden sapmamak olduğunda düşük genlikli tedirginlikler kullanılmalıdır. Ayak bileği stratejisinin geçerliliği analitik olarak kontrol edilebilir35, ve büyük sapmalar varsa, hangi büyük pertürbasyon genlikleri tarafından oluşturulabilir, doğrusal olmayan analiz yöntemleri, ayakta vücudun çok segmentli modelleri eşliğinde, olabilir gerekli36.

Tedirginlik tasarımı için başka bir husus, model parametrelerinin güvenilir tahminlerine izin verecek kadar uzun olması gereken deneme uzunluğudur. Ancak, çok uzun denemeler istenmeyen, çünkü konu nun vücut yönünü değiştirmesine neden olabilir, bu da sistem modellemesini ve tanımlamayı zorlaştıran bir durağan olmayan bir şekilde sonuçlanır. 2 ile 3 dakika arasında bir deneme süresi en uygunudur. Bu deneme süresi genellikle yorgunlukla sonuçlanmaz, denemeler arasında yeterli bir dinlenme süresi nin uygulanması koşuluyla. Analiz yöntemi de gerekli deneme uzunluğunu etkiler. FR veya impuls yanıt fonksiyonu kullanılarak doğrusal bir analiz kullanılırsa, en düşük ilgi sıklığı kayıt uzunluğunu belirler. Pencere uzunluğunun tersi minimum frekansa eşittir, bu nedenle, daha düşük frekanslar incelenecekse, daha uzun pencereler kullanılmalıdır. Ayrıca, deneme sağlam spektral tahminler elde etmek için yeterli ortalama sağlamak için yeterince uzun olmalıdır. Doğrusal olmayan analiz, genel olarak daha uzun veri kayıtları gerektirir, çünkü doğrusal olmayan modeller genellikle doğrusal modellere göre daha fazla parametreye sahiptir.

İnsan postural kontrolü çalışması uygun bir tanımlama yönteminin seçilmesini gerektirir. Parametrik ve parametrik olmayan doğrusal tanımlama yöntemleri postural kontrol10,12,18,19,20,28,31 ,37,38,39,40,41,42,43,44,45 ,46,47,48,49,50,51,52,53,54 . Fr tahmini kullanılarak parametrik olmayan tanımlama,postural kontrolü incelemek için yaygın olarak kullanılmıştır, çünkü24 ayakta ki kapalı döngü durumunda edinilen verilerin tanımlanması için çok uygundur ve a-priori varsayımları (bu yöntemin ayrıntıları içinbkz. 24). En sık kullanılan yöntem, harici (mekanik/duyusal) bir perturbasyon ile kontrolör, tesis ve geri bildirimin bir kombinasyonu olan bir çıkış (örn. vücut açısı, ayak bileği torku veya kas EMG) arasındaki kapalı devre sisteminin FR'sini tahmin etmektir. Fiziksel önem sağlamak ve her bileşeni ayrı ayrı incelemek için, birçok çalışma kapalı döngü sisteminin parametrik bir modelini kullanmış ve parametrik modelin FR'si ile eşleşen parametreleri tahmini çıkış hassasiyeti10 ,18,31,37,38,39,40,41,42,43 ,44,45,46,47,48,49,50,51. Parametrik tanımlama,diğer taraftan, sistem giriş ve çıkış parametreleri sınırlı sayıda, bilinen a-prioriile bazı model yapısı ile ilişkili olduğunu varsayar. Tahmin hatası yöntemi ölçülen çıktı ve model tahmini55arasındaki hatayı en aza indirmek model parametrelerini bulmak için kullanılır. Dış tedirginlik ölçülmesi ve analiz için kullanılması gereken FR modellerinin aksine, yeterli parametrize edilmiş ayrı bir gürültü modeli olduğu sürece bu yöntemler doğrudan herhangi iki sinyaleuygulanabilir. Bu, dış tedirginliği ölçmeye gerek olmadığı anlamına gelir. Model siparişleri a-priori olarak belirlenmelidir, ancak parametrik modeller genellikle FR modellerinden daha az parametreye sahiptir ve dolayısıyla daha sağlam parametre tahminleri sağlar. Parametrik bir modelin ana dezavantajı, parametrelerin tarafsız tahminlerini elde etmek için doğru bir gürültü modelinin kullanılması gerektiğidir.

İnsan postural kontrolünde önemli bir husus, yeni deneysel ve çevresel koşullara olağanüstü adaptasyon uyabilmesidir. Bu çok duyusal entegrasyon yoluyla elde edilir, yani CNS somatosensory, visual ve vestibüler sistemlerden gelen bilgileri birleştirir, oysa herhangi bir deneysel de daha doğru (ve daha az değişken) duyusal girdilere daha büyük bir ağırlık verir postural kontrol için koşullar. Örneğin, propriosepsiyon ayak döndürme yoluyla pertured olduğunda, CNS görsel ve vestibüler girişleri daha fazla dayanır. Peterka31 tarafından çok duyusal entegrasyonu ölçmek için bir yöntem geliştirilmiştir. Belirli bir dış tedirginlik ile ayakta bir deney için, o kapalı döngü sisteminin FR tespit ve daha sonra ona bir parametrik model monte (önceki paragrafta açıklandığı gibi). Parametrik model, üç duyu sisteminden gelen girdilerin ağırlıklı toplamı olan merkezi bir kontrolden oluşuyordu; ağırlıklar postural kontrol için her duyusal kaynağın önemini ölçmek için bir araç sağlamak için kullanılmıştır, yani, ağırlık yüksek, daha önemli duyusal giriş. Deneysel verilere bu yöntemin uygulanması, tedirgin duyu sisteminin girdisinin yanlışlığı nedeniyle daha düşük bir ağırlık ve daha düşük öneme sahip olduğunu ve bu nedenle postural kontrole daha az katkıda olduğunu göstermiştir31. Bu yöntem, postural kontrolün yaşlanma ve hastalıklara bağlı olarak nasıl değiştiğini göstermek için kullanılmıştır38,39. Benzer bir yaklaşım, postural kontroldeki önemli duyu sistemlerinin rolünü ve etkileşimini araştırmak için mekanik veya/ve görsel tedirginliğin uygulandığı deneysel cihazlarımızla da kullanılabilir.

Bir ayak bileği stratejisi kullanıldığında postural kontrolün incelenmesi için deneysel ve analitik yöntemler amaçlandığı için sunulan yöntemlerin bazı sınırlamaları vardır. Bu nedenle, tedirginlikaşırı vücut hareketini önlemek için tasarlanmalıdır. Ancak, tedirginlikler büyük olduğunda veya destek yüzeyi uyumlu olduğunda, bir kalça stratejisi kullanılır, yani hem ayak bileği hem de kalça hareketleri önemlidir. Kalça stratejisi özellikle 1 Hz57daha büyük frekanslarda telaffuz alt ve üst vücut, anti-faz hareketi ile karakterizedir. Kalça stratejisinin incelenmesi en az iki bağlantı ile vücut modelleme gerektirir, yani, bir çift ters sarkaç modeli.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Yazarların açıklayacak bir şeyi yok.

Acknowledgments

Bu makale, NPRP hibe #6-463-2-189 tarafından Katar Ulusal Araştırma ve MOP hibe #81280 Kanada Sağlık Araştırma Enstitüleri mümkün oldu.

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

Biyomühendislik Sayı 151 postural kontrol tedirgin ayakta görme somatosensoriyel vestibüler ayak bileği sertliği içsel sertlik refleks sertliği sistem tanımlama streç refleks kapalı döngü kontrolü sanal gerçeklik
İnsan Postural Kontrolünü İncelemek İçin Deneysel Yöntemler
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