Trójwymiarowe badanie przedsionkowego odruchu ocznego przy użyciu platformy ruchu o sześciu stopniach swobody

Summary

Opisano metodę pomiaru trójwymiarowych odruchów przedsionkowych (3D VOR) u ludzi za pomocą symulatora ruchu o sześciu stopniach swobody (6DF). Wzmocnienie i niewspółosiowość kątowego VOR 3D stanowią bezpośrednią miarę jakości funkcji przedsionkowej. Podano reprezentatywne dane dotyczące osób zdrowych

Abstract

Narząd przedsionkowy to czujnik, który mierzy przyspieszenia kątowe i liniowe z sześcioma stopniami swobody (6DF). Całkowite lub częściowe wady narządu przedsionkowego powodują łagodne lub ciężkie problemy z równowagą, takie jak zawroty głowy, zawroty głowy, oscylopsja, niestabilność chodu, nudności i/lub wymioty. Dobrą i często stosowaną miarą do ilościowego określenia stabilizacji wzroku jest wzmocnienie, które definiuje się jako wielkość kompensacyjnych ruchów gałek ocznych w stosunku do wymuszonych ruchów głowy. Aby dokładniej przetestować funkcję przedsionkową, należy zdać sobie sprawę, że 3D VOR idealnie generuje kompensacyjne rotacje gałek ocznych nie tylko o wielkości (wzmocnieniu) równej i przeciwnej do obrotu głowy, ale także wokół osi, która jest współliniowa z osią obrotu głowy (wyrównanie). Nieprawidłowa funkcja przedsionkowa powoduje zatem zmiany wzmocnienia i zmiany w wyrównaniu odpowiedzi VOR 3D.

Tutaj opisujemy metodę pomiaru 3D VOR za pomocą rotacji całego ciała na platformie ruchu 6DF. Chociaż metoda pozwala również na testowanie odpowiedzi VOR ^{translacji 1}, ograniczamy się do omówienia metody pomiaru kątowego VOR 3D. Ponadto ograniczamy się tutaj do opisu danych zebranych u osób zdrowych w odpowiedzi na kątową stymulację sinusoidalną i impulsową.

Badani siedzą prosto i otrzymują impulsy sinusoidalne i stałego przyspieszenia całego ciała o małej amplitudzie. Bodźce sinusoidalne (f = 1 Hz, A = 4°) były dostarczane wokół osi pionowej i wokół osi w płaszczyźnie poziomej zmieniającej się między przechyłem a pochyleniem w krokach co 22,5° w azymucie. Impulsy były dostarczane w odchyleniu, przechyleniu i pochyleniu oraz w pionowych płaszczyznach kanału. Ruchy gałek ocznych mierzono za pomocą techniki cewki poszukiwawczej ^{twardówki 2}. Sygnały z cewki poszukiwawczej były próbkowane z częstotliwością 1 kHz.

Stosunek wejścia/wyjścia (wzmocnienie) i niewspółosiowość (współliniowość) VOR 3D zostały obliczone na podstawie sygnałów cewki oka ³.

Wzmocnienie i współliniowość 3D VOR zależały od orientacji osi bodźca. Odchylenia systematyczne stwierdzono w szczególności podczas stymulacji osi poziomej. W świetle oś obrotu oka była prawidłowo zbieżna z osią bodźca w orientacjach azymutu 0° i 90°, ale stopniowo odchylała się coraz bardziej w kierunku azymutu 45°.

Systematyczne odchylenia w niewspółosiowości dla osi pośrednich można wytłumaczyć niskim wzmocnieniem dla skręcania (obrót osi X lub przechyłu) i wysokim wzmocnieniem dla pionowych ruchów gałek ocznych (oś Y lub obrót osi skoku (zobacz Rysunek 2). Ponieważ stymulacja osi pośredniej prowadzi do odpowiedzi kompensacyjnej opartej na sumowaniu wektorów poszczególnych składowych rotacji gałki ocznej, oś odpowiedzi netto będzie się odchylać, ponieważ wzmocnienie dla osi X i Y jest różne.

W ciemności wzmocnienie wszystkich składowych rotacji gałek ocznych miało niższe wartości. W rezultacie niewspółosiowość w ciemności i dla impulsów miała inne szczyty i dołki niż w świetle: jej minimalna wartość została osiągnięta dla stymulacji osi pochylenia, a maksymalna dla stymulacji osi przechyłu.

Prezentacja przypadku

W eksperymencie wzięło udział dziewięciu badanych. Wszyscy badani wyrazili świadomą zgodę. Procedura eksperymentalna została zatwierdzona przez Komisję Etyki Medycznej Centrum Medycznego Uniwersytetu Erazma i była zgodna z Deklaracją Helsińską dotyczącą badań z udziałem ludzi.

Sześć osób pełniło rolę kontrolną. U trzech osób stwierdzono jednostronne upośledzenie układu przedsionkowego z powodu schwannoma przedsionkowego. Wiek osób kontrolnych (sześciu mężczyzn i trzy kobiety) wahał się od 22 do 55 lat. Żadna z osób z grupy kontrolnej nie miała dolegliwości wzrokowych lub przedsionkowych spowodowanych zaburzeniami neurologicznymi, sercowo-naczyniowymi i okulistycznymi.

Wiek pacjentów z nerwiakiem osłonkowym wahał się od 44 do 64 lat (dwóch mężczyzn i jedna kobieta). Wszyscy pacjenci z nerwiakiem osłonkowym byli pod nadzorem medycznym i/lub byli leczeni przez multidyscyplinarny zespół składający się z othorinolaryngologa i neurochirurga z Centrum Medycznego Uniwersytetu Erazma. Wszyscy badani pacjenci mieli schwannoma przedsionkowego po prawej stronie i przeszli politykę wyczekiwania i obserwacji (Tabela 1; osoby N1-N3) po zdiagnozowaniu schwannoma przedsionkowego. Ich guzy były stabilne przez ponad 8-10 lat w rezonansie magnetycznym.

Protocol

1. Platforma ruchu 6DF

Bodźce przedsionkowe były dostarczane za pomocą platformy ruchowej (patrz Rysunek 1) zdolnej do generowania bodźców kątowych i translacyjnych w sumie o sześciu stopniach swobody (FCS-MOOG, Nieuw-Vennep, Holandia). Platforma poruszana jest przez sześć siłowników elektromechanicznych połączonych z komputerem osobistym z dedykowanym oprogramowaniem sterującym. Generuje precyzyjne ruchy z sześcioma stopniami swobody. Czujniki umieszczone w siłownikach w sposób ciągły monitorowały profil ruchu platformy. Urządzenie posiada dokładność <0,5 mm dla ruchów liniowych i <0,05° dla ruchów kątowych. Wibracje podczas stymulacji wynosiły 0,02°. Częstotliwość rezonansowa urządzenia wynosiła >75 Hz. Profil ruchu platformy został zrekonstruowany na podstawie informacji z czujników w siłownikach za pomocą dynamiki odwrotnej i przesłany do komputera zbierającego dane. Aby zsynchronizować dane o ruchu platformy i gałek ocznych, wiązka laserowa została zamontowana z tyłu platformy i rzutowana na małą fotokomórkę (1 mm, czas reakcji 10 μs). Napięcie wyjściowe fotokomórki było próbkowane z częstotliwością 1 kHz wraz z danymi o ruchu gałek ocznych i dostarczało wskaźnika początku ruchu w czasie rzeczywistym z dokładnością do 1 ms. Podczas analizy offline przy użyciu Matlab (Mathworks, Natick, MA) zrekonstruowany profil ruchu platformy na podstawie informacji z czujników siłowników w platformie został precyzyjnie dopasowany do początku ruchu platformy.

2. Tematy

A. Miejsca siedzące

Badani siedzą na krześle zamontowanym na środku platformy (Rysunek 2). Ciało osoby badanej było przypięte czteropunktowym pasem bezpieczeństwa, tak jak jest to używane w samochodach wyścigowych. Pasy bezpieczeństwa były przymocowane do podstawy platformy ruchu. Krzesło było otoczone sześcienną ramą z PCV i służyło jako podpora dla zwojów polowych. System cewek pola miał regulowaną wysokość, tak że oczy badanego znajdowały się w centrum pola magnetycznego.

B. Unieruchomienie głowy

Głowa jest unieruchomiona za pomocą indywidualnie uformowanej deski do wycisków dentystycznych, która została przymocowana do sześciennej ramy za pomocą sztywnego pręta. Poduszka próżniowa złożona wokół szyi i pierścień przymocowany do krzesła dodatkowo zapewniały unieruchomienie obiektu (ryc. 1). Dodatkowo, aby monitorować fałszywe ruchy głowy podczas stymulacji, przymocowaliśmy dwa czujniki 3D (Analog Devices Inc, Norwood, MA) bezpośrednio do deski do gryzienia, jeden do przyspieszeń kątowych, a drugi do przyspieszeń liniowych.

3. Układ współrzędnych

Rotacje oczu są zdefiniowane w układzie współrzędnych prawoskrętnych z głową (Rysunek 3). W tym układzie z punktu widzenia badanego obrót w lewo wokół osi Z (odchylenie), obrót w dół wokół osi Y (skok) i obrót w prawo wokół osi X (przechylenie) są definiowane jako dodatnie. Płaszczyznami prostopadłymi do osi obrotu X, Y i Z są odpowiednio płaszczyzny przechyłu, pochylenia i odchylenia (rysunek 3).

4. Nagrania ruchów gałek ocznych

Ruchy oczu zostały zarejestrowane za pomocą cewek 3D do wyszukiwania twardówek (Skalar, Delft, Holandia) ⁴ przy użyciu standardowego systemu dwupolowych cewek 25 kHz opartego na metodzie wykrywania amplitudy Robinsona (Model EMP3020, Skalar Medical, Delft, Holandia) ⁵. Sygnały cewki były przepuszczane przez analogowy filtr dolnoprzepustowy o częstotliwości odcięcia 500 Hz, a następnie próbkowane on-line i zapisywane na dysku twardym z częstotliwością 1 kHz z 16-bitową precyzją (system CED z Spike2 v6, Cambridge Electronic Design, Cambridge).

5. Wyszukiwanie kalibracji cewki

Przed eksperymentami, czułość i nieortogonalność cewek kierunkowych i skrętnych była weryfikowana in vitro poprzez zamontowanie cewki na systemie gimbala Fick umieszczonym w centrum pola magnetycznego. Obracając system gimbala wokół wszystkich osi kardynalnych, sprawdziliśmy, że wszystkie cewki użyte w eksperymentach były symetryczne we wszystkich kierunkach z dokładnością do 2%.

In vivo, poziome i pionowe sygnały obu cewek były indywidualnie kalibrowane, instruując badanego, aby kolejno ustawiał serię pięciu celów (cel centralny i cel pod kątem 10 stopni w lewo, prawo, w górę i w dół) przez pięć sekund każdy. Cele kalibracyjne były wyświetlane na półprzezroczystym ekranie z odległości 186 cm. Poeksperymentowa analiza danych kalibracyjnych wykazała wartości czułości i przesunięcia dla każdej cewki wyszukiwania. Wartości te zostały następnie wykorzystane w procedurach analitycznych napisanych w Matlabie ³.

6 Stymulacja

A. Stymulacja sinusoidalna

Platforma wykonywała sinusoidalne obroty całego ciała (1 Hz, A = 4°) wokół trzech głównych osi: osi rostralno-ogonowej lub pionowej (odchylenie), osi międzyusznej (pitch) i osi nosowo-potylicznej (roll), oraz około pośrednich osi poziomych zwiększanych w krokach co 22,5° między przechyleniem a pochyleniem.

Bodźce sinusoidalne były dostarczane w świetle i ciemności. W świetle badani skupili się na stale oświetlonym celu wizualnym (czerwona dioda LED, średnica 2 mm) umieszczonym 177 cm przed obiektem na wysokości oczu (Rysunek 1C lewy panel). Głowa była ustawiona w taki sposób, że linia Reida była podstawą (wyimaginowana linia łącząca przewód zewnętrzny z dolnym kantusem oczodołu) znajdowała się w odległości 6 stopni od Ziemi w poziomie). Podczas stymulacji sinusoidalnej w ciemności cel wzrokowy był na krótko prezentowany (2 sek.), gdy platforma była nieruchoma podczas każdej przerwy między dwoma kolejnymi bodźcami. Aby uniknąć spontanicznych ruchów gałek ocznych podczas stymulacji, badani zostali poinstruowani, aby ustalić wyimaginowaną lokalizację nieruchomego celu w przestrzeni podczas stymulacji sinusoidalnej po tym, jak cel został wyłączony tuż przed rozpoczęciem ruchu. Sprawdziliśmy, że ten rodzaj instrukcji głównie redukował ruchy gałek ocznych wykonywanych w ciemności i miał tylko niewielki wpływ na wzmocnienie (<10%). Zmienność ta występowała jednocześnie we wszystkich składowych (poziomym, pionowym i skręcającym).

B. Stymulacja impulsowa

Krótkotrwałe impulsy całego ciała były dostarczane w słabo oświetlonym otoczeniu. Jedynym widocznym bodźcem dostępnym dla badanego był cel wzrokowy umieszczony na wysokości 177 cm przed badanym na wysokości oczu. Każdy impuls był powtarzany sześć razy i dostarczany w losowej kolejności i z losowym czasem rozpoczęcia ruchu (odstępy wahały się od 2,5 do 3,5 sekundy). Profil impulsów był taki, że w ciągu pierwszych 100 ms impulsu następowało stałe przyspieszenie 100° ^sec-2, po którym następował stopniowy liniowy spadek przyspieszenia. Bodziec ten spowodował liniowy wzrost prędkości, osiągając prędkość 10° ^sec-1 po 100 ms. Nieprawidłowe ruchy głowy podczas stymulacji przedsionkowej mierzone szybkością kątową i przyspieszeniem liniowym wynosiły mniej niż 4% amplitudy bodźca. Szczytowa prędkość ruchów gałek ocznych w odpowiedzi na te impulsy była 100 razy wyższa od poziomu szumu sygnałów cewki.

7. Analiza danych

Sygnały cewki zostały zamienione na kąty Ficka, a następnie wyrażone jako wektory rotacji ^6,7. Na podstawie danych dotyczących fiksacji tarczy na wprost określiliśmy niewspółosiowość cewki w oku względem ortogonalnych cewek pierwotnego pola magnetycznego. Sygnały zostały skorygowane pod kątem tej niewspółosiowości za pomocą trójwymiarowego przeciwobrotu. Sprawdzono również, czy podczas eksperymentu nie doszło do poślizgu cewki, weryfikując pozycję wyjściową podczas fiksacji celu przed każdym rozpoczęciem ruchu.

Aby wyrazić ruchy gałek ocznych 3D w dziedzinie prędkości, przekształciliśmy dane wektora rotacji z powrotem na prędkość kątową. Przed przeliczeniem wektora rotacji na prędkość kątową, wygładziliśmy dane o fazie zerowej za pomocą filtra cyfrowego do przodu i do tyłu z 20-punktowym oknem Gaussa (długość 20 ms).

8. Odpowiedzi sinusoidalne

A Zysk. Wzmocnienie każdego komponentu i wzmocnienie prędkości oka 3D obliczono poprzez dopasowanie sinusoidy o częstotliwości równej częstotliwości platformy przez składowe prędkości poziomej, pionowej i kątowej skręcania. Wzmocnienie dla każdej składowej zdefiniowanej jako stosunek prędkości szczytowej składowej oka do prędkości szczytowej platformy obliczono oddzielnie dla każdego oka.

B Niewspółosiowość. Rozbieżność między osią prędkości oka 3D a osią prędkości głowy obliczono przy użyciu podejścia Aw i współpracowników ^8,9. Z iloczynu skalarnego dwóch wektorów niewspółosiowość obliczono jako kąt chwilowy w trzech wymiarach między odwrotnością osi prędkości oka a osią prędkości głowy. Wzmocnienie i niewspółosiowość prędkości kątowej 3D dla każdej orientacji azymutalnej porównano ze wzmocnieniem i niewspółosiowością przewidywaną na podstawie sumowania wektorów składowych azymutu 0° (przechylenie) i 90° (nachylenie) ¹⁰. Z tego zsumowania wektorów wynika, że gdy przyrosty prędkości dla przechyłu i pochylenia są równe, orientacja osi obrotu oka pokrywa się z osią obrotu głowy, gdy obie są różne, maksymalne odchylenie między bodźcem a osią obrotu oka oczekuje się przy azymucie 45°.

9. Reakcje impulsowe

Ślady danych z lewego i prawego oka z sześciu prezentacji dla każdego kierunku ruchu były analizowane oddzielnie. Ponieważ wartości dla lewego i prawego oka były prawie identyczne, dane z lewego i prawego oka zostały uśrednione w celu określenia przyrostu prędkości oka w odpowiedzi na stymulację impulsową. Wszystkie ślady były indywidualnie sprawdzane na ekranie komputera. Kiedy badany mrugnął lub sakkadował podczas impulsu, ślad ten był ręcznie odrzucany. Składowe prędkości kątowej (N = 5 do 6) w ciągu pierwszych 100 ms po rozpoczęciu ruchu uśredniono w przedziałach czasowych 20 ms (zapewniając skuteczne filtrowanie dolnoprzepustowe) i wykreślono jako funkcję prędkości peronu ^11,12.

Results

Sinusoidalne światło stymulujące

Rysunek 4 (górny panel) pokazuje dla grupy kontrolnej średnie wzmocnienie składowych prędkości poziomej, pionowej i kątowej dla wszystkich badanych sinusoidalnych stymulacji w płaszczyźnie poziomej w świetle. Skręcanie było maksymalne przy azymucie 0°, natomiast pionowe miało maksimum przy 90°. Rysunek 5 przedstawia przyrost prędkości oka 3D w świetle. Wzmocnienie wahało się od 0,99 ± 0,12 (wysokość) do 0,54 ± 0,16 (rolka). Zmierz...

Discussion

W artykule opisano metodę dokładnego pomiaru kątowego VOR 3D w odpowiedzi na rotacje całego ciała u ludzi. Zaletą metody jest to, że dostarcza ilościowych informacji o wzmocnieniu i niewspółosiowości kątowego VOR 3D we wszystkich trzech wymiarach. Metoda jest przydatna w badaniach podstawowych, a także ma potencjalną wartość kliniczną , np. w badaniu pacjentów z problemami z kanałami pionowymi lub pacjentów ze źle poznanymi problemami z centralnym przedsionkiem. Kolejną zaletą urządzenia jest możliwość testowani...

Materials

List of materials used in this article

Name	Company	Catalog Number	Comments
Elektryczna podstawa ruchu MB-E-6DOF/24/1800KG * (dawniej E-CUE 624-1800)	FCS-MOOG, Nieuw-Vennep, Holandia
Pole magnetyczne z detektorem, Model EMP3020	Skalar Medical, Delft, Holandia
CED power 1401, z Spike2 v6	Cambridge Electronic Design, Cambridge
Cewki elektromagnetyczne	Chronos Vision, Berlin, Niemcy