Ten artykuł opisuje technikę stosowania bodźców wibrodotykowych na udo ludzkiego uczestnika oraz mierzenie dokładności i czasu reakcji wolicjonalnej uczestnika dla różnych kombinacji lokalizacji i częstotliwości stymulacji.
Subskrypcja JoVE jest wymagana do oglądania tego materiału. Zaloguj się lub rozpocznij bezpłatny okres próbny.
Artykuł metodologiczny
Metoda oceny terminowości i dokładności wolicjonalnych reakcji motorycznych na bodźce wibrodotykowe
W tym artykule
Podsumowanie
Streszczenie
Systemy sztucznego sensorycznego sprzężenia zwrotnego (ASF) mogą być używane do kompensacji utraty propriocepcji u osób z upośledzeniem kończyn dolnych. Skuteczne projektowanie tych systemów ASF wymaga dogłębnego zrozumienia, w jaki sposób parametry określonego mechanizmu sprzężenia zwrotnego wpływają na percepcję i reakcję użytkownika na bodźce. W artykule przedstawiono metodę stosowania bodźców wibrodotykowych u uczestników i pomiaru ich reakcji. Silniki wibracyjne o masie wirującej są umieszczane w określonych miejscach na udzie uczestnika i sterowane za pomocą niestandardowego sprzętu i oprogramowania. Szybkość i dokładność reakcji wolicjonalnych uczestników na bodźce wibrodotykowe są mierzone dla określonych przez badaczy kombinacji umiejscowienia motorycznego i częstotliwości wibracji. Podczas gdy opisany tutaj protokół wykorzystuje przyciski do zbierania prostej odpowiedzi binarnej na bodźce wibrodotykowe, technikę tę można rozszerzyć na inne mechanizmy odpowiedzi wykorzystujące inercyjne jednostki pomiarowe lub czujniki ciśnienia do pomiaru odpowiednio kąta stawu i współczynnika nośności. Podobnie, zastosowanie bodźców wibrodotykowych można badać dla segmentów ciała innych niż udo.
Wprowadzenie
Sztuczną informację zwrotną (ASF – artificial sensory feedback) można zdefiniować jako praktykę dostarczania osobom w czasie rzeczywistym informacji biologicznych, często w celu zrekompensowania upośledzonej propriocepcji lub innych mechanizmów sensorycznych. ASF jest od dawna stosowana w rehabilitacji osób z urazami lub niepełnosprawnościami, aby wspomóc odzyskiwanie aspektów funkcji fizycznych i ruchu1-3, umożliwiając osobom kontrolę procesów fizycznych, które niegdyś były nieświadomą odpowiedzią autonomicznego układu nerwowego4. Podkategoria ASF, biofeedback biomechaniczny, wykorzystuje zewnętrzne czujniki do pomiaru parametrów związanych z równowagą lub kinematyką chodu i przekazuje te informacje osobie za pomocą określonego rodzaju zastosowanego bodźca. Coraz popularniejsze podejście do biofeedbacku biomechanicznego wykorzystuje małe silniki wibracyjne, tzw. taktory, umieszczone w różnych częściach ciała, aby zapewnić informację zwrotną w wymiarze przestrzennym oraz czasowym. Wcześniejsza literatura wykazała obiecujące wyniki wspierające zastosowanie wibrotaktylnej informacji zwrotnej u osób z amputacjami kończyn dolnych, zaburzeniami błędnika oraz związaną z wiekiem utratą równowagi5-9.
Gruntowne zrozumienie mechanizmów kontrolujących percepcję i reakcję jednostki na określone bodźce jest niezbędne do skutecznego wdrażania systemów ASF w różnych zastosowaniach. W przypadku sprzężenia zwrotnego wibrotaktylnego głównymi mechanizmami są propriocepcja oraz odpowiedź sensoromotoryczna, a w szczególności wrażliwość użytkownika na przyłożone wibracje oraz czas wymagany do wykonania pożądanej reakcji. Wszelkie informacje sensoryczne przekazywane za pomocą bodźców wibracyjnych muszą być zakodowane jako specyficzne kombinacje częstotliwości, amplitudy, lokalizacji i sekwencji wibracji. W związku z tym projektowanie wibrotaktylnych systemów ASF powinno zakładać dobór takich kombinacji parametrów, aby zmaksymalizować percepcję i interpretację bodźców przez użytkownika, a także terminowość i dokładność wynikowej odpowiedzi motorycznej. Celem niniejszego protokołu jest zapewnienie platformy do oceny czasu i dokładności reakcji na różne bodźce wibracyjne, co pozwoli na optymalizację projektowania systemów ASF przeznaczonych dla różnych grup osób z zaburzeniami sensorycznymi.
Metody opisane w niniejszym materiale opierają się na wcześniejszych badaniach dotyczących ludzkiej percepcji sprzężenia zwrotnego dotykowego i wibrotaktylnego3,5,6 i zostały opracowane do wykorzystania w dwóch poprzednich badaniach10,11. W tych dwóch ostatnich badaniach zastosowano ten protokół w celu zbadania wpływu częstotliwości i lokalizacji wibracji na dokładność i terminowość reakcji użytkowników u osób z amputacjami kończyn dolnych, wykazując, że oba parametry istotnie wpływają na mierzone wyniki oraz że można osiągnąć wysoki stopień dokładności odpowiedzi. Wyniki te mogą służyć do określenia optymalnego rozmieszczenia taktorów w przyszłych badaniach i klinicznych zastosowaniach systemów ASF z wibrotaktylnym sprzężeniem zwrotnym. Inne niedawne prace zespołu Crea et al.12 badały wrażliwość użytkowników na zmiany wzorców wibracji przykładanych do uda podczas chodzenia, wykorzystując odpowiedzi werbalne do sygnalizowania postrzeganych zmian w wzorcach wibracji, zamiast reakcji motorycznej. Chociaż odpowiedzi werbalne mogą być wykorzystywane do pomiaru dokładności detekcji, nie uwzględniają one błędów i opóźnień, które mogą występować w procesie kontroli motorycznej.
Podstawowy układ do następujących eksperymentów składa się z kilku silników wibracyjnych podłączonych do wyjść z modulacją szerokości impulsu (PWM) płytki mikrokontrolera. Płytka ta jest z kolei sterowana za pomocą połączenia Universal Serial Bus (USB) z komputerem z zainstalowanym komercyjnym oprogramowaniem do projektowania systemów. Silniki wymagają dodatkowego układu wzmacniającego, aby zapewnić dostarczenie odpowiedniego napięcia i natężenia prądu w szerokim zakresie częstotliwości wibracji. Przykładowy układ wzmacniacza przedstawiono na Rysunku 1. Tranzystor bipolarny (BJR) na rysunku można zastąpić mniejszym tranzystorem polowym z izolowaną bramką (MOSFET) w celu uzyskania wydajniejszej pracy i mniejszych rozmiarów. Podobnie cały układ wzmacniający można zastąpić gotowym sterownikiem silnika haptycznego, aby zapewnić dodatkową kontrolę i zredukować rozmiary. Każdy silnik wymaga oddzielnego układu i przy użyciu sprzętu wymienionego w niniejszej pracy jedna płytka mikrokontrolera może sterować maksymalnie dziesięcioma silnikami.
Rysunek 1. Okablowanie silnika. (A) Przedstawiono obwód wzmacniający dla pojedynczego silnika wibracyjnego. Każdy silnik wymaga osobnego obwodu i musi być podłączony do unikalnego portu wyjściowego PWM w mikrokontrolerze. VDD oznacza tutaj zasilanie 3.3 V dostarczane przez płytkę mikrokontrolera, a rezystor R2 pełni funkcję rezystora podciągającego do masy (pull-down), aby zapewnić, że przełącznik tranzystorowy pozostanie otwarty przy przyłożeniu napięcia zero. (B) Przykład fizycznego okablowania dwóch silników. Choć pokazano osiem oddzielnych obwodów wzmacniających, tylko dwa są podłączone do silników wibracyjnych. W niniejszym protokole R1 = 4.7 kΩ i R2 = 100 kΩ. Kliknij tutaj, aby wyświetlić większą wersję tego rysunku.
Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.
Protokół
Poniższy protokół został zatwierdzony przez Komisję Etyki Badań w Holland Bloorview Kids Rehabilitation Hospital.
1. Kalibracja silnika
- Podłącz płytkę mikrokontrolera do komputera za pomocą portu USB.
- Używając oryginalnego oprogramowania mikrokontrolera, wgraj niestandardowy skrypt „Motor_and_AccelerometerTest.ino” na płytkę za pomocą połączenia USB, klikając ikonę „Upload”, oznaczoną zakreśloną strzałką w prawo.
- Upewnij się, że poziom wibracji jest ustawiony na zero, aby wyłączyć silnik za pomocą komendy „analogWrite”. Kod powinien zawierać zapis „analogWrite(vibe1,0);”.
- W kodzie mikrokontrolera określ pin wyjściowy modulacji szerokości impulsu (PWM) odpowiadający wybranemu silnikowi poprzez zainicjowanie zmiennej „vibe1”.
Uwaga: Sygnały PWM generują przybliżone wyjścia analogowe z sygnałów cyfrowych generowanych przez mikrokontroler. Piny na fizycznej płytce mikrokontrolera są oznaczone numerycznie. Na przykład, jeśli silnik jest podłączony do pinu wyjściowego PWM „3”, upewnij się, że w kodzie określono „int vibe1 = 3;”.
- Podłącz wyjście osi z trójosiowego akcelerometru do jednego z analogowych portów wejściowych płytki mikrokontrolera, a przewody dodatni i masowy akcelerometru podłącz odpowiednio do portów 5V i masy (GND) płytki mikrokontrolera.
- Zamocuj akcelerometr do silnika wibracyjnego, upewniając się, że jego oś z jest prostopadła do płaskiej powierzchni silnika, jak pokazano na Rysunku 2, a następnie umieść silnik na twardej powierzchni.
- Otwórz plik „Motor_Calibration.vi” w oprogramowaniu do akwizycji danych i podłącz mikrokontroler do komputera przez port USB.
- W dostępnych polach określ port szeregowy dla wejścia mikrokontrolera, korzystając z menu rozwijanego, a także częstotliwość próbkowania oraz liczbę próbek do zebrania. Uwaga: Częstotliwość próbkowania 500 Hz jest standardem w tych eksperymentach, aby zapobiec aliasingowi danych o przyspieszeniu; zazwyczaj rejestruje się 1 000 próbek.
- Używając kodu „Motor_and_Accelerometer.ino”, określ pożądany cykl pracy impulsów PWM dostarczanych do silnika wibracyjnego, ponownie korzystając z komendy „analogWrite”, a następnie ponownie wgraj program na płytkę mikrokontrolera sterującą silnikami (patrz Krok 1.1). Na przykład, aby ustawić liczbę impulsów na 100, kod powinien zawierać zapis „analogWrite(vibe1,100);”. W Tabeli 1 wymieniono wartości PWM i odpowiadające im cykle pracy.
- Korzystając z wyświetlacza szybkiej transformaty Fouriera (FFT) w interfejsie „MotorCalibration.vi”, zidentyfikuj najwyższy pik i zapisz odpowiadającą mu wartość częstotliwości wibracji (z osi poziomej).
- Powtórz kroki 1.7–1.8, regulując poziomy PWM, aż zostanie osiągnięta pożądana częstotliwość, zapisując każdą parę PWM-częstotliwość. Na przykład, jeśli celem jest częstotliwość 100 Hz, wykonuj kroki 1.7–1.8 do momentu, gdy najwyższy pik pojawi się nad znaczkiem 100 Hz na osi poziomej.
Uwaga: W przypadku silników wibracyjnych użytych w tym protokole, docelowe wibracje powinny mieścić się w zakresie 60–400 Hz, aby lepiej odpowiadać częstotliwościom odpowiedzi mechanoreceptorów w skórze opisanych w literaturze5,10,13. - Powtórz kroki od 1.2.2 do 1.8 dla każdego silnika, ręcznie zapisując relację PWM-częstotliwość dla każdego silnika w arkuszu kalkulacyjnym lub za pomocą ołówka i papieru.
- Otwórz plik „Experiment_1.vi”. Dla każdego silnika kliknij prawym przyciskiem myszy na rozwijanym menu częstotliwości i wybierz „Property”. W zakładce „Edit Items” użyj tabeli, aby wprowadzić pożądane częstotliwości i odpowiadające im poziomy PWM określone w krokach 1.8–1.9. Wybierz „OK”, aby wyjść.
- Powtórz krok 1.11 dla każdego pliku interfejsu wirtualnego (VI) oprogramowania projektowego systemu, który będzie używany podczas testów (np. „Experiment_2.vi”, „Experiment_3.vi” itp.).
Rysunek 2. Akcelerometr zamontowany na silniku. Trójsiowy akcelerometr (zielony) jest zamontowany na silniku monetowym w taki sposób, aby jego oś z była prostopadła do płaskiej powierzchni silnika w celu kalibracji. Każdy silnik był aktywowany przy użyciu różnych cykli pracy, a odpowiadające im częstotliwości wibracji były rejestrowane przez akcelerometr. Kliknij tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tego rysunku.
2. Umieszczanie silników
- Po skalibrowaniu wszystkich silników (sekcja 2), zamocuj je do uda.
- Aby uzyskać wyniki opisane w niniejszym manuskrypcie, umieść po jednym silniku na przedniej, tylnej, przyśrodkowej i bocznej powierzchni uda, mniej więcej w połowie odległości między krętarzem większym a kłykciem bocznym kości udowej (lub końcem dystalnym kończyny w przypadku amputacji powyżej kolana).
Uwaga: Dokładna lokalizacja każdego silnika może się różnić w zależności od pytań badawczych i obszarów zainteresowania, a także może być uwarunkowana czynnikami anatomicznymi i fizjologicznymi, takimi jak typ i rozkład przestrzenny mechanoreceptorów w skórze.
- Aby uzyskać wyniki opisane w niniejszym manuskrypcie, umieść po jednym silniku na przedniej, tylnej, przyśrodkowej i bocznej powierzchni uda, mniej więcej w połowie odległości między krętarzem większym a kłykciem bocznym kości udowej (lub końcem dystalnym kończyny w przypadku amputacji powyżej kolana).
- Przymocuj silniki bezpośrednio do skóry za pomocą dwustronnej taśmy.
Uwaga: Golenie obszaru wokół każdego silnika nie jest konieczne, ale może poprawić ich przyleganie do skóry (Rysunek 3). W przypadku zastosowań, w których interesujący jest wpływ odzieży, wkładki protezy lub innego materiału na percepcję użytkownika, umieść silniki na powierzchni wspomnianego materiału, a nie bezpośrednio na skórze.
Rysunek 3. Platforma testowa do eksperymentów. Zbudowano specjalną platformę testową do umieszczenia płytek mikrokontrolera i przycisków. Silniki można mocować bezpośrednio do skóry (jak pokazano) lub za pomocą wkładki protezy umieszczonej między silnikiem a skórą. Kliknij tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tego rysunku.
3. Eksperyment 1: Podawanie bodźców i pomiar czasu reakcji
- Ponownie wgraj oprogramowanie układowe (firmware) do płytki mikrokontrolera, aby umożliwić sterowanie płytką za pomocą oprogramowania do akwizycji danych. W tym celu otwórz plik „LVIFA_Base.pde” w dołączonym do kontrolera pakiecie oprogramowania i powtórz krok 1.1, zastępując skrypt „Motor_and_Accelerometer_Test.ino” skryptem „LVIFA_Base.pde”.
- Podłącz przycisk bezpośrednio do jednego z portów USB komputera za pomocą adaptera szeregowo-USB. Upewnij się, że wszystkie wymagane sterowniki są zainstalowane.
- Otwórz interfejs „Experiment_1.vi”.
- Określ porty szeregowe dla płytki mikrokontrolera podłączonej do silników oraz dla przycisku, wybierając odpowiednie numery identyfikacyjne portów szeregowych z rozwijanych menu oznaczonych odpowiednio jako „Motor Input” oraz „Green Button”. Numery identyfikacyjne portów szeregowych ustal za pomocą menedżera urządzeń systemu operacyjnego komputera.
- Wybierz plik do zapisu wyników i uruchom program.
- Wybierz silniki oraz częstotliwości, które mają zostać aktywowane, korzystając z rozwijanych menu dla każdego silnika w interfejsie „Experiment_1.vi”. Poproś uczestnika, aby nacisnął przycisk nogą, na którą przykładana jest informacja zwrotna, w momencie odczucia wibracji. Po naciśnięciu przycisku potwierdź reakcję w interfejsie oprogramowania do akwizycji danych, sprawdzając, czy licznik czasu przestał odliczać, a następnie zresetuj silniki do kolejnej próby, wybierając nowy zestaw częstotliwości z rozwijanych menu.
- Po zakończeniu eksperymentu użyj rozwijanych menu, aby ustawić wszystkie częstotliwości silników na zero, a następnie kliknij przycisk „Stop Program”, aby zakończyć połączenie z płytką sterującą silnikami.
4. Eksperyment 2: Rozróżnianie bodźców
Uwaga: Niniejszy eksperyment można przeprowadzić całkowicie niezależnie od Eksperymentu 1. Można użyć pojedynczego silnika lub wielu silników. Konkretne rozmieszczenie silników może się różnić w zależności od zastosowania i pytań badawczych.
- Podłącz drugi przycisk do innego portu USB za pomocą złącza szeregowego USB.
- Otwórz interfejs akwizycji danych „Experiment_2.vi”.
- Umieść silniki w lokalizacjach i konfiguracjach wymaganych dla konkretnej aplikacji badawczej. Na przykład, aby zbadać czułość częstotliwości w poszczególnych częściach nogi, umieść pojedyncze silniki na udzie, w połowie drogi między krętarzem większym a kłykciem bocznym kości udowej (lub na końcowym odcinku kończyny w przypadku osób po amputacji), na każdej z przedniej, tylnej, bocznej i przyśrodkowej powierzchni uda10,11.
- Określ porty szeregowe dla płytki mikrokontrolera oraz obu przycisków, stosując tę samą procedurę co w kroku 3.4. Należy odnotować, który przycisk jest przypisany do którego portu.
- Wybierz konkretne silniki do aktywacji oraz pożądaną sekwencję częstotliwości, klikając ikony „Motor” w interfejsie oprogramowania. Na przykład, przy założeniu testowania trzech częstotliwości, takich jak 140 Hz, 180 Hz i 220 Hz, seria testów może obejmować: (1) 180 Hz, a następnie 140 Hz, (2) 220 Hz, a następnie 140 Hz oraz (3) 180 Hz, a następnie 220 Hz.
- Wprowadź czas opóźnienia startu oraz czas trwania stymulacji. Typowy czas zarówno dla opóźnienia, jak i stymulacji wynosi 1,5 sec.
- Uruchom program.
Uwaga: Po upływie opóźnienia określonego w kroku 4.6, program aktywuje silnik(i) z wybraną w kroku 4.5 sekwencją par częstotliwości. Na przykład, jeśli w kroku 4.5 wybrano 180 Hz vs 220 Hz, odpowiadający im silnik będzie najpierw wibrował z częstotliwością 180 Hz przez określony czas, a następnie przełączy się na 220 Hz. - Poproś uczestnika o naciśnięcie jednego z dwóch przycisków, aby wskazać, czy druga odczuwalna częstotliwość była wyższa, czy niższa od pierwszej. Odpowiedzi zostaną automatycznie zarejestrowane przez program.
Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.
Wyniki
Rysunek 4 przedstawia krzywe kalibracyjne określające wartość PWM dla częstotliwości wibracji 180 Hz pojedynczego silnika. Zaczynając od cyklu pracy 50%, wartości PWM są iterowane do momentu wystąpienia głównego piku częstotliwości przy 180 Hz. Pomyślne próby kalibracji powinny wykazać wyraźny pik przy głównej częstotliwości wibracji. Słaba stabilizacja akcelerometru na silniku lub silnika na powierzchni wsporczej może skutkować bardziej rozproszonym FFT bez wyraźnego piku. W takiej sytuacji próbę kalibr...
Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.
Dyskusja
Celem tego protokołu jest zapewnienie ram do oceny parametrów stymulacji w wibrodotykowych aplikacjach ASF. W szczególności bada wpływ częstotliwości, amplitudy, lokalizacji i sekwencji drgań na reakcję sensomotoryczną użytkownika. Ramy te można rozbudowywać i rozszerzać o dodatkowe lub alternatywne rodzaje reakcji użytkownika, które mogą być bardziej istotne klinicznie, takie jak zginanie stawu lub przenoszenie ciężaru ciała z jednej nogi na drugą. Tego typu zmiany wymagałyby nieco innych konfiguracji sprzętowych, a mia...
Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.
Oświadczenia
Autorzy nie mają nic do ujawnienia.
Podziękowania
Ten protokół został opracowany dla badań wspieranych przez Natural Sciences and Engineering Research Council of Canada (grant RGPIN 401963).
Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.
Materiały
| Nazwa | Firma | Numer katalogowy | Komentarze |
|---|---|---|---|
| Wibracyjne silniki pagerów | Precyzyjne mikronapędy | Model 310-101 | Mimośrodowe obrotowe silniki masowe na monety. Tyle, ile jest potrzebne do przetestowania wszystkich interesujących lokalizacji i interakcji |
| Trójosiowy akcelerometr | Dimension Engineering | ADXL 335 | Zaawansowany akcelerometr analogowy. 500 Pasmo Hz, 3,5-15 Wejście V. Zaprojektowany do pomiaru ruchu, nachylenia i nachylenia, a także wykrywania wibracji i wstrząsów. |
| Arduino Uno | Arduino | DEV-11021 | Płytka mikrokontrolera do komunikacji z akcelerometrem trójosiowym |
| Arduion Mega 2560 | Arduino | DEV-11061 | Płytka mikrokontrolera do łączenia z silnikami wibracyjnymi. |
| Oprogramowanie do | National Instruments | służące do sterowania silnikami i wyświetlania sygnałów akcelerometru | |
| Oprogramowanie Arduino IDE | Arduino | v. 1.6.5 | |
| Push-Button | Bridges | Buddy Button Przełącznik | przewodowy z 2,5 w/6.35 Powierzchnia aktywacji CM, która zapewnia kliknięcie dźwiękowe i dotykowe sprzężenie zwrotne. |
| Opcjonalnie: | |||
| Dedykowany sterownik silnika haptycznego | Texas Instruments | DRV2605L | Może być używany do wymiany całego obwodu wzmacniającego opisanego w kroku 1. |
| Elastyczny goniometr do noszenia | Biometrics Ltd. | SG110 | Dwuosiowe elastyczne goniometry do pomiaru kątów w maksymalnie dwóch płaszczyznach ruchu, które mogą być używane zamiast przycisku do pomiaru ruchu stawów w odpowiedzi na bodźce. www.biometricsltd.com/gonio.htm |
Bibliografia
- Tate, J. J., Milner, C. E. Real-time kinematic, temporospatial, and kinetic biofeedback during gait retraining in patients: a systematic review. Phys. Ther. 90 (8), 1123-1134 (2010).
- Onate, J. A., Guskiewicz, K. M., Sullivan, R. J. Augmented feedback reduces jump landing forces. J. Orthop. Sports Phys. Ther. 31 (9), 511-517 (2001).
- Cholewiak, R. W. The perception of tactile distance: Influences of body site, space, and time. Perception. 28 (7), 851-875 (1999).
- Zhang, Z., Wu, H., Wang, W., Wang, B. A smartphone based respiratory biofeedback system. Proc. 2010 3rd Int. Conf. Biomed. Eng. Informatics. 2, 717-720 (2010).
- Wentink, E. C., Mulder, A., Rietman, J. S., Veltink, P. H. Vibrotactile stimulation of the upper leg: Effects of location, stimulation method and habituation. Proc. Annu. Int. Conf. IEEE Eng. Med. Biol. Soc. , 1668-1671 (2011).
- Rusaw, D., Hagberg, K., Nolan, L., Ramstrand, N. Can vibratory feedback be used to improve postural stability in persons with transtibial limb loss? J. Rehabil. Res. Dev. 49 (8), 1239-1254 (2012).
- Goodworth, A. D., Wall, C., Peterka, R. J. Influence of feedback parameters on performance of a vibrotactile balance prosthesis. IEEE Trans. Neural Syst. Rehabil. Eng. 17 (4), 397-408 (2009).
- Asseman, F., Bronstein, A. M., Gresty, M. A. Using vibrotactile feedback of instability to trigger a forward compensatory stepping response. J. Neurol. 254 (11), 1555-1561 (2007).
- Fan, R. E., Culjat, M. O., et al. A haptic feedback system for lower-limb prostheses. IEEE Trans. Neural Syst. Rehabil. Eng. 16 (3), 270-277 (2008).
- Sharma, A., Torres-moreno, R., Zabjek, K., Andrysek, J. Toward an artificial sensory feedback system for prosthetic mobility rehabilitation: Examination of sensorimotor responses. J. Rehabil. Res. Dev. 51 (6), 416-425 (2014).
- Sharma, A., Leineweber, M. J., Andrysek, J. The effects of cognitive load and prosthetic liner on volitional response times to vibrotactile feedback. J. Rehabil. Res. Dev. , (2016).
- Crea, S., Cipriani, C., Donati, M., Carrozza, M. C., Vitiello, N. Providing Time-Discrete Gait Information by Wearable Feedback Apparatus for Lower-Limb Amputees: Usability and Functional Validation. IEEE Trans. Neural Syst. Rehabil. Eng. 23 (2), 250-257 (2015).
- Bolanowski, S. J., Gescheider, G. A., Verrillo, R. T., Checkosky, C. M. Four channels mediate the mechanical aspects of touch. J. Acoust. Soc. Am. 84 (5), 1680-1694 (1988).
- Giggins, O. M., Persson, U. M., Caulfield, B. Biofeedback in rehabilitation. J. Neuroeng. Rehabil. 10 (1), 60(2013).
- Shull, P. B., Jirattigalachote, W., Hunt, M. A., Cutkosky, M. R., Delp, S. L. Quantified self and human movement: A review on the clinical impact of wearable sensing and feedback for gait analysis and intervention. Gait Posture. 40 (1), 11-19 (2014).
- Goodworth, A. D., Peterka, R. J. Sensorimotor integration for multisegmental frontal plane balance control in humans. J. Neurophysiol. 107 (1), 12-28 (2012).
Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.
Przedruki i uprawnienia
