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Bioengineering

Méthodes expérimentales pour étudier le contrôle postural humain

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

Summary

Cet article présente un cadre expérimental/analytique pour étudier le contrôle postural humain. Le protocole fournit des procédures étape par étape pour effectuer des expériences debout, mesurer la cinématique du corps et les signaux cinétiques, et analyser les résultats pour fournir un aperçu des mécanismes sous-jacents au contrôle postural humain.

Abstract

De nombreuses composantes des systèmes nerveux et musculo-squelettique agissent de concert pour atteindre la posture stable et droite de l'homme. Des expériences contrôlées accompagnées de méthodes mathématiques appropriées sont nécessaires pour comprendre le rôle des différents sous-systèmes impliqués dans le contrôle postural humain. Cet article décrit un protocole pour effectuer des expériences debout perturbées, acquérir des données expérimentales, et effectuer l'analyse mathématique suivante, dans le but de comprendre le rôle du système musculo-squelettique et le contrôle central dans l'homme posture verticale. Les résultats générés par ces méthodes sont importants, car ils fournissent un aperçu du contrôle de l'équilibre sain, forment la base pour comprendre l'étiologie de l'équilibre altéré chez les patients et les personnes âgées, et l'aide dans la conception d'interventions pour améliorer contrôle postural et stabilité. Ces méthodes peuvent être employées pour étudier le rôle du système somatosensory, de la rigidité intrinsèque de l'articulation de cheville, et du système visuel dans le contrôle postural, et peuvent également être étendues pour étudier le rôle du système vestibulaire. Les méthodes doivent être utilisées dans le cas d'une stratégie de cheville, où le corps se déplace principalement sur l'articulation de la cheville et est considéré comme un pendule inversé à un seul lien.

Introduction

Le contrôle postural humain est réalisé par des interactions complexes entre les systèmes nerveux central et musculo-squelettique1. Le corps humain debout est intrinsèquement instable, soumis à une variété de perturbations internes (p. ex. respiration, battements cardiaques) et externes (p. ex. gravité). La stabilité est obtenue par un contrôleur distribué avec des composants centraux, réflexes et intrinsèques (figure 1).

Le contrôle postural est réalisé par : un contrôleur actif, médié par le système nerveux central (SNC) et la moelle épinière, qui modifie l'activation musculaire ; et un contrôleur de rigidité intrinsèque qui résiste aux mouvements articulaires sans changement dans l'activation musculaire (Figure 1). Le contrôleur central utilise des informations sensorielles pour générer des commandes descendantes qui produisent des forces musculaires correctives pour stabiliser le corps. L'information sensorielle est transdulée par les systèmes visuels, vestibulaires et somatosensoriels. Plus précisément, le système somatosensoriel génère des informations sur la surface de support et les angles articulaires; la vision fournit de l'information sur l'environnement; et le système vestibulaire génère des informations concernant la vitesse angulaire de la tête, l'accélération linéaire et l'orientation par rapport à la gravité. Le contrôleur central en boucle fermée fonctionne avec de longs retards qui peuvent être déstabilisants2. Le deuxième élément du contrôleur actif est la rigidité réflexe, qui génère une activité musculaire avec une latence courte et produit des couples résistant au mouvement articulaire.

Il y a une latence associée aux deux composants du contrôleur actif ; par conséquent, la rigidité intrinsèque commune, qui agit sans délai, joue un rôle important dans le contrôle postural3. La rigidité intrinsèque est générée par les propriétés visco-élastiques passives des muscles contractants, des tissus mous et des propriétés inertielles des membres, qui génère des couples résistifs instantanément en réponse à n'importe quel mouvement articulaire4. Le rôle de la raideur articulaire (rigidité intrinsèque et réflexe) dans le contrôle postural n'est pas clairement compris, car il change avec les conditions de fonctionnement, définies par l'activation musculaire4,5,6 et la position articulaire 4 ( en plus) , 7 Annonces , 8, qui changent tous les deux avec l'emprise du corps, inhérentà à la position debout.

Il est important d'identifier les rôles du contrôleur central et la rigidité articulaire dans le contrôle postural, car il fournit la base pour : diagnostiquer l'étiologie des affaiblissements d'équilibre ; la conception d'interventions ciblées pour les patients; l'évaluation du risque de chute; l'élaboration de stratégies de prévention des chutes chez les personnes âgées; et la conception de dispositifs d'assistance tels que les orthèses et les prothèses. Cependant, il est difficile, parce que les différents sous-systèmes agissent ensemble et seulement la cinématique globale résultante du corps, les couples articulaires, et l'électromyographie musculaire peuvent être mesurées.

Par conséquent, il est essentiel de développer des méthodes expérimentales et analytiques qui utilisent les variables posturales mesurables pour évaluer la contribution de chaque sous-système. Une difficulté technique est que la mesure des variables posturales se fait en boucle fermée. Par conséquent, les entrées et les extrants (cause et effet) sont interdépendants. Par conséquent, il est nécessaire d'appliquer des perturbations externes (comme intrants) pour évoquer des réactions posturales dans les réponses (comme les extrants), et b) d'utiliser des méthodes mathématiques spécialisées pour identifier les modèles du système et démêler la cause et l'effet9.

Le présent article se concentre sur le contrôle postural quand une stratégie de cheville est employée, c'est-à-dire, quand les mouvements se produisent principalement au sujet de l'articulation de cheville. Dans cet état, le haut du corps et les membres inférieurs se déplacent ensemble, par conséquent, le corps peut être modélisé comme un pendule inversé à un seul maillon dans le plan sagittal10. La stratégie de cheville est utilisée lorsque la surface de soutien est ferme et les perturbations sont petites1,11.

Un appareil permanent capable d'appliquer des perturbations sensorielles mécaniques (proprioceptives) et visuelles appropriées et d'enregistrer la cinématique corporelle, la cinétique et les activités musculaires a été développé dans notre laboratoire12. Le dispositif fournit l'environnement expérimental nécessaire pour étudier le rôle de la raideur de la cheville, les mécanismes de contrôle central, et leurs interactions en générant des réponses posturales en utilisant des stimuli visuels ou / et somatosensorielles. Il est également possible d'étendre le dispositif pour étudier le rôle du système vestibulaire par l'application de la stimulation électrique directe aux processus mastoïdes, qui peuvent générer une sensation de vitesse de la tête et évoquer des réponses posturales12,13 .

D'autres ont également développé des dispositifs similaires pour étudier le contrôle postural humain, où les actionneurs électriques linéaires piezo11, les moteurs électriques rotatifs14,15, et les moteurs électriques linéaires16,17 , 18 ont été utilisés pour appliquer des perturbations mécaniques à la cheville en position debout. Des dispositifs plus complexes ont également été développés pour étudier le contrôle postural multisegment, où il est possible d'appliquer de multiples perturbations aux articulations de la cheville et de la hanche simultanément19,20.

Appareil permanent

Deux actionneurs rotatifs électrohydrauliques contrôlés par servo déplacent deux pédales pour appliquer des perturbations contrôlées de la position de la cheville. Les actionneurs peuvent générer de grands couples (500 Nm) nécessaires pour le contrôle postural; ceci est particulièrement important dans les cas tels que le maigre vers l'avant, où le centre du corps de masse est loin (antérieur) de l'axe de cheville de rotation, ayant pour résultat de grandes valeurs du couple de cheville pour le contrôle postural.

Chaque actionneur rotatif est contrôlé par une soupape de servo proportionnelle séparée, à l'aide de la rétroaction de position de la pédale, mesurée par un potentiomètre de haute performance sur l'arbre de l'actionneur (Tableau des matériaux). Le contrôleur est mis en œuvre à l'aide d'un système de traitement numérique du signal en temps réel xPC basé sur MATLAB. L'actionneur/servo-valve ensemble ont une bande passante de plus de 40 Hz, beaucoup plus grande que la bande passante du système global de commande posturale, la rigidité d'articulation de cheville, et le contrôleur central21.

Dispositif de réalité virtuelle et environnement

Un casque de réalité virtuelle (VR)(Tableau des Matériaux)est utilisé pour perturber la vision. Le casque contient un écran LCD (double écran AMOLED 3.6' avec une résolution de 1080 x 1200 pixels par œil) qui fournit à l'utilisateur une vue stéréoscopique des médias envoyés à l'appareil, offrant une perception de profondeur tridimensionnelle. Le taux de rafraîchissement est de 90 Hz, suffisant pour fournir un sens virtuel solide aux utilisateurs22. Le champ de vision de l'écran est de 110 degrés, assez pour générer des perturbations visuelles similaires aux situations du monde réel.

Le casque suit la rotation de la tête de l'utilisateur et modifie la vue virtuelle en conséquence afin que l'utilisateur soit complètement immergé dans l'environnement virtuel ; par conséquent, il peut fournir la rétroaction visuelle normale ; et il peut également perturber la vision en tournant le champ visuel dans le plan sagittal.

Mesures cinétiques

La force de réaction verticale est mesurée par quatre cellules de charge, prises en sandwich entre deux plaques sous le pied(Tableau des Matériaux). Le couple de cheville est mesuré directement par des transducteurs de couple d'une capacité de 565 Nm et d'une rigidité de torsion de 104 kNm/rad; il peut également être mesuré indirectement à partir des forces verticales transduisées par les cellules de charge, en utilisant leurs distances à l'axe de cheville de la rotation23, en supposant que les forces horizontales appliquées aux pieds debout sont petites2,24. Le centre de pression (COP) est mesuré en plan sagittal en divisant le couple de la cheville par la force verticale totale, mesurée par les cellules de charge23.

Mesures cinématiques

L'angle du pied est le même que l'angle de pédale, parce que quand une stratégie de cheville est employée, le pied du sujet se déplace avec la pédale. L'angle de tige par rapport à la verticale est obtenu indirectement du déplacement linéaire de la tige, mesurée par un télémètre laser (Table of Materials) avec une résolution de 50 m et une bande passante de 750 Hz25. L'angle de la cheville est la somme des angles du pied et de la tige. L'angle du corps par rapport à la verticale est obtenu indirectement à partir du déplacement linéaire du point médian entre les épines iliaques postérieures postérieures gauche selles droites (PSIS), mesuréeà à l'aide d'un télémètre laser (Tableau des matériaux) avec une résolution de 100 m et bande passante de 750 Hz23. La position de la tête et la rotation sont mesurées en fonction du système de coordonnées globaux de l'environnement VR par les stations de base du système VR qui émettent des impulsions infrarouges chronométrées (IR) à 60 impulsions par seconde qui sont captées par les capteurs IR du casque avec sous-millimètre précision.

Acquisition de données

Tous les signaux sont filtrés avec un filtre anti-aliasing avec une fréquence d'angle de 486.3, puis échantillonnés à 1000 Hz avec des cartes d'acquisition de signaux dynamiques 24 bits/8, à échantillonnage simultané, dynamiques(tableau des matériaux)avec une dynamique portée de 20 V.

Mécanismes de sécurité

Six mécanismes de sécurité ont été incorporés dans l'appareil permanent pour prévenir les blessures aux sujets; les pédales sont contrôlées séparément et ne s'interfèrent jamais les unes avec les autres. (1) L'arbre de l'actionneur est muni d'une came qui active mécaniquement une soupape qui débranche la pression hydraulique si la rotation de l'arbre dépasse 20 degrés par rapport à sa position horizontale. (2) Deux arrêts mécaniques réglables limitent l'autonomie du mouvement de l'actionneur; ceux-ci sont réglés à la gamme de mouvement de chaque sujet avant chaque expérience. (3) Le sujet et l'expérimentateur tiennent un bouton de panique; en appuyant sur le bouton déconnecte la puissance hydraulique des actionneurs et les fait se détacher, de sorte qu'ils peuvent être déplacés manuellement. (4) Des mains courantes situées de part et d'autre du sujet sont disponibles pour fournir un soutien en cas d'instabilité. (5) Le sujet porte un harnais complet du corps(Table des Matériaux),attaché à des barres transversales rigides dans le plafond pour les soutenir en cas de chute. Le harnais est mou et n'interfère pas avec la position normale, à moins que le sujet ne devienne instable, où le harnais empêche le sujet de tomber. En cas de chute, les mouvements de la pédale seront arrêtés manuellement soit par le sujet, à l'aide du bouton de panique, soit par l'expérimentateur. (6) Les servo-valves arrêtent la rotation des actionneurs à l'aide de mécanismes de sécurité en cas d'interruption de l'alimentation électrique.

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Protocol

Toutes les méthodes expérimentales ont été approuvées par le Comité d'éthique de la recherche de l'Université McGill et les sujets signent des consentements éclairés avant de participer.

1. Expériences

REMARQUE : Chaque expérience comporte les étapes suivantes.

  1. Pré-test
    1. Préparer un aperçu précis de tous les essais à effectuer et faire une liste de contrôle pour la collecte de données.
    2. Fournir au sujet un formulaire de consentement avec toutes les informations nécessaires, lui demander de le lire attentivement, répondre à toutes les questions, puis lui demander de signer le formulaire.
    3. Enregistrez le poids, la taille et l'âge du sujet.
  2. Préparation du sujet
    1. Mesure de l'électromyographie
      1. Utiliser des électrodes différentielles uniques(Tableau des matériaux)avec une distance interélectrodes de 1 cm pour la mesure de l'électromyographie (EMG) des muscles de la cheville.
      2. Utilisez un amplificateur (Table of Materials) avec un gain global de 1000 et une bande passante de 20 à 2000 Hz.
      3. Pour assurer un rapport signal/bruit élevé (SNR) et un minimum de conversation croisée, localiser et marquer les zones de fixation des électrodes selon les lignes directrices fournies par le projet Seniam26, comme ci-dessous: (1) pour le gastrocnemius médial (MG), le renflement le plus important de la muscle; (2) pour le gastrocnemius latéral (LG), 1/3 de la ligne entre la tête du péroné et le talon; (3) pour soleus (SOL), 2/3 de la ligne entre les condyles médials du fémur et le malleolus médial; (4) pour le tibialis antérieur (TA), 1/3 de la ligne entre la pointe du péroné et la pointe du malleolus médial.
      4. Raser les zones marquées avec un rasoir et nettoyer la peau avec de l'alcool. Laisser la peau sécher complètement.
      5. Raser une zone osseuse sur la rotule pour l'électrode de référence, et nettoyer avec de l'alcool.
      6. Demandez au sujet de se trouver dans une position de supine détendue.
      7. Placez l'électrode de référence sur la zone rasée de la rotule.
      8. Attachez les électrodes une par une aux zones rasées des muscles, à l'aide de ruban adhésif double face, en prenant soin de s'assurer que les électrodes sont fixées à la peau en toute sécurité.
      9. Après avoir placé chaque électrode, demandez au sujet d'effectuer une contraction plantarflexing/dorsiflexing contre la résistance et examinez les formes d'onde sur un oscilloscope pour s'assurer que le signal EMG a un SNR élevé. Si le signal SNR est faible, déplacez les électrodes jusqu'à ce qu'un emplacement avec un SNR élevé soit trouvé.
      10. Assurez-vous que les mouvements du sujet ne sont pas entravés par les câbles EMG.
    2. Mesures cinématiques
      1. Fixez un marqueur réfléchissant à la tige avec une sangle, à utiliser pour la mesure de l'angle de la tige.
        REMARQUE : Placez le marqueur de tige aussi haut que possible sur la tige pour générer le plus grand déplacement linéaire possible pour une rotation donnée, donc, améliorant la résolution angulaire.
      2. Demandez au sujet de mettre sur le harnais du corps.
      3. Attachez un marqueur réfléchissant à la taille du sujet avec une sangle, à utiliser pour la mesure de l'angle du haut du corps. Assurez-vous que le marqueur réfléchissant de la taille est placé au milieu entre les PSIS gauche et droit et que les vêtements du sujet ne couvrent pas la surface réfléchissante de la taille.
      4. Demandez au sujet d'entrer dans l'appareil permanent.
      5. Ajuster la position du pied du sujet pour aligner les malleoli sténaux et médials de chaque jambe sur l'axe de rotation de la pédale.
      6. Décrivez les positions des pieds du sujet à l''intenter et demandez-lui de garder les pieds aux mêmes endroits pendant les expériences. Cela garantit que les axes de rotation des chevilles et des actionneurs restent alignés tout au long des expériences.
      7. Ajuster la position verticale des télémètres laser pour pointer vers le centre des marqueurs réfléchissants. Ajustez la distance horizontale entre le télémètre laser et les marqueurs réfléchissants, de sorte que les télémètres fonctionnent dans leur milieu de gamme et ne saturent pas pendant la position tranquille.
      8. Demandez au sujet de se pencher vers l'avant et vers l'arrière au sujet de la cheville et assurez-vous que les lasers restent à leur portée de travail.
      9. Mesurez la hauteur des télémètres laser en ce qui concerne l'axe de rotation de la cheville.
        REMARQUE : Ces hauteurs sont utilisées pour convertir les déplacements linéaires en angles.
    3. Protocoles expérimentaux
      1. Informez le sujet de ce à quoi s'attendre pour chaque condition d'essai.
      2. Instruisez le sujet à se tenir tranquillement avec les mains sur le côté tout en regardant vers l'avant, et de maintenir leur équilibre comme ils le font, face aux perturbations du monde réel.
      3. Pour les essais perturbés, commencez la perturbation et permettez au sujet de s'y adapter.
      4. Démarrer l'acquisition de données une fois que le sujet a établi un comportement stable.
      5. Fournir au sujet une période de repos suffisante après chaque essai pour éviter la fatigue. Communiquez avec eux pour voir s'ils ont besoin de plus de temps.
      6. Effectuer les essais suivants.
        1. Pour l'essai d'appareil, effectuez un essai de 2 minutes pour examiner les données du capteur 2 h avant l'arrivée du sujet. Recherchez des bruits ou des décalages irrégulièrement importants dans les données du capteur enregistrées. S'il y a des problèmes, résolvez-les avant l'arrivée du sujet.
        2. Pour une position calme, effectuez un procès debout silencieux de 2 min sans perturbations.
          REMARQUE : Cet essai fournit une référence, nécessaire pour déterminer si/comment les variables posturales changent en réponse aux perturbations.
        3. Pour les expériences perturbées, exécutez la perturbation et acquérez des données pendant 2 à 3 min. Appliquer des perturbations de pédale si l'objectif est d'étudier le rôle du système somatosensoriel/rigidité de la cheville dans la position debout. Appliquer des perturbations visuelles si l'objectif est d'examiner le rôle de la vision dans le contrôle postural. Appliquer simultanément les perturbations visuelles et les perturbations de la pédale si l'objectif est d'examiner l'interaction des deux systèmes en contrôle postural.
          REMARQUE : Les perturbations de la pédale sont appliquées comme rotation des pédales de l'appareil debout. De même, les perturbations visuelles sont appliquées en faisant pivoter le champ visuel virtuel, à l'aide du casque VR. L'angle de la pédale/champ visuel suit un signal, sélectionné en fonction des objectifs de l'étude. La section de discussion fournit des détails sur les types de perturbation, utilisés pour l'étude du contrôle postural et les mérites de chaque perturbation.
      7. Effectuez un minimum de 3 essais pour chaque perturbation spécifique.
        REMARQUE : Plusieurs essais sont effectués pour assurer la fiabilité des modèles lors de l'analyse des données recueillies; par exemple, il est possible de croiser la validation des modèles.
      8. Effectuer les essais dans un ordre aléatoire pour s'assurer que les sujets n'apprennent pas à réagir à une perturbation spécifique; cela permet également de vérifier le comportement variable dans le temps.
      9. Vérifiez visuellement les données après chaque essai pour vous assurer que les signaux acquis sont de haute qualité.

2. Identification du contrôle postural humain

  1. Identification non paramétrique de la relation dynamique de l'angle du corps aux perturbations visuelles
    1. expérience
      1. Acquérir des essais visuellement perturbés pendant 2 min selon les étapes des sections 1.1 et 1.2.
      2. Utilisez un signal trapézoïdal (TrapZ) avec une amplitude de pointe à pointe de 0,087 rad et une vitesse de 0,105 rad/s.
      3. Maintenez la position de la pédale constante à l'angle zéro.
    2. analyse
      REMARQUE : L'analyse des données dans les sections 2.1.2 et 2.2.2 est effectuée à l'aide de MATLAB.
      1. Décimer l'angle brut du corps et les signaux de perturbation visuelle (de sorte que la fréquence observable la plus élevée est de 10 Hz), en utilisant les commandes suivantes :
        Equation 1
        Equation 2
        où
        Equation 3
        Equation 4
        Equation 5
        REMARQUE : Pour un taux d'échantillonnage de 1 kHz, le rapport de décimation doit être de 50 pour avoir une fréquence la plus élevée de 10 Hz.
      2. Choisissez la fréquence d'intérêt la plus basse, qui déterminera la longueur de la fenêtre pour l'estimation de la puissance.
        REMARQUE: Ici, une fréquence minimale de 0,1 Hz est choisi, de sorte que la longueur de la fenêtre pour l'estimation de la puissance est de 1/0,1 Hz 10 s. La résolution de fréquence est la même que la fréquence minimale, et donc, les calculs sont effectués pour 0,1, 0,2, 0,3, ..., 10 Hz.
      3. Choisissez le type de fenêtre et le degré de chevauchement pour trouver les spectres de puissance.
        REMARQUE : Pour une longueur d'essai de 120 s, 10 fenêtres Hanning avec 50 % de chevauchement se traduit par une moyenne de 23 segments pour l'estimation du spectre de puissance. Depuis que nous avons décimé les données à 20 Hz, une fenêtre de 10 s a une longueur de 200 échantillons.
      4. Utilisez Equation 6 la fonction pour trouver la réponse de fréquence (FR) du système :
        Equation 7
        où
        Equation 8
        Equation 9
        Equation 10
        Equation 11
        REMARQUE : Equation 6 La fonction présentée calcule le spectre croisé entre la perturbation de VR Equation 12 décimée et l'angle de Equation 13 corps dans les fréquences spécifiées par, utilisant une fenêtre de Hanning avec la longueur spécifiée par et le nombre de chevauchements égal à Equation 14 (c.-à-d. 50 % de chevauchement). De même, il calcule l'auto-spectre de l'entrée VR. Ensuite, à l'aide du spectre transversal estimé et de l'auto-spectre, il calcule le FR du système.
      5. Trouvez le gain et la phase de l'estimation FR à l'étape 2.1.2.4, en utilisant les commandes suivantes:
        Equation 15
        Equation 16
        où
        Equation 17
        Equation 18
      6. Calculez la fonction de cohérence à l'aide de la commande suivante :
        Equation 19
        où
        Equation 20
        REMARQUE: Equation 21 la fonction suit Equation 22 une procédure Equation 23 similaire Equation 24 pour trouver la cohérence entre et .
      7. Tracez le gain, la phase et la cohérence en fonction de la fréquence.
        Equation 25
        Equation 26
        Equation 27
        REMARQUE : La méthode présentée peut être étendue au cas où des perturbations visuelles et mécaniques sont appliquées, où une méthode d'identification FR à entrées multiples (MIMO) doit être utilisée9. L'identification peut également être effectuée à l'aide de la méthode du sous-espace (qui traite intrinsèquement des systèmes MIMO)27 ou en utilisant des méthodes de transfert paramétrique s'ils sont telles que MIMO Box-Jenkins28. Le sous-espace et Box-Jenkins (et d'autres méthodes) sont implémentés dans la boîte à outils d'identification du système MATLAB.
  2. Identification paramétrique de la rigidité intrinsèque de la cheville dans la position debout
    1. expérience
      1. Effectuer des essais perturbés mécaniquement pendant 2 min. Utilisez une perturbation pseudo-aléatoire des séquences binaires (PRBS) avec une amplitude de pointe à pic de 0,02 rad et un intervalle de commutation de 200 ms. Assurez-vous que l'angle moyen de la pédale est nul.
    2. analyse
      1. Différencier le signal du pied uneEquation 28fois pour obtenirEquation 29 la vitesse du piedEquation 30 ( , deux fois pour obtenir l'accélération du pied ( et trois fois pour obtenir sa secousse ( De même différencier le couple pour obtenir sa vitesse et l'accélération, en utilisant ce qui suit ordre:
        Equation 31
        où
        Equation 32
        Equation 33
        Equation 34
      2. Calculez l'emplacement des maxima locaux et des minima locaux de la vitesse du pied pour localiser les impulsions, en utilisant la commande suivante :
        Equation 35
        Equation 36
        où
        Equation 37
        Equation 38
        Equation 39
        Equation 40
        REMARQUE: Equation 41 la fonction trouve toutes les maximes locales (vitesse positive du pied) et leurs emplacements. Pour trouver les minima locaux, la même fonction est utilisée, mais le signe de la vitesse de l'angle du pied doit être inversé.
      3. Concevoir un filtre butterworth de passage bas de 8e avec une fréquence de coin de 50 Hz, en utilisant la commande suivante :
        Equation 42
        Equation 43
        Equation 44
        Equation 45
        Equation 46
      4. Filtrer tous les signaux à l'aide du filtre Butterworth :
        Equation 47
        Equation 48
        Equation 49
        REMARQUE : La fonction «filtfilt» ne provoque aucun changement dans le signal filtré. N'utilisez pas la fonction "filtre", car elle génère undécalage.
      5. Tracer la vitesse du pied, et de trouver visuellement une estimation de la période de temps entre l'extrémité de la vitesse du pied et le début de l'impulsion (qui est le premier point avec la vitesse zéro pied avant la vitesse de pointe). Pour la perturbation dans cette étude, ce point s'est produit 25 ms avant l'extrémité de vitesse trouvée dans l'étape 2.2.2.2.
      6. Pour chaque impulsion, calculer le couple de fond de la cheville comme la moyenne du couple de la cheville de 25 ms avant le début de l'impulsion, c'est-à-dire la moyenne du couple dans le segment commençant 50 ms jusqu'à 25 ms avant l'extrémité de vitesse. Faites ceci pour l'impulsion kth avec une vitesse positive utilisant la commande suivante :
        Equation 50
        Equation 51
        Equation 52
        REMARQUE : Ceci est fait pour les vitesses maximales et minimales (vitesse négative du pied) trouvées à l'étape 2.2.2.2.
      7. Trouvez le minimum et le maximum de tous les couples d'arrière-plan pour toutes les impulsions, en utilisant la commande suivante :
        Equation 53
        Equation 54
      8. Pour chaque impulsion, extraire les données de couple de 65 ms après le début de l'impulsion (comme segment de couple intrinsèque), en utilisant la commande suivante :
        Equation 55
        Equation 56
        REMARQUE: Ceci est également fait pour le premier et le deuxième dérivé du couple de la cheville (pour fournir le premier et le deuxième dérivé du couple intrinsèque), ainsi que, l'angle du pied, la vitesse du pied, l'accélération du pied, et la secousse du pied.
      9. Calculez le changement dans le segment de couple intrinsèque kth à partir de sa valeur initiale, en utilisant la commande suivante :
        Equation 57
        REMARQUE: Cela est fait deEquation 58la même façon pour l'angle du pied pour obtenir .
      10. Divisez la plage de couple (obtenue à l'étape 2.2.2.7) en bacs de 3 Nm de large et trouvez les impulsions avec le couple de fond dans chaque bac.
        REMARQUE : Cela se fait à l'aide de la fonction «trouver » et de l'indexation. On suppose que la rigidité intrinsèque est constante dans chaque bac, puisque le couple de fond de cheville ne change pas de manière significative.
      11. Estimer les paramètres intrinsèques de rigidité du modèle intrinsèque étendu (EIM)29,Equation 59pour le bac jth en utilisant les impulsions dans le groupe j ( ).
        1. Concatenate toutes les réponses intrinsèques de couple dans le Equation 60 bac j pour former le vecteur :
          Equation 61
          où Equation 62 est laEquation 63réponse de couple intrinsèque ith ( ) dans le groupe j.
          REMARQUE : De même, l'angle de pied concatenate, la vitesse, et l'accélération, et le premier et le deuxième dérivés du couple intrinsèque du groupe de jth à utiliser dans l'étape 2.2.2.11.2.
        2. Placez l'angle du pied, la vitesse, l'accélération et la secousse, ainsi que le premier et le deuxième dérivé du couple du groupe j ensemble pour former la matrice régresseur :
          Equation 64
        3. Trouvez les paramètres intrinsèques de rigidité pour le groupe jth à l'aide de l'opérateur de barre oblique inverse :
          Equation 65
        4. Extraire le Equation 66 quatrième élément de laEquation 67rigidité intrinsèque à basse fréquence .
      12. Effectuer des étapes dans la section 2.2.2.11 pour tous les groupes (bins) et estimer la rigidité intrinsèque de basse fréquence correspondante.
      13. Divisez toutes les valeurs estimées de rigidité à basse fréquence par la rigidité critique du sujet :
        Equation 68
        où m est la masse du sujet, Equation 69 g est l'accélération gravitationnelle, et est la hauteur du centre du corps de la masse au-dessus de l'axe de la cheville de la rotation, dérivée de données anthropométriques30. Cela donne la rigiditéEquation 70normalisée ( ).
      14. Convertir le couple de fond de laEquation 71cheville en position de COP de fond de cheville ( ) en divisant les couples de fond de cheville avec les forces verticales mesurées correspondantes.
      15. Terrain Equation 72 en fonction du centre de pression.
        Equation 73
        où
        Equation 74
        Equation 75

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Representative Results

Pseudo séquence ternaire aléatoire (PRTS) et signaux TrapZ

La figure 2A montre un signal PRTS, qui est généré par l'intégration d'un profil de vitesse pseudo aléatoire. Pour chaque Equation 76 temps d'échantillonnage, la vitesse du signal peut être égale à Equation 77 zéro, ou acquérir une valeur positive ou négative prédéfinie, . En contrôlant Equation 77 Equation 78 et, les entrées PRTS avec une large bande passante spectrale peuvent être générées et mis à l'échelle à différentes amplitudes de pointe à pic. En outre, le PRTS est périodique, mais imprévisible, ce qui est souhaitable pour l'étude du contrôle postural. Le lecteur est renvoyé à l'article suivant pour une explication détaillée du signal31du PRTS .

La figure 2B montre un signal TrapZ. Il commence à une valeur nulle Equation 79 et après Equation 80 une période aléatoire (dont le minimum est), le signal monte au hasard à son amplitude maximaleEquation 81( ) avec une vitesse Equation 82 ou des rampes jusqu'à son amplitude minimale ( )Equation 83avec une vitesse Equation 84 . Le signal reste à son maximum ou Equation 85 minimum Equation 80 pour une période aléatoire, Equation 82 (minimum de ) et revient ensuite à zéro avec la vitesse ou Equation 84 . La boucle recommence à partir de zéro. Il est évident que, contrairement à la PRTS, le TrapZ est un signal à moyenne zéro, et donc, ne cause pas de non-stationarité dans la réponse posturale. En outre, il est imprévisible, car le moment du changement de la valeur du signal et la direction du changement (c.-à-d. la vitesse positive ou négative) sont aléatoires.

Identification de l'angle du corps au système de perturbations visuelles

La figure 3 montre les signaux d'un essai permanent typique avec des perturbations visuelles TrapZ. La figure 3A montre la perturbation de la VR, où le champ de vision tourne de 0 à 0,087 rad (5 degrés) dans le plan sagittal. Figure 3C, E montre la cheville et les angles du corps, qui sont très similaires, puisque l'angle du pied est nul, et la tige et le haut du corps se déplacent ensemble. Figure 3G montre le couple de la cheville, qui est corrélé avec la tige et les angles du corps. Figure 3B ,D,F,H montre les EmG des muscles de la cheville. Il est évident que SOL et LG sont continuellement actifs, MG génère périodiquement de grandes rafales d'activités avec l'emprise du corps, et TA est silencieux.

La figure 4 montre le FR de la fonction de transfert reliant l'entrée visuelle à l'angle du corps pour les données de la figure 3. La première étape consiste à examiner la cohérence, parce que le gain et la phase ne sont significatifs que lorsque la cohérence est élevée (lorsque la cohérence est 1, il y a une relation linéaire sans bruit entre l'entrée et la sortie; une cohérence inférieure à 1 se produit lorsque la sortie d'entrée relation est non linéaire ou les données sont bruyantes). La cohérence est la plus élevée à basse fréquence, entre 0,1 et 1 Hz et diminue de manière significative à des fréquences plus élevées. Le gain augmente d'abord de 0,1 Hz à 0,2 Hz, puis diminue jusqu'à 1 Hz, montrant le comportement prévu de faible passage en raison de l'inertie élevée du corps. La phase commence également à zéro et diminue presque linéairement avec la fréquence, ce qui indique que la sortie est retardée par rapport à l'entrée.

Identification des paramètres intrinsèques de rigidité de la cheville

La figure 5 montre les signaux mesurés pour un essai permanent perturbé typique. La figure 5A montre la perturbation de la pédale, un PRBS avec une amplitude de pointe à pointe de 0,02 rad et un intervalle de commutation de 200 ms. La position de la pédale bascule entre deux valeurs (-0,01 et 0,01) à des multiples d'intégrateur de l'intervalle de commutation. La figure 5C montre l'angle de la cheville, où les changements rapides sont dus au mouvement du pied tandis que les autres changements sont le résultat d'un mouvement de tige avec balancement. La figure 5E montre l'angle du corps en réponse à la perturbation avec un mouvement de pointe à pic d'environ 0,04 rad. Figure 5G montre le couple de cheville mesuré; deux composants sont évidents : la modulation du couple avec le régime du corps, et de grands pics vers le bas, montrant la réponse de couple réflexe d'étirement (se produisant généralement après une impulsion dorsiflexing). Figure 5B ,D,F,H montre les EMG SOL, MG, LG et TA. Il est clair que les muscles TS sont continuellement actifs et affichent de grandes rafales d'activité dues à des réponses réflexes d'étirement. TA est la plupart du temps silencieux, excepté quelques crêtes, qui semblent être crosstalk des muscles de TS, parce qu'ils se produisent simultanément avec l'activité réflexe extensible des muscles de TS.

La figure 6 montre une perturbation typique de la position d'impulsion, sa vitesse et la réponse SOL EMG et couple correspondante. La réponse intrinsèque commence 25 ms avant et dure jusqu'à 40 ms après la vitesse maximale du pied; le pic de l'EMG SOL montre la présence d'une réponse réflexe. Le segment de pré-réponse, à partir de 50 ms avant la vitesse de pointe est utilisé pour trouver le couple de fond.

La figure 7 montre la rigidité intrinsèque en tant que fonction de la position COP pour les côtés gauche et droit du sujet indiqué à la figure 5; la rigidité a été estimée à l'aide de la méthode d'analyse présentée. Il est évident que la rigidité intrinsèque n'est pas constante, mais change de manière significative avec l'emprise posturale. Ces changements semblent fonctionnellement appropriés, parce que la rigidité augmente à mesure que la COP se déplace plus loin de l'axe de rotation de la cheville, où il y a plus de possibilité de chute23.

Figure 1
Figure 1 : Modèle de contrôle postural : le corps est intrinsèquement instable et soumis à un couple de gravité déstabilisant (Equation 87) et à desperturbations. La posture verticale stable est maintenue par les forces musculaires correctives, générées par un contrôleur central, les réflexes d'étirement spinal, et la rigidité mécanique intrinsèque d'articulation. L'activation musculaire due au réflexe d'étirement et aux contributions centrales est évidente dans l'activité EMG. Seuls les signaux en rouge peuvent être mesurés, tandis que les signaux noirs ne peuvent pas être mesurés. Veuillez cliquer ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.

Figure 2
Figure 2 : Génération de signaux PRTS et TrapZ. (A) Signal PRTS. Un stimulus est créé à partir d'une séquence PRTS de 242 longueurs, qui comprend des valeurs de 0, 1 Equation 88 et 2, correspondant à des vitesses fixes de 0, v, et -v pour une durée fixe de . La vitesse est intégrée pour générer la position, qui est utilisée comme signal de perturbation. La période du signal de Equation 89 perturbation est égale à , où m est le numéro de scène du registraire de décalage, déterminant la séquence de la vitesse. (B) Signal TrapZ. Le signal commence à zéro; après un intervalleEquation 79de temps aléatoire ( ), ilEquation 81rampe versEquation 90 le haut ou vers le bas à son maximumEquation 85( ) ou la valeur minimale ( avec une vitesse constante; le signal retourne à zéro après un intervalle de temps aléatoire ( ) et toute la boucle recommence. Veuillez cliquer ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.

Figure 3
Figure 3 : Essai expérimental typique avec perturbation visuelle TrapZ; l'amplitude de perturbation de pointe à pic est de 0,174 rad, et la vitesse est de 0,105 rad/s. (A) angle de perturbation VR, montrant la rotation du champ de vision dans le plan sagittal. (C) Angle de cheville, qui est le même que l'angle de tige, car le pied ne bouge pas. (E) Angle de corps. (G) Couple de cheville. (B, D, F, H) EMG rectifié brut de SOL, MG, LG, et TA ; SOL et LG sont continuellement actifs, tandis que MG montre éclat d'activité associée à l'emprise du corps, et TA est silencieux. Veuillez cliquer ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.

Figure 4
Figure 4 : Réponse de fréquence de la relation dynamique de l'angle du corps à la perturbation visuelle estimée à partir des données présentées à la figure 3. Gain (panneau supérieur) affiche le rapport de l'amplitude de la sortie à l'entrée en fonction de la fréquence; il montre un comportement de passage faible. La phase (panneau du milieu) montre la différence entre la phase d'entrée et de sortie en fonction de la fréquence. La cohérence (panneau inférieur) fournit un indice mesurant la quantité de puissance de sortie liée linéairement à la puissance d'entrée à chaque fréquence. Une cohérence de 1 montre une relation linéaire parfaite entrée-sortie; cependant, la présence de bruit ou de non-linéarité la réduit. Veuillez cliquer ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.

Figure 5
Figure 5 : Essai typique de perturbation de la position du PRBS; l'amplitude de perturbation de pointe à pointe est de 0,02 rad, et l'intervalle de commutation est de 200 ms. (A) Angle de pied, qui est le même que les perturbations de position puisque le pied se déplace avec la pédale. (C) Angle de cheville; les changements aléatoires sont dus au mouvement de tige avec l'balancer. (E) Angle de corps, obtenu en supposant que le corps agit comme un pendule inversé. (G) Le couple de cheville mesuré forme les données des cellules de charge. (B, D, F, H) EMG brut de SOL, MG, LG, et TA ; les muscles TS sont tous continuellement actifs, tandis que les grands pics reflètent l'activité réflexe d'étirement ; TA est la plupart du temps silencieux. Veuillez cliquer ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.

Figure 6
Figure 6 : Une impulsion individuelle de l'essai montrée à la figure 5, sur une échelle de temps élargie. (A) Angle de pied, (B) vitesse du pied, (C) SOL EMG, et (D) couple de cheville. Les lignes pointillées verticales séparent la réponse en pré-réponse (25 ms), en réponse intrinsèque (65 ms) et en réponse réflexe (300 ms); le couple et les angles positifs correspondent à la dorsiflexion. Les données pour ce chiffre sont prises à partir d'Amiri et Kearney23. Veuillez cliquer ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.

Figure 7
Figure 7 : Rigidité intrinsèque normalisée estimée en fonction de la position de la COP pour le côté gauche et droit d'un sujet typique, obtenue à partir des données présentées à la figure 5. Les barres indiquent les intervalles de confiance de 95% des valeurs de rigidité. Les données pour ce chiffre sont prises à partir d'Amiri et Kearney23. Veuillez cliquer ici pour voir une version plus grande de ce chiffre.

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Discussion

Plusieurs étapes sont essentielles dans l'exécution de ces expériences pour étudier le contrôle postural humain. Ces étapes sont associées à la mesure correcte des signaux et comprennent: 1) Alignement correct de l'axe de la cheville de la tige de rotation à celle des pédales, pour la mesure correcte des couplements de cheville. 2) Configuration correcte des télémètres pour s'assurer qu'ils travaillent dans leur gamme et ne sont pas saturés pendant les expériences. 3) Mesure de l'EMG avec la bonne qualité et le discours de croix minimal. 4) Application des perturbations appropriées, qui évoquent des réponses suffisantes, mais ne perturbent pas le contrôle postural normal. 5) Sélection d'une longueur d'essai appropriée, basée sur l'analyse prévue, tout en évitant le changement de corps et la fatigue. En plus des expériences, l'analyse doit également être faite avec soin. Pour l'estimation de la rigidité intrinsèque à partir de données acquises en position perturbée mécaniquement, il est essentiel de sélectionner la longueur de la réponse intrinsèque d'une manière qui assure aucun couple réflexe (qui commence peu de temps après un éclat d'activité dans les muscles TS) est Inclus. En outre, bien que de nombreuses études aient supposé que la rigidité intrinsèque ne change pas dans la position11,14,15, une étude récente a montré qu'il est important de tenir compte de la modulation de la rigidité avec changements dans le couple de cheville liés à l'emprise posturale23,32. Pour déterminer le FR de la relation dynamique de toute entrée à la sortie, l'étape la plus importante consiste à estimer correctement le spectre transversal et le spectre de puissance en sélectionnant la longueur et le chevauchement de la fenêtre, appropriés à la longueur de l'enregistrement.

La conception des perturbations est une étape importante dans les expériences debout humaines. Différents types de perturbations mécaniques et visuelles ont été utilisés pour l'étude du contrôle postural, donné comme l'angle de la surface de soutien ou l'angle du champ visuel. Il s'agit notamment de multi-sine, faible passage bruit filtré, séquence ternaire pseudo-aléatoire (PRTS) et d'autres3,9,10,12,18,24,31 ,33,34. Cependant, l'utilisation d'une séquence binaire pseudo aléatoire (PRBS) est avantageuse pour les perturbations mécaniques, car : 1) Pour une amplitude de pointe à pic donnée, elle fournit la puissance la plus élevée sur un large éventail de fréquences, qui peut être contrôlée en sélectionnant le taux de commutation3; 2) Il est imprévisible, mais reproductible, ce qui permet de réduire le bruit en faisant la moyenne; 3) Une entrée PRBS avec une faible vitesse moyenne absolue génère des réponses réflexes, permettant la quantification des réflexes extensibles en position debout. Pour le système visuel, les impulsions d'étape n'évoquent aucune réponse posturale significative, parce que le système visuel ne peut pas suivre les changements rapides du champ visuel. En outre, les entrées prévisibles telles que les sinusoïdes avec une seule fréquence peuvent générer un comportement d'anticipation. Les signaux multisines ne sont pas efficaces pour l'étude des réponses visuelles, parce que leurs changements rapides et continus sont difficiles à suivre et peuvent causer des sujets à devenir malades du mouvement. Les signaux PRTS ont été largement utilisés pour étudier le système visuel debout, car il s'agit d'une entrée informative; les mouvements du champ visuel sont discrets plutôt que continus et leur vitesse peut être contrôlée pour générer des réponses visuelles cohérentes. Bien que le PRTS fonctionne bien, il s'agit d'un signal moyen non nul, ce qui peut causer des non-stations dans le contrôle postural et rend l'identification difficile. Par conséquent, le TrapZ a été conçu pour résoudre ce problème, qui est imprévisible, discret, et a un zéro-moyen (Figure 2B). Une autre considération importante dans la conception des expériences est l'amplitude de perturbation. En général, les perturbations avec de faibles amplitudes doivent être utilisées lorsque l'objectif est d'effectuer une analyse linéaire et de ne pas s'écarter d'une stratégie de cheville. La validité de la stratégie de cheville peut être vérifiée analytiquement35, et s'il y a de grandes déviations, qui peuvent être produites par de plus grandes amplitudes de perturbation, les méthodes d'analyse non linéaires, accompagnées des modèles multi-segment du corps en position debout, peuvent être 36requis .

Une autre considération pour la conception de perturbation est la longueur d'essai, qui doit être assez longue pour permettre des estimations fiables des paramètres du modèle. Cependant, les essais très longs ne sont pas souhaitables, car ils peuvent entraîner le changement de sujet de l'orientation du corps, résultant en une non-stationarité qui rend la modélisation du système et l'identification difficile. Une durée d'essai comprise entre 2 et 3 minutes est optimale. Cette durée d'essai n'entraîne généralement pas de fatigue, à condition qu'une période de repos suffisante soit appliquée entre les procès. La méthode d'analyse influe également sur la durée de l'essai requise. Si une analyse linéaire utilisant fr ou fonction de réponse d'impulsion est utilisée, alors la fréquence d'intérêt la plus basse déterminera la longueur d'enregistrement. L'inverse de la longueur de la fenêtre est égal à la fréquence minimale, de sorte que, si des fréquences inférieures doivent être examinées, des fenêtres plus longues doivent être utilisées. De plus, l'essai doit être suffisamment long pour fournir une moyenne suffisante pour produire des estimations spectrales robustes. L'analyse non linéaire nécessitera en général des enregistrements de données encore plus longs, car les modèles non linéaires ont généralement plus de paramètres que les modèles linéaires.

L'étude du contrôle postural humain nécessite le choix d'une méthode d'identification appropriée. Les méthodes d'identification linéaire paramétrique et non paramétrique peuvent être utilisées pour étudier le contrôle postural10,12,18,19,20,28,31 ,37,38,39,40,41,42,43,44,45 ,46,47,48,49,50,51,52,53,54 . L'identification non paramétrique, utilisant l'estimation FR, a été largement utilisée pour étudier le contrôle postural, parce qu'elle est bien adaptée pour l'identification des données acquises dans l'état de boucle fermée de la position24 et exige peu a-priori hypothèses (pour les détails de cette méthode voir24). La méthode la plus couramment utilisée est d'estimer le FR du système en boucle fermée entre une perturbation externe (mécanique/sensorielle) et une sortie (par exemple, angle du corps, couple de cheville, ou Muscle EMG), qui est une combinaison de contrôleur, de plante et de rétroaction. Pour fournir une signification physique et examiner chaque composant séparément, de nombreuses études ont utilisé un modèle paramétrique du système en boucle fermée et ont estimé les paramètres qui correspondent au FR du modèle paramétrique à celui de la sensibilité de sortie estimée10 ,18,31,37,38,39,40,41,42,43 ,44,45,46,47,48,49,50,51. L'identification paramétrique, d'autre part, suppose que l'entrée du système et la sortie sont liées par une structure de modèle avec un nombre limité de paramètres, connu a-priori. La méthode d'erreur de prédiction est utilisée pour trouver les paramètres du modèle qui minimisent l'erreur entre la sortie mesurée et la prédiction du modèle55. Contrairement aux modèles FR, où la perturbation externe doit être mesurée et utilisée pour l'analyse, ces méthodes peuvent être appliquées directement à deux signaux, à long terme, à long qu'un modèle de bruit séparé, qui est suffisamment paramétrisé, soit également estimé56. Cela signifie qu'il n'est pas nécessaire de mesurer la perturbation externe. Bien que les ordres de modèle doivent être déterminés a-priori, les modèles paramétriques ont généralement moins de paramètres que les modèles FR et fournissent donc des estimations de paramètres plus robustes. Le principal inconvénient d'un modèle paramétrique est qu'un modèle de bruit correct doit être utilisé pour obtenir des estimations impartiales des paramètres.

Une considération importante dans le contrôle postural humain est son adaptabilité remarquable aux nouvelles conditions expérimentales et environnementales. Ceci est réalisé grâce à l'intégration multisensorielle, ce qui signifie que le SNC combine l'information des systèmes somatosensoriels, visuels et vestibulaires, alors qu'il donne un plus grand poids à des entrées sensorielles plus précises (et moins variables) dans tout expérimental pour le contrôle postural. Par exemple, lorsque la proprioception est perturbée par la rotation des pieds, le SNC s'appuie davantage sur les entrées visuelles et vestibulaires. Une méthode a été développée par Peterka31 pour quantifier l'intégration multisensorielle. Pour une expérience permanente avec une perturbation externe spécifique, il a identifié le FR du système de boucle fermée et a ensuite installé un modèle paramétrique à elle (comme expliqué dans le paragraphe précédent). Le modèle paramétrique comprenait un contrôle central, dont l'entrée était la somme pondérée des entrées des trois systèmes sensoriels; les poids ont été utilisés pour fournir un moyen de quantifier l'importance de chaque source sensorielle pour le contrôle postural, c'est-à-dire, plus le poids est élevé, plus l'entrée sensorielle est importante. L'application de cette méthode aux données expérimentales a montré que le système sensoriel perturbé a un poids plus faible et une plus faible importance en raison de l'inexactitude de son entrée et contribue donc moins au contrôle postural31. Cette méthode a été utilisée pour montrer comment le contrôle postural change également en raison du vieillissement et des maladies38,39. Une approche similaire peut être utilisée avec notre appareil expérimental, où des perturbations mécaniques ou/et visuelles sont appliquées pour étudier le rôle et l'interaction des systèmes sensoriels importants dans le contrôle postural.

Les méthodes présentées ont certaines limites car les méthodes expérimentales et analytiques sont destinées à l'étude du contrôle postural lorsqu'une stratégie de cheville est utilisée. Par conséquent, les perturbations doivent être conçues pour éviter les mouvements excessifs du corps. Cependant, lorsque les perturbations sont grandes ou que la surface de soutien est conforme, une stratégie de hanche est utilisée, ce qui signifie que les mouvements de la cheville et de la hanche sont importants. La stratégie de la hanche est caractérisée par un mouvement anti-phase du bas et du haut du corps, qui est spécifiquement prononcé dans des fréquences supérieures à 1 Hz57. L'étude de la stratégie de la hanche nécessite la modélisation du corps avec au moins deux liens, c'est-à-d., un modèle de pendule à double inversé.

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Disclosures

Les auteurs n'ont rien à révéler.

Acknowledgments

Cet article a été rendu possible grâce à la subvention du PNRP #6-463-2-189 de la subvention nationale de recherche du Qatar et de la subvention du MINISTÈRE #81280 des Instituts de recherche en santé du Canada.

Materials

Name Company Catalog Number Comments
5K potentiometer Maurey 112P19502 Measures actuator shaft angle
8 channel Bagnoli surface EMG amplifiers and electrodes Delsys Measures the EMG of ankle muscles
AlienWare Laptop Dell Inc. P69F001-Rev. A02 VR-ready PC laptop
Data acquisition card National instruments 4472 Samples the analogue signals from the sensors
Directional valve REXROTH 4WMR10C3X Bypasses the flow if the angle of actuator shaft goes beyond ±20°
Full body harness Jelco 740 Protect the subjects from falling
Laser range finder Micro-epsilon 1302-100 1507307 Measures shank linear displacement
Laser range finder Micro-epsilon 1302-200 1509074 Measures body linear displacement
Load cell Omega LC302-100 Measures vertical reaction forces
Proportional servo-valve MOOG D681-4718 Controls the hydraulic flow to the rotary actuators
Rotary actuator Rotac 26R21VDEISFTFLGMTG Applies mechanical perturbations
Torque transducer Lebow 2110-5k Measures ankle torque
Virtual Environment Motion Trackers HTC inc. 1551984681 Tracks the head motion
Virtual Reality Headset HTC inc. 1551984681 Provides visual perturbations

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Méthodes expérimentales pour étudier le contrôle postural humain
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Amiri, P., Mohebbi, A., Kearney, R.… More

Amiri, P., Mohebbi, A., Kearney, R. Experimental Methods to Study Human Postural Control. J. Vis. Exp. (151), e60078, doi:10.3791/60078 (2019).

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