Bioengineering

שיטות נסיוניות ללימוד בקרת הפוסטאורל האנושית

Published: September 11, 2019 doi: 10.3791/60078

Pouya Amiri¹, Abolfazl Mohebbi¹, Robert Kearney¹

¹Department of Biomedical Engineering, McGill University

Summary

מאמר זה מציג מסגרת ניסיונית/אנליטית לחקר שליטה בגוף האדם. הפרוטוקול מספק הליכים צעד-אחר-צעד לביצוע ניסויים עומדים, מדידת הקינמטיקה ואותות קינטיקה, וניתוח התוצאות כדי לספק תובנות לגבי המנגנון שבבסיס השליטה האנושית.

Abstract

רכיבים רבים של מערכות העצבים ושריר השלד פועלים בהופעה כדי להשיג את היציבה האנושית היציבה והזקופה. ניסויים מבוקרים המלווים בשיטות מתמטיות מתאימות נדרשים כדי להבין את התפקיד של מערכות המשנה השונות המעורבות בשליטה אנושית. מאמר זה מתאר פרוטוקול לביצוע ניסויים עומדים ומודאג, רכישת נתונים ניסיוניים, וביצוע הניתוח המתמטי הבא, במטרה להבין את התפקיד של מערכת שריר-שלד ושליטה מרכזית באדם יציבה זקופה. התוצאות שנוצרו על ידי שיטות אלה חשובות, כי הם מספקים תובנה לתוך בקרת איזון בריא, ליצור את הבסיס להבנת האטיולוגיה של איזון לקוי אצל חולים וקשישים, וסיוע בתכנון של התערבויות לשפר בקרה ויציבות. ניתן להשתמש בשיטות אלה כדי ללמוד את התפקיד של מערכת המגע, הקשיחות הפנימית של מפרק הקרסול, ומערכת חזותית בבקרת הפוסט-שליטה, וניתן גם להרחיב אותה לחקור את תפקידה של מערכת שיווי המידה. השיטות הן לשימוש במקרה של אסטרטגיית קרסול, שבה הגוף נע בעיקר על מפרק הקרסול ונחשב למטוטלת הפוכה של קישור יחיד.

Introduction

השליטה האנושית ממומשת באמצעות אינטראקציות מורכבות בין מערכת העצבים המרכזית לבין מערכות שריר-שלד¹. הגוף האנושי בעמידה אינו יציב באופן מיסודו, בכפוף למגוון פנימי (כגון: נשימה, פעימות לב) וחיצוני (למשל, הכבידה) רטבאליות. היציבות מושגת על ידי בקר מבוזר עם רכיבים מרכזיים, רפלקס ופנימיים (איור 1).

השליטה הפוסט מושגת על ידי: בקר פעיל, בתיווך על ידי מערכת העצבים המרכזית (CN) ואת חוט השדרה, אשר משנה הפעלת שריר; בקר נוקשות פנימית המתנגד לתנועה משותפת ללא שינוי בהפעלת שרירים (איור 1). הבקר המרכזי משתמש במידע חושי כדי ליצור פקודות בסדר יורד המייצרים כוחות שרירים מתקנות כדי לייצב את הגוף. מידע חושי מושפע ממערכות הראייה, השמיעה והמגע. באופן ספציפי, מערכת המגע מפיקה מידע בנוגע למשטח התמיכה ולזוויות משותפות; ראיה מספקת מידע בנוגע לסביבה; ומערכת השמיעה מפיקה מידע בנוגע למהירות זוויתית מראש, האצת לינארית ואוריינטציה ביחס לכוח הכבידה. הבקר המרכזי, הלולאה הסגורה, פועל עם עיכובים ארוכים שעלולים להיות בעלי יציבות של². המרכיב השני של הבקר הפעיל הוא קשיות רפלקס, אשר מייצרת פעילות שרירים עם השהיה קצרה ומייצרת התנגדות תנועה משותפת.

קיימת השהיה המשויכת לשני הרכיבים של בקר פעיל; כתוצאה מכך, נוקשות פנימית משותפת, הפועלת ללא דיחוי, ממלאת תפקיד חשוב בבקרת הפוסט-^שלוש. נוקשות פנימית נוצרת על ידי ויסקו פסיבי מאפיינים גמישים של שרירי הקבלנות, רקמות רכות ותכונות אינרציאליות של הגפיים, אשר מייצרת torques התנגדות מיידי בתגובה לכל תנועה משותפת⁴. התפקיד של הקשיחות המשותפת (נוקשות פנימית ורפלקס) בבקרת הפוסט אינו מובן בבירור, שכן הוא משתנה עם תנאי הפעולה, המוגדר על ידי הפעלת שרירים⁴^,⁵^,⁶ ומיקום משותף ^ד ^, מיכל ^סבן ^, ⁸, שניהם משתנים עם הגוף מתנדנד, הטבועה לעמוד.

זיהוי התפקידים של הבקר המרכזי ונוקשות משותפת בשליטה פוסט-אוראל חשוב, כפי שהוא מספק את הבסיס: אבחון האטיולוגיה של ליקויי איזון; תכנון התערבויות ייעודיות למטופלים; הערכת הסיכון לנפילות; פיתוח אסטרטגיות למניעת נפילות בקשישים; ואת העיצוב של התקנים מסייעת כגון orthotics ו תותבות. עם זאת, זה קשה, כי מערכות משנה שונות לפעול יחד ורק את הגוף הכולל כתוצאה מכך, torques משותף, ו אלקטרומגנטים שרירים ניתן למדוד.

לכן, חיוני לפתח שיטות נסיוניות ואנליטיות המשתמשות במשתני הפוסט-מדידים כדי להעריך את תרומתו של כל מערכת משנה. בעיה טכנית היא שמדידה של משתני הפוסטאורל נעשית בלולאה סגורה. כתוצאה מכך, התשומות והתפוקות (סיבה ותוצאה) הם קשורים. כתוצאה מכך, יש להחיל את הרטבאליות החיצוניים (כתשומות) לעורר תגובות פוסט-אוראטיות בתגובות (כפלטי מדפסת), ו-b) להעסיק שיטות מתמטיות מיוחדות כדי לזהות מודלים של מערכת ולגרום לתוצאה ולאפקט⁹.

המאמר הנוכחי מתמקד בשליטה משותפת כאשר משתמשים באסטרטגיית קרסול, כלומר, כאשר התנועות מתרחשות בעיקר על מפרק הקרסול. במצב זה, הגוף העליון והגפיים התחתונות לנוע יחד, כתוצאה מכך, הגוף יכול להיות מעוצב כמטוטלת הפוכה הקישור יחיד במישור משונן¹⁰. אסטרטגיית הקרסול משמשת כאשר משטח התמיכה מוצק והרטבאליות הם קטנים¹^,¹¹.

מנגנון עמידה המסוגל ליישם מכני מתאים (בקינטיביות) והחושים החזותיים הרטבאליות והקלטת את הגוף הקינמטיקה, הקינטיקה ופעילות השרירים פותחה במעבדה שלנו¹². המכשיר מספק את הסביבה הניסיונית הנחוצה כדי ללמוד את התפקיד של קשיות הקרסול, מנגנוני הבקרה המרכזיים, והאינטראקציות שלהם על ידי יצירת תגובות באמצעות שימוש בגירויים חזותיים או/והמגע הבין-חושי. ניתן גם להאריך את המכשיר כדי ללמוד את התפקיד של מערכת שיווי המידה על ידי יישום של גירוי חשמלי ישיר לתהליכי מסטואיד, שיכולים ליצור תחושה של מהירות ראש ולעורר תגובות פוסט¹²,¹³.

אחרים פיתחו גם התקנים דומים כדי ללמוד בקרת הדואר האנושי, שם piezo ליניארי מפעילים חשמליים¹¹, מנועים חשמליים רוטרי¹⁴^,¹⁵, ומנועי חשמל ליניארי¹⁶^,¹⁷ ^, ¹⁸ שימשו להחלת רטבאליות מכני לקרסול בעמידה. התקנים מורכבים יותר פותחו גם כדי ללמוד שליטה מרובת מקטעים בקרה, שם ניתן להחיל רטבאליות מרובים על המפרקים קרסול והירך בו¹⁹^,²⁰.

מתקנים עומדים

שני סרוו מבוקרת אלקטרו הידראולי מפעילים רוטרי להעביר שני דוושות להחיל רטבאליות נשלט של מיקום הקרסול. הפעילים יכולים לייצר טורקים גדולים (> 500 ננומטר) הדרושים לבקרת הפוסט-שליטה; זה חשוב במיוחד במקרים כגון להישען קדימה, שם מרכז המסה של הגוף הוא רחוק (קדמי) מציר הקרסול של סיבוב, וכתוצאה מכך ערכים גדולים של מומנט הקרסול עבור שליטה הפוסט.

כל מפעיל רוטרי נשלט על-ידי שסתום סרוו פרופורציונלי נפרד, באמצעות משוב פדאל מיקום, שנמדד על ידי מדידת פוטנציאל ביצועים גבוהים על פיר המפעיל (טבלת חומרים). הבקר מיושם באמצעות מערכת עיבוד אותות דיגיטליים בזמן אמת MATLAB מבוסס xPC. למפעיל/סרוו-שסתום יחד יש רוחב פס של יותר מ-40 Hz, הרבה יותר גדול מרוחב הפס של מערכת הבקרה הכוללת של המערכת, נוקשות במפרק הקרסול והבקר המרכזי²¹.

התקן וסביבה של מציאות וירטואלית

אוזניית מציאות וירטואלית (VR) (טבלת חומרים) משמשת לperturb החזון. האוזנייה האלחוטית מכילה מסך LCD (כפול AMOLED 3.6 ' מסך עם רזולוציה של 1080 x 1200 פיקסלים לעין) המספקת למשתמש תצוגה סטריאוסקופי של המדיה הנשלחת למכשיר, המציעה תפיסת עומק תלת-ממדית. קצב הרענון הוא 90 Hz, מספיק כדי לספק תחושה וירטואלית מוצקה למשתמשים²². שדה התצוגה של המסך הוא 110 °, מספיק כדי ליצור רטבאליות חזותיים דומה למצבים בעולם האמיתי.

האוזנייה עוקבת אחר סיבוב ראש המשתמש ומשנה את התצוגה הווירטואלית בהתאם, כך שהמשתמש שקוע באופן מלא בסביבה הווירטואלית; לכן, היא יכולה לספק את המשוב החזותי הרגיל; והוא יכול גם לperturb חזון על-ידי סיבוב השדה החזותי במישור משונן.

מדידות קינטית

כוח תגובה אנכי נמדד על ידי ארבעה תאים לטעון, דחוקה בין שתי צלחות מתחת לרגל (טבלת חומרים). מומנט הקרסול נמדד ישירות על ידי התמרה מומנט עם קיבולת של 565 ננומטר ונוקשות טורמיעית של 104 kNm/rad; כמו כן ניתן למדוד אותו בעקיפין מהכוחות האנכיים העומדים בפני תאי העומס, תוך שימוש במרחקים שלהם לציר הקרסול של סיבוב²³, בהנחה שהכוחות האופקיים החלים על הרגליים בעמידה^{הם קטנים}^,²⁴. מרכז הלחץ (COP) נמדד במישור משונן על ידי חלוקת מומנט הקרסול על ידי כוח אנכי הכולל, נמדד על ידי העומס התאים²³.

מדידות קימטיות

זווית כף הרגל זהה לזווית הדוושה, כי כאשר משתמשים באסטרטגיית קרסול, הרגל של הנבדק זזה עם הדוושה. זווית שאנק ביחס האנכי מושגת בעקיפין מן העקירה הליניארית של shank, נמדד על ידי מוצא לייזר טווח (טבלת חומרים) עם רזולוציה של 50 יקרומטר ו רוחב פס של 750 Hz²⁵. זווית הקרסול היא הסכום של הרגל ואת הזוויות שאנק. זווית הגוף עם כבוד האנכי מתקבל בעקיפין מן העקירה הליניארית של אמצע הנקודה בין שמאל וימין האחורי מעולה השדרה (PSIS), נמדד באמצעות טווח לייזר מאתר (טבלת חומרים) עם רזולוציה של 100 יקרומטר ורוחב פס של 750 הרץ²³. מיקום וסיבוב הראש נמדדים ביחס למערכת הקואורדינטות הגלובלית של סביבת VR על-ידי תחנות הבסיס של מערכת VR שפולטות פולסים של אינפרא-אדום מתוזמן (IR) ב-60 פולסים לשנייה, הנאסף על-ידי חיישני אינפרא-אדום עם האוזנייה האלחוטית עם תת-מילימטר דיוק.

רכישת נתונים

כל האותות מסוננים עם מסנן נגד החלקה עם תדירות פינתית של 486.3 ולאחר מכן שנדגמו ב-1000 הרץ עם ביצועים גבוהים 24-bit/8-ערוץ, דגימה בו, כרטיסי רכישת אות דינאמי (לוח חומרים) עם דינאמי טווח של 20 וולט.

מנגנוני בטיחות

שישה מנגנוני בטיחות שולבו במנגנון עמידה כדי למנוע פציעות לנושאים; הדוושות נשלטות בנפרד ולעולם לא יפריעו זה לזה. (1) פיר המפעיל יש מצלמת, אשר מפעילה בצורה מכנית שסתום שינתק לחץ הידראולי אם סיבוב הפיר חורג ± 20 ° ממיקומה האופקי. (2) שתי עצירות מכניות מתכווננות מגבילות את טווח התנועה של המפעיל; אלה מוגדרים לטווח התנועה של כל נושא לפני כל ניסוי. (3) הנושא והנסבית מחזיקים כפתור בהלה; לחיצה על לחצן מתנתק כוח הידראולי מן הפעילים וגורם להם להיות רופף, כך שהם יכולים להיות מועברים באופן ידני. (4) מעקות הממוקמים משני צדי הנושא זמינים לספק תמיכה במקרה של אי יציבות. (5) הנושא לובש רתמה גוף מלא (טבלת חומרים), המצורפת מרובי נוקשה בתקרה כדי לתמוך בהם במקרה של נפילה. הרתמה היא מרווח ואינה מפריעה לעמידה הרגילה, אלא אם כן הנושא הופך לבלתי יציב, כאשר הרתמה מונעת מהנושא ליפול. במקרה של נפילת, תנועות הדוושה תופסק באופן ידני או על ידי הנושא, באמצעות לחצן הפניקה או על ידי הנסניסה. (6) מנגנוני הסרוו עוצרים את סבב הפעילים באמצעות מנגנונים אל-כשל במקרה של הפרעה באספקת החשמל.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

כל השיטות הנסיוניות אושרו על ידי מועצת האתיקה מחקר של אוניברסיטת מקגיל והנושאים לחתום על הסכמה מושכלת לפני השתתפות.

1. ניסויים

הערה: כל ניסוי כרוך בשלבים הבאים.

טרום בדיקה
1. הכן מיתאר מובהק של כל המבחנים שיש לבצע ולבצע רשימת פעולות לביצוע עבור איסוף נתונים.
2. ספק לנושא טופס הסכמה עם כל המידע הדרוש, בקש מהם לקרוא אותו ביסודיות, לענות על שאלות ולאחר מכן לחתום על הטופס.
3. רשום את המשקל, הגובה והגיל של הנושא.
הכנה לנושא
1. מדידת אלקטרומגרפיה
  1. השתמש באלקטרודות דיפרנציאליות בודדות (טבלה של חומרים) עם מרחק בין אלקטרודה של 1 ס מ למדידה של אלקטרויוגרפיה (emg) של שרירי הקרסול.
  2. השתמש במגבר (טבלת חומרים) עם רווח כולל של 1000 ורוחב פס של 20-2000 Hz.
  3. כדי להבטיח האות גבוה ליחס הרעש (SNR) ומינימלית לדבר הצלב, לאתר ולסמן את הקבצים המצורפים האלקטרודה לפי ההנחיות המסופקות על ידי פרויקט Seniam²⁶, כמו להלן: (1) עבור הסקופ האמצעי (MG), הבליטה הבולטת ביותר של שרירים (2) עבור הגקינממיוס הצדדיים (LG), 1/3 של הקו בין ראש הפיבולה לעקב; (3) לסוליה (SOL), 2/3 של הקו בין קונדיקלס המדיאלי של עצם הירך והקרסולית המדיאלי; (4) עבור הקרסולית הקדמית (TA), 1/3 של הקו בין קצה הפיבולה והקצה של האמצעי.
  4. לגלח את האזורים מסומנים עם תער ולנקות את העור עם אלכוהול. הניחו לעור להתייבש ביסודיות.
  5. לגלח את האזור הגרמי על צלחית עבור האלקטרודות התייחסות, ונקי עם אלכוהול.
  6. הנושא משקר בתנוחה רגועה.
  7. מניחים את האלקטרודה ההפניה על האזור המגולח של patella.
  8. לצרף את האלקטרודות אחד אחד לאזורים מגולח של השרירים, באמצעות קלטת כפולה, לטפל כדי להבטיח כי אלקטרודות מקובעים את העור בצורה מאובטחת.
  9. לאחר הצבת כל אלקטרודה, בקשו מהנושא לבצע התכווצות באמצעות כיווץ כנגד התנגדות ולבחון את צורות ה-גל על האולוסקופ כדי לוודא שהאות EMG יש SNR גבוהה. אם האות SNR הוא עני, הזז את האלקטרודות עד שיימצא מיקום בעל SNR גבוהה.
  10. ודא שתנועות הנושא אינן מעכבת את כבלי EMG.
2. מדידות קימטיות
  1. הצמד סמן רפלקטיבי לסכין עם רצועה, לשמש למדידת זווית שאנק.
    הערה: מניחים את סמן הסכין גבוה ככל האפשר על הלהב כדי ליצור את העקירה הקווית הגדולה ביותר האפשרית עבור סיבוב נתון, ולכן, שיפור רזולוציה זוויתית.
  2. . שהנושא ישים על הרתמה של הגוף
  3. לצרף סמן משקפים את המותניים של הנושא עם רצועה, לשמש מדידה זווית הגוף העליון. ודא כי סמן מותניים רפלקטיבי ממוקם באמצע הנקודה בין השמאל והימני, ושהבגדים של הנושא אינו מכסה את המשטח המשקף את המותניים.
  4. . שהנושא יהיה על המנגנון העומד
  5. להתאים את מיקום הרגל של הנושא כדי ליישר את הmalleoli לרוחב והמדיאלי של כל רגל לציר של הדוושה של סיבוב.
  6. התווה את עמדות הרגל של הנושא באמצעות סמן והנחה אותם לשמור על רגליהם באותם מיקומים במהלך הניסויים. זה מבטיח את צירי סיבוב של קרסוליים ומפעילים נשארים מיושרים לאורך כל הניסויים.
  7. כוונן את המיקום האנכי של מפלסי טווח הלייזר כדי להצביע על מרכז סמנים רפלקטיבי. כוונן את המרחק האופקי בין מאתר טווח הלייזר לבין סמנים רפלקטיבי, כך שהטווח מאתר את העבודה בטווח הביניים ואינו מבצע רוויה במהלך העמידה השקטה.
  8. יש את הנושא להישען קדימה ואחורה על הקרסול ולהבטיח כי לייזרים להישאר בתוך טווח העבודה שלהם.
  9. למדוד את הגובה של טווח לייזר מפלסי ביחס לציר הקרסול של סיבוב.
    הערה: גבהים אלה משמשים להמרת displacements ליניארי לזוויות.
3. פרוטוקולים ניסיוניים
  1. ליידע את הנושא של מה לצפות עבור כל תנאי ניסיון.
  2. הורה לנושא לעמוד בשקט עם ידיים לצדו תוך שהוא מסתכל קדימה, ולשמור על האיזון שלהם כפי שהם עושים, כאשר מתמודדים מול רטבאליות העולם האמיתי.
  3. לקבלת מבחני דאגה, התחילו בהפרעות והניחו לנושא להסתגל אליו.
  4. הפעל את רכישת הנתונים לאחר שהנושא יצר התנהגות יציבה.
  5. לספק את הנושא עם תקופת מנוחה מספקת לאחר כל משפט כדי למנוע עייפות. תקשר איתם כדי לראות. אם הם זקוקים לזמן נוסף
  6. בצע את המבחנים הבאים.
    1. לבדיקת מכשירים, בצע בדיקה של 2 דקות כדי לבדוק את נתוני החיישן 2 h לפני הגעתו של הנבדק. חפש רעשים או היסטים גדולים ביותר בנתוני החיישן המוקלט. אם קיימות בעיות, פתור אותן לפני שהנושא מגיע.
    2. לעמידה שקט, לבצע משפט שקטה 2 דקות לעמוד ללא רטבאליות.
      הערה: משפט זה מספק הפניה, הצורך לקבוע אם/כיצד משתנים שלאחר השינוי בתגובה לרטבאליות.
    3. לניסויים משרכים, הפעל את הפרטורציה ורכוש נתונים עבור 2-3 דקות. החלת הדוושה רטבאליות אם המטרה היא לחקור את התפקיד של מערכת המגע נוקשות/קרסול בעמידה. החלת רטבאליות חזותית אם המטרה היא לבחון את התפקיד של החזון בבקרת הפוסט-אוראל. החלת רטבאליות חזותיים ופדלים בו אם המטרה היא לבחון את האינטראקציה בין שתי המערכות בבקרת הדואר.
      הערה: רטבאליות פדאלים מוחלים כסיבוב של דוושות ההתקן העומד. באופן דומה, רטבאליות חזותיים מוחלים על-ידי סיבוב השדה החזותי הווירטואלי, באמצעות אוזניית VR. הזווית של שדה הדוושה/חזותי מלווה באות, הנבחרת בהתאם ליעדי המחקר. סעיף הדיון מספק פרטים בנוגע לסוגי ההפרעות, המשמשים לחקר השליטה הפוסט-שיתית והיתרונות של כל הפרטורציה.
  7. בצע מינימום של 3 מבחנים עבור כל הפרטורציה מסוימת.
    הערה: מספר ניסויים מתבצע כדי להבטיח אמינות של המודלים בעת ביצוע הניתוח על הנתונים שנאספו; לדוגמה, ניתן לחצות את אימות המודלים.
  8. לבצע את המבחנים בסדר אקראי כדי להבטיח את הנושאים לא ללמוד להגיב לתגובה מסוימת; פעולה זו גם מאפשרת לבדוק התנהגות שונות בזמן.
  9. בדוק את הנתונים ויזואלית לאחר כל משפט כדי לוודא שהאותות הנרכשים הם באיכות גבוהה.

2. זיהוי בקרת השליטה האנושית

זיהוי לא פרמטרי של היחס הדינאמי של זווית הגוף לרטבאליות חזותי
1. ניסוי
  1. לרכוש מבחנים באופן חזותי עבור 2 דקות בהתאם לשלבים בסעיפים 1.1 ו 1.2.
  2. השתמש באות טרפז (בסדר) עם משרעת שיא לשיא של 0.087 rad ומהירות של 0.105 rad/s.
  3. החזק את מיקום הדוושה קבוע בזווית האפס.
2. ניתוח
  הערה: ניתוח נתונים במקטעים 2.1.2 ו-2.2.2 מבוצע באמצעות MATLAB.
  1. להשמיד את זווית הגוף הגולמי ואותות ההפרעות החזותיות (כך שהתדירות הגבוהה ביותר היא 10 Hz), תוך שימוש בפקודות הבאות:
    
    איפה
    
    הערה: עבור קצב דגימה של kHz 1, יחס הפענוח חייב להיות 50 בתדר הגבוה ביותר של 10 Hz.
  2. בחר את תדירות הריבית הנמוכה ביותר, שתקבע את אורך החלון עבור שערוך צריכת חשמל.
    הערה: כאן, תדירות מינימלית של 0.1 Hz נבחרה, כך שאורך החלון עבור שערוך החשמל הוא 1/0.1 Hz = 10 ס מ. רזולוציית התדר זהה לתדר המינימלי, ולכן החישובים נעשים עבור 0.1, 0.2, 0.3,..., 10 Hz.
  3. בחר את סוג החלון ומידת החפיפה כדי למצוא את ספקטרום העוצמה.
    הערה: לאורך ניסיון של 120 s, 10 s הנינג חלונות עם 50% התוצאות חופפים בממוצע של 23 מקטעים עבור אומדן ספקטרום הכוח. מאז שאנחנו הושמדה את הנתונים ל 20 הרץ, חלון של 10 יש אורך של 200 דגימות.
  4. השתמש בפונקציה כדי לאתר את תגובת התדירות (FR) של המערכת:
    
    איפה
    
    הערה: הפונקציה המוצגת מחשבת את הרוחב בין הפרטורציה VR הושמדה ואת זווית הגוף בתדרים שצוין על-ידי , באמצעות חלון hanning עם האורך שצוין על-ידי ומספר חופפים שווה ל (כלומר, 50% חופפים). באופן דומה, הוא מחשב את הספקטרום האוטומטי של קלט VR. לאחר מכן, באמצעות הספקטרום הצולב והספקטרום האוטומטי, הוא מחשב את FR של המערכת.
  5. מצא את הרווח והשלב של FR המשוער בשלב 2.1.2.4, באמצעות הפקודות הבאות:
    
    איפה
  6. חשב את הפונקציה קוהרנטית באמצעות הפקודה הבאה:
    
    איפה
    
    הערה : הפונקציה מלווה בהליך דומה כדי למצוא את הקוהרנטיות בין ו.
  7. מתווה את הרווח, השלב והקוהרנטיות כפונקציה של תדירות.
    
    הערה: ניתן להרחיב את השיטה המוצגת למקרה שבו הן רטבאליות חזותיות והן מכניות מוחלות, כאשר יש להשתמש בשיטת זיהוי מרובה^-קלט(mimo) באמצעות מספר רב של משתמשים. הזיהוי יכול להיעשות גם באמצעות שיטה תת חלל (אשר ביסודו עוסק מערכות MIMO)²⁷ או באמצעות שיטות העברה פרמטרית פונקציות כמו Mimo Box-ג'נקינס²⁸. הן תת-חלל והן קופסא-ג'נקינס (ושיטות אחרות) מיושמות בארגז הכלים לזיהוי מערכת MATLAB.
זיהוי פרמטרי של קשיות הקרסול הפנימי בעמידה
1. ניסוי
  1. ביצוע משפטי מכני מכנית עבור 2 דקות. השתמש ברצפי מדומה אקראית (PRBS) עם משרעת שיא לשיא של 0.02 rad ומרווח מיתוג של 200 ms. ודא שזווית ממוצע הדוושה היא אפס.
2. ניתוח
  1. להבדיל את האות ברגל פעם אחת כדילהשיג מהירות הרגל ( , פעמיים כדי להשיג תאוצה ברגל (ושלוש פעמים כדי לקבל את הנתירה שלה (בדומה להבדיל את מומנט הכוח כדי להשיג את מהירות ההאצה שלה, באמצעות הבאים פקודה
    
    איפה
  2. חשב את המיקום של קיצון המקומי מקסימה ומקומית של מהירות כף הרגל כדי לאתר פולסים, באמצעות הפקודה הבאה:
    
    איפה
    
    הערה : הפונקציה מוצאת את כל המקסימה המקומית (מהירות הרגל החיובית) ואת מיקומם. כדי למצוא את minima המקומי, הפונקציה זהה משמש, אבל את הסימן של מהירות זווית הרגל חייב להיות הפוך.
  3. עיצוב של^{הזמנה 8} באטורת לעבור מסנן נמוך עם תדר פינתי של 50 Hz, באמצעות הפקודה הבאה:
  4. סנן את כל האותות באמצעות משמרת אפס-שלב באמצעות המסנן ' בדלורת ':
    
    הערה:הפונקציה filtfiltאינה גורמת לשינוי באות המסונן. אין להשתמש בפונקציה "filter" , מכיוון שהיא מפיקה משמרת.
  5. העלילה מהירות הרגל, ויזואלית למצוא הערכה של תקופת הזמן בין האקסטרמה של מהירות הרגל ואת ההתחלה של הדופק (שהיא הנקודה הראשונה עם מהירות הרגל אפס לפני מהירות שיא). עבור הפרטורציה במחקר זה, הנקודה הזאת התרחשה 25 ms לפני מהירות אקסטרמה נמצא בשלב 2.2.2.2.
  6. עבור כל פעימה, לחשב את מומנט הרקע של הקרסול כמו הממוצע של מומנט הקרסול של 25 ms לפני תחילת הדופק, כלומר, את הממוצע של מומנט בקטע החל 50 ms עד 25 ms לפני אקסטרמה מהירות. עשה זאת עבור הפולס^ה -k עם מהירות חיובית באמצעות הפקודה הבאה:
    
    הערה: הדבר נעשה עבור המהירויות המרביות והמינימליות (מהירות הרגל שלילית) נמצא בשלב 2.2.2.2.
  7. מצא את המינימום והמקסימום של כל ממדי הרקע עבור כל הפולסים, באמצעות הפקודה הבאה:
  8. עבור כל פעימה, לחלץ את נתוני מומנט של 65 ms לאחר הדופק להתחיל (כמו קטע מומנט הפנימי), באמצעות הפקודה הבאה:
    
    הערה: זה נעשה גם עבור הנגזרת הראשונה והשנייה של מומנט הקרסול (כדי לספק את הפעם הראשונה והשנייה של הפיתול הפנימי), כמו גם, זווית כף הרגל, מהירות הרגל, האצת כף הרגל, ואת הרגל נתירה.
  9. חשב את השינוי במקטע הפיתול^{הפנימי ה} -k מהערך ההתחלתי שלו, באמצעות הפקודה הבאה:
    
    הערה: פעולה זו מתבצעת באופן דומה לזווית הרגל כדי להשיג.
  10. לחלק את טווח מומנט (מושגת בשלב 2.2.2.7) לתוך 3 לסלים רחב ננומטר ולמצוא את הפולסים עם מומנט הרקע של כל סל.
    הערה: פעולה זו מתבצעת באמצעות הפונקציה "find" ויצירת אינדקס. מניחים כי הנוקשות הפנימית היא קבועה בכל סל, מאז מומנט הרקע של הקרסול אינו משתנה באופן משמעותי.
  11. העריכו את הפרמטרים של הנוקשות הפנימית של המודל הפנימי המורחב (היים)²⁹,^{עבור ה-j} סלבאמצעות פולסים בקבוצה j ().
    1. לשרשר את כל התגובות מומנט הפנימי^{של ה-j} סל כדי ליצור את הווקטור:
      
      איפה ^{הוא ה-i} () מומנט התגובה הפנימית בקבוצה j.
      הערה: באופן דומה, לשרשר זווית הרגל, מהירות, והאצת, ואת הנגזרות הראשון והשני של מומנט הפנימי של^{הקבוצה j} לשמש בשלב 2.2.2.11.2.
    2. מניחים את זווית כף הרגל, מהירות, האצה, נתירה, כמו גם את הנגזרת הראשונה והשנייה של מומנט של הקבוצה j יחד כדי ליצור את המטריצה regressor:
    3. מצא את הפרמטרים הפנימיים של הקשיות עבור^{הקבוצה j} באמצעות האופרטור קו נטוי הלוכסן (\):
    4. לחלץ את האלמנט הרביעי כמו קשיותנמוכה בתדר הפנימי.
  12. בצע שלבים במקטע 2.2.2.11 עבור כל הקבוצות (סלים) והערכת הקשיחות הפנימית המתאימה בתדר נמוך.
  13. חלק את כל ערכי הקשיחות בתדר נמוך לפי הנוקשות הקריטית של הנבדק:
    
    כאשר m הוא מסה של הנושא, g היא האצת כבידה, והוא הגובה של מרכז הגוף של המסה מעל ציר הקרסול של סיבוב, נגזר נתונים אנתרופומטרים³⁰. זה נותן את הקשיחות המנורמלת ().
  14. להמיר את הקרסול רקע מומנט לקרסול רקעשוטר העמדה () על ידי חלוקת הרקע הקרסול torques עם כוחות אנכיים נמדד המקביל.
  15. מגרש כפונקציה של מרכז הלחץ.
    
    איפה

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

אותות מדומים ברצף (PRT) ושידורי לטרעון

איור 2A מציג אות prt, אשר מופק על ידי שילוב של פרופיל מהירות אקראית מדומה. עבור כל אחת מהדוגמאות Equation 76 , מהירות האות עשויה להיות שווה לאפס, או לרכוש ערך חיובי או Equation 77 שלילי מוגדר מראש. על- ידי Equation 78 שליטה ו, כניסות prt עם רוחב פס ספקטרלי רחב ומשתנה לשיא הגברה שונה. יתרה מזאת, ה-PRT הוא תקופתי, אך בלתי צפוי, הרצוי לחקר השליטה בפוסט-אוראל. הקורא מתייחס למאמר הבא להסבר מפורט על אות ה-PRT³¹.

איור 2B מראה אות כפתור. הוא מתחיל בערך אפס ואחרי תקופה Equation 79 אקראית (שהמינימום Equation 80 שלו), האות מגיע באופן אקראי לשרעת Equation 81 המקסימום שלו ( Equation 82 ) עם מהירות או רמפות מטה לשרעת המינימום שלו ( Equation 83 ) עם מהירות Equation 84 . האות נשאר במקסימום או במינימום שלו עבור תקופה אקראית, Equation 85 (מינימום Equation 80 של) ולאחר מכן חוזר לאפס עם מהירות Equation 82 או . הלולאה מתחילה מאפס. ברור כי בניגוד ל-PRT, הצ הוא אות ממוצע אפס, ולכן אינו גורם לאי במענה הפוסט. בנוסף, זה בלתי צפוי, כעיתוי השינוי של ערך האות והכיוון של השינוי (כלומר, מהירות חיובית או שלילית) הם אקראיים.

זיהוי של זווית הגוף למערכת חזותית רטבאליות

איור 3 מציג את האותות ממשפט עמידה אופייני עם הרטבאליות החזותיים של הצ. איור 3A מראה את הפרטורציה VR, שם שדה התצוגה מסתובב 0 כדי ± 0.087 rad (5 °) במישור משונן. איור 3C, E מציג את זוויות הקרסול ואת הגוף, אשר דומים מאוד, מאז זווית הרגל היא אפס, ו שאנק וגוף עליון לנוע יחד. איור 3G מראה את מומנט הקרסול, אשר מתואם את זוויות שאנק וגוף. איור 3B , D, F, H מראה את ה-emgs משרירי הקרסול. ניכר כי SOL ו-LG פעילים ברציפות, MG מייצר מדי פעם צרורות גדולים של פעילויות עם השפעה על הגוף, ו-TA שקט.

איור 4 מציג את FR של פונקציית ההעברה הנוגעת לקלט החזותי לזווית הגוף עבור הנתונים באיור 3. הצעד הראשון הוא לבחון את קוהרנטיות, כי הרווח והשלב הם משמעותיים רק כאשר הקוהרנטיות גבוהה (כאשר הקוהרנטיות היא 1, יש קשר ליניארי ללא רעש בין הקלט לבין הפלט; קוהרנטיות פחות מ 1 קורה כאשר פלט הקלט קשר אינו לינארית או שהנתונים רועשים). הקוהרנטיות היא הגבוהה ביותר בתדר נמוך, בין 0.1-1 הרץ וטיפות באופן משמעותי בתדרים גבוהים יותר. הרווח עולה בתחילה מ-0.1 Hz עד 0.2 Hz ולאחר מכן מקטין עד 1 הרץ, מראה את ההתנהגות הצפויה לעבור נמוך בשל ההתמדה הגבוהה של הגוף. השלב מתחיל גם אפס ופוחתת כמעט ליניארי עם תדר, המציין כי הפלט מתעכב ביחס לקלט.

זיהוי של פרמטרים של הקרסול הפנימי הפנימית

איור 5 מראה את האותות שנמדדו עבור משפט מודאג אופייני. איור 5A מראה את הדוושה הפדלים – prbs עם משרעת שיא לשיא של 0.02 rad ומרווח מיתוג של 200 Ms. מיקום הדוושה מעביר בין שני ערכים (-0.01 ו-0.01) בכפולות מספר שלם של מרווח הזמן. איור 5C מראה את זווית הקרסול, שם שינויים מהירים הם בשל תנועת כף הרגל בעוד שינויים אחרים הם תוצאה של תנועה שאנק עם השפעה. איור 5E מראה את זווית הגוף בתגובה הפרטורציה עם תנועת שיא לשיא של סביב 0.04 Rad. איור 5e מראה את מומנט הקרסול נמדד; שני מרכיבים הם ברור: אפנון של מומנט כוח עם הגוף מתנדנד, ופסגות גדולות למטה, מראה את תגובת מומנט הרפלקס למתוח (קורה בדרך כלל לאחר דופק דורסיתי). איור 5B , D, F, H מציג את ה-SOL, MG, LG ו-TA emgs. ברור כי שרירי ה-TS פעילים ברציפות ומציגים התפרצויות גדולות של פעילות עקב תגובות רפלקס מתיחה. TA היא שקטה לרוב, למעט כמה פסגות, אשר נראה להיות מוצלב של שרירי TS, כי הם מתרחשים בו זמנית עם פעילות רפלקס מתיחה של שרירי TS.

איור 6 מראה הדופק אופייני מיקום, מהירות המהירות שלה ו-SOL emg המקביל ואת תגובת מומנט. התגובה הפנימית מתחיל 25 ms לפני והאחרון עד 40 ms לאחר מהירות הרגל השיא; הפסגה ב-SOL EMG מציגה את נוכחותו של תגובת רפלקס. קטע טרום תגובה, החל 50 ms לפני מהירות השיא משמש כדי למצוא את מומנט הרקע.

איור 7 מראה את הנוקשות הפנימית כפונקציה COP מיקום הצדדים השמאליים והימניים של הנושא המוצג באיור 5; הנוקשות המשוערת באמצעות שיטת הניתוח המוצגת. ניכר כי הנוקשות הפנימית אינה קבועה אך משתנה באופן משמעותי עם השפעה. שינויים אלה מופיעים באופן פונקציונלי, כי הנוקשות מגדילה כמו השוטר נע רחוק יותר מציר הקרסול של סיבוב, שם יש אפשרות גבוהה יותר של נפילה²³.

איור 1: מודל השליטה בפוסט: הגוף אינו יציב באופן מיסודו ומותנה בחוסר יציבות של מומנט כבידה ( Equation 87 ) והפרעות. יציבה יציבה זקופה מתוחזק על ידי כוחות שריר מתקנת, שנוצר על ידי בקר מרכזי, רפלקסים למתוח עמוד השדרה, ונוקשות משותפת מכני הפנימי. הפעלת שרירים בשל תרומות רפלקס מתיחה ומרכזי ניכרת בפעילות EMG. רק את האותות באדום ניתן למדוד, בעוד אותות שחורים לא ניתן למדוד. אנא לחץ כאן כדי להציג גירסה גדולה יותר של איור זה.

איור 2: הדור של שידורי PRT ו-. (א) אות קש מ. גירוי נוצר מרצף ה-PRT באורך 242, הכולל ערכים של 0, 1 ו-2, התואמים למהירויות קבועות של 0, + v ו-v למשך קבוע של Equation 88 . המהירות משולבת כדי ליצור את המיקום, אשר משמש כאות הפרטורבציה. התקופה של אות הפרטורבציה שווה ל Equation 89 -, כאשר m הוא מספר הבמה של רשם המשמרות, הקובע את רצף המהירות. (ב) אות. האות מתחיל באפס; לאחר מרווח זמן אקראי Equation 79 (), הוא מגיע למעלה או למטה Equation 81 אל הערך המירבי Equation 90 () או המינימום שלו (עם מהירות קבועה; האות חוזר לאפס Equation 85 לאחר מרווח זמן אקראי () והלולאה כולה מתחילה שוב. אנא לחץ כאן כדי להציג גירסה גדולה יותר של איור זה.

איור 3: משפט ניסיוני אופייני עם הפרטורציה ויזואלית ה, משרעת השיא לשיא הוא 0.174 rad, והמהירות היא 0.105 rad/s. (א) VR בזווית, המציגה את סיבוב שדה הראיה במישור משונן. (ג) זווית הקרסול, שהוא זהה לזווית שאנק, כמו כף הרגל לא זז. (E) הגוף זווית. (G) קרסול מומנט. (B, D, F, H) התיקון הגולמי EMG של סול, MG, LG, ו-TA; SOL ו-LG פעילים ברציפות, בעוד MG מראה פרץ של פעילות הקשורה השפעה הגוף, ו-TA שקט. אנא לחץ כאן כדי להציג גירסה גדולה יותר של איור זה.

איור 4: היענות לתדר של היחס הדינאמי של זווית הגוף להפרעות חזותיות המשוערת מהנתונים המוצגים באיור 3. רווח (הפאנל העליון) מראה את היחס של משרעת הפלט לקלט כפונקציה של תדירות; הוא מראה התנהגות מעבר נמוכה. שלב (הלוח האמצעי) מציג את ההפרש בין שלב הקלט והפלט כפונקציה של תדירות. קוהרנטיות (הפאנל התחתון) מספק אינדקס מדידת כמה כוח הפלט קשור באופן ליניארי לכוח הקלט בכל תדר. קוהרנטיות של 1 מראה קשר מושלם קלט-פלט ליניארי; עם זאת, נוכחות של רעש או nonlinearity מקטינה אותה. אנא לחץ כאן כדי להציג גירסה גדולה יותר של איור זה.

איור 5: אופייני PRBS מיקום משפט; משרעת השיא לשיא הוא 0.02 rad, ומרווח המיתוג הוא 200 ms. (A) רגל זווית, אשר זהה למיקום רטבאליות מאז המהלכים הרגל עם דוושת. (ג) זווית הקרסול; השינויים האקראיים הם בגלל התנועה הshank עם השפעה. (ה) זוית הגוף, הושגה בהנחה שהגוף פועל כמטוטלת הפוכה. (G) קרסול מומנט נמדד טופס העומס הנתונים. (B, D, F, H) Raw EMG של סול, MG, LG, ו-TA; שרירי ה-TS פעילים ברציפות, ואילו הפסגות הגדולות משקפות פעילות רפלקס מתיחה; ת א שקט ברובו. אנא לחץ כאן כדי להציג גירסה גדולה יותר של איור זה.

איור 6: פעימה בודדת מהמשפט המוצג באיור 5, בסרגל זמן מורחב. (A) רגל זווית, (ב) מהירות הרגל, (ג) SOL emg, ו (ד) קרסול מומנט. קווים אנכיים מנוקדים להפריד את התגובה לתוך תגובה מוקדמת (25 ms), תגובה פנימית (65 ms), תגובה רפלקס (300 ms); מומנט פיתול חיובי וזוויות מתאימות לזווית. הנתונים לאיור זה נלקחים מאמירי ומקרני²³. אנא לחץ כאן כדי להציג גירסה גדולה יותר של איור זה.

איור 7: קשיחות פנימית מנורמלת כפונקציה של מעמד COP עבור הצד השמאלי והימני של נושא אופייני, המתקבל מהנתונים המוצגים באיור 5. ברים מצביעים על 95% מרווחי הביטחון של הערכים הנוקשות. הנתונים לאיור זה נלקחים מאמירי ומקרני²³. אנא לחץ כאן כדי להציג גירסה גדולה יותר של איור זה.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

מספר שלבים הם קריטיים בביצוע ניסויים אלה כדי ללמוד שליטה בפני האדם. שלבים אלה משויכים למדידה הנכונה של האותות וכוללים: 1. יישור נכון של ציר הקרסול השאנק של הרוטציה לדוושות, למדידת המדידה הנכונה של הקרסול. 2) הגדרת מפלסי הטווח הנכונים כדי להבטיח שהם פועלים בטווח שלהם ואינם רוויים במהלך הניסויים. 3) מדידה של EMG עם איכות טובה ודיבור צולב מינימלי. 4) יישום של רטבאליות מתאים, שעוררו תגובות מספיקות, אך לא משבשים את השליטה הרגילה. 5) מבחר של אורך ניסיון מתאים, המבוסס על הניתוח המתוכנן, תוך הימנעות משינוי הגוף והעייפות. בנוסף לניסויים, יש לבצע את הניתוח גם בזהירות. להערכת הקשיחות הפנימית מתוך נתונים שנרכשו בעמידה מכנית, זה קריטי לבחור את אורך התגובה הפנימית באופן המבטיח ללא מומנט רפלקס (אשר מתחיל זמן קצר לאחר פרץ של פעילות שרירי TS) הוא כלול. בנוסף, למרות מחקרים רבים הניחו כי הנוקשות הפנימית אינה משתנה בעמידה¹¹^,¹⁴^,¹⁵, מחקר שנערך לאחרונה הראה כי חשוב לחשבון את אפנון הנוקשות עם שינויים מומנט הקרסול הקשורים. לפוסט-אוראל²³^,³² לקביעת FR של הקשר הדינאמי מכל קלט לפלט, הצעד החשוב ביותר הוא להעריך נכון את הספקטרום הצולב ואת ספקטרום הכוח על-ידי בחירה באורך החלון ובחפיפה, המתאימה לאורך הרשומה.

עיצוב הרטבאליות הוא צעד חשוב בניסויי העמידה האנושיים. סוגים שונים של רטבאליות מכניים וחזותיים שימשו למחקר של שליטה באמצעות הפוסט, נתון כזווית של משטח התמיכה או הזווית של השדה החזותי. אלה כוללים רעש מסונן רב-סינוס, מעבר נמוך, רצף טרארי אקראי (prt) ואחרים³^,⁹^,¹⁰^,¹²^,¹⁸^,²⁴^,³¹ ^,³³^,³⁴. עם זאת, השימוש ברצף מדומה בינארי אקראי (prbs) הוא יתרון עבור רטבאליות מכני, כי: 1) עבור משרעת השיא הנתון, הוא מספק את הכוח הגבוה ביותר על מגוון רחב של תדרים, אשר ניתן לשלוט על ידי בחירת ה מיתוג שער³; 2) זה בלתי צפוי, אך ניתן לשחזור, מה שמאפשר להפחית את הרעש בממוצע; 3) קלט PRBS עם מהירות נמוכה ממוצע מוחלט מייצר תגובות רפלקס, המאפשר הקוונפיקציה של רפלקסים מתיחה בעמידה. עבור המערכת החזותית, פולסים בשלבים לא מעוררים תגובות משמעותיות באופן משמעותי, מכיוון שהמערכת החזותית אינה יכולה לעקוב אחר שינויים מהירים של השדה החזותי. בנוסף, כניסות צפויות כגון sinusoids עם תדר אחד יכולים ליצור התנהגות מקבלת. אותות הסינוס המרובים אינם יעילים לחקר התגובות החזותיות, מכיוון שהשינויים המהירים והמתמשכים שלהם קשים למעקב ועלולים לגרום לנושאים להיות חולים. אותות PRT שימשו בהרחבה כדי ללמוד מערכת חזותית בעמידה, כפי שהוא קלט אינפורמטיבי; התנועות של השדה החזותי הם בדידים ולא רציפה ומהירות שלהם ניתן לשלוט כדי ליצור תגובות חזותיות קוהרנטית. למרות ש-PRT מבצעת היטב, זהו אות ממוצע שאינו אפס, אשר עלול לגרום לקצוות לא מזהים בפקד הפוסט-ממדי והופך את הזיהוי לקשה. משום כך, הצ נועד לטפל בבעיה זו, שהיא בלתי צפויה, דיסקרטית, ויש לה אפס ממוצע (איור 2B). עוד שיקול חשוב בעיצוב הניסויים הוא משרעת הפרטורציה. באופן כללי, יש להשתמש ברטבאליות בעלי הגברה נמוכה כאשר המטרה היא לבצע ניתוח ליניארי ולא לסטות מאסטרטגיית הקרסול. את תוקפו של האסטרטגיה בקרסול ניתן לבדוק אנליסטי³⁵, ואם יש סטיות גדולות, אשר עשוי להיווצר על ידי מגביר הגברה גדול יותר, שיטות ניתוח לינארית, מלווה מודלים מרובת חלקים של הגוף בעמידה, יכול להיות נדרש³⁶.

שיקול נוסף לעיצוב הפרטורציה הוא אורך הניסיון, שחייב להיות מספיק זמן כדי לאפשר הערכות אמינות של פרמטרי המודל. עם זאת, מבחנים ארוכים מאוד הם בלתי רצויים, כי הם עלולים לגרום לנושא להעביר את האוריינטציה הגוף, וכתוצאה מכך לא התחנה שעושה מידול מערכת וזיהוי קשה. אורך ניסיון בין 2 ל -3 דקות הוא אופטימלי. אורך ניסיון זה אינו גורם בדרך כלל לעייפות, בתנאי שתקופת מנוחה מספקת נאכפת בין מבחנים. שיטת הניתוח משפיעה גם על אורך הניסיון הנדרש. אם נעשה שימוש בניתוח ליניארי בשימוש ב-FR או בפונקציית תגובת דחף, אזי תדירות הריבית הנמוכה ביותר תקבע את אורך הרשומה. ההופכי של אורך החלון שווה לתדירות המינימלית, כך שאם יש לבדוק תדרים נמוכים יותר, יש להשתמש בחלונות ארוכים יותר. יתר על כן, המשפט חייב להיות מספיק זמן כדי לספק מספיק בממוצע כדי להניב הערכות ספקטרליות חזקות. ניתוח לא ליניארי יהיה, באופן כללי, מחייב אפילו רשומות נתונים ארוכות יותר, מכיוון שבמודלים לא ליניאריים יש בדרך כלל יותר פרמטרים ממודלים ליניאריים.

לימוד השליטה האנושית מחייב את הבחירה בשיטת זיהוי מתאימה. שיטות זיהוי פרמטרית ושאינן פרמטרית לינאריות יכולות לשמש ללימוד שליטה בפוסט-מימדי¹⁰^,¹²^,¹⁸^,¹⁹^,²⁰^,²⁸^,³¹ ^,³⁷^,³⁸^,³⁹^,⁴⁰^,⁴¹^,⁴²^,⁴³^,⁴⁴^,⁴⁵ ^,⁴⁶^,⁴⁷^,⁴⁸^,⁴⁹^,⁵⁰^,⁵¹^,⁵²^,⁵³^,⁵⁴. זיהוי לא פרמטרי, באמצעות שערוך FR, כבר נעשה שימוש נרחב כדי ללמוד שליטה הפוסט, כי הוא מתאים היטב לזיהוי של נתונים שנרכשו במצב לולאה סגורה של עמידה²⁴ ודורש מעטים א-פריורי הנחות (לפרטים על שיטה זו ראו²⁴). השיטה הנפוצה ביותר היא להעריך את FR של מערכת הלולאה הסגורה בין מכניקה חיצונית (מכנית/חושית) ופלט (למשל, זווית הגוף, מומנט הקרסול, או EMG השריר), שהוא שילוב של בקר, צמח, ומשוב. כדי לספק משמעות פיזית ולבחון כל רכיב בנפרד, מחקרים רבים השתמשו במודל פרמטרית של מערכת לולאה סגורה והעריכו את הפרמטרים המתאימים FR של המודל הפרמטרי של הרגישות המשוערת של הפלט¹⁰ ^,¹⁸^,³¹^,³⁷^,³⁸^,³⁹^,⁴⁰^,⁴¹^,⁴²^,⁴³ ^,⁴⁴^,⁴⁵^,⁴⁶^,⁴⁷^,⁴⁸^,⁴⁹^,⁵⁰^,⁵¹. זיהוי פרמטרי, מצד שני, מניח כי קלט המערכת והפלט קשורים על ידי מבנה מודל מסוים עם מספר מוגבל של פרמטרים, ידוע א-פריורי. שיטת החיזוי משמשת למציאת פרמטרי המודל המזזער את השגיאה בין הפלט הנמדד לבין חיזוי הדגם⁵⁵. בניגוד למודלים FR, שבהם יש למדוד את הפרטורציה החיצונית ולהשתמש בה לניתוח, ניתן להחיל שיטות אלה ישירות על כל שני אותות, כל עוד מודל רעש נפרד, הparametrized כראוי, מוערך גם⁵⁶. משמעות הדבר היא שאין צורך למדוד את הפרטורציה החיצונית. למרות, הזמנות המודל חייב להיות נחוש הפריורי, מודלים פרמטרית בדרך כלל יש פחות פרמטרים מאשר מודלים FR ולכן לספק הערכות הפרמטרים חזקים יותר. החיסרון העיקרי של מודל פרמטרית הוא מודל רעש נכון יש להשתמש כדי להשיג אומדנים משוחדת של הפרמטרים.

שיקול חשוב בשליטת האדם האנושי הוא הסתגלות יוצאת דופן לתנאים ניסיוניים וסביבתיים חדשים. הדבר מושג באמצעות אינטגרציה מרובת חושים, כלומר המערכת משלבת את המידע ממערכות מגע, ויזואלית ושיווי משקל, ובעוד שהיא מספקת כניסות חישה מדויקות יותר (ופחות משתנים) בכל ניסיוני תנאים לשליטה בדואר. לדוגמה, כאשר הוא מודאג באמצעות סיבוב כף הרגל, ה-CN מסתמך יותר על כניסות חזותיות ושיווי שיער. שיטה פותחה על ידי Peterka³¹ לכמת אינטגרציה רב חושית. לניסוי עמידה עם מסגרת חיצונית ספציפית, זיהה את ה-FR של מערכת הלולאה הסגורה ולאחר מכן התאים לו דגם פרמטרי (כפי שהוסבר בפסקה הקודמת). המודל הפרמטרי המורכב משליטה מרכזית, שהקלט שלו היה הסכום המשוקלל של התשומות משלוש מערכות החישה; המשקולות שימשו כדי לספק אמצעים כדי לכמת את החשיבות של כל מקור חושי לשליטה מראש, דהיינו, ככל שהמשקל גבוה יותר, הקלט החושי חשוב יותר. היישום של שיטה זו לנתונים הניסיוניים הראה כי מערכת החישה התחושתית משקל נמוך יותר ובעלת חשיבות נמוכה יותר בשל חוסר דיוק בתשומה ולכן היא תורמת פחות לבקרת הפוסט³¹. שיטה זו שימש כדי להראות כיצד בקרת יציבה גם משתנה בשל הזדקנות ומחלות³⁸^,³⁹. גישה דומה יכולה לשמש עם המנגנון הנסיוני שלנו, שבו מוחלים המכשירים המכאניים או/והחזותיים על מנת לחקור את התפקיד והאינטראקציה של מערכות החישה החשובות בבקרת הפוסט-אוראל.

לשיטות המוצגות יש מספר מגבלות כאשר השיטות הנסיוניות והאנליטיות מיועדות לחקר השליטה הפוסט-טראומטית כאשר נעשה שימוש באסטרטגיית קרסול. לכן, הרטבאליות חייב להיות מתוכנן כדי למנוע תנועת גוף מוגזמת. עם זאת, כאשר הרטבאליות גדולים או משטח התמיכה הוא תואם, אסטרטגיית הירך משמש, כלומר הן הקרסול והן תנועות הירך הן משמעותיות. אסטרטגיית הירך מתאפיינת בתנועה אנטי-פאזה של הגוף התחתון והעליון, המבוטא במיוחד בתדרים הגדולים מ-1 Hz⁵⁷. המחקר של אסטרטגיית הירך דורש דוגמנות הגוף עם שני קישורים לפחות, כלומר, מודל כפול הפוכה המטוטלת.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

. למחברים אין מה לגלות

Acknowledgments

מאמר זה התאפשר על ידי מענק NPRP #6-463-2-189 מן המחקר הלאומי קטאר מענק מגב #81280 מכונים הקנדי של מחקר הבריאות.

Materials

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

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

Horak, F. B. Postural orientation and equilibrium: what do we need to know about neural control of balance to prevent falls? Age and Ageing. 35, 7-11 (2006).
Morasso, P. G., Schieppati, M. Can muscle stiffness alone stabilize upright standing? Journal of Neurophysiology. 82 (3), 1622-1626 (1999).
Kearney, R. E., Hunter, I. W. System identification of human joint dynamics. Critical Reviews in Biomedical Engineering. 18 (1), 55-87 (1990).
Mirbagheri, M. M., Barbeau, H., Kearney, R. E. Intrinsic and reflex contributions to human ankle stiffness: variation with activation level and position. Experimental Brain Research. 135 (4), 423-436 (2000).
Weiss, P. L., Hunter, I. W., Kearney, R. E. Human ankle joint stiffness over the full range of muscle activation levels. Journal of Biomechanics. 21 (7), 539-544 (1988).
Golkar, M. A., Sobhani Tehrani, E., Kearney, R. E. Linear Parameter Varying Identification of Dynamic Joint Stiffness during Time-Varying Voluntary Contractions. Frontiers in Computational Neuroscience. 11, 35 (2017).
Weiss, P. L., Kearney, R. E., Hunter, I. W. Position dependence of ankle joint dynamics--I. Passive mechanics. Journal of Biomechanics. 19 (9), 727-735 (1986).
Weiss, P. L., Kearney, R. E., Hunter, I. W. Position dependence of ankle joint dynamics--II. Active mechanics. Journal of Biomechanics. 19 (9), 737-751 (1986).
Engelhart, D., Boonstra, T. A., Aarts, R. G. K. M., Schouten, A. C., van der Kooij, H. Comparison of closed-loop system identification techniques to quantify multi-joint human balance control. Annual Reviews in Control. 41, 58-70 (2016).
Kiemel, T., Elahi, A. J., Jeka, J. J. Identification of the plant for upright stance in humans: multiple movement patterns from a single neural strategy. Journal of Neurophysiology. 100 (6), 3394-3406 (2008).
Loram, I. D., Lakie, M. Direct measurement of human ankle stiffness during quiet standing: the intrinsic mechanical stiffness is insufficient for stability. Journal of Physiology-London. 545 (3), 1041-1053 (2002).
Fitzpatrick, R., Burke, D., Gandevia, S. C. Loop gain of reflexes controlling human standing measured with the use of postural and vestibular disturbances. Journal of Neurophysiology. 76 (6), 3994-4008 (1996).
Dakin, C. J., Son, G. M. L., Inglis, J. T., Blouin, J. S. Frequency response of human vestibular reflexes characterized by stochastic stimuli. The Journal of Physiology. 583 (3), 1117-1127 (2007).
Vlutters, M., Boonstra, T. A., Schouten, A. C., vander Kooij, H. Direct measurement of the intrinsic ankle stiffness during standing. Journal of Biomechanics. 48 (7), 1258-1263 (2015).
Casadio, M., Morasso, P. G., Sanguineti, V. Direct measurement of ankle stiffness during quiet standing: implications for control modelling and clinical application. Gait and Posture. 21 (4), 410-424 (2005).
Sakanaka, T. E. Causes of Variation in Intrinsic Ankle Stiffness and the Consequences for Standing. , University of Birmingham. Doctoral dissertation (2017).
Sakanaka, T. E., Lakie, M., Reynolds, R. F. Sway-dependent changes in standing ankle stiffness caused by muscle thixotropy. Journal of Physiology. 594 (3), 781-793 (2016).
Peterka, R. J., Murchison, C. F., Parrington, L., Fino, P. C., King, L. A. Implementation of a Central Sensorimotor Integration Test for Characterization of Human Balance Control During Stance. Frontiers in Neurology. 9, 1045 (2018).
Engelhart, D., Schouten, A. C., Aarts, R. G., van der Kooij, H. Assessment of Multi-Joint Coordination and Adaptation in Standing Balance: A Novel Device and System Identification Technique. IEEE Transactions on Neural Systems and Rehabilitation Engineering. 23 (6), 973-982 (2015).
Boonstra, T. A., Schouten, A. C., van der Kooij, H. Identification of the contribution of the ankle and hip joints to multi-segmental balance control. Journal of Neuroengineering and Rehabilitation. 10, 23 (2013).
Forster, S. M., Wagner, R., Kearney, R. E. A bilateral electro-hydraulic actuator system to measure dynamic ankle joint stiffness during upright human stance. Proceedings of the 25th Annual International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society. , Cancun, Mexico. (2003).
Davis, J., Hsieh, Y. -H., Lee, H. -C. Humans perceive flicker artifacts at 500 Hz. Scientific Reports. 5, 7861 (2015).
Amiri, P., Kearney, R. E. Ankle intrinsic stiffness changes with postural sway. Journal of Biomechanics. 85, 50-58 (2019).
van der Kooij, H., van Asseldonk, E., van der Helm, F. C. Comparison of different methods to identify and quantify balance control. Journal of Neuroscience Methods. 145 (1-2), 175-203 (2005).
Amiri, P., MacLean, L. J., Kearney, R. E. Measurement of shank angle during stance using laser range finders. International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology. , Orlando, FL. (2016).
The SENIAM project. , Available from: http://www.seniam.org/ (2019).
Jalaleddini, K., Tehrani, E. S., Kearney, R. E. A Subspace Approach to the Structural Decomposition and Identification of Ankle Joint Dynamic Stiffness. IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 64 (6), 1357-1368 (2017).
Amiri, P., Kearney, R. E. A Closed-loop Method to Identify EMG-Ankle Torque Dynamic Relation in Human Balance Control. Conference Proceedings of the Annual International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society. , Berlin, Germany. (2019).
Sobhani Tehrani, E., Jalaleddini, K., Kearney, R. E. Ankle Joint Intrinsic Dynamics is More Complex than a Mass-Spring-Damper Model. IEEE Transactions on Neural Systems and Rehabilitation Engineering. 25 (9), 1568-1580 (2017).
NASA. Anthropometry and biomechanics. , Available from: http://msis.jsc.nasa.gov/sections/section03.htm (1995).
Peterka, R. J. Sensorimotor integration in human postural control. Journal of Neurophysiology. 88 (3), 1097-1118 (2002).
Amiri, P., Kearney, R. E. Ankle intrinsic stiffness is modulated by postural sway. Conference Proceedings of the Annual International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society. , Seogwipo, South Korea. (2017).
Jeka, J. J., Allison, L. K., Kiemel, T. The dynamics of visual reweighting in healthy and fall-prone older adults. Journal of Motor Behavior. 42 (4), 197-208 (2010).
Jilk, D. J., Safavynia, S. A., Ting, L. H. Contribution of vision to postural behaviors during continuous support-surface translations. Experimental Brain Research. 232 (1), 169-180 (2014).
Winter, D. A., Patla, A. E., Prince, F., Ishac, M., Gielo-Perczak, K. Stiffness control of balance in quiet standing. Journal of Neurophysiology. 80 (3), 1211-1221 (1998).
Pasma, J. H., Boonstra, T. A., van Kordelaar, J., Spyropoulou, V. V., Schouten, A. C. A Sensitivity Analysis of an Inverted Pendulum Balance Control Model. Frontiers in Computational Neuroscience. 11, 99 (2017).
Pasma, J. H., et al. Changes in sensory reweighting of proprioceptive information during standing balance with age and disease. Journal of Neurophysiology. 114 (6), 3220-3233 (2015).
Pasma, J. H., et al. Impaired standing balance: The clinical need for closing the loop. Neuroscience. , 157-165 (2014).
Engelhart, D., et al. Impaired Standing Balance in Elderly: A New Engineering Method Helps to Unravel Causes and Effects. Journal of the American Medical Directors Association. 15 (3), (2014).
Pasma, J. H., Boonstra, T. A., Campfens, S. F., Schouten, A. C., Van der Kooij, H. Sensory reweighting of proprioceptive information of the left and right leg during human balance control. Journal of Neurophysiology. 108 (4), 1138-1148 (2012).
Goodworth, A. D., Peterka, R. J. Sensorimotor integration for multisegmental frontal plane balance control in humans. Journal of Neurophysiology. 107 (1), 12-28 (2012).
Kiemel, T., Zhang, Y., Jeka, J. J. Identification of neural feedback for upright stance in humans: stabilization rather than sway minimization. Journal of Neuroscience. 31 (42), 15144-15153 (2011).
van der Kooij, H., van Asseldonk, E. H. F., Geelen, J., van Vugt, J. P. P., Bloem, B. R. Detecting asymmetries in balance control with system identification: first experimental results from Parkinson patients. Journal of Neural Transmission. 114 (10), 1333 (2007).
Fujisawa, N., et al. Human standing posture control system depending on adopted strategies. Medical and Biological Engineering and Computing. 43 (1), 107-114 (2005).
Johansson, R., Magnusson, M., Fransson, P. A., Karlberg, M. Multi-stimulus multi-response posturography. Mathematical Biosciences. 174 (1), 41-59 (2001).
Jeka, J., Oie, K., Schöner, G., Dijkstra, T., Henson, E. Position and Velocity Coupling of Postural Sway to Somatosensory Drive. Journal of Neurophysiology. 79 (4), 1661-1674 (1998).
Peterka, R. J., Benolken, M. S. Role of somatosensory and vestibular cues in attenuating visually induced human postural sway. Experimental Brain Research. 105 (1), 101-110 (1995).
Maki, B. E., Fernie, G. R. A system identification approach to balance testing. Progress in Brain Research. 76, 297-306 (1988).
Johansson, R., Magnusson, M., Akesson, M. Identification of human postural dynamics. IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 35 (10), 858-869 (1988).
Maki, B. E., Holliday, P. J., Fernie, G. R. A Posture Control Model and Balance Test for the Prediction of Relative Postural Stability. IEEE Transactions on Biomedical Engineering. BME-34. 10 (10), 797-810 (1987).
Werness, S. A., Anderson, D. J. Parametric analysis of dynamic postural responses. Biological Cybernetics. 51 (3), 155-168 (1984).
Hwang, S., Agada, P., Kiemel, T., Jeka, J. J. Identification of the Unstable Human Postural Control System. Frontiers in Systems Neuroscience. 10, 22 (2016).
Ishida, A., Imai, S., Fukuoka, Y. Analysis of the posture control system under fixed and sway-referenced support conditions. IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 44 (5), 331-336 (1997).
Ishida, A., Miyazaki, S. Maximum likelihood identification of a posture control system. IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 34 (1), 1-5 (1987).
Ljung, L. System Identification: Theory for the User. , Prentice-Hall, Inc. Upper Saddle River, NJ. (1986).
Forssell, U., Ljung, L. Closed-loop identification revisited. Automatica. 35 (7), 1215-1241 (1999).
Horak, F. B., Nashner, L. M. Central programming of postural movements: adaptation to altered support-surface configurations. Journal of Neurophysiology. 55 (6), 1369-1381 (1986).

Bioengineering

שיטות נסיוניות ללימוד בקרת הפוסטאורל האנושית

Summary

Abstract

Introduction

Protocol

Representative Results

Discussion

Disclosures

Acknowledgments

Materials

References

Tags

Cite this Article

Summary

Abstract

Introduction

Protocol

Representative Results

Discussion

Disclosures

Acknowledgments

Materials

References

Tags

Cite this Article

Get cutting-edge science videos from JoVE sent straight to your inbox every month.