Waiting
Login processing...

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

Bioengineering

Experimentele methoden voor het bestuderen van de menselijke postale controle

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

Summary

Dit artikel presenteert een experimenteel/analytisch kader om menselijke houdings controle te bestuderen. Het protocol biedt stapsgewijze procedures voor het uitvoeren van permanente experimenten, het meten van lichaams kinematica en kinetiek signalen en het analyseren van de resultaten om inzicht te geven in de mechanismen die ten grondslag liggen aan de menselijke houdings controle.

Abstract

Veel componenten van het zenuwstelsel en musculoskeletale systemen werken in overleg om de stabiele, rechtopstaande menselijke houding te bereiken. Gecontroleerde experimenten die gepaard gaan met passende wiskundige methoden zijn nodig om de rol te begrijpen van de verschillende sub-systemen die betrokken zijn bij menselijke postale controle. Dit artikel beschrijft een protocol voor het uitvoeren van verontrust staande experimenten, het verwerven van experimentele gegevens, en het uitvoeren van de daaropvolgende wiskundige analyse, met het oog op het begrijpen van de rol van het bewegingsapparaat en centrale controle in de menselijke rechtopstaande houding. De resultaten die worden gegenereerd door deze methoden zijn belangrijk, omdat ze inzicht geven in de gezonde balans controle, vormen de basis voor het begrijpen van de etiologie van verminderde evenwicht bij patiënten en ouderen, en steun in het ontwerp van interventies om te verbeteren houdings controle en stabiliteit. Deze methoden kunnen worden gebruikt om de rol van somatosensorisch systeem, intrinsieke stijfheid van enkelgewricht, en visueel systeem in de houdings controle te bestuderen, en kunnen ook worden uitgebreid om de rol van het vestibulaire systeem te onderzoeken. De methoden moeten worden gebruikt in het geval van een enkel-strategie, waarbij het lichaam zich hoofdzakelijk beweegt over het enkelgewricht en wordt beschouwd als een omgekeerde slinger met één link.

Introduction

Menselijke postale controle wordt gerealiseerd door middel van complexe interacties tussen het centrale zenuwstelsel en musculoskeletale systemen1. Het menselijk lichaam is inherent instabiel, onderhevig aan een verscheidenheid aan inwendige (bijv. ademhaling, hartslag) en uitwendige (bijv. zwaartekracht) verstoringen. De stabiliteit wordt bereikt door een gedistribueerde controller met centrale, reflex en intrinsieke componenten (Figuur 1).

Houdings controle wordt bereikt door: een actieve controller, gemedieerd door het centrale zenuwstelsel (CNS) en het ruggenmerg, die verandert spier activering; en een intrinsieke stijfheid controller die weerstand van gezamenlijke beweging zonder verandering in spier activering (Figuur 1). De centrale controller maakt gebruik van zintuiglijke informatie voor het genereren van aflopende commando's die corrigerende spier krachten produceren om het lichaam te stabiliseren. Zintuiglijke informatie wordt door de visuele, vestibulaire en somatosensorische systemen. Concreet genereert het somatosensorisch systeeminformatie over het steun oppervlak en de gewrichts hoeken; Vision geeft informatie over het milieu; en het vestibulaire systeem genereert informatie over de kop hoeksnelheid, lineaire versnelling en oriëntatie met betrekking tot de zwaartekracht. De centrale, closed-loop controller werkt met lange vertragingen die kunnen worden destabiliserende2. Het tweede element van de actieve controller is reflex stijfheid, die spieractiviteit met korte latentie genereert en produceert koppels weerstand tegen gezamenlijke beweging.

Er is een latentie die is gekoppeld aan beide onderdelen van actieve controller; Bijgevolg speelt de gewrichts intrinsieke stijfheid, die zonder vertraging werkt, een belangrijke rol in de postale controle3. Intrinsieke stijfheid wordt gegenereerd door passieve visco-elastische eigenschappen van de contracterende spieren, zachte weefsels en inertiële eigenschappen van de ledematen, die onmiddellijk resistieve koppels genereert in reactie op een gezamenlijke beweging4. De rol van de gewrichtsstijfheid (intrinsieke en reflex stijfheid) in houdings controle is niet duidelijk begrepen, omdat het verandert met de bedrijfsomstandigheden, gedefinieerd door de spier activatie4,5,6 en gewrichts positie 4 , 7 , 8, die beide veranderen met het lichaam zwaaien, inherent aan het staan.

Het is belangrijk om de rollen van de centrale controller en de gewrichtsstijfheid in de postale controle te identificeren, omdat het de basis vormt voor: het diagnosticeren van de etiologie van evenwichtsstoornissen; het ontwerp van gerichte interventies voor patiënten; beoordeling van het risico op vallen; de ontwikkeling van strategieën voor de preventie van vallen bij ouderen; en het ontwerp van hulpmiddelen zoals orthesen en protheses. Het is echter moeilijk, omdat de verschillende sub-systemen samenwerken en alleen de algehele resulterende lichaams kinematica, gewrichts koppels en spier elektromyografie kunnen worden gemeten.

Daarom is het essentieel om experimentele en analytische methoden te ontwikkelen die de meetbare postale variabelen gebruiken om de bijdrage van elk subsysteem te evalueren. Een technische moeilijkheid is dat de meting van de houdings variabelen in gesloten kring gebeurt. Hierdoor zijn de ingangen en uitgangen (oorzaak en gevolg) onderling verbonden. Bijgevolg is het noodzakelijk om: a) externe verstoringen (als inputs) toe te passen om postale reacties in responsen op te roepen (als uitgangen), en b) gespecialiseerde wiskundige methoden te gebruiken om systeemmodellen te identificeren en oorzaak en effect9te ontwarren.

Het huidige artikel richt zich op postale controle wanneer een enkel strategie wordt gebruikt, dat is, wanneer de bewegingen voornamelijk plaatsvinden over het enkelgewricht. In deze toestand bewegen het bovenlichaam en de onderste ledematen samen, zodat het lichaam kan worden gemodelleerd als een enkele-link omgekeerde slinger in Sagittaal vlak10. De enkel strategie wordt gebruikt wanneer het steun oppervlak stevig is en de perturbaties klein1,11.

In ons laboratorium12is een permanent apparaat ontwikkeld dat geschikt is voor het aanbrengen van geschikte mechanische (Proprioceptive) en visuele sensorische verstoringen en het vastleggen van de lichaams kinematica, kinetiek en spier activiteiten. Het apparaat biedt de experimentele omgeving die nodig is om de rol van enkel stijfheid, centrale besturingsmechanismen en hun interacties te bestuderen door het genereren van postale reacties met behulp van visuele of/of somatosensorische stimuli. Het is ook mogelijk om het apparaat uit te breiden om de rol van het vestibulaire systeem te bestuderen door de toepassing van directe elektrische stimulatie op de mastoïde processen, die een gevoel van hoofd snelheid kunnen genereren en posturale responsen kan oproepen12,13 .

Anderen hebben ook vergelijkbare apparaten ontwikkeld om de menselijke houdings controle te bestuderen, waarbij lineaire piëzo-elektrische actuatoren11, roterende elektromotoren14,15en lineaire elektromotoren16,17 , 18 werden gebruikt om mechanische perturbaties toe te passen op enkel in staande. Complexere apparaten zijn ook ontwikkeld om multi-segment postale controle te bestuderen, waarbij het mogelijk is om meerdere verstoringen toe te passen op enkel en heupgewrichten tegelijk19,20.

Staande apparatuur

Twee servo-gestuurde elektrohydraulische roterende actuatoren bewegen twee pedalen om gecontroleerde verstoringen van de enkel positie toe te passen. De actuatoren kunnen grote koppels (> 500 nm) genereren die nodig zijn voor de postale controle; Dit is vooral belangrijk in gevallen zoals voorwaartse Lean, waarbij het massa centrum van het lichaam ver (anterieur) is van de rotatie van de enkel, wat resulteert in grote waarden van het enkel koppel voor de postale controle.

Elke roterende Actuator wordt bestuurd door een afzonderlijke proportionele servo-klep, met behulp van pedaal positiefeedback, gemeten door een high-performance potentiometer op de aandrijfas as (tabel van materialen). De controller is geïmplementeerd met behulp van een MATLAB gebaseerde xPC real-time, digitale signaalverwerking systeem. De actuator/servo-Valve hebben samen een bandbreedte van meer dan 40 Hz, veel groter dan de bandbreedte van het totale houdings regelsysteem, de stijfheid van de enkelgewrichten en de centrale controller21.

Virtual Reality-apparaat en-omgeving

Een Virtual Reality (VR) headset (tabel met materialen) wordt gebruikt om de visie te perturb. De headset bevat een LCD-scherm (dubbel AMOLED 3,6 ' ' scherm met een resolutie van 1080 x 1200 pixels per oog) dat de gebruiker een stereoscopische weergave biedt van de media die naar het apparaat worden verzonden, met driedimensionale Diepteperceptie. De vernieuwingsfrequentie is 90 Hz, voldoende om een solide virtueel gevoel te bieden aan de gebruikers22. Het gezichtsveld van het scherm is 110 °, genoeg om visuele verstoringen te genereren die vergelijkbaar zijn met situaties in de echte wereld.

De headset houdt de rotatie van het hoofd van de gebruiker bij en verandert de virtuele weergave dienovereenkomstig, zodat de gebruiker volledig wordt ondergedompeld in de virtuele omgeving; Daarom kan het de normale visuele feedback geven; en het kan ook perturb visie door het roteren van het gezichtsveld in Sagittaal vlak.

Kinetische metingen

Verticale reactiekracht wordt gemeten door vier loadcellen, ingeklemd tussen twee platen onder de voet (tabel van de materialen). Enkel koppel wordt direct gemeten door koppelomvormers met een capaciteit van 565 nm en een torsiestijfheid van 104 kNm/rad; het kan ook indirect worden gemeten van de verticale krachten die door de loadcellen worden getransducteerd, met behulp van hun afstanden tot de as van rotatie23, ervan uitgaande dat horizontale krachten toegepast op de voeten in staande zijn klein2,24. Middelpunt van de druk (COP) wordt gemeten in het sagittale vlak door het enkel koppel te delen door de totale verticale kracht, gemeten door de Load cells23.

Kinematische metingen

De voet hoek is hetzelfde als de pedaal hoek, want wanneer een enkel strategie wordt gebruikt, beweegt de voet van het onderwerp met het pedaal. Schacht hoek met betrekking tot de verticale wordt indirect verkregen uit de lineaire verplaatsing van de schacht, gemeten door een laser range Finder (tabel van de materialen) met een resolutie van 50 μm en bandbreedte van 750 Hz25. Enkel hoek is de som van de voet-en schacht hoeken. De lichaams hoek ten opzichte van de verticale wordt indirect verkregen uit de lineaire verplaatsing van het middelpunt tussen de linker-en rechter posterieure superieure iliacale stekels (PSIS), gemeten met behulp van een laser afstandsmeter (tabel met materialen) met een resolutie van 100 μm en bandbreedte van 750 Hz23. Hoofdpositie en rotatie worden gemeten met betrekking tot het wereldwijde coördinatensysteem van de VR-omgeving door de basisstations van het VR-systeem die getimede infrarood (IR) pulsen uitzenden bij 60 pulsen per seconde die worden opgehaald door de IR-sensoren van de headset met sub-millimeter Precisie.

Gegevensverzameling

Alle signalen worden gefilterd met een anti-aliasing filter met een hoek frequentie van 486,3 en vervolgens bemonsterd op 1000 Hz met hoge prestaties 24-bits/8-kanaals, gelijktijdige bemonstering, Dynamic Signal acquisitie kaarten (tabel van materialen) met een dynamische bereik van 20 V.

Veiligheidsmechanismen

Er zijn zes veiligheidsmechanismen in het staande apparaat opgenomen om verwondingen aan proefpersonen te voorkomen; de pedalen worden afzonderlijk aangestuurd en interfereren nooit met elkaar. (1) de aandrijfas heeft een nok, die mechanisch een klep activeert die de hydraulische druk verbreekt als de asrotatie meer dan ± 20 ° van de horizontale positie is. (2) twee instelbare mechanische stops beperken het bewegingsbereik van de actuator; deze worden vóór elk experiment ingesteld op het bewegingsbereik van elk onderwerp. (3) zowel het onderwerp als de experimenteerder houden een paniekknop; door op de knop te drukken, verbreekt u de hydraulische stroom van de actuatoren en worden ze losgeraakt, zodat ze handmatig kunnen worden verplaatst. (4) leuningen die zich aan beide zijden van het onderwerp bevinden, zijn beschikbaar om ondersteuning te bieden in geval van instabiliteit. (5) het onderwerp draagt een volledige body harnas (tabel van de materialen), bevestigd aan stijve dwarsbalken in het plafond om ze te ondersteunen in geval van een val. Het harnas is speling en interfereert niet met de normale positie, tenzij het onderwerp instabiel wordt, waarbij het harnas verhindert dat het onderwerp valt. In het geval van vallen worden de pedaal bewegingen handmatig gestopt, hetzij door het onderwerp, met behulp van de paniekknop of door de experimenteerder. (6) de servokleppen stoppen de rotatie van de actuatoren met behulp van fail-safe-mechanismen in geval van onderbreking van de elektrische voeding.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

Alle experimentele methoden zijn goedgekeurd door de McGill University Research Ethics Board en onderwerpen ondertekenen geïnformeerde toestemmingen voordat ze meedoen.

1. experimenten

Opmerking: elk experiment omvat de volgende stappen.

  1. Pre-test
    1. Bereid een duidelijke schets van alle te verrichten proeven en maak een checklist voor het verzamelen van gegevens.
    2. Geef het onderwerp een toestemmingsformulier met alle benodigde informatie, vraag ze om het grondig te lezen, beantwoord eventuele vragen en laat ze het formulier ondertekenen.
    3. Noteer het gewicht, de lengte en de leeftijd van het onderwerp.
  2. Voorbereiding van het onderwerp
    1. Elektromyografie meting
      1. Gebruik enkelvoudige differentiaal elektroden (Inhoudsopgave) met een tussen elektrode afstand van 1 cm voor de meting van elektromyografie (EMG) van enkel spieren.
      2. Gebruik een versterker (tabel met materialen) met een algemene winst van 1000 en een bandbreedte van 20 − 2000 Hz.
      3. Om een hoge signaal-ruis verhouding (SRV) en minimale crosstalk te garanderen, moet u de gebieden van de elektrode bevestiging lokaliseren en markeren volgens de richtlijnen van het Seniam project26, zoals hieronder: (1) voor de mediale gastrocnemius (mg), de meest prominente buiging van de spier (2) voor de laterale gastrocnemius (LG), 1/3 van de lijn tussen het hoofd van het kuitbeen en de hiel; (3) voor soleus (Sol), 2/3 van de lijn tussen de mediale condylen van het dijbeen en de mediale malleolus; (4) voor tibialis voorste (TA), 1/3 van de lijn tussen de punt van het kuitbeen en de punt van de mediale malleolus.
      4. Scheer de gemarkeerde gebieden met een scheermesje en reinig de huid met alcohol. Laat de huid grondig drogen.
      5. Scheer een Bony gebied op de Patella voor de referentie-elektrode, en reinig met alcohol.
      6. Laat het onderwerp in een ontspannen rugpositie liggen.
      7. Plaats de referentie-elektrode op het geschoren gebied van de Patella.
      8. Bevestig de elektroden een voor een aan de geschoren gebieden van de spieren, met behulp van dubbelzijdige tape, zorgen ervoor dat de elektroden zijn bevestigd aan de huid veilig.
      9. Na het plaatsen van elke elektrode, vraag het onderwerp om een plantarflexing/dorsiflexing Contractie tegen weerstand uit te voeren en de golfvormen op een oscilloscoop te onderzoeken om ervoor te zorgen dat het EMG-signaal een hoge SNR heeft. Als het signaal SNR slecht is, verplaats de elektroden totdat een locatie met een hoge SNR is gevonden.
      10. Zorg ervoor dat de bewegingen van het onderwerp niet gehinderd worden door de EMG-kabels.
    2. Kinematische metingen
      1. Bevestig een reflecterende marker aan de schacht met een bandje, te gebruiken voor schacht hoekmeting.
        Opmerking: plaats de schacht markering zo hoog mogelijk op de schacht om de grootst mogelijke lineaire verplaatsing voor een bepaalde rotatie te genereren, waardoor de hoekresolutie wordt verbeterd.
      2. Laat het onderwerp op de body harnas zetten.
      3. Bevestig een reflecteren marker aan de taille van het onderwerp met een bandje, om te worden gebruikt voor de bovenlichaam hoekmeting. Zorg ervoor dat de reflecterende taille marker wordt geplaatst op het middelpunt tussen de linker en rechter PSISs en dat de kleding van het onderwerp niet het reflecterende oppervlak van de taille dekt.
      4. Laat het onderwerp op het staande apparaat staan.
      5. Pas de voet positie van het onderwerp aan om de laterale en mediale malleoli van elk been uit te lijnen op de rotatie-as van het pedaal.
      6. Schets de voet posities van het onderwerp met een marker en Instrueer ze om hun voeten op dezelfde locaties te houden tijdens de experimenten. Dit zorgt ervoor dat de assen van rotatie van enkels en actuatoren blijven uitgelijnd gedurende de experimenten.
      7. Pas de verticale positie van de laser range-finders aan om naar het midden van de reflecterende markeringen te wijzen. Pas de horizontale afstand tussen de laser range Finder en reflecterende markers, zodat de range finders werken in hun mid-range en niet verzaderen tijdens stil staan.
      8. Laat het onderwerp over de enkel naar voren en naar achteren leunen en zorg ervoor dat de lasers binnen hun werkbereik blijven.
      9. Meet de hoogte van de laser-range finders met betrekking tot de as van de enkel rotatie.
        Let op: deze hoogtes worden gebruikt om lineaire verplaatsingen naar hoeken om te zetten.
    3. Experimentele protocollen
      1. Informeer het onderwerp over wat u voor elke proef voorwaarde mag verwachten.
      2. Instrueer het onderwerp om stil te staan met handen aan de zijkant terwijl je vooruitkijkt, en om hun evenwicht te behouden zoals ze doen, wanneer ze geconfronteerd worden met de echte perturbaties.
      3. Voor het verontrust proeven, start de perturbatie en laat het onderwerp aan te passen aan het.
      4. Start het verzamelen van gegevens zodra het onderwerp een stabiel gedrag heeft vastgesteld.
      5. Voorzie het onderwerp van voldoende rusttijd na elke proef om vermoeidheid te voorkomen. Communiceer met hen om te zien of ze meer tijd nodig hebben.
      6. Voer de volgende tests uit.
        1. Voer voor de test van het apparaat een test van 2 min uit om de sensorgegevens 2 uur vóór aankomst van het onderwerp te onderzoeken. Zoek naar onregelmatig grote geluiden of offsets in de vastgelegde sensorgegevens. Als er problemen zijn, u deze oplossen voordat het onderwerp binnenkomt.
        2. Voor rustige staande, voer een 2 min rustige staande trial met geen verstoringen.
          Opmerking: deze proefversie biedt een verwijzing, die nodig is om te bepalen of/hoe houdings variabelen veranderen als reactie op verstoringen.
        3. Voor perturbedexperimenten voert u de perturbatie uit en verkrijgt u gegevens voor 2 − 3 min. pedaal verstoringen toepassen als het doel is om de rol van somatosensorisch systeem/enkel stijfheid in staande te onderzoeken. Visus verstoringen toepassen als het doel is om de rol van het gezichtsvermogen in de postale controle te onderzoeken. Pas tegelijkertijd visuele en pedaal verstoringen toe als het doel is om de interactie van de twee systemen in de postale controle te onderzoeken.
          Opmerking: pedaal verstoringen worden toegepast als rotatie van de staande apparaatpedalen. Op dezelfde manier worden visuele verstoringen toegepast door het virtuele visuele veld te roteren met behulp van de VR-headset. De hoek van het pedaal/visuele veld volgt een signaal, geselecteerd afhankelijk van de studie doelstellingen. De discussie sectie bevat details over de perturbatie types, gebruikt voor de studie van de postale controle en de verdiensten van elke perturbatie.
      7. Voer minimaal 3 proeven uit voor elke specifieke perturbatie.
        Opmerking: er worden meerdere proeven uitgevoerd om de betrouwbaarheid van de modellen te garanderen bij het uitvoeren van de analyse van de verzamelde gegevens; het is bijvoorbeeld mogelijk om de modellen te cross-valideren.
      8. Het uitvoeren van de proeven in een willekeurige volgorde om ervoor te zorgen dat de proefpersonen niet leren om te reageren op een specifieke perturbatie; Dit maakt het ook mogelijk om te controleren op tijdsafhankelijke gedrag.
      9. Controleer de gegevens visueel na elke proef om ervoor te zorgen dat de verworven signalen van hoge kwaliteit zijn.

2. identificatie van de menselijke postale controle

  1. Niet-parametrische identificatie van de dynamische relatie van de lichaams hoek tot visuele perturbaties
    1. Experiment
      1. Verkrijg visueel verontrust trials voor 2 min volgens de stappen in de paragrafen 1,1 en 1,2.
      2. Gebruik een trapeziumvormig signaal (TrapZ) met een piek-naar-piek amplitude van 0,087 rad en een snelheid van 0,105 rad/s.
      3. Houd de pedaal positie constant bij de nulhoek.
    2. Analyse
      Opmerking: gegevensanalyse in de secties 2.1.2 en 2.2.2 wordt uitgevoerd met MATLAB.
      1. Decimeren van de ruwe lichaams hoek en visuele perturbatie signalen (zodanig dat de hoogste observeerbare frequentie 10 Hz is), met behulp van de volgende commando's:
        Equation 1
        Equation 2
        Waar
        Equation 3
        Equation 4
        Equation 5
        Opmerking: voor een samplingfrequentie van 1 kHz moet de Decimatie ratio 50 zijn om een hoogste frequentie van 10 Hz te hebben.
      2. Kies de laagste frequentie van de rente, die bepalend is voor de venster lengte voor vermogens raming.
        Opmerking: hier wordt een minimumfrequentie van 0,1 Hz gekozen, zodat de venster lengte voor vermogens raming 1/0,1 Hz = 10 s is. De frequentie resolutie is hetzelfde als de minimale frequentie en daarom worden de berekeningen uitgevoerd voor 0,1, 0,2, 0,3,..., 10 Hz.
      3. Kies het type venster en de mate van overlapping om de vermogens spectra te vinden.
        Opmerking: voor een proef lengte van 120 s worden 10 s Hanning Vensters met 50% overlap in gemiddelde van 23 segmenten voor schatting van het vermogensspectrum. Omdat we de gegevens tot 20 Hz gedecimeerd, heeft een 10 s Window een lengte van 200 samples.
      4. Gebruik de Equation 6 functie om de frequentierespons (FR) van het systeem te vinden:
        Equation 7
        Waar
        Equation 8
        Equation 9
        Equation 10
        Equation 11
        Opmerking: de gepresenteerde Equation 6 functie berekent het kruislings spectrum tussen de GEDEMPTE VR-perturbatie en de lichaams hoek in de frequenties Equation 12 die worden gespecificeerd door, met behulp van een Hanning Equation 13 venster met de lengte gespecificeerd door en het aantal overlappingen gelijk aan Equation 14 (d.w.z. 50% overlapping). Op dezelfde manier berekent het het auto-spectrum van de VR-invoer. Vervolgens, met behulp van de geschatte cross-spectrum en auto-spectrum, het berekent de FR van het systeem.
      5. Zoek de winst en fase van de geschatte FR in stap 2.1.2.4 met behulp van de volgende opdrachten:
        Equation 15
        Equation 16
        Waar
        Equation 17
        Equation 18
      6. Bereken de coherentie functie met de volgende opdracht:
        Equation 19
        Waar
        Equation 20
        Opmerking: Equation 21 de functie volgt een soortgelijke Equation 22 procedure voor het vinden van Equation 23 de Equation 24 samenhang tussen en.
      7. Plot de winst, fase en coherentie als een functie van frequentie.
        Equation 25
        Equation 26
        Equation 27
        Opmerking: de gepresenteerde methode kan worden uitgebreid naar het geval waarin zowel visuele als mechanische verstoringen worden toegepast, waarbij een meervoudige invoer, multiple-output (MIMO) FR-identificatiemethode moet worden gebruikt9. De identificatie kan ook worden gedaan met behulp van de deelruimte-methode (die inherent is aan MIMO-systemen)27 of met behulp van parametrische overdrachtsfunctie methoden zoals MIMO Box-Jenkins28. Zowel deelruimte als Box-Jenkins (en andere methoden) worden geïmplementeerd in de MATLAB systeem identificatie Toolbox.
  2. Parametrische identificatie van enkel intrinsieke stijfheid in staande
    1. Experiment
      1. Voer mechanisch verontrust proeven voor 2 min. gebruik een pseudo-random binaire sequenties (prbs) perturbatie met een piek-naar-piek amplitude van 0,02 rad en een schakel interval van 200 MS. Zorg ervoor dat de pedaal gemiddelde hoek nul is.
    2. Analyse
      1. Differentieer het voet signaal eenmaal om voet snelheid teEquation 28verkrijgen (twee keer om voet versnellingEquation 29 te verkrijgen (en drie keer om zijnEquation 30 ruk te verkrijgen (vergelijk op dezelfde manier het koppel om de snelheid en versnelling te verkrijgen, met behulp van de volgende Opdracht:
        Equation 31
        Waar
        Equation 32
        Equation 33
        Equation 34
      2. Bereken de locatie van de lokale maxima en lokale minima van de voet snelheid om pulsen te lokaliseren, met behulp van de volgende opdracht:
        Equation 35
        Equation 36
        Waar
        Equation 37
        Equation 38
        Equation 39
        Equation 40
        Opmerking: Equation 41 de functie vindt alle lokale maxima (positieve voet snelheid) en hun locaties. Om de lokale minima te vinden, wordt dezelfde functie gebruikt, maar het teken van de voet hoeksnelheid moet worden omgekeerd.
      3. Ontwerp een 8th order Butterworth low-pass filter met een hoek frequentie van 50 Hz, met behulp van de volgende opdracht:
        Equation 42
        Equation 43
        Equation 44
        Equation 45
        Equation 46
      4. Filter alle signalen met nulfaseverschuiving met behulp van het Butterworth-filter:
        Equation 47
        Equation 48
        Equation 49
        Opmerking: de functie "filtfilt" veroorzaakt geen verschuiving in het gefilterde signaal. Gebruik de functie "filter" niet, omdat deze een verschuiving genereert.
      5. Plot de voet snelheid en vind visueel een schatting van de tijdsperiode tussen de extrema van de voet snelheid en het begin van de puls (dit is het eerste punt met nulvoetsnelheid voor de pieksnelheid). Voor de perturbatie in deze studie, dit punt gebeurde 25 MS voor de snelheid extrema gevonden in stap 2.2.2.2.
      6. Bereken voor elke puls het enkel-achtergrond koppel als het gemiddelde van het enkel koppel van 25 MS vóór het begin van de puls, d.w.z. het gemiddelde van het koppel in het segment dat 50 MS begint tot 25 MS voor de snelheid extrema. Doe dit voor de kth Pulse met een positieve snelheid met behulp van de volgende opdracht:
        Equation 50
        Equation 51
        Equation 52
        Let op: dit wordt gedaan voor zowel maximale als minimale snelheden (negatieve voet snelheid) gevonden in stap 2.2.2.2.
      7. Zoek het minimum en maximum van alle achtergrond koppels voor alle pulsen, met behulp van de volgende opdracht:
        Equation 53
        Equation 54
      8. Extraheer voor elke puls de koppel gegevens van 65 MS na de start van de puls (als het intrinsieke koppel segment) met behulp van de volgende opdracht:
        Equation 55
        Equation 56
        Let op: dit wordt ook gedaan voor de eerste en tweede afgeleide van het enkel koppel (om het eerste en tweede derivaat van het intrinsieke koppel te leveren), evenals, voet hoek, voet snelheid, voet versnelling, en voet ruk.
      9. Bereken de verandering inhet intrinsieke koppel segment van de oorspronkelijke waarde met behulp van de volgende opdracht:
        Equation 57
        Opmerking: dit wordt op dezelfde manier gedaan voorvoet hoekEquation 58om te verkrijgen.
      10. Verdeel het koppel bereik (verkregen bij stap 2.2.2.7) in 3 nm brede bakken en vind de pulsen met achtergrond koppel in elke afvalbak.
        Opmerking: dit wordt gedaan met behulp van "Find" functie en indexering. Er wordt verondersteld dat de intrinsieke stijfheid constant is in elke bin, omdat het enkel achtergrond koppel niet significant verandert.
      11. Schat de intrinsieke stijfheid parameters van de uitgebreide intrinsieke model (EIM)29, voor de jth bin met behulp van de pulsenEquation 59in groep j ().
        1. Alle intrinsieke koppel responsen in de je bin samenvoegen om de vector Equation 60 te vormen:
          Equation 61
          waar Equation 62 is de ith (Equation 63) intrinsieke koppel respons in groep j.
          Opmerking: samenvoegen voet hoek, snelheid, en versnelling, en eerste en tweede derivaten van het intrinsieke koppel van de jth -groep moet worden gebruikt in stap 2.2.2.11.2.
        2. Plaats de voet hoek, snelheid, versnelling en ruk, evenals de eerste en tweede afgeleide van het koppel van de groep j samen om de regressor matrix te vormen:
          Equation 64
        3. Zoek de intrinsieke stijfheid parameters voor de jth groep met behulp van de backslash (\) operator:
          Equation 65
        4. Extraheer het vierde element Equation 66 van de intrinsieke stijfheidEquation 67van de lage frequentie.
      12. Voer stappen uit in sectie 2.2.2.11 voor alle groepen (opslaglocaties) en schat de intrinsieke stijfheid van de lage frequentie in.
      13. Verdeel alle geschatte laagfrequentiestijfheids waarden door de kritische stijfheid van het onderwerp:
        Equation 68
        waar m de massa van het onderwerp is, g is zwaartekrachtversnelling, Equation 69 en is de hoogte van het massa centrum van het lichaam boven de enkel as van rotatie, afgeleid van anpometrische gegevens30. Dit geeft de genormaliseerde stijfheid (Equation 70).
      14. Converteer de enkel achtergrond koppel naar enkel achtergrond COP positie (Equation 71) door het delen van de enkel achtergrond koppels met de overeenkomstige gemeten verticale krachten.
      15. Plot Equation 72 als een functie van het middelpunt van de druk.
        Equation 73
        Waar
        Equation 74
        Equation 75

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

Pseudo random ternaire sequentie (PRTs) en trapz-signalen

Afbeelding 2a toont een PRTs signaal, die wordt gegenereerd door de integratie van een pseudo random Velocity profiel. Voor elke sample tijd Equation 76 kan de Signaalsnelheid gelijk zijn aan nul of een vooraf gedefinieerde positieve of negatieve waarde verkrijgen Equation 77 . Door het Equation 77 beheersen Equation 78 en, PRTs ingangen met een brede spectrale bandbreedte kan worden gegenereerd en geschaald naar verschillende piek-naar-piek amplituden. Bovendien is de PRTS periodiek, maar onvoorspelbaar, wat wenselijk is voor de studie van de postale controle. De lezer wordt verwezen naar het volgende artikel voor gedetailleerde uitleg van het PRTS signaal31.

Figuur 2b toont een trapz-signaal. Het begint bij een nulwaarde en na een willekeurige Equation 79 periode (waarvan het Equation 80 minimum is), komt het signaal willekeurig omhoog op deEquation 81maximale amplitude () Equation 82 met een snelheid of helling naar beneden totEquation 83de minimale amplitude ( Equation 84 ) met een snelheid. Het signaal blijft maximaal of minimaal gedurende een willekeurige periode Equation 85 , (mini Equation 80 maal) en keert dan terug naar nul Equation 82 met Equation 84 Velocity of. De lus begint opnieuw vanaf nul. Het is duidelijk dat, in tegenstelling tot de PRTS, de TrapZ een nulgemiddelde signaal is en daarom geen niet-stationariteit veroorzaakt in de houdings respons. Bovendien is het onvoorspelbaar, omdat de timing van de verandering van de signaal waarde en de richting van de verandering (d.w.z. positieve of negatieve snelheid) willekeurig zijn.

Identificatie van de lichaams hoek tot het visuele verstoringen systeem

Figuur 3 toont de signalen van een typische staande trial met trapz visuele perturbations. Afbeelding 3a toont de VR-perturbatie, waarbij het gezichtsveld draait van 0 tot ± 0,087 RAD (5 °) in het sagittale vlak. Figuur 3c, E toont de enkel-en lichaams hoeken, die zeer vergelijkbaar zijn, omdat de voet hoek nul is, en schacht en bovenlichaam samen bewegen. Figuur 3G toont het enkel koppel, dat gecorreleerd is met de schacht en de lichaams hoeken. Figuur 3b , D, F, H toont de emg's van de enkel spieren. Het is duidelijk dat SOL en LG continu actief zijn, MG periodiek genereert grote uitbarstingen van activiteiten met lichaams Sway, en TA is stil.

Figuur 4 toont de FR van de overdrachtsfunctie met betrekking tot de visuele invoer in de carrosserie hoek voor de gegevens in Figuur 3. De eerste stap is de samenhang te onderzoeken, omdat winst en fase alleen zinvol zijn als de samenhang hoog is (wanneer de samenhang 1 is, is er een lineaire ruisvrije relatie tussen de input en de output; een samenhang kleiner dan 1 gebeurt wanneer de input output relatie is niet-lineair of de gegevens zijn luidruchtig). De samenhang is de hoogste bij lage frequentie, tussen 0,1 − 1 Hz en daalt aanzienlijk bij hogere frequenties. De versterking neemt aanvankelijk toe van 0,1 Hz tot 0,2 Hz en daalt vervolgens tot 1 Hz, met het verwachte low-pass gedrag als gevolg van de hoge traagheid van het lichaam. De fase begint ook bij nul en neemt bijna lineair af met de frequentie, wat aangeeft dat de uitgang wordt vertraagd met betrekking tot de invoer.

Identificatie van enkel intrinsieke stijfheid parameters

Figuur 5 toont de signalen die zijn gemeten voor een typische staande proef met verontrust. Figuur 5a toont de pedaal perturbation ― een prbs met een piek-naar-piek amplitude van 0,02 rad en een schakel interval van 200 MS. de pedaal positie schakelt tussen twee waarden (-0,01 en 0,01) bij integere veelvouden van het Schakel interval. Afbeelding 5c toont de enkel hoek, waar de snelle veranderingen zijn te wijten aan de voetbeweging, terwijl de andere veranderingen zijn het resultaat van schacht beweging met Sway. Figuur 5e toont de lichaams hoek in reactie op de perturbatie met een piek-tot-piek beweging van ongeveer 0,04 rad. afbeelding 5g toont het gemeten enkel koppel; twee componenten zijn duidelijk: de modulatie van het koppel met lichaams Sway, en grote neerwaartse pieken, met de respons van het stretch reflex koppel (meestal gebeurt het na een dorsiflexing puls). Figuur 5b , D, F, H toont de Sol, mg, LG en ta EMGS. Het is duidelijk dat de TS-spieren continu actief zijn en grote uitbarstingen van activiteit vertonen als gevolg van Stretch reflex reacties. TA is meestal stil, met uitzondering van een paar pieken, die lijken te zijn Overspraak van TS-spieren, omdat ze gelijktijdig optreden met stretch reflex activiteit van TS spieren.

Figuur 6 toont een typische pulspositie perturbatie, de snelheid en de corresponderende Sol EMG-en koppel respons. De intrinsieke respons start 25 MS voor en laatste tot 40 MS na de piek voet snelheid; de piek in de SOL EMG toont de aanwezigheid van een reflex respons. Het pre-Response-segment, beginnend met 50 MS voor de pieksnelheid wordt gebruikt om het achtergrond koppel te vinden.

Figuur 7 toont de intrinsieke stijfheid als functie de COP-positie voor de linker-en rechterkant van het onderwerp getoond in Figuur 5; de stijfheid werd geschat aan de hand van de gepresenteerde analysemethode. Het is duidelijk dat de intrinsieke stijfheid is niet constant, maar verandert significant met houdings-Sway. Deze veranderingen lijken functioneel geschikt, omdat de stijfheid toeneemt naarmate de COP verder beweegt van enkel as van rotatie, waar er een hogere mogelijkheid van Val23is.

Figure 1
Figuur 1: postural control model: het lichaam is inherent instabiel en onderhevig aan destabiliserende zwaartekracht koppel (Equation 87) en storingen. Stabiele rechtop houding wordt gehandhaafd door corrigerende spier krachten, gegenereerd door een centrale controller, spinale Stretch reflexen, en intrinsieke mechanische gewrichtsstijfheid. Spier activatie als gevolg van Stretch reflex en centrale bijdragen blijkt uit de EMG activiteit. Alleen de signalen in het rood kunnen worden gemeten, terwijl zwarte signalen niet kunnen worden gemeten. Klik hier om een grotere versie van dit cijfer te bekijken.

Figure 2
Figuur 2: opwekking van PRT'S en TrapZ-signalen. A) PRTs-signaal. Een stimulus wordt gemaakt van een 242-lengte PRTS sequentie, die waarden van 0, 1 en 2, overeenkomend met vaste snelheden van 0, + v, en-v voor een vaste duur van Equation 88 . De snelheid is geïntegreerd om de positie te genereren, die wordt gebruikt als het perturbatie signaal. De periode van het perturbatie signaal is gelijk aan Equation 89 , waarbij m het fase nummer is van de dienst griffier, waarbij de volgorde van de snelheid wordt bepaald. B) trapz-signaal. Het signaal begint bij nul; na een willekeurig tijdsintervalEquation 79(), loopt het omhoog of omlaag naar de maximaleEquation 81() of minimumwaardeEquation 90 (met een constante snelheid; het signaal gaat terug naar nul na een willekeurig tijdsEquation 85interval () en de hele lus begint opnieuw. Klik hier om een grotere versie van dit cijfer te bekijken.

Figure 3
Figuur 3: typische experimentele trial met TrapZ visuele perturbatie; de piek-naar-piek-perturbatie amplitude is 0,174 rad, en de snelheid is 0,105 rad/s. A) vr perturbatie hoek, waarbij de rotatie van het gezichtsveld in het sagittale vlak wordt getoond. C) enkel hoek, die hetzelfde is als schacht hoek, omdat de voet niet beweegt. E) lichaams hoek. G) enkel koppel. (B, D, F, H) RAW gerectificeerde EMG van SOL, MG, LG en TA; SOL en LG zijn continu actief en MG vertoont een uitbarsting van activiteit in verband met lichaams Sway, en TA is stil. Klik hier om een grotere versie van dit cijfer te bekijken.

Figure 4
Figuur 4: frequentierespons van de dynamische relatie van de lichaams hoek tot visuele perturbatie geschat op basis van de in figuur 3 gepresenteerde gegevens. Gain (bovenste paneel) toont de verhouding van de amplitude van de uitvoer naar de invoer als een functie van frequentie; het toont een laagdoorlaat gedrag. Fase (middelste deelvenster) toont het verschil tussen de ingangs-en uitgangs fase als functie van de frequentie. Coherentie (onderste paneel) biedt een index die meet hoeveel van het uitgangsvermogen lineair gerelateerd is aan het ingangsvermogen bij elke frequentie. Een samenhang van 1 toont een perfecte lineaire input-output relatie; de aanwezigheid van ruis of niet-lineariteit vermindert het echter. Klik hier om een grotere versie van dit cijfer te bekijken.

Figure 5
Figuur 5: typische PRBS positie perturbatie trial; de piek-naar-piek-perturbatie amplitude is 0,02 rad en het Schakel interval is 200 MS. (A) voet hoek, die hetzelfde is als de positie verstoringen sinds de voet met het pedaal beweegt. C) enkel hoek; de willekeurige veranderingen zijn te wijten aan schacht beweging met Sway. E) lichaams hoek, verkregen uitgaande van het lichaam als een omgekeerde slinger fungeert. G) enkel koppel gemeten vormen de Load cells-gegevens. (B, D, F, H) Rauwe EMG van SOL, MG, LG en TA; de TS-spieren zijn allemaal continu actief, terwijl de grote pieken de stretch reflex-activiteit weerspiegelen; TA is meestal stil. Klik hier om een grotere versie van dit cijfer te bekijken.

Figure 6
Figuur 6: een individuele puls uit de studie getoond in afbeelding 5, op een uitgebreide tijdschaal. A) voet hoek, (B) voet snelheid, (C) Sol EMG en (D) enkel koppel. De verticale stippellijnen scheiden de respons in de pre-Response (25 MS), intrinsieke respons (65 MS) en reflex respons (300 MS); positief koppel en hoeken corresponderen met dorsiflexon. De gegevens voor dit cijfer zijn ontleend aan Amiri en Kearney23. Klik hier om een grotere versie van dit cijfer te bekijken.

Figure 7
Figuur 7: geschatte genormaliseerde intrinsieke stijfheid als functie van de COP-positie voor de linker-en rechterzijde van een typisch onderwerp, verkregen uit de in figuur 5 getoonde gegevens. Staven geven de 95% betrouwbaarheidsintervallen van de stijfheid waarden aan. De gegevens voor dit cijfer zijn ontleend aan Amiri en Kearney23. Klik hier om een grotere versie van dit cijfer te bekijken.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

Verschillende stappen zijn van cruciaal belang bij het uitvoeren van deze experimenten om menselijke postale controle te bestuderen. Deze stappen zijn gekoppeld aan de juiste meting van de signalen en omvatten: 1) juiste uitlijning van de schacht enkel as van rotatie naar die van de pedalen, voor de juiste meting van enkel koppels. 2) de juiste set-up van de range vinders om ervoor te zorgen dat ze werken in hun bereik en zijn niet verzadigd tijdens de experimenten. 3) meting van EMG met goede kwaliteit en minimale crosstalk. 4) toepassing van geschikte verstoringen, die voldoende reacties oproepen, maar niet verstoren de normale posturale controle. 5) selectie van een geschikte proef lengte, gebaseerd op de beoogde analyse, terwijl het vermijden van lichaams verschuiving en vermoeidheid. Naast de experimenten moet de analyse ook zorgvuldig worden uitgevoerd. Voor de schatting van de intrinsieke stijfheid van gegevens die zijn verworven in mechanisch verontrust staand, is het essentieel om de lengte van de intrinsieke respons te selecteren op een manier die ervoor zorgt dat er geen reflex koppel (dat begint kort na een uitbarsting van activiteit in TS-spieren) is Opgenomen. Bovendien, hoewel veel studies hebben aangenomen dat de intrinsieke stijfheid verandert niet in staande11,14,15, een recente studie toonde aan dat het belangrijk is om rekening te maken voor de modulatie van de stijfheid met veranderingen in enkel koppel geassocieerd met houdings Sway23,32. Voor het bepalen van de FR van de dynamische relatie van elke invoer naar de uitvoer, is de belangrijkste stap om het cross-spectrum en het energie spectrum correct te schatten door de venster lengte en overlap te selecteren, passend bij de recordlengte.

Ontwerp van de verstoringen is een belangrijke stap in menselijke staande experimenten. Er zijn verschillende soorten mechanische en visuele perturbaties gebruikt voor de studie van de houdings controle, gegeven als de hoek van het steun oppervlak of de hoek van het gezichtsveld. Deze omvatten multi-sine, low-pass gefilterd geluid, pseudo-random ternaire sequentie (PRTs) en anderen3,9,10,12,18,24,31 ,33,34. Echter, het gebruik van een pseudo willekeurige binaire sequentie (PRBS) is voordelig voor mechanische verstoringen, omdat: 1) voor een bepaalde piek-naar-piek amplitude, het biedt de hoogste macht over een breed scala van frequenties, die kan worden bestuurd door het selecteren van de Schakelsnelheid3; 2) het is onvoorspelbaar, maar herhaalbaar, waardoor het mogelijk is om lawaai te verminderen door middeling; 3) een PRBS-ingang met lage absolute gemiddelde snelheid genereert reflex reacties, waardoor kwantificering van Stretch reflexen in staande. Voor het visuele systeem roepen stap pulsen geen significante postale responsen op, omdat het visuele systeem geen snelle veranderingen van het gezichtsveld kan volgen. Bovendien kunnen voorspelbare ingangen zoals sinusoïden met één frequentie anticipatief gedrag genereren. Multi-sinus signalen zijn niet effectief voor de studie van visuele reacties, omdat hun snelle en voortdurende veranderingen moeilijk te volgen zijn en kunnen leiden tot onderwerpen om beweging ziek te worden. PRTS signalen zijn intensief gebruikt om visueel systeem te bestuderen in staande, want het is een informatieve input; de bewegingen van het gezichtsveld zijn discrete in plaats van continu en hun snelheid kan worden gecontroleerd om coherente visuele reacties te genereren. Hoewel, de PRTS presteert goed, het is een niet-nul gemiddelde signaal, die kan leiden tot niet-stationiteiten in de houdings controle en maakt identificatie moeilijk. Daarom is de TrapZ ontworpen om dit probleem aan te pakken, dat onvoorspelbaar en disc geen is, en een nulgemiddelde heeft (Figuur 2b). Een andere belangrijke overweging bij het ontwerpen van de experimenten is de perturbatie amplitude. Over het algemeen moeten verstoringen met lage amplituden worden gebruikt wanneer het doel is om lineaire analyse uit te voeren en niet af te wijken van een enkel strategie. De geldigheid van de enkel strategie kan worden gecontroleerd analytisch35, en als er grote afwijkingen, die kunnen worden gegenereerd door grotere perturbatie amplituden, niet-lineaire analysemethoden, gepaard met multi-segment modellen van het lichaam in staande, kan worden vereist36.

Een andere overweging voor perturbatie ontwerp is trial lengte, die lang genoeg moet zijn om betrouwbare schattingen van de model parameters toe te staan. Zeer lange proeven zijn echter ongewenst, omdat ze ertoe kunnen leiden dat het onderwerp de oriëntatie van het lichaam verschuift, wat resulteert in een niet-stationariteit die systeem modellering en-identificatie moeilijk maakt. Een proef lengte tussen 2 en 3 minuten is optimaal. Deze Trial Lengte leidt niet in het algemeen tot vermoeidheid, mits een voldoende rustperiode wordt afgedwongen tussen proeven. De analysemethode beïnvloedt ook de vereiste proef lengte. Als een lineaire analyse met behulp van FR of impuls Response functie wordt gebruikt, zal de laagste frequentie van belang de recordlengte bepalen. De inverse van de venster lengte is gelijk aan de minimale frequentie, dus als lagere frequenties moeten worden onderzocht, moeten langere Vensters worden gebruikt. Bovendien moet het proces lang genoeg zijn om voldoende middeling te bieden om robuuste spectrale schattingen te kunnen opleveren. Niet-lineaire analyse zal in het algemeen nog langere gegevensrecords vereisen, omdat niet-lineaire modellen meestal meer parameters hebben dan lineaire modellen.

De studie van de menselijke postale controle vereist de selectie van een geschikte identificatiemethode. Parametrische en niet-parametrische lineaire identificatiemethoden kunnen worden gebruikt om postale controle te bestuderen10,12,18,19,20,28,31 ,37,38,39,40,41,42,43,44,45 ,46,47,48,49,50,51,52,53,54 . Niet-parametrische identificatie, met behulp van FR-schatting, is uitgebreid gebruikt om houdings controle te bestuderen, omdat het goed geschikt is voor de identificatie van gegevens die zijn verkregen in de gesloten toestand van staande24 en waarvoor weinig a-priori veronderstellingen (voor de details van deze methode Zie24). De meest gebruikte methode is om de FR van het gesloten-lussysteem te schatten tussen een uitwendige (mechanische/sensorische) perturbatie en een uitgang (bijv. lichaams hoek, enkel koppel of spier EMG), wat een combinatie is van controller, installatie en feedback. Om fysieke significantie te bieden en elk onderdeel afzonderlijk te onderzoeken, hebben veel studies een parametrisch model van het gesloten-lussysteem gebruikt en de parameters geschat die overeenkomen met het parametrische model FR op dat van de geschatte uitgangs gevoeligheid10 ,18,31,37,38,39,40,41,42,43 ,44,45,46,47,48,49,50,51. Parametrische identificatiedaarentegen veronderstelt dat de invoer en uitvoer van het systeem gerelateerd zijn door een bepaalde modelstructuur met een beperkt aantal parameters, a-prioribekend. De Voorspellings fout methode wordt gebruikt om de model parameters te vinden die de fout tussen de gemeten output en model voorspelling55minimaliseren. In tegenstelling tot FR-modellen, waar de uitwendige perturbatie moet worden gemeten en gebruikt voor de analyse, kunnen deze methoden direct op twee signalen worden toegepast, zolang een afzonderlijk geluids model, dat adequaat is geparametriseerd, ook wordt geschat op56. Dit betekent dat het niet nodig is om de externe perturbatie te meten. Hoewel de model orders a priori moeten worden bepaald, hebben parametrische modellen meestal minder parameters dan de FR-modellen en bieden ze daarom robuustere parameter schattingen. Het belangrijkste nadeel van een parametrisch model is dat er een correct geluids model moet worden gebruikt om objectieve schattingen van de parameters te verkrijgen.

Een belangrijke overweging bij menselijke postale controle is het opmerkelijke aanpassingsvermogen van nieuwe experimentele en ecologische omstandigheden. Dit wordt bereikt door multisensorische integratie, wat betekent dat het CZS de informatie van somatosensorische, visuele en vestibulaire systemen combineert, terwijl het een groter gewicht geeft aan nauwkeurigere (en minder variabele) sensorische ingangen in elke experimentele voorwaarden voor postale controle. Bijvoorbeeld, wanneer proprioceptie is verontrust door voet rotatie, de CNS vertrouwt meer op visuele en vestibulaire ingangen. Peterka31 heeft een methode ontwikkeld om multisensorische integratie te kwantificeren. Voor een permanent experiment met een specifieke uitwendige perturbatie identificeerde hij de FR van het gesloten lussysteem en paste daarop een parametrisch model toe (zoals uitgelegd in de vorige paragraaf). Het parametrische model bestond uit een centrale controle, waarvan de input de gewogen som was van de ingangen van de drie sensorische systemen; de gewichten werden gebruikt om een middel te bieden om het belang van elke sensorische bron voor houdings controle te kwantificeren, d.w.z. Hoe hoger het gewicht, hoe belangrijker de sensorische input. Toepassing van deze methode op de experimentele gegevens toonde aan dat het verontrust-sensorische systeem een lager gewicht en minder belang heeft als gevolg van onnauwkeurigheid van de input en daarom minder bijdraagt aan houdings controle31. Deze methode is gebruikt om te laten zien hoe de postale controle ook verandert als gevolg van veroudering en ziekten38,39. Een soortgelijke benadering kan worden gebruikt met ons experimentele apparaat, waar mechanische of/of visuele perturbatie wordt toegepast om de rol en interactie van de belangrijke sensorische systemen in de postale controle te onderzoeken.

De gepresenteerde methoden hebben enkele beperkingen, omdat de experimentele en analytische methoden zijn bedoeld voor de studie van de postale controle wanneer een enkel strategie wordt gebruikt. Daarom moeten de perturbaties worden ontworpen om overmatige lichaamsbeweging te voorkomen. Echter, wanneer de verstoringen groot zijn of het steun oppervlak compliant is, wordt een heup strategie gebruikt, wat betekent dat zowel enkel als heupbewegingen significant zijn. De heup strategie wordt gekenmerkt door anti-fase beweging van het onderste en bovenste lichaam, die specifiek wordt uitgesproken in frequenties groter dan 1 Hz57. Studie van hip strategie vereist modellering van het lichaam met ten minste twee schakels, dat wil zeggen, een dubbel-omgekeerde Slinger model.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

De auteurs hebben niets te onthullen.

Acknowledgments

Dit artikel werd mogelijk gemaakt door NPRP Grant #6-463-2-189 van de Qatar National Research en MOP Grant #81280 van de Canadian Institutes of Health Research.

Materials

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

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

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

Tags

Biotechniek uitgave 151 houdings controle verontrust staande visie somatosensorisch vestibulaire enkel stijfheid intrinsieke stijfheid reflex stijfheid systeem identificatie Stretch reflex closed-loop controle Virtual Reality
Experimentele methoden voor het bestuderen van de menselijke postale controle
Play Video
PDF DOI DOWNLOAD MATERIALS LIST

Cite this Article

Amiri, P., Mohebbi, A., Kearney, R.… More

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

Less
Copy Citation Download Citation Reprints and Permissions
View Video

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

Waiting X
Simple Hit Counter