الطرق التجريبية لدراسة السيطرة على الوضعية البشرية

Pouya Amiri; Abolfazl Mohebbi; Robert Kearney

doi:10.3791/60078

A subscription to JoVE is required to view this content. Sign in or start your free trial.

Summary

تقدم هذه المقالة إطار ًا تجريبيًا/تحليليًا لدراسة التحكم الوضعي البشري. ويوفر البروتوكول إجراءات تدريجية لإجراء التجارب الدائمة، وقياس حركية الجسم وإشارات الحركية، وتحليل النتائج لتوفير نظرة ثاقبة على الآليات الكامنة وراء التحكم الوضعي البشري.

Abstract

العديد من مكونات الجهاز العصبي والعضلي الهيكلي تعمل بشكل متضافر لتحقيق مستقرة، موقف الإنسان تستقيم. وهناك حاجة إلى تجارب خاضعة للرقابة مصحوبة بأساليب رياضية مناسبة لفهم دور النظم الفرعية المختلفة التي تنطوي على التحكم الوضعي البشري. توضح هذه المقالة بروتوكولًا لإجراء تجارب دائمة مضطربة، والحصول على بيانات تجريبية، وإجراء التحليل الرياضي اللاحق، بهدف فهم دور الجهاز العضلي الهيكلي والسيطرة المركزية على الإنسان تستقيم الموقف. النتائج الناتجة عن هذه الأساليب مهمة، لأنها توفر نظرة ثاقبة في السيطرة الصحية على التوازن، وتشكل الأساس لفهم مسببات ضعف التوازن في المرضى والمسنين، والمساعدة في تصميم التدخلات لتحسين السيطرة الوضعية والاستقرار. ويمكن استخدام هذه الأساليب لدراسة دور النظام الحسي الجسدي، وتصلب داخل مفصل الكاحل، والنظام البصري في السيطرة الوضعية، ويمكن أيضا أن تمتد للتحقيق في دور النظام الدهليزي. الطرق لاستخدامها في حالة استراتيجية الكاحل، حيث يتحرك الجسم في المقام الأول حول مفصل الكاحل ويعتبر البندول المقلوب وصلة واحدة.

Introduction

وتتحقق السيطرة الوضعية البشرية من خلال التفاعلات المعقدة بين الجهاز العصبي المركزي والجهاز العضلي الهيكلي¹. جسم الإنسان في الوقوف غير مستقر بطبيعته، يخضع لمجموعة متنوعة من الاضطرابات الداخلية (مثل التنفس، ضربات القلب) والخارجية (مثل الجاذبية). يتم تحقيق الاستقرار من خلال وحدة تحكم موزعة مع المكونات المركزية، منعكس، والجوهرية(الشكل 1).

يتم تحقيق التحكم الوضعي عن طريق: وحدة تحكم نشطة، بوساطة الجهاز العصبي المركزي (CNS) والحبل الشوكي، مما يغير تنشيط العضلات. ووحدة تحكم صلابة الجوهرية التي تقاوم الحركة المشتركة مع عدم وجود تغيير في تنشيط العضلات(الشكل 1). تستخدم وحدة التحكم المركزية المعلومات الحسية لتوليد الأوامر التنازلية التي تنتج قوى العضلات التصحيحية لتحقيق الاستقرار في الجسم. يتم نقل المعلومات الحسية بواسطة الأنظمة البصرية والدهليزية والحسية الجسدية. وعلى وجه التحديد، يولد النظام الحسي الجسدي معلومات تتعلق بسطح الدعم وزوايا المفاصل؛ الرؤية توفر المعلومات المتعلقة بالبيئة؛ ويولد النظام الدهليزي معلومات تتعلق بسرعة الرأس الزاوي، والتسارع الخطي، والتوجه فيما يتعلق بالجاذبية. تعمل وحدة التحكم المركزية المغلقة مع تأخيرات طويلة قد تكون مزعزعة للاستقرار². العنصر الثاني من وحدة تحكم نشطة هو صلابة رد الفعل، الذي يولد نشاط العضلات مع الكمون قصيرة وتنتج عزم الدوران مقاومة الحركة المشتركة.

هناك زمن وصول مقترن بكل من مكونات وحدة التحكم النشطة; وبالتالي، فإن التصلب الداخلي المشترك، الذي يعمل دون تأخير، يلعب دورا هاما في السيطرة الوضعية³. يتم توليد صلابة جوهرية من قبل خصائص سلبية لزجة مرنة من العضلات المتعاقدة، والأنسجة الرخوة وخصائص القصور الذاتي للأطراف، والذي يولد عزم الدوران المقاوم على الفور استجابة لأي حركة مشتركة⁴. دور تصلب المفاصل (تصلب جوهري وانعكاسي) في السيطرة الوضعية غير مفهوم ة بوضوح، لأنه يتغير مع ظروف التشغيل، التي تحددها تنشيط العضلات^4،^5،⁶ وموقف مشترك ⁴ ^, ⁷ ^, ⁸، وكلاهما يتغير مع التأثير على الجسم ، المتأصلة في الوقوف.

ومن المهم تحديد أدوار المراقب المركزي وتصلب المفاصل في السيطرة الوضعية، لأنه يوفر الأساس لما يلي: تشخيص مسببات ضعف التوازن؛ وتشخيص أسباب ضعف التوازن؛ وتشخيص أسباب ضعف التوازن؛ وتشخيص أسباب ضعف التوازن؛ وتشخيص أسباب ضعف التوازن؛ وتشخيص أسباب ضعف التوازن؛ وتشخيص أسباب ضعف التوازن؛ وتشخيص الاختلالات في التوازن؛ وتشخيص الاختلالات في التوازن؛ وتشخيص الاختلالات في التوازن؛ وتشخيص الاختلالات في التوازن؛ وتشخيص أسباب ضعف التوازن؛ وتشخيص الاختلالات في التوازن؛ وتشخيص الاختلالات في التوازن؛ و تصميم التدخلات المستهدفة للمرضى؛ تقييم مخاطر السقوط؛ وضع استراتيجيات للوقاية من السقوط لدى المسنين؛ وتصميم الأجهزة المساعدة مثل تقويم العظام والأطراف الاصطناعية. ومع ذلك، فمن الصعب، لأن النظم الفرعية المختلفة تعمل معا وفقط يمكن قياس حركية الجسم الناتجة عموما، وعزم الدوران المشترك، والكهربائي العضلات.

ولذلك، من الضروري تطوير أساليب تجريبية وتحليلية تستخدم المتغيرات الوضعية القابلة للقياس لتقييم مساهمة كل نظام فرعي. وتتمثل الصعوبة التقنية في أن قياس المتغيرات الوضعية يتم في حلقة مغلقة. ونتيجة لذلك، فإن المدخلات والنواتج (السبب والأثر) مترابطة. وبالتالي، من الضروري: (أ) تطبيق الاضطرابات الخارجية (كمدخلات) لإثارة ردود الفعل الوضعية في الردود (كمخرجات)، و (ب) استخدام أساليب رياضية متخصصة لتحديد نماذج النظام وفصل السبب والأثر⁹.

تركز هذه المقالة على التحكم الوضعي عند استخدام استراتيجية الكاحل، أي عندما تحدث الحركات في المقام الأول حول مفصل الكاحل. في هذه الحالة ، يتحرك الجزء العلوي من الجسم والأطراف السفلية معًا ، وبالتالي ، يمكن نمذجة الجسم على أنه البندول المقلوب ذو الصلة الواحدة في الطائرة المترهلة¹⁰. يتم استخدام استراتيجية الكاحل عندما يكون سطح الدعم ثابت والاضطرابات صغيرة^1،^11.

تم تطوير جهاز دائم قادر على تطبيق الاضطرابات الميكانيكية المناسبة (الانتهازية) والحسية البصرية وتسجيل حركيالجسم، والحركية، وأنشطة العضلات في مختبرنا^12. يوفر الجهاز البيئة التجريبية اللازمة لدراسة دور تصلب الكاحل، وآليات التحكم المركزية، وتفاعلاتها من خلال توليد استجابات الوضعية باستخدام المحفزات البصرية و/أو الحسية الجسدية. ومن الممكن أيضا توسيع الجهاز لدراسة دور النظام الدهليزي من خلال تطبيق التحفيز الكهربائي المباشر على العمليات الماستويدية، التي يمكن أن تولد إحساسا بسرعة الرأس وتثير الاستجابات الوضعية¹²،¹³.

كما طور آخرون أجهزة مماثلة لدراسة التحكم الوضعي البشري، حيث المحركات الكهربائية الخطية بيزو^11،المحركات الكهربائية الدوارة^14،^15،والمحركات الكهربائية الخطية^16،¹⁷ ^, ¹⁸ استخدمت لتطبيق الاضطرابات الميكانيكية على الكاحل في الوقوف. كما تم تطوير أجهزة أكثر تعقيدا لدراسة التحكم الوضعي متعدد القطاعات، حيث من الممكن تطبيق اضطرابات متعددة على مفاصل الكاحل والورك في وقت واحد¹⁹^،²⁰.

جهاز دائم

اثنين من المحركات الدوارة الهيدروليكية التي تسيطر عليها أجهزة تتحرك دواستين لتطبيق الاضطرابات التي تسيطر عليها من موقف الكاحل. يمكن للمحركات توليد عزم دوران كبير (> 500 نيوتن متر) اللازمة للسيطرة الوضعية; وهذا مهم بشكل خاص في حالات مثل العجاف إلى الأمام، حيث مركز الجسم من الكتلة هو بعيد (الأمامي) من محور الكاحل من دوران، مما أدى إلى قيم كبيرة من عزم الدوران الكاحل للسيطرة الوضعية.

يتم التحكم في كل المحرك الدوار بواسطة صمام سيرفو متناسب منفصل، وذلك باستخدام ردود الفعل موقف دواسة، تقاس من قبل الجهد عالية الأداء على رمح المحرك(جدول المواد). يتم تنفيذ وحدة التحكم باستخدام نظام معالجة الإشارات الرقمية المستند إلى MATLAB. المحرك / سيرفو صمام معا لديها عرض النطاق الترددي لأكثر من 40 هرتز، أكبر بكثير من عرض النطاق الترددي لنظام التحكم الوضعي العام، وتصلب مفصل الكاحل، ووحدة تحكم مركزية²¹.

جهاز الواقع الافتراضي والبيئة

يتم استخدام سماعة الواقع الافتراضي (VR)(جدول المواد)لاضطراب الرؤية. تحتوي سماعة الرأس على شاشة LCD (شاشة AMOLED 3.6'' مزدوجة بدقة 1080 × 1200 بكسل لكل عين) توفر للمستخدم رؤية مجسمة للوسائط المرسلة إلى الجهاز، مما يوفر تصورًا للعمق ثلاثي الأبعاد. معدل التحديث هو 90 هرتز، يكفي لتوفير شعور الظاهري الصلبة للمستخدمين²². مجال رؤية الشاشة هو 110 درجة، ما يكفي لتوليد اضطرابات بصرية مماثلة لأوضاع العالم الحقيقي.

تتبع سماعة الرأس دوران رأس المستخدم وتغيّر طريقة العرض الظاهرية وفقًا لذلك بحيث يكون المستخدم مغمورًا تمامًا في البيئة الظاهرية؛ لذلك، فإنه يمكن أن توفر ردود الفعل البصرية العادية؛ ويمكن أيضا أن اضطراب الرؤية عن طريق تدوير المجال البصري في طائرة sagittal.

القياسات الحركية

يتم قياس قوة التفاعل الرأسي من قبل أربع خلايا الحمل، تقع بين اثنين من لوحات تحت القدم(جدول المواد). يتم قياس عزم الدوران الكاحل مباشرة عن طريق محولات عزم الدوران مع قدرة 565 نيوتن متر وصلابة التواء من 104 كيلونيوتن متر / راد; كما يمكن قياسها بشكل غير مباشر من القوى الرأسية التي تستحدثها خلايا الحمل، وذلك باستخدام مسافاتها إلى محور الكاحل من دوران^23،على افتراض أن القوى الأفقية المطبقة على القدمين في الوقوف صغيرة^2،^24. يتم قياس مركز الضغط (COP) في مستوى المترهل عن طريق تقسيم عزم الدوران الكاحل من قبل القوة الرأسية الإجمالية، وتقاس من قبل خلايا الحمل²³.

القياسات الحركية

زاوية القدم هي نفس زاوية دواسة، لأنه عندما يتم استخدام استراتيجية الكاحل، ويتحرك قدم الموضوع مع دواسة. يتم الحصول على زاوية عرقوب فيما يتعلق العمودي بشكل غير مباشر من الإزاحة الخطية للساق، وتقاس من قبل مكتشف نطاق الليزر(جدول المواد)مع قرار من 50 ميكرومتر وعرض النطاق الترددي من 750 هرتز²⁵. زاوية الكاحل هي مجموع زوايا القدم والساق. يتم الحصول على زاوية الجسم فيما يتعلق عمودي بشكل غير مباشر من الإزاحة الخطية للنقطة الوسطى بين العمود الفقري الحرقفي العلوي الخلفي الأيسر والأيسر (PSIS)، تقاس باستخدام مكتشف نطاق الليزر(جدول المواد)مع قرار 100 ميكرومتر وعرض النطاق الترددي من 750 هرتز^23. يتم قياس موضع الرأس والدوران فيما يتعلق بنظام الإحداثيات العالمي لبيئة الواقع الافتراضي بواسطة المحطات الأساسية لنظام الواقع الافتراضي التي تنبعث منها نبضات الأشعة تحت الحمراء (IR) في الوقت المناسب بمعدل 60 نبضة في الثانية يتم التقاطها بواسطة مستشعرات الأشعة تحت الحمراء للسماعات مع دون ملليمتر الدقه.

الحصول على البيانات

تتم تصفية جميع الإشارات باستخدام فلتر مضاد للأسماء المستعارة مع تردد زاوية قدره 486.3 ثم يتم أخذ عينات منه عند 1000 هرتز مع جودة عالية 24 بت/8 قناة، أخذ عينات متزامنة، بطاقات اكتساب إشارة ديناميكية(جدول المواد)مع ديناميكية نطاق 20 V.

آليات السلامة

وأُدمجت ست آليات للسلامة في الجهاز الدائم لمنع إصابة الأشخاص؛ يتم التحكم في الدواسات بشكل منفصل ولا تتداخل مع بعضها البعض. (1) رمح المحرك لديه كام، الذي ينشط ميكانيكيا صمام الذي يقطع الضغط الهيدروليكي إذا كان دوران رمح يتجاوز ± 20 درجة من موقفها الأفقي. (2) اثنين من توقف الميكانيكية قابل للتعديل الحد من نطاق الحركة من المحرك؛ يتم تعيين هذه إلى نطاق كل موضوع من الحركة قبل كل تجربة. (3) كل من الموضوع والتجرب عقد زر الذعر؛ يؤدي الضغط على الزر إلى فصل الطاقة الهيدروليكية عن المحركات ويتسبب في فقدانها، بحيث يمكن نقلها يدويًا. (4) الدرابزين الموجود على جانبي الموضوع متاحة لتقديم الدعم في حالة عدم الاستقرار. (5) الموضوع يرتدي تسخير كامل الجسم(جدول المواد)،تعلق على القضبان الصلبة في السقف لدعمها في حالة سقوط. تسخير هو الركود ولا تتداخل مع الوضع الطبيعي، ما لم يصبح الموضوع غير مستقر، حيث تسخير يمنع الموضوع من السقوط. في حالة الخريف، سيتم إيقاف حركات دواسة يدويا إما من قبل الموضوع، وذلك باستخدام زر الذعر أو من قبل المجرب. (6) توقف الصمامات المؤازرة دوران المحركات باستخدام آليات آمنة من الفشل في حالة انقطاع الإمدادات الكهربائية.

Protocol

وقد تمت الموافقة على جميع الأساليب التجريبية من قبل مجلس أخلاقيات البحوث في جامعة ماكغيل ويوقع الأشخاص على الموافقة المستنيرة قبل المشاركة.

1- التجارب

ملاحظة: تتضمن كل تجربة الخطوات التالية.

ما قبل الاختبار
1. إعداد مخطط تفصيلي لجميع التجارب التي يتعين إجراؤها ووضع قائمة مرجعية لجمع البيانات.
2. تزويد الموضوع باستمارة موافقة مع جميع المعلومات اللازمة، اطلب منهم قراءتها بدقة، والإجابة على أي أسئلة، ومن ثم جعلهم يوقعون على النموذج.
3. تسجيل وزن الموضوع وطوله وعمره.
إعداد الموضوع
1. قياس التصوير الكهربائي
  1. استخدام أقطاب تفاضلية واحدة(جدول المواد)مع مسافة بين الأقطاب الكهربائية من 1 سم لقياس الكهربائي (EMG) من عضلات الكاحل.
  2. استخدم مكبر للصوت(جدول المواد)مع ربح إجمالي قدره 1000 وعرض نطاق ترددي قدره 20-2000 هرتز.
  3. لضمان إشارة عالية إلى نسبة الضوضاء (SNR) والحد الأدنى من الحديث المتبادل، حدد موقع ووضع علامة على مناطق مرفق القطب الكهربائي وفقا للمبادئ التوجيهية التي يوفرها مشروع Seniam^26،على النحو التالي: (1) لgastrocnemius الوسيط (MG)، وانتفاخ أبرز من العضلات ، ولكن كان هناك الكثير من (2) لgastrocnemius الجانبية (LG)، 1/3 من الخط بين رأس فيبولا وكعب. (3) لسوليوس (SOL)، 2/3 من الخط الفاصل بين condyles الوسيطة من عظم الفخذ وmalleolus الوسيطة؛ (4) لعظم الساقية الأمامية (TA)، 1/3 من الخط بين طرف الفيبولا وطرف malleolus الأوسط.
  4. حلاقة المناطق ملحوظ مع الحلاقة وتنظيف الجلد مع الكحول. السماح للبشرة لتجف تماما.
  5. انزعي منطقة عظمية على الرضفة للقطب الكهربائي المرجعي، ونظفي بالكحول.
  6. هل هذا الموضوع يكمن في موقف supine استرخاء.
  7. ضع القطب المرجعي على منطقة حلق الرضفة.
  8. إرفاق الأقطاب واحدا تلو الآخر إلى المناطق حلق من العضلات، وذلك باستخدام شريط مزدوج من جانب، مع الحرص على التأكد من أن يتم إصلاح الأقطاب الكهربائية على الجلد بشكل آمن.
  9. بعد وضع كل قطب كهربائي، اطلب من الموضوع إجراء تقلص plantarflexing /dorsiflexing ضد المقاومة وفحص الموجي على منظار الذبذبات للتأكد من أن إشارة EMG لديها SNR عالية. إذا كانت الإشارة SNR سيئة، حرك الأقطاب الكهربائية حتى يتم العثور على موقع مع SNR عالية.
  10. تأكد من أن حركات الموضوع لا تعيقها كابلات EMG.
2. القياسات الحركية
  1. إرفاق علامة عاكسة إلى ساق مع حزام، لاستخدامها لقياس زاوية عرقوب.
    ملاحظة: ضع علامة الساق على أعلى مستوى ممكن على الساق لتوليد أكبر إزاحة خطية ممكنة لدوران معين، وبالتالي، تحسين الدقة الزاويّة.
  2. ضع الموضوع على حزام الجسم
  3. إرفاق علامة انعكاس على الخصر الموضوع مع حزام، لاستخدامها لقياس زاوية الجسم العلوي. تأكد من وضع علامة عاكسة الخصر في منتصف نقطة بين PSISs اليسار واليمين وأن الملابس الموضوع لا تغطي سطح الخصر العاكسة.
  4. احمل الموضوع على الجهاز الدائم
  5. ضبط موقف القدم الموضوع لمحاذاة طيبولي الجانبية والوسيطة من كل ساق إلى محور دواسة دوران.
  6. قم بتحديد مواضع قدم الشخص مع علامة وإرشادهم للحفاظ على أقدامهم في نفس المواقع أثناء التجارب. وهذا يضمن محاور دوران الكاحلين والمحركات تبقى متوائمة طوال التجارب.
  7. ضبط الموضع الرأسي للمكتشفين نطاق الليزر للإشارة إلى مركز علامات عاكسة. ضبط المسافة الأفقية بين مكتشف نطاق الليزر وعلامات عاكسة، بحيث المكتشفون المدى العمل في المدى المتوسط ولا تشبع أثناء الوقوف هادئة.
  8. يكون الموضوع يميل إلى الأمام والخلف حول الكاحل وضمان أن الليزر تبقى ضمن نطاق عملهم.
  9. قياس ارتفاع المكتشفات نطاق الليزر فيما يتعلق محور الكاحل من دوران.
    ملاحظة: يتم استخدام هذه الارتفاعات لتحويل الإزاحات الخطية إلى زوايا.
3. البروتوكولات التجريبية
  1. إبلاغ الموضوع بما يمكن توقعه لكل حالة تجريبية.
  2. توجيه الموضوع إلى الوقوف بهدوء مع الأيدي في الجانب في حين تتطلع إلى الأمام، والحفاظ على توازنها كما يفعلون، عندما تواجه الاضطرابات في العالم الحقيقي.
  3. للمحاكمات المضطربة، بدء الاضطراب والسماح للموضوع للتكيف معها.
  4. بدء الحصول على البيانات بمجرد تأسيس الموضوع سلوك مستقر.
  5. توفير هذا الموضوع مع فترة راحة كافية بعد كل محاكمة لتجنب التعب. التواصل معهم لمعرفة ما إذا كانوا بحاجة إلى مزيد من الوقت.
  6. إجراء التجارب التالية.
    1. لاختبار الجهاز، قم بإجراء اختبار لمدة دقيقتين لفحص بيانات المستشعر 2 ساعة قبل وصول الشخص. ابحث عن الضوضاء أو الإزاحات الكبيرة بشكل غير منتظم في بيانات الاستشعار المسجلة. إذا كانت هناك مشاكل، حلها قبل وصول الموضوع.
    2. للوقوف هادئة، وأداء محاكمة هادئة لمدة دقيقتين الدائمة مع عدم وجود اضطرابات.
      ملاحظة: توفر هذه التجربة مرجعاً، مطلوب لتحديد ما إذا/ كيف تتغير المتغيرات الوضعية استجابة للاضطرابات.
    3. بالنسبة للتجارب المضطربة، قم بتشغيل الاضطراب والحصول على البيانات لمدة 2-3 دقائق. تطبيق الاضطرابات البصرية إذا كان الهدف هو دراسة دور الرؤية في السيطرة الوضعية. تطبيق الاضطرابات البصرية ودواسة في وقت واحد إذا كان الهدف هو دراسة التفاعل بين النظامين في السيطرة الوضعية.
      ملاحظة: يتم تطبيق اضطرابات دواسة كما دوران دواسات الجهاز الدائمة. وبالمثل، يتم تطبيق الاضطرابات البصرية عن طريق تدوير الحقل المرئي الظاهري، باستخدام سماعة الواقع الافتراضي. زاوية دواسة / المجال البصري يتبع إشارة، مختارة اعتمادا على أهداف الدراسة. ويقدم قسم المناقشة تفاصيل عن أنواع الاضطرابات المستخدمة في دراسة السيطرة الوضعية ومزايا كل اضطراب.
  7. إجراء ما لا يقل عن 3 تجارب لكل اضطراب معين.
    ملاحظة: يتم إجراء تجارب متعددة لضمان موثوقية النماذج عند إجراء التحليل على البيانات التي تم جمعها؛ على سبيل المثال، من الممكن عبور التحقق من صحة النماذج.
  8. إجراء التجارب في ترتيب عشوائي لضمان عدم تعلم الأشخاص كيفية الرد على اضطراب معين؛ وهذا أيضا يجعل من الممكن للتحقق من سلوك متفاوتة الوقت.
  9. تحقق من البيانات بصريا بعد كل تجربة للتأكد من أن الإشارات المكتسبة ذات جودة عالية.

2 - تحديد الرقابة الوضعية البشرية

تحديد غير بارامتري للعلاقة الديناميكية لزاوية الجسم بالاضطرابات البصرية
1. التجربه
  1. الحصول على التجارب المضطربة بصريا لمدة 2 دقيقة وفقا للخطوات الواردة في القسمين 1.1 و 1.2.
  2. استخدم إشارة شبه منحرفة (TrapZ) مع سعة من الذروة إلى الذروة تبلغ 0.087 راد وسرعة 0.105 راد/ث.
  3. اضغط على ثابت موضع الدواسة عند الزاوية الصفرية.
2. تحليل
  ملاحظة: يتم إجراء تحليل البيانات في الفرعين 2-1-2 و2-2-2 باستخدام MATLAB.
  1. القضاء على زاوية الجسم الخام وإشارات الاضطراب البصري (بحيث يكون أعلى تردد يمكن ملاحظته هو 10 هرتز)، باستخدام الأوامر التالية:
    
    حيث
    
    ملاحظة: بالنسبة لمعدل أخذ العينات 1 كيلوهرتز، يجب أن تكون نسبة الهلاك 50 للحصول على أعلى تردد من 10 هرتز.
  2. اختر أدنى تردد للفائدة، والذي سيحدد طول النافذة لتقدير الطاقة.
    ملاحظة: هنا، يتم اختيار تردد الحد الأدنى من 0.1 هرتز، وبالتالي فإن طول النافذة لتقدير الطاقة هو 1/0.1 هرتز = 10 s. دقة التردد هي نفس الحد الأدنى للتردد، وبالتالي، يتم إجراء الحسابات ل0.1، 0.2، 0.3، ...، 10 هرتز.
  3. اختر نوع النافذة ودرجة التداخل للعثور على أطياف الطاقة.
    ملاحظة: بالنسبة لطول تجريبي يبلغ 120 s، ينتج 10 نوافذ هانينغ مع تداخل بنسبة 50% في متوسط 23 قطعة لتقدير طيف الطاقة. منذ أن دمرنا البيانات إلى 20 هرتز، نافذة 10 s لديها طول 200 عينة.
  4. استخدم الدالة للعثور على استجابة التردد (FR) للنظام:
    
    حيث
    
    ملاحظة: تحسب الدالة المعروضة الطيف المتداخل بين اضطراب الواقع الافتراضي الهالك وزاوية الجسم في الترددات المحددة بواسطة ، باستخدام نافذة Hanning مع الطول المحدد من قبل وعدد التداخلات يساوي (أي تداخل بنسبة 50 في المائة). وبالمثل، فإنه يحسب الطيف التلقائي لمدخلات الواقع الافتراضي. ثم، باستخدام الطيف المتبادل المقدر والطيف التلقائي، فإنه يحسب FR من النظام.
  5. البحث عن كسب ومرحلة FR المقدرة في الخطوة 2.1.2.4 باستخدام الأوامر التالية:
    
    حيث
  6. حساب دالة التماسك باستخدام الأمر التالي:
    
    حيث
    
    ملاحظة: الدالة يتبع إجراء مماثل كما للعثور على الاتساق بين و .
  7. رسم الربح، والمرحلة، والاتساق كدالة للتردد.
    
    ملاحظة: يمكن توسيع الطريقة المعروضة إلى الحالة حيث يتم تطبيق كل من الاضطرابات البصرية والميكانيكية، حيث يجب استخدام طريقة تعريف FR متعددة الإدخال ومتعددة الإخراج (MIMO)⁹. ويمكن أيضا أن يتم تحديد الهوية باستخدام طريقة الفضاء الفرعي (التي تتعامل بطبيعتها مع أنظمة MIMO)²⁷ أو باستخدام أساليب وظيفة نقل البارامترية مثل MIMO Box-Jenkins²⁸. يتم تنفيذ كل من الفضاء الفرعي وBox-Jenkins (وطرق أخرى) في مربع أدوات تعريف نظام MATLAB.
تحديد البارامترية للتصلب المتأصل في الكاحل في الوقوف
1. التجربه
  1. إجراء تجارب مضطربة ميكانيكيا لمدة 2 دقيقة.
2. تحليل
  1. تمييز إشارة القدم مرة واحدةللحصول على سرعة القدم ( ، مرتين للحصول على تسارع القدم ( وثلاث مرات للحصول على رعشة لها (بالمثل تمييز عزم الدوران للحصول على سرعتها والتسارع ، وذلك باستخدام ما يلي الامر:
    
    حيث
  2. حساب موقع ماكسيما المحلية وminima المحلية من سرعة القدم لتحديد موقع النبضات، وذلك باستخدام الأمر التالي:
    
    حيث
    
    ملاحظة: الدالة يجد كل ماكسيما المحلية (سرعة القدم الإيجابية) ومواقعها. للعثور على minima المحلية، يتم استخدام نفس الدالة، ولكن يجب عكس علامة سرعة زاوية القدم.
  3. تصميم 8^th ترتيب بترورث منخفضة تمرير مرشح مع تردد الزاوية من 50 هرتز، وذلك باستخدام الأمر التالي:
  4. تصفية جميع الإشارات مع التحول المرحلة صفر باستخدام مرشح بترورث:
    
    ملاحظة:"filtfilt" وظيفة لا يسبب أي تحول في الإشارة التي تمت تصفيتها. لا تستخدم الدالة "عامل التصفية"، لأنها تنشئ إزاحة.
  5. رسم سرعة القدم، والعثور بصريا على تقدير للفترة الزمنية بين أقصى سرعة القدم وبداية النبض (وهي النقطة الأولى مع سرعة القدم صفر قبل سرعة الذروة). بالنسبة للاضطراب في هذه الدراسة، حدثت هذه النقطة 25 مللي ثانية قبل أقصى السرعة الموجودة في الخطوة 2-2-2-2.
  6. لكل نبضة، حساب عزم الدوران خلفية الكاحل كمتوسط عزم الدوران الكاحل من 25 مللي ثانية قبل بداية النبض، أي، متوسط عزم الدوران في الجزء بدءا من 50 مللي ثانية حتى 25 مللي ثانية قبل أقصى السرعة. قم بذلك لنبض ك^ال بسرعة موجبة باستخدام الأمر التالي:
    
    ملاحظة: يتم ذلك لكل من السرعات القصوى والدنيا (سرعة القدم السالبة) الموجودة في الخطوة 2.2.2.2.
  7. ابحث عن الحد الأدنى والحد الأقصى لجميع عزم الدوران الخلفية لجميع النبضات، وذلك باستخدام الأمر التالي:
  8. لكل نبضة، استخراج بيانات عزم الدوران من 65 مللي ثانية بعد بدء النبض (كجزء عزم الدوران الجوهري)، وذلك باستخدام الأمر التالي:
    
    ملاحظة: ويتم ذلك أيضا للمشتق الأول والثاني من عزم الدوران الكاحل (لتوفير اشتقاق الأول والثاني من عزم الدوران الجوهرية)، وكذلك، زاوية القدم، سرعة القدم، تسارع القدم، ورعشة القدم.
  9. حساب التغيير في جزء عزم الدوران الجوهري ك^ال من قيمته الأولية، باستخدام الأمر التالي:
    
    ملاحظة: يتم ذلك بشكل مماثللزاوية القدم للحصول على .
  10. تقسيم نطاق عزم الدوران (التي تم الحصول عليها في الخطوة 2.2.2.7) إلى صناديق واسعة 3 نيوتن متر والعثور على النبضات مع عزم الدوران الخلفية في كل بن.
    ملاحظة: يتم ذلك باستخدام دالة"البحث" والفهرسة. ومن المفترض أن صلابة جوهرية ثابتة في كل بن, منذ عزم الدوران خلفية الكاحل لا يتغير بشكل ملحوظ.
  11. تقدير معلمات صلابة جوهرية للنموذج الجوهري الموسع (EIM)²⁹، لـ j^th bin باستخدام النبضات في المجموعة j ( ).
    1. سلسلة جميع الاستجابات عزم الدوران الجوهرية في^بن ي العاشر لتشكيل ناقلات :
      
      أين هو^ال ط ( ) استجابة عزم الدوران الجوهرية في المجموعة j.
      ملاحظة: وبالمثل، زاوية القدم المتسلسلة، والسرعة، والتسارع، والمشتقات الأولى والثانية من عزم الدوران الجوهري لمجموعة j^th لاستخدامها في الخطوة 2.2.2.11.2.
    2. ضع زاوية القدم والسرعة والتسارع والرعشة، وكذلك المشتقة الأولى والثانية من عزم الدوران للمجموعة j معا لتشكيل مصفوفة التراجع:
    3. ابحث عن معلمات صلابة مضمنة لمجموعة j^th باستخدام عامل تشغيل الخط المائل العكسي (\):
    4. استخراج العنصر الرابع من صلابة الترددالمنخفض الجوهرية .
  12. تنفيذ الخطوات الواردة في القسم 2-2-2-11 بالنسبة لجميع المجموعات (الصناديق) وتقدير ما يقابل ذلك من صلابة جوهرية ذات تردد منخفض.
  13. تقسيم جميع قيم صلابة التردد المنخفض المقدرة من خلال صلابة حرجة للموضوع:
    
    حيث m هو كتلة الموضوع، ز هو تسارع الجاذبية، وهو ارتفاع مركز الجسم من كتلة فوق محور الكاحل من دوران، المستمدة من البيانات الأنثروبومترية³⁰. وهذا يعطي صلابة تطبيع( ).
  14. تحويل عزم الدوران خلفية الكاحل إلىخلفية الكاحل موقف مؤتمر الأطراف ( ) عن طريق تقسيم عزم الدوران خلفية الكاحل مع القوى العمودية قياس المقابلة.
  15. مؤامرة كوظيفة مركز الضغط.
    
    حيث

النتائج

إشارات التسلسل الثلاثي العشوائي الزائف (PRTS) وTrapZ

ويبين الشكل 2ألف إشارة PRTS، التي يتم إنشاؤها عن طريق دمج ملف تعريف سرعة عشوائي زائف. لكل وقت figure-results-313 عينة ، قد تكون سرعة الإشارة مساو?...

Discussion

وهناك عدة خطوات حاسمة في إجراء هذه التجارب لدراسة السيطرة على الوضعية البشرية. وترتبط هذه الخطوات مع القياس الصحيح للإشارات وتشمل: 1) المحاذاة الصحيحة لمحور الكاحل عرقوب دوران إلى أن من الدواسات، لقياس الصحيح من عزم الدوران الكاحل. 2) الإعداد الصحيح للمكتشفين مجموعة للتأكد من أنها تعمل في ?...

Disclosures

وليس لدى أصحاب البلاغ ما يكشفون عنه.

Acknowledgements

تم إجراء هذه المقالة من خلال منحة NPRP #6-463-2-189 من #81280 من المنحة الوطنية القطرية للبحوث وMOP من المعاهد الكندية للبحوث الصحية.

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

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. , (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. , (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. , (2016).
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. , (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).
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. , (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. , (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).

Reprints and Permissions

Request permission to reuse the text or figures of this JoVE article

Request Permission

Explore More Articles

151

This article has been published

Video Coming Soon

Keep me updated:

Method Article