e rol van het labrum glenoïdale in de actieve stabiliteitsregeling van het schoudergewricht

e rol van het labrum glenoïdale in de actieve stabiliteitsregeling van het schoudergewricht

Afstudeerscriptie op de faculteit Werktuigbouwkunde en Maritieme Techniek, afdeling Meet- en Regeltechniek. sectie Mens & Machinesystemen, Technische Universiteit DelR

Geert Diederen student Werktuigkundige Medische Technologie vakgroep Fundamentele Werktuigbouwkunde, Technische Universiteit Eindhoven id.nr.: 313134 (TUE) studienr.: 181286 (TUD) rapportnummer: A-866

Stagebegeleiders: dr. ir. L.A. Rozendaal, TU-Delft dr. F.C.T. Van der Helm, TU-Delft Afstudeerhoogleraren: prof dr. ir. J.D. Janssen, TU-Eindhoven prof. dr. ir. H.G. Stassen, TU-Delft Delft, juni 1997.

Samenvatting . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

ix

Afstudeeropdracht . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

x

Hoofdstuk 1: Inleiding . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

1

Hoofdstuk 2: 2.1 2.2 2.3 2.3.1 2.3.2

2.4 2.5 2.6 2.6.1 2.6.2 2.6.3

2.7 Hoofdstuk 3: 3.1 3.2 3.2.1 3.2.2 3.2.3 3.2.4

Hoofdstuk 4: 4.1 4.1.1 4.1.2

4.2

5 5 5 6 Passieve stabiliteit . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 7 Actieve stabiliteit . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 9 Spierreflex en propriosensoriek ................................ 12 Propriosensoriek rond het glenohumerale gewricht . . . . . . . . . . . . . . . . . . 14 De rol van het labrum glenoïdale ............................... 16 Hypothese aangaande iabrumroí in de stabilisatie onderbouwd . . . . . . . . . 17 Het belang van de labrumsensoriek ............................ 20 Histochemisch (1iteratuur)onderzoek ........................... 22 24 Discussie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Keuze uit een drietal onderzoeksmethoden naar de propriosensorische rol van het labrum glenoidale . . . . . . . . . . 27 27 Inleiding .................................................. 27 Korte beschrijving van de drie methoden ......................... Globaal eisenpakket en randvoorwaarden ....................... 27 Methode 1: toediening laagenergetischegeluidsgolven . . . . . . . . . . . . . . . 28 Methode 2: het mechanisch en electrisch stimuleren van labrum met naald . 29 Methode 3 : het aanbrengen van krachtpulsen op schouder . . . . . . . . . . . . 30 De meetopstelling en meetmethode ........................... Be meetopstelling van bet experiment ............................ De totale meetopstelling . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . De opstelling van de proefpersoon . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

........................................... De opzet van de meetmethode ............................... De onderdrukking van ongewenste rekreflexen .................... Het genereren van stoorsignalen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Deblokpuls . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Stochastische ruis . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

De meetmethode 4.2.1 4.2.2

4.3 4.3.1 4.3.2

De gemeten grootheden ...................................... De veiligheid voor de proefpersoon .............................

4.4 4.5 4.5.1 4.5.2

4.6 4.7

De rol van het labrum glenoïdale . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Inleiding . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . De bouw van de schouder ..................................... Stabiliteit van het glenohumerale gewricht .........................

De beveiliging van de actuator ............................... De beveiliging van de krachtmeter . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

Matlabprogrammatuurvoor DATA-verwerking .................... Samenvatting . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

31 31 31 32 34 34 35 37 37 39 40 41 41 42 42 44

- pagina XIII:

- Figuur D3 mist de afbeelding. Deze is dezelfde als de onderste afbeelding op pagina XIX (weliswaar verkleind).

- pagina XV:

- De grootte van de hoekverdraaiingen van de humerus van proefpersoon 1 en 4 verschillen wel significant van elkaar. In bijlage El staat dat dit niet het geval is.

- pagina XVI:

- In de bovenste twee grafieken zijn alleen de voor- en achterwaartse verplaatsingen van de humeruskop bij 1401Newton gegeven, en niet zoals vermeld staat, ook van 1201en 1601N.

- pagina XLV:

- Bijlage Jlû : f3tsmooth.m

function matstd=filtsmooth(mat,nw,nd) % ninction matstd=filtsmooth(mat,nw,na)

nw2

= (nw-1)/2;

if nargin == 2 Enr,ncl = size(mat); matstd = zeros(nr,nc); for j = I+nw2:nc-nw2 matstd(:j) = std(mat(:j-nw2:j+nw2)')'; end else CnwI = size(mat); matstd = zeros(nr,nc)g j = l+nw2; matstd(:j) = std(mat(:j-nw2:j+nw2)')'; for j = l+nw2+nd:nd:nc-nw2 matstd(:j) = std(mat( :j-nw2 :j+nw2)')'; matstd(:j-nd+l j-I ) = matstd(:j-nd)*[nd-1 :-1:l]/nd+matstd(:,j)* [ 1:nd-l]/nd; end ifj
Figuur 2.10

I

I/

u-

I

.

I'

I

I I

Errata en opmerkingen bij het afstudeerverslag van Geert Diederen: - pagina 3 en 23 :

- Bij de verwijzing naar Kim & Anima (1996) is het jaartal verkeerd weergegeven. Dit moet zijn: 1995.

- pagina 3 e.v.:

- De term luxatie wordt wel eens verward met de term dislocatie. Luxatie geert aan dat er sprake is van herhaalde dislocaties.

- pagina 5:

- In voetnoot 1 staat dat het glenoïd een onderdeel vormt van de schouder; dit moet zijn: schouderblad

- pagina 9:

- In figuur 1.2 is niet goed zichtbaar dat een bicepspees overloopt in, of aanhecht aan het labrum g!enoïdale. Dit vmdt echter we! beweerd.

- pagina 18:

- De afgebeelde figuur 2.1 O is foutief. De juiste afbeelding is bijgevoegd.

-pagina 19:

- Vanaf regel 5: ‘Dat dit inderdaad zo is... ‘ tot en met de achtste tekstregel van onder: ‘...nog stabieler maakt’ moet geheel weggedacht worden. De beschreven informatie is te beknopt en daardoor onvolledig. Voor een volledige uitleg van de rol van krachtterugkoppeling in dit model wordt verwezen naar Rozendaal (i 997, hoofdstuk 4). Echter voor de lijn van bet verhaal is dit niet nodig door te nemen.

- pagina 20:

- In voetnoot 1 wordt verwezen naar Rozendaal (1997). Hij gaat echter uit van een andere definitie voor stabiliteit. In dit verslag wordt met stabiliteit bedoeld ‘het in de kom houden van de humeruskop’.

- pagina 38:

- De verwijzing naar bijlage F1 moet J1 zijn.

- pagina 43:

- In figuur 4.7 staat het woord ‘hits’. Dit betekent: perturbaties.

- pagina 45:

- De verwijzing naar bijlage D1 moet J1 zijn.

- pagina 48:

- In voetnoot 3 1 staat vermeld dat er geen verklaring is voor de grote verschillen tussen krachtinvoer en de werkelijk gemeten kracht. Dit grote verschil is echter hoogst waarschijnlijk ontstaan door een instabiele regeling van de actuator (gelet op de oscillaties die in figuur 5.2 te zien zijn).

- pagina 53:

- Iets onder het midden van de pagina staat dat dephi’s of de hoekverdraaiingen van de humerus

1

aan de elleboog bij beide proefpersonen ongeveer evengroot bleken. Dit is fout. De phi van proefpersoon 4 is ongeveer twee maal zo groot als de phi van proefpersoon i (zie bijlage E l , onderste afbeeldingen). De nog geringere reflexactiviteit die proefpersoon 1 laat zien is zo ook verklaard.

- pagina 54:

- De laatse zin boven Discussie 2, aangaande de serratus, is foutief.

- pagina 55:

- De tweede getabuleerde alinea is onvolledig. Toegevoegd moet worden :’ Wellicht heeft de subscapularis deze dreigende dislokatie w-illen opvangen door te contraheren’.

- pagina 56:

- In het midden van Discussie 3 staat: ‘Ook proefpersoon 1 zou ...’ tot en met ‘Proefpersoon 4 doet dit niet.’. Deze twee zinnen zijn onduidelijk geformuleerd en kunnen weggelaten worden.

- pagina 58:

- Ais impedantie wordt hier weer de overdrachtsfimctieF E genomen, wat in feite ook de echte impedantie is. Dit is echter de reciproke van de impedantie die op pagina 57 staat.

- pagina 60:

- In Q 6.2 wordt de reflexieve feedback als krachtterugkoppeling gemodelleerd, terwijl in 0 6.3 staat dat dit als positie- en snelheidsterugkoppelingwordt gemodelleerd. Dit is een paradox. Bij het indrukken van het labrum (druk- of krachtmeting) rekt in feite het labrum zoals figuur 2.8 aantoont. Deze ïek (en reksnelheid) zal wellicht gedetecteerd worden d m r senscrea; v2ndzôr dat k 3 6.3 niet meer gesproken wordt van krachtterugkoppeling.

- pagina 63 en 65:

-

- pagina 64:

- Bij punt 3 is de ‘X=’ niet voor de formule gezet.

- pagina 65:

- Bij ‘ad 3.’ staat ‘U, kan dan beschouwd worden als een gefilterde meting van W :=> U, = -KHp’.

De verwijzing naar bijlage D13 moet J13 zijn.

Dit laatste moet zijn: U, = -H,W.

Hoofdstuk 5: De meetresultaten .......................................... De armbeweging tijdens krachtverstoring ......................... 5.1 De verwachting van spieractiviteit in het tijdsdomein : 5.2 rekreflex erdof labrumreflex ............................... De EMG-resultaten uit het tijdsdomein ........................... 5.3 5.3.1 5.3.2 5.3.3

Resultaten bij elleboogperturbaties ............................ Resultaten bij perturbaties aan de mid-arm ....................... Resultaten bij schouderperturbaties ............................

Hoofdstuk 6: hpedanéiesctnattlng van een schondermodel met iabrumsensoriscine terugkoppeling ......................... 6.1 Inleiding .................................................. 6.2 Mechanische impedantie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 6.2.1 6.2.2

Het begrip impedantie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Bijdrage van mechanismen in impedantie ........................

Modelleren . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

6.3 6.3.1 6.3.2 6.3.3

45 45

49 50 51 51 55

.

r;7 ,

57 57 57 58 60

Een regelmodel voor schouder en vacuümfitting . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 60 Parametrisatie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 61 63 Experimentele voorwaarden . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

...............................

Metingen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Fourier analyse ......................................... Schatting van intrinsieke impedantie ........................... Schatting van feedback versterkingsfactoren ..................... De rol van feedforward regeling ..............................

65 65 66 67 67 67

Hoofdstuk 7:

Conclusies . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

69

Literatuurlijst

.........................................................

71

Experimentele opzet en methode

6.4 6.4.1 6.4.2 6.4.3 6.4.4 6.4.5

Nawoord . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Bijlagen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

73 I-LI

Bijlage A: Het complexe vezelverloop in het glenohumerale kapseI . . . . . . . . . . . . . . . . 1 Bijlage B: Aanhechtingsplaatsen van gemeten schouderspieren . . . . . . . . . . . . . . . . . 111 Bijlage C: Factoren die de reflextijd bepalen en be*ïnvloeden . . . . . . . . . . . . . . . . . . v111 Bijlage D: Uitleg programmatuur voor de verwerking van EMG-data . . . . . . . . . . . . X XV Bijlage E: Resultaten uit Matlabprogramma’s ............................. XXII Bijlage F: EMG-’waterfalls’ . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . XXVI Bijlage G: De beveiliging van de krachtmeter ........................... Bijlage H: Het programma VisSim voor actuatoraansturing en -beveiliging . . . . . XXVII Bijlage I: Het Protocol voor de experimenten ......................... XXVIII XXXVI Bijlage J: Matlabprogramma’s .....................................

...

VlU

S

amenvatting

Tijdens normale gezonde armbewegingen verzorgen de spieren rond het schoudergewricht de actieve stabiliteit van het schoudergewricht.Ze zorgen ervoor dat de kop van het bovenarmbeen in de kom van het schouderblad blijft. Indien dit niet gebeurt treedt dislokatie op. Bij beweging van de arm wordt de krachtenbalans voortdurend beïnvloed door de bewegingen van zowel het schouderblad,het bovenarmbeen, van externe krachtverstoringen en krachten van de spieren. Deze verstoringen in de krachtenbalansworden op de weggeregeld door de spieren die door het Centraal Zenuwstelsel worden geactiveerd. De rol van het labrum glenoïdale in deze regeling is nog onbekend. Het labrum glenoïdale, is een vezelrijk kraakbeenachtigedoorbloede ring die aan de rand van de kom van het schouderblad been zit. 2et z m x m weghaien van het labrum glenoYdde bij b e s c h d g i g Oeer hahittrre!e schouderluxatie (herhaaldelijk optredende dislokaties van het bovenarmbeen), kan lelden tot nog minder gecoördineerde schouderbewegingen, aangezien de sensoriek in het labrum een rol kan spelen in de stabiliteitsregeling van het gewricht. De doelstelling van dit onderzoek is om na te gaan of er een relatie bestaat tussen de sensoriek in het labrum glenoïdale en de spieractiviteit van een aantal schouderspieren.Hiertoe is een experimenteel onderzoek verricht, waarbij de rol van een mogelijk gewrichtsstabiliserende funktie van deze kraakbeenachtigering nagegaan is. Uit een drietal mogelijke experimentopstellingen is er één uitgevoerd waarbij krachtperturbaties op de bovenarm van proefpersonen aangebracht werd, waarbij tevens de electrische activiteit van een twaalftal spieren aan de hand van EMG-metingen opgenomen werd, samen met de verplaatsing van de arm en de hoekverdraaiing. Bij het aanbrengen van perturbaties bij het percussiepunt, namelijk op de hoogte van het massa-middelpunt van de arm, werden door de geringe hoekverdraaiingen en verplaatsingen van de arm geen reflexen verwacht die ten gevolge van spierverlengingen zouden optreden (rekreflexen). Bij het aanbrengen van perturbaties aan de elleboog met ongeveer een tweemaal lager krachtniveau waarbij door de momentarm toch grotere hoekverdraaiingen van de arm ontstonden, werden wel rekreflexen verwacht. Spierreflexen die ten gevolge van labrumprikkeling kunnen ontstaan zouden dit juist niet door elleboogperturbatiesvertonen, maar wel bij verstoringen met een hoger krachtniveau, dus bij de perturbaties ter hoogte van het massa-middelpunt van de arm. Bij een voldoende grote kracht op het massa-middelpunt van de arm wordt deze kracht ook overgedragen op het labrum glenoïdale (in de kom van het schouderblad);een voldoende grote indrukking van het labrum kan de daar aanwezige sensoren stimuleren om een op handen zijnde dislokatie te voorkomen. Uit de resultaten van het experiment bleek dat de reflexactiviteit in de meeste spieren bij de perturbaties aan de elleboog veel kleiner was dan de reflexactiviteit bij de Verstoringen ter hoogte van het massa-middelpunt van de arm (bij weliswaar tweemaal zo hoog krachtniveau). Uit de experimenten werd aangetoond dat de hoekverdraaiing bij de ‘elleboog’-situatiein feite te klein was om duidelijke snelle spierrekreflexen te verwezenlijken. De wel duidelijke reflexactiviteiten bij de ‘massa-middelpunt’-situatie(met lagere hoekverdraaiingen)gaf duidelijk aan dat er een mechanisme is dat kracht mat (loodrecht op de bovenarm) en via spieractiviteit terugkoppelde. Alleen het labrum glenoïdale lijkt deze kracht te kunnen detecteren, zelfs vóórdat de spieren verlengen ten gevolge van de perturbaties. Deze bevindingen geven aan dat het labnun glenoïdale een zeer belangrijke rol inneemt in de stabilisatie van het schoudergewricht. Als contrast tegenover deze resultaten staat echter het gegeven dat uit enkele histologische onderzoek niets erop wees dat het labrum glenoïdale sensoren bevat die een spierregelende functie hebben. Wegens deze elkaar tegensprekende resultaten is het erg raadzaam om specifiek ‘nisto~ogisc’ri Onderzoek te venichkm d& zich specifiek richt op deze sensoren in het labrum. Ook een methode om met behulp van gefocuste laagenergetische geluidsgolven het labrum glenoïdale te stimuleren, behoort naar het inzicht van de schrijver tot een andere wijze om de spierregulerenderol van labrumsensoriek aan te tonen.

ix

Afstudeeropdracht Sectie Mens-Machine Systemen Vakgroep Meet- en Regeltechniek Faculteit der Werktuigbouwkunde en Maritieme Techniek Technische Universiteit Delft Afstudeeropdracht voor dhr. G.C. Diederen Delft, 12 februari 1996

Op de TG Delft wordt reeds gerüime tijd oïìûeïzoek gedaan ïìaaï het fiiïxtiûiìeïeiì vaii de schouder. Er is een drie-dimensionaal schoudermodel ontwikkeld, waarin alle botstukken en spieren gedetailleerd in gerepresenteerd zijn. De spierdynamica is gemodelleerd m.b .v. een Hill-type spiermodel. Recentelijk is ook de proprioceptieve terugkoppeling van de spieren in het model opgenomen. Naast de modelvorming worden ook nieuwe meetmethoden ontwikkeld, enerzijds om de modellen te valideren, anderzijds voor een toekomstige klinische toepassing. Het schoudergewricht, of meer specifiek het glenohumerale gewricht, kenmerkt zich door grote bewegingsmogelijkheden. Dit is mogelijk doordat de kom relatief klein is ten opzichte van de kop, en door het ruime kapsel en intracapsulaire ligamenten. Dit houdt echter tevens in dat er weinig passieve stabiliserende structuren (gewrichtsvlakken, ligamenten) zijn. Er wordt aangenomen dat de stabiliteit van het glenohumerale gewricht voornamelijk tot stand komt door spieractiviteit. In een statische analyse is het glenohumerale gewricht stabiel als de reactiekrachtvector, gericht vanaf het rotatiecentrum, binnen het gewrichtsvlak van kom van het schouderblad valt. Valt deze buiten het gewrichtsvlak dan kan deze niet volledig gecompenseerd worden door de krachten van de kom op de kop, en zal er een kracht overblijven, waardoor de kop uit de kom verplaatst. Dynamisch gezien zou er deze dislocerende kracht mogelijk zijn, mits er daardoor een mechanisme geactiveerd wordt waardoor de kop weer in de kom getrokken wordt. Regeltechnisch gezien zou een positieopnemer tussen kop en kom, of een krachtsensor, zeer nuttig zijn om de dynamische stabiliteit te vergroten. Aan de rand van de kom bevindt zich het zogenaamde labrum, een gesloten ring van kraakbeen. Recentelijk zijn in het labrum druksensoren aangetoond. Dit is in tegenstelling tot een vergelijkbare structuur, de meniscus in de knie, die nauwelijks doorbloed wordt en geen sensoren kent. Als de sensoren in het labrum een functie hebben voor de stabiliteit van het glenohumerale gewricht, zal er ten gevolge van een prikkeling van de sensoren een adequate spierreactie moeten ontstaan. Van u wordt gevraagd een experimentele meetmethode te ontwikkelen, en enkele experimenten uit te voeren, waarmee de relatie tussen prikkeling van het labrum en de daaropvolgende spieractiviteit geanalyseerd kan worden. Voor de prikkeling van het labrum kan gebruik gemaakt worden van een vacuumkoker rond de bovenarm, waarmee gerichte krachten op de bovenarm gerealiseerd kunnen worden. Andere methoden om het labrum te prikkelen worden nadrukkelijk niet uitgesloten. Voor de meting van de spieractiviteit ligt het voor de hand om gebruik te maken van EMG-signalen. Voor de dagelijkse begeleiding kunt U zich wenden tot ir. L. A. Rozendaal en dr. F.C.T. van der Melan. Prof.dryir. H.G. Stassen

X

oofdstuk 1:

Inleiding

Een verschijnsel dat optreedt bij sommige mensen met schouderklachtenis schouderluxatie. Schouderluxatie is een herhaaldelijk uit de kom schieten van de kop van de bovenarm (humerus). De luxatie kan ontstaan zijn ten gevolge van een traumatisch voorval (ongeval). Ook zijn er atraumatische ahijkingen. Deze afwijkingen zijn ontstaan zonder aanwijsbare oorzaak. Het traumatische geval van luxatie is in het algemeen goed operatief te behandelen. In ernstige irxüïmìtische gevallen echter is het megelijk dat de persoon het schoudergewricht helemaal niet meer kan gebruiken. Dit kan gebeuren wanneer bijvoorbeeld door een ernstig ongeluk de zenuwen in de arm kapot zijn getrokken. De normale spierbewegingen zijn dan niet meer mogelijk. De humeruskop kan dan niet in de kom van het schouderblad (glenoïd) blijven. Ook wanneer de zenuwen nog intact zijn kan een eenmalige dislokatie van de humeruskop zodanig het labrum glenoïdale, het kapsel, ligamenten of spieren beschadigen, dat het uit de kom schieten van de humerus een terugkerend verschijnsel is. Het atraumatische geval van luxatie is in tegenstelling tot het traumatische geval in het algemeen vrij slecht te behandelen. De behandeling van schouderluxatie door middel van revalidatietechnieken (spiertraining)blijkt in de niet zo ernstige gevallen een goede oplossing te zijn. In een ernstiger geval worden de spieren erdofhet kapsel ‘gereeft’; ze worden dm op eer; andere plek weer vastgehect a m het botweefsel. Wanneer tevens het labrum glenoïdale tijdens de luxatie(s) losgeraakt is, dan wordt ook deze opnieuw vastgehecht aan het bot. Een andere mogelijkheid om de patient toch nog een redelijke bewegingsmogelijkheid van de arm te geven is de fixatie van het schoudergewricht.De humeruskop wordt vastgemaakt op de kom van het Deltoid schouderblad, het glenoïd. Dit wordt veel gedaan bij die patienten met plexus brachialis letsel, waarbij alle schouderspierenverlamd zijn.. Tijdens normale gezonde armbewegingenzorgen onder andere de spieren van de rotatorenmanchet voor actieve stabiliteit van het schoudergewricht.Deze spieren zorgen ervoor dat de humeruskop in de kom van het glenoïd blij& (figuur 1.1). Indien dit niet gebeurt treedt luxatie op. Bij beweging van de arm wordt de krachtenbalans voortdurend beïnvloed door de bewegingen van zowel het schouderblad, waar het glenoïd een onderdee! van vo-mt, van de humerus, van externe krachtverstoringen op de ann, en de krachten van de spieren. Deze verstoringen in de krachtenbalans worden weggeregeld door de bewegingssturing die door het Centraal Zenuwstelsel wordt verzorgd.

Figuur 1.1 een schematische apeelding van een deel van het schouderblad(scapu1a) en het bovenarmbeen (humerus). Onder andere drukken de spieren van de rotatorenmanchet (
De rol van verschillende typen proprioceptieve sensoren in het bewegingsapparaat in het op tijd opheffen van deze verstoringen wordt onderzocht. Proprioceptieve sensoren geven informatie over houding, beweging en kracht die afkomstig is vanuit het bewegingsapparaat, waaronder spieren, pezen, gewrichten, gewrichtkapsels en banden worden gerekend. Bij de vakgroep Meet- en Regeltechniek, sectie Mens Machine Systemen, van de Faculteit der Werktuigbouwkunde en Maritieme Techniek bij de TU in Delfl wordt al jaren onderzoek verricht naar het functioneren van de schouder. Een 3D eindige elementen model van de menselijke schouder is ontwikkeld. Met het model kunnen de spierkrachten van afkonderlijke spieren berekend worden bij een bepaalde positie van het gewricht (bij een gekozen uitwendige belasting). Recentelijk is ook de proprioceptieve terugkoppeling van de spieren in het model opgenmmn. M. deltoideus

De rol van het labrum glenoïdale in de proprioceptieve terugkoppeling is nog onbekend. Het labrum glenoidale, is een vezelrijk kraakbeenachtige doorbloede ring die om de kom van het glenoïd heen zit (figuur 1.2). Deze ring speelt een rol in de passieve stabiliteit van het schoudergewricht. Passieve stabiliteit houdt in dat ze niet door spierwerking tot stand komt. Maar Rozendaal (1997) lanceert de hypothese dat sensoren in het labrum ookeen voorname rol in actieve stabiliteit kunnen spelen. Wanneer het labrum deze rol inderdaad speelt, heeft dit verstrekkende gevolgen.

2

Figai UI n 1.2

Ventraal aanzicht van het geopende manchet van de glenoïdkom van het schoudergewricht (rechter arm). Het labrum glenoidale omhult de glenoidholte (cavitas glenoidalis). Verder zijn duidelijk de doorsneden van de vier spieren van de rotatorenmanchet te zien die het schoudergewricht omhullen, namelijk m. supraspinatus, m. inpaspinatus, m. teres minor en m. subscapularis. Ook is de pees van de m. biceps brachii te zien (caput longum), het caput longum van de m. triceps brachii en de grote m. deltoideus. De binnenkant van de manchet bestaat uit het kapsel (capsula articularis) en uit ligamenten (naar Staubesand, 1989).

Hoofdsstuk I : Inleiding

Het zomaar weghalen van het labrum glenoïdale bij beschadiging door luxaties zou namelijk onder andere kunnen leiden tot nog minder gecoördineerde schouderbewegingen, aangezien de sensoriek in het labrum een rol kan spelen in de stabiliteitsregehg van het gewricht. Het belang van de rol van het labrum glenoïdale moet daarom serieus onderzocht worden. Er wordt dan ook verondersteld dat een snelle krachtterugkoppeling via labrumsensoriek een extra bijdrage levert aan luxatievoorkoeg. Stel namelijk Qat een onverwachte grote krachtverstoring op de bovenarm wordt aangebracht, loodrecht op de resultante krachtvector van de in figuur 1.1 weergegeven ‘rotator cuff -spieren. Indien de verstoring dicht bij de hüiie~dskcpamgebrtxht wordt: zal dit de eerste 50 mdiseconden voor een kleine hoekverdraaiing van de arm zorgen. Dit leidt tot kleine spier-, pees-, en ligamentveriengingen. Aangezien rekreflexactiviteitvan spieren afhankelijk is van verlenging en snelheid van spieren, pezen of ligamenten, zullen er kort na de krachtverstoring weinig of geen snelle rekreflexen optreden in de spieren. Die reflexen kunnen te laat ontstaan om de kop in de glenoïdkom te houden. Er zou een andere detectiemethodevolgens de hypothese (Rozendaal, 1997) in het menselijk lichaam kunnen zijn om deze grote krachtverstoring op tijd te detecteren en op te vangen zodat luxatie voorkomen kan worden. Druksensoren in het labrum zouden die kracht wel snel kunnen detecteren en zorgen voor een afdoende reflexieve spieractiviteit in onder andere de spieren van de rotatorenmanchet. Dit kan in een vroeg stadium van dreigende luxatie zorgen voor een extra aanspanning van verschillende schouderspieren wat luxatie tot op zekere hoogte voorkomen kan. Kim & Azuma (1996) toonden onlangs aan dat er verschillende zenuweinden in het de heup zitten. Ze veronderstellen ook dat die een rol kunnen spelen in ieve mechanismen; dit versterkt de hypothese aangaande een relatie tussen de k van het labrum glenoïdale en de spieractiviteit in de schouderspieren. van dit onderzoek is om na te gaan of er een relatie bestaat tussen de sensoriek lenoïdale en de spieractiviteit van (onder andere) de rotatoren-manchetspieren. Dit verslag beschrijft de opzet, uitvoering en data-verwerking van een experimenteel onderzoek, waarbij de rol van een mogelijk propriosensorische funktie van deze kraakbeenachtige ring nagegaan is. Voordat in hoofdstuk 2 ingegaan wordt op de rol van de labrumsensoriek wordt iets over de stabiliteitsregehg in het schoudergewricht gezegd. Dit is bedoeld als achtergrondinformatie om de hypothese over de fiuiktie van het labrum glenoïdale beter te kunnen onderbouwen. Aan de hand van onder andere bevindingen uit publíkaties wordt een verwachting van de sensorische funktie van het labrum met betrekking tot proprioceptie vermeld. In hoofdstuk 3 zijn kort een drietal onderzoeksmethodenbesproken die ingezet kunnen worden om de hypothese na te gaan. De methode en meetopstelling die in het afstudeerproject daadwerkelijk uitgevoerd is, komt in dit hoofdstuk als laatst aan de orde. Hoofdstuk 4 beschrijft de opzet en uitvoering van de experimenten, waarmee de rol van het labrum nagegaan kon worden. Hoofdstuk 5 geeft de meetresultaten van de experimenten weer. Hoofdstuk 6 geeft een methode aan waarmee met behulp van een schoudermodelvanuit het fi-equentiedomeinpamieters gesclut Immen worden, zoals onder andere spierreflextijden en de impedantie van het gewricht. De meetresultaten worden dan gefit aan een vereenvoudigde schoudermodel.. Hoofdstuk 7, ‘Conclusies’ geeft aan in hoeverre het gelukt is om de rol van liet labrum glenoïdale in de proprioceptie te bewijzen.

3

4

oofdstuk 2:De rol van het labrum glenoïdale in de actieve stabiliteitsregeling van het schoudergewricht

5 2.1

Inleiding

Aan de hand van een bespreking over de passieve en actieve stabiliteit van het glenohumerale’ gewricht, komt de mogelijke rol van het labrum glenoïdale aari de orde. Dit is een fibrocartilagineuse (vezelrijk kraakbeenachtige)ring (zie figuur 1.2) die de laatste paar jaar onderzocht is op zijn functie en waarvan een relatie met het spierskeletsysteemtot de msge5jkbeid be2lnoz-t. Voor ons gaat de rrirerresse i ï het ~ bijzozder git m a de rri^ge!ijke labrumsensoriek die van invloed kan zijn op de activiteit van de spieren van de rotatorenmanchet. Dit hoofdstuk geeft de achtergrondinformatieweer die wezenlijk is voor het begrijpen van de uitvoering van het experimentele onderzoek in hoofdstuk 4. Achtereenvolgens wordt in 9 2.2 de bouw van de schouder en in 9 2.3 de passieve en actieve stabiliteit besproken. 6 2.4 geeft een beknopt beeld aangaande de reflexleer en de proprioceptie, 3 2.5 geeft een overzicht van propriosensoren, terwijl $ 2 . 6 ons de mogelijke rol van de labrumsensoriek laat zien in het kader van de stabiliteitsregeling van het glenohumerale gewricht. In dezelfde paragraaf wordt verder besproken wat histo-chemisch onderzoek reeds heeft aangetoond van mechano-sensoren in het labrum.

9 2.2

De bouw van de schouder

De botconfiguratie van de de schouder (figuur 2.1) is complex en laat veel bewegingsvrijheid toe; het schoudermechanismebestaat uit de humerus (bovenarm), scapula (schouderblad) en clavicula (sleutelbeen), terwijl ook de thorax (borstkas) een belangrijke rol inneemt. De clavicula vormt via gewrichten aan de uiteinden een verbinding tussen het borstbeen en de scapula. De scapula heeft behalve deze verbinding via het sleutelbeen, geen botverbinding met de romp, en kan min of meer vrij bewegen over de achterkant van de thorax. Het schouderblad wordt hierbij door spieren geleid. De humerus tenslotte, is aan het schouderblad ‘bevestigd’ via een kogelgewricht. Deze kop-kom verbinding wordt het glenohumerale gewricht genoemd. Het glenoid is de kom van het glenohumerale gewricht en vormt dus een onderdeel van de scapula. Het labrum glenoïdale is een fibro-cartilagineuzedoorbloede ring die de kom van het schoudergewricht omhult. Door zijn wezenlijk andere structuur en organische opbouw kan de ring niet als bot beschouwd worden. In de volgende paragraaf komt het labrum nog uitvoerig aan de orde. De aandacht in deze paragraaf gaat vooral uit naar de verbinding tussen de humerus en de scapula. De ligamenten die rond deze verbinding liggen zijn het ligamentum coracohumerale en de ligamenta glenohumerale superius, medium en inferius. Deze laatste drie zijn versmolten met het gewrichtskapsel en vormen aldaar verdikkingen. De drie glenohumerale ligamenten en het gewrichtskapselhechten vast aan het labrum, en zijn dus via dit labrum met het schouderblad verbonden.

Glenohurnerale gewricht := schoudergewricht; verbinding tussen het glenoïd (dat een onderdeel vormt van de schouder) en de humerus (bovenarmbeen).

5

clavicula \

clavicula

\

scapula

1 humerus

thorax

voorzijde Figuur 2.1

thorax

achterziide

De botconfiguratie van het rechter schoudermechanisme, van voor- en achterzijde

bezien.

Verder wordt het schoudermechanismebestuurd door een groot aantal spieren. Niet alleen lopen vele spieren over meer dan één gewricht, de meeste hechten ook nog aan botweefsel over een groot oppervlak vast, waardoor verschillende delen van een spier verschillende funkties kunnen hebben. Een voorbeeld van het eerste vormt bijvoorbeeld het thoracale deel van de m. pectoralis major. Deze loopt van het borstbeen naar de b o v e m en overspant dus de gewrichten tussen borstbeen en clavicula, clavicula en scapula, en scapula en humerus. De m. pectoralis m j o r is daarnaast ook een voorbeeld van een spier met een groot aanhechtingsoppervlak.Naast het thoracale deel, waarvan de aanhechting over een groot deel van het borstbeen loopt, is er ook een claviculair deel, dat aanhecht langs het sleutelbeen en vandaar ook naar de bovenarm loopt. In bijlage B staat voor een aantal spieren rond de schouder hun aanhechtingsplaatsen weergegeven.

tj 2.3

Stabiliteit van het glenohumerale gewricht

Het glenohumerale gewricht is de synoviale2verbinding tussen humerus en scapula. De kop van de humerus is het caput humeri en de kom van de scapula wordt de cavitus glenoidulis genoemd. Dit gewricht kent zoals al aangegeven een enorme bewegingsvrijheid die de mens zeer ten goede komt. Deze grote vrijheid moet door een complex goed doordacht mechanisme in goede banen geleid worden om instabiliteit van het gewricht te voorkomen. In het algemeen leidt een grotere bewegingsvrijheid tot een vergrote kans op instabiliteit. De elementen die in het schoudergewricht een voorname rol spelen om instabiliteit te voorkomen worden onderverdeeld onder de categorieën passieve en actieve stabiliteit.

Synovia := vloeistof tussen gewrichten die voor smering zorgt om de gewrichten soepeler te laten bewegen, de krachten tussen botdelen beter te verdelen. Ook werkt de smering

goed tegen botslijtage 6

Hoofdstuk 2: De rol van het labrum glenoïdale

2.3.1 Passieve stabiliteit Bij het schoudergewricht worden een vijftal passief stabiliserende elementen genoemd (Van Bekkum, 1996) die achtereenvolgens besproken worden: 1) de botconfiguratie;uit onderzoek is gebleken dat de kop en de kom van het gewricht nagenoeg congruent zijn (zie figuur 2.2 en Soslowsky et al, 1992). Het congruent zijn dïmgi bij a m de stikiliteit. Het glenoydoppervlak is te klein om de kop van de humerus geheel te omhullen zodat andere structuren aanwezig zijn om volledige stabilisatie te krijgen.

2) de onderdruk in het gewricht; de gewrichtsholte is een met synoviaal vocht gevulde en door het kapsel afgesloten ruimte ’ waarbinnen een onderdruk heerst ten opzichte van de atmosfeer, Bij het weg bewegen van de kop van de kom wordt het volume in de hoite vergroot waardoor de onderdruk alleen maar afheemt en de kop als het ware in de kom temggezogen wordt. Deze onder&& blijkt een belangrijke stabiliserende factor te zijn.

sij gewoon röafgenonderzoek kan uit de röntgenfoto ’s niet opgemaakt worden of de kop en de kom goed op elkaar aansluiten.De röntgenfoto ’s laten onder andere het labrum glenoïdale niet zien. Dezefoto van een coupe van de het glenohumerale gewricht toont echter wel duidelijk het congruent zijn van de humeruskop en de glenoïdkom (frontaal vlak) (naaP.soslowsis et al, 1992).

Figuur 2.2

3 ) Het kapsel en de ligamenten;door het radiaal, circulair en schroefbonnige verloop van kapsel en ligamenten wordt verondersteld dat er constant een aantal vezels onder spanning staan waardoor de bewegingen binnen een vaste ‘range’ geleid worden (Gohlke et al, 1994). Dit zou een bijdrage leveren aan de stabiliteit. Deze zienswijze is enigszins afwijkend van wat tot nu toe aangenomen werd, namelijk dat het kapsel en de ligamenten alleen in de uiterste standen van het schoudergewricht een bijdrage leveren aan stabiliteit. Het maken van onderscheid tussen de verschillende delen van de glenohumerale ligamenten was waarschijnlijk de reden voor twijfel over de stabiliserende werking. Uit Gohlke’s onderzoek is gebleken dat het vezelverloop in het kapsel veel complexer is dan aanvankelijk werd aangenomen. Er werden radiaal, circulair en gekruist verlopende vezels gevonden (zie hiervoor Bijlage A). De akonderlijke werking van een vezel is door de venvevenheid niet voor te stellen. Maar als het kapsel en de verdikkingen van de ligamenten als één geheel gezien worden dat bij beweging van de arm de humeruskop tegen de cavitas glenoïdalis (kom van de scapula) drukt, wordt duidelijk dat ondanks het ruime karakter van het kapsel dit toch mee kan dragen in de passieve stabiliteit. De ligamenten dienen daarnaast als extra versterkingen voor stabilisatie in de uiterste standen van het gewricht. In 8 2.3.2 wordt uitgelegd dat de ligamenterr en het kapsel ook in de actieve stabilisatie een bijdrage leveren.

7

Capsula articularis

glenoidale

enoidâl iC

M. biceps brachii, Tendo --ioidale

M. biceps brachii. Caput longc

Figuur 2.3

frontale dwarsdoorsnee van het schoudergewricht. Duidelijk is de kop van het bovenarmbeen (humerus) te zien. Dit geldt ook voor de kom van het gewricht (cavitas glenoïdale). Verder is een aanhechtend deel van de biceps (caput longum en tendo) zichtbaar (naar: Staubesand, 1989).

4) het labrum glenoïdale; Deze ring, bestaande uit kraakbeen en collageenvezels, geeft congruentie en extra stabiliteit aan het gewricht, doordat hij het gewrichtsoppervlak vergroot. Dit geeft een betere kop-kom fitting (zie figuur 2.2 en 2.3). 5) de spieren; Er zijn een aantal spieren die bijdragen aan de verwezenlijking van passieve stabiliteit. Een goed voorbeeld hiervan is de m. subscapularis; deze spier loopt op de plek waarheen de naar voren dislokerende (of uit de kom schietende) kop van de humerus naartoe wil bewegen. Deze spier duwt als het ware de kop terug in de kom bij dreigende dislokaties, zonder extra spieractiviteit te leveren.

8


0 2.3.2 Actieve stabiliteit De spieren rond de schouder zijn de enige structuren die tijdens bewegingen van de arm voor actieve stabilisatie kunnen zorgen. Er zijn spiergroepen die door hun contractie het bewegende bovenarmbeen in het gewricht kunnen ‘fixeren’, terwijl andere spiergroepentegelijkertijd het gewricht stabiliseren: 1) de spieren vun de rotatorenmanchet (Eng:’rotator cuff, figuur 1.2+2.4.); deze groep van vier spieren vormt de diepst liggende laag van de schouderspieren. Doordat ze door hun hets gewricht aan Be voor-, achteren bovenzijde verloop van de sczìpla naar de h l ~ ~ m m omvatten als een manchet, zijn ze bij bewegingen van de arm in staat de humerufkop tegen de glenoïdkom te drukken. In tj 2.4 wordt de rol van deze spieren iets uitvoeriger behandeld. In bijlage B staan grafisch de aanhechtingsplaatsen en het globale verloop van de spieren weergegeven. 2) de musculus biceps brachii; Alleen het deel dat caput longum heet (figuur 1.2) kan een stabiliserende werking hebben. Door zijn aanhechting op het tuberculum supraglenoïdaleen het verloop binnen het kapsel en vervolgens door de sulcus intertubucularis, trekt de pees bij het leveren van kracht of ten gevolge van de zwaartekracht de humeruskop in de kom.

Figuur 2.4

Schematische weergave van de aanhechtingen en de loop van de ‘rotator cuff’-spieren (naar Kahle et al, 1989). links: 1. m. subscapularis rechts: 1. m. supraspinatus 2. m. teres major 2. m. infraspinatus.

Een tweede reden om het caput longum apart van andere schouderspierente noemen is de opmerkelijke aanhechting aan het labrum glenoïdale (figuur 1.2). Een derde reden is dat in het centrale deel van de pees van het caput longwn relatief dikke en dus snel geleidende zenuwvezels aangetroffen zijn (Vangsness et al, 1995; Hashimoto et al, 1994) die een belangrijke bijdrage kunnen leveren aan de stabiliteit van het schoudergewricht door sensorische terugkoppeling.

9

3) Overige spieren; meerdere spieren rond het gewricht kunnen een actieve bijdrage aan de stabiliteit leveren. Bijvoorbeeld de m. deltoïdeus kan, door zijn vermogen om èn veel kracht te leveren èn door zijn grote momentarm ten opzichte van het rotatiemiddelpuntvan het glenohumerale gewricht, een krachtige compensatie bewerken die de instabiliteit wegwerkt of weg kan werken bij het uit evenwicht geraken van het gewricht. Bijlage B geeft een beeld van de grootte en aanhechtingsplaatsenvan de m. deltoïdeus. Mattaar (i 993) vormde een hypothese over schouderstabilisatie,waarbij de stabilisatie wordt verdeeld in een normaal stabilisatiemechanisme en een begrenzìngsmechanìsme. Het eerste mechanisme zal onder alle omstandigheden moeten zorgen dat de humeruskop netjes in de kom blijft, terwijl het tweede mechanisme beschadiging van onder andere spierweefsel en ligaiiecten zcet xmrkm~env~,maeerde &erste stz~benvan het gewricht bereikt worden, om zodoende de schouder tegen dislokeren te beschermen. Voor het normale stabilisatiemechanismezullen de spierspoeltjesen Golgi-peeslichaampjes die spierverlenging, snelheid en spierkracht detecteren en naar het Centraal Zenuwstelsel ‘terugkoppelen’ wellicht het belangrijkst zijn. Het begrenzingsmechanismezou in werking kunnen worden gesteld door de sensoren in kapsel en ligamenten. Bij een dreigende schouderdislokatiewordt ook het labrum meer dan normaal ingedrukt. Het is daarom niet raar te veronderstellendat de sensoren in het labrum ook een rol spelen in de stabilisatie van het gewricht. De habituele schouderluxatie De aandoening waarbij herhaaldelijk de HumeraL Head humeruskop dislokeert wordt, zoals in hoofdstuk één aangegeven, habituele schouderluxatie genoemd. Deze luxaties treden veelal op bij heel normale Labrum bewegingen (bij patienten). De kop van de humerus schuift uit de glenoïdkom (figuur Caríilage 2.5). De kop kan loslaten in posterieure, anterieure en inferieure richting. Bij de Glenoid meeste patienten gebeurt het in één en dezelfde richting, mítar combinaties Figuur 2.5 De humeruskop staat op hetpunt te komen ook voor. In welke richting het dislokeren. Ais de humeruskop nog verder van de ook moge zijn, het zal duidelijk zijn dat glenoidkom ‘wegbeweegt’, dan is schouderdislokatie het altijd een ernstige instabiliteit van het onoverkomelijk. De V-vormige zwarte lijn geeft het schoudergewrichtbetreft. pad van de dislokerende humeruskop weer; verder is Opmerkelijk is dat de exacte in de flguur duidelijk het labrum en het glenoidale oorzaak van deze luxatie nog niet bekend kraakbeen (cartilage) aangegeven. De effectieve is ondanks veel onderzoek dat ernaar diepte van het glenoid blijkt in voor- en achterwaartse verricht is. richting tweemaal zo klein te zijn dan naar boven of beneden (rt 3 versus 6 mm), waardoor voor-. De mensen die last hebben van achterwaartse richting de meeste dislokaties optreden schouderluxatiekunnen in een tweetal (naar Lippitt et al, 1993). groepen ingedeeld worden: 1. mensen waarbij na een trauma de dislokaties steeds opnieuw optreden, zonder dat daar grote krachten voor nodig zijn. Bij deze mensen blijken vaak de ligamenten tùsseli Ce %, I urlerus en de scapula beschadigd te zijn. Ook is vaak het labrum glenoïdale beschadigd of het is met de ermee verbonden ligamenten gedeeltelijk losgeraakt van de kom van het schouderblad. Bij voorwaartse dislokaties (anterior) blijkt ook vaak de m. subscapulariserg slap of beschadigd te zqn. 10


2. bij de tweede groep mensen is de schouder zonder aanwijsbare redenen gaan dislokeren (atraumatisch). Bij het merendeel van deze mensen zijn de schouderligamenten erg slap; bij hen beperkt de slapheid van de ligamenten zich ook vaak niet alleen tot de schouder, zodat men spreekt van gegeneraliseerde gewrichtsslapheid (‘generalised joint laxity’). De habituele schouderluxatie valt ook onder deze tweede groep atraumatische patienten.

Beschadiging of verslapping van de ligamenten en het kapsel heeft tweeledige gevolgen op de stabiliteit van het gewricht: a-

allereerst neemt de bijdrage aan de passieve stabiliteit fn hei gewicht af

b-

ten tweede werkt de sensoriek in de ligamenten en in het kapsel niet meer als naar behoren; de spieractivatie die door deze sensoren normaal gesproken in werking treedt of bijgestuurd wordt, is nu deels of geheel uitgeschakeld.

Beschadiging van de sensoren kan een groot effect hebben op het instabiel blijven van het gewricht. Maar een andere opvatting is er die de werking van deze sensoren alleen van belang acht bij het zojuist behandelde begrenzingscriterium, en niet over het hele bereik van alle mogelijke gewrichtsstanden en -bewegingen: Als de theorie over het begrenzingsmechanisme klopt, dus dat de ligamenten alleen een stabiliserende h c t i e hebben in de uiterste standen van het gewricht, dan is niet verklaard hoe mensen herhaaldelijke luxaties van de schouder hebben zonder dat ze extreme bewegingen maken met het gewricht. Het begrenzingscriterium gaat er vanuit dat bij gewone schouderbewegingen de ligamenten geen passieve noch actieve rol innemen in de stabilisatie glenohumerale gewricht, Als dat waar zou zijn dan zouden de spieren de stabiliteit en (zonder sensorische infixmatie uit de ligamenten nodig te hebben). Er zou dan geen luxatie verwacht worden, terwijl die toch optreedt. Het moge duidelijk zijn dat de ligamenten dan niet alleen in de uiterste standen, maar in alle standen van het gewricht een aandeel hebben in de actieve stabilisatie. Hef is, gezien de zojuist besproken bevindingen van Gohlke (Gohlke et al, 1994 / bijlage A), meer voor de hand liggend te veronderstellen dat een groot deel van de spieractivatie afhankelijk is van informatie afkomstig uit de sensoren die in de (beschadigde) ligamenten en het kapsel zitten. De aanname dat voornamelijk de sensoriek uit spierspoeltjes en Golgi peesíichaampjes van belang zijn moet dan uitgebreid worden met het belang van de mechanosensoren in het kapsel en de ligamenten. Ook bij schouderdislokaties is aangetoond (Vangsness et al, 1995) dat er propriosensorische ‘verzwakking’ optreedt, dat wil zeggen dat de sensorische funktie van de ligamenten en het kapsel, die van belang is voor de activiteitsregeling van de spieren, deels uitgeschakeld wordt. Hierdoor komt de stabiliteit van het gewricht in het geding. Wat deze uiteenzetting over de rol van de ligamenten nu heeft in het kader van het onderzoek

ììw de mecham-sensoriek in het labrum glenoïdale wordt in $2.7 duidebjk gemaakt. Allereerst zal de rol van de labmensoriek duidelijk gemaakt worden. Dit ge’oeurt in 9 2.6. In de volgende paragraaf komt de spierreflex en de propriosensoriek aan de orde. Deze geven een breder inzicht in de relatie die propriosensoren hebben met het spierskeletsysteem.

11

5 2.4

Spierreflex en propriosensoriek

Deze paragraaf maakt duidelijker wat de relatie is tussen propriosensoren en het spierskeltsysteem. Hij is bedoeld als achtergrondinformatie die verhelderend is voor niet ingewijden in het vakgebied van de reflexleer. Om de rest van het verslag te begrijpen is het nodig dat deze lezer kennis hiervan heeft genomen. In het algemeen kan men een reflex definiëren als: een verandering in de activiteit van een orgaan, die als gevolg van prikkeling van perifere sensoren door tussenkomst van het Centraal Zenuwstelsel (CZS) optreedt. (Bernards & Bournan, 1990) Deze dehitie is heel algeineen; bij ‘eeiì oïgam’ km =er, zich vm alles vmrstellen. Ir! rzm onderzoek beperken we ons dan ook tot de spieren. De ‘verandering in de activiteit’ houdt zowel een activatie als inhibitie3 in. Verder wordt in de definitie gesproken van ‘perifere sensoren’; in ons onderzoek wordt alleen gekeken naar de propriosensoren. Dit zijn de sensoren die zorgen voor het al dan niet bewuste gevoel van de positie van de ledematen, de snelheid waarmee zij bewegen en de kracht die in de spieren ‘gevoeld’ wordt. We hebben het dan over de spierspoeltjes, Golgipeeslichaampjes en de sensoren in de ligamenten, kapsels en wellicht ook in het labrum glenoïdale. Tot slot bevat de definitie het begrip ‘tussenkomst van het Centraal Zenuwstelsel’. De meest eenvoudige tussenkomst is die via het ruggemerg alleen. Meer ingewikkelde regelingen geschieden op hoger dan ruggemergniveau (supraspinaal).

Korte en lange latentiereflex Propriosensorische spierreflexen afkomstig van proprioceptieve sensoren worden ingedeeld in twee groepen: 1- de ‘short latency’- of korte latentiereflex (SL), wordt ook wel rekreflex genoemd. Dit is de eerst waarneembare verandering van spieractiviteit ten gevolge van één of meerdere a~tiepotentialen~ die op een motoneuron5 overgedragen wordt. Deze actiepotentialen zijn ontstaan door prikkeling van propriosensoren. De snelst gemeten refiextijd bij de schouderspieren, de tijd tussen prikkeling van zo’n sensor en spieractiviteit als gevolg van prikkeling ligt om en nabij de 15 à 25 ms (Mattaar, 1993; Smeets, 1991). Gezien de hoge signaalvoortplantingssnelheid van de dikste en tevens snelstgeleidende zenuwvezels (80 à 120 d s ) en de af te leggen afstand van het signaal náár en vim het ruggemerg (met inbegrip van de synapstijd en de actietijd in de spier zelf) is dit een aannemelijke, en zelfs nog langzame6reflextijd in de buurt van het schoudergewricht.

inhibitie := verminderingvan spieractiviteit 4

actiepotentiaal := vast voltage dat door de geleidende zenuwvezel voortgeleid wordt na adequate prikkeling (Bernards en Bouman, 1990) motoneuron := neuron dat het electrische signaal, afkomstig van de propriosensoren of van de hogere hersendelen, naar de spieren toe voert om aldaar een verandering of een gelijkblijven van de spieractiviteit te verwezenlijken

6

12

v, -- 120 m/s; afstand van m.deltoideus naar ruggemerg = 0.25 m; synapsoverdrachttijd = 1 ms; spieractivatietijd = 2 ms; minimale theoretische reflextijd:= (2*0.25)/120 +0.001+0.002 = 0.007 sec, oftewel 7 milliseconden


2- de ‘long latency’- of lange latentiereflex (LL). Deze reflex treedt later op dan de SLreflex. Het ontstaan van dit type reflex is complexer en komt tot stand na informatieoverdracht en verwerking van het propriosensorische signaal in de supraspinale’ hersendelen. Ook worden over het algemeen meerdere spieren bij de reflex betrokken dan in het SL-geval. De LL-reflexen kunnen externe onverwachte verstoringen op het gewricht gecoördineerd opheffen, iets wat SL-reflexen nooit doen. De snelst gemeten LLreflextijden voor de spieren rond het schoudergebied liggen in de buurt van 45 à 50 ms (Mattaar, 1993, Smeets, 1991). De reacties in de spieren zijn nog steeds buiten het bewustzijn van de persoon op dat moment.

Pas na ongeveer 110 ms (na aanvang van prikkehg) ofitstam de eerste bewuste reâctiees (Houk, 1978). De prikkelingen worden dan ervaren en er wordt op gereageerd. Nu mag niet meer gesproken worden van een reflex alhoewel dit wel soms gedaan wordt. Sommigen noemen de onbewuste LL-reflexen ook wel ‘medium latency’- reflexen (ML). Dezen staan tussen de SL- en de bewuste LL-reflex in. De bewuste ‘reflexen‘ noemen ze dan ten onrechte LL-reflexen. De weergegeven waarden voor de reflextijden zijn een soort gemiddelde. Afhankelijk van de afstand van sensor naar ruggemerg of hoger dan ruggemerg, van de geleidingssnelheid van de zenuwvezels, van het interactieniveau op hoger niveau (supraspinaal), het aantal interneuronen (overdracht van ene op andere neuron vergt extra tijd), de activiteit van spier voordat de reflex optreedt, en het bewustzijn van de persoon voor het uitoefenen van een houding of beweging, aan de hand van onder andere deze factoren is de reflextijd afhankelijk. Voor een meer volledig overzicht van factoren die de reflextijd bepalen wordt verwezen naar bijlage C. De grootte van de reflex is ook afbankelijk van de activiteit van de spier voordat geprikkeld wordt..De grootte van de LL-reflex wordt kleiner als de persoon waar de reflex optreedt op de hoogte is van het tijdstip en de aard van een kleine verstoring (bijvoorbeeld een externe kracht). zenuwcentra kan de persoon de LL-reflexen (en zelfs de SL-reflexen) en (Stein & Capaday, 1988). Daarentegen stuurt de persoon via het Centraal 1 een zodanige spieractiviteit aan die voldoende groot is om de verstoring tegen te gaan. Dit gebeurt veelal door middel van co-contractie. Bij co-contractie worden zowel agonist’ als antagonist aangespannen wat resulteert in een grotere gewrichtstijfheid en stabiliteit. Co-contractie is een goede methode (in combinatie met reflexieve terugkoppeling) om de stijaieid te verhogen en zodanig beter ingesteld te zijn tegen externe verstoringen (Diederen, 1996). Vanuit andere delen van het Centrale Zenuwstelsel kan dus facilitatie of inhibitie optreden. Facilitatie vergroot zowel de kans op reflexativiteit, alsook de grootte van de reflex en verkleint de reflextijd. Inhibitie verlaagt de spieractiviteit. In Bijlage C wordt het begrip facilitatie onder andere aan de hand van een figuur verduidelijkt. Dit heeR tot gevolg dat bij een reflexonderzoek de grootte van de reflexen onder andere be-invloed kan worden door de opdracht die aan de proefPersoon wordt gegeven. In de volgende paragraaf wordt een aantal propriosensoren besproken. Dit geeft een duidelijker beeld van de sensoriek in het menselijk lichaam, en maakt 9 2.6 begrijpelijker. Tot slot zij opgemerkt dat hoe sneller de spierverlenging optreedt des te sneller en groter het rekreflexsignaal is (Stein & Kearney, 1995). Grotere verlengingen van spieren leveren eveneens grotere reflexsignalen. Deze informatie is van belang bij de interpretatie van de EMGdata van de uitgevoerde experimenten in hoofdstuk 5.

supraspinaal := letterlijk: boven de ruggegraat (spina)

*

agonist := een spier die verlengt ten gevoige van een verstoring; een agonist kan rekreflexen bewerkstelligen; een antagonistische spier verkort juist ten gevolge van een verstoring.

13

fi 2.5

Propriosensoriek rond het glenohurnerale gewricht

De sensoren die van belang zijn in dit onderzoek worden ingedeeld onder gewrichtssensoren, huidsensoren en spiersensoren. 1-

Gewrichtssensoren

type I : Rufjni-eindigingen Rufini-eindigingen komen veel voor in de schouderligamenten, maar in de glenohumerale ligamenten komen ze weinig voor (Vangsness et al, 1995). Ook worden ze in mindere mate aangetroffen in de kruisbanden en de menisci. Ze hebben een lage prikkeldrempelen adapteren langzaam. Ze zijn daarom geschikt voor het registreren van hoekverdraaiing val LIlet ge';;i*' Licl \t Tn ~ al;;l,-;n ~ t ~de t mdere g gr~m ~ ~ c h t s 9~ r ~zih sJ ~ ze r ~~vrij , ~ ,I d e h ~ (1OOx4Opm). Ze worden door een dun gemyeliniseerd' axon ge-ïnnerveerd;de geleidingssnelheid van het signaal is niet erg groot (hun belang in snelle propriosensorischeterugkoppeling is hierdoor klein). Ze zijn gevoelig voor rek en zijn dus mechanosensoren

- --

C.

111

T PV

type2: Pacini-lichaampjes Lichaampjes van Pacini komen vrij veel voor in de glenohumerale ligamenten, en minder in andere schouderligamenten. Het oppervlak is groter dan die van de Rufíïni-eindigingen (28Ox120pm). Ze worden geactiveerd door heel snelle bewegingen van het weefsel omdat deze sensoren binnen een paar milliseconden adapteren. Ze zijn van belang bij het signaieren van hoeksnelheid en hoekversnelling van een ge-wiehî. Ze worden geïnnerveerd door een middelgroot gemyeliniseerd axon; het signaal wordt matig snel doorgeleid (12-30 d s ) . Ze dragen bij aan de actieve stabiliteitsregeling van het glenohumerale gewricht. type 3: Golgi-achtige lichaampjes Golgi-achtige lichaampjes komen voor in alle ligamenten. Ze zijn waarschijnlijk ook werkzaam bij dreigende luxaties waarbij ze dan de spieractiviteit aanpassen. Ze zijn vrij groot (600x1OOpm) en worden door een dik gemyeliniseerd axon geïnnerveerd; het signaal wordt heel snel doorgeleid. type 4: Vrije zenuwuiteinden De vrije zenuwuiteindenkomen voor in kapsels en ligamenten. Ze hebben een hoge drempel voordat ze gaan vuren (hoge threshold) en een snelle adaptatie. Ze worden geïnnerveerd door een dun gemyeliniseerd axon. Er komen ook ongemyeliniseerde langzaam adapterende vrije zenuwuiteinden voor. Deze laatste zijn geen mechanosensoren maar nociceptoren (pijnreceptoren)of thermoreceptoren. In de snelle proprioceptie spelen de vrije zenuwuiteinden amper een rol. 2-

Huidsensoren Ruffini-eindigingen en Pacini-lichaampjeskomen ook in huidweefsel voor. De Rufñnieindigingen zijn zowel gevoelig voor druk loodrecht op de huid als voor het rekken van de huid. Ze kunnen informatie aandragen over de hoekstand van het gewricht, terwijl Pacini-lichaampjessnelheid, maar vooral versnelling van het huidweefsel detecteren.

myeline := merghoudende stof die veelal om zenuwvezels heen zit met als functie de snelheid van het electrische signaal vele malen sneller voort te stuwen.

14

~

~


Spiersensoren

3-

I. Spierspoelen Spierspoelen zijn zintuiglichaampjes met een mechanosensorische functie die in alle skeletspieren voorkomen (figuur 2.6). Ze meten lengte en snelheid van een spier. In het algemeen treft men meer spierspoelen aan in de extensoren (de m. triceps bijvoorbeeld) dan in de flexoren (de m. biceps bijvoorbeeld) en meer in nauwkeurig weïkeide dzr, in grofwerkende musculatuur (in grofiverkende musculatuur is het niet nodig dat de beweging erg nauwkeurig gestuurd wordt, dus is het logisch dat er ook minder spierspoeltjesnodig zijn). De geleidingssnelheidvoor de informatie-overdracht van de gemeten snelheid is de snelste van alle voorkomende rnechanosensosen. In de snelle proprioceptieve feedback speelt het spierspoeltje waarschijnlijk de belangrijkste rol. Voor uitgebreide technische gegevens over het spierspoeltje wordt verwezen naar Diederen (1 996). -peeslichaampjes In de pezen van de skeletspierenzitten rekgevoelige kapiel kerniakVezel sensoren (Golgi peessensoren). Het ontbreekt hun kernket t ingvezel efferente" innervatie zoals de spierspoeltjes wel n (figuur 2.7). Ze worden zowel bij verlenging Figuur 2.6 Schematische verkorting van de spier geprikkeld, omdat ze voorstelling van de innervatie van in de dwarsrichting liggen van de spierlengte (dit is de spierspoel. Van de spierspoel bij de spierspoeltjesniet het geval, deze liggen zijn slechts één kernkettingvezel en parallel aan de rest van de spiervezels). De Golgiéén kernzakvezel getekend. Deze peessensoren kunnen gezien worden als vezels behoren tot het intrafusale rekdetectoren. Rek staat in direct verband met de spierweefsel. De afferente (la, Ib kracht in de spier. De Golgi-peessensorenkunnnen en IJ en de efferente zenuwvezels daarom (indirect) als krachtsensoren gezien worden. (ys en yd) zijn aangegeven (naar: Het blijkt dat bij prikkeling van deze sensoren, deze Bernards & Bournan, 1990). hun eigen spieractiviteit kunnen afiemmen door een inhiberende terugkoppeling. Hun prikkeldrempel ligt laag. De afferente vezels waarmee de peessensoren verbonden zijn zijn snel geleidende vezels, die meer geprikkeld worden bij actieve contractie van de spier dan bij passieve verlenging, omdat bij passieve verlenging de spanning van de collagene vezels tegen de axonen van de sensor kleiner is dan bij actieve contractie van de spier. Zo worden er dus minder vezels geactiveerd, en wordt er minder kracht 'gemeten'.

1

In de vdgeri0e paragraaf zal uitvoerig uitgelegd worden waarom juist het labrum glenoïdale een belangrijke rol kan innemen in de stabiliteitshandhavingvan het glenohurnerale gewicht.

lo

efferent := een zenuwvezel die electrische signalen van het ruggemerg naar het effectororgaan (de spier) stuurt; zo stuurt een afferente vezel juist signalen naar het ruggemerg toe

15

5 2.6

De rol van het labrum glenoïdale

Er werd al aangegeven dat schouderluxaties beschadigingen veroorzaken aan het kapsel, ligamenten en ook aan het labrum glenoïdale. Bij operaties komt het vaak voor dat onder andere het labrum deels of geheel weggehaald wordt. Er wordt echter geen rekening mee gehouden dat dit labrum een sensorische funktie kan hebben die belangrijk is voor de actieve stabiliteitsregeling van het gewricht. Indien het labrum weggehaald wordt kan dit leiden tot een minder goed gecoördineerde motoriek. Zo is ai bewezen dat de beschadiging van kapsel en ligamenten de sturing van de motoriek negatief beïnvloedt (Vangsness et al, 1995). Deze gewrichtsensoren blijken onmisbare infomtieoverbrengers te zijn van de toestand van het gewricht. De sensoren in het labrum zouden dat belang ook kunnen hebben (Rozendaal, 1997). Indien het bewijs geleverd wordt waaruit blijkt dat het wegnemen van het labrum glenoïdale tijdens een operatie leidt tot een slechtere bewegingssturing van het gewricht, dan zou een arts het labrum glenoïdale niet zomaar kunnen wegnemen bij een schouder-operatie. Een ander motief voor dit onderzoek naar de labrumsensoriek heeft te maken met de modellering van het in hoofdstuk 1 reeds aangetipte Delftse Schoudermodel. Wanneer blijkt dat in het labrum ook propriosensoren aanwezig zijn dan moet dit in het Schoudermodelworden verwerkt. Dit is nodig om zo goed mogelijk de werkelijke situatie in het gewricht te simuleren.

Figuur 2.7 Golgi peeslichaampjes zijn gespecialiseerde orgaantjes die gevonden zijn tussen de spier en pees. Collagene vezels in het peeslichaampje zitten vast aan de spiervezels. Een enkele Ib afferent komt het kapseltje binnen en vertakt in vele ozgemyelifiiseerde zemmieinden die rondom en tussen de collageenvezels door lopen, Als het peeslichaampje gerekt wordt (meestal door contractie van de spier), wordt de afferente axon gecomprimeerd door de collageenvezels (zie detail rechts-onder) en dit doet zijn vuursnelheid toenemen (naar: Gordon et al, 1991).

Het eigenlijke doel van het onderzoek, het experimenteel aantonen van de aanwezigheid van mechanosensorenin het labrum glenoïdale, en de daarmee verbonden propriosensorische functie, wordt pas in hoofdstuk 5 behandeld. In deze paragraaf wordt de rol die het labrum in de bewegingssturing kan hebben, behandeld. Eerst wordt aan de hand van regeltechnische modellen en een hypothese uiteengezet waarom verwacht wordt dat er juist in het labrum mechanosensorenzouden zitten die kracht kunnen meten en die een rol spelen in de gewrichtsstabilisatie. In 0 2.6.2 wordt kritiek geleverd op de in 0 2.6.1 besproken hypothese aan de hand van vrij recente histologische en immunohistochemischeonderzoeken aan de weefsels rond de schouder.

16


8 2.6.1

Hypothese aangaande labrum rol in de stabilisatie onderbouwd

Gemakkelijk kan ingezien worden dat als er propriosensoren aanwezig zijn in het labrum dat deze bij indrukking van de humeruskop voornamelijk op druk en rek reageren (figuur 2.8). SS het bezien van de stabiliteitsregeling van het gewricht op regeltechnische wijze, wordt duidelijk gemaakt wat het voordeel van een druk- of krachtsensor hierin is. Figuur 2.8 (schets) De kop van de hzmews drukt met eei2 kracht F het Jibrocartilagineuze weef el van het labrum glenoïdale (lg) in. Dit veroorzaakt een drukkracht in het labrum loodrecht op het labrumoppervlak, en een trekkracht parallel aan het labrumoppervlak. De informatie over rek en compressie kunnen door in het weefsel aanwezige mechano-sensoren gedetecteerd en verwerkt worden via het Centraal Zenuwstelsel.

humeruskop

CNS

Om dit voordeel van een krachtsensor uit te leggen wordt eerst een spiemodel bekeken dat bestaat uit spierspoeltjes en uit Golgipeeslichaampjes (figuur 2.9). De spierspoeltjes zitten in het spierweefsel en detecteren positie en snelheid van het spierweefsel (in lengterichting van de spier), tenvijl Golgipeessensoren de kracht in zijn ‘eigen’ spier meet.

Figuur 2.9 Een schematische representatie van het gewricht. De agonistische en antagonistische spieren rond het gewricht worden hier individueel weergegeven; in het regelschema wordt hun gecombineerde efleect beschreven &or een dynamisch model. De sensorische signalen van de spierspoeltjes en de Golgi peesorgaantjes worden gebruikt in de regeling van gewrichtsimpedantie (massa-demper-veersysteem) .

17

4

Figuur 2.10

Het regelschema van het spiermodel. Het rechterdeel stelt de passieve armdynamica voor met zijn krachten momentterugkoppeling. Het linker bovendeel staat garant voor de spierdynamica, met eronder de sensorische terugkoppeling (naar: Rozendaal, 1997).

neurale invoer (referentie) actuele neurale invoer spierkracht spiermoment extern moment (verstoring) spierlengte spiersnelheid gewrichtshoek

spier-tijdconstanten maximale spierkracht momentarm gewrichtsstìjjheid gewrichtsviscositeit massatraagheid van arm sensorische tijdvertraging ffeedbackgains ' voor spierlengte, -snelheid en -kracht intrinsieke spierstgpeid sp ierviscositeit

Via de snelgeleidende Ib-afferenten" is er in het ruggemerg een multisynaptische verbinding met de a-motoneuronen'2van dezelfde spier. In het ruggemerg schakelen Ib-vezels over op een interneuron dat geïnnerveerd is met een remmend schakelneuron dat het a-motoneuron van de synergist inhibeert. Deze sensor is onmisbaar om een grotere stabiliteit van het schoudergewricht te verwezenlijken. Samen verwezenlijken de sensorsignalen in terugkoppeling via het Centrale Zenuwstelsel een grote bijdrage in de stijnieidsregelingvan het gewricht, In figuur 2.1 O staat schematisch weergegeven hoe het regelschema van dit spiermodel met beide sensortypen uitziet.

Ib-afferent := op één na snelst geleidende zenuwvezel(type)dat informatie van een aanhechtende sensor naar ruggemerg of hoger Centraal Zenuwstelsel doorleidt. l2

18

a -motoneuron := snelst geleidende type efferente zenuwvezel die een motorisch effectororgaan (spier) kan doen contraheren.

Hoofdstuk 2: De rol van het labrum glenoïdale -~

Buiten lengte-, snelheid- en krachtterugkoppeling is ook de passieve ar~ndynarnica'~ en de intrinsieke visco-elasticiteitl4 van de spieren in het model opgenomen, Krachtterugkoppeling (force feedback) is een zeer effectieve wijze om de responsiesnelheid van de spier toe te laten nemen. Dit leidt verder tot optimale effectiviteit voor de stijfheid en de ermee samenhangende stabiliteit van het gewricht (Rozendaal, 1997). Dat dit inderdaad zo is blijkt tevens uit het Bode diagram in figuur 2.1 1;hier is de dynamica van de spieractuator weergegeven zoals die in figuur 2.10 weergegeven is (de invloed van de intrinsieke spiereigenschappen is niet meegenomen). In regeltechnische zin is een systeem stabiel indien de faseverdraaiing (phase SLW) die it de rondgaande overdrachtsfunctie gehaald wordt niet groter is dan -1 80 graden. De positie- en snelheidsfeedback heldsen een phase & I van respectkve5jk - 180 en -90 graden; ten gevolge van de dubbele integrerende actie van de gewrichtshoek-versnellingd2(@)/dtskomt het model, met geringe intrinsieke stijfheid en viscositeit, tegen instabiliteit aan voor hogere frequenties. Figuur 2.11 De dynamica van de spieractuator U Z figuur 2.10 voor verschillende waarden van de krachtterugkoppelings-factor ky Deze actuator bevat I 'O' de spierdynamica, de krachtterugkoppelingslusen de tijdvertraging van de lengte- en snelheidsterugo, .-> koppelingslus. Bij toenemende kfneernt de m bandbreedte van de actuator toe evenals de L resonantie-versterking (uit Rozendaal, 199 7).

- f 0.80

k,,,F

1oo

= 0.00

1o'

1oo

1o*

0.80 O 40

6-135

-1 80

0.40

1 o'

1o*

frequency [rad/s]

Wat duidelijk uit de figuur blijkt is dat krachtteru; :oppelingsfactor kf het stabiele gebied (<40 raas) nog stabieler maakt. De Golgi-peessensoren die de spierkracht detecteren zijn dus volgens de theorie onmisbaar in het spierskeletsysteem.

Als nu de peessensoren al kracht meten, waarom is het dan nog nodig dat het labrum glenoïdale ook kracht meet en nog een extra bijdrage levert aan de stabiliteit van het glenohumerale gewricht? Om deze vraag te beantwoorden wordt er allereerst een blik geworpen op de krachtrichting van de compressieve kontactkrachten in het glenohumerale gewricht. Dit geeft een verhelderend beeld van de problematiek die ontstaat bij externe verstorende krachten die op het gewricht kunnen werken.

l3

passieve armdynamica := de negatieve momentbijdrage van passieve dele2 (pezen, huidweefsel, vering en demping van spieren) ten gevolge van een verandering in de stand van het gewricht.

l4

intrinsieke visco-elasticiteit := passieve armdynamica die effect heeft op de krachttemgkoppeling omdat deze dynamica door zowel de spierspoeltjes als ook door de Golgipeessensoren 'gevoeld' wordt.

19

6 2.6.2

Het belang van de iabrumsensoriek

Re stabiliteit van het glenohumerale gewricht kan alleen gehandhaafd blijven door een compressie-krachtdie de humeruskop en het glenoïd op elkaar drukt. De specifieke geometrie van het gewricht garandeert het optreden van stabiliserende krachten in het geval dat de humeruskop van zijn gewenste positie verplaatst is. Reflexieve spierkracht schijnt niet voldoende groot om de humeruskop te stabiliseren". De lengteveranderingenvan de spieren zijn zo klein bij translaties van de humeruskop in vergelijking met de spierlengteveranderingen die optreden tijdens rotaties van de humerus, dat als er al een reflexieve kracht ontwikkeld wordt, deze erg klein is. De reflexen zullen wel een grotere reflexieve kracht ontwikkelen wanneer dislokatie van de humerus dreigt te ontstaan. De humeruskop moet namelijk over de rand VE UP g1enoi:Ukorriget&! worden voordat dislokatie ontstaat, Re omliggende spieren verlengen dan mee, waardoor (grotere) reflexactiviteit kan ontstaan. 2957N

A 1-6N

17+6N

+4N

3.

32+4N

Figuur 2.12 De linker plot geeft hetglenoïd weer. 50 Nkracht van de humeruskop werd loodrecht op het glenoïd (van kadavers) aangebracht. Vanuit 8 zijwaartse richtingen werd een kracht aangebracht op de humeruskop . Bij de aangegeven waarden in Newton bleek er al gewrichtsdislokatie op te treden. Zoals de f i p u r aangeeft is de stabiliteit het snelst verstoord bij krachtverstoringen in voorwaartse (907 en achterwaartse (270') richting. De middelste plot laat een dwarsdoorsnee zien van het glenoidoppewlak in de richting 90'2 70' zoals in de eerste plot staat aangegeven. De stippellijn geeft de normaal van het glenoid aan. Verwacht zou worden dat resultante krachtvectoren tot ongeveer 30 graden in richting mogen afiijken van de normaal van het glenoid, voordat dislokatie optreedt. De werkelijk toegestane afivijking is een stuk kleiner, namelijk gemiddeld 21' [arctan(] 7/50)] in plaats van 30 graden. Lippitt & Matsen (1993) hebben de zojuist beschreven proeven ook uitgevoerd met glenoiden waarvan het labrum weggesneden werd. In die toestand bleek de toegestane afivijking gemiddeld zelfs maar 16' te zijn zoals de rechter figuur aangeeft. Dit is begrijpelijk daar de glenoidholte ondieper werd gemaakt en dislokatie eerder op kan treden (naar Lippitt & Matsen (1993)).

Zolang deze compressie-kontactkracht ongeveer in de richting van de normaalvector'6van het glenoïd gericht is, houdt deze kracht de beide gewrichtsoppervlakkenbij elkaar en stabiliseert hij ook de positie van de humeruskop. Omdat de wrijving in het glenohumerale gewricht laag is, kan het gewricht alleen krachten opnemen die loodrecht op het gewrichtsvlak staan. Vice versa beweegt het kontactpunt van beide gewrichtsdelen naar die plaats waar de

20

l5

Rozendaal, 1997

l6

normaalvectorvan het glenoïd := vector die loodrecht ten opzichte van het midden van het glenoidoppervlakgericht is (theoretisch 'midden')


oppervlaktenormalen parallel lopen met de richting van de kontactkracht (Rozendaal, 1997). Door het relatief kleine kontactoppervlak van het glenoïd is het gebied van toegestane compressie-kontactkrachtrichtingen vrij klein (Lippit et al, 1993; figuur 2.12)17.Indien door een externe verstorende kracht de netto-krachtrichting buiten dit gebied valt dan is snel een compenserende spieractiviteit nodig om de netto-krachtrichting weer binnen het toegestane gebied te krijgen. Kontactpunten van humenaskop en glenoïd die dichtbij het labrum liggen zijn dus niet gewenst omdat een kleine externe verstoring al een luxatie kan veroorzaken.

c)m een rriaXianaie stevigheid v a het gewicht te verwezenlijken is er een mechanisme nodig dat continu ernaar streeft de kontactkrachten van het gewricht paragei a m de nc,mmlvecttor vaaa het glenoïd te richten. In dit geval doet zich de situatie niet voor dat het kontactpunt tussen glenoïd en humerus aan de rand van het glenoïd zit. Het gewricht kan zo grotere externe verstoringen opvangen voordat er gevaar op luxatie ontstaat. Op één of andere manier krijgt het Centraal Zenuwstelsel informatie over de richting van kontactkracht tussen beide gewrichtsdelen, omdat ondanks het kleine bereik van toegestane kontactkrachtrichtingen er maar zelden een dislokatie optreedt. Er moeten dus ergens sensoren aanwezig zijn die deze kontactkracht(richtingen) meten. Een ander probleem is de regeling vm de spieercontrzctie. Welk regelmechanisme zorgt ervoor dat de stabiliteit van het gewricht gehandhaafd blijft? Een continue spiercontractie is ondenkbaar omdat dit energetisch ‘duur’ is, en omdat de spieren van de rotatorenmanchet geen houdingsspieren zij% en dus vrij snel vermoeid zouden raken bij co-contractie. Het lijkt daarom aannemelijk dat er een actief regelmechanisme is waarbij de basisactiviteit van de spieren rond het glenohumerale gewricht laag is. t ontstaan van een dislokatie, wanneer een aanzienlijke verplaatsing uit de and plaats heeft gevonden, zullen rekreflexen en de passieve visco-elasticiteit van het gewricht een bijdrage leveren in het terugbrengen van de humeruskop naar zijn evenwichtsstand. In dit geval zal verwacht worden dat de sensoren van de spierspoeltjes (reken snelheidsdetectie) en eventueel ook van de pezen (krachtdetectie), de dreigende dislokatie bemerken en corrigerende spieractiviteit aansturen. Het is mogelijk dat deze sensoren de enige zijn die hieraan bijdragen. Toch lijkt dit onwaarschijnlijk omdat deze sensoren vrij laat de dreigende dislokatie detecteren. Er moet namelijk eerst een aanzienlijke lengteverandering in de omliggende spieren hebben plaatsgevonden voordat detectie een effectieve corrigerende spieractiviteit teweegbrengt. De kans is groot dat het corrigerende aandeel via de feedbackregeling te laat komt en de luxatie al heeft plaatsgevonden als de spierspoeltjes en de Golgipeesorganen de enige detectoren zijn.

Zoals in § 2.6.1 reeds werd gezegd, leidt een krachtdetectie normaliter tot een snellere en stabielere terugkoppeling. Aangezien de Golgi-peessensoren in de spieren pas kracht(verandering) detecteren nadat eerst de spieren verlengen of verlengd zijn (bij dreigende dislokatie) zou een andere wijze van krachtdetectie nodig zijn om de snellere terugkoppeling te verwezenlijken.

l7

De door Lippit et al gevonden waarden zijn niet gebaseerd op de invloed van bijvoorbeeld de synoviale vloeistof tussen het gewricht. Dreigende dislokatie bewerkt in deze vloeistof een onderdruk die de kop als het ware in de kom terugzuigt. Mede hierdoor is het gebied van toegestane compressie-kontactkrachtrkhtingen wel iets groter dan verondersteld wordt.

21

Een verfijnde wijze om op-handen-zijnde dislokaties op tijd tegen te werken, is om de richting en grootte van de kontactkracht van het gewricht te meten voordat de resultante kontactkrachtrichting aan de rand van het glenoid komt. Zo kan eerder het gevaar van dislokatie opgemerkt worden en eventueel, afhankelijk van de grootte van de verstorende kracht, reflexief gecompenseerd worden. Het labrum glenoïdale, dat als het ware de rand van het glenoïd vormt, zou geschikt zijn om deze krachtrichtingen te meten. Het vezelige kraakbeenachtigeweefsel is flexibel en dus indrukbaar en kan hierdoor krachtsensoren bevatten, en verder is het weefsel door zijn hoog vezelig gehalte tevens in staat aanzienlijke krachten door te leiden. Als de kontactkracht van het gewricht zich naar een deel van het labrum verplaatst, vervormt ter plekke het labrum. Defemxitk-gev~eEgecellen i~ het !abmm kunnen deze vervormhg bekend maken aan het Centraal Zenuwstelsel, dat daaropvolgend een compenserende spieractiviteit in werking stelt, in het bijzonder van de ‘rotator cuff spieren. De krachtlijn van deze spieren ligt namelijk ongeveer parallel aan de glenoïd-normaalvector. Deze spieractiviteitkan dan de resultante krachtvector tussen humerus en glenoïd weer in het verlengde van de glenoïd normaal brengen waardoor de situatie weer stabiel wordt.

Q 2.6.3

Histochemisch (1iteratuur)ondenoek

De laatste jaren zijn en worden nieuwe technieken ontwikkeld om sensoren in weefsel (beter) aan te tonen. Op deze wijze kan ook aangetoond worden of er ueberhaupt sensoren in het l a b m glenoYdak zitten. Weke sensoren heeft men in het labïun g1eaoYdde ontdekt? Vangsness et al (1 995) hebben met een goud-chloride kleuringstechniek sensoren in weefsel rond acht glenohumerale gewrichten aan het daglicht gesteld. Vervolgens werden 4 labra glenoïdales op dezelfde wijze geprepareerd en met een verbeterde goud-chloride kleuring behandeld. In de ligamenten zijn twee soorten Rufñni-eindigingen, lichaampjes van Pacini en vrije zenuwuiteindengevonden. Meest voorkomend waren de Rufñni-eindigingen. In de glenohumerale ligamenten komen de meeste Pacini-lichaampjesvoor. Het meest opvallende in dit onderzoek was dat in de labra glenoïdales geen mechanosensorenvoorkwamen. Wel zijn er enkele vrije zenuwuiteinden geconstateerd, en meerdere in omliggend weefsel (ligamentenkapsel).De vrije zenuwuiteinden spelen echter vrijwel geen rol in de snelle proprioceptieve spierregeling door hun te trage prikkelgeleidingssneheid naar het ruggemerg (1-3 d s ) . Hashimoto et al (1 994) gebruikten een andere kleuringsmethode. Hun aanpak was om gebruik te maken van antilichamen. Ook werd goudchloride kleuring toegepast. De resultaten met de goudchloride kleuring leverde slechtere resultaten (minder gevoelig, minder specifiek en slechter reproduceerbaar) dan die waarbij antilichamen werden gebruikt. Volgens de onderzoekers is goudchloride kleuring wel geschikt bij onderzoek aan het Centraal Zenuwstelsel, maar aan het Perifere Zenuwstelsel prefereren ze het gebruik van antilichamen. In de oppervlakkige lagen van het kapsel zijn een klein aantal (vermoedelijk vrije zenuwuiteinden) gegroepeerde zenuwvezels gevonden. Veel zenuwvezels met een grote diameter zijn aanwezig in de diepe lagen van het antero-inferiore kapsel. Ook in het posterosuperiore en antero-superioredeel van het kapsel zijn veel zenuwvezels met uiteenlopende diameter aangetroffen. In de bicepspees alswel in het aan de bicepspees grenzende kapsel werden veel zenuwvezels ontdekt. Op de grenslijn van kapsel en labrum is buiten zeer veel zenuwvezels ook één Pacini-lichaampje gevonden. De onderzoekers komen verder tot de

22


conclusie dat de aanwezigheid van veel zenuwvezels in en rond de bicepspees een indicatie is voor de belangrijke rol die het caput longum van de m. biceps brachii speelt bij de stabiliteit van de schouder. Ook de veelheid van dikke zenuwvezels (hoe dikker de vezel des te sneller de prikkelgeleiding en de rol in de proprioceptie) in het anterosuperieure kapsel, de plaats waar de meeste anterieure dislokaties of (sub)luxaties optreden, duidt op een stabiliserende rol van het kapsel door het afferente feedbacksysteem18. Er wordt echter geen melding gemaakt van enige aanwezigheid van mechanosensoren in het !stVn~m.Ook geen vrije zenuwuiteinden werden ontdekt in het labrum (wat Vangsness et al wel demonstreerden). De onderzoekers geven als m~gefijkeverklaring hiervow dat de &&e van de coupes (10 pm) te dun was om ze te ontdekken. Ze werden ook niet duidelijk in het kapsel ontdekt.

Discussie De neiging is groot om te concluderen dat er in het geheel geen mechanosensoriek in het labrum glenoidale aanwezig is, alhoewel deze twee publikaties nog geen afdoende bewijs geven. Onlangs stond in een publikatie van Kim & Azuma (1997) dat er in het labrum van het heupgewricht wel mechanosensoren ontdekt waren: onder andere Pacini-lichaampjes, Golgiorgaantjes, Ruffhi-eindigingen en Krause-lichaampjes. Dit wijst er op dat dit labzeker een rol speelt in het proprioceptieve mechanisme rond het heupgewricht. (1996) meent dat met het gebruik van nog betere kleuringstechnieken wellicht toch sensoren in het labrum glenoïdale gedetecteerd kunnen worden, In het kapsel worden meer neurologische structuren ontdekt dan in het labrum glenoïdale bij dezelfde kleuringstechnieken. Hij geeft als mogelijke reden hiervoor dat dit komt doordat de histologische opbouw van het labrum glenoïdale anders is dan het kapsel. Er is verschil in hardheid en wellicht ook in id’ waardoor de kleurstof minder goed in het labrum kan doordringen. Bij ere kleuringsmethode zou dit probleem van ‘ondoordringbaarheid’ van de kleurstof verholpen kunnen worden, waardoor de sensorische structuren wel duidelijk kunnen worden. Dit argument lijkt echter niet erg aannemelijk omdat: 1.

het labrum van de heup nog een grotere hardheid bezit (grotere drukken dan in glenohumerale gewricht ) waardoor deze eigenlijk nog ondoordringbaarder is voor de kleurstof, terwijl daar zelfs met de verouderde zilverchloridemethode verschillende druksensoren aangetroffen zijn

2.

Zelfs bij coupes van geen 10 pm dik (Hashuoto et al, 1994), maar van 30 pm dik (Kim & Azuna, 1995) zijn ook mechanosensoren in het heuplabrum gevonden met de ‘verouderde’ zilver-chloridemethode. Met de nieuwere methoden zouden dan toch zeker ook mechanosensoren gevonden zijn indien ze in het labrum glenoïdale zitten.

Toch is de auteur niet overtuigd van het afwezig zijn van labrale mechano-sensoren. In de volgende paragraa€wardt dit aan de hmd y111 Rozendaal’s (1997) en Gohlke’s (1994) bevindingen sterk gemaakt.

”

AfTerente feedbacksysteem := het geheel aan proprioceptorischeterugkoppeling

23

t j 2.7

Discussie

Uit voorgaande hebben we kunnen constateren dat er twee visies zijn aangaande de rol van de ligamenten en het kapsel dat rond het glenohumerale gewricht ligt; Gohlke et al (1 994) geeft een compleet nieuw inzicht in wat betreft de vezelligging (en wellicht ermee georienteerd gaande sensoriek) in kapsel en ligamenten. Dit is in onderstaande onder ‘hypothese 2’ aangegeven. Hypothese 1 geeft de tot nu toe algemeen aangenomen visie weer. Verder is een logische gedachtengang aangegeven die uiteindelijk uitmondt in het wel of niet nodig zijn van propriosensorenin het labrum glenoïdale: HYPOTHESE 1

HYPOTHESE 2 (Gohlke)

* de ligamenten en het kapsel liggen ‘los’

* er is altijd een ligamentsdeel gerekt; niet

om het glenohumerale gewricht heen; alleen in de uiterste standen worden sommige delen gerekt * propriosensorische informatie over positie en snelheid van kop ten opzichte van kom uit de ligamenten en het kapsel wordt alleen naar het Centraal Zenuwstelsel gestuurd wanneer de ligamenten in de uiterste standen staan. * de rest van de informatie over de gewrichtsstand wordt uit de spieren gehaald (spierspoeltjes en Golgigeessensoren) op ieder tijdstip * in normaal stabilisatiemechanisme kan extra informatie (druk) uit het labrum een bijdrage leveren in de stabilisering van het gewricht.

alleen in de uiterste standen van het ge wricht

* op elk tijdstip is er informatie over de positie en snelheid van de kop-kom uit verschillende iigamentsdelen afkomstig.

* idem; altijd informatie uit de spieren maar ook vanuit de ligamenten / het kapsel.

* aangezien telkens informatie uit en de spieren en de ligamenten naar het Centraai Zenuwstelsel gestuurd wordt is extra informatie (vanuit het labrum) wellicht helemaal niet nodig

Bij het bezien van Gohlke’s opvatting, namelijk dat elke stand van de humerus ten opzichte van het glenoïd bekend is in het Centraal Zenuwstelsel ten gevolge van de propriosensoren uit de ligamenten en het kapsel, lijkt het aannemelijk te veronderstellen dat de propriosensoren in het labrum van geen enkel nut zijn. Het labrum zou dan ‘dubbele’ informatie over de hoekstand tussen humerus en glenoïd aan het Centraal Zenuwstelsel doorgeven wat in feite overbodig is. En omdat uit de vorige paragraaf ook bleek dat men nog geen mechanosensorenin het labrum glenoïdale heefi aangetroffen, is het erg verleidelijk te zeggen dat verder onderzoek naar de mechano-sensorische functie van het labrum glenoïdale overbodig is. Toch is deze zienswijze onvolledig. Ten eerste zijn er (nog) geen sensoren aangetroffen in de ligamenten die duidelijk in zowel de circulaire, radiale en schroefvormige collageenvezelrichtingen georiënteerd liggen. Ten tweede, en dit is veel belangrijker, kan de grootte van de externe verstorende kracht op de schouder niet snel door de sensoren in de ligamenten bepaald worden, terwijl het labrum glenoïdale dit wel kan. Sij een grote Klap op de schouder zou allereerst de humerus moeten draaien ten opzichte van het glenoïd om de verlengingen van deze ligamenten waar te nemen (door de sensoren).

24


Het mag dan inderdaad zo zijn dat het Centraal Zenuwstelsel op elk tijdstip de stand van de gewrichtsdelen kent (door de sensoren in ligamenten, kapsel en spieren), en zelfs over de kracht in de richting van de spieren, toch weet het Centraal Zenuwstelsel deze kracht niet in de richting loodrecht op de normaal van het glenoïd (loodrecht op de spierlengterichting) bij een plotselinge externe verstoring op de bovenarm of schouder (loodrecht op de glenoïd-normaal), zonder dat eerst een hoekverdraaiing van de a m opgetreden is. Het labrum glenoïdale kan deze kracht wel meteen (zonder hoekverdraaiing) meten ten gevolge van indrukking van het labrumweefsel en de vervorming van daar aanwezige sensoren. Met een terugblik op de stabiliteitsregeling van het zojuist besproken spiermodel (figwür 2.191, bleek dat het voordelen biedt als op kracht (of druk) wordt teruggekoppeld. Als we dit nu beschouwen in het kader van het schoudergewricht dan is een terugkoppeling die gebaseerd is op druk zeer gewenst. Het is daarom niet moeilijk voor te stellen dat in het labrum toch druksensoren zitten die aan het Centraal Zenuwstelsel informatie kunnen geven over zowel de grootte van de resultante krachtvector, als ook de richting ervan. En dit niet alleen in de uiterste gewrichtsstanden. De gemeten druk kan, ge'ïntegreerd met de informatie die uit de spieren en ligamenten afkomstig is, een beter gedoseerde en daarom ook stabielere terugkoppeling geven.

Conclusie Ondanks het gegeven dat er histologisch gezien waarschijnlijk geen mechanosensoren van enig belang in het labnun glenoïdale aanwezig zijn, is er toch door het belang dat het labrum glenoïdale kan hebben in de detectie van krachten op de arm en de voorkoming van schouderdislokaties, experimenteel onderzoek opgezet waaruit het wel of niet aanwezig zijn van propriosensoren zal moeten blijken. De bedoeling is om na te gaan of bij labrumprikkeling spieren tot (extra) activiteit gewekt kunnen worden.

25

26

oofdstuk 3:

Keuze uit een drietal onderzoeksmethoden naar de propriosensorische rol van het labrum glenoidale

9 3.1

Inleiding

Het labrum glenoidale lijkt een belangrgke rol te spelen bij de actieve stabilisatie van het glenohumerale gewricht door middel van krachtterugkoppeling. In dit rapport is een opzet en uitwerking van een experiment beschreven waaruit een definitief antwoord verkregen wordt op het wel of niet meespelen van het labrum glenoïdale in de propriosensoriek. Ir; 0 3.2 is e m drietal onderzoeksmethoden beschreven waaruit de sensorische rol van het labrum achterhaald kan worden. Bij de uitvoering van het experimeat is een keiwe gemaakt üií deze drie methoden. De gekozen methode is in hoofdstuk 4 verder uitgewerkt.

§ 3.2

Korte beschrijving van de drie methoden

In de eerste fase van het onderzoek is nagegaan op weke methoden de eventueel aanwezige labmmsensoriek geprikkeld kan worden, zodat er een actiepotentiaal kan ontstaan en zodoende invloed uitgeoefend kan worden op de spieractiviteit en regeling van de stabiliteit in het glenohumerale gewricht. Allereerst is een eisenpakket opgesteld, inclusief randvoorwaarden, beperkingen, oplossingen en daarna de principeuitleg van de drie mogelijke experimenten:

8 3.2.1

Globaal eisenpakket en randvoorwaarden

Zoals aangegeven, is het hoofdzaak om het labrum glenoïdale te prikkelen zodat één of meerdere actiepotentialen ontstaan uit mechano-sensoren die (wellicht) in het labrum zitten. Deze actiepotentialen die voor een (veranderde) spieractiviteit zorgen kunnen helaas (nog) niet gedetecteerd worden in het menselijk lichaam. Wel kan de spieractiviteit rond het schoudergewricht gedetecteerd worden. Hieruit kan o.a. de reflextijd bepaald worden. Dit soort metingen worden EMG-metingen genoemd (EMG:=Electro MyoGrafie) waarbij met electroden de electrische spieractiviteit opgenomen wordt. Het prikkelen van het labrum mag niet leiden tot een gelijktijdig prikkelen van andere mechano-sensoren ‘buiten’ het labrum. Als dit wel optreedt kan een verandering in het EMGsignaal ten gevolge van de prikkeling niet (alleen) toegeschreven worden aan de labmmsensoriek die tot vuren” werd aangezet. Deze verandering in het EMG-signaal kan ontstaan zijn door het eveneens prikkelen van een of andere spier of ligament of kapsel waarbinnen zich ook propriosensoren bevinden die tot vuren zijn overgegaan. Een andere optie is dat een persoon vrijwillig zijn spieren aanspant. In de praktijk is het dus noodzakelijk om de prikkeling zoveel mogelijk zien te beperken tot alleen het labrum en niets anders. Dit lijkt niet gemakkelijk. In de volgende hoofdstukken wordt hierop ingegaan. Tijdens of vóór het prikkelen van het labrum kan de proefpersoon natuurlijk ook ongewenste bewegingen maken die de interpretatie van een EMG-signaal extra bemoeilijken zal. Het is dus ook nodig om de persoon die de experimenten ondergaat zoveel mogelijk ‘stil’ te houden; indien de proe@ersoon niet op de hoogte is van het tijdstip van prikkeling dan verlaagt dit ook de kans op voorafreagercn vim de proefPersom en van zijn spieren.

l9

vuren:= het opwekken van electrische pulsen (in dit geval) in de sensoren die door de zenuwvezels getransporteerd worden.

27

0 3.2.2

Methode 1: toediening laagenergetische geluidsgolven

Een eerste methode die uitgevoerd kan worden is de ‘gefocuste’ toediening van laagenergetische geluidsgolven op een deel van het labrum glenoïdale. Bij mechanische non-invasieve stimulatie van het labrum is de kans groot dat ook ander weefsel geprikkeld wordt zodat moeilijk nagegaan kan worden wat de oorsprong is van enige spieractiviteit die ten gevolge van de prikkeling optreedt. De spieractiviteitkan het gevolg zijn van labrumprikkelingmaar dus ook bijvoorbeeld van stimulatie van het gewrichtskapsel dat eveneens sensoriek bevat. Een methode om deze mechanische prikkeling te ontzien zonder dat een traditionele invasieve actie verricht behoeft te worden (operatief), zou een plaatselijk in beweging brengen van het zclvïüïï gleiìoidde zijn dooï riddel VEE geïicht sUpeïpofieïefivm ge!Uidsgo!.m~ op een deel van het labrum. De daar aanwezige zenuwen en sensoren worden hierdoor in trilling gebracht en kunnen een actiepotentiaal veroorzaken. Maar in 1994 (uit: Chaussy et al (1995)) is een gelijksoortig experiment uitgevoerd, Een zenuw die loodrecht op de richting van de schokgolven stond werd in een brandpunt gestimuleerd. Buiten dit brandpunt bleek het alleen mogelijk om de zenuw te stimuleren door kleine gasbellen in het orgaanbad te injecteren waarin de zenuw gelegen was. Wanneer echter de zenuw in een hoogviskeuze vloeistof gelegen was kon zelfs het brandpunt niet meer gestimuleerd worden. Daaruit werd geconcludeerd dat schokgolven zelf geen membraandepolarisatie2’bewerken zonder dat daar kavitatie bij nodig is. Deze methode lijkt daarom in eerste instantie niet geschïkt om zenuwen te stimuieren in het iabrum. Er is echter niet nagegaan wat het effect is als niet de zenuwen maar de sensoren op dezelfde wijze geprikkeld worden. Wellicht leidt dit wel tot effectieve stimulatie zodat deze de spieractiviteit wel beïnvloedt. De heer dr. Van der Helm maakte bezwaren tegen het uitvoeren van deze methode wegens het mogelijke gevaar op weefselbeschadiging. Een (laag energetisch ingestelde) niersteenvergruizer is nodig voor de uitvoering van het experiment. Het gevaar lijkt te groot dat er per ongeluk een te hoge intensiteit door de vergruizer gebruikt zou worden.

21

28

Membraandepolarisatie := Een verandering van het voltage binnen en buiten de zenuwvezel (plaatselijk), wordt membraandepolarisatie genoemd. Een voldoende grote depolarisatie bewerkt ‘vuren’, dat hetzelfde effect heeft in de zenuwvezel als het vuren door een sensor.

Hoofdstuk 3: Keuze uit een drietal onderzoeksmethoden

0 3.2.3

Methode 2: labrum mechanisch en electrisch stimuleren met naald

Een andere mogelijkheid om het labrum te prikkelen zonder dat het kapsel en de ligamenten rond het schoudergewricht meegeprikkeld worden, is om het labrum via een naald die door de huid tot aan het labrum gebracht wordt, te stimuleren. De opzet van dit experiment wordt kort besproken zoals dit in een eerste overleg met prof dr. P.M. Rozing (orthopaedisch chirurg, Leiden), dr.W.R. Obermann (radioloog, Leiden) en de heer dr. ir. L.A. Rozendaal (afstudeerbegeleider, Delft ) tot stand is gekomen22: Bij de afdeling Orthopaeciie in het Aczdeizissiih Ziekcdbuk te Leiden woïdt regelmitig arthografisch 23 onderzoek verricht bij patienten met diverse schouderaandoeningen. Op de röntgenafdeling wordt onder doorlichting het gewricht aangeprikt ter hoogte van het labrum. De schouder ligt dan ‘open’ terwijl de omliggende spiermassa verdoofd is. De zenuwen zijn ook plaatselijk ‘verlamd’ en kunnen helaas, voor onze doelstelling, niet meer gestimuleerd worden. Een andere aanpak blijkt nodig te zijn. In plaats van een ‘open’ liggende schouder te onderzoeken wordt een ‘gewone’ schouder bij een proefpersoon onderzocht. De huid en onderhuid in de richting van de aan te brengen naald wordt verdoofd. Er wordt steriel gewerkt met doeken. Onder CT-scanning (normale veilige dosis zou ongeveer 1O CT-coupes zijn) wordt de buikliggende proemersoon de holle naald met trochard (1 9 gaug) ingebracht tot de gewenste plaats aan het labrum (in aanvang alleen de rkant van het labrum, daar deze het gemakkelijkst te bereiken is), De hoek waaronder de naald wordt ingebracht wordt met een goniometer gemeten; bijsturen is mogelijk. Vóór het inbrengen van de holle naald moeten alle draad- en oppervlakte-electroden waarvan de EMG-activiteit bepaald moet worden reeds op de spieren aangebracht zijn. Op de TU moet een stompe binnennaald ontwikkeld zijn die door de holle naald tot aan het labrum kan komen weghalen andere binnennaald). Via die naald moet het labrum zowel mechanisch als electrisch gestimuleerd kunnen worden. Het toedienen van deze stimulaties mag pas plaatsvinden nadat de plaatselijke verdovingen uitgewerkt zijn (anders heeft het toedienen hiervan geen zin). Er moet verder voor gezorgd zijn dat de holle naald zo weinig mogelijk kan bewegen ten opzichte van het weefsel dat eromheen zit. Het verschuiven van de naald kan de mechanosensoren in het kapsel en in de ligamenten waar de naald ook doorheen prikt namelijk stimuleren; ook het spierweefsel kan bij zijn verlenging ten gevolge van de holle naaldverschuiving ongewenste reflexen veroorzaken (daar we alleen geuiteresseerd zijn in labrumreflexen). Bij verschuiving is moeilijk na te gaan of een bepaalde spieractiviteit het gevolg is van de labrumstimulatie of van de stimulatie ten gevolge van het kapsel, spier edof de ligamenten. Om een goed afgestemde mechanische toediening van prikkels te geven is het verder nodig dat de holle naald en de binnennaald zodanig aan de vaste wereld vastgemaakt zijn dat er een microregeling van de mechaniek mogelijk is (bij bewegen proemersoon). In het artikel van Kane et al (1995) staat uitvoerig beschreven hoe een lmm2microprobe mechanisch gevoelig weefsel nauwkeurig kan stimuleren. Bij de uitvoering van dit experiment zou deze probe goed van pas kunnen komen.

22

Wegens tijdgebrek is de uitvoer van deze methode in mijn afstudeerperiode(voorlopig) bevroren.

23

Arthografie := het in beeld brengen van gewrichten

29

Een ander punt bij de uitvoering van het experiment is dat in plaats van patienten te nemen het beter is om gezonde proefpersonen te onderzoeken. De kans dat een schouderpatienttoch zijn zenuwactiviteit enigszins beschadigd heeft is namelijk wel degelijk aanwezig. De EMG-data is dan minder goed te interpreteren. Voordat dit experiment uitgevoerd kan worden is het wel nodig toestemming verleend te krijgen van de ethische commissie en ook van de wetenschapscommissievan de afdeling radiologie op het AZL in Leiden (wat geen probleem leek te zijn), indien nog nodig geacht wordt dit uit te voeren. Als na het bekijken van de experimentele EMG-data blijkt dat er geen veranderde spieractiviteit is cpgetreden ter? gewlge v m de pdLkeltcedie~hgq het !uhnlm, dun hoef) dit niet direct te betekenen dat er geen mechanosensorenaanwezig zijn in het labrum. Het is goed mogelijk dat een zeer lokale prikkeltoediening te gering is om een actiepotentiaalte doen ontstaan. Bij uitvoering van deze methode (met klein stimulatieoppervlak) is niet eenduidig het ahezig zijn van propriosensoriek in het labrum glenoïdale aan te tonen. Het stimuleren van een groter labrumoppervlak kan een groter aantal sensoren tot ‘vuren’ brengen. Dit verhoogt de kans op het ontstaan van actiepotentialen wegens facilitatie24van plaats en tijd.

3 3.2.4

Methode 3: het aanbrengen van krachtpulsen op schouder

Een aanpak waarbij het labrum over een groter oppervlak gestimuleerd wordt komt nu ter sprake. Het is de bedoeling om ‘krachtverstoringenaan de T~IIKIvan proeQersonen aan ie brengen. Hierbij moet het labrum ingedrukt worden zonder dat spieren, pezen, ligamenten of huidweefsel verlengen25.Dit voorkomt ongewenste reflexactiviteiten van de spieren. Elk veranderend EMG-signaal ten gevolge van de krachtverstoring kan dan worden toegeschreven aan de labrumindrukking. Er is dan sprake van een ‘labrumreflex’, en een bewijs is geleverd voor de propriosensorischerol van het labrum glenoïdale. Een aantal voorwaarden die het slagen van dit experiment bevorderlijk maken zijn:

* *

de thorax van de proefpersoon moet gefixeerd worden. Dit voorkomt onnodige en niet graag geziene spierreflexen ten gevolge van spierverlengingenin de romp van de proefpersoon tijdens de aanbrenging van krachtverstoringenop de arm. een fitting moet vast om de arm heen gezet worden. Deze fitting verdeelt de aan te brengen kracht over een groot deel van het armoppervlak. Dit voorkomt spierreflexen ten gevolge van plaatselijke spier-, ligament-, pees- en huidweefselverlengingenop de plaats van de krachtverstoring op de arm.

Deze methode is gekozen om uit te voeren. De verdere uitwerking van deze methode wordt in hoofdstuk 4 besproken.

30

24

Het begrip ‘facilitatievan plaats en tijd’ wordt in bijlage C verduidelijkt.

25

In hoofdstuk 2 is opgemerkt dat verlenging van spieren of van ligamenten de aldaar aanwezige propriosensoren stimuleert tot ‘vuren’ en indirect tot reflexactiviteit.

oofdstuk 4: De meetopstelling en meetmethode De laatstbesproken methode uit hoofdstuk 3 is uitgevoerd. In dit hoofdstuk wordt deze methode en de daarvoor opgezette meetopstelling uitgewerkt. De resultaten hieruit zullen een antwoord moeten geven op het wel of niet aanwezig zijn van labrale propriosensoren. Allereerst wordt in $ 4.1 de meetopstehg weergegeven. In 0 4.2 wordt de meetmethode uitgelegd; een uitbreiding van 0 3.2.4. Hierin komt tevens ter sprake hoe gepoogd is ongewenste rekreflexactiviteit te voorkomen, en in $ 4.3 staat welke verstoringen op de schouder aangebracht zijn om het doel (i.e. het aantonen van propriosensoriek in het labrum) te ~erneze~dijkefi. Vervolgens worden it^ 8 4.4 de tijdens de experimenten gemeten grootheden behandeld. Maatregelen die genomen zijn ter beveiliging van de proe@,ersomì;?lordeni_n_ 5 4.5 besproken. Ej 4.6 toont welke principes gebruikt zijn bij de verwerking van de EMG-Data. Onder andere komt het detecteren en clusteren van reflextijden (onsets) aan de orde. Het meetprotocol voor de experimenten staat in Bijlage I. Het hoofdstuk sluit af met een korte samenvatting.

8 4.1

De meetopstelling van het experiment

In $ 4.1.1 wordt de totale meetopstehg aan de hand van een schema besproken. In $4.1.2 wordt de opstelling detaillistisch vertaald naar de proeQersoon.

8 4.1.1

De totale meetopstelling De totale meetopstelling waarmee onze labrum-experimenten uitgevoerd werden staat in figuur 4.1 schematisch weergegeven.

Pomp Fuit

,

V

I

rrr

V F-in

PC

Besturingselectronica

._I

,

,

‘

DATA opslag

X -

___

i

I

.

actuator

al

‘4a2

12 EMGs

fitting 1

.(--------

Figuur 4.1

7

,.”

1

schouder

I

Schematische voorstelling van de meetopstelling

31

De volgende onderdelen zijn in de meetopstelling te onderscheiden: - de actuator bracht de uiteindelijke kracht-verstoringssignalen [F-in] over op de arm van de proefpersoon; - een pC van waaruit met het programma Vissim de krachtverstoringfilesingevoerd werden om de actuator te kunnen aansturen; in 0 4.2 wordt beschreven hoe deze krachtverstoringen eruit zagen; de gemeten kracht [F-uit] aan de actuator werd ingelezen om een dubbele krachtbeveiliging voor de proefpersoon te Verwezenlijken; over de beveiliging wordt in 0 4.4 meer verteld; de PC bezit een 12 bits AD/DA converteerder (Das 1600); - de analoge besturingselectronicastuurde het gehele regelckcuit voor de actuator; de actuator gaf feedback (positie actuatorstick [XI,snelheid stick [VI,en gemeten kracht aan stickuiteinde [F-uit]) aan de besturing zoals in figuur 4.1 te zien is; - dc pomg! zmgde mor een voIdoencte grote d n k in_ de hydraulische actuator om sneP6en nauwkeurig het te volgen signaal [F-in] uit te voeren; - de (vacuüm-)fittingvan de proefpersoon was met 2 versnellingsmeters [al, a21 uitgerust om de hoeksnelheid en verplaatsing van de arm te bepalen; het doel van deze versnellingen komt in 0 4.2 aan de orde; - aan de schouder werden van een 12-tal spieren de EMG-signalen tijdens de experimenten gemeten; deze waren nodig om de labrale spierreflexactiviteitna te gaan; via een andere computer werd met het programma Globlab de DATA-opslag van 12 EMG’s, 2 versnellingen [al, a2], één gemeten krachtsignaal [F-uit] en één positiesignaal [XI simultaan verwezenlijkt; 6 4.3 geeft een overzicht van alle gemeten grootheden;

5 4.1.2

De opstelling van de proefpersoon

I

Y

e

L

Figuur 4.2

26

32

bovenaanzicht proefpersoon in meetopstelling

De figuren 4.2 en 4.3 verschaffen inzicht in de plaatsing van de proefpersoon in de meetopstelling. De uitleg van ieder onderdeel staat naast en onder de figuur vermeld. (i) het voeteneinde werd tegen een vaste massa aangezet om voorachterwaartse bewegingen van de proefpersoon tegen te gaan; (ii) het fiame van de vacuumfitting (Van Bekkum, 1996); (iii) de vacuümzak (Van Bekkum, 1996); deze werd om de arm van de proefpersoon gelegd, en vacuümgezogen; zodoende werden de krachtstoten op de arm beter over de gehele arm

De snelheid van de krachtopbouw door de actuator en het te volgen invoersignaal van deze kracht bleek treurig te zijn. In 0 4.3.1 wordt de oorzaak besproken en in bijlage E staan een groot aantal krachtmetingen afgebeeld.

Hoofdstuk 4: De meetopstelling en de meetmethode ~

verdeeld; dit voorkwam hoogstwaarschijnlijkhuidreflexen of reflexen ten gevolge van plaatselijke indrukking van spierweefsel. (iv) een versnellingsmeter aan de elleboog om voor- en achterwaartse bewegingen te registreren; (v) de actuator die de krachten op de schouder aanbracht in voor- en achterwaartse richting; (vi) tussen actuator en vacuumtitting zat nog een breekpen, en een dubbele kogelkoppeling; de breekpen was nodig ter beveiliging van de krachtmeter tegen een te hoog buigend moment (zie bijlage G)en de dubbele kogelkoppeling tegen te hoge dwarskrachten; (vii) de tweede veïsix9hgmetvr; szmen met (iv) is de hoekverdraaiing van de arm nagegaan; (viii) de midden-arm positie waar de actuator ook aangrijpt in de tweede sessie metkgen (krachtwerklijn gaat door het benaderde massamiddelpunt; het doel van aangrijpen op deze arm-positie wordt in tj 4.2 uitgelegd.) (ix)de elleboog positie waar de actuator in de derde meetsessie aangrijpt; zie ook 5 4.2.; (x) de ruststand van de arm (abductie: 90’ en anteflexie: 30’) is zodanig gekozen dat de denkbeeldige middenlijn van de humerus door het centrum van de glenoïdkom gaat; (xi) aan het uiteinde van de actuatorstick zit een krachtmeter ingebouwd die naast krachtmeten tevens de feedback-invoer geeft ter compensatie van het verschilsignaal (gewenste kracht minus gemeten kracht); maximaal bereik is 200 N. (xu> de actuator meet ook de positie van de actuatorstick; deze gegevens, samen met de gemeten kracht (xi) en de twee versnellingen (iv,vG) zijn riaast de 12 EMG-kanalen opgeslagen en verwerkt;

(xiii) de vacuümfitting werd opgehangen aan het plafond met een drietal nylon scheerlijnen die aan schouderdeel, elleboogdeel en aan handdeel van de fitting vastzaten; nylon gaf weinig beweging van de fitting in open neerwaartse richting; dit droeg bij aan voorkoming van ongewenste reflexen. (xiv) van de linkerschouder, over de borstkas, tot aan de rechterheup van de proefpersoon werd een riem vastgemaakt; dit voorkwam een te grote bewegingsvrijheid van de proefpersoon in verband met ongewenste spieractiviteit ten gevolge van deze bewegingen; (xv) van de proefstoel waren de poten onderuit gezaagd om de ‘niet Figuur 4.3 achteraanzicht proefpersoon verplaatsbare’ actuator te kunnen laten aangrijpen op schouderhoogte; (xvi) om het middel van de proefpersoon is ook een bindriem geplaatst en aan de stoel vastgemaakt; dit was nodig om onderuitschuiven van de proefpersoon te voorkomen; (xvii) mn de twee voorste stoelpoten werden massa’s gehangen om kiepen van de stoel tegen te gaan; dit kiepen kon anders ontstaan bij trekkrachten aan de schouder.

33

§ 4.2

De meetmethode

Het is de bedoeling om krachtverstoringen aan de arm van een proefpersoon aan te brengen. Hierbij moet het labrum ingedrukt worden zonder dat spieren, p e z e ~ligamenten of huidweefkel verlengen, waar hoofdstuk 3 al melding van maakte. Dit laatste voorkomt ongewenste rekreflexactiviteiten. Elk veranderend EMG-signaal ten gevolge van de krachtverstoringkan dan worden toegeschreven aan het gevolg van de labrumindrukking. Er is dan sprake van een ‘labrumreflex’, en een bewijs is geleverd voor de propriosensorischerol van het labrum glenoïdale. Om deze druksensoren in het labrum tot stimulatie te brengen is ervoor gekozen om het labrum plaatselijk in te drukken door middel van de humeruskop die drukkrachten overbrengt op het labrum glenoïdale. De opzet van de meetmethode (0 4.2.1) en de aanpak ter onderdmkking van ongewenste spierreflexm (fj 4.2.2) kom-en X E de orde.

0 4.2.1

De opzet van de meetmethode

Aangezien de spieren van de rotatorenmanchet, maar ook andere spieren rond het glenohumerale gewricht, zorgen voor actieve stabilisatie, waarbij de humeruskop in het glenoïd g e W wordt, staat er continu een resultante krachtvector in de richting van het middelpunt van het glenoïd (de normaalvector van het glenoïd). In figuur 4.4 wordt deze krachtvector Fc genoemd. Het principe achter de methode, namelijk om de resultante krachtvector in zijn hoekstand te veranderen, kan op de volgende wijze anders uitgevoerd worden: Loodrecht op de (interne) compressiekrachtvector Fc staat een externe krachtvector Fjnt,p. Deze kracht wordt gericht in de 90 of 270 gradenstand (anterior of posterior) van het glenoïd. Kracht Fc en Fjnt,p zorgen voor een resultante krachtvector Fr (rechter dikke zwarte pijl in de figuur) op het glenoïd (en dus ook op het labrum). Indien de krachtvector Fjnt,p groter wordt ‘draait’ de resultante krachtvector Fr meer naar de Fjnt,p-richting toe. Dit heeft tot gevolg Figuur 4.4 Als de compressiekracht dat het labrum daar ter plekke (meer) ingedrukt (Fmus,c + Fe) in het glenohumerale gewricht toeneemt door vrijwillige spiercontractie dan is wordt en bij aanwezigheid van druksensorenvoor het destabiliserende effect van de een spierreactiekan zorgen. Als de Fjnt,p negatief verstoringskracht Fjnt,p kleiner. Het labrum in waarde is dan kan het labrum aan de posteriore wordt dan minder snel plaatselijk meer zijde ingedrukt worden (mits Fjnt,p voldoende ingedrukt. Dit is een slechte uitgangs-situatie groot is). om labrale propriosensoriek in de De proefpersoon heeft zijn schouder meetopstelling te verifiëren. Vandaar dat de moeten laten ontspannen tijdens de experimenten proefpersoon zich zoveel mogelijk moest In dezelfde figuur is duidelijk aangegeven dat als ontspannen voordat de verstoring aangebracht de proefpersoon zijn spieren rond het werd. Ook de ophanging van de vacuümfitting glenohumeralegewricht meer aanspant, dat de zorgde voor een lager EMG-rustniveau wat compressiekracht ook groter wordt (Fmus,c) aangeeft dat Fc lager was dan zonder ophanging (naar Rozendaal, 1997). waardoor de resultante krachtvector (linker dikke zwarte pijl) iïìeeï i? de ïickkìì irar,de normaalvector van het glenoïd komt te staan. De kans dat het labrum plaatselijk geprikkeld wordt neemt dan af.Er kan dan niet of nauwelijks nagegaan worden of de labrale sensoriek een rol inneemt in propriocepsis. Wanneer nu het labrum plaatselijk ingedrukt is kan dit bij aanwezigheid van druksensoren dus

I

34

Hoofdstuk 4: De meetopstelling en de meetmethode

leiden tot reflexactiviteiten. De spieren rond het glenohumerale gewicht, voornamelijk de spieren van de rotatorenmanchet, zullen wellicht contraheren omdat de labmmprikkeling in het Centraal Zenuwstelsel ‘opgevat’ kan worden als een uit evenwicht geraken van het gewricht. In het geval van een op handen zijnde luxatie, wordt het labrum namelijk eveneens plaatselijk ingedrukt, en kunnen propriosensoren aldaar een sturing tot gewrichtsstabiliteit bewerken. Alleen is in dit geval de a w niet te achterhalen. Want in deze gevaarlijke situatie d e n ook de sensoren invloed van het l van het kapsel, de ligamenten en van de spieren en pezen sowieso een bijdrage leveren in de detectie en bijsturing van het gevaar.

3 4.2.2

De onderdrukking van ongewenste rekreflexen

Bij het overbrengen van krachten op het labrum moeten reflexen ten gevolge van spierverlenging voorkomen zien te worden. Indien deze spierverlengingen wel optreden is het moeilijk na te gaan of de spieractiviteit ontstaan is door lamrikkeling, òf dat deze is ontstaan door korte en lange latentiereflexen die door spierverlenging of ligamentverlenging ontstaan @n. Indien er al voor gezorgd wordt dat ongewenste bewegingen van de boven- en onderarm onderdrukt worden dan zal dit in een verminderde spierreflexactiviteit ten gevolge van o.a. huidsensoren voorzien. Bij het meten van EMG-signalen zijn deze reflexen, zoals al een paar maal aangegeven is, ongewenst. De vmuümñtting bood uitkomst, en ook de plaats van krachtaanbrenging en het ‘vastzetten’ van de proe@rsoon. Deze &ie punten komen nu ter sprdce.

I. de vacuümfitting Van Bekkum (1996) had al een begin gemaakt aan de Uitvoerhg van een fitting. De fitting m e s t in ”n om de krachten van de actuator over te brengen op de arm van de proefpersonen. Aan een orwwden moest de fitting en zijn fixatie voldoen: Eisen ten aanzien van de fixatie van de fitting aan de arm -i- de arm moet vast aan de fitting zitten zodat deze niet kanschuiven tijdens het experiment om zodoende spieractiviteit ten gevolge van ongewenste reflexen te vermjnderen en te voorkomen; -ii- de krachtoverbrenging door de actuator moet zo weinig mogelijk door de huid ‘voelbaar’ zijn; dit om ongewenste reflexen te reduceren en het lie& te voorkomen; 4-de arm mag niet knellen tijdens de experimenten, gezien de noodzakelijke doorbloedhg van de am?; -iv- de fitting moet gemakkelijk aan te brengen zijn en af te nemen zijn; -v- de fitting moet voor meerdere experimenten toe te passen zijn; -vi- de fitting moet voor een verscheidenheid aan armlengten en -dikten gebruikt kunnen worden, gezien de verscheidenheid aanproeipersonen die onderzocht worden; -16-de fitting mag geen grote massa bevatten; hoe lichter de fitting is des te sneller wordt de kracht van de actuator op de am overgebracht.

35

Van Bekkum (1996) komt na een aantal overwegingentot de slotsom dat een vacuümfitting de beste methode is om de arm aan de krachtactuatorte fixeren. Aan alle bovengenoemde eisen is redelijk voldaan. Toch waren er nog een aantal aanpassingen nodig: tijdens onze eerste pilot bleek dat de vacuümzak en -fitting na een flinkaantalmalen ad. -ikrachtpulsen toegediend te hebben, anderhalve centimeter van de arm was afgezakt. De gevolgen zijn onder andere dat bij krachttoedieningop het centrum van de humemkop, nu een grotere momentarm is ontstaan die voor een snellere hoekverdraaiingvan de humerus en dus een verhoogde kans op (grotere) ongewenste spierreflexen kan zorgen. oplossing: Een klitband om de schoudercup en om de borstkas, direct onder de oksels van de andere arm,voorkwam afzakking. de vacuümzak zorgt voor een verdeling van de kracht op de arm.Dit brengt een reductie in het ontstaan van spierreflexen ten gevolge van huidprikkeling. Een punt waar echter tijdens de experimentengoed op gelet moest worden was dat de vacuümzak goed moest aansluiten op de huid. Bij de eerste paar metingen in de tweede pilot was er een aanzienlijk grote holte tussen de vacuümzak en de schouder. Dit veroorzaakte een achterblijvenvan de armbeweging ten opzichte van de verplaatsing van de fitting, en een langzamere krachtopbouwaan de arm tijdens krachtverstoringenwaarbij aan de schouder getrokken werd. In de andere experimentenis erop toegezien dat het verschil in krachtopbouw op de arm in trek- en duwrichting zo klein mogelijk werd door de klitbanden en de zak goed om de arm aan te sluiten.Het verschil in krachtopbouw ging nadien toch niet helemaal weg. Bij de interpretatie van de meetresultaten moest hiermee rekening worden gehouden; bij een langzamere krachtoverbrengingvan actuator naar arm wordt namelijk deze verstoring later ‘opgemerkt’, waardoor ook de spierreflextijdenten gevolge van deze verstoring later optreden.

ad.-ii-

ad.-iii-

tijdens de tweede pilot bleek dat een tijdsduur van vier uur waarbinnen de experimenten uitgevoerd werden, te lang te zijn. De proeQersoon ervoer de Wing na ‘een tijd’ als beknellend. De bloedcirculatie in de arm is daarbij vier uur lang op een laag pitje gezet. ûplossing: Elke 15 minuten is bij elke proefpersoon de vacuümzak telkens een paar minuten met lucht gevuld, zodat de bloedstroming door de arm weer even ‘normaal‘ kon worden. Dit maakte de duur van de experimentenniet langer omdat na iedere meetsessie de data toch via het netwerk weggeschrevenmoest worden; dit kon gelijktijdig met het vullen van de vacuümzak gebeuren.

ad.-iv-

met behulp van extra klittebanden is het heel makkelijk verwezenlijkt om de fitting vast en los aan en van de arm te maken. De fitting moest nog aangepast worden met een dubbele kogelkoppeling (in 0 4.1.2 ter sprake gekomen) om een goede fixatie met de actuator te verkrijgen, en om hem eenvoudig aheembaar te maken. De vacuümzak en -fitting zijn zodanig solide gemaakt dat ze bij alle proefpersonen toegepast konden worden. Aanpassing bleek op dit punt niet nodig.

ad -v-

ad -viVan Bekkum (1996) had er al voor gezorgd dat de fitting bruikbaar was voor verschillende armlengten en -dikten. Ook aan deze eis was voldaan

36


ad -vii- Het stalen Came is vervangen door een aluminiumerne. Achteraf bleek de eis aangaande de massa niet zo heel belangrijk. Tijdens de pilots bleek namelijk dat via de actuator toch een extra fictieve massa en demping toegevoegd moesten worden om trillingen van de actuator te voorkomen. Dus het gebruik van een lichtere fitting resulteerde in een toevoeging van de fictieve massa die via een regelmechanisme op de actuatorstick aangebracht werd. Bij het weglaten van de fictieve massa edof demping ging de actuator hoogfrequent trillen en overschreed hiermee de toegestane snelheid van de actuatorstick; de actuator sloeg hierdoor in zijn beveiliging. E. de milbrenging van de hcBCJemtoi;,ngen ter signalering van (0n)gewenste reflexen Bij toediening van krachtverstoringen aan de schouder kan niet nagegaan woruen wat de oorzaak van de opgetreden spierreflexen zijn. Door aan de elleboog eenzelfde lagere krachtverstoring aan te brengen als op de schouder kan eenzelfde hoekverdraaiing van de arm bereikt worden als bij verstoring op de schouder. Het idee hierachter ligt in het gegeven dat eenzelfde hoekverdraaiing van de humerus ten opzichte van de romp van het lichaam ook eenzelfde EMG-signaal in de spieren detecteert, mits er geen propriosensorische labrumsensoriek is. Als er nu toch duidelijk verschillende EMG-signalen gemeten worden, dan is dit een indicatie dat de labrumsensoriek een propriosensorische W i e heeft. Deze zienswijze wordt in hoofdstuk 5 verder besproken.

LII. Het ‘vastzetten’ van de proefpersoon ter voorkoming van ongewenste reflexen Bij krachtaanbrenging op de schouder *kande schouder cnkele centheters ,mm voren of naar achteren bewegen. Deze bewegingsvrijheid is voor het experiment ongewenst wegens alweer een verhoogde kans op spierreflexen ten gevolge van spierverlengingen; bij het fixeren van het borstbeen is de gevreesde bewegingsvrijheid behoorlijk ingeperkt. Uit veiligheidoverwegingen voor de proefpersoon is dit echter achterwege gelaten. De waarden van de werkelijk gemeten voor- en achterwaartse schouderverplaatsingen en de mogelijke invloed hiervan op de interpretatie van de a komt in hoofdstuk 5 aan de orde

(s 4.3

et genereren van krachtperturbaties

Uit voorgaande is duidelijk geworden hoe en waar de krachtverstoringen aan de vacuümf~tting aangebracht werden. Een tweetal soorten krachtverstoringen werden aangebracht: Blokpulsen en stochastische signaien. In de volgende twee subparagrafen wordt duidelijk gemaakt hoe deze signalen eruit zagen en welke informatie hieruit gehaald werd om de hypothese aangaande de vermeende propriosensorische rol van het labrum glenoïäale te staven.

0 4.3.1

De blokpuls

Blokpulsen die allen 200 m lang duurden en 20, 30,40 en 60 N groot waren werden in voor- en achterwaartse richting op de arm aangebracht. Om de gewenste krachtoverbrenging bij iedere puls op de arm te versnellen is van elke eerste 20 ms van die 200 ms krachtpuls, de grootte van krachtinvoer (F-in) met een factor 1.67 vermenigvuldigd. In figuur 4.5 staat zowel het gemeten (F-uit) als het ingevoerde (F-in)

I

O

50

I

100

150

200

time [rns]

Figuur 4.5

De blokvormige krachtinvoer en de daadwerkelijk gemeten kracht in dezevde figuur (pp4iF-in op schouder =60N).

37

krachtsignaal van één blokpuls die via de actuator en vacuümfitting op de schouder werd overgebracht. Op de schouder werd als absolute kracht 20,40 en 60 Newton ingevoerd; op de arm ter hoogte van haar massamiddelpunt en op de elleboog was dit 20,30 en 40 N.Elke meetsessie duurde 200 seconden, waarin d e krachtniveaus (dus aan schouder: -60, -40, -20,20,40 en 60 N) zes maal random voorkWme& met een minimale (random) tijd tussen eke puls van 3,5 seconden. Bijlage F1 geeft het Matlabprogramma voor deze random ‘generator’ aan.Per armdeel (schouder, mid-armz7of elleboog) werd elke sessie tweemaal op de proefpersoon uitgevoerd. Van elk krachtniveau aan een armdeel zijn dlan van elk gemeten kachtniveau 2 x 6 = i 2 metingen bekend. Voldoende om een repetitief verschijnseluit de DATA te kunnen onderscheiden (hoofdstuk 5). Tijdens de aanbrenging van deze verstoringen werden tevens van de 12 spieren de EMG’s opgenomen en -werd ook de positie, kracht pkis Oe twee versmdlhgeck v v w d . De redenen van deze vorm en grootte van de aangewende kracht-blokpulsen zijn de volgende: De blokvorm creëerde de mogelijkheid om een snelle labrum-indnikkingte verwezenlijken. De snelle krachtoverbrengingmoest voorkomen dat de humerus in de eerste fase van de 200 ms krachtpuls zo weinig mogelijk wegdraait. Dit wegdraaien is ongewenst (maar niet onoverkomelijk)omdat het ten gevolge van spierverlengingenook spierreflexendoet ontstaan. We d e n alleen spieractiviteitopspeuren uit de EMG’s die ontstaan zijn door labrumprikkelingen niet door spierverlenging. N.B.: Het feit dat de invoer van de krachtverstoring niet exact overgedragen en gemeten wordt aan de actuator, wordt veroorzaakt 1., door de dynamica van actuator, vacuümfitting en arm, 2, door de extra toevoeging van massa en demping aan de actuator (wat nodig bieek om de actuator niet een resonerende beweging te laten uitvoeren) en 3., door de traagheid in voornamelijk de mechanische besturing van de actuator. Ook de krachtterugkoppelingsfactorwas niet gevoelig genoeg gekozen. De blokpuls heeft de eerste 20 ms een hogere invoer dan de gewenste krachtinvoer. Om de traagheid van krachtoverbrenging te compenseren, en om zodoende in de eerste fase van de verstoring toch nog een snelle krachtoverbrengingop de arm te verwezenlijken, wordt deze blokvorm aangepast. Het doel van deze metingen is om vanuit het tijdsdomein reflextijden en hun verbanden met spierverlengingen edof labrumprikkelingte achterhalen

27

38

mid(den)-arm := positie aan de vacuümfitting van de arm waar het geprojecteerde geschatte massa-middelpunt van de arm ligt


8 4.3.2

,

, , ’

Stochastische ruis

!

I

Figuur 4.6

De overdracht van de kracht via de actuator op de arm geschiedt met een tijdvertraging die door de dynamica van zowel de actuator, de arm en de vacuümfitting onisfaat. I E de j g u u r is een schematische weergave hiervan gegeven (sterk vereenvoudigd). Aangezien de massa van de actuator en de fitting vrijwel star verbonden zijn ,is deze als één massablok in de figuur aangegeven. Verder zit er in de actuator nog een ingebouwde demper die nodig bleek om trillingen te en voorkomen. Tussenfitting en humerus zat nog een niet-lineaire demper @-(&+ami)) (zak+-arm)) (van de vacuümzak+triceps/biceps). Ook verschilden deze parameters per ichting (voor-of achteruit). De schouder met geschatte massa M-r zat niet helemaal vast aan de aarde (tussen M-r en linker aardewand behoort nog een niet-lineaire veer en demper aangegeven te worden). De massa van de arm, zijn traagheidsmornent, en de invloed van de passieve elementen rond het gewricht (ligamenten, kapsel, huid, enz.), en tot slot de spieractiviteit (s) zijn verder van invloed op de werkelijk gemeten kracht. En natuurlijk zijn de dynamische eigenschappen van de krachtmeter zelf plus de snelheid van de terugkoppeling naar de actuator (om opnieuw een krachtinvoer te genereren) van invloed op de gemeten kracht. De schatting van massaimiddelpunt van de arm (+fittin& is met een zwarte stip aangegeven De aan de actuator gemeten positieverplaatsing x is natuurlijk niet dezevde als de verplaatsing van de humeruskop (x2) of de verplaatsing van de arm in de werklijn van F-in.

Stochastische krachtsignalen, in één situatie met een fiequentieband van 0,5 tot 30 Hz en in het andere geval van 0,5 tot 3 Hz.Deze krachtverstoringen werden ook via de actuator op de arm overgebracht. Elke sessie duurde 100 seconden Per armdeel werd iedere sessie tweemaal uitgevoerd. Het doel van deze ruisaanbrenging is tweeledig. Allereerst is hiermee nagegaan òf en in hoeverre er een relatie bestaat tussen de krachtverstoringen en de positieverandering van de vacuümfitting; hieruit is vervolgens de overdrachtsfunctie tussen krachtverstoring en EMG bepaald. In&m er gem mheren?ie bestaat tussen beiden, dan is het onnodig om spieractiviteit in relatie te brengen met de krachtverstoring. Ten tweede is een schatting van de reflextijden per spier ‘bepaald. Deze tijden werden vervolgens vergeleken met de reflextijden zoals ze uit het tijdsdomein waren verkregen

39

5 4.4

De gemeten grootheden

De EMG-spieractiviteitvan een 12-tal spieren werd opgenomen met een samplefiequentievan 1O00 Hz.Deze hoge fi-equentieis voord van belang bij de signaalverkrijghgvia de draadelectroden. Tot 1O00 Hz zitten er nog steeds bruikbare signalen in, wat ertoe dringt een nog grotere samplefi-equentiete nemen, een van meer dan 2000 Hi.Helaas kon onze EMG-kast dat niet aan, en moest genoegen worden genomen met 1O00 W8. De samplefiequentiebij oppervlakteelectrodenheeft met 500 Hz vrijwel alle signalen gedetecteerd. Aangezien alleen een keuze gemaakt kon worden tussen 200 en 1O00 Hz is natuurlijk voor de laatste waarde gekozen. De 12 spieren waarvan we de EMG-signalen van gemeten hebben zijn de volgende: ;?ER-Lï3ST: voigorcie van spieren voor de EMG-versterkerkasi

1. m.subscapularis

I I

2. m. inhspinatus

1

gemeten met draadelectroden

3. m.supraspinatuss

10. m. delt. posterior

I 11. m. teres major 12. m. latissimus dorsi NB.: De aanhechtingspllaatsenop de botdelen van alle hierbovengenoemde spieren zijn in bijlage B weergegeven

I

I

De draadelectrodenwaren nodig omdat de drie te meten spieren van de rotatorenmanchetonder andere spieren zitten (zoals de m. deltoïdeus). Hun activiteit kan niet aan de oppervlakte van de huid gemeten worden. Er is een klein gedeelte van de m. infaspinatus dat wel met oppervlakteelectroden gemeten kan worden, maar aangezien de invloed van andere direct eromheen liggende spieren een storende invloed hebben op het EMG-signaal is besloten om ook deze spieractiviteit met draadelectroden op te nemen.

28

40

AnaIoge filtering is niet op de versterker toegepast. Naderhand tijdens de data-verwerking werd gefilterd.

Hoofdstuk 4: De meetopstelling en de meemethode

Buiten de 12 spierkanalenwaren er nog 4 kanalen vrij die gebruikt konden worden bij het gelijktijdig opslaan van de EMG-data; dit is ook met een samplefiequentie van 1000 Hz gebeurd: resterende 4 meetkanalen

I

ten kracht aan actuator

5 4.5

De veiligheid voor de proefpersoon

0 4.5.1

De beveiliging van de actuator

De actuator die voor de krachttoediening heeft gezorgd kan gevaarlijk zijn indien er geen beveiligingen aangebracht waren Er is op toegezien in situaties dat ongewenste verstoringen aan de q p r a t u c r zouden kunnen optreden, dat de proefpersoon in elk geval geen lichamelijk letsel zou overhouden. Een vijfhl beveiligingen worden besproken. Binnen het systeem van de actuator zit een beveiliging die in werking treedt indien de gemeten kracht aan de actuator de absolute waarde van 100 N overschrijdt. Deze waarde was aanvankelijk ZOON en was via een eenvoudige ingreep aan te passen. Indien de 11O01 N overschredenwordt, blokkeren alle van buitenaf ingevoerde (softwarematigen paneelgebrukte) sturingssignalen. De actuator trekt dan met een zeer langzame snelheid zijn stick terug in zijn uitgangspositie. Dit gebeurt met een grote kracht (10.000 N). Indien nu de proe@ersoonvastzit aan deze actuator, levert dat geen problemen op. Hij beweegt dan langzaam mee met de actuatorstick. Een dubbele resetactie (handmatig) heft de beveiliging op, waarna opnieuw geëxperimenteerd kan worden

-

Een dubbele beveiliging op een te grote krachttoedieningis de sofharematige ‘krachtcontrole’ binnen het programma VissiM. In dit programma zou bij het overschrijden van 11O01N de krachttoedieningop nul Newton gezet worden (in bijlage H staat dit aangegeven). Met een eenvoudige softwarematige ingreep kon deze beveiliging weer opgeheven worden indien dit nodig bleek te zijn. Deze twee beveiligingen waren nog niet veilig genoeg. Wat als de krachtmeter stuk zou gaan (wat inderdaad vlak voor het eerste pilotexperiment plaatsvond)? Als door vermoeidheid, door de veelheid aan reeds verrichte krachttoedieningen,de in de meter ingebouwde Wheatstonebrug zou stukgaan dan zou de krachtmeter een verkeerde waarde van de kracht registreren en via de interne regeling een verkeerde compensatiekrachtaandienen. De proeipersoon zou dit als een vervelende schok kunnen ervaren. Wat nog vervelender is: Bij het softwarematiginvoeren van een te hoge kracht door per ongeluk een nul te veel in te voeren (>loo“) kan de krachtmeter stukgaan en een de preeQersmn aangediend wordt. De veel te lage waarde aangeven dan Sat er werkelijk zojuist besproken dubbele krachtbeveiligingdoet het dan niet aangezien die beiden afhankelijkzijn van de informatie die afkomstig is van de ‘kapotte’ krachtmeter.

41

Een andere beveiliging bleek daarom nodig te zijn Een snelheidsbeveiligingbood voor bovengenoemdeprobleem uitkomst. Wanneer de actuatorstick een snelheid zou bereiken van meer dan 121m/s dan treedt eerstgenoemdebeveiligingsactie;i,namelijk dat de stick weer heel langzaam zich terugtrekt naar zijn beginstand. Toen bij de eerste proefpersoon een softwarematigefout de oorzaak was van een te grote krachttoediening of ‘schok‘, welke fout nadien verholpen werd, waren zowel de proefpersoonals mijn twee collega’s niet meer zo zeker van alle beveiligingen (alhoewel de 1OON edof 2 d s niet overschreden waren). Dit resulteerde in een positiebeveiliging (systeemmatig, niet sofbvarematig), waarbij de uitwijking van de actuatorstickinstelbaar was binnen bepaalde h e t i n g e n Bij krachttoediening aan de schouder kon deze op 1O cm (in plaats van 40 cm) maximale uitwijking worden ingesteld. De arts en zijn technisch medewerker die tijdens de experimentenaanwezig waren vonden het ook niet verantwoord dat de proefpersoon bij de schouder vastgebonden was aan de proefitoel. Met andere woorden, de proefpersoon kreeg meer bewegingsruimtewat eigenlijk niet nodig bleek te zijn. Maar het leek beter eerder meer dan minder veiligheden in te bouwen daar met mensenlevens werd omgesprongen. Tot slot was er nog een algemene noodknop. Deze kon handbediend op ieder moment tijdens de experimenten worden ingedrukt. De beveiliging bestond weer hieruit dat de actuator zijn stick zeer langzaam,en met grote kracht terugtrok naar zijn beginstand. tj 4.5.2

De beveiliging van de krachtmeter

Aangezien de krachtmeter ook stuk kan gaan of vervormen bij overbelasting, was er ook hiervoor een aparte beveiliging nodig. Het voorkomen van overbelasting (zowel op dwarskracht als op moment) van de 1 dimensionalekrachtmeter werd verholpen door een dubbele kogelkoppeling met breekpen. In bijlage G wordt dit verder uitgelegd.

5 4.6

Matlabprogrammatuurvoor DATA-verwerking

Om de reflextijden en -grootten, hoekverdraaiingenvan de humerus en voor-, en achterwaaxtse verplaatsing van de humeruskop te achterhalen is er een serie Matlabprogramma’s gemaakt om dit uit de data tevoorschijn te halen. In de bijlagen D1 tot en met D12 staan deze programma’s verder uitgelegd. Hier volgt alleen de methode die gebruikt is om de reflextijden (en -grootten) uit de EMG-data te detecteren, te clusteren en te presenteren.

De detectie van reflextijden Deze detectiemethode maakt het mogelijk om EMG-patronen tussen spieren en tussen personen te vergelijken Deze EMG-patronen tonen gemiddelde reflextijden of onsets per spier en per proefpersoon Een reflextijd is gedefhieerd als de tijd (vanaf de start van een krachtverstoring) waarop de EMG-activiteit snel en aanzienlijk in activiteit verandert. De gemiddelde reflextijden zijn bepaald uit clusters. Een cluster bevat een groepje reflextijden (per spier, krachtniveau, krachtrichting en proefpersoon) dat een minimum aantal keren binnen een tijdspanne is opgetreden(bijvoorbeeld tussen 50 en 75 ms werden 7 (uit 12) reflextijden gedetecteerd). Van eke cluster is verder de gemiddelde grootte EMG van de geselecteerdereflextijden binnen de cluster bepaald. Deze grootte is verkregen door van elke individuele onset het gemiddelde absolute EMG te nemen vanaîde gevonden onset tot 30 ms erna, en deze individuele gemiddelden opnieuw te middelen over het aantal gedetecteerde onsets binnen de cluster. 42


De individuele reflextijd of onset is bepaald door ten eerste een niet-causaal, niet-lineair flter op elk individueel EMG-signaal (over 200 ms) te plaatsen. De output van het flter op tijdstip T is de standaarddeviatie van het EMG over de periode T t/m T+30 [m],gedeeld door de standaarddeviatie van het EMG over de periode T-30 t/m T [ms]. Dit filter resulteert in een golvende afgeleide van het EMG-niveau. De boven een gespecificeerde waarde gelegen toppen geven een grote EMG-toeme weer en zijn hierdoor mogelijke kandidaten voor onsets of reflextijden. Wanneer het EMG binnen 30 ms na zo'n voorgeselecteerde onset ook nog een bepaald percentage MVC OverschriJdt dan wordt deze onset als een werkelijke onset beschouwd. Bij grote overgangen in ket EMG-sig;;aaikomt het wel mm voor dat de onset te vroeg bepaald wordt (5 tot 10 ms), hoofdzakelijk ten gevolge van het zojuist besproken niet-heaire niter. Ûrn toch de goede reflextijd te krijgen is er nog een venster over het EMG geschoven van 10 ms breed, dat 5 111s vóór tot 20 ms ná de gevonden onset met sprongen van 5 ms het gemiddelde EMG bepaald. Wanneer tot T, +I O) minder dan 10% groter is dan het het tweede gemiddelde (van Tollset de gevonden onsettijd een nieuwe 5 milliseconden grotere tijd. Indien dit ook het tweede en derde venster dan wordt de onset weer 5 milliseconden groter tot een verhoging van 15 ms. Het programma (Bijlage DS) zorgt verder voor een presentatie van de onset-clusters. in één figuur is een goed beeld te krijgen van de EMG-onsetpatronen van een tweetal proeíjxrsonen In figuur 4.7 staan voor een tiental spieren de clusters afgebeeld waarbinnen de onsets aanwigen van twee proefpersonen (de grote verschillen in onsets tussen beide personen is hier niet van belang, maar worden in hoofdstuk 5 verklaard). Verder is van deze clusters het aantalonsets binnen een cluster van i 12.5 ms vermeld. Deze weergave van reflexclusters vormt een globaal beeld van de spieractiviteiten van een hele groep spieren bij eikaar.

20 -

serra .

- trape

pech .

-latis

10 -

e

20.

i

I

I ti

. a &

.deltp

q.i-:;.

trice

subsc

10

O

' 50

100

II

150

200 O

50

100

150

Figuur 4.7

In de figuur staan de onset-clusters per spier weergegeven. Een cluster wordt weergegeven met een staaj Op de x-as staat de tijd na start van de perturbatie in milliseconden. Op de y-as het percentage Maximale Vrijwillige Contractieniveau van het EMG. Het getul boven iedere staaf geeft het aantal onsets dut gedetecteerd is binnen 12.5 ms van de gemiddelde clustertijd. Elke cluster is bepaald uit 12 hits.De donkere staven hebben betrekking op proefpersoon I en de lichtere op proefpersoon 4. De grote verschillen tussen beide personen zijn te verklaren door de verschillende opdrachten die elke proefpersoon gekregen heeft. Deze clusters hebben betrekking op de spieractiviteit bij krachtverstoring op de midden-arm.

43

5 4.7

Samenvatting

In dit hoofdstuk is de meetopstehg besproken aan de hand van de meetmethode waarbij krachtverstoringen aan schouder, middendeel van de humerus en aan de elleboog aangebracht werden. Deze drie posities van krachtaanbrengingzijn heel belangrijk om te achterhalen of het labrum glenoidale een propriosensorischerol heeR. De grootte van de krachtverstoringenzijn niet te groot (maar toch door de proefpersonen als ‘aardig fors’) ervaren, mede dankzij de ophanging van de arm(fitting). De gemeten grootheden, de totstandkoming van de veiligheid van de proefpersoon tijdens de experimentenen de Data-verwerkmg zijn ook aan bod gekomen.

44

H

oofdstuk 5: De meetresultaten

In het vorige hoofdstuk is de meetopstehg van het experiment weergegeven. In dit hoofdstuk zullen de meetresultaten worden besproken.Bij de bespreking van de resultaten wordt allereerst in 9 5.1 gekeken naar de positieverplaatsing van de humeruskop en de hoekverdraaiing van de arm tijdens het aanbrengen van krachtverstoringen. Van hieruit wordt in 4 5.2 een uitspraak gedaan over de te verwachten spierreacties en labrumactiviteit. Een indeling is gemaakt voor de agonisten**en antagonisten. In 9 5.3 worden de resultaten van proefpersoon 1 en 4 wit het tijdsdomein vergeleken met de verwachtingen uit 0 5.229.In een latere @ie w a d de mogelijldieid aangedragen om de dataverwerking ook in het Fequentiedomein te onderzoeken. Binnen tiet tijds'bestek van dit onderzoek is dit niet mDgefijk gebleken. Om toch een goed beeld te geven van de mogelijkheden die stochastische krachtverstoringen bieden in met name onderzoek naar impedanties in het schoudergewricht, en de mogelijkheid die dit biedt in het nagaan van de rol van onder andere het labrum glenoïdale wordt in plaats van een aparte paragraaf een apart hoofdstuk 6 toegevoegd dat gewijd is aan impedantieschatting in het fiequentiedomein.

5 5.1

e armbeweging tijdens krachtverstoring

Op de humeruskop werd 20,40 en 60 Newion in twee richtingen amgebracht; zowel op de hoogte van haar massamiddelpunt als op de elleboog was dit 20,30 en 40 N. Elke meetsessie duurde 200 seconden, waarin alle zes krachtniveaus ieder zes maal random voorkwamen (bijlage Di). De hoekverdraaiingen van de humerus ten opzichte van de ruststand3', en de voor- en achterwaartse translaties van de humerus tijdens de krachtverstoringen zijn bepaald uit de gemeten data (bijlage D4 en D5). Bijlagen E l en E2 tonen dit voor proe@ersoon 4 voor vier van de zes krachtniveaus. In figuur 5.1 zijn deze resultaten in een compactere vorm gepresenteerd. De zes getekende figuren geven van ieder aangegeven krachtniveau en -richting aan wat de gemiddelde hoekverdraaiing van de humerus èn de gemiddelde translatie van de arm bleken te zijn bij de aangegeven tijd na aanvang van de krachtverstoring. De standaardahijkingen van deze waarden zijn vrij klein (bijlage El en E2). Ook proeQersoon 1 gaf een soortgelijk verloop te zien, met in het algemeen iets kleinere hoekverdraaiingen en translaties. ami ongeveer ter

28

agonist := een spier die verlengt ten gevolge van een verstoring; een agonist kan rekreflexen bewerkstelligen; een antagonistische spier verkort juist ten gevolge van een verstoring

29

De resultaten van proefpersoon 2 waren moeilijker te vergelijken met de andere proefpersonen omdat de krachtverstoringen aan deze (kleine) persoon lagere waarden hztddefi. Wegens tijdgebrek is ook proefpersoon 3 vervallen; deze persoon bleek tevens de hem opgegeven taak tijdens de experimenten niet altijd zodanig uit te voeren als wenselijk was;

30

ruststand :=armabductie van 90°, endorotatie arm van 30' en extra endorotatie voorarm van 90' (zie eventueel figuur 4.2)

45

X

[:cm

......................................................... .................50.............

8

..................................

6

...................

4

2 O

F-s

= + 4 0 ~

...........

F-rn

4

2 O

............... ........... ......... ............. ........................................................+3.<.25 +1,25 ..............

................................ .................................. +0,25 ................................................................. ...............................................................

=(-)40N

................................................................” .......................................................... 075 ................................................ ......Y 1 : :

+6

...................... ....................... .............. ..............,-....5 ..................... .............. -6 .................. 8

-6 -8

F m = +40N +i;.....

........ ........ .*

8

....

F-e =(-)40N ~~

~-0 I ........................................................ .

~

1

-4 -2

..;..... ..................................... -1,75 ............................ ..................... .................... ~~

1

.

.

l

~

F-e = +40N

Figuur 5.1

De gemiddelde hoekverdraaiingen en translaties over 12 (identieke) realisaties van de arm bij 1401 N krachtverstoring van proefpersoon 4. Linksboven is schematisch de arm weergegeven in het horizontale vlak tijdens de ruststand. De 30 graden endorotatie van de humerus is hier niet zichtbaar. Bij elke afbeelding is met een pijl aangegeven waar en in welke richting de krachtverstmkg op de arm aangreep; met stippellijnen is aangegeven voor elke tijdstap van 50 ms hoe de arm verdraaid en getransleerd werd ten opzichte van de ruststand. Het tijdstip nul is het tijdstip waarop de krachtverstoring op de arm aanving. F S , F m en F-e betekenen respectievelijk kracht [Force] op [slchouder, [mlassa-middelpunt van de arm en op de [ellleboog. De grootte van de translaties k ’ in centimeters van elke positie op de humerus is aan de linkerzijde van iedere afbeelding af te lezen. De afgebeelde hoekverdraaiingen van de stippellijnen komen wegens ongelijke schaalverkleining niet met de werkelijk gemeten ‘phi’ overeen.

Wat uit de figuur sterk opvalt is allereerst de grote translatie van de humeruskop bij krachtverstoring aan de schouder, en ten tweede de negatieve hoekverdraaiing bij positieve kmchtverstorlrlg m-de schoii0er en yice versa. Wegens het niet fixeren van de schouder is de grote translerende beweging mogelijk gebleken omdat de scapula kon ‘wegdraaien’ waardoor de bewegingsvrijheid vrij groot was.

46

Hoofdstuk 5: Meetresultaten

De hoekverdraaiing van de humerus ten opzichte van de scapula is in feite groter dan de waarden die in de bovenste figuur staan vermeld. Het schouderblad zit niet vast gefixeerd en roteert naar voren (ventraal) bij positieve krachtverstoring en naar achteren bij negatieve krachtverstoring. Dit zorgt voor een groter hoekverschil tussen scapula en humerus in het horizontale vlak dan wat gemeten is. De grootte van deze extra hoekverdraaiing is niet gemeten, maar kan(gevoe1smatig) oplopen tot eenzelfde orde grootte als de gemeten hoekverdraaiing phi. De phi in dezelfde figuur linksboven kan dan maar liefst -4’ zijn bij 50 ms (in plaats van -2’). Een aantal spieren die vasihechtm m zowe! de scqula als de humerus (zie hiervoor eventueel bijlage B) ervaren deze grotere hoek als een extra spierverlenging, of spierverkorting (afhankelijk vim de krachtrichting van de perturbatie). De verlenging of verkorting van zo’n agonist of antagonist is dan groter dan in eerste instantie uit de data blijkt. Bij de interpretatie van de EMG-signalen moet dan rekening worden gehouden met grotere reflexactiviteit bij de agonisten. Terugkomend op de doelstelling, namelijk om de (mogelijke) reflexactiviteit van het labrum glenoïdale aan te tonen, is het van belang bij de interpretatie van de EMG-data om naar twee situaties te kijken:

IQ de eerste plaats moest een toestand gecreëerd worden waarbij zoveel mogelijk ~X bij aanbrengen van de rekreflexen ten gevolge van spierveïlengingen V O O I ~ Q ~werden perturbaties; de ontstane spieractiviteit zou dan toegeschreven kunnen worden aan labnunsensoriek. In de tweede plaats moest er een situatie ontstaan waarbij juist wèl rekreflexen zouden ontstaan ten gevolge van spierverlengingen (grote hoekverdraaiingen van humerus). Wanneer in het eerste geval latere reflextijden ontstaan dan in de tweede situatie, dan kan gesteld worden dat de fùnctie van het labrum glenoïdale geen plaats inneemt in snelle proprioceptie. Het is dan nog wel mogelijk dat het labrum de midden- of lange latentiereflexen in werking stelt. Als het labrum zulke ‘tragere’ ML’s of LL’s zou bewerkstelligen, dit wil zeggen later dan korte latentiereflexen, dan hoeft zijn rol in het voorkomen van schouderdislokaties nog niet gering te zijn. Bij een geringe indrukking van het labrum glenoïdale kunnen de labrale sensoren al een adequate bijdrage leveren aan de feedback naar het Centraal Zenuwstelsel voordat er acuut gevaar op dislocatie is. Wanneer echter de reflexactiviteiten bij perturbaties op de arm zowel in het geval van geringe spierverlengingen (en labrumindrukking) als bij grote(re) spierverlengingen ongeveer even snel en even groot zijn, dan is het zeer goed mogelijk dat het labrum een propriosensorische functie heeft. Een derde mogelijkheid is dat bij geringe spierverlengingen èn geringe labrumindrukking de reflexactiviteit eerder optreedt dan bij alleen grote spierverlengingen èn geen of nog minder

Bij krachtverstorkgen die aan de elleboog aangebracht werden zouden de grootste hoekverdraaiingen van de humerus verwacht worden wegens het grote moment (arm*kracht) dat optrad; en bij het aanbrengen op de schouder de kleinste. Uit de vorige figuur bleek dit laatste niet het geval te zijn. De kleinste hoekverdraaiingen traden op bij het aanbrengen van kracht op het middendeel van de arm.Het aanbrengen van kracht op de schouder zorgde zelfs voor een hoekverdraaiing die tegengesteld bleek aan wat in eerste instantie verwacht werd. 47

,-

Door de massatraagheid van de arm in tegenstehg tot de kleinere massatraagheid van het beweeglijke schouderdeel, bewoog het schouderdeel eerder (in tijd) in de richting van de krachtverstoring waardoor de arm achterbleef en een tegengestelde hoekverdraaiing het gevolg was. Bij krachtaanbrenging op het middendeel van de arm (massamiddelpunt) is er geen sprake meer van een 'verkeerd-om' roterende arm. Ook blijkt na de eerste 100 ms na aanvang van de krachtverstoringen de hoekverdraaiingen zeer klein te zijn (respectievelijk 1.25 en - 1.5 graden bij F m= -40 en +40 N). Het ontstaan van rekreflexen ten gevolge van spierverlenging, ten gevolge van hoekverdraaiing van de humerus, is vrijwel uitgesloten de eerste 100 a 150 ms. De hoekverdraaiingen zouden nog geringer zijn geweest als de krachtverstoringenergens tussen de humeruskop en het massamiddelpunt van de =+fitting aangebracht werden, het zogenxmde percussiepx~t.Dit is niet uitgewerd, d a r het et mdig bleek omdnt de hoekverdraaiingenbinnen de eerste 1O0 ms klein genoeg waren. Een labnunreflex zou namelijk verwacht worden binnen 100 ms na aanvang van de krachtverstoring. Indien dit later dan 100 ms optreedt dan is duidelijk dat een dreigende luxatie van de schouder al gebeurd was voordat de spieren de gelegenheid hadden om dit te voorkomen. Bij de data-analyse van de EMG's worden eerst de data van F-e= +40 en - 40 N3' en F-m= + 40 en -40 N naast elkaar gezet. De perturbaties zorgden de eerste 100 ms bij beide krachtverstoringen voor ongeveer gelijke humeruskoptranslaties,namelijk na P O0 111s krachtverstoring kleiner of gelijk aan +1.5 respectievelijk -1.5 cm. De kleine hoekverdraaiingen van de humerus bij krachtverstoringenbinnen 100 ms (< 1.5' respectievelijk > - 1.5') op hei midderideel van de a m in beide richtingen zoah uit figuur 5.1 bleek, zouden in principe amper reflexactiviteitendoor spierverlenging veroorzaken. De grotere hoekverdraaiingen(ongeveer 4' ) die ontstonden bij perturbaties op de elleboog geven meer aanleiding om rekreflexen te verwachten. De kracht van plus of min 40 N op de mid-arm is groot genoeg om het labrum plaatselijk in te drukken. Labrumreflexen worden verwacht. De kracht van + of - 20 N op de elleboog lijkt te klein om het labrum plaatselijk zodanig in te drukken dat een labrumreflex ontstaan zal. Er worden in deze situatie geen labrumreflexen verwacht. Vervolgens werd de data van F-e = + 20 N vergeleken met de EMG's van F-s = - 40N. De hoekverdraaiingenvan de humerus zijn in beide gevallen ongeveer gelijk binnen de eerste 1O0 111s (4'respectievelijk 3.5'). Bij de perturbaties aan de schouder worden dus ook rekreflexen verwacht (net als in het geval van perturbaties aan de elleboog). En omdat de humeniskoptranslaties bij F-s tweemaal zo groot zijn (ongeveer 3 cm) dan bij F-e, wordt verwacht dat verschillende agonisten ten gevolge van de extra scapularotatie meer verlengen dan gemeten is. Als we F e en F-s naast elkaar leggen, worden bij F-s ook grotere rekreflexen verwacht. Het hier besprokene geldt ook voor F-e = - 20 N en F-s = + 40N.

3'

48

Vanaf nu wordt F e = h40 N anders genoemd :F-e = h20 N, omdat de gemeten kracht veel lager is dan de ingevoerde kracht. De gemeten kracht is representatief voor de werkelijk aangebrachte kracht. Gemeten resultaten in figuur 5.2.Een meer uitgebreide grafische presentatie van een groot aantal gemeten krachtniveaus van de proefpersonen It-4 is in Bijlage E3 te vinden. Een verklaring voor de grote verschillen tussen kracht-invoer en de gemeten kracht is niet gevonden.


40 20

U

O

Figuur 5.2

De beide figuren geven van de 12 'hits' op de schouder (linkerploá),respectievelijk elleboog (rechterplot), het door de actuator gemeten krachtverloop weer van -50 tot 1-21O ms. Op de zas is de hoogte in Newtons aangegeven. De hoge pieken in de rechterplot rond 200 ms zijn in werkelijkheid negatief van grootte; ze zijn zichtbaar omdat de absolute waarden van het signaal aangegeven staan.

9 5.2

De v

~

~van spieractiviteit ~ ~ ~in hett tijdsdomein i ~:

~

rekrefiex d o f labrumreflex Een rekreflex ontstaat wanneer een spier, pees of ligament zodanig verlengt dat dit buiten het bewustzijn om een veranderende spieractiviteit tot gevolg heeft. Deze reflex vindt plaats in de gerekte spier. Een labnimreflex ontstaat wanneer het labrum zodanig ingedrukt wordt dat dit een spieractiviteitsveranderingtot gevolg heeft in één of meerdere spieren. Aangezien een labmeflex zeker verwacht wordt bij dreigende dislokatie van de bovenmn zal bij het indrukken van het labrum aan bijvoorbeeld anterieure zijde, juist in spieren die aan posterieure zijde van het labrum zijn gelegen een labmeflex verwacht worden. Deze labnunreflex zorgt er ten eerste voor dat het kontactpunt tussen humeruskop en glenoïdkom naar het centrum van het glenoïd getrokken wordt. Ten tweede zorgt deze reflex die aan de andere zijde van de labrumindrukking optreedt voor het verkleinen van de resultante krachtvectorhoek3*phi (figuur 5.2B), en dus voor méér of hernieuwde stabiliteit. Voor de situaties waarin kracht op de mid-arm wordt toegepast worden labnunreflexen verwacht bij de agonisten. In de gevallen waarbij kracht op de schouder wordt aangebracht worden labrumreflexen verwacht bij de antagonisten.

32

De resultante krachtvector is een sommatie van alle krachten die op het glenohumerale gewricht werkzaam zijn; de hoek phi is de hoek tussen de normaallijn van het glenoïd en de resultante krachîvector

49

Figuur 5.2B In de afbeelding zijn herkenbaar: de humeruskop die ter plaatse van het (laten we zeggen: anterieure) labrum tegen het glenoïd aandrukt. De resultante krachtvector (zwarte pijl) wijst buiten de glenoïdkom, en kan dislokatie veroorzaken. Het ingedrukte labrum zorgt in geval van een labrurnreflex via het Centraal Zenuwstelsel voor contractie van de posteriore spieren (rechter stippelpijlen). Wanneer nu alleen de anterieure spieren (linker stippelpijlen) bij anterieure labrumindrukking contraheren, kan dit ze& de kop nog verder uit de kom trekken. Daarom dat dit laatste geval mieî verwacht wordt.

Wanneer een labrumreflex zou optreden aan dezelfde zijde waar ook de indrukking van het labrum gebeurt, dan zou dit kunnen leiden tot nog grotere instabiliteit van het gewricht, en zelfs tot dislokatie, zoals de figuur ook aangeeft. Daarom wordt bij een labrumreflex deze laatste situatie niet verwacht. in de volgende tabellen is een indeling gemaakt in het te verwachten gedrag van de gemeten spieren. Bij elke te vergelijken krachtverstoring wordt aangegeven van elke spier of deze een labnunreflex eníof een rekreflex vertonen zal. De supraspinatus en de teres major bleken zowel bij perturbaties in beide krachtrichtingen geen noemenswaardige verhoogde EMG-activiteit te hebben. Kijkend naar hun anatomische ligging is dit ook te begrijpen. Bij beide krachtrichtingen verlengen of verkorten beide spieren amper, waarmee duidelijk wordt dat ze ook geen effectieve momentsarm bezitten. In bijlage B staan grafische schetsen van de aanhechtingsplaatsen van deze spieren op het botweefsel. Voor de overzichtelijkheid en interpretatie van de meetresultaten worden ze verder buiten beschouwing gelaten en niet in de tabel opgenomen. De m. serratus heeft een indicatiefunktie. Dit zal nu worden uitgelegd. Als bij de krachtverstoringen de scapula nagenoeg op zijn plek blijft dan kan verwacht worden dat de m. serratus geen rekreflexen laat zien in het EMG-signaal. Meen bij achterwaartse krachtverstoring valt na te gaan of het schouderblad meebeweegt naar achteren, de serratus laat dan wèl rekreflexen zien33.Indien dit laatste inderdaad het geval is dan zijn voor de overige vier agonisten (biceps, subscapularis, deltoideus anterior en pectoralis major), hun verlengingen ten gevolge van hoekverdraaiing van de humerus (of translatie van de humeruskop) juist een stuk kleiner en zelfs nul. De te verwachten rekreflexen kunnen dan minder duidelijk of zelfis helemaal niet optreden. Dit geldt voor verstoringen aan midden-arm en elleboog. Bij de achterwaartse perturbaties aan de schouder hebben de zojuist besproken 4 agonisten juist een antagonistische functie zoals al eerder aangegeven werd.

33

50

Het is niet logisch deze reflexen toe te schrijven aan de activiteit van de fabrumsensoriek. De serratus hecht in het geheel niet vast aan de arm en is niet geschikt om een (voorname) rol in te nemen in het stabiliseren of in de kom houden van de humeruskop.


Op schematische wijze is aangegeven bij elk te vergelijken verstoringsexperhnent welke reflexactiviteiten verwacht worden bij verschillende krachtverstoringen ( F e , F-m en F-s). Met qio0 wordt de hoekverdraaiing van de humerus na 100 milliseconden vanaf aanvang van de krachtverstoring bedoeld. Met xlo0wordt hetzelfde bedoeld maar nu van de humeruskoptranslatie in plaats van de hoekverdraaiing. Tabel 2a verstoring

F-e = t 2 0 N

I

gevolg

I

I

lab rum reflex

q i M =$O I 1.5 cm

trapezius medialis (latissimus dorsijfi! (deltoideus posterior) (triceps brachialis) (infraspinatus)

n.v.t.

-

serratus anterior (pectoralis major) (deltoideus anterior) (biceps brachiallis) (subscapularis)

n.v.t.

x,

F-e = - 2 0 N

rekreflex

cpioo xlW 2

40

(i)

- 1.5 CIIP

ad (i) :door de scapularotatie zijn de gemeten hoekverdraaiingen tussen scapula en humerus in wefieiijkneid waî Meiner. Dit zorgt vcxx vermindering van rekreflexactiviteit in de tussen haakjes aangegeven spieren

verstoring

Tabel 2c verstoring

F-s = + 40 N

F-s=- 40 N

I

gevolg

I

gevolg

rekreflex

-

ia brum reflex

I

I

I

I

rekrefiex

I

labrum reflex

qiW 3.5O (") x , ~- 3.0 cm

latissimus dorsi trapezius medialis pectoralis major deltoideus anterior biceps brachialis subscapularis

latissimus dorsi deltoideus posterior triceps brachialis infraspinatus

qloa= + 3.5' (u) xIoa= + 3.0 cm

serratus anterior deltoideus posterior triceps brachialis infraspinatus

pectoralis major deltoideus anterior biceps brachialis su bscapularis

' 1

ad (ii) : door de scapularotatie zijn de gemeten hoekverdraaiingen tussen scapula en humerus in werkelijkheid wat groter. Dit zorgt voor vermeerdering van rekreflexactiviteit in de aangegeven spieren (behalve de serratus anterior en de trapezius medialis).

51

5 5.3

De EMGresultaten uit het tijdsdomein

In deze paragraaf worden de resultaten besproken die uit het EMG-onderzoek voortkwamen. Alleen proe@ersoon 1 en 4 komen ter sprake34.Proe@ersoon 1 had als enige van de vier proefpersonen de opdracht gekregen om de verplaatsing van de arm ten gevolge van een krachtverstoring zo snel mogelijk naar zijn ruststand terug te brengen; wel werd erbij verteld dat hij niet de spieren mocht spannen voordat de verstoring optrad. Proefpersoon 4 daarentegen kreeg de opdracht te ontspannen en hem werd verteld de arm ná de verstoring rustig naar zijn ruststand te brengen. De EMG’s van beide proefpersonen bleken dan ook zeer verschillend te zijn, welke op hun beurt ons veel nuttige informatie verschaften in het onderzoek naar de functie van het labrum. A&tereenvo@m worden de Eiwb s ten gevolge van perturbaties op de eiieboog, midden-arm en schouder doorgenomen. Het doel van deze paragraaf is om de labrumsensorische functie in de reflexregeling bewezen dan wel verworpen te zien. -1

5 5.3.1

rrii,

Resultaten van EMG bij elleboogperturbaties

Aan de hand van de berekende reflex-clusters zoals in $4.6 uitgelegd is, worden de opgetreden reflexactiviteiten ten gevolge van krachtverstoringenaan de elleboog van 1201 N vergeleken met de verwachtingen zoals die zojuist in $ 5.2 werden aangegeven. Figuur 5.3 geeft de clusters voor F-e = - 20N weer. Van de spieren in de linkerkolom van de figuur hiernaast worden volgens $ 5.2 rekreflexen verwacht. Wat in eerste instantie opvalt is dat van proeeersoon 1 alléén de serratus anterior een cluster redelijk snelle (SL of ML) reflextijden weergeeft en dat de clusters van proefpersoon 4 voor de pectoralis major en de deltoideus anterior pas na 150 ms optreden (de cluster bij pectoralis major rond de 10 ms een Paar gedetecteerd te hebben die als artefacten gezien worden).

34

52

Figuur 5.3

In defiguur staan de onset-clusters per spier weergegeven. Een cluster wordt weergegeven met een staax Op de x-as staat de tijd na start van de perturbatie in milliseconden. Op de y-as het percentage Maximale Vrijwillige Contractieniveau van het EMG. Het getal boven iedere staaf geeft het aantal onsets dat gedetecteerd is binnen h12.5 ms van de gemiddelde clustertijd. Elke cluster is bepaald uit 12 hits.De donkere staven hebben betrekking op proefpersoon 1 en de lichtere op proefpersoon 4. Deze clusters hebben betrekking op de spieractiviteit bij krachtverstoring op de elleboog (-4ON).

De resultaten van proefpersoon 2 waren moeilijker te vergelijken met de andere proefpersonen omdat de krachtverstoringenaan deze (kleine) persoon lager werden gekozen. Proefpersoon 3 voerde de hem opgegeven taak tijdens de experimenten niet consequent uit; resultaten zijn op voorhand discutabel.


De subscapularis geeft wel vroeg (al rond 20 ms(!)) reflexactiviteiten weer die rond 90 milliseconden fors toenemen35.Ook de biceps brachialis vertoont reflextijden die eerder SL’s dan ML’s zijn. De rechterfiguur van 5.3 toont nog minder reflexactiviteit aan (alleen36de trapezius bij proefpersoon 4, rond 100 ms geeft een h4L-cluster aan). De clusters die na ongeveer 150 flls ontstaan kunnen al bewust gestuurde spieracties zijn.

Discussie 1 De gegevens behoeven een verklaring voor het in het algemeen laat of niet optreden van reflexen: De hoekverdraaiingen van de humerus zijn niet groot genoeg om in alle spieren en in alle gevallen een rekreflex op te wekken; indien dit het geval is dan bewerken de kleinere hoekverdraaiingen die optraden bij perturbaties aan de midden-arm helemaal geen rekreflexen. Dit wordt in 9 5.3.2 nagegaan. Ook moet er een verklaring gevonden worden voor het grote verschil in activiteit tussen proefpersoon 1 en proefpersoon 4. In eerste instantie werd verwacht dat juist proefpersoon 1 eerdere en grotere reflexen zou vertonen. Deze proefpersoon was er namelijk op ingesteld om direct actie te ondernemen om de krachtstoot op te vangen. Uit 5 2.4 (en in bijlage C) is op te maken dat er facilitatie in de nemonenovergmgenoptreedt als de persoon zich instelt op de verstoringen; ook zonder de contractie in de spieren te vergroten voordat de klap aanvangt. Bij het vergelijken van hoekverdraaiingen van de humerus ten opzichte van de romp bij proefpersoon 1 en proefpersoon 4 bleken beide phi’s ongeveer evengroot te zijn bij de perturbaties aan de elleboog, terwijl deze bij de verstoringen aan de mid-am per proefpersoon duidelijk verschilden. Hoogstwaarschijnlijk heeft proefpersoon 1 zich niet van zijn taak gekweten bij de elleboogperturbaties en is hij de klappen niet meer actief gaan opvangen. De perturbaties op de elleboog werden als allerlaatste experiment uitgevoerd. Wellicht heeft de experimentator en schrijver niet vaak en duidelijk genoeg deze proefpersoon zijn taak verteld. Bij de stochastische verstoringsexperimenten die tussendoor kwamen moest de proefpersoon zijn schouderspieren namelijk ontspannen. Dit kan hij bij de elleboog konsekwent volgehouden hebben. Bij de elleboogperturbaties met positieve kracht bleken acht van de 1O spieren totaal geen reflexactiviteit te tonen. De latissimus dorsi gaf rond 105 ms een cluster (5 uit 12) voor proefpersoon 1 en rond 140 ms (5 uit 12) voor proe$ersoon 4; en ook de subscapularis gaf voor proefpersoon 4 rond 30 ms(!) een reflexcluster (3 uit 12). Dat de EMG‘s van de subscapularis ongeacht de krachtrichting ongeveer eenzelfde verloop toonden bij deze persoon is ook erg opmerkelijk. Een Verklaring is hiervoor niet gevonden.

35

De activiteit van de subscapularis van proefpersoon 1 is tijdens alle meetsessies (schouder, midarm en elleboog) niet waargenomen; waarschijnlijk werd de draadelectrodeniet goed in de spier geplaatst.

36

De cluster die rond 5 ms optreedt bij de triceps bestaat uit bewegingsartefacten

53

0 5.3.2

Resultaten van EMG bij perturbaties aan de mid-arm

Bij de perturbaties aan de elleboog bleek dat er weinig SL-, en ML-reflexen gedetecteerd werden. De enige voor de hand liggende reden hiervoor is dat de hoekverdraaiingenvan de humerus niet groot genoeg zijn om in alle spieren een rekreflex op te wekken; aangezien de hoekverdraaiingenvan het bovenarmbeen tijdens het aanbrengen van krachtpulsen aan het middendeel van de arm kleiner bleken te zijn dan bij het aanbrengen ervan aan de elleboog (Q 5. i), en de voor-, en achterwaartse armbewegingen van de schouder ongeveer evengroot bleken te zijn, zouden in dit geval nog minder rekreflexen gedetecteerd moeten zijn als niet uitgegaan wordt van labrumreflexen. _. - Figuur 5.4 geeit de 20serra . .trape ïeflexchsters weer ?$j 5 . io krachtverstoringen aan 8 20pectm -latis de midden-arm. De 10. c kracht is +40N. In 5 , A tegenstelling met de delta .deltp a - s 2 20. elleboogpertubaties =oe 103 ; r-3 komen nu enorm grote -t

,

F

I ”

proeQersoon 1 ,subsc (rechterkolom, onder 10 andere trapezius, latissimus dorsi en 50 100 150 deltoideus po~terior)~~. Daarentegen is er in Figuur 5.4 Deze clusters hebben betrekking op de spieractiviteit bij de rechterkolom geen krachtverstoring op het middendeel van de arm (+40N); voor uitleg van reflexcluster bij :zie figuur 5.3. De hoogten van de SL-, en MLfiguurindeling proeQersoon 4 te reflexclusters bij de trapezius (60 en 100 ms) zijn niet weergegeven, herkennen’ Opmerkelijk maar bedragen 30 respectievelijk 75% ANC. Het aantal malen dat ze genoeg laat gedetecteerd zijn binnen de cluster van 25 ms bedraagt voor de SL 6 in de linker maal, en voor de ML 8 maal. De toppen van de 2 grootste staven bij de latissimus dorsi zijn we 1 afgebeeld en lopen door in het enkele late reflexen zien (onder andere bij de ‘trapezius-vak’tot waar 6 en 5 staat. De latissimus-cluster rond 1O rns pectoralis major en de blijkt een artefact te zijn. subscapularis). Het niet optreden van een inii-aspinatus-clustertot 150 ms is vooralsnog onverklaarbaar. Ook de SL-reflexclustervan de serratus baart opzien aangezien deze zo vroeg optreedt (40 ms). Discussie 2 Een verklaring voor het optreden van SL’s en ML’s is de volgende: De kracht van 40 N op de mid-arm bleek groot genoeg om het labrum glenoïdale zodanig in te drukken dat de daar aanwezige mechanosensorenovergingen tot ‘vuren’ en via het Centraal Zenuwstelsel reflexreacties veroorzaakten om een dreigende instabiliteit van het gewricht tegen te gaan. Bij de elleboog gebeurde dit niet omdat de aangebrachte 40 N in werkelijkheid P I ongeveer 20 NeW.on bleek te zijn. Dit was onvoldoende OM het labrum genoeg in te drukken. 37

54

Proefpersoon 1 heeft zich hier wel duidelijk aan zijn opdracht gehouden (i.t.t. de situatie bij elleboog-krachtperturbaties).


Proefpersoon 4 vertoonde amper tot geen reflexen bij nagenoeg alle spieren om de volgende reden: Deze proefpersoon was er niet op ingesteld om direct actie te ondernemen om de krachtstoot op te vangen. (Extra) facilitatie in de neuronenovergangen is bij deze persoon niet voorgekomen. Hierdoor is een grotere verstoring ~fptiikikeinodig om een spizrïeflex op te wekken. Zich ontspannende spieren tonen vrij weinig EMG-verandering bij verstoringen. Ook komt het voor dat er helemaal geen reflexactiviteiten optreden.

of F,”t.P

Figuur 5.5

Het rotatiemiddelpunt van de humeruskop in de glenoïdkom kan schematisch aangegeven worden als het punt vanwaaruit alle krachtpijlen ontstaan. De richting van De vrij hoge reflexactiviteit in de subscapularis bij proefpersoon 4 vanaf 11O 111s blijkt ook op te treden bij F,,,, wijst naar het midden van het krachtverstoringen naar achteren (F-m= - 40 N). Isij de glenoïd, l$,,,pstelt de perturbatiekracht elleboog werd dit ook al geconstateerd. Een mogelijke voor op de humerus zoals die in de experimenten is uitgevoerd. F, is de verklaring is deze: krachtvector bij rust. Indien de spieren meer contraheren rond het gewricht, De armfitting is opgehangen aan drie koorden. dan ontstaat de grotere krachtvector Het EMG-rustniveau is mede hierdoor erg laag Fm,s8cHet eflect van de resultante (<2% MVC). In hoofdstuk 2 werd duidelijk krachtvector op het glenoïd verschugt gemaakt dat een groot deel van de van de rand van het glenoïd alwaar het stabiliteitsverzorging van het glenohumerale labrum zich bevindt, naar het centrum van het glenoïd. Hoe groter F,,,,,, des te gewricht door schouderspieren wordt geregeld; is de invloed van de kleiner met name de spieren van de rotatorenmanchet perturbatiekracht op het labrum (waaronder de subscapularis). Deze spieren trekken de humeruskop in de glenoïdkom van het glenoïdale.

schouderblad. Bij zo’n laag EMG-rustniveau van vrijwel alle spieren kan een relatief kleine dwarskracht (40 N) op de humerus al gevaar op dislokatie veroorzaken aangezien de grootte van de resultante krachtvector (van alle schouderspieren) loodrecht op het centrum van de glenoïdholte maar 40 N38bedraagt. Figuur 5.5 geeft deze invloed schematisch aan. De inf?aspinatus toont totaal geen enkele activiteitsverandering binnen 150 ms, terwijl deze spier ook een bijdrage had kunnen leveren aan de stabilisering van het gewricht. Blijkbaar wordt de stabiliteit niet zo ernstig bedreigt(kk€andere spieren moeten meedoen. Hoogstwaarschijnlijk zou dit wel gebeurd zijn wanneer de krachtverstoring een stuk groter genomen werd. 38

In niet door koorden ondersteunde 90O-abductie van de arm blijkt de grootte van de resultante krachtvector ongeveer 200 N te zijn (Van der Helm, 1991 [pp. 147-1491). Het %MVC van de spieren varieerde hierbij van 20 procent voor de deítoideus mediaiis en 10% VOW de dekideiis anterior, tot maar 4% voor de infraspinatus. In ons experiment bleek het rust-percentage MVC voor bijvoorbeeld de deltoideus anterior nog geen 1% te zijn. Dit kwam voor alle spieren bij elkaar genomen uit op een resultante krachtvector loodrecht op het centrum van de glenoidholte van ongeveer 40N. Volgens Lippitt et al (1 993) zou er dan al een dislokatie hebben kunnen optreden.

55

0 5.3.3

Resultaten van EMG bij schouderperturbaties

Bij de perturbaties aan de serra .trap6 schouder doet zich het verschijnsel voor dat op de A : - Iatic pectrn po sitieve krachtaanbrenging . -4 een negatieve hoekverdraaiing -deltp van de humerus volgt en vice I-& versa (de eerste 150 ms). In figuur 5.6 staan de resultaten trice voor F-s = +40 N. Er werd in 0 5.2 mngegeven dat er ZGW! infra rekreflexen als labrumreflexen zouden optreden. De hoekverdraaiingen van de 200 o 50 100 150 1O0 150 50 I “o humerus zoals ze in figuur 5.1 aangegeven staan zijn in Figuur 5.6 Deze clusters hebben betrekking op de werkelijkheid een stuk groter spieractiviteit bij krachtverstoring op de schouder van de arm door de rotatie van de scapula. (+40N); voor uitleg van figuurindeling :zie figuur 5.3.De Uit de EMG-clusters van clusters van proefpersoon 1 bij de scapula zijn fictie$ De EMGdraadelectrode was gaan zweven en mat foutie$ Ook de staven figuur 5.6 valt erg op dat rond 1O ms bij de deltoideus posterior, triceps en infraspinatus zowel agonisten (deltoideus anterior, biceps, subscapularis zijn artefacten. De staaf bij de trapezius r ~ n d120 ms bevut geselecteerde onsets met een gemiddelde reflexgrootte van 30% en trapezius) als ook antagonisten (serratus anterior, W C . De staaf bij de latissimus dorsi rond 155 ms loopt door in het ‘trapezius-vlak’tot aan cijfer 7. trapezius, latissimus dorsi, deltoideus posterior, triceps en infixspinatus) SL’s en ML’s tonen. 7 -

u *

Discussie 3 Van de antagonisten zouden op grond van spierverlenging zeker geen SL’s verwacht worden. Het is goed mogelijk dat er labnunreflexenoptreden. Co-contractie (het tegelijk aanspannen van zowel agonist als antagonist) is nooit eerder waargenomen als SL. Dus dat mechanisme kan het hoogstwaarschijnlijk niet zijn. Aangezien proefpersoon 4 de verstoringen niet eens tegenwerkte zou niet verwacht worden dat bij deze persoon co-contractie zou optreden. Cocontractie treedt in het algemeen op bij bewuste spieracties. Ook proefpersoon l zou in principe de reflex zodanig kunnen moduleren dat hij co-contractie bewerkt, omdat hij zich actief instelt op de perturbatie die komen gaat. Proe@ersoon4 doet dit niet. Toch treedt er een soort van co-contractie op; de infì-aspinatusen subcapularis geven tegelijkertijd SL’s te zien. Dit gebeuren kan ook bewerkt zijn via de labrumsensoren die een beginnende dislokatie van het gewricht ‘bespeuren’ en dit op tijd trachten tegen te gaan door onder andere contractie van beide rotatorcuff-spieren, of dit kan ontstaan zijn door zowel een labrumreflex als een rekreflex.

56

Hoofdstuk 6: Impedantieschatting van een schoudermodel met labrumsensorische terugkoppeling

5 6.1

Inleiding

In een latere optie werd de mogelijkheid aangedragen om de dataverwerkmg buiten het tijdsdomein ook in het fiequentiedomein te onderzoeken. Binnen het tijdsbestek van dit onderzoek is dit niet mogelijk gebleken. Om toch een goed beeld te geven van de mogewkheden die stochastische krachtverstoringen bieden in met name onderzoek naar impedantie in het schoudergewricht, en de mogelijkheid die dit biedt in het nagaan van de rol van onder andere het labrum glenoïdale is dit hoofdstuk toegevoegd. Het hoofdstuk is gewijd aaa parameterschatting in hei fi-equeiitiedomekvm een schoudermodel met alleen labrumsensorische feedback. Er is voor gekozen om het begrip ‘mechanische impedantie’ uit te werken aan de hand van dit model. Bij de bespreking van mechanische impedantie komen een groot aantal aspecten aan de orde die bij stochastische signaalverwerking mogelijk zijn. Mechanische impedantie is belangrijk voor de stabiliteit van het spierskeletsysteem Begrippen als intrinsieke impedantiecontrole, reflexieve feedback-controle en supraspinale feedforwardcontrole komen aan de orde. Verder zal aangegeven worden hoe een schatting van reflextijden kan worden verkregen uit modelfitting met de gemeten data, èn hoe de overdrachtsfunctie en coherentie tussen kracht en humeruskopverlenging bepaald wordt. In 6 6.2 zal een inleiding gegeven worden in de begrippen intrinsieke impedantieregeling, reflexieve feedback-regehg en suprasphale feedfornard-regeling. Vervolgens zal § 6.3 een vereenvoudigd schouder-(regel-)model tonen, en zal de parametrisering en de experimentele randvoorwaarden besproken worden. In 3 6.4 wordt de experimentele opzet behandeld. Er wordt aangegeven hoe een schatting van de intrinsieke impedantie, reflexieve feedback-versterkingsfactor wordt bepaald. Verder komt de rol van de feedforward-regeling ter sprake.

5 6.2

Mechanische impedantie

Allereerst zal het begrip impedantie uitgelegd worden (3 6.2. i), waarna vervolgens uitgelegd wordt welke mechanismen in het spierskeletsysteem een bijdrage leveren aan deze impedantie (5 6.2.2). tj 6.2.1

Het begrip impedantie

Voor een lineair massa-demper-veersysteem geldt de volgende relatie tussen kracht (f) en verplaatsing (x):

f

=

mX + b i

+

kx

De impedantie van een lineair systeem is de overdrachtsfunctie tussen positie X en kracht F39:

39

In feite is dit de compliantie (inverse van de impedantie). Maar in het algemeen noemt men dit gewoon de impedantie. Af en toe wordt het begrip ook verward met het begrip stijfheid, maar stijfheid heeft alleen betrekking op de factor ‘k’ (veerconstante), niet op de massa en demping.

57

Als de impedantie groot is, zullen externe verstoringskrachten leiden tot kleine positieuitwijkingen. Het systeem is dan minder gevoelig voor verstoringen en de stabiliteit van het systeem is groter.

5 6.2.2

Bijdrage van mechanismen in impedantie

Spieren zijn mechanisch gezien niet-lineaire visco-elastische krachtgeneratoren, waarvan de impedantie wordt bepaald door drie verschillende mechanismen, namelijk:

I.

Expliciete feedback regeling (reflexief), en

11. Intrinsieke spierimpedantie (kracht-lengte en kracht-snelheidsrelaties),

III. Feedfkmvcud sturhg

Figuur 6.la Deze schets geeft de reflexieve feedback weer; sensorische informatie uit spieren (en/of labrum) wordt naar het ruggemerg (spinal cord) gestuurd en vervolgens weer terug naar de spieren. Dit proces kan gefaciliteerd of geinhibeerd worden vanuit hogere hersendelen (SSC).

ad 1. Impedantie neemt een voorname rol in de reflexmodulatie in. De feedbackregeling vindt plaats ten gevolge van reflexieve feedback. De impedantie kan beinvloed worden door het suprapinale (boven mggemergniveau) zenuwstelsel, dat de feedback-versterkingsfactoren kan aanpassen (figuur 6. la). Zoals in hoofdstuk 2 aangehaald, zenden positie-, snelheidssensoren (spierspoeltjes) en krachtsensoren (peesorgaantjes en waarschijnlijk ook labrumsensoren) hun signalen via het ruggemerg terug naar de spieren om ze te (de-)activeren. Reflexieve feedbackregeling is redelijk traag door de transporttijd van het signaal en de verwerkingstijd in het Centraal Zenuwstelsel. Hierdoor is dit regelmechanisme alleen effectief om laagfiequente verstoringen van buitenaf op te vangen. Feldman (uit: Stein & Capaday, 1988)

gaat ervan uit dat de vorm tussen (spierlengte en krachtlevering) vaststaat. Vrijwiílige activatie kan wel de threshold (de spierverlenging waarbij een krachtsignaal als eerste gedetecteerd wordt door sensoren) veranderen. De richtingscoëfficiënt heeft de dimensie van stijfheid (A kracht / A lengte). De reflexieve spiereigenschappen laten geen negatieve stijfheid ontstaan zoals figuur 6.1b laat zien. ad 11. Zonder reflexactiviteit vertoont de spier (in contractie) een intrinsieke kracht-lengte relatie waarbij bij korte spierlengte een positieve 58

Figuur 6.ib Zowel intrinsieke als reflexieve eigenschappen vertonen de spieren van het spierskeletsysteem. Beide hebben duidelijk verschillende spierkracht-spier lengterelaties.

impedantie aanwezig is bij spierverlenging, maar bij lange spierlengte een negatieve impedantie. Met intrinsiek wordt bedoeld dat het betrekking heeft op de mechanische eigenschappen van de spier zelf. Figuur 6.1b toont ook de intrinsieke spiereigenschap. De intrinsieke ‘spier’ en de reflexieve ‘spier’ doen zich beide voor in spieren. De reflexieve spier gedraagt zich bijna als een lineaire veer. Alleen bij kleine spierkracht is de impedantie niet constant. Dit laat de figuur ook zien. De impedantie door reflexieve terugkoppeling is groter dan de impedantie die te verwezenlijken is met alleen de intrinsieke spier (richtingscoëfficiënt van de getekende functies). Intriasieke qhpedmtie in spierskeletsystemen is het gevolg van de visco-elastische spiereigenschappen die door co-actkat ie van spieren beïnvloed kan worden. Co-activatie is een soort feedforward sturingsmechanisme (figuur 6.1c) en leidt tot cocontractie (gelijktijdige contractie van agonisten en antagonisten). Co-contractie is effectief in situaties waarbij hoogfkequente verstoringen op het spierskeletsysteem worden aangebracht. Het verhoogt de stijfheid of weerstand tegen verstoringen maar is erg energie-consumptief door de permanente spieractivatie. ad 111. Feedforward sturing die uitsluitend door supraspinale hersendelen bestuurd wordt is alleen effectief wanneer de verstoringen in meer of mindere mate voorspelbaar edof meetbaar zijn.

Figuur 6.lc Schematische afieelding van humerus met een agonist en een antagonist vastgehecht. De circel stelt het rotatiecentrum van het glenohumerale gewricht voor. Supraspinale Centra (SSC) zorgen voor de feedforward regeling naar de agonist en antagonist. De gelijktijdig optredende contracties worden co-contracties genoemd.

Het verwerpen van storende signalen is noodzakelijk om een zekere taak, zoals een beweging van punt A naar B, uit te voeren. Wanneer de altijd aanwezige externe positie- of krachtverstoringen op een spierskeletsysteem niet weggewerkt worden, dan zal de beweging verkeerd uitgevoerd worden. Het spierskeletsysteem is daarom ook voorzien van een zekere stabiliteitsgraad. In het algemeen vangen de drie zojuist genoemde mechanismen de verstoringen op. In dit hoofdstuk wordt een experimentele benadering getoond om de parameters te identifkeren van een gelineariseerd impedantiemodel dat een grove parameterregeling van de menselijke schouder en de vacuümfitting weergeeft. In het model gaan we uit van het experiment waarbij aan het middendeel van de a m de krachtperturbaties aangebracht worden. In hoofdstuk vijf zagen we dat daarbij alleen labrumreflexen optraden. De spierverlengingen waren te kort om rekreflexen te veroorzaken via spierspoeltjes of peesorganen. In het model zal aan reflexieve feedback alleen dat deel dat ten gevolge van labrumsensoriek bewerkt is worden meegenomen4’. De intrinsieke impedantie, reflexieve feedback van labrumsensoren en feedforward-sturing via hogere hersencentra worden bijgevoegd. Er kan aangetoond worden dat deze drie mechanismen onderscheiden kunnen worden door stochastische krachtverstoringen op de arm

40

Ook de invloed van spierspoelen Golgi-peessensoren kan meegemodelleerd worden. Enig nadeel is dat er meer variabelen meegenomen worden in het model waardoor de te schatten parameters van meer (onbekende) factoren afhankelijk zijn. In dit geval kunnen we beter de spiersensoren weglaten aangezien hun activiteit bij krachtperturbaties aan de midden-arm vrijwel nihil bleek te zijn (hoofdstuk 5).

59

aan te brengen. Hierbij worden verschillende fiequentiebanden aangewend en moet de proefpersoon een tweetal verschillende taken uitvoeren. De ene keer moet de proefpersoon de verstoringen niet tegenwerken en zijn spieren gewoon ontspannen, tenvijl hij de andere keer de verstoringen moet proberen te minimaliseren (wat betreft positieuitwijkingen). Bij de analyse van de data wordt de compliantie ( X(f) / W(f) ) bepaald, met X ( f ) en W(f) de fouriergetransformeerden van de positieuitwijking van de humeruskop x(t) en van het gemeten krachtsignaal aan de actuatorstick w(t). Omdat het gebruikte parameter -schattingsmodel lineair is, moeten de metingen worden uitgevoerd bij kleine positie-uitwijkingen (paar centimeters ). Verder wordt aangenomen dat de stochastische processen als stationair te beschouwen zijn (constante systeemeigenschappen) en ergodisch. In de volgende païagïaaf woi.0; het geheaiseei.de iípeOwltierlûde! gepïesei&md. De intrinsieke arm-impedantie wordt gemodelleerd als een koppeling van schouder- en vacuümfittingimpedantie. Reflexieve feedback als een krachtterugkoppeling (labrum) met tijdvertraging. Feedforward regeling wordt gemodelleerd als een feedforward signaal.

5 6.3

Modelleren

0 6.3.1

Een regelmodel voor schouder en vacuumfitting

Figuur 6.2 toont een lineair grof parametrisch regelmodel van een schouder-arm-systeem. Het model wordt verdeeld in een intrinsiek modeldeel Ha dat de intrinsieke compliantie omvat en in een regelmodeldeel dat de feedforward sturing en feedback regeling representeert. In werkelijkheid worden spieren aangevuurd door een neuraal invoersignaal dat in het model opgesplitst is in een constante U, en in een varierend deel U. Intrinsieke impedantie is opgebouwd uit de massatraagheid van de arm en de visco-elasticiteit van de spieren. Spierstijfheid en -demping worden gemoduleerd door het constante signaal U,; dit resulteert in een constant co-contractieniveau. Het te regelen signaal U bestaat uit een reflexieve en feedforward component U, repectievelijk U , die via excitatie- en activatiedynamica H, omgezet wordt in spierkracht F,. De feedback-lus wordt gemodelleerd als positie- en snelheidsterugkoppelingsfactor en k, (door labrumindnikking) met een tijdvertraging T,. Het systeem wordt geëxciteerd door een externe krachtverstoring W die in een positieuitwijking X resulteert. Omdat het echte systeem niet-lineair is wordt er een restruissignaal V toegevoegd om in het kleine werkgebied de niet-lineariteiten te representeren. In figuur 6.2 zijn de EMG’s, de krachtverstoringen W en de uitwijkingen X (omcirkeld) meetbaar.

60

V

I

I

+-------

Figuur 6.2

Het gelineariseerde parametrisch regelmodel van een schouder-armCfittingìsysteem in het frequentiedomein. H,: intrinsieke armcompliantie. Hex,:dynamica van spierexcitatie. Hoc; dynamica van spieractivatie. k,: versterkingsfactor voor snelheidsterugkoppeling.k; versterkingsfactor voor positieterugkoppeling (van labrumindrukking}. T i tijdvertraging van sensorische informatie. U,: constante neurale co-activatiesignaal. U: signaal van spierregeling, varierend rond nul. De totale spierexcitatie is U,, f U. Dan is F,: spierkracht. U,: reflexievefeedback regeling. Ui feedforward regeling. X posìtieuitwijking. W..externe krachtverstoring. V: restruis, de systeem niet-lineariteiten vervangend. k,: versterkingsfactor die het EMG-signaal omzet in millivolts. De omcirkelde signalen zijn meetbaar.

De volgende uitdrukkingen kunnen voor X en U worden gevonden:

U =

(jok,+ k,) e - P T d

1

1

+

Ga UJ -

Ga = H,H,,,(jok,,

8 6.3.2

1 +

kp) e

+

Ga

-jo Td

[W

+

VI

(2)

(3)

Parametrisatie

Intrinsieke armimpedantie wordt gemodelleerd als een serie verbindingen van een veerdemper-systeem van de schouder (HJ, een veer-demper-systeem tussen fitting en arm (&)en de armmassa m,(figuur 6.3). De compliantie van de schouder en van het deel tussen a m en vacuümfitting domineren het mechanische gedrag van de arm

61

X’ Fignììi. 6.3 h’e; mode/ vafi de int-rinsiekeamìmpedantie. De schoudercompliantie (subscript s) en de compliantie van het deel tussen arm en vacuümfitting domineren het mechanische gedrag van de arm. m,: massa a m . b,yen k,: schouderviscoelasticiteit. b, en k,: vacuümzakviscoelasticiteit. De intrinsieke armcompliantie wordt als volgt uitgerekend:

Hs

=

-maw2

Hw

=

b w j o + k,

+

b,jo

+

ks

De vijf parameters van H, kunnen naar drie parameters teruggebracht worden bij aanname dat de beide visco-elastische eigenschappen van de schouder en van de armspieren niet onafhankelijk gemoduleerd worden. Deze onderlinge afhankelijkheid blijkt uit onderzoek van Winters & Stark (1985). Hierin wordt beweerd dat intrinsieke spierstijfheid en demping vrijwel lineair gerelateerd is aan spieractivatie. De vraag is of dit bij de armspieren biceps en triceps die de impedantie tussen arm en actuator voor het merendeel kunnen moduleren, of Winters & Stark’s beweringen hier ook geldig zijn. Het gaat nu namelijk om de intrinsieke spierstijfheid loodrecht op de biceps en tricepsspier omdat de krachtperturbaties over de hele lengte van de biceps en triceps (aaiankelijk van de krachtrichting) overgedragen worden door de ~acuunnfitting~~. Wegens tijdgebrek is gewoon aangenomen dat de onderlinge lineaire afhankelijkheid tussen de viscoelasticiteit van de schouderspieren en van de biceps en triceps geldig is.

41

Indien intrinsiekeimpedantie beide spieren ‘stijver’ maakt (bij co-contractie), dan zorgt dit ook voor een grotere stijfheid tussen arm en actuator (of fitting). Indien de triceps wel geactiveerd is en de biceps niet (bij laagfrequente verstoringen waarbij een reflexieve regeling meespeelt), dan geeft dit bij trekkracht (aan de mid-arm) een (visco-elastisch)slappere verbinding tussen arm en fitting dan bij positieve kracht waarbij de stijve tricepsspier juist voor een redelijk stijve verbinding zorgt tussen arm en fitting. Hierdoor wordt de compliantie tussen arm en fitting bij lage frequenties ook nog afhankelijk van de krachtrichting van de verstoring. Voor de eenvoud

is aangenomen dat de stijfheid en de demping van schouderspieren en de biceps en triceps niet onafhankelijk van elkaar gemoduleerd kunnen worden. Dit heeft tot een reductie geleidt van meer dan vijf parameters (ook krachtrichting!) van Ha naar drie. 62

Hoofdstuk 6: Parametrisatie in het fiequentiedomein

Als eenmaal de minimale en maximale stijnieids- en dempingswaarden bekend zijn, hoeven actuele stijfheid en demping alleen nog bepaald te worden door het activatieniveau. In het model geven we minimale intrinsieke impedantie de term 'passief (bovenschrift (p)), en maximale impedantie de term 'actief (bovenschrift (a)). Op deze manier kan het intrinsieke armimpedantie-model vereenvoudigd worden door de vier viscoelastische parameters (k, ,b,, k, en b,) door twee constante activatiewaarden U$) en Uiw)voor de schouder- en de armspieren. Dit heeft weer tot gevolg dat de intrinsieke armimpedantie varieert tussen minimale en maximale impedantie; U$) en U p ) varieren tussen nul en één op de volgende wijze:

Hs

=

rn'0'27Cjy

+

[by

+

u*@) ( b y - bs@')]j2'I-f+

(7)

De excitatie- en activatiedynamica van spieren H, worden als twee vaste tgdsconstanten gemodelleerd (onder andere Winters & Stark, 1985): T~= 25 ms en 7,= 10 ms, resulterend in de volgende overcirachthcties: 1

De vertragingstijd van de feedback-lus T, kan in eerste instantie een gemiddelde waarde van 50 ms aannemen (Kirsch & Kearney 1993). Beter is het om per spier een gemiddelde korte latentie reflextijd te nemen. Deze tijden verschillen aanzienlijk van elkaar zoals ook in hoofdstuk 5 gebleken is. Het is ook mogelijk om naast de te schatten parameters (Uo(w),Uo(s) , 4 en kJ een schatting te maken van de gemiddelde reflextijd ofvertragingstijd T,. Dit kan eenvoudig in het programma in Bijlage D 13 ingebracht worden.

8 4.3.3

Experimentele voorwaarden

Het beschreven impedantiemodel wordt gebruikt om intrinsieke impedantieparameters, positie feedback versterkingsfactoren en de m t e van feedforward regeling te schatten. De schattingen worden verkregen uit stochastische verstoringsexperimenten op proe@ersonen. Om de drie genoemde factoren te schatten worden krachtverstoringen (W) met verschillende frequentiebanden aan de persoon aangeboden. Verschillende aannamen kunnen voor de verschillende perturbatiesignalen worden gemaakt.

63

De volgende drie soorten verstoringskrachten worden aan de arm aangebracht: 1.

Breedbandige stochastische signalen. Aannamen42:U, = O en U, = O zodat X = HaW+V en U = O.

2.

Signalen met toenemende bandbreedte. Aannamen: U, = O zodat X = [ H a / ( l + G a ) ]W + [ l / ( l + G a ) ] V , e n U =43 [ ('jokv+kJe-JwTd/( 1 + G a )] ( W + V )

3.

Smalbandige signalen. AannameM:Ur= O zodat Ha %U,+ Haw + V enU = U,

ad 1. In het geval van breedbandige signalen (bijvoorbeeld met een bandbreedte van 0.5 tot 30

Hz)is het feedforward-mechanismea f i v e ~ i gomdat ~ ~ dit type verstoringen niet te voorspellen zijn voor de [email protected] is ook ahezig omdat er geen correlatie gemeten wordt tussen EMG en positie X. In dit geval wordt de armcompliantie ( Ha= X / W ) alleen bepaald door intrinsieke compliantie. De proeQersoon wordt tweeërlei taken opgegeven: In het ene geval moet de persoon minimale en in het andere geval maximale intrinsieke armcompliantie bewerken; dit wil zeggen dat hij in het eerste geval de positieuitwijkingen van de actuatorstick zoveel mogelijk moet zien te beperken tijdens de perturbaties op de arm en in het tweede geval moet hij helemaal niet reageren op de verstoringen. De eerste taak correspondeert met U, = 1; de tweede taak met U, =

o.

ad 2. In het geval van perturbaties met toenemende bandbreedte wordt weer aangenomen dat feedfoiward regeling afivezig is omdat ook deze verstoringen onvoorspelbaar en niet door hogere hersencentra te volgen zijn. Armcompliantie ( X/W = Ha/ (1 + Ga ) ) wordt bepaald door intrinsieke compliantie èn feedback. Omdat feedback componenten alleen effectief kunnen optreden in laagfrequente toestanden (uitgaande van spierspoeltjesen van (labrum)krachtterugkoppelinging46 ) wordt van de spierspoeltjes en de labrale sensoren niets verwacht.

64

42

Door hoge frequenties en massatraagheid van de arm is het niet mogelijk dat het labrum voldoende ingedrukt wordt, en een rol spelen kan in proprioceptie.

43

Als ook & en k,, nul zijn (bij hogere frequenties), en er geen labrale feedback is, dan geldt: X = Haw + V, en U = O.

44

Bij hoge frequenties : zie noot 42 hierboven.

45

Co-contractie valt normaliter onder een feedforward regeling. In dit geval is de definitie aangepast. Pas wanneer de feedforward regeling in staat is om een verstoring te volgen en afdoende te compenseren is er sprake van een feedforward regeling. Intrinsieke impedantie kan sterk worden beinvloed door co-contractie wat in feite ten gevolge van een feedforward regeling ontstaat. Aangezien bij breedbandige signalen de feedforward regeling de beweging niet meer kan volgen zij afgesproken om in deze situatie te zeggen: U, = O.

46

Bij het @sisch interpreteren van de invloed van labrum kracht-feedback kan ingezien worden dat bij hoge verstoringsfrequenties de humeruskop door de massatraagheid van de arm amper tijd heeft om het labrum afdoende in te drukken. De indrukdiepte zal dan klein zijn waardoor het aandeel van de labrumsensoriek in de feedback klein of zelfs nul wordt. Bij langzame frequenties heeft de humeruskop als het ware de tijd om het labrum in te drukken en een feedback signaal te Iaten ontstaan.

Hoofdstuk 6: Parametrisatie in het fiequentiedomein

In ons model waarbij ervan uitgegaan wordt (en ook met de data in hoofdstuk 5 aangetoond is) dat bij perturbaties aan het percussiepunt / mid-armdeel geen rekreflexen optreden, wordt alleen bij lage ftequenties labrum-krachtterugkoppeling verwacht. ad 3. In het geval van perturbaties met kleine bandbreedten wordt aangenomen dat feedforward regeling aanwezig is in de stijve gevallen. Dit komt door het door de proefpersoon te voorspellen gedrag van de perturbaties. Bij het afwezig zijn van feedback wordt EMGK = w a b e p a a l d door intrinsieke compliantie en activatiedynamka. U, kan dan beschouwd worden ais een gefikerde a e t h g v m W :=> Uf = -HEHPArmcompliantie wordt dan gereduceerd met een factor HmHf:=> X/W = Ha (i - HmHf).

§ 6.4

Experimentele opzet en methode

4 j 6.4.1

Metingen

De stochastische verstoringsexperimenten worden op dezeEde wijze uitgevoerd als de experimentopzet zoals deze in hoofdstuk 4 aan de orde is gekomen. Het enige verschil is de vorm van de verstoringen en het krachtniveau (afwisselend met maximale krachten van 115 ) en 1301 N). Bij perturbaties aan het midden-armdeel moet de uiteindelijke positieuitw@chg X van de humeruskop op een andere manier dan met behulp van twee versnellingsmeters bepaald worden (waaruit de hoekverdraaiing van de humerus bepaald kan worden)47. De perturbatiekkrachten W resulteren in positieuitwijkingen X loodrecht op de humerus. Hierdoor zal het schoudergewricht de armcompliantie merendeels voor zijn rekening nemen. Door stijfheidsverschillen in de de spieren in de bovenarm tijdens de experimenten kan dit deel van de arm ook een aanzienlijke bijdrage leveren aan de compliantie. Het programma in Bijlage D13 kan dit aandeel ook bepalen. Enkele noemenswaardige grootheden worden alsvolgt met elkaar gerelateerd:

M, -law

47

:= schoudermoment met i, := lengte mid-arm tot aan schouder := hoekverdraaiing humerus

cps

=x4

0 s

met X =H,W met H, := gelineariseerde armcompliantie, levert =(LMs)43*

De versnellingsmeters die in de experimenten gebruikt zijn, zijn niet afdoende gebleken om over een lange tijdsduur (> 200 ms) de hoekverdraaiingen of posities v a de am te bepalen. De voorachterwaartse verplaatsing X van de humeruskop moet op een andere wijze bepaald worden. Wellicht zijn nauwkeurigere meters nodig. Het gevaar blijft bestaan dat bij het dubbel integreren van de versnellingen over een tijdspanne van enkele tientallen seconden ook bij zeer nauwkeurige versnellingsmeters aanzienlijke fouten ontstaan en de hoekverdraaiingen van de humerus foutief weergeven worden evenals de translatie van de humeruskop.

65

Aan de proefiiersonen worden hun positieaf%jkingen van de arm op een beeldscherm getoond (ten opzichte van de ruststand4*).Via de actuatorstick worden stochastische krachtperturbaties met verschillende fiequentiebanden aan de midden-arm (beter: percussiepunt) aangebracht:

* De brede bandperturbaties van 0.5 tot 30 Hz

* De toenemende bandbreedte perturbaties van 0.5 toenemend tot 7 Hz * Smalle bandperturbaties met bandbreedte van 0.3 Hz;de gemiddelde fequenties varieerden van 0.5 tot 7 Hz.

0 6.4.2

Fourier analyse

De gemeten posities, Israshten en EMG’s worden via discrete fourier transformatie overgezet naar het ftequentiedomein.De EMG-signalen worden voor Fouriertransformatie weer positief gemaakt (‘rectified’). Nu zij aanwezig X(f), W(f) en EMG(f). De volgende kruisspectrale dichtheden worden bepaald om de overdrachtsfunctieste kunnen bepalen: Sxx(f)=Af.IX(f)I2, Sw(f)=Af.IW(f)I2,S,(f)=Af.lEMG(f)12, S,,(f)=AfW(-f).X(f), S,,(f)=AEX(-f).EMG(f)

Dit levert de volgende schattingen voor de overdrachtsfuncties(de dakjes gebruikt worden bij geschatte grootheden zijn overal weggelaten):

die algemeen

H,, (f) is een spectrale schatting van de compliantie van de arm (HJ ,Ke(f) wordt gebruikt om de bijdrage van de regelaar te schatten. r, (f) en I’, (f) zijn geschatte coherenties tussen W en X, repectievelijk X en EMG. In de praktijk worden de ruwe spectrale schattingen gemiddeld over 8 ftequentiebandjes(Af = 8*Af).Als over 100 seconden gesampled wordt en we Af =0.01 Hz nemen, is dit een uitstekende uitgangssituatieom de verstoringen met kleine perturbatiebandjes(0.3 Hz) na te trekken. De schattingen voor brede bandperturbatiesignalen kunnen gemakkelijk over 16 of 32 bandjes gemiddeld worden ( A f = 0.32 Hz) omdat er meer datapunten in het fiequentiedomein aanwezig zijn.

48

66

ruststand :=

armabductie van 90°, endorotatie arm van 30’ en extra endorotatie voorarm van 90’ (zie evt. figuur 4.2)

0 6.4.3

Schatting van intrinsieke impedantie

Zoals uitgelegd in 0 6.3 wordt intrinsieke armcompliantie bepaald door brede band krachtperturbaties. De vijf parameters q,b,, 4, b, en k,worden geoptimaliseerd door het fitten van vergelijking 4 tot met vergelijking 11 voor de twee taken “slap” en “stijf’ (cocontractie). Het te gebruiken optimalisatiecriterium luidt: L = & I Ha (fk) - H, (fk) 12.

0 6.4.4

Schatting van feedback versterkingsfactoren

Zo werd ook aangegeven dat compliantie (H,) bepaald wordt door zowel intrinsieke impedantie (HA en feedback (Gd, wanneer krachtperturbatiesignalen met toenernnde bandbreedte aangebracht worden. De relatieve bijdszge vm intrinsieke hpedmtie er, feedback wordt geschat als een fùnctie van de hoogste frequentie fhdie aanwezig is in het perturbatiesignaal. Daarom wordt Ha (f) / (1 + Ga (I)) gefit op H\, in het stijve geval door het optimaliseren van de intrinsieke parameters Up) en U,(,). Voor dit doel moeten minimale en maximale intrinsieke impedantieparameters bekend zijn, die reeds geschat zijn bij de brede band verstoringen. Het opthfisatiecriterium luidt : L = EkI Ha (fk)/ (i + Ga (fk)) - H, (fk)I*.

0 6.4.5

De rol van feedfornard regeling

In het geval van nauwe band krachtperturbaties kan, zoals we eerder beschouwd hebben, een toename vac ami-impedantie toegeschreven worden aan feedforward regeling. In het geval dat er geen feedback wordt verondersteld, wordt EMG / X = E;- / Ha (f)H, (I)bepaald door intrinsieke complimtie en activatie-dynamica. Om deze hypothese te testen wordt H,, (f) voor de ‘%tijve”situatie vergeleken met k, / Ha (OH, (I)voor de twee taakcondities “slap” en stijf”.

67

68

oofdstuk 7: conclusies Het belangrijkste doel in dit onderzoek was om aan te tonen of er een relatie bestaat tussen de mechano-sensoriek in het labrum glenoïdale en de spieractiviteit (met name de actieve spierbewerkte stabilisatie van het schoudergewricht). Alhoewel uit histologisch onderzoek onduidelijk is of het labrum glenoïdale mecho-sensoren bevat, blijken de gegevens uit dit experimentele onderzoek, dat aan proefpersonen verricht werd, juist wel sterke aanwijzingens0 te geven om het labrum glenoïdale een belangrijke functie toe te kennen in de actieve st2b3satie van bet glenoh~íerdegewricht: 2-

Bij elleboogperturbaties van 20 N (in anterieure en posterieure richtingen) bleken de spierverlengingen van de zich rekkende spieren groter te zijn dan bij midarmperturbaties van 40 N.Toch werden bij de mid-armperturbaties grotere en eerder optredende reflexen gevonden. Het enig besproken mechanisme dat voor dit gedrag in aanmerking lijkt te komen is de krachtfeedback via labrumsensoren die labrumreflexen in plaats van rekreflexen bewerkt.

Een nadeel van de gebruikte meetopstelling is dat de proefpersonen niet hun schouderbladen gefixeerd hadden. Hierdoor traden ongewenste rekreflexen op. Dit deed echter geen afbreuk aan de zojuist geponeerde propriosensorische rol die het labrum glenoïdale lijkt in te nemen.

Bij de besproken proefpersonen bleek de reproduceerbaarheid van de armbewegingen, gemeten krachten en spieractiviteiten vrij groot te zijn. Tussen de proefpersonen onderling waren er wel nogal wat verschillen. Voor een groot deel is dit te verklaren uit de verschillende taken die de proefpersonen uitgevoerd hadden tijdens de experimenten. De betrouwbaarheid van de meetresultaten van elke proeQersoon is hoog. De meetapparatuur mat voldoende nauwkeurig. Enige fouten zouden in de dataverwerking kunnen ontstaan zijn. Maar door herhaalde controle van de meetresultaten wordt deze kans klein geacht.

Aanbevelingen Omdat het toch erg verwonderlijk blijft dat uit histologisch onderzoek gebleken is dat er geen sensoren in het labrum glenoïdale gevonden zijn die een rol kunnen spelen in de proprioceptie, is het erg raadzaam om specifiek histologisch onderzoek te verrichten naar het vóórkomen van alleen deze sensoren in het labrum. De rol van het labrum glenoïdale kan namelijk van zodanig cruciaal belang zijn voor de stabilisatie van het schoudergewricht, dat het weghalen van het labrum bij schouderoperatiesjuist kan gaan leiden tot verminderde coördinatie van de schouderspieren. De in hoofdstuk 3 besproken methode om met behulp van gefocuste laagenergetische geluidsgolven het labrum te stimuleren, behoort naar het inzicht van de schrijver tot een andere wijze om de rol van labrwiensoriek ir? experimenteel onderzoek aan te tonen.

50

Een eenduidend bewijs kan niet geleverd worden; te weinig proefpersonen zijn gemeten om hier een uitspraak over te doen.

69

70

T

Literatuurlijst

* Bekkum, S. Van (1996). De mogelijke rol van het labrum glenoïdale, een bijdrage aan de proefopstelling (stageverslag). Den Haag: Haagse Hogeschool, Faculteit Bewegingstechnologie, Sectie G/G&M.

* Be;l.,arGs, L4.,Bouman, L.N. (1990).Fysiologie vun de mens. 5e herziene druk. Houten: Bohn Statleu, Van Loghum.

* Chaussy, C., Eisenberger, F., Jocham, D., Wilbert, D. (1995). Die Stosswelle, Forschung und Klinik.. Rottenburg: Rottenburger Druckerei * Diederen, 43.63.

(î996). Methodologie voor het Ident$ceren van de neurale Bewegingssturing van de menselijk Schouder en arm (fiteratuurverslag). Delft: Faculteit der Werkiuigbouwkunde en Maritieme Techniek, Vakgroep Meet- en Regeltechniek, Sectie Mens-Machine Systemen.

* Gohike, F., Essigkrug, B., Schmitz, F. (1994). ‘The pattern of the collagen fiker bundles of the d Surgery, Vol 3, pp. 111-128. glenohumeraljoint’. Journal of Shoulder ~ n Elbow * Gordon, J., Ghez, C. (1991). ‘Muscle Receptors and Spinal Reflexes: The Stretch Reflex’. In: Kandel, E.R. et al (eds.), Principles of Neural Science (third ed.). Columbia Universiteit, pp. 565587.

* Hashimoto, T., Hamada, T., Sasaguri, Y., Sumki, K. (1994). ‘Immunohistochemical Approach for the Investigation ofNeme Distribution in the Shoulder Joint Capsule’. Clinical Orthopaedics, Vol. 305, pp. 273- 282. * Heim, F.C.T, van der (1991). The shoulder mechanism, a @namic approach (proehchrift)., Delft: Technische Universiteit Delft.

* Wouk, J.C. (1978). ‘Participation of reflex mechanism and reaction-time processes in the compensatory adjustments to mechanical disturbances’. In: Desmedt, J.E. (ed), Cerebral motor control in man: long loop mechanisms. Karger, Basel pp 193-215. * Kahle, W., Leonhardt, H., Platzer, W. (1989). Sesam, Atlas van de Anutomie; deel 1: het bewegingsapparaat. Bosch & Keuning NV, Baarn.

* Kane, B.J., Storment C.W., Crowder, S.W., Tanelian, D.L., Kovacs, G.T.A. (1995). ‘ForceSensing Microprobe for Precise Stirnulation of Mechanosensitive Tissues’. IEEE Transaction on biomedical engineering, Vol 42, no. 8, pp. 745-750.

* Meme!, L. ($986). Rupture of the Rotator CUEthe coronal transacromical approach., Weert: Royal Smeets Oftset.

* Kim, Y.T., Azuma, H. (1995). ‘The Nerve Endings of the Acetabular Labrum’. Clinical Orthopaedics and related Research, No. 320, pp. 176-18 1. 71

* Kirsch, R.F., Kearney, R.E., MacNeil, J.B. (1993). ‘Identificationof time-varying dynamics of the human triceps surae stretch reflex’. Experimental Brain Research, Vol 97, pp. 115-127.

* Lippitt, S.B., Matsen, F.E.

(1993). ‘Mechanisms of Glenohumeral Joint Stability’. Journal of Clinical Orthopaedicsand Related Research, no. 291, pp. 20-28.

* Lippitt, S.B., Vanderhooft, J.E., Harris, S.L., Sidles, J.A., Harryman, D.T., Matsen, F.E. (1993). ‘Glenohumeralstability Tom concavity-compression: A quantitative analysis’. Journal of Shoulder and Elbow Surgery, Vol 2, no. 1, part I, pp. 27-35. * Mattaar, T.A. (1993). Reflexonderzoek aan de schouder, de ontwikkeling van een meetopstelling(afstudeerverslag)., Delft: Technische Universiteit Delft, Faculteit der Werktuigbouwkundeen Maritieme Techniek, Vakgroep Meet- en Regeltechniek, Sectie MensMachine Systemen, A-623.

* Rozendaral, L.A. (1997). Stability of

the shoulder, intrinsic muscle properties and reflexive control (proefschrift)., Delft: Technische Universiteit Delft.

* Smeets, J.B.J. (1991). Co-ordination in reflex control of arm movements (proefschrift). Utrecht: RiJksuniversiteitUtrecht.

* Soslowsky, L.J., Flatow, E.L., Bigliani, L.U., Mow, V.C. (1992). ‘Articular Geometryofthe GlenohumeralJoint’. Journal of Clinical Orthopaedicsand Related Research, no. 285, pp. 181190.

* Staubesand, J. (1989). Sobotta, Atlas of

Human Anatomy. 1lth English Edition. Munich Urban

& Schwarzenberg,Vol 1+2.

* Stein, R.B., Capaday, C. (1988).’The modulation of human reflexes during functional motor tasks’. Trends in Neurosciences, Vol. 11, pp. 328-332.

* Stein, R.B., Kearney, R.E. (1995). ‘Nonlinear Behavior of Muscle Reflexes at the Human Ankle Joint’. Journal of Neurophysiology, Vol. 73, no. 1, pp. 65-72.

* Vangsness (1995). ’Neural Anatomy of the Glenohumeral Ligaments, Labrum, and Subacromial Bursa’. The Journal of Arthroscopic and Related Surgery, Vol. 11, no. 2, pp. 180-184.

* Winters J.M., Stark L (1985). ‘Analysis of fundamental human movement patterns through the use of in-depth antagonistic muscle models’. IEEE Transactions on Biomedical Engineering, BME-32, pp. 826-839.

72

awoord Na heel wat uurtjes onderzoeken, schrijven, luisteren, verbeteren, experimenteren, falen, vallen en weer opstaan, slagen, lachen, huilen, genieten en stressen, enzovoort, enzovoort is het me dan toch gelukt. Ik voel me hierbij heel vereerd om een groot aantal mensen te bedanken die me in de afgelopen anderhalfjaar (tjonge wat duurde die literatuurscriptie toch verschrikkelijk lang, en waarom moest die krachtmeter nu kapot gaan) tot bijzondere steun zijn geweest. Allereerst mijn twee afstudeerprofs, meneer Janssen en meneer Stassen, die zo aardig waren mij onder andere de mogelijkheid en de vrijheid te geven om in Delf? af te studeren. Leonard Rozendital, begeleider die naast zijn promoveren zo’n eigenwijze als mij moest begeleiden, en die me geweldig geholpen heeft met onder andere de verwerkkìgsprogrmm&uur (wat is die snel zeg, die jongen). Frans van der Helm, mijn tweede begeleider die me toch geleerd heeft om dieper te graven in de stof, en die gezonde kritiek gaf (ai...) op mijn werk waar het nodig bleek, maar ook prees waar het goed ging (bedankt). A r t s Karel Meskers en ‘technisch medewerker Hans Fraterman wil ik danken voor hun inzet bij de experimenten. Verder de aio’s Jurriaq Guido en Sybert die me ook geholpen hebben waar het nodig was, en waarrnee het leuk praten was. Meneer Jansen (één ‘s’, uit Delft) die me altijd vriendelijk toestond de computemimte te gebruiken. Leo Beckers, die wel nooit tijd had, maar me toch veel heeft geholpen met de antieke actuator, en die graag een praatje maakte (ik krijg trouwens nog een boekje van hem). John Ducker, het zingend opperhoofd van het magazijn / werkplaats, dank ik voor zijn nauwkeurigheid in het uitvoeren van de oh zo nodige breekpennen en dubbele kogelkoppeling. Maria, de rustige vrolijke secretaresse, meneer Van Lunteren, die me nog instrueerde in de stochastische data-verwerking. Piet Ruinard die me gratis liet copieren (ook al was ik geen aio). Mjn proefpersonen Matt& (2x), Wille% Zacharias, Roland, Martijn en Christian dank ik voor hun dappere inzet en hun lange geduld. Verder Camilla die als coassistant van meneer Jansen (één ‘s’ alweer, uit Delft) prettig in de omgang was. Joanne, die ook op mijn bruiloft is geweest (heel leuk). Ook Jan, die vaak ‘S avonds laat ook nog op de TU te bespeuren was en die lekkere koffie zette....Ik heb nog wat ruimte...Mijn geweldige vrouw natuurlijk, Marieke, die me door alles heen een enorme steun was en is en natuurlijk zal blijven (dank je schat). Mijn schoonfamilie die veel goede raad gaf...en nog bedankt ma voor het corrigeren, en pa voor het printen. Mjn Pa en Ma in Limburg ook, mijn zussen Nien (Jeanine) en Päösj (Pascale), en natuurlijk mijn Heiland.

73

ijlagen Bijlage A: Het complexe vezelverloop in het glenohumerale kapsel Gohlke et al (1994) toonde aan dat het vezelverloop in het kapsel van het schoudergewricht veel complexer is dan werd gedacht. Er zijn radiaal, circulair en gekruist verlopende vezels gevonden. De afinderlijk werking van een vezel is door de verwevenheid niet voor te stellen. Maar als het kapsel en de verdikkingen van de Iigamerzterz d s één geheel gezieen wordt dat bij beweging vczn de arm de humeruskop tegen de cavitas glenoïdalis (kom van de scapula) drukt, wordt duidelijk dat ondanks het ruime karakter van het kapsel dit toch mee kan dragen in de passieve maar ook actieve stabilisatie (zie $2.3.2). In deze bijlage wordt duidelijk gemaakt hoe het vezelverloop van verschillende lagen in de ligamenten en het kapsel van het glenohurnerale gewricht eruit ziet. Bij het bezien van de bouw van de collagene vezelbundels is een patroon ontdekt dat er veel complexer uitziet dan voorheen aangenomen werd. Een duidelijke definitie voor de orientatie van afzonderlijke MGHL ligamenten is amper te geven. Er is gewoonlijk een meerlagige structuur van collageenbundels die elkander kruisen welke juist in seriele gebieden zones van nauwe IGHL verwevenheid vertonen. Ligamenten hebben weliswaar geen strikte maar toch grote paralelle orientatie Van VeZehndeIs. Figuur Al Figuur A l Verschillende orientaties van collagene vezelbundels geeft dit Voor mllagene in ligamenteuze versterkingen van het kapsel (anterior). V~zehndelsin ligamenteuze MGHL: =Middel GlenoHumeraal Ligament; IGHL: = Inferieur versterkingen Van het kapsel GlenoHumeraal Ligament. In de rechterafbeelding is duidelijk de (anterior) weer. De glenoidkom te zien en de pees van de m.triceps. overheersende richting van de vezelbundels binnen het ligament kan per laag verschillen of kan zelfs binnen een laag sterk gevarieerd zijn. Uit alle onderzochte kadavers is er altijd sprake van dit basispatroon. In figuur A2 is de orientatie van collagene vezelbundels in het kapsel vanuit een ander aanzicht duidelijk gemaakt. Gohlke verondersteld dat door deze orientaties het kapsel een grotere rol toebedeeld is in de stabiliteit van het schouderge-wicht.Het patroon viin cullageeiìvezels kan ddus hem makkelijk verklaard worden: Het min of meer cylindrische kapsel bestaat vooral uit radiaal lopende vezels die onderling verbonden zijn met circulair lopende vezels. Roterende krachten veroorzaken spanning in de radiale vezels, welke voor compressie van de gewrichtsoppervlakken zorgt, maar ook voor het centreren van de humeruskop in het glenoïd. Dit laatste treedt op ten gevolge van de cylindrische inhoudsafname. In werkelijkheid wordt

I

een puur radiaal verloop van de vezels (van bot tot bot) zelden tot nooit waargenomen. Meestal is er een patroon van ‘cross-linking’,of in ieder geval een diagonaal of gebogen verloop (figuur A3).

Figuur A2

Orientatie vafi collagene vezelbundels in hei kapsel van het gleno-humerale gewricht, gezien vanuit hei anterieure-superieure aanzichi van het gewricht. ISP: = Inj?aSPinatus; SSP: = Supraspinatus; SSC: = Subscapularis en h’H: = h’umei.uskop.

ISP

posterior labrum

Figuur A3 ModiJicatievan het eenvoudige patroon van collagene vezelbundels (bestaande uit radiale en circulaire elementen) naar boss-linking ’ in het qlenohumerale gewricht.

circular and radial fiber bundles

cross linking

Het patroon van ‘cross-linking’ geeft een structurele reactie op schuifspanningen weer. Het feit dat vele vezelbundels niet radiaal maar circulair van vorm zijn is van belang voor het omvattende volume van het kapsel. Als het kapsel aan het gewrichtsoppervlakwordt gerekt dan is er een grotere spanning in de bovenste lagen. De spanning wordt allereerst door de circulaire vezels geabsorbeerd. De spiraalvormige ‘cross-linked7ligamenten zetten een mechanisme in werking dat bekend is als de “Chinese vingerval”. Een van het glenoïd afbewegende humeruskop leidt tot een toegenomen longitudinale rek van het kapsel van het glenohumerale gewricht ,en dus tot een circulaire vernauwing van de cilinder (kapsel), dat een bijdrage kan leveren aan het effect van de negatieve intra-articulaire druk. De capsulaire cylinder moet zorgvuldiger gezien worden ais een functionele eenheid, in het bijzonder bij problemen die de stabiliteit van het gewricht aangaan (Gohlke et al, 1994).

I1

Bijlage B: Aanhechtingsplaatsen van gemeten schouderspieren (bij 5 2.2, 8 2.3.2 en 5 4.4) Hieronder is voor iedere spier die in dit rapport voorkomt, schematisch aangegeven waar zij aan de botdelen aanhecht en hoe het globale verloop tussen de aanhechtingsplaatsenis. Op de vierde pagina van bijlage B is in detailistischer beeld hetzelfde weergegeven voor alle besproken spieren. Alleen de aanhechting van de m. trapezius en de aanhechting van de m. serratus zijn hier niet weergegeven. Op de laatste pagina van Bijlage B is duidelijk de grootte en ligging van de m. deltoideus kenbaar gemaakt.

m. biceps brachii

m. triceps brachii

m.pectoralis major

m. latissimi?s dorsi

III

Schematische weergave van aanhechtingsplaatsen van spieren plus globaal verloop tussen de aanhechtingsplaatsen.

m. serratus anterior

m.deltoidues anterior

IV

m. trapezius

Schematische weergave van aanhechtingsplaatsenvan spieren plus globaal verloop tussen de aanhechtingsplaatsen.

1. m. subscapularis 2. m. teres major

1. m. supraspinatus 2. m. infraspinatus

V

Figuur B11 Overzicht van aanhechtingsplaatsen voor spieren die in het onderzoek op hun EMGactiviteit onderzocht zijn. Op deze afieelding is een vooraanzicht (anterior) van de rechter humerus, scapula en clavicula (sleutelbeen) weergegeven. Ook nog een proximaal einde van de ulna en de radius zijn zichtbaar. De iziïiiîeiz van de aanhechtende spieren zijn in de figuur aangegeven (Sobotta, 1989).

, M. trapezius

M tracezius M pecroralis major. Pars clavicularis

-, ,M

M supraspinatus -’

infraspinatus

.-

M triceps brachii

FiguurB12 Op deze afbeelding is de achterzijde (posterior) van flguur BI I weergegeven. Ook hier zijn dui-delijk de aanhechtingsplaatsen op de botdelen van humerus, scapula en clavicula te zien (Sobotta, 1989).

VI

M latissimus dorsi I (Origo scapularis. Variatio)

I

M triceps brachii. Caput rned

M triceps brachii. Caput lat

-y

-

M triceps brachii, Caput lat

Figuur B13 De m. deltoideus is een enorm grote schouderspier. Door zijn grote momentarm ten opzichte van het draaipunt in het glenohumerale gewricht en zijn grote doorsnede draagt deze spier een groot aandeel bij aan het stabiliseren van het schoudergewricht (Sobotta, 1989).

tere!s major M. deltoideus

__--

:eps brachii. Caput lo

iim

Ivl triceps brachii, Caput la

M. biceos

brachii

M triceps brachii, Capu

VI1

Bijlage C: Factoren die de reflextijd bepalen en beïnvloeden (bij 0 2.4) Reflexti-id: Dit is de tijd die verloopt tussen het begin van de prikkeling van de sensor en het begin van de reflectorische activiteit van de effector. Deze tijd wordt bepaald door de structurele eigenschappen van de reflexbaan en door functionele factoren. De ‘reflexbaan’ is het traject die een sensorpotentiaalaflegt tot hij (indien er een actiepotentiaalontstaat) aangekomen is bij het effectororgaan, de spier.

De simcturele eigenschappen die de lengte van de reflextijd bepalen: a) de lengte van de reflexbaan; hoe langer de reflexbaan des te groter is de reflextijd. b) de dikte of al dan niet merghoudendheid (myelineschede) rond de axonen; gemyeliniseerde axonen hebben een veel grotere geleidingssnelheid van het electrische signaal, de reflextijd is bij deze laatste soort axonen veel korter bij voor de rest gelijkblijvendeeigenschappen. c) het aantal neuronen waaruit de reflexkring achtereenvolgens bestaat; elke synaps heeA een synaptische vertraging; veel synapsen in serieschakelingtussen de affector en effector zorgen voor een grotere reflextijd. d) de neuronenstructuur van het reflexcentnun; hieruit kan facilitatie van tijd of plaats voortvloeien (op volgende pagina wordt het begrip ‘facilitatie’ uitgelegd). Defunctionelefactoren die bepalend zijn voor de reflextijd: a) de prikkeldrempels van de sensoren; bij een lage prikkeldrempel geeft de sensor bij lichte aanraking of verstoring (naar gelang de functie van de sensor) reeds een actiepotentiaal. De sensoren bij houdingsspieren hebben een veel lagere prikkeldrempel dan de sensoren bij bewegingsspieren die veel kracht moeten leveren. b) de latentie van sensoren (tijd tussen prikkeling en ontstaan van voldoende grote sensorpotentiaal); c) de fiequentie van afferente impulsen; er is bij de synaps een bepaalde frequentie nodig van het afferente signaal om de signaaloverdrachtmogelijk te maken. d) de mogelijke facilitatie of inhibitie vanuit andere delen van het Centraal Zenuwstelsel; het is mogelijk dat bij de signaaloverdrachtnaar het efferente neuron meerdere afferenten op die ene efferent synapteren. Het signaal van een enkele afferent kan te weinig zijn om impulsoverdracht te verwezenlijken. Indien nu meerdere afferenten tegelijkertijd hun signaal aan de zenuwcel, die naar het effectororgaanleidt, aanbieden dan is de kans dat er impulsoverdracht optreedt, groter. De signalen moeten dan wel faciliterend werken. e) de impuls-overdrachtstijd aan motorische eindplaatjes in verband met synapsoverdracht;hier spreken we over de tijd die ‘verloren’ gaat bij de overdracht van het effectorsignaalvia een synaps naar het motorische eindplaatje aan de spier. de latentie van de spiercontractie; dit is de vertraging die optreedt in de spier zelf r) voordat de daadwerkelijke contractie optreedt. Dit heeft te maken met chemische processen in de spier die een weinig tijd nodig hebben, ongeveer 2 milliseconden

VI11

Facilitatie van Plaats en Tijd (vervolg bijlage C) Een structurele eigenschap die de lengte van de reflextijd bepaalt, is de neuronenstructuur van het reflexcentrum; hieruit kan facilitatie van tijd erdof plaats ontstaan (figuur C). De begrippen facilitatie van plaats en facilitatie van tijd worden hier uitgelegd:

facilitatie van plaats: De achterwortels van de spinale zenuwen in het ruggemerg bevatten de klasse Ia-afferente zenuwvezels. Het zijn de dikste vezels aldaar met de laagste prikkeldrempel, zodat ze bij prikkelhg met toenemende prikkelsterkte als eerste worden geactiveerd. Bij zwakke prikkeling van de achterwortel, waardoor slechts in enkele Ia-vezels een impuls wordt opgewekt, leidt dit niet tot een excitatie met een voortgeleidendeactiepotentiaal in de motorische vezel. Door de zwakke prikkeling zorgen maar een paar Ia-afferenten ervoor dat er aan die paar synapsknopjes, die in verbinding staan met het motoneuron, de transmitterstof wordt afgescheiden en er dus maar een geringe depolarisatie van de postsynaptische membraan optreedt. Bij sterkere prikkeling leveren ook meer synapsknopjes meer transmitterstof waardoor de kans stijgt dat de prikkeldrempel van het neuron kan worden overschreden. Dit verschijnsel noemt men facilitatie van plaats.

facilitatie van tijd: Een andere mogelijkheid bestaat hieruit de achiemortel met een bepaalde sterkte te prikkelen en daarna de frequentie van de impulsen op te voeren. Dit zorgt ervoor (zonder dat er dus meerdere Iaafferenten een impuls 'afgeven') dat ook de kans groter wordt dat de prikkeldrempel wordt overschreden. De snel opeenvolgende impulsen zorgen als het ware voor een sommatie van de prikkelsterkte en de potentiaal. Dit wordt facilitatie van tijd genoemd.

Figuur C

Facilitatie van tijd en plaats (naar: Bernards & Bouman, 1990) Facilitatie van een alfa-motoneuron door prikkeling van achtemortelvezels van hetzelfde ruggemergsegment. De pijlen onder de grafiek geven het moment en de sterkte van de prikkeling weer. facilitatie van plaats bij toenemende prikke1sterkte;bijc leidt dit tot excitatie a. b en c.: van het neuron; d.: facilitatie van tijd, verhoogde prikkelbaarheid door een reeks,faciliterende prikkels. e.:

IX

Bijlage D: Uitleg Programmatuur voor de verwerking van EMGdata (bij 6 4.6 enH6) In deze Bijlage worden alle gebruikte Matlabprogramma’s uitgelegd die gebruikt zijn bij de data-verwerking van de opgenomen 12 EMG’s , de twee versnellingen die aan de vacuumfitting zaten, de gemeten kracht aan de actuatorstick en de verplaatsing van deze stick.In chronologische volgorde wordt het schema van figuur D1 behandeld (achter elk programma staat tussen vierkante haken aangegeven in welke bijlage J het desbetreffende programma terug te vinden is (Bijlage J1 is een data-invoer programma en heeft n i k s met de verwerking te maken)). Na bijlage 512 komen een viertal programma’s die bij de dataverwerking in het fiequentiedomein (van hoofdstuk 6) te gebruiken zdn:

D2:GM60.M [J2] zet de 2-byte data van 16 kanalen die via Globallab opgeslagen is om in Matlabformaat (%byte). Via D4:getchan.m [J3] wordt van de grote bulkfile de data gesorteerd naar kanaalnummer. Binnen GM60.M wordt vervolgens een indeling gemaakt per gemeten krachtniveau, en wordt met een algoritme de starttijd bepaald van de aanbrenging van de perturbaties. Van elke perturbatie wordt van alle 16 kanalen 50 ms vóór tot 50 ms ná de verstoring geselecteerd (totaal 300 ms per perturbatie). De data van de 12 EMG-kanalen worden nog omgezet in millivolts [mV]. De data van de 4 overige kanalen wordt omgezet in respectievelijk v],[m] en twee maal [m/s2]. Onder een nieuwe naam wordt deze geselecteerde data opgeslagen. ID4:PHXGOS.M [J4] neemt alleen de gegevens van kanaal 15 en 16. Uit deze GM60.M+ NNC.M versnellingen is een benadering van de getchan.m gemiddelde hoekverdraaiing (f spreiding) van de humerus per krachtniveau in het PHlX6OS.M Ql?RO.M+ horizontale vlak bepaald en grafisch filthigh-m gepresenteerd (zie figuren in Bijlage E 1) en X6ílS.M musname.m opgeslagen. De dubbele integratie van beide ñltsmoo@) .m versnellingsmeters kan ertoe bijdragen dat FRC6OS.M fdtrnm de bepaalde hoekverdraaiing onnauwkeurig alltops.m is. Bij controle is gebleken dat het dubbel integreren over de eerste 200 ms na aanvang Figuur D1 Schema van gebruikte van de krachtverstoring, geen Matlabprogramma’s voor Data-verwerking. In noemenswaardige problemen heeft deze paragraaf worden ze een voor een kort opgeleverd. Pas na 200 ms ontstaan er grote besproken. fouten. Dit is in figuur D2 herkenbaar. Toch is dit geen enkel probleem gebleken omdat voor dit onderzoek alleen gekeken is naar de data binnen de eerste 150 tot 200 ms.

I

D5:X60S.M [J5] presenteert informatie over de gemiddelde voor- en achterwaartse verplaatsing van de humeruskop (zie Bijlage E2). D6:FRCGOS.M [J6] presenteert informatie over de gemeten krachten per krachtniveau (zie Bijlage E3).

X

Figuur D2 De gemiddelde

-30

-350

A0

8&

tijd [rns]

,ioo,ioo

translatie van de midden-arm bij krachtverstoring van 40 N in beide richtingen is bepaald met directe positiemeting (de twee krommen die om de x-as kronkelen) en met dubbel integreren van de gemeten versnelling van de meter bij de midarm van elke afionderlijke hit (uit 12). Tot 150 a 200 ms is de bepaling uit de versnellingsmeter redelijk betrouwbaar; daarna wijkt I c $ ~ mmg hei s ~ ~ ~ GteG zeer serieus te nemen. In het labrumonderzoek zijn we alleen geinteresseerd in het tijdsbereik tot 200 ms na aanvang van de krachtperturbatie. Dus is het gebruik van de dubbele integratie bij de bepaling van de humerushoekverdraaiing gevalideerd voor deze tijdspanne.

D7:MVC.M [J7] bepaalt uit de EMG-maximaalmetingen per kanaal een 100% Maximale V r i j a g e Contractieniveau'. Dezegegevens blijken nodig voor de verdere dataverwerking in QPR0.M. D8:QPR0.M [JS] bepaalt de reflextijden en detecteert een cluster reflexen en presenteert dit grafisch (Bijlage E4) met vermelding (per spier, per krachtniveau) van het gemiddelde percentage MVC per cluster, het aantal gedetecteerde reflexen in elke cluster (met clusterbanden van 25 111s breed). De reflextijden zijn die tijden waar een snelle en redelijk grote EMG-activiteitsverandering optreedt2.Deze veranderingen worden als volgt en met behulp van de volgende Matlabfuncties gekwantificeerd:

'

MVC := Maximale Vrijwillige Contractie; bij maximale aanspanning van de spieren is de lOO%-MVC als de gemiddelde EMG-waarde gekozen over een vaste periode waarbinnen het maximale absolute EMG-signaal (na filtering) gedetecteerd werd. Deze periode is genomen van 0,25 s vóór tot 0,25 c nti het maximale absolute EMG-signaal Deze methode is niet 100% solide; een langzaam veranderend maar duidelijk toenemend EMGsignaal zoals bijvoorbeeld bij de subscapularis een paar keer optrad wordt niet eerder gedetecteerd dan bij ongeveer 170 ms terwijl bij 35 ms al een toenemende verandering optreedt.

XI

D9:filthigh.m: [J9] filtert alle signalen lager dan 35 Hz eruit. In het signaal tot 35 Hz zitten veelal be~egingsartefacten~. Voorheen werd op de vakgroep alleen tot 15 a 25 Hz gefilterd (Mattaar, 1993). Bij nader onderzoek en onafhankelijk daaraan ingewonnen informatie4bleek dat het beter was tot 35 a 40 Hz alles eruit te filteren. Als afkapfiequentie bij laagdoorlaat-filteringwerd 200 Hz gekozen bij de door oppervlakteelectrodenverkregen EMG’s. Mattaar (1 993) had 150 Hz genomen. Maar tussen 150 en 200 Hz werd nog een aanzienlijk aandeel van het werkelijke signaal gevonden. Het probleem bij draadelectroden is dat zelfs in het fkequentiegebied boven 1000 Hz nog een deel van het werkelijke signaal aanwezig is. Met de beschikbare EMG-opnameapparatuuris het niet mogelijk gebleken boveii 1000 Hz te sanrplen. Het theore_ van Shmx~onm k t e noodzakelijk een afkapfiequentie te kiezen die lager is dan de helft van de samplefiequentie. Voor de afkapfkequentie bij de door draadelectroden verkregen EMG’s is daarom 450 Hz genomen. D 1O:filtsmooíth).m+ D1l:filtdiE.m: [JlO en J1 i] Een filtering wordt toegepast op de individuele EMGsignalen waarbij de output van het filter op tijdstip T de standaard deviatie is van het EMG over de periode T t/m T+30 [ms], gedeeld door de standaard deviatie van het EMG over de periode T-30 t/m T [ms]. Dit filter resulteert in een golvende afgeleide van het EMG-niveau. De toppen geven een grote EMG-toename weer en zijn hierdoor mogelijke kandidaten voor onsets of reflextijden; de dalen laten daarentegen een EMG-ahame zien, en daarmee zijn dit serieuze kandidaten voor offsets (eindtijden voor de reflexen). De grootte van het filtervenster (30 ms) is proefondervindelijk gekozen. Een te klein venster, bijvoorbeeld 20 ms, kan toppen laten zien die suggereren dat 2 reflexen binnen 25 111s op kunnen treden. In theorie kan dit wel, maar practisch komt dit zelden voor, zelf niet binnen 30 ms.Een te groot venster, bijvoorbeeld 40 ms, kan een werkelijk gemeten refiextijd over het hoofd zien die bijvoorbeeld 35 ms na de voorgaande voorkomt. Daarom is 30 ms een goede vensterlengte.

Artefact := gemeten signaal dat niet van de te meten spier afkomstig is. Ze ontstaan o.a. door het bewegen van de electroden ten opzichte van de huid; ook wordt de hartslag door pectoralis major, latissimus dorsi en ook in mindere mate door de serratus gedetecteerd. Het is daarom

altijd belangrijk na de bepaling van de onsets deze te controleren op verkeerde onsetclusterdetectie ten gevolge van hartslagen of electrode-verschuiving.

- Dr. Rami J. Abboud, Beng, MrSc, PhD; Lecturer in Orthopaedics & Trauma Surgery, also Foot project coordinator (Dundee, Great Br.). XI1

Gguur D3 In de figuur staan van een tiental schouderspieren weergegeven de clusters waarbinnen onsets aanvangen. Een cluster wordt weergegeven met een staaf: Op de x-as staat de tijd na start van de perturbatie in milliseconden. Op de y-as het percentage MVC. Het getal boven iedere staaf geeft het aantal onsets dat gedetecteerd is binnen +/- 12.5 ms van de gemiddelde clustertijd. Elke cluster is verkregen uit I2 krachtpulsen.De donkere staven hebben betrekking op proefpersoon 1 en de lichtere op proefpersoon 4. De grote verschillen tussen beide personen zijn te verklaren door de verschillende opdrachten die elke proefpersoon gekregen heejk Deze clusters hebben allebei betrekking op de spieractiviteit bij positieve krachtverstoring op de schouder. [J12] Dit programma haalt uit een serie algoritmen en selectieeisende opgetreden onsets (aanvangstijdenvan reflexactiviteit) en offsets (naar de offsets wordt in de verdere dataverwerking niet meer omgezien). Via een schuivend parabolisch venster worden over de data, afkomstig van fïltdB,m, de parameters van die parabool bepaald aan de hand van een kleinste kwadraten fit-methode. Vervolgens wordt een selectie gemaakt op zowel grootte van de parabolisch gefitte toppen (wat een mate is voor de grootte van EMG-verandering) als ook op relatieve grootte van het EMG-signaal (in percentage Maximale Vrijwillige contractie % W C ) . Verder wordt tot 30 ms na iedere onset het gemiddelde absolute EMG-signaal in %MYC vastgelegd.Na allt0ps.m (binnen QPR0.M) wordt gezocht naar clusters reflextijden. Van alle 12 perturbaties (hits;per krachtniveau, per perturbatiepositie (i.e. schouder, mid-arm of elleboog), per proeQersoon) wordt over de volle 200 ms een histogram gemaakt met 5ms stapgrootte. Binnen elke stap wordt opgeteld het aantal gedetecteerde onsets. Over deze histogrammen wordt een driehoekig venster geschoven (zie eventueel B@age JS). Vervolgens worden alleen de clusters geselecteerd die een waarde van 3 of groter hebben (dit komt ongeveer overeen met 3 of meer onsets in een cluster van 12 hits). Uiteindelijk hou je per 12 hits en 200 ms een klein aantal clusters over die vrij goed weergeven waar ongeveer een reflexactiviteit aanvangt. Verder is van deze cluster bekend het gemiddelde percentage MVC, het aantal onsets binnen de cluster (bereik

XI11

van 15 ms en van 25 ms). Deze gegevens per krachtniveau, en per perturbatiepositie grafisch uitgezet leveren een afbeelding zoals in figuur D4 weergegeven. Van deze spieren zijn ter illustratie de 12 hits van de biceps uitgezet in een 3D plot. De gedetecteerde clusters van deze spier moeten natuurlijk terug te vinden zijn in het gefilterde signaal. Van de trapezius is rond ms een onset-cluster waargenomen. In figuur D3 zien we dit inderdaad terug. Binnen het programma QPR0.M is de mogelijkheid opengelaten om de resultaten van de clusterreflextijden van twee proefpersonen tegelijk te presenteren. Zo is in één oogopslag een vergelijk te trekken. Eventueel kan het programma eenvoudig uitgebreid worden om de gegevens van een derde proe@ersoon in dezelfde plotjes te tonen.

Figuur D4 Een twaalftal gefilterde, absolute EMG-signalen (in % W C ) van de m.biceps laten zien dat rond 80 of 85 ms een refexsignaal begint (onset). Het tijdstip nul is het tijdstip waarop de krachtperturbatie van +40 N o p de schouder aanvangt @roefpersoon I). Figuur 0 3 geeft deze gedetecteerde en geselecteerde clustertijd bij de desbetreffende spier rond 65 ms weer. De spiewerandering treedt al op bij ongeveer 65 ms als goed gekeken wordt.

hoekverdraaiing [graden] !

hoekverdraaiing [graden]

hoekverdraaiing [graden]

O I

c

ui

O

2

O O

2

ui O

2

Bijlage E2: Resultaten uit het programma x6Os.m (D5). De gemiddelde voor-, en achterwaartse verplaatsingen van de humeruskop zijn hier gegeven bij plus en min 20,40 en 60 N aan de schouder (boven), 20,30 en 40 N aan midden-arm (midden) en aan elleboog (onder). Links staan de gegevens van proefpersoon 1 en rechts van proefpersoon 4. translatie humeruskop bij 140NI

10

I

5

o . . . . . . . . . ., . . . . . . . . . . ,. . . . . .

-5 -1 oO

50

1O0 tijd [ms]

150

200

-1 o

I

o

4-

50

1O0 tijd [ms]

150

200

,

2-

-0

-

F

E

z-2-

-4-

-6-

-8

O

XVI

20

40

60

EO

1W

120

140

160

180

200

Bijlage E3: Resultaten uit het programma frc6Os.m (D6). (hits) staan getekend.(absoluut) De invoerkracht behoorde tevrijwel zijn opidentieke deze pagina, en -40 N OP De door de hier actuatorstick gemeten krachten+40 vanN12 perturbaties de volgende pagina. Op beide pagina’s staan links de metingen van proe@ersoon 1, rechts van proe@ersoon’i . Bovenaan de pagina’s worden de schouder-perturbatiekrachten afgebeeld, in het midden de midden-arm-perturbat iekr acht en en beneden de gemeten krachten aan de elleboog, allen in Newton. Per perturbatie is opgenomen 50 ms vóór tot 225 ms na de aanvang van de verstoring. De soms hoge pieken rond 200 ms zijn tengevolge van het absoluut genomen signaal. In werkelijkheid is deze kracht andersom gericht dan aangegeven staat.

Force := 40 N

Force := 40 N

h

40 20 10

O

.

-. . . . . 8

.

.

........_

’

... . . . . .

. .

....

10

XVII

Bijlage E4: Resultaten uit het programma qpr0.m (D8): Reflexclusters proefpersonen 1 en 4 (bij 9 5.3) In deze bijlage zijn de onset clustertijden per spier en per verstoringsproef weergegeven voor de proefpersonen 1 en 4. De clustertijden zijn een soort gemiddelde tijden van een aantal gedetecteerde refiextijden (uit 12 hits of perturbaties) die in een cluster bij elkaíu zitten en die een reproduceerbaar beeld geven (voor die proefpersoon). Op de x-assen staat de tijd in milliseconden aangegeven vanaf het tijdstip waarop de krachtperturbaties aanvingen. Op de yassen staat aangegeven het gemiddelde percentage Maximale Vrijwillige Contractie (MVC) van iedere cluster. Een cluster wordt in de figuren afgebeeld als een staaf. Het getal geeft het aantal gedetecteerde onsets (uit 12 hits) weer binnen deze cluster van 25 rn breed (afgebeelde breedte = 15 ms). Bij de detectiemethode zijn alle clusters, van 15 rn breed die minder dan 3 onsets bevatten niet afgebeeld; ook de in de directe omgeving van de grootste clusters gelegen andere clusters zijn niet afgebeeld. Dit is bedoeld om een overzichtelijker beeld te krijgen en om eventuele toevalligheden uit te filteren. Het programma QPR0.M is in hoofdstuk 4.6 besproken, en staat in Bijlage D8. De term ‘sbel/e4/-40’ slaat op de EMG-data van de perturbaties op de schouder (‘s’), bestaande uit blokvormen (‘b’), van experiment of proefpersoon 1 (‘el’) en proefpersoon 4 (‘e4’), waarbij het krachtniveau -40 Newton (‘-40’) is. Zo is er ook een term ‘mb...etc..’ van midden-arm (‘m’), nnaar ook ‘eb’ van perturbaties op de elleboog (‘e’). De donikere staven horen bij proefpersoon 1 en de lichtere bij proe@ersoon 4. Wanneer een reflexcluster een gemiddelde MVC-percentage heeft dat groter is dan 25% dan is dat, hde figuur niet aan de staaf te zien. De staaf hopt denkbeeldig door in een ander spierveld. Wel wordt het aantal gedetecteerde onsets van deze cluster afgebeeld ter plekke waar de denkbeeldige staaf ophoudt.

XVIII

. . . . . . . .

.....

. . . . . . . .

................

2

:I

1

:

. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .I

.......

I

, I

.:. bicep

. . . . .. . . . . . . . . . : . . . . .

.

. . . . . . . . . . . . . ........................

. . . . . . . . . . . . . . ;. . . . . . . . . . . . . . . . . ......

6, 100 time [ms]

150

5.1.................

- > . . .

.........

..............

................ .........................

s u bsc

50

......................

O

........

:I

:.

.............

I.

1O0

50

150

bicep . .

. . . . . . . . . . . . . . . . . . . ... . . . . . . . . . . . . . . . . .

r f~ .......

.:. . . . . . . . . . .: .

. . . . . :-

subsc. .

...

_:.. . . . .

pi { . . . . . . . . . . \. . . . . . . . .

m bel/e4/-40 N

-trap0 . . _:.. . . . . . . . . ; . . . . . . . . . :. . . . . . . . . .

_ c-

_;. .

. . . . . .

. . . . . . .

I

'

.

; I

O _ . . . . . . . . _;.. . . . . . .

.I

4 2

g .......

I

I-

-/

I

I.

101

. . . . . . . .1..

I

.........

L> > 20

p

:

g

........

b...

:. . . . . . . .

.......................................

r

,6 l,

"t

20

_:.. . . . . . . . . :. . . . . . . . . .

........

:

10O

O

'

I , I

4

50

J.

j. subss..

' I

1O 0 time [ms]

- infra

;

,I

5 5 .I

150

I

200

o

50

mbel/e4/40 N 20

I

- latis "

re,; !

10

,

; . A... ..

..4.- . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

. . . . . .

.o

,5

7

20

-

..........................................

150

/

I.

I

serra

1

............

. . . . . . . . . .

.............

..............

time [ms]

................

i

20

.........

10

.......................

o

20 10

-

-.

........

.:. . . . . . . . . . .: . . . . . . . . . .:. serra. . .

.:. . . . . . . . .

> 2 10 . . . . . . . _ . . : . .

:.

.........

, 1 .! 4 i I p&tm . .

. . . . . . . . .;

...............................

.4. ' 8. ' 20 .........

..

..........:"'."'..

.;. . . . . . . . . . ;.

~

: I

I

: II

I

.:- . . . . . : .

..........

...................

P

.........

'

...

delta... .

;

........

..........

: o ; r dl (3.. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 20 _j. :. .:. bicep.. .

10

.........

o.... 20

.'.S.. . . . . .;. . . . . . . . . : - . . . . . . . . . . i í : .4.

.........".'....."

....... r

5 1_ syb$c. I .-

.

.i

........

....

0 -. . . . . . . -1..

20 - .

10

,

O 20

.

.

.

serra

20

lot.. i

........

.......

- . ' -

..........

;. . . . . . . . .:. pectm. ......

...............................

........

..

delta-.

>

.....

........

.........

i

10

.......

.......

........

. " . '

20 0O - .. .. .. ....... .. .. .. ..l.. . .. .. .. .. .. .. ....... :. .. .. ......... .. .. .. .:.. s*ss. 0 20 . : I i 10 . .. . .. ... . . .I. . . . . . . . . . .: . . . . . . . . . .:_. . . . .

....i.

n

1.

'

..............

. .

....................

Bijlage F: EMG’waterfalls’ (bij 6 5.3.) In deze bijlage is een 20-taI waterfall-presentatiesweergegeven van gefilterde en absolute EMG-signalen van tien spieren bij krachtverstoringen aan de midden-arm van proefpersoon 4. Het krachtblokniveau is + en - 40 N. Deze bijlage is bedoeld als controle voor de met het programma QPR0.M gevonden onset-clusters (:=reflexbegintijden) voor mbe4 (‘midden-arm’, ‘blokkracht’, ‘experiment of proefpersoon 4’). De linkerfiguren zijn ontstaan bij positieve krachtverstoring, de rechter bij negatievekrachtperturbaties. Elke figuur laat 12 (hits’ zien. De tijd-as loopt van -50 vóór tot 225 111s ná aanvang van de krachtverstoringen. Op de z-as staat het percentage Maximale Vrijwillige Contractie aangegeven.

serratus anterior -40 N

serratus anterior 40 N

.

.. . > . . .. . .

. ..

deltoideus anterior 40 N

-40 N

40 20 O 4

I

biceps 40 N

XXIIT

trapezius 40 N

40

40

. _ . .

..

20

20

i

O

-40 N

latissimus dorsi 40 N . ..

.

-40 N

deltoideus posterior 40 N ........ . . ..... .. . . ...._ , . .... . .. 1 . .. . . .. : _:. . . ... .,. . . .... :.: . , .. . .. . : . . .. . ....

. . .: . . .

40

'

'

.

40

'

<

20

:

'

I

.

'

. ._ .. . _. ..

.. . . ....

.

,

. .., . . ... ' . . . .... . .. . . . :.: . .. <

I

. ..

. .. . . .

. . . ....

20

.

. .

..

I..

O

O 1

O

O

-40 N

triceps 40 N

' <

. .

3.0

. . .

20

. .

40

. .

.. . . . . .. . . . . ..

.

20

C

O

infraspinatus 40 N

.

. _.. . .. . <

.

. . . ..

.

Bijlage G: De beveiliging van de krachtmeter (bij 5 4.1.2) De krachtmeter die in de actuatorstick was ingebouwd was aalleen in staat om in 1 dimensie kracht te meten (in lengterichting van de actuatorstick). De meter moest daarom beveiligd worden tegen een moment van maximaal 180 Ncm. 1. Indien door de arm van de proefpersoon een groter mmoment aangeboden wordt, zal de krachtmeter van fl. 3000,- beschadigen. Er is voor gekozen om maar een maximaal moment van 150 Ncm toe te laten. n u e meier moest ook beveiligd worden tegen een dv~ixskmcht(!eedrecht ep 2. lengterichting van de stick) van maximaal 40 N. Er is voor gekozen om een maximale dwarskracht toe te laten van 30 N.

ad 1. Om het optredende moment en de dwarskracht op de meter klein te houden is gekozen voor het plaatsen van een dubbele kogelkoppeling tussen armfitting en actuator. Tussen beide stalen kogelkoppelingenis nog een rond stalen buisstuk geplaatst van ongeveer 20 cm lang. Dit droeg bij aan het voorkomen van knik (en overschreiden van de 150 Ncm- grens); hoe langer het buisstuk, hoe kleiner de kans op knikken bij aanbrenging van de verstoringskracht. Bij een beweging van de arm van de proefpersoon loodrecht op de lengterichting van de stick, heffen beide kogelkoppelingenhet ontstane moment op (afstand arm-krachtmeter wordt wel iets kleiner). Zonder deze kogelkoppelingenzou het moment geheel aan de krachtmeter gevoeld worden. En een moment van 150 of 180 Ncm is snel bereikt5. De dubbele kogelkoppeling werd zodanig geconstrueerd dat de lengte tussen de tweede kogel (of draaipunt) en de krachtmeter 5 cm was. Mocht onverhoeds een dwarskracht van zelfs 30 N (:= maximaal gekozen dwarskracht) optreden dan zou maximaal een moment van 150 Ncm kunnen ontstaan, het maximaal toegestane moment. Deze momentbeveiliging blijkt goed. Nu moest er ook nog een beveiliging tegen te grote dwarskracht aangebracht worden. ad 2. De momentbeveiliging is in principe niet volledig geschikt om de krachtmeter te beschermen tegen te grote dwarskrachten, alhoewel de dubbele kogelkoppeling deze krachten merendeels opvangt. In het stuk van 5cm lang tussen de tweede kogel en de krachtmeter is daarom nog een vervangbare breekpen ingebouwd. De breekpen is zodanig vernauwd op een plaats dat 30 N dwarskracht op 5 cm van de krachtmeter zorgt voor het breken van de pen.

Stel dat de kortste afstand van de arm (die een dwarskracht bewerkt) tot de krachtmeter 10 cm =1 O x 15 = 150 Ncm). De is. De maximaal toegestane dwarskracht is maar 15 N maximaal toegestane dwarskracht van 30 N hoeft nog lang niet bereikt te zijn voordat er gevaar op krachtmeterbeschadiging optreedt.

XXVI

I

Bijlage H: Het programma Vissim voor actuator aansturing en beveiliging (bij 9 4.5) Met het programma Visual Simulation werden de krachtinvoer-files (TFl .DAT in figuur) omgezet naar voltages en aan de actuator aangeboden. De door de actuatorstick gemeten kracht (output force) mocht niet groter of gelijk zijn aan 100 N (in figuur staat 150 aangegeven); indien dit wel optrad werd de krachtinvoer op nul Newton gezet en werd het hele programma gestopt (anders zou misschien langer dan een minuut moeten gewacht worden voordat opnieuw gemeten wordt aangezien de langste invoerfiles 200 s duurden). Verder werd er allereerst ook een softwarematige actuatorpositiebeveilighg gebruikt t$ew de methggen. Aangezien de actuator een ‘moordwapen’ kan zijn zonder ingebouwde veiligheden (er kan immers aitijd wel wat mis ga& bleek een pos2tlebevdighg nod@. Eet onderste deel van de figuur vergelijkt de door de actuatorstick gemetem positie en vergelijkt die met de uiterst toegestane waarden (in dit geval 15 en 25cm). De middenpositie (20 cm) van de actuator werd als nulstand gekozen voor de proefpersoon. De beveiliging bewerkt dat het programma stop wordt gezet indien de positie van de stick buiten de aangegeven range van 15 tot 25 cm overschreidt. Deze softwarematige positiebeveiliging leek ons niet veilig genoeg (er kan immers wat fout gaan met de software of met de PC); op grond hiervan is een mechanische beveiliging ingebracht waarmee het bereik van de toegestane positie ingesteld werd. Buiten dit bereik werd het programma niet stopgezet maar werd geregeld dat de actuatorstick een maximaal ingestelde stroperigheid ‘ervoer’, met andere wooorden: de dempingsfactor werd opgeschroefd naar maximaal. Dit bleek afdoende te werken. Van het onderste deel in de figuur is tijdens de echte metingen geen gebruik meer van gemaakt wegens overbodigheid (het grillige verloop van de lijnen in de figuur bleek aileen tijdens uitprinten te geschieden).

input f o r c e 0

stop program if abs(F) dF

outpui rorce (N

Fmav=200 = 10 V

I7

output position (cm) I

XXVII

Bijlage I: Het Protocol voor de experimenten (bij inleiding H4 en 0 4.5) Allereerst is een lijst weergegeven met allerlei benodigdheden die voor het experiment uit te voeren noodzakelijk of handig bleken. Vervolgens staat in chronologische volgorde aangegeven hoe het experiment stap voor stap uitgevoerd werd. Waddinxveen, 7 december 1996

Protocol labrum-experiment

- 2 bindriemen om proefpersoon aan proefstoel vast te maken

- eventueel een versnapering: 2x C

laatselijke verdoving voor

- kleedje om ijzeren ‘vlinder’ aan de proefstoel vast te maken (anders koud ijzer in rug)

nstelling actuator:

-

Fmax op 200N (ipv 100): messbereich op 100.00 (hierdoor &e massa-demper-veerwaarden :*2) =>in Vissim: 1Volt := 20 N (i.p.v. 1ON) maximaal. toegestane moment aan ingebouwde krachtmeter (van actuator) : 150 N (bij F-meter van 200N) - maximaal, dwarskracht aan krachtmeter : 20% van Fmax = 40 N (bij F-meter van N) - massa= 1,2 (intern) +0,5 (linkerdisplay in propriokast geeft dan 0,25 := 0,5 kg aan)= kg- demper = ....Ns/m (middelste display geeft 0,25 aan;) - veer = O N/m (rechter display geeft nul aan) (bij deze massademper-veer instellingen gaat de werking getreden (geldt VWI van actuator aan fitting, en is de krachtopbouw h 2e pilotexperiment)

benodigde signalen voor actuator: 3 ingangen (naar actuator): Fext (opgelegde kracht aan

benodigde signalen voor Gioblab: eleboog en mid-arm met SchaevitZ (10 12 ingangen (kan.) voor: 9 ingan

Protocol labrum-experiment (vervolg)

Chronologische indeling van het experiment la) dag van te voren: - aflopen protocol: zorgen dat alles aanwezig is - klaarleggen van lijsten: - toestemmingsverklaring - financiele verklaring voor proefpersoon - taakschema voor de proe@ersoon - taakschema voor Arts - spierlijst met volgorde van eiectrcde-aansluitingen - tabel versterkingsfactoren EMG-kast - datalijst (alle output- en inputfile-namen) - dit protocol - scheerlijnen zijn opgehangen, ook op juiste posities - vacuumfitting vastgemaakt aan scheerlijnen - platform op zijn plaats - proefitoel op zijn plaats (op platform posities aangegeven met stift) - nieuwe breekpen aangebracht (indien nodig) - dubbele kogelkoppeling bevestigen aan actuator en fitting (aan schouder; sleutel 10 nodig) - laboratoriumruimte schoonmaken (stofkuigen) - met alcohol 70% tafeltjes e.d. schoonmaken - vacuumzak controleren op lekkage, evt. dichten (schoonmaken met alcohol, bisonkit, drogen, rond stukje PE-materiaal opplakken, na 1 uur weer testen op lekkage) - vacuumzak op tafeltje (rond elleboogdeel moeten weinig korreltjes in zak!) - ander tafeltje (met EMG-trommel en -doos), staande tussen vacuumzaktafeltje en Globlabkast - prullebak geleegd - instellingen van actuator aangepast aan experiment (massa, demping, veer); problemen: Leo Beckers weet raad - nagaan of genoeg olie in compressor zit - nagaan of genoeg watten, alcohol, scheermesjes, electrodeplakkerijes, armbandjes klaarliggen (dozen zijn dicht en netjes ingericht), leukoplast, schaar - oventje met draadelectroden aanzetten (1 uur, ~ 2 0 graden) 0 - opp-electroden moeten met de rug naar boven in EMG-trommel liggen - kabeltjes van opp.electroden netjes opgerold - DAS-kaart voor DATA acquisitie in 486DX-8 Mb (minimaal) + ‘blue box’ voor aansluiting met Vissim - invoer van datafiles voor experiment klaar (nog even nagaan of ze werken (met kleinere krachtniveaus) - nagaan of Globlab het goed doet (lijst werking Globlab aanwezig+paden bekend voor opslag) - de Goblabfiles staan onder c:\users\geert\instelr.asu(ruismeting) of \instelb.asu (blokmetingen) - Filteri?equentie goed instellen in EMG-kast (200Hz bij oppervlakteelektroden en 1000 Hz bij draadelektroden voor 1000 Hz samplefiequentie) - bij aangeven output datafile in Globlab moet de EMG-opnametijd ook ingesteld worden (+ 4 sec ‘inlooptijd’) - vervoer geregeld (genoeg geld op zak) om volgende dag 7.00 uur in Delft te zijn kabelaansluitingen controleren (tussen computer en actuator, tussen actuator en Globlab, tussen Globlab en EMG-kastje, en tussen pc (in GIobIab-kast) en het net [voor datadoorsluizing]) - In Vissim krachten snelheidsbeveiliging controleren (100 N; 2 d s ) - tapestreamer van Ben Wennekers + tape (520 Mb): aangesloten en gecontroleerd, beschermen tegen overschrijven - ruimte afsluiten bij vertrek; - proefpersoon en eventueel arts nog eens bellen en laten herinneren aan morgen 8.25 u respectievelijk 9 . 0 0 ~

-

DE DAG VAN HET EXPERIMENT ZELF

1) 7.30-8.30~ - raam beetje openzetten voor fiisse lucht - oventje voor desinfecteren draadelectroden opnieuw aanzetten (electroden e.d. zit al in oven)( 1 uur,<200°) om 8.30 oventje uitzetten (heeft tijd nodig om af te koelen) - in volgorde aanzetten computer (Vissim) + actuator (groene knop indrukken f reset beveiliging: als wijzer in rechterbovenhoek van propriokast niet ongeveer op nul staat dan aan krachtmeter ‘wriemelen’ en als de wijzer dan ongeveer op nul staat tegelijkertijd de reset-beveiliging indrukken) + koeling (let op dat water niet naast de gootsteen loopt!) + compressor aan (druk controleren aan zijkant compressor: krachtig indrukken grote knop=> wijzertje moet 120 bar aangeven) - doos (me: wattez, als. enz.) en trommel (met elektroden) openen - klaarleggen 24 electrodeplakkertjes en aarde en armbandjes - Globlab aanzetten (let op: EMG-versterkingskastmoet nog uitblijven)

-

2) 8.30-9.00~ - ontvangen proefpersoon [pp] (koffie / thee) - uitleg experiment: o.a. labrumprikkeling, spierreflex, draad- en opp.electroden, plaatselijke verdoving - uitleg van zijn taak bij proeven (herhalen tijdens experiment: zie aldaar) - uitleg krachten snelheidsbeveiliging - ondertekening toestemmingsverklaring - proefpersoon gaat even in opstelling zitten om hoogte stoel en lengte fitting aan te passen; - proefpersoon krijgt even te voelen welke krachten in het experiment op zijn arm komen; dit om hem ni voor verrassingen enlof schrikeffecten te iaten staan

N.B.:

Letter A aan begin regel staat voor Arts; de E voor Experimentator

3) 9.00-10.30~ - voorstellen aan Arts opstelling laten zien en even uitleggen wat alles is (compressor, actuator, fitting, stoel, EMGIGloblab) (5 minuten) A - taak Arts A - pp gaat op ‘brancard’ liggen A - plaatselijke verdoving voor inbrengen draadelectroden A - draad-electden aanbrengen - op huid daar waar de 2 draadelectroden de connector ingaan een pleister oid plakken - de connectoren zodanig plaatsen dat de draden uit de springconnectoren over de schouder gelegd kunnen worden pp gaat op proefstoel zitten (stoel 30 graden gedraaid t.o.v. platform wegens ruststand (zie verslag)) *-

-

A A A A A A

- taak Arts: oppervlakteelectrodenaanbrengenzie spierlijst voor volgorde en nummering - met zwarte stift aangeven waar de 9 opp.electroden aangebracht worden

A/E

-

- met nieuw scheermesje evt. beharing wegdoen op elke elektrodeplek - met schuurpapier dood huidweefsel wegwrijven (voorzichtig) - mei watten en alcohol huidoppervlakten schoonmaken

- eerst aarde maken (3 armbandjes voor proefpersoon en Arts en NIET aan EMG-trommel (te weinig massa) + EMG-kastje); EMG-versterkingskast moet uiblijven - electrode nummer 4 uit doos nemen, 2 plakkertjes aan electrode, plakken op spier 4 (zit spierlijst); let op!!: electrodekabel moet uit electrode ‘komen’ aan schouderkant (niet aan elleboogzijde) i.v.m. de vacuumzak die nog over de arm heen komt te Zitten! - stop uitgang electrodekabeltjein EMG-kastje op plaats 4 (indrukken en draaien) - electrodenummer 5 uit doos nemen, herhaal zelfde handeling als die je voor nummer 4 gedaan hebt; etc. îím spier 12.; electrodekabels moeten allen zoveel mogelijk naar de humeruskop wijzen: XXXT

E

PP

leg de electrode-kabels van electroden die aan de rugzijde aangebracht zijn over de rechterschoudei van de pp en bindt ze (evt.) met tape/leukoplast (makkelijk, Overzichtelijk). - met tape/leukoplast (schaar!) de opp. electroden aan huid vastplakken (voorkomt schuiven tijden! het vacuumzuigen en tijdens het experiment) - De Globlabcomputer is geaard, geen speciale aarde nodig om Globlabkast nog eens te aarden (di. als de arts ernaar zou vragen) - EMG-versterkingskast kan aan (Arts en pp zijn geaard met armband!) - proefpersoon kan EMG-kastje in linkerhand vasthouden ofop bijzettafeltje leggen

BELANGRIJKE OPMERKINGEN V.S.’s:

1* zie per proef op de DATA-lijst in weke ‘path’ e k e fiie(naam) te vinden is 2* voor elke proef controleren of fitting op juiste hoogte in een horizontaal vlak hangt; met scheerlijnen aanpassen; bij ophanging juiste hoogte aangeven op scheerlijnen (met stift een klein puntje zetten) 3* tijdens hele experiment de EMG-versterkingsfactoren op de maximaalstand laten staan (zie proef M) 4* elke rariteit of onbegrijpelijke fout of aanpassing noteren (bij welk experiment) 5* om de paar metingen controleren of vacuumzak niet iets volgelopen is (evt. pompje gebruiken) 6” op einde van elke proef: lengte (in bytes) van datafiles + naamgeving controleren 7* pp moetontspannen zitten; niet actief de opgelegde krachten tegenwerken; nadat de kracht weer nul is moet de proefpersoon de fitting weer in zijn ruststand zetten (zie 8 4.7); hij moet voor zich uit kijken 8* tijdens experiment nagaan of stoelkchouder niet verplaatst van ruststand (i.v.m. rechtgeleiding dubbele kogelkoppeling); evt. stoel bijschuiven tijdens experiment (min. 3.5 sec. tijd over tussen blokpulsen door) 9* tijdens de metingen moet alle licht uit zijn wegens grote gevoeligheid draadeleectroden 10* om de paar metingen moet data gecopieerd worden naar m:\users\\; dit is afhankelijk van de opslagcapaciteit op je C-schijf (1 ruisfile neemt ongeveer 3,5 Mb en 1 blokfile ongeveer 6,5 Mb geheugen in); copieren van 6,5Mb naar M-schijf (op het net) duurt ongeveer 60 seconden 11* tijdens metingen de proefpersoon niet afleiden; hij moet geconcentreerd blijven voor Ajn taak 12* voor elke meting de proefpersoon nog even laten weten wat gaat gebeuren en wat hij moet doen 13* na ieder half uur ongeveer: vacuumzak losmaken en vol laten lopen: bloed van proefpersoon moet even kunnen circuleren 14* na elke proef controleren of de simulatietijd (binnen Vissim) wel precies 100 of 200 sec. is geweest 15* wanneer tussen de proeven door even aan een draadelectrode ‘gerommeld’ wordt: altijd even EMGversterkerskast uitzetten

4) 10.30-11.15~HETEXPERIMENT

- proef M: maximaalmeting spieren - elke te meten spier van proefpersoon maximaal belasten

- met Globlab 200 seconden opnemen; (via Vissim niets doen)

- 2 van de 3 rode lampjes in EMG-versterkerskast moeten branden voor toegestane maximaalstand

- Arts houdt zich bezig de proe@ersoon duidelijk te maken hoe elke spier aan te spannen - Experimentator kan versterkingsfactor per spier c.q. kanaal bistellen en hij moet deze waarden noteren op einde proef M: lengte files + naamgeving controleren

-

- armsok over rechterzrm trekkec - vacuumzak-tafeltje met zak erbij halen +E +E

+E +E

- arm proefpersoon op zak leggen (in gestrekte houding) - vacuumzak om proefpersoon wikkelen (nog niet vacuumzuigen!) - onderarm t.o.v. bovenarm van pp 90 graden buigen - lengte fitting aanpassen indien nodig (schoudercup over glenohumerale gewricht) - afitand opmeten (en noteren) tussen versnellingsmeter aan elleboog en plaats van krachtaanbrenging.

- vastmaken zak met klitbanden: een weinig aanspannen - ook extra klitband om bovenste deel humerus (kruislings), en klitband om borstkas en stoel (vastmaken aan beugel bovenop proefstoel): wel goed aanspannen; de reserve klitbanden aanbrengen en aanspannen

- let op dat de zak goed vastzit om de humerus (vooral bij de schouder)

- vacuumzuigen met pompje (let op ventiel: leiden langs de cup die het dichtst bij de hand zit) - verder vastmaken zak (aanspannen klitbanden) - de 1 bindriemen om de borstkas (links); om achterste stoelpoot (rechts) winden; aan beugel bovenop de

proefstoel bevestigen - vastmaken kogelkoppeling aan actuator (Arts moet kogelkoppeling vasthouden): eerst breekpen aan krachtmeterboutje (met tang; niet te strak), dan op koppeling bevestigen, dan krachtmeterboutje handvast draaien in actuator; - vastmaken kogelkoppeling aan vacuumfitting (Arts vasthouden)

minuten PAUZE:

- foto's voor verslaglegging (en voor Arts en pp) (voorkant en zijkant en achterkant proefpersoon+ stoel en actuator) ;digitale camera - koffie-thee

- N.B.:

binnen VissiM de stepsize en range-end aanpassen onder <simulation>,<simulationsetup>: voor de ruisproeven is de range-end 100, en de stepsize = 0.01 voor de blokpulsen 200 respectievelijk. 0.002 seconden

100 seconden reflexactiviteit in spieren bepalen met witte ruis-aanbrenging. Maximale krachtniveau is 1 pectievelijk 30 N. In SR1+2 is een fiequentieband van 0.5 - 3.0 Hq voor SR3+4 van 0.5 - 30 Ek. - naam SR1 staat voor Schouder-Bukmeting 1(Globlab outputfiles meten 2x102 sec) - proefpersoon moet ontspannen zitten; na iedere krachtpuls moet hij de fitting weer in zij ruststand brengen; proefpersoon moet vooruit kijken en niet onnodig spieren aanspannen

in 2x200 seconden 2x36 krachtpulsen met een kracht varierend van -60, -40 t/m +60 N op schouder aanbrengen, m random tussenpozen tussen elke puls van min. 3.5 sec. Tijdsduur van 1 puls is 200 ms: - naam SB 1 staat voorJchouder-Blokpuls-meting L. (Globlab meet 2x202 seconden) - proefpersoon moet ontspannen zitten; na iedere krachtpuls moet hij de fitting weer in zij ruststand brengen; proefpersoon moet vooruit kijken en niet onnodig spieren aanspannen na SB2: (A)

* losmaken dubbel kogelschamierkoppeling aan fitting-zijde (Arts moet scharnier even vasthouden en ook het schroefje en sleutel) * proefpersoon moet fitting even kunnen laten rusten op een stoel * scheerlijnen op middenpositie hangen * stoel transleren over afhand tussen aanhechting schouderdeel en mid-atmdeel * ophanging fitting in scheerlijnen op juiste hoogte * bevestiging dubbele kogelkoppeling aan mid-arm

proef MR1,2,3,4: in 4x 100 seconden reflexactiviteit in spieren bepalen met witte ruis-aanbrenging. Maximale krachtniveau is 15 respectievelijk 30N. In MR1+2 fkequentieband van 0.5 - 3.0 Hz,voor MR3+4 van 0.5 - 30 Hz. - naam MRl staat voor Midden-arm-&uis-meting 1 (Globlab outputfiles meten 2x102 sec) - proefpersoon moet ontspannen zitten; na iedere krachtpuls moet hij de fitting weer in zijn ruststand brengen; proefpersoon moet vooruit kijken en niet onnodig spieren aanspannen proef MB1 en MB2: in 2x200 seconden 2x36 krachtpulsen met een kracht varierend van -40, -30, -20 t/m 40 N op midden humerus aanbrengen, met tussenpozen tussen elke puls van min. 3.5 sec. Tijdsduur van 1 puls is 200 ms: - naam MB1 staat voor Midden-arm Blokpuls-meting 1.(Globlab meet 2x202 seconden) - proefpersoon moet ontspannen zitten; na iedere krachtpuls moet hij de fitting weer in zijn ruststand brengen; proefpersoon moet vooruit kijken en niet onnodig spieren aanspannen na MB2: (A)

* losmaken dubbel kogelscharnierkoppeling aan fitting-zijde (Arts moet scharnier even vasthouden en ook het schroefje en sleutel) ** proefpersoon wordt uit fitting gehaald en gaat even pauzeren op een andere stoel (ook losmaken vacuumzak) * scheerlijnen op elleboogpositie hangen * stoel transleren over afstand tussen aanhechting mid-armdeel en elleboog * ophanging fitting in scheerlijnen op juiste hoogte * bevestiging dubbele kogelkoppeling aan elleboog

proef ER1,2,3,4 ELLEBOOG. idem MR1,2,3,4 proef EB12 ELLEBOOG idem MR1,2,3,4

12.50-13.50~EINDE EXPERIMENT

- EMG-kast uitzetten A+E A+E A+E A+E A

a A A E

- losmaken dubbele kogelkoppeling aan beide zijden (spullen op actuatortafel leggen) - klitbanden losmaken (eerst om borstkas, dan om schouder, dan de 4 fittingbandjes) !nog niet lucht in zak doen - eerste klitbanden op tafeltje bij deur leggen - arm met vacuumzak op tafeltje (West), lucht toelaten in zak, zak ahemen - armsok afdoen - een voor een opp.electroden van huid afkemen (geaard blijven!), oprollen en in trommel leggen, beginnend met 12 en eindigend met electrode 4 (meetkant naar beneden leggen). - plakkertjes van huid hirlm, direct weggooien in prdlebak - met watten en alcohol de huid desinfecteren draadelectroden uitnemen proefpersoon laten ondertekenen van financiele verklaring (baddgironurniner) backup maken van data op tapestreamer - vacuumzak schoonmaken, controle op gaatjes in zak - messbereich terug op 50.00 - alles opruimen en uitzetten (eerst actuator+compressor+koelinguit, dan Globlab) - stoel, scheerlijnen en fitting weer in beginstand - raam dicht ruimte afsluiten

-

-

I

Bijlage J1- 516 :Matlabprogramma’s W.O.:

- Bijlage J1 : programma voor krachtinvoer - Bijlage J1 t/m J16 : dataverwerkingsprogramma’s voor tijdsdomein - Bijlage 513 - J16 : dataverwerkingsprogramma’svoor fiequentiedomein

Bijlage J1 : h4KTF.M

XXXVI

% de totale tijdsduur van de pulsen Te = 200; % vorm pulsen

% de verschillende waarden die de kracht kan aannemen Fvalues = [20 40 60 80 -80 -60 -40 -201 ; % het aantai maien dat elk element v2n Fm!ues moet worden gebruikt

nvalues

= 5;

% het totaal aantal pulsen npulse = nvalues*Iength(Fvalues); % de volgorde van aanbrengen van de krachtgrooiten moet onvoorspelbaar zijn

Fall =[I; for i=l :nvalues Fall = [Fa11 Fvalues]; end for i=l :npulse irandom = round(length(Fall)*rand+0.5); Frandom(i) = Fall(irandom); Fall(irandom) = [I; end % de duur van de krachtpuls in seconden tpulse =0.2; % de minimale tijd tussen de krachtpulsen in seconden tempty =3.5; % de tijd die voor de pulsen (inclusief de rustperiode) nodig is Tpulse = npuise*(tpulse+tempty); % de resterende tijd Trest = Te-Tpulse;

ifTresK0 dispcde tijd die nodig is voor de pulsen is langer dan de totale tijd') else % verdeel de resterende tijd in (npulse+l) stukken Tpiece = [O Trest*rand(l,npulse) Trest]; Tpiece = sort(Tpiece); for i=l:(npulse+l) dTpiece(i) = Tpiece(i+l)-Tpiece(i); end

% bereken de begintijdstippen van de pulsen Tstart( 1) = dTpiece( 1); for i=2:npulse Tstart(i) = Tstart(i- l)ttpulse+tempty+dTpiece(i); end % de 'rise time' van de puls trise =0.001;

% bereken de tijdvector en de pulsvector TF = [O O]; for i=l :npulse TF = [TF;Tstart(i) o ;... Tstart(i)+trise Frandom(i); ... Tstart( i)+tpulse Frandom( i);. .. Tstart(i)+tpulse+trise O 1; end TF = [TF;Te O]; % plot de krachtpulsen subpiot(2i i j piot(TF(:, l),TF(:,2),'w') % bewaar de krachtputsen

save a:\tfó.dat TF -ascii end

Bijlage J2 : GM60.M

XXXVII

. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . % % GM60.M transfers Globallab data (2 byte) into Matlab format (8 byte) from

YO 16 channels. In Matlab format it is easy to do all kind of mathematical manoeuvres. % YO

% Explanation Globlabfiles: sb l-e4.dat : perturbations at (s)houlder, with force (b)locks, % (1)rst measurementfile, divisionsignc), % (e)xperiment (4), (.dat)-file. %%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%

nchan=l6; freq= 1000; chan= 13

% number of channels % sampie frequency

% measured force channel for rearranging % the data into workable force levels % total length of file in seconds nsecs=204; % number of seconds per block for nblocksecs=25; % preventing 'out of memory' root='ihome/w700/diederen/'; % root directory % subdirectory for experiment 4 dire='exp4/'; % inactive files %files=('eb l-e4.dat1;'eb2_e4.dat';'mble4.dat'I ; % active files files=['sb 1-e4 .dat';'sb2-e4.dat1] ;

% ('end' at end of entire file) for n=l :length(files(:, 1)) file=files(n,:) data=getchan(root,dire,file,chan,freq,nsecs,nch~,nblocksecs); % program getchan.m % translation from 2 byte integer data=(data/2048 -1)*200; % all measured forces during nsecs piot( data) axis([ 1 205000 -90 901) % possible times for starting perturbation T=[l; % foce detection level [NI FvasF4.0 for i=2 :length(data) if (abs(data(i)) > Fvast & ;-s(data(i-1)) < Fvast), T=[T i]; end end

k=O; lt=length(T); for j=l:lt-1 j=j+k; if T(j+l)cTG)+freq

TU+])=[]; It=lt- 1; k=k- 1 end end

% selection of T [ms]

disp('size(T) has to be equal to the number of force pulses in the file') % T:meetpunten waar net een puls begonnen is (T/freq(kHz) := [ms]) %TF is corrected starting time T (:=the value of T at approximated F=O)

TF=[];

for i=l:lengîh(T) TF=[TF round( T(i)-(ab$ data(T(i)))/(abs( data(T(i)))-abs(data(T(i)- 1)))))I ; end k=O; for i=l :length(TF) i=i+k; T-TF; if (T(i)-TF(i))>3 TF(i)=[]; T(i)=[l; k=k- 1; end end

% last selection of T

% unnecesary exclusion of information (far out of range fkom the force disturbance)

data(length(data(:)):- 1:(TF(length(TF))+freq/4+i))=[]; for i=Iength(TF):- 1:Z data((TF(i)-fieq/20):- 1:(TF(i- I)+freq/4+ I))=[]; end data( 1:1:(TF( l)-fieq/20))=[]; figure(2); grid plot(data); axis([O length(data) -80 SO]); pause( 10) D highest (60N) forceblock palues num-bÏocks=round(length(data)/( .30*freq)) % number of force pulses NT=zeros(num-blocks, 1); for i = 1:tength(NT) NT(i)=f?eq/20+.25 * freq*( i- 1)+(i-1 )*fieq/20; end

% sorting data from lowest (ZON)

TFF=zeros(length(NT), i); for i = 1:length(NT) a=O;

% placing for final sorting

%!!

if max(abs(data(NT(i)+fieq/5O:NT(i)+~eq/l0)))>57,a=5;, end % >57 [NI if a==5;, if data(NT(i)+7)<0,a=6;,end, end; if a==O if max(abs( data(NT( i)+freq/5O:NT( i)+freq/10)))>34, a=3 ;, end if a==3;, if data(NT(i)+7)<0, a=4;,end, end; if a==O if max(abs(data(NT( i)+freqRO:NT( i)+freq/1O)))> 17, a= 1;,end if a==l;, if data(NT(i)+7)<0, a=2;,end, end; end end TFF(i)=a; end figure plot( data)

mat=[]; % now rearranging all 16 channels into new sorted order + % multiplying all channels with the corresponding EMG gainfactors and rest

for j = l :16 chan=j j j=num2 stríj) m=U; chann=num2str(chan) data=getchan(root,dire,file,chan,freq,nsecs,nchan,nblocksecs); ciata(iengtn(data(:)):- 1 :(TF(iengtii(TF))+fieq/4+I))=[]; for i=length(TF):-1:2 data((TF(i)-freq/20):- 1:(TF(i- l)+freq/4+ i))=[]; end data( 1:1:(TF( l)-freq/20))=[];

%All 12 EMG gainfactors for experiment 4 (for instance) g=[5002000200050020020050050050020001000 1001; FN=data; data=[]; ifj
..................................................................................... ********* data=FN; FN=[]; ml=[l;,m2=[];,m3=[~;,m4=[];,m5=~~;,m6=[];,m7=[];,mS=[]; f=.30*fieq; for i=l:length(TFF) for 1=1:6 i€TFF(i)==I, k=num2str(l);,eval(['m' t '=[m'k '; data((f*(i-l)+l >:Pi)];']);,end

--

end end data=[]; cd .. eval( ['cd ' dire]); m=[m6; m5; m4; m3; m2; mi]; % block (300 ms) from -60 t/m 20N mat=[mat m]; cd .. cd matlab end %from foïj=t:!S cd .. cd exp4 cd giob2mat FN=[ file( 1:6) 'gm'] eval([lsave ' FN ' mat TFF g aal]) cd ..;,cd ..;, cd matlab % ñ-om the loop of filenames end

%all 16 channels in 1 matrix (16 columns)

%gm := from giobiab to matlab format

Bijlage 53 : getchanm

function [data]=getchan(root,dire,file,chan,freq,nsecs,nchan,nblocksecs);

nchan= 16; ndata=nsecs*nchan*fieq; datasize=2* ndata; tootdirfile=[root dire file]; flsz=fileprop( rootdirfile); %flsz=65 32096; headersize=flsz-datasize;

% totaal aantal datapunten % 2 bytes per datapunt

biocksize=2 *nbioc'nsecs*iichar,*%ec;; nblock=ceil(datasize/blocksize);

fid=fopen(rootdirfile); €seek(fid,headersize,-1) data=[];

% file wordt geopend en in file-identifier gezet % gaat naar het eind van de header

for i=i:nblock

block=fiead(fid,blocksize,'uint8'); % fread leest binaire data van file met preciesie data=[data;block(2*chan- 1 :2*nchan:length(block))+256* block(2*chan:2*nchan:length(block))~; clear block end fcIose(fid);

Bijlage 54 : PHiX60S.M

XXXIX

%%%%%%?a%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%

% % PHIX60S.M calculates and presents graphically the rotation of the humerus over % the data out of (s/m/e)b(l/2)-e(1/2/3/4)gm.mat, channel 15 and 16. % The program further saves the plotted data and stores .ps-files % %%%%%%%%%?a%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%

clear close all nhits =36; % number of force perturbating hits nPh =300; % measured time [ms] per hit % startingpoint per hit [=ON] sp =51; fsb =60; % maximum force block level at shoulder (force-shoulder-block) fmb =40; % idem;, mid-humerus i.0,. shoulder feb =40; % idem;, elbow i.o. shoulder

%! in right directory?

flnml=C'sbl-e4gm.mat'] flnm2=['sb2-e4gm,mat']

% made by GM60.M

if flnm i( l)=='e';,fsb=€eb;,end if flnm I( l)=='m';,fsb=fmb;,end

% (e)lbow % (m)id humerus

roor-'ihome/w700/diederen/'; dire='exp4/glob2mati'; rootdirfileI=[root dire flnm13; rootdirfile2=[root dire flnm21; eval(['load ' rootdirfilel 1) mati=mat; eval(['load ' rootdirfile2 1) for ii=16:-1:13 I=num2str(ii>

..................................................................................... *************** % from acceleration out of channel 15+16 the position + velocity from actuatorstick is % determined %! control

if i k = 16

% acc. at shoulder = acs(houlder)==>all4 exps % acm(id humerus)

acssl=-mati(:,$; acss2=-mat(:,ii); end for jj=I:nhits acsl( 1:nphjj)=acss l((ij- l)*nph+[ 1 :nph]); acs2( 1:nphji)=acss2((jj- l)*nph+[ 1:nph]); end phidd 1 1=acs I ;

% offset or drift from acceleration is not constant over whole session of measurements, so.. % subtract it

for kk= 1:&its offl(kk)=mean(phiddl i ( 1:sp- 1,kk)); ofE(kk)=mean(phidd22( 1:sp- 1,kk)); end; for kkk=l :nhits; acs I (:,kkk)=p hidd 11(:,kkk)-offl (kkk) ;

acs2(:,kkk)=phidd22(:,kkk)-ofE(kkk)

;

end; if ii== 15 % acceleration at elbow = ace(lbow) acee 1=mat 1(:,i i); %from flnml; acee2=mat(:,ii); % from flnm2 for jj=i :nhits acel (1 :nph,jj)=aceel(íjj- l)*nph+[ 1:nph]); ace2( 1:nph,jj)=acee2(íjj-l)*nph+[ 1:nph]); end; phiddl l=acel; phidd22=ace2; % idem €or ii==16

for kk=l :nhits offi(kk)=mean(phiddl l(1 :sp-1,kk)); oB(kk)=mean(phidd22( 1:sp- I ,kk)); end; for kkk=l :nhits; acel (:,kkk)=phiddl i (:,kkk)-offl (kkk) ;

ace2(:,kkk)=phidd22(:,kkk)-ofQ(kkk)

;

end; disp('determine angle phi: Are the 11 en 12-value corrected ?') % 11s := distance from head humerus to the accelerometer at the elbow Yo 12s := " 11

11

I1

I1 s=.4 10; 12s=.2275; % theory: phidd=(ace-acs)/L

phiddl =(ace i -acs 1)/(12s); phidd2=(ace2-acs2)/(12s); plot(phidd1) pause

I1

It

I

,I

% exp4:=.41+-.1825

%L=12s

%phiddl :=angle acceleration flnm 1

% conditions for angle(-velocity and acceleration)

phi 1(I, 1:nhits)=zeros( 1,nhits); phidl(1,i :nhits)=zeros(l,nhits);

, , I ,

phi2( 1,i :nhits)=zeros( 1 $hits); phi&( 1,l :nhits)=zeros( 1,nhits); for cc=2:nph-2*sp+2 phidI(cc,:)=phidI(cc- I,:) + .5*(phiddI(cc+sp,:)+phiddl (cc+sp-1 ,:))*.OOI ; % velocity flnml phid2(cc,:)=phid2(cc-l,:) + .5*(phidd2(cc+sp,:)+phidd2(cc+sp- 1,:))*.O0 1 ; % velocity flnm2 % angle flnm 1 phi 1(cc,:)=phil(cc- 1,:) + .5*(phidl (cc,:)+phidl(cc- 1,:))*.O0 1; % angle Anm2 phi2(cc,:)=phi2(cc-l,:) + S*(phid2(cc,:)+phid2(cc- I ,:))*.O0 1; end; figure humerus [grad] over 200 ms plot(phl1* 180/3. I4 i Sj;,grid;,ii:lei'hoetve~~~~~~~g! % angle rotation finm 1 ylabel([flnm 1 (1 :6)])

I);

figure plot(phi2* 180/3.14 i S);,grid;,title('hoekverdraaiing2 humerus [grad] over 200 ms'); % angle rotation flnm 1 ylabel([flnm2( 1:6)]) figure subplot(2,2,1) piot((mean(phi2(:,1 :ó)'+phil(:,l:6)')/2 - std(phi2(:, 1 :6)'+phil(:, 1 :6)')/2)* 180/3.1415) hold plot((mean(phi2(:,1 :6)'+phi 1(:,I :6)')/2 + std(phi2(:, I :ó)'+phil(:, 1 :6)')/2)* 180/3.1415) plot((mean(phi2(:,1 :ó)'+phil(:,1:6)')/2)* 180/3.1415) plot((mean(phi2(:,7: I2)'+phi 1(:,7: 12)')/2 - std(phi2(:,7:12)'+phi1(:,7: 12)')/2)* 18013.1415) plot((mean(phi2(:,7: 12)'+phil(:,7:12)')/2 + std(phi2(:,7: 12)'+phi 1(:,7: i 2)')/2)* 180/3.1415) plot((mean(phi2(:,7: 12)'+phi1(:,7:12)')/2)* 180/3.i 41 5 ) grid

YO!!! title('phi humerus bij kracht aan schouder bij j60NI') % force at shoulder : (60Nl ylabel('hoekverdraaiing [graden]') % angle rotation xlabelctijd [ms]') % time subplot(2,2,2) plot((mean(phi2(:,13:18)'+phil(:, 13: 18)')/2 - std(phi2(:,13:18)'+phil(:, 13: 18)')/2)* l80/3.141j) hold plot((mean(phi2(:,13: 18)'+phil(:, 13:18)')/2 + std(phi2(:,13: I8)'+phi 1(:,13:18)')/2)* 180í3.1415) plot((mean(phi2(:,13: 18)'+phil(:,I3: 18)')/2)* 180í3.14 15)

pIot((mean(phi2(:,19:24)'+phi1(:,19:24)')/2 - std(phi2(:,19:24)'+phi 1 (:,I 9:24)')/2)* 180í3.14 15) plot((mean(phi2(:, 19:24)'+phil(:, 19:24)')/2 + std(phi2(:,19:24)'+phi 1(:,19:24)')/2)* 180/3.1415) plot((rnean(phi2(:,19:24)'+phil (:,I 9:24)')/2)* 180/3. I4 15 ì grid %!!!

title('h0ekverdraaiing bij /40N1') ylabel('hoekverdraaiing [graden]') xlabelctijd Ems]') subplot(2,2,3) plot((mean( phi2( :,25 :30)'+phi 1(:,25:30)')/2 - std(phi2(:,25 :3O)'+phi 1 (:,25 :30)')/2)* 1 80/3.14 15) hold plot((mean(phi2(:,25:30)'+phi 1(:,25:30)')/2 + std(phi2(:,25:30)'+phiI(:,25:30)')/2)* 180/3.1415) plot((mean(phi2(:,25:30)'+phi 1(:,25:30)')/2)* 18013.14 15) plot((mean(phi2(:,3 I :36)'+phil(:,3 1 :36)')/2 - std(phi2(:,3 1 :36)'+phi1(:,3 1 :36)')/2)* 18013.1415)

plot((mean(phi2(:,3 1:36)'+phil(:,3 1:36)')/2 + std(phi2(:,3 1:36)'+phi1(:,3 :36)')/2)* 180/3.14 15) plot((mean(phi2(:,3i :36)'+phil(:,3 1:36)')/2)*180/3.1415) grid %!!!

title('h0ekveidraaiing bij 120NI') ylabel('h0ekverdraaiing [graden]') xlabel('tijd [ms]') print print -dps fi60se4 figure 1 1 ." i u e Il' hûeksfielheidl hiiinerts [ g i d s ] oveï 200 SS rlo:(phiC!*!8C/3.14:5). ,,g-:C;,' ylabel([ flnm 1( 1:6)]) % angle velocity flnm 1

'1;

figure plot(phid2* 18013.141S);,grid;,title('hoeksnelheid2 humerus [grads] over 200 ms'); ylabel([flnm2( 1:6)]) eval(['save fi60se4 phi1 phi2'1) %

end end

%van if ii=l5 %end van de for ii=l :...

Bijlage J5 : X6OS.M

. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . ?6 % X6OS.M presents graphically the displacements from the actuator (chan 13) % and prints the graphics andf stores the displacements % . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

clear close all nhits nPh sp =51; fsb fmb feb

=36; =300; =60; =40; =40;

% number of force perturbating hits % measured time [ms] per hit % shrtingpoint per hit [=ON! % maximum force block level at shoulder (force-shoulder-block) % idem;, mid-humerus i.o. shoulder % idem;, elbow i.o. shoulder

%! in right directory?

flnm l=['sb l-e4gm.mat1] flnm2=['sb2-e4gm.mat']

% made by GM60.M

if flnm 1(l)=='e';,fsb=feb;,end if flnml( l)=='m';,fsb=fhb;,end

% (e)lbow % (m)id humerus

root='/home/w700/diederenf'; dire='exp4/glob2mat/'; rootdirfíiei=[root dire flnml]; rootdirfile2=[root dire flnm21; evdi(['ioad ' rootdirfilel I) mat 1=mat; eval( ['load rootdirfiie2 1) for ii=14:1:14 I=num2str(ii) if ii==14 xxl =mat l(:,ii)* 100; xx2=mat(:,ii)* 100;

for jj=i :nhits xi( 1:nphjj)=xxl (uj-l)*nph+[ 1:nph]); x2( l:nphjj)=xx2(uj-l)*nph+[ 1:nphl); end; x 1(nph-sp+2:nph,:)=[]; x2(nph-sp+2:nph,:)=[]; xi( 1:sp-l,:)=[]; x2( 1:sp- 1,:)=[I; for kk=2:nph-2*sp+2 xl(kk,:)=Xl (kk,:)-xI (1,:); x2(kk,:)=x2(kk,:)-x2( 1,:); end

xl(1 ,:)=zeros( 1,nhits); x2( 1,:)=zeros( 1,nhits); figure subplot(2,2,i ) plot(mean(x2(:,1:6)'+xI (:, 1:6)')/2 - std(xS(:, 1 :6)'+x1(:, 1 :6)')/2) hold plot(mean(x2( :,1:6)'+x1 (:,I :6)')/2 + std(x2(:, I :6)'+x1(:, 1:6)')/2) plot(mean(x2(:,1:6)'Cxl (:,I :6)')/2) plot(mean(x2(:,7: 12)'+x1(:,7: 12)')/2 - std(x2(:,7: 12)'+x 1(:,7: 12)')/2) plot(mean(x2(:,7: i 2)'+xi(:,7: i2j'j/2 + std(x2(:,7: 12)'+x! (:,7: 12)')/2) plot(mean(x2(:,7: 12)'+x 1(:,7: 12)')/2) grid %!!!

title('trans1atie humeruskop bij kracht aan schouder bij (60NI') ylabel('trans1atie [em 1') xlabelctijd Ems]') subplot(2,2,2) plot((mean(x2(:, 13: 18)'+xl(:, 13:18)')/2 - std(x2(:,13:18)'+~1(:,13: 18)')/2)) hold plot((mean(x2(:, 13: 18)'+xl(:, 13: 18)')/2 + std(x2(:, 13:18)'+xI(:, 13: 18)')/2)) plot((mean(x2(:, 13:18)'+x1(:, 13:18)')/2))

pIot((mean(x2(:,19:24)'+xIf:,19:24)')/2 - std(x2(:, 19:24)'+x 1(:,19:24)')/2)) plor((mean(x2(:, 19:24)'+xl(:, 19:24)')/2 + std(x2(:,19:24)'+x I(:, 19:24)')/2)) plot((mean(x2(:,19:24)'+~1(:,19:24)')/2)) %!!!

title('trans1atie humeruskop bij 140NI') ylabel('trms1atie [cm]') xlabelctijd [ms]') grid subplot(2,2,3)

1(:,25:30)')/2 - std(x2[:,25:30)'+~1(:,25:30)')/2)) hold plot((mean(x2(:,25:30)'+~1(:,25:30)')/2 + std(x2(:,25:30)'+~1(:,25:30)')/2)) plot((mean(x2(:,25 :30)'+x 1(:,25 :30)')/2))

plot((mean(x2(:,25:30)'+x

plot((mean(x2(:,31:36)'+~1(:,3 I:36)')/2 - std(x2(:,31:36)'+~1(:,31 :36)')/2)) plot((mean(x2(:,3 1:36)'+x1(:,3 1:36)')/2 + std(x2(:,31:36)'+~1(:,31:36)')/2)) plot((mean(x2(:,3 1 :36)'+xl(:,3 I :36)')/2)) YO!!!

title('trans1atie humeruskop bij j20Nj') ylabel('trans1atie [cm]') xlabelctijd [ms]') grid print print -dps x60se4 save x60se4 xl x2

pause end end

%from:ifii==13 % from: for ii= ...:...

BijlageM J6- :F

clear close all % INITIALIZING AND LOADING inp=input('directly printing of mean reflextimes to printer? O=no; l=yes : ') nchan nr freq ns nb ne nr-fg nr-fh nr-hg

12; % number of channels 300; = 1000; % EMG sample frequency = 50; % zero time index = -49; % start of registration time = 250; % end of registration time =

=

6; % number of force groups per file (e.g.: -6ON,....,+2ON) 6; YOnumber of hits per force group =nr-fh; = =

= '/homelw700ldiederení';

root dire

= 'exp 1/glob2mat";

files1 files2 fls 1=files 1; fls2=files2; flevs flevme ifigure for qaz=l:2

=

['sb 1-e 1gm.mat';'mb i-e 1gm.mat';'eb 1-elgrn.mat']; 1gm.mat';'mb2-e lgm.mat';'eb2-e 1 grn.mat'];

= ['sb2-e

=[-60;60;-40;40;-20;20]; % forcelevels shoulder =[-40;40;-30;30;-20;20]; %Y forcelevels mid-arm & elbow =

o;

% number of subjects

if qaz===2 dire files 1 files2 end

= 'exp4lglob 2mat/'; = ['sb 1_e4gm.matt;'mb lPe4gm.mat';'eb

1_e4gm.matf];

= ['sb2~e4gm.mat';'mb2~e4gm.mat';'eb2~e4gm.mat'];

for fi=1:3 % 3

(s,m,e ...)

fi filel file2

= [root = [root

pdfupBREAK pdfdownBREAK

dire filesl(fi,:)]; dire files2(fi,:)];

=

[I; =

[I;

disp(['start loading ' filel]) eval(['load ' filel]) disp( ['finish loading ' file 1 1) mat 1=mat'; [q,w]=size(mat 1); matl=[mat 1 ones(q,w)]; disp(['start loading ' file21) eval(['load ' file21) disp(['finish loading file21) mat2=mat': for ij=nr-fg:- 1 :1 % 6:- 1 : 1 mat 1(:,2 *(ij- 1) *(nr-fh*nr)+ 1 :(2 *(ij- 1 )+ 1)*(nr-fh*nr))=mat 1(:,(ij- 1)*(nr-fh*nr)+ 1 :ij*(nr-fh*nr));

mat 1(:,(2 *(ij- 1)+1)*(nr-fh*nr)+ i :(2*(ij))*(nr-fh*nr>)=mat2( :,(ij- i )*(nr-fh*nr)+ 1:ij*(nr-fh*nr)); end clear matchan matchanl matchan2 matchan3 matchan i shift matchan3shift nchanl =1; nchan2= i ; am=[ 131;

%forcevector

for ichn = nchanl :nchan2 ichan=arr(ichn); if qaz==2;,dire = 'exp4/glob2mat/';,else;,dire chan imus nhit matchan

= 'exp l/glob2mat/';,end

= num2str( ichan); = ichan; = length(matl( 1,:))/nr; =

[I;

for ihit = 1:nhit % puts data ûom one channel in matchan matchanhit = matl(ichan,(ihit- l)*nr+[ I :nr]); matchan = [matchan;matchanhit]; end ifigure = ifigure +l;figure(ifigure) set(ifigure,'position',subpos(4,5, 1)) for sp= 1 :4 subpíot(2,2,sp) waterfall(nb:ne-40,1:2 *nr-fh,abs(rnatchan(2*nr-fh*( sp- 1)+1 :2*nr-fh*sp,ns+[nb:ne-40]))) view(20,3 5) if fi-1 wer=num2str(flevs(sp)); else wer=num2str(flevme( sp)); end we*[ wer ' N']; tx=(wert); axis([nb ne-ns 1 2*nr_fh O SO]) if sp== 1 title([ 'Force := ' tx ' ' filesl(fi,l:3) filesl(fi,5:6) '+' files2(fi,l:3) files2(fi,S:6) zlabel('[N)');,xlabel('time [ms]');,ylabel('number of hits'); else title([ 'Force := tx 1) end grid end dispcprint after 2 sec pause') pause(2) titl=[ files I (fi, 1 ) files 1(fi,5:6)] eval(['print -dpsc frc' num2str(ichn) tit1 '.ps']); if inp==l eval(['! Ipr -P 1 wat' num2str(ichn) tit1 '.ps']) end end end end

% from ichn % from fi % from qaz

I)

Bijlage 57 : W C . M

XLII

disp('Maximum Voluntary Contraction MVC!') disp('from all 12 EMG-channals') disp(");,disp("); disp('HAVE Y OU CONTROLLED THE EMG-gainfactors ????) disp('..and the name of the last file to be saved?) Fs = 1000; % sample frequency nf = 35; % highpass filter frequency nfl = 250; % lowpass filter frequency n82 = 450; % " " for needleelectrodes nr = 300; % number of samples per hit\ 'I

%g=[5002000 2000 500 200 200 500 500 500 2000 1000 100];,disp('exp4'); g=[200050200200200200200200500200200100]; root='ihomelw700/diederen/'; dire=['exp if]; file=['mm-e 1.dat']; freq=1000; for j= 1 :2 ifj4. file=['mm2e 1.dat']; g=(10002002000500200500500200500200200100]; end rootdirfiIe=[root dire file]; disp('fi1ename = ') flsz=fileprop(rootdirfile); disp(fi1e) nchan= 16; %leave it! (not 12) nb locksecs=2 5 ; nsecs=(flsz/( 16*2*1000))- 1; %! nsecs: deel aantal bytes van mm-file door (16 (kan.) *2 (1 getak2 bytes) *freq (samplefreqentie)); ndata=nsecs *nchan * freq; daîasize=2 *ndaîa; headersize=flsz-dize; %! nsecs: deel aantal bytes van mm-file door (16 (kan.) *2 (1 g e t a k 2 bytes) *freq (samplefreqentie)); % trek dan nog 0.5 seconden eraf (header wegdoen) %(! is getchan.m in deze directorie?) blocksize=2*nb locksecs*nchan*freq; nblock=ceil(datasize/blocksize); mvcgm=[] ; for chan= 1:I2 fid=fopen(file); fseek(fid,headersize,- 1) data=[]; for i=l :nblock

block=fread(fid,blocksize,'uintS'); % fread reads binairy data from file with precision data=[data;biock(2 *chan- 1:2 * nchan:length( block))+256 * block(2* chan:2* nchan:length( block))] ; clear block end fclose(fid); CHAN=chan; FN=data; data=[]; I=num2slP(CHAN) eval(['s' i '=g(CHAN);']); %

%%eval(pEMG' 1 ' =' FN % EMG in milliVolts eval(['gain=(s' 1 '==2000)*1875+(s' I '==1000)*3750+(s' I... '==500)*7500+(s' 1 '==200)* 18750+(s' 1 100)*375 OO+(s' I... --50)*75000']); % if e.g. sl = 200 then sl==200 gives 1 and all others give zero. I;]);

I==

I--

eval(['FN=iE3*(IO/gain)*(2*FN/(2*12)-1);']); % figure;plot(FN);,pause(5)

t=(1:.001*nr*Fs)/1000; if chan <4;,nfll=nfl2;,eise nfll=nfl;,end [b,a]=ellip(4,0.1,40,[nf nfll] *2/Fs); [H,w]=fieqz(b,a, 1024); FN=FN-mean(FN); sf! =f!teï(b,a,FNj; FN=sfl;

% [.. ..] Hz blijft staan, rest weg

[aa,bb]=max(abs(FN)); maxmm=mean(abs(FN(bb-249:bb+250))); %; MVC

mvcgm=[mvcgm;maxmm] ; end figure plot(mvcgm)

ifj==l hold mvcgm 1=mvcgïn; else mvcgm2=mvcgm; end finm=['mvc-' dire(l:3:4) cd ..

'_I

num2strG) ]

1s

eval(['cd ' dire]); eval(['save ' flnm ' mvcgm g dire 'I) end

%€or j=i :2

mvcgm=(mvcgm 1 +mvcgm2)/2; plot(mvcgm) eval(['save mvc-e4' ' mvcgm g dire 'I)

I

Bijlage J8 : 0PRO.M

XLIII

clear close all %!!!! watch it:change names of files per experiment % INITIALIZING AND LOADING inp=input('directly printing of mean reflextimes? O=no; 1 =yes : ') inp2=input('only histogram plot? O=n; l=yes : ') nchan chnmxndl

nr

nf nfl nf12 freq ns nb ne nw 1 nw2

nd

12; % number of channels = 3; % max channelnumber of needle electrodes = 300; = 40; % frequency of highpass filter (normally between 35 and 40 Hz) = 200; % frequency of lowpass filter for = 450; % " " " for needleelectrodes = i 000; % EMG sample frequency = 50; % zero time index = -49; % start of registration time = 250; % end of registration time =

'I

3 i ; % the width of the region over which the standard % deviation is determined in the derivative filter % 2 1 gives too much noise, 4 1 is too conservative = 6 1; % the widht of the triangular filter applied to the % distribution function ofthe break points % lower values give separated tops that are % undesirable = 5; % data reduction factor for use in filtsmooth =

=

femg

2; %the level that a top in the filtered emg must % reach to be included in the histogram

=

fpdf

2; %the level that the smoothed histogram value must

% reach to be selectable

fnearmax

=

inearmax

% break point must fail to be included as belonging % to the 'real' break points = 40; % the maximum deviation from the idealized % breakpoint to be included as belonging % to the 'real' break points

dt

=

MVC ration

2.5; %the normalized (to sigma) range in which a

0.001; %time step per sample for use in determining % pdf = 2.5; % minimum percentage of max. vol. contraction for taking EMG into serious conside-

%this value is given in the programm al1tops.m nr-fg nr-fh nr-hg

6 ; % number of force groups per file (e.g.: -6ON,....,+20N) 6; % number of hits per force group =nr-fh;

step histl hist2 nrstep ceilmax

= = = =

= =

= 5 ; % for making histogram with moving window; i 5; % time for histogram window io; histlistep; % 3:=number of steps per window nrihistl; YO20:=number of units for histogramming

% description of some of the variables: % breakpoints : the idealized activity change points of one muscle YObreakpointsshft : indicates if a break point was determined from % nonshifted or shifted data % BREAKpoints : the detected or reconstructred activity change points in % the individual signals % BREAKpointsreal : indicates if a break point was detected or reconstructed % idealvalues : the idealized emg values of one muscle % IDEALvalues : the idealized emg values of the individual signals of % one muscle

root dire files 1 files2 fls 1=files 1 ; fls2=files2;

= '/home/w700idiederen/'; = 'exp iiglob2rnatY: = =

'sbl elgm.mat';'mbl~elgm.mat';'ebl~elgm.mat']; f'sb2re 1gm.matt;'mb2-e 1gm.matf;'eb2-e 1 grn.mat'];

['shsl s24.mat';'shm 1m2-4.mat';'shel e24.mat'I; %MVC: made with program mvc.m = ['mvc-el']; %mvcgm:= corrected MVC =[-60;60;-40;40;-20;20]; % forcelevels shoulder =[-40;40;-30;30;-20;20]; % forcelevels mid-arm & elbow

Oh% fils fie

=

flevs flevme

% number of subjects

for qaz= 1 :2 if qaz==2 dire files 1 files2 fie end

= 'exp4/glob2mat/'; ['sb 1-e4gm .mat';'m b 1-e4gm .mat';'eb 1-e4gm .mat']; = ['~b2~e4grn.mat';'m b2e4gm .mat1;'eb2_e4gm.mat']; = ['mvc-e4']; =

for fi=1:3 %3 fi filel file2

%iength(files(:, I ))

= [root dire = [root dire

pdîÜpBREAK pdfdownBREAK

=

filesl(ñ,:)]; files2(fi,:)];

[I; [I;

=

disp(['start loading ' filel]) eval(['load ' filel]) disp(['finish loading ' filel]) matl=mat'; [q,w]=size(matl); maîl=[matl ones(q,w)]; disp(pstart loading ' fiie21) evai(['load ' file21) disp(rfinish loading ' file21) mat2=mat'; % 6:-1:1 for ij=nr-fg:- 1:1 mat 1(:,2 * (ij- 1) * (nr-&*nr)+ 1:(2 *(ij- 1)+1)*(nr-fh*nr))=mat 1(:,(ij- 1)*(nr-fh*nr)+ 1:ij*(nr-fh*nr)); mat 1(:,( 2 *(ij- i )+i)*(nr-fh*nr)+ i :(2*(ij))*(nr-fh*nr))=maW( :,(ij- i )*(nr-fh*nr)+ 1:ij*(nr-fh *IK)); end

clear matchan matchanl matchan2 matchan3 matchan 1shift matchan3shifi nchanl=l; nchan2= 1O; %%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%% % % array of onfollowing muscle numbers (see also musname.m) % first six muscles are being considered as agonists % 7th to 12th as antagonists % one exception: m.supraspinatUS is expected to be neither agonist nor antagonist %%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%% %

arr=[l 6 4 5 8 2 7 10 12 91; for ichn = nchan 1:nchan2 ichan=arr( ichn); ifqaz==l;,dire = 'exp4/glob2ma~;,efse;,dire= 'exp l/glob2mat/';,end chan imus nhii matchan

= numlstr(ichan); = ichan;

= length(mat 1( 1 ,:))/IK; =

[I;

% puts data &om one channel in matchan for ihit = 1:nhit = mat1 (ichan,(ihit- l)*nr+[ 1 :nr]); matchanhit = matchanhit-mean(matchanhit); matchanhit matchan = [matchan;matchanhit];

end % EMG DATA PROCESSING

disp('start fiithigh') = fiithigh(matchan,nf,nfl,nr,freq,nfl2,chnmxndl,ichan); matchan 1 % filters signal with bandpass between nf and nfl or nfl2 (depending on wire or surface-EMG) disp('finish fikhigh') %% For plotting: division by i 00% MVC

if ichn==nchan 1; fies = [root dire fie]; disp( ['start loading ' fies]) eval(['load ' fies]) disp(['finish loading fie]) end matchan I-mvc=[]; matchanl-mvc=matchanl ./(.O1 *mvcgm(ichan));

%in í#of percent

if inp2==0 ifigure = 1 ;figure(ifigure) set(ifigure,'position',subpos(4,5, i )) for sp=l:4 subplot(2,2,sp) waterfall(nb:ne,1:2*nr -fh,abs(matchanI~mvc(2*nr~fh*(sp-l)+l:2*nr~~*sp,ns+[nb:ne]))) %view(0,75) if fi==l wer=num2str(fl evs(sp)); else wer=num2str(flevme(sp)); end we*[ wer ' NI]; tX=(wert); axis([nb ne 1 2 * - h O 501) if sp== 1 title([ musname(imus) ' tx ' ' filesl(fi,l:3) filesl(fi,5:6) '+' files2(fi,l:3) files2(fi,5:6) zlabel('[% MVC]');,xlabel('time [ms]');,yiabel('number of hits'); else titie([ musname(imus) ' ' tx 1) end grid end disp('print after 2 sec pause') pause(2) titi=[ files l(fi, 1) files 1(fi,5:6)] eval(['print -dpsc wat' num2str(ichn) titi '.ps']); if inp== 1 eval(['!ipr -Pi wat' num2str(ichn) tit1 '.ps']) end % from if inp2==0 end dispcstart filtsmooth) = filtsmooth(matchan 1-mvc,nw i ,nd); matchan2 disp('finish fiitsmooth') disp('start filtdiff) = filtdiff(matchan2,nwl); matchan3 disp('finish filtdiff) if inp2==0 ifigure = 2; figure(ifigure) set( ifigiire,'position',subpos(4,5,2)) waterfall(nb:ne, 1:nhit,abs(matchan3(:,ns+[nb:ne]))) view(0,75) axis([nb ne 1 nhit O 21) title([filesi(fi,:) 'f' files2(fi,:) ' ' musname(imus)]) % from if inp2==0 end

1)

?'o EXTRACTION OF ACTIVATION CHANGE TIME POINTS %return

disp('start alltops')

[indexup,indexdown,valuemax2,valuemin2,valuemax,valuemin,indexmax2] alltops(matchan3,matchan 1-mvc,MVC,log 1O(femg),ns,nd); disp('finish alltops') if inp2==0 ifigure = 3; figure(ifigure) set( ifigure,'position',subpos(4,5,3)) for ihit = 1:nhit plot(indexup(ihit,:)-ns ,ihit*ones( 1 ,length(indexup(ihit,:) )),'*c5') Xihit==!, hold on, eiìd plot( indexdown(ihit,:)-ns,ihit*ones( 1,length(indexdown(ihit,:))),'oc6') end hold off grid axis([nb ne O nhit+l]) title([fiiesl(fi,:) '+' files2(fi,:) ' ' musname(imus)]) ylabel('number of hits') % from if inp2==0 end if valuemax2-=[] valuemax2=[valuemax2;zeros(length(indexup(:, 1))-length(valuemax2( :,I )),length( indexup( 1,:)))I; else valuemax2=zeros(nr-fg*nrhg*2,1); end if inp2==0 ifigure = 4;figure(ifigure) set(ifigure,'position',subpos(4,2,3)) end % from if inp2==0 % 6 forcelevels (per ichan) for tt=l :nr-fg jj=tt; evaI(Elmatmvc' num2str(tt) '=[matchan 1mvc(2*nr_hg*(tt- i)+ 1:2*nr_hg*tt,:)];']); evai( rindexup' num2str( tt) '=[indexup(2 *-hg*(tt- 1)+1:2 *nr-hg*tt,:)] ;I); eval( ['indexdown' num 2str(tt) '=[indexdown(2*nr-hg *(tt- 1)+1:2 * nr-hg* it,:)];']); eval( ['valuemax2' num2str(tt) '=[valuemax2(2*nr-hg*(tt- 1)+1:2*nr-hg*tt,:)];']); eval( ['indexup' numSstr(tt) '=mat2vec(indexup' num2str(tt) I);]); evai(['indexdown' num2str(tt) '=mat2vec(indexdown' num2str(tt) eval( rvaluemax2' num2str(tt) '=mat2vec(valuemax2' num2str(tt) eval(['indup= indexup' num2str(tt) I;']); eval(['inddown= indexdown' num2str(tt) ';I]); eval(['valmax= valuemax2' num2str(tt) ';'I); for k=length(indup):- 1:1 i€ indup(k)==O; indup(k)=[] ; valmax(k)=[]; end end for k=length(inddown):- 1:I if inddown(k)==O; inddown(k)=[] ; %valm in(k)=[] ; end end eval(['inddown= indexdown' num2str(tt) I;']); eval(['valmax= valuemax2' num2str(tt) I;']); if inp2==0 heigh=.l33; bot=.l+(tt-l)*heigh; axes('position',[.l bot .8 heigh]) if indup==[];,indup=(O);,end if inddown==[];,inddown=(O);,end for ihit = 1:length( indup)

%I 2

');'I); I);]);

=

plot(indup(ihit)-ns ,ihit*ones( 1,length(indup(ihit))),'*c6') if ihit==l, hold on, end if ihit <= length(inddown) plot(inddown(ihit)-ns,ihit*ones( 1,length(inddown(ihit))),'oc5') end end hold off grid axis([nb ne O length(indup)+l]) if tt==nr-fg title(['EMG onsets and offsets i' filesl(fi,l:3) '+' files2(fi,l:3) ' ' musname(imus)]) end if fi==l wer=num2str( Bevs(tt)); e!se wer=num2str(flevme(tt)); end we+[ wer ' N']; ylabel( wert); % from if inp2==0 end if indup==(O);,indup=[];,end if inddown==(O);,inddown=[];,end %%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%~o%%%~o~o%%%%%%%%~o

% % new indices is going to be divided by histl (grouping reflexes into levels of histl millisecs) %%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%~o%%%~a%%%%%

?h

kk kkr kkk

= [I; = = [I;

[I;

histup=ceil( indupíhist I); %histdown=ceil( inddownhist1);

% helping variable % helping variable % helping variable % histup consists of new indices from 1 to max:= nrhistl (=20) % idem

for h=l :nrstep % # timesteps per hist 1 (3 or 5 ) &=Ti: for &l:ceiImax-l *(h-=1) % ceilmax := 300115 eval(['k' num2str(ii) '=O;']) % counter for jjj=i :length(indup) % ## indices-up per forcelevel if ceil((indupQjj)-((h-í)*step))/histl)==ii % if ... belongs to level ii eval(['k' num2str(ii) '=k' num2str(ii) '+I;']) end end eval(['kk=[kk k' num2str(ii) 'I;']) eval(['kkr((ii- 1 )%step+ 1:(ii- l)*nrstep+nrstep)=k' num2strfii) '*ones( 1 pstep);']); end if h>l kkr(h:nrstep*(ceilmax- 1)+h- l)=kkr( 1:nrstep*(ceilmax- 1)); kkr(1:h-l)=zeros(l,length( 1 :h-1)); kkr((cei1max- l)*nrstep+h:ceilmax*nrstep)=zeros( 1,nrstep+ 1-h); end kkk=[ kkk;kkr]; &I-=[]; end kn=(sum(kkk))/(nrstep); % indicates approximately the number of latencies % in an area +I- 7.5 ms % at length(kn( 1:max))*5-1/2step [ms]; for ii=l :ceilmax [val,in] = m a ( kn); in-max(ii)=in; val max(ii)=val; kn(Tn)=O; end

% find ceilmax maxima

in 1max=in-max; in-max=inl max; %%%%%%%%%%%%%%%%%%%~%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%~a%%%%%~a

% selection from above inmax for SL,ML and LL's %%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%

for jjj=ceilmax:- 1:1 if val_max('jjj)<(2 *nr-fh)/4 in-max(ijj)=[]; vaimax(jjj)=[] ; end end for ii=l :lengîh(in-max)- 1 if in-max(ii)==O;,ii=ii+ 1;,end for jjj=(ii+ l):length( in-max) if in-max(jjj)<=in-max(ii)+nrstep if in-max(jjj>>=in-rnax(ii)-nrstep in-max(ijj)=O; val-max(jjj)=O; end end end end

% less than 3 latencies within index +- (histU2) ms

%

% unnecessary information excluded

for ii=length(in-max):- 1 :1 if in-max(ii)==O; in-max( ii)=[ 1; val-max(ii)=[]; end %end definite selection of reflextime onsets end in2max=in_rnax*step-. 5 *step; in-max=inlmax;

%time in milliseconds

% also necessary the mean MVC-value (in valmax) of those selected reflexes % e.g. if in-max( 1)= 52.5 [ms] and val-max( i)= 5 than the mean MVC of % those 5 reflexes are being taken into consideration for a global idea about % the strength of the occured reflexes

nrhl=O; IUh2=0; for ii=l :length(in-max)

kk=O; kk2=0; % vector with mean MVC's of corresponding reflexes vin-max=[] ; for kl=l :length(indup) if indup(kl)<=inmax(ii)+(hist 1-.5 *step) if indup(kl)>= in-max(ii)-(histl-S *step) kk=kk+l; vin max(kk)=valmax(ki); endend if indup(kl)<=in_max(ii)+(hist2-.5 *step) if indup(kl)>= in_max(ii)-(hist2-.5 *step) kk2=kk2+ 1; end end end % vector with mean MVC of means (from al1tops.m) vmean(ii)=mean(vin-ma); % per index (:=mean-reflextime) % number of reflexes within +- 12.5 ms nrhl (ii)=kk; % id. within +-7.5 ms nrh2(ii)=kk2; % of for ii=l:length(in-max) end %%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%% % % now from 12 (2*nr_gh)hits there is available: in-max % selected time of reflexes % % nrhl % # out of 12 in in-max +/- (histl-.5*step) [ms] vmean % for every in-max the mean MVC of all valmax YO

Yo%%%%%%%%%%%% %the same could be done for the shifted data but at primarily looking at % the shifted data, it doesn't make sense: the reflextimes are even more

% spread and are not apt for further mathematic research!! % By the way, the shifted method is perhaps (doesn't seem so) more efficient % concerning the finding of average reflextimes, but takes even more % calculating time. So this shifted method is not further being used % (control it at looking at the 2 figures after calculating the program alltops.m!) %%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%~o%%~o%%%%%% YO

%50 ms off

in-max=in-maxr-50; val-max=nrh I '; val_smax=nrh2'; vmean=vmean';

ifin-max==[];, iimax=[O!;,va!_rr!~=CO!;,~mesn=[O!;,en(! eval( ['in-max' num 2str(tt) '=in-m ax;'] ); eval( ['val-max' num2str(tt) '=val-max;']); eval( Fval-smax' num2str(tt) '=val-smax;']); eval( ['vmean' num2str(tt) '=vmean;']); %% names for in-max etc for 12 muscles

eval( ['indmax' num2str(tt) '( 1:length(in-max),ichn)=in-max' num2str(tt) I;']) eval(['valumax' num2str(tt) '( 1:length(in-max),ichn)=val-max' num2str(tt) I;']) eval( ['valusmax' num2str(tt) '( 1:length(in-max),ichn)=val-smax' num2str(tt) I;']) eval( ['valmean' num2str(tt) '( 1:length(in-max),ichn)=vmean' num2str(tt) I;']) vmean=[ j; in-max=[] ; val-max= [I ; val-smax=[] ; hold off end % % % %

% from: for tt= 1:nr-fg

% 6 forcelevels, one muscle

disp('yrint after 2 sec pause') & pa$) titi=[ filesl (fi, 1) filesl (fi,5 :6)] eval(['print -dps al' num2str(ichn) tit1 '.ps']);

% if inp==l % eval(['!lpr -PI al' num2str(ichn) tit1 '.ps']) % end

end %Is

% from ichan J ichn

%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%~o%~o%%~o

% storage indmax 1 -6, valumaxl-6 and valmean 1-6 %%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%~o%%~o

indnaam=['ind-' filesl(fi,l) filesl(fi,5:6)]; valunaam=['val-' files l(fi, 1) files1(fi,5:6)]; valsnaam=['vals-' filesl(fi,l) filesl(fi,5:6)]; valmnaam=['vm-' filesl (fi,l) filesl(fi,5:6)]; eval(rsave ' indnaam ' indmaxl indmax2 indmax3 indmax4 indmax5 indmaxó']); eval(['save ' valunaam ' valumaxl valumaxl valumax3 valumax4 valumax5 valumax6']); eval(['save ' valsnaam ' valusmax 1 valusmax2 valusmax3 valusmax4 valusmax5 valusmaxó']); eval( ['save ' valmnaam ' valmeanl valmean2 valmean3 valmean4 valmean5 valmeanó']); %%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%~o~o%%%%~o%%% %%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%~o%

% now there's indmaxl-6 available with every column := a muscle (1-12) % idem for valumaxl valumax6 % nr reflexes within +I- histl-S*step of indmax.. % idem for valmeanl -valmean6 % mean MVC of nr reflexes of indmax..

-

%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%~o%~o~o~o~o%~o%%%%%~o

. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

% plotting now %%vmean=mvcmax % make reflexvector and mvcmaxvector for plotting

xlim=[O 2001; ylim=[O 251;

YOnr of forcelevels

for ii= 1 :nr-fg

ifigure=figure(ii+(f- I)*nr-fg+4) set(ifigure,'position',subpos(3 ,ó,ii+(fi- l)*nr-fg)) for i= 1:5 % number of agonistiantagonist muscles trise tpulse hight tau teenè

=0.1;

=hist 1; =25; = [O O]; =200;

eval(['nin=length(indmax' num2str(ii) I));']) eval(['aaa=indmax' num2str(ii) '( 1 ,i);' I); if aaa<=O;,bbb=O;,eIse;,bbb=tpulsei2;,end; I(:,

aa=['indmax' num2str(ii) 'O,i)-bbb O']; bb=['indmax' num2str(ii) 'Cj,i)-bbb+trise O+valmean' num2str(ii) O+valmean' num2str(ii) '&i)']; cc=['indmax' num2str(ii) '(j,i)-bbb+tpulse dd=['indmax' num2str(ii) '(j,i)-bbb+tpulse+trise O']; for j= 1:nin = [tau;' aa '; bb cc dd 'I;]) eval(['tau end heigh=. 12; bot=. 1+(i- 1)*heigh;

'a$];

I;'

I;'

tau=[tau;tend O]; axes('position',[. 15 bot .33 heigh]) % axis([O tend O hight])

if i>l;,axis(axis);,end if qaz==l;,col=['-'];,elseif qaz==2;,col=['-.r'];,hold on;,end; %%%plot(tau(:,l),tau(:,2),col,tau(:, 1 ),tau( :,2)) plot(tau(:, 1),tau( :,2),col) axis([O tend O hight]) if i>l

set(gca'xlim',xlim,'xticklabels',''); end grid on mus= [musname2(arr( i))] ; h=get(gca,'Children'); get(h(l),'Type'); %[O 1 i] :=cyan set(h( I),'Color',[O 1 i]); text( 155,hight-4,mus) h=get(gca,'Children'); get@( 1),'Type'); %[O 1 11 := cyan set(h( l),'Color',[O 1 i]); ee=['indmax' num2str( ii) 'íj,i)-2']; %%ff=['valmean' num2str(ii) 'íj,i) +2 'I; fí+-['valmean' num2str(ii) 'Qj) +3 'I; for i=l:nin

%%text(eval([ee]),eval([~),num2str(gg)) h=get(gca,'Children'); get@( 1),'Type'); if qaz-2 %[O 1 O] := green set(h( l),'Color',[O 1 O]); else %[ 1 O O] := red set@( i ),'Color',[ 1 O O]); end text(eval( [ee]),evai( [fffJ),num2str(ggg)) h=get(gca,'Children'); get@( 1),'Type');

if qaz==2 set(h( l),'Color',[O 1 O]); else set(h( l),'Color',[ 1 O O]); end end end

%[O 1 O] :=green

%[1 O O] := red

if i== 1 xlabel('time [ms]') end if i==3 ylabel('% MVC') end tau=ri.

end

119

YOfor i=l:5

ti=['onset clusters (#/I 2) from AGONISTIC ...'I; tit=[ filesl(fi,l:2) flsl(fi,5:6) 'i' filesl(fi,5:6) 1; if fi==1; it=nurn2str(flevs(ii)) % schoulder forcelevel else it-num2str(flevme(ii)) % mid-arm & elbow forcelevel end titit=[ti]; title( titit) for i=6: i O

% number of antagonist muscles

eval(['aaa=indmax' num2str(ii) '( 1 ,i);' 1); tau = [O O]; if aaa==O;,bbb=O;,else;,bbb=hist i /2;,end; aa=['indmax' num2str(ii) '(i,i)-bbb O']; valmean' num2str(ii) '(j,i)']; bb=['indmax' num2str(ii) '(j,i)-bbb+trise valmean' num2str(ii) '&i)']; cc=['indrnax' num2str(ii) '(i,i)-bbb+tpulse dd=['indmax' num2str( ii) '('j,i)-bbb+tpulse+trise O']; for j=i :nin eval( ['tau end

= [tau;'

aa

I;'

bb

I;'

cc

I;'

dd 'I;'])

bot=. i +(i-6)*heigh; tau=[íau;tend O]; axes('position',[.52 bot .33 heigh]) if i>l;,axis(axis);,end if qaz==l ;,col=['-'];,elseif qaz==2;,col=['-.r'];,hold on;,end; %%%plot(tau( :,1 ),tau(:,2),col,tau( :,1),tau( :,2)) plot(tau(:,l ),tau(:2),col) axis([O tend O hight]) grid on if i>6 set(gca,'xlim',xíim,'xticklabeis',"); end if i>5 set(gca,'ylim',ylim,' yticklabels',"); end mus= [musnameZ(arr(i))]; h=get(gca,'Children'); get@( 1),'Type'); %[O I I ] :=cyan set(h( l),'Color',[O 1 11); text( 5 ,hight-4,mus) h=get(gca,'Children'); get@( 1),'Type'); %[O 1 i ] :=cyan set(h( í),'Color',[O 1 i]); %%fF['valrnean' num2str(ii) '(ij) 1-3 'I: ffP['valrnean' num2str(ii) '(ij) +3 'I; for j=i :nin gg=['valumax' nurn2str(ii) '(j,i)']; gg=eW[ggl);

ggg=['valusmax' num2str(ii) '(j,i)']; g g g - e w [gggl); if gg-=O text(eval( [ee]),eval( [fffl),num2str(ggg)) h=get(gca,'ChiIdren'); get(h(1 ),'Type'); if qaz==2 %[O 1 O] := green set(h(l),'Color',[O 1 O]); else %[ 1 O O] := red set(h( l),'Color',[ 1 O O]); end end end end tau=[]; titit=[' ...& from ANTAGON. muscles P tit 'i' it ' N']; if qai==2 title(titit) end disp('print after pause and 2nd subject') pause(2) if qaz==2 titl=[ files 1(fi, 1) files 1 (fi,5:6) fls 1(fi,6)]; eval(['print -dpsc t' it tit1 '.pst]); if inp== 1 eval(['!lpr -P1 t' it tit1 '.pc']) end end end

%ftom: for ii=l:nr-fg

for ijk= 1:nr-fg eval(['indmax' num2str(íjk) '=[I;']); evaì(['valmean' num2str(ijk) '=[];'I); eval(['valumax' num2str(ij k) '=[I;']); eval(['valusmax' num2str(ijk) '=[I;']); end end end

% from fi % ftom qaz

Bijlage J9 : f3thigh.m

XLIV

function maFfilthigh(mat,nf,nfl,nr,fieq,nfl2,chnmxndl,ichan) % function mat-fiIthigh(mat,nf,nfl,nr,fieq)

if ichan > chnmxndl nfl=nfl; else nfl=nfl2; end

% difference between bandpass on needle or surface EMG-data

%filteren data: bandpass tussen nf en nfl Hz fP2048; %filterfteq Fs=freq; t=(l:.OOl*nr*Fs)/lOOO; [b,a]=butter(2,[nfl(freq/2) nfl/(fieq/2)]);

% [.. ..] Hz blijft staan, rest weg

%figure mat=[ zeros(length(mat(:, l)),nr) mat zeros(length(mat(:, 1 )),nr) 1; %for i=i:l %length(mat(:,l)) % mat( i,:)=mat( i,:)-mean(rnat( i,:)); % sfl=filtfilt(b,a,mat(i,:)); % plot(mat(i,nr+l:2*nr)) % hold % plot(sfl (nr+ 1 :2 *nr),'w'); % hold % mat(i,:)=sfl; % %pause(l) % end mat(:,l :nr)=[]; mat(:,nr+1:2*nr)=[];

Bijlage J10 : filtsmooth.m

XLV

Bijlage J11 : fltdif€.m

XLVI

function matdif+fiitdif€(matstd,nw) % function matdifHïltdiff(matstd,nw)

nw2 =( nw-1)/2; [nr,nc] = size(matstd); matdiff = logIO([ones(nr,2*nw2) ... matstd(:,1+3*nw2:nc-nw2)./matstd(:,l+nw2:nc-3 *nw2) ... ones(nr,2 * nw2)]);

Bijlage J12 : allt0ps.m

XLVII

Function[ indexmax,indexmin,valuemax2,valuemin2,valuemax,valuemin,indexmax2]=alltops(mat,matchan 1,MVC,n cross,ns,nd); % function [indexmax2,indexmin2,valuemax,valuemin]=alItops(mat,matchan1,MVC,ncross,ns,nd,iplot); %if nargin<7, iplot = O; end %ifnargin<ó, nd = 5 ; end %if nargind, ns = 9; end %if nargin<4, ncross = - 1.O 1*max([max(max(mat)) -min(min(mat))]); end %ndd=ns- 1O; %iii=l; ns=50; ndd=ns- 1O; iploe0; ncross=.301; ns=9; nd=5; %mat=matchan3; %matchanl=matchanl-mvc; [nr,nc] ns2

= size(mat); = (ns+1)/2;

%72*300

= zeros(nr,l); % first selection of onsets and offsets iposl = zeros(nr,l); % second " ipos2 ipos3 = zeros(nr,l); % third imaxminl = zeros(nr,l); % indicates if iposl(a,b) is onset (+i) or offset (-1) O/o ipos2(c,d) imaxmin2 = zeros(nr,l); yo 3 It imaxmin3 = zeros(nr,l); % EMG-value belonging to ipos3 vmaxmin3 = zeros(nr,l); 'I

indexmax = zeros(nr,l); indexmin = zeros( nr, 1); vaíuemax = zeros(nr, I ); valuemin = zeros(nr,l); indexmax2 = zeros(nr,l); indexmin2 = zeros(nr,l);

It

I1

>I

t,

11

I,

>I

11

?I

8,

11

I,

11

It

It

%

= [[[-ns2:ns2]']."2 [-ns2:ns2]' ones(ns+L,l)]; REG REGREGREG = inv(REG'*REG)*REG'; %reîurn for i = 1:nr

kl

for j reg par a b C

=

o:

= ns2*nd+l:nd:n~-ns2*nd

= mat(ij-n~2*nd:ndj+ns2*nd)';

% actually only looking to 100 Hz

= REGREGREG*reg;

= par( 1);

=

PNa;

= par(3);

%DETERMINATION OF MAXIMA AND MINIMA ifa -= O index = -bí(2*a); % time of maxímin = a*indexA2+b*index+c; % value of maxímin value if index >= -ns2 & index <= ns2 % maximum ifa<0 = kl+l; kl iposl(i,kl) = round(j+index*ns2); % nd ? imaxminl(i,kl) = 1; end % minimum ifa>0 = kl+l; kl iposl(i,kl) = roundíJ+index*ns2); imaxminl(i,kl) = -1; end end end end

% of for j= ....

% REDUCTION TO ALTERNATING MAXIMUMMINIMUM SEQUENCE klmax =kl;

k2 =o; kla = 1; imaxminl (i,kl max+ 1) = -imaxminl (i,kl max); for k l b = 1:klmax % alternating max/min or minimax if imaxminl (i,kl b)* imaxminl(i,kl b+ 1) == - 1 kî =k2+1; %kla,klb %number of alternations iposl(i,kla:klb) ; %all positions ofmat(step ns2) between k l a en k l b iposltmp = % all mats between k l a en k l b on iposl (mdmins) vposltmp = mat(i,iposl(i,kl a:kl b)); if imaxminl (i,kl b)==l % maximum mat value [vposltmp,itmp] = max(vpos1tmp); else % minimum [vposltmp,itmp] = min(vpos1tmp); end % position of max or min ipos2(i,k2) = ipos 1tmp(itmp); % new imaxmin without non-minsímaxs Lmamin2(i,k2) = Imaxminl(i,kl bj; kia =klb+l; end end %end%%%%%%%%%%%%%%%%%%%% % PRESERVATION OF HIGH MAXIMA AND LOW MINIMA =U; k2max k3 =O; for k2 = 1:Umax % 1 :total number maxs and mins % only big mats in ipos3 if mat(i,ipos2(i,k2))*imaxmin2(i,k2) >= ncross = k3+I: k3 ipos3(i,k3) = ipos2(i,k2); imaxmin3 (i,k3) = imaxmin2( i,k2); vmaxmin3( i,k3) = mat( i,ipos3( i,k3)); end end % SEPARATION OF MAXIMA AND MINIMA % total number of maxs and mins left over = k3; k3max

=O; k4 k5 =O; for k3 = l:k3max O?' max if imaxmin3(i,k3) > O if ipos3(i,k3)< nc-25 if max(abs(matchan 1(i,ipos3( i,k3)- 15:ipos3(i,k3)+25)))>=MVC; = k4+1; k4 indexmax(i,k4) = ipos3(i,k3); valuemax(i,k4) = vmaxm in3(i,k3); end end eiseif imaxmin3(i,k3) <= O if ipos3(i,k3)>25 if max(abs(matchan1 (i,ipos3(i,k3)-25 :ipos3(i,k3))))>=MVC; k5 =k5+1; indexmin(i,k5) = ipos3( i,k3); valuemin(i,k5) = vmaxmin3(i,k3); end end end end % high jump in EMG makes indices detected too early ==>here: correction for 11=1 :k4; indxmx=O; if indexmax(i,ll)>5 if Qi)+ mean(abs(matchan1 (i,indexmax(i,ll j-5:indexmax(i,ll)+5)))~.9*mean(abs(matchanl(i,indexmax(i,II):indexm~( 10))) indxmx=5; if _-

mean(abs( matchan 1(i,indexmax( i,ll):indexmax( i$)+ 1 0)))>.9*mean(abs( matchan 1(i,indexmax( i,11)+5 :indexmax(i,ll )+ 15))) ind&x=indxmx+5; if mean(abs(matchan 1(i,indexmax( i,ll)+5:indexmax(i,lij+ 15)))>.9*mean(abs(matchan 1(i,indexmax( i,ll)+l 0:indexma x( i,11)+20))) indxmx=indxmx+5 ; if mean(abs(matchan 1(i,indexmax(i,ll)+5 :indexmax(i,ll)+20)))>.9*mean(abs(matchanl (i,indexmax(i,ll)+ 15 :indexma xíi.Ilì+25ììì '

end end end end indexmax(i,il)=indexmax( i,ll)+indxmx; end end for 11=1 :k4; for mm=1:24; if indexmax(i,li)+mm >nc;,break;,end if matchan 1(i,indexmax(i,ll)+mm)>=MVC;,break;,end end indexmax2(i,ll)=indexmax(i,ll)+mm- i O; if indexmax(i,li)+mm+35<=nc valuemax2( i,ll)=mean(abs(matchan I (i,indexmax( i,ll)+mm:indexmax( i,ll)+mm+3 5 ) ) ) ; else valuemax2( i,ii)=mean(abs( matchan 1 (i,indexmax( i,il)+rnm :nc))); end end for 11=1:k5; for mm=-1 :-1:-25; if indexmin(i,il)+mm =MVC;,break; end end end if indexmin(i,ll)+mm
=k4; =k5:

if ipiot subpiot(nr/l2,3,i) grid plot( mat( i,:)) hold on plot( 1:nc, ncross*ones( 1,nc),'c7') plot( 1 :nc,-ncross*ones( 1 ,nc),'c7') for kl = 1:klmax plot(ipos 1(i,k 1),0.5 *imaxmin 1(i,kl),'xc7') end for k2 = 1 :k2max plot(ipos2(i,k2),0.6*imaxmin2(i,k2),'oc7') end for k3 = l:k3max plot(ipos3(i,k3),0.7*imaxmin3(i,k3),'*c7') end for k4 = 1 :k4max plot(indexmax2( i,k4),vaiuemax(i,k4),'oc6') end plot(abs( matchan 1(i,:))*(max(valuemax( i,:))/max(abs(matchan 1(i,:)))))

Bilage 513 : datprocm

XLVIII

% Datpr0c.m % % 1: Fourier Transformation of position and force signals % 2: Computation of spectral densities and compliances % 3 : Parameter estimation % % [Guido Brouwn] %

clear cd d: cd \ cd datproc choice=l ; while choice, CIC; ......................................................................

o

disp('* Exit: disp('* Spectral analysis: disp('* Plot recorded data : disp('* Parameter estimation: disp('* Data conversion: disp('* EMG spectral analysis

1

2 3 4 5

)

*') *') *') *') *') *')

diSp(l**************+********fS******************************************l

1

choice=input('Speci& choice: % Fourier Transformation of position and force signals if choice== 1, clear; load lastsubj; CIC; txt=['Subject directory name: ' subj-dir-name]; disp(txt); answ=input('Change directory name? (y/n): ','s'); if answ=='y', subj-dir-name=input("ew subject directory name: save lastsubj subj-dir-name; end tab-dir-name=['D:\' subj-dir-name '\'I ; load lasttab; CIC; txt=['EXPERiMENT filename: ' tab-file-name]; disp(txt); answ=inp ut(' Change EXPERIMENT filename? (y/n) : ','s'); if answ=='y', tab-file-name=input('New EXPERIMENT filename: ',Y); save lasttab tab-file-name; end txt=[tab-dir-name tab-file-name]; eval(['load ',txt]) tfinal=40; TransTime=& % Transient phase, discarded before Fourier transformation T=(tfinal-TransTime)*(tfinal>TransTime) + tfinal*(tfinal
','SI);

%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%~0%%%%%%%%~0~~~0~0%~0~0~0~0%

disp('Fourier transformation x ...')

X_2=fR(x(TransTime*F:tfinal*F),N);X=X-2( 1 :N/2); clear X 2;

%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%o/o%%%%%%~%%%%%%%%%%%%% %

disp('Fourier transformation f-ext ...') Z_2=fft( f-ext( TransT ime*F :&al * F),N); Z=Z-2( 1 :N/2); clear 2-2; %%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%~O%%%%%%%%%%%

%

disp('Fourier transformation f-a ...')

W-2=îKt(f-a(TransTime*F:tfinal*F),N); W=W-2( 1:N/2); clear W-2;

%

%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%% %

YOComputation of spectral densities and compliances Sww=abs( W)."2 *(FM); Sxx=abs(X)."2 *(F/N); Swx=conj( W).*X*(F/N); Szx=conj( Z).* X*( F/N ); Szw=conj(Z).* W*(F/N); % Averaging over frequency bands CIC; txt=['EXPERIMENT filename: ' tab-file-name]; disp(txt); fl=input('fl : Q=input('f2: '); if fl==[! & a==!!, f-c=input('fc: fl=f-C-0.15; fZ=f-c+0.15; end n l =round( f l *T); n2=round(f2 *T); MaxNrFrqs=n2-n 1+l; answ='y'; while answ=='y', NrBands=input('Number of frequency bands as power of 2: NrBands=2"NrBands; NrFrqs=floor(MaxNrFrqs/NrBands); tem=zeros(NrBands,NrFrqs); n3=nl +NrBands*NrFrqs- 1; tem(:)=Sww(n 1 :n3); mSww=mean(tem); tem(:)=Sxx(n 1:n3); mSxx=mean(tem); tem(:)=Swx(n 1:n3); mSwx=mean(tem); tem( :)=Szx(nl :n3); mSw=mean(tem); tem(:)=Szw(n I :n3); mSzw=mean(tem); % Estimation frequency response function mHwx=mSzx./mSzw; % Estimation coherence function I);

I);

I);

Cohwx=sqrt((abs(mSwx)."2)./(mSww.*mSxx)); % Cross-correlation function mSwx_2=enk2dub( m S wx); mSww_2=enk2dub(mSww); rnSxx-2=enk2dub(mSxx); mCww=if€l(mSww-2); stdw=sqrt(mCww( 1)); mCxx=ifft(mSxx-2); std-x=sqrt(mCxx( 1)); mCwx=iR( mSw-2); mCwx=real(mCwx)/( s t d w * std-x); mCwx 1=mCwx( 1:NrFrqs); mCwx2=mCwx(NrFrqs+ 1 :2*NrFrqs); clg; fc=fl+( 1 :NrFrqs)'*NrBands/T; subplot(22 i); loglog(fc,abs(mHwx)); grid; xlabel('frequency [Hz]'); ylabel('compliance [m/N]') tit=['averaged over ' num2str(NrBands) ' frequency bands']; title(tit) subplot(222); semilogx(fc,Cohwx); grid; axis([0.5 1 O O 1 .i]) xlabel('frequency [Hz]'); ylabel('coherence') subplot(223); arg=unwrap(angle(mHwx)).* 180/pi, semilogx(fc,arg); grid xlabel('frequency [Hz]'); ylabel('phase [deg]') t=[(-NrFrqs:- 1) (1 :NrFrqs)]*(T/(NrBands*NrFrqs)); subplot(224); plot(t,[mCwx2 mCwxl]); grid xlabelctime [SI'); ylabel('cross-correlation') axis([-TMrBands TNrBands -1 i]) answ=input('Change number of frequency bands? (yin) CIC; answ 1=input('Plot average EMG? (yin): ',Y); if answI=='y', clg; avr=l:8; for k=l:8, i=num2str(k); avr(k)=eval( ['mean(EMG' 1 I)']); ','SI);

end bar(avr) tit=['Average EMG [mV];subject: ' subj-dir-name]; title(tit); xlabel('EMG #I);

end end choice= 1;

% Plot recorded data

elseif choice==2, clear; load lastsubj; CIC;txt=['Subject directory name: ' subj-dir-name]; disp(txt); answ=input('Change directory name? (y/n): ',Is'); if answ=='y', subj-dir-name=input('New subject directory name: ','st); save lastsubj subj-dir-name; end tab-dir-name=['D:Y subj-dir-name '\'I; load lasttab; CIC; txt=['EXPERíMENT filename: ' tab-file-name]; disp(txt); answ=input('Change EXPERIMENT filename? (y/n): ','st); if answ=='y', tab-file-name=input('New EXPERIMENT filename: ','si); save lasttab tab-file-name; end txt=[tab-dir-name tab-file-name] ; eval(['load ',txt])

ck; tfinak40; TransTime=8;

T=(tfinal-TransTime)*(tfinal>TransTime)f tfinal*(tfinal
% Parameter estimation elseif choice==3, clear; load lastsubj; CIC;txt-['Subject directory name: ' subj-dir-name]; disp(txt); answ=input('Change directory name? (yin): ','s'); if answ==' y', subj-dir-name=input("ew subject directory name: ',Y); save lastsubj subj-dir-name; end tab-dir-name=['D:\' subj-dir-name 'Y]; load lasttab; CIC;txt=['EXPERiMENT filename: ' tab-file-name]; disp(txt); answ=input('Change EXPERIMENT filename? (yin): ','sf); if answ=='y', tab-file-name=input(t("ew EXPE-MMENT filenanie:;)IS',' save lasttab tab-file-name; end txt=[tab-dir-name tab-file-name]; eval(['load ',txt]) tfinal=40; TransTime=8; % Transient phase, discarded before Fourier transformation T=(tfinal-TransTime)*(tfinal>TransTime)+ tfinal*(tfinal
disp('Fourier transformation x ...')

X_2=fft(x(TransTirne*F:tfinai*F),N); X=X_2( 1:N/2); clear X-2; %%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%~o%%%%~o%%%%%

disp('Fourier transformation f-ext ...')

Z-2=fR(f-ext(TransTime*F:tfinal*F),N); Z=Z-2( 1 :N/2); clear 2-2; %%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%~o%%%%%%%%%%~o%%%%%%%%%%%

%

disp('Fourier transformation f-a W-2=f€t( f-a(TransT ime*F :tfinal*F),N); W =W -2( 1:N/2); clear W-2; ...I)

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

% % Computation of spectral densities and compliances

Sww=abs(W).*2*(F/N); Sxx=abs(X) ."2 * (F/N); Swx=conj(W).*X*(F/N); Szx=conj(Z).*X*(F/N); Szw=conj(Z).* W*(F/N); % Averaging over frequency bands CIC; txt-['EXPERIMENT filename: tab-file-name]; disp(txt); fl=input('fl : E=input('f2: if fl==[] & a==[], f-c=input('fc: '1; fl =f-c-O. 15; fL=f-CtO. 1 5 ; end nl=round(fl *T); n2=round(f2*T); MaxNrFrqs=n2-n 1 + 1 ; answ='y'; while answ=='y', NrBands=input('Number of frequency bands as power of 2: NrBands=2"NrBands; NrFrqs=floor(MaxNrFrqs/NrBands); tem=zeros(NrBands,NrFrqs); n3=nl+NrBands*NrFrqs- 1; tem(:)=Sww(n 1:n3); mSww=mean(tem); tem(:)=Sxx(n 1:n3); mSxx=mean(tem); tem(:)=Swx(nl :n3); mSwx=mean(tem); tem(:)=Szx(n 1:n3); mSzx=mean(tem); tem(:)=Szw(nl :n3); mSzw=mean(tem); % Estimation frequency response function mH wx=mSzx./mSzw; % Estimation coherence function Cohwx=sqrt((abs(mSwx)."2).i(mSww.+mSxx)); % Cross-correlation function I); I);

I);

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

% YO

YO

% YO

% % % %

YO % %

mSwx-2=enk2dub(mSwx); mSww_2=enk2dub( mSww); mSxx-2=enk2dub(mSxx); mCw-iffymSww-2); std-w=sqrt(mCww( 1)); mCxx=ifR(mSxx-2); std-x=sqrí(mCxx( 1)); mCwx=if€l(mSwx-2); mCwx=reai(mCwx)/(std-w*std-x); mCwxl=mCwx( 1 :NrFrqs); mCwx2=mCwx(NrFrqs+l:2*NrFrqs); clg; fc=fl+( 1:NrFrqs)'*NrBands/T; subplot(22 1); loglog(fc,abs(mHwx)); grid; xlabel(' freq uency [Hz] ylabel('/X/W 1 [m/N] ') tit=[tab-file-name '; num2str(NrBands) ' bands']; title(tit) subplot(222); semilogx(fc,Cohwx); grid; axis([ 1 10 O 1.11) xlabel('frequency [Hz]'); ylabel('c0herence') subplot(223); arg=unwrap(angle(mHwx)).* 180/pi; semilogx(fc,arg); grid xÍabel('fieqtieiicy fr-iz]');ylabel('phzse [deg]') t=[(-NrFrqs:- 1) (1 :NrFrqs)]*(T/(NrBands*NrFrqs)); subplot(224); plot(t,[mCwx2 mCwxl]); grid xlabel('time Is]'); yIabel('cross-correlation') axis([-TRurBands TRurBands -1 i]) answ=input('Change number of frequency bands? (y/n) ',Y); I);

end global num;,global den;,global Hwx-est;,global Ha;,globaI Hexc;,global Hact;,global Hr;,global Gl;,global Hwx global s;,global %global te;,global td;,global mw;,global bw;,global kw;,global ms;,global bs;,global ks;, global fcl;,global alfa s=j* 2 *pi*fc'; ms=2; bs=50; ks=I 500; ta=lOE-3; td=50E-3; kp-O; ks=1.9065e3; mw=O; bw=125.0929; Hwx-est=mH wx; num='( ms*s."2+( bs+bw) * s+ks+kw)' ;

mw=O.Ol; bw=l00; kw=1500; te=25E-3; kv=O; alfa=O; ms=2.4837; bs=45.83 14; kw=l.306e3; kp=0.007; k-0.0119;

den='((mw*s."2+bw*s+kw).*(ms*s."2+(bs+bw)*s+ks+kw)-(bw*s+kw).*2)';

YQ

Ha=['(' num l./' den')']; Hexc='( 1./(s*te+ I))'; Hact='( 1./(s*ta+l))'; Hr='((kp+kv* s).*exp(-s* td))'; fc 1=fc';

Hr='(( kp+kv*s).*exp(-s*td)./(alfa*s+ 1 GI=['(' Ha l.*' Hr Hexc Hact 7'1; Hwx=['(' Ha'./(l+' GI I))']; xO=[kp kv alfa]; xO=[ms bs ks mw bw kw kp kv]; options( 14)=10000;

))I;

'.*I

YQ YO

%

'.*I

x=finins('hwx',xO,options); ms=abs( x( 1 ));% bs=abs( x(2));%

ks=abs( x(3))% mw=abs( x(4))% bw=abs( x( 5)) kw=abs(x(ó))% kp=abs(x(7))% k~abs(x(8)) kp=abs(x( I)) kv=abs(x(2)) dfa=x(3) Hwx=eval([Hwx]); figure( 1) subplot( 12 1); loglog(fc,abs(Hwx-est)); hold on; grid on title('measurement') xlabel('frequency [Hz]'); ylabel('jX/Wl [m/N]') subplot( 122); arg=unwrap(angie(Hwx-est)).* i 80/pi; semilogx(fc,arg); hold on; grid on tit=['subject: ' subj-dir-name]; title(tit) xlabel('frequency [Hz]'); ylabel('phase [deg]') figure(2) subplot( 12 I); loglog(fc,abs(Hwx)); hold on; grid on title('mode1') xlabel(' frequency [Hz]'); ylabeI('/X/W1 [mm]') subplot( 122); arg=unwrap(angle(Hwx)).* 18O/pi; semilogx(fc,arg); hold on; grid on tiFrsubject: ' subj-dirname]; title(tit) xlabet('frequency [Hz]'); ylabel('phase [deg]') figure(3) subplot(221); semilogx(fc,Cohwx); hold on; grid on; axis([0.5 10 O 1.11) xlabel('frequency [Hz]'); ylabel('coherence') subplot(222); semilogx(f2,kp,'o'); hold on; grid on xlabel('f3 [Hz]'); ylabel('kp') subplot(223); semilogx(f2,kv;o'); hold on; grid on xlabel(' fh [Hz] y label('kv') subplot(224); semilogx(fl,alfa,'o'); hold on; grid on I);

% % % %

xlabel('fh [Hz]'); ylabel('a1fa') subplot(22 1); hold on; loglog(fc,abs(Hwx),'--') subplot(222); tit=['ms=' num2str(ms) '; mw=' num2str(mw)]; title(tit) subplot(222); tit=['bs=' num2str(bs) '; ks=' num2str(ks)]; title(tit) subplot( 223); hold on; arg=unwrap(angle( Hwx)). * 180/pi; sem ilogx(fc,arg,'--') pause clear; load lastsubj; CIC;'&=['Subject directory name: ' subj-dir-name]; disp(txt); answ=input('Change directory name? (yín): It's'); if answ=='y', cubj-dir-name=input('New subject directory name: ','st); save lastsubj subj-dir-name; end tab-dir-name==['D:Y subj-dir-name 'Y]; txt=[tab-dir-name 'x-emg'] ; eval(['load ',txt]) N rTabs=length( f); global num;, global den;, global Hxe-est;, global Ha;, global Hexc;, global Hact;, global Hr global k;, global m;, global ms;, global ks;, global bs global Hxe;, global s;, global kw;, global bw;, global ta;, global te;, global td;, global ke;, s=j*2*pi*f; ms=2.65;, bs=46.8;, ks=2030;, bw=107;, kw=13 lo;, te=25E-3;, ta=iOE-3; td=50E-3; num='(ms* s(m)"2+(bs+bw)* s(m)+ks+kw)'; den='( (ms*s( m)*2+bs* s(m)+ks) * (bw * s(m)+kw))'; Ha=['(' nurn '1' den I)']; H exc='( i i(s(m) *te+ 1))'; Hact='( l/(s(m)*ta+ 1))'; Hr='((kp( k,m)+kv( k,m)*s( m))*exp(-s(m)* td))' ; Hxe=f(' Hr '*' Hexc I)']; kp=zeros( 8,NrTabs); kv=zeros(8,NrTabs); ck for k=6:6, l=num2str( k); for m=l :NrTabs, eval(['Hxe-est=Pze' I '(m)/Pzx(m);']) eval( ['Cohxe-est=sqrt(abs(Pxe' 1 '(m))"2/( Pxx( m)*Pee' I '(m)));']) xO=[i i]; options( 14)=500; x=fmins('hxe',xO,options); kp(k,m)=max(O,x( 1)); kv(k,m)=max( O,x( 2)); H=eval( [Hxe]); subplot(32 1) semiíogx(f(m),kp(k,m),'o'), grid; hold on; axis([0.5 10 -10 io]) tit=['EMG I]; title(tit); ylabel('kp') subplot(323) semilogx(f(m),kv(k,m),'x'), grid; hold on; axis(E0.5 I O -1 11) ylabel('kv') subplot(325) subpIot(322) loglog(f(m),abs(Hxe-est),'o'); grid; hold on; tit=['subject: ' subj-dir-name]; title(tit) axis(l0.5 10 IE-1 IEl]) loglog(f(m),abs(H),'x') ylabel('lEB
% Conversion data in A/D format to standard units

elseif choice==4, clear; load lastsubj; CIC;txt=['Subject directory name: ' subj-dir-name]; disp(txt); answ=input('Change directory name? (yin): ','st); if answ=='y', subj-dir-name=input('New subject directory name: ',Is'); save lastsubj subj-dir-name; end tab-dir-name=['M:\USERS\GEERT\' subj-dir-name 'Y]; load lasttab; CIC; txt=['EXPERlMENT filename: ' tab-file-name]; disp(txt); answ=input('Change EXPERIMENT filename? (yin): ','st); if answ=='y', tab-file_narne=input('New EXPERIMENT filename: ',Y); save lasttab tab-file-name; end txt=[tab-dir-name tab-file-name]; eval(['load ',kt]) eval(['load ' tab-dir-name 'gainc.dat']); for k=l:8, I=num2str( k); evai(['s' i '=gains(k);']); eval(['EMG' I '=M( 1:20000,' I I):']); % Rectified EMG in millivolts eval(['gain=(s' I '==2000)* 1875t(s' I '==1000)*3750+(s' i... '==500)*7500+(s' 1 '==200)* 18750+(s' 1 '==I 00)*37500+(s' 1... '==5 O) *75OOO;']); eval(['EMG' 1 '=abs( lE3*(10/gain)*(2*EMG' 1 '/(2"12)-1));']); end eval(['f-a=M( i :20000,9);']); eval(['f-ext=M( 1:20000,1 O);']); eval(['x=M( 1:20000,1 l);']); f a=-100*(2*f~a/(2"12)-1);% -100 N < f-a < +IO0 N ~ext-i00*(~*f-ext/(2~12)-1); % -100 N < f-ext <+i00 N YO-0.2 m < x < +0.2 m x=0.2 *(2 *x/( 2A 12)- 1); tab-dir-name=['D:\' subj-dir-name 7'1; txt=['save ' tab-dir-name tab-file-name]; txt=[txt ' EMG 1 EMG2 EMG3 EMG4 EMGS EMGó EMG7 EMG8 f-a f-ext x;']; evai([txt]); clear; choice=4;

% EMG spectral analysis elseif choice==5, load lastsubj; CIC; txt=['Subject directory name: ' subj-dir-name]; disp(txt); answ=input('Change directory name? (yín): ',Y); if answ=='y', subj-dir-name=input('New subject directory name: ',Y); save lastsubj subj-dir-name; end tab-dir-name=['D:\' subj-dir-name 'Y]; CIC; clg; % &=[I3 18 23 28 33 38 43 48 53 1001; fh=[5 6 7 8 9 10 1 1 12 13 14 15 16 17 18 19 20 22 ... 2426283035404550556065701; NrTabs=length(fh); Pxx= 1:NrTabs; Pzx=l:NrTabs; Pee 1= 1:NrTabs; Pee2=Pee 1 ;Pee3=Pee 1; Pee4=Pee I ; PeeS=Peel; Peeó=Peel; Pee7=Peel; Pee8=Peel; Pxel=l :NrTabs; PxeZ=Pxel; Pxe3=Pxel; Pxe4=Pxel; PxeS=Pxel; Pxeó=Pxel; Pxe7=Pxel; Pxe8=Pxel; Pzel=l :NrTabs; Pze2=Pzel; Pze3=Pze 1; Pze4=Pzel; PzeS=Pzel; Pzeó=Pzel; Pze7=Pzel; Pze8=Pzel; for index=l :NrTabs, diSP([%=' num2str(fi(index)/l O)]) % tab-file-name=['st5-' num2str(fh( index))]; tab-file-name=['st' numZstr(fh(index)) '~3'1; txt-[tab-dir-name tab-file-name]; eval(['load ',txt]) tfinal=40; TransTime=8; % Transient phase, discarded before Fourier transformation T=(tfinal-TransTime)*(tfinal>TransTime) + tfinal*(tfinal
%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%~O%~~~O%%~O%%%~Q% %

X_2=fft(x(TransTime*F:tfinal*F),N); X=X-Z( 1:N/Z); clear X-2;

%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%~~~O~O%~O~Q~O%~O%%%%%% %

Z-2=fft(f-ext(TransTime*F:tfinal*F),N); Z=Z-2( I :N/2); clear 2-2; %%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%~O~O%%%~O%%%~O%%%%%%% % % Computation of spectral density Sxx=abs( X) ."2 * (FM );

% %

Szx=conj(Z).*X*(FM); % Averaging over frequency bands fl = O S ; Q=fh(index)/l O; fl=fh(index)/l0-0.15; Q=fh(index)/l0+0.15; nl=round(fí *T); n2=round(Q*T); MaxNrFrqs=n2-n 1+ 1; NrBands=3; NrBands=2^NrBands; NrFrqs=floor(MaxNrFrqs/NrBands); tem=zeros(NrBands,NrFrqs); n3=nl +NrBands*NrFrqs- 1; tem(:)=Sxx(n 1:n3); mSxx=mean(tem); tem(:)=Szx(n 1:n3); mSzx=mean(tem); Pxx( index)=mSxx; Pzx(index)=mSzx; for k=1:8, I=numZstr(k);

eval(['E2=@EMG' I '(TransTime*F:tfinal*F),N);']) E=E-2( 1:N/2); Sze=conj(Z).*E*(F/N); Sxe=conj(X).*E*(F/N); See=abs(E)."2*(F/N); % Averaging over frequency bands tem(:)=Sze(nl :n3); mSze=mean(tem); tem(:)=Sxe(nl :n3); mSxe=mean(tem); tem(:)=See(n i :n3); mSee=mean(tem); eval( ['Pee' 1 '(index)=mSee;']); eval( ['Pze' 1 '(index)=mSze;']); eval(['Pxe' 1 '(index)=mSxe;']); % Estimation frequency response function mHxe=mSze./mSzx; % Estimation coherence füiìciioii Cohxe=sqrt((abs( m Sxe) ."2) ./(m Sxx.* m See)); +fl+( 1:NrFrqs)'*NrBandsiT; f-fh(index)/l O; if index==l , sign='o'; elseif index==2, sign='x'; else sign='-'; end eval(['subplot(42' 1 I)']) semíiogx(f,Cohxe,sign); loglog(f,abs(mHxe),sign); arg=unwrap(angle( mHxe)).* 180/p i; sem iiogx(f,arg) if index== 1, grid; hold on; axis(l0.i 10 O i]) tit=['EMG' I]; ylabel(tit); if k== I , title('Coherence Position-EMG'); end if k== i , title('/EMG/PositionI [mV/m]'); end if k==l, titie('phase(EMG/Position) [deg]'); end if k==2, tit=['subject: ' subj-dir-name]; title(tit); end if k==7 1 k==8, xlabel('frequency [Hz]'); end end % Cross-correlation function m Sxe-2 =enk2dub( m Sxe); mSee_2=enk2dub(mSee); mSxx-2=enk2dub( mSxx); mCee=iR(mSee-2); std-e=sqrt(mCee( 1)); mCxx=iR(mSxx~2);std-x=sqrt(mCxx( I)); mCxe=ifft(mSxe-2); mCxe=real(mCxe)/(std-x* std-e); MaxCorr=max(abs(mCxe)); SgnMaxCorrl =max(mCxe); SgnMaxCorr2=min(mCxe); if abs( SgnMaxCorr l)>abs(SgnMaxCorr2), p lotsign='+'; else piotsign='o'; end f-fh( index)/l O; eval( ['subplot(42' 1 semilogx(f,MaxCorr,plotsign); if index== 1, grid; hold on; axis([i 10 O i]) axis(lO.5 1 O O i]) tit=['EMG' I]; ylabel(tit); if k== I , title('EMG-force correlations'); end if k==2, tit=['subject: ' subj-dir-name]; title(tit); end if k==7 I k==8, xlabel('ih [Hz]'); end if k==7 1 k==8, xlabel('fc [Hz]'); end end

%

YO % % YO

% YO

YO % YO

YO % % % %

YO % %

YO % %

YO %

YO % % YO

%

YO % YO

YO % % % % % % % %

')I]);

YO % % % % %

end pause end Pee=['Peel Pee2 Pee3 Pee4 Pee5 Pee6 Pee7 Pee8 'I; Pze=['Pzel Pze2 Pze3 Pze4 Pze5 Pzeó Pze7 Pze8 '1; Pxe=['Pxel Pxe2 Pxe3 Pxe4 Pxe5 Pxeó Pxe7 Pxe8 'I; f=fh/l o; eval(['save D:Y subj-dir-name '\X-EMG f Pxx Pzx ' Pxe Pze Pee]);

choice=5;

end end

Bijlage J14 : enk2dub

XLIX

function xd=enk2dub(x) % % ENK2DUB(X) maakt een overdrachtsfunctie of spectrale dichtheid % dubbelzijdig t.b.v. inverse fouriertransformatie %

[m,n]=size(x); if m>n xd=[ x;O;conj (x( rn :-1 :2))]; else xd=[x O conj(x(n:-l:2))]; end

Bijlage J15 : h w . m

L

function crit=hwx(x) global num global den global Hwx-est global Ha global Hexc global Hact global Hr global GI global Hwx global s global ta global te global td global mw global bw global kw global rns global bs global ks global fcl global alfa %ms=abs(x( 1)); %bs=abs(x(2)); %ks=abs(x(3)); %mw=abs(x(4)); %bw=abs(x(5)); O/okw=abs(x(6)); %kp=abs(x(7)); %kv=abs(x(8)); kp=abs(x( 1)); kt-abs(x(2)); alfa=x(3); crit=sum( (abc(H wxest-eval( [Hwx]))) ."2 );

Bijlage 516 : hxe.m

LI

function crit=hxe(x) global s global num global den global Hxe-est global Ha global Hexc global Hact global Hr global Hxe global m global k global ms global ks global bs global kw global bw global ta global te global td global ke kp(k,m)=max(O,x( 1)); kv(k,m)=max(O,x(2)); %kf(k,m)=x(3 ); crit=(abs(Hxe-est-eval( [Hxe])))"2;

e rol van het labrum glenoïdale in de actieve stabiliteitsregeling van het schoudergewricht

Recommend Documents