DEPARTAMENTO ACAD ˆ
EMICO DE ENGENHARIA ELETR ˆ
ONICA
BACHARELADO EM ENGENHARIA ELETR ˆ
ONICA
AMANDA DELATORRE
P ˆ
AMELA MICHELI TREUK
DISPOSITIVO DE MEDIDA INERCIAL PARA AVALIAR EQUIL´IBRIO
CORPORAL EM IDOSOS
TRABALHO DE CONCLUS ˜
AO DE CURSO
PONTA GROSSA
2017
DISPOSITIVO DE MEDIDA INERCIAL PARA AVALIAR EQUIL´IBRIO
CORPORAL EM IDOSOS
Trabalho de Conclus ˜ao de Curso apresentado como requisito parcial `a obtenc¸ ˜ao do t´ıtulo de Bacharel em Engenharia Eletr ˆonica, do Departamento de Eletr ˆonica, da Universidade Tecnol ´ogica Federal do Paran ´a.
Orientador: Prof. Dr. S ´ergio Okida
Coorientador: Prof. Dr. Jeferson Jos ´e de Lima
PONTA GROSSA
2017
DISPOSITIVO DE MEDIDA INERCIAL PARA AVALIAR EQUIL´IBRIO CORPORAL EM IDOSOS
por
AMANDA DELATORRE P ˆAMELA MICHELI TREUK
Este(a) Trabalho de Conclus ˜ao de Curso foi apresentado(a) em 11 de agosto de 2017 como requisito parcial para a obtenc¸ ˜ao do t´ıtulo de Bacharel em Engenharia Eletr ˆonica. As candidatas foram arguidas pela Banca Examinadora composta pelos professores abaixo assinados. Ap ´os deliberac¸ ˜ao, a Banca Examinadora considerou o trabalho aprovado.
Prof. Dr. S ´ergio Okida Prof. Orientador
Prof. Dr. Jeferson Jos ´e de Lima Prof. Coorientador
Prof. Dr. ˆAngelo Marcelo Tusset Membro titular
Prof. Msc. Nelson Ari Canabarro de Oliveira
Membro titular
-por tudo que fizeram -por mim ao longo de minha vida
Amanda Delatorre Dedico este trabalho ao meu pai Velislei, minha m ˜ae Janete, meus irm ˜aos Iury e Brenda e ao meu namorado Leandro pelas palavras de incentivo e por todo apoio.
Agradec¸o primeiramente `a Deus, por ter me proporcionado sabedoria e forc¸a para concluir a graduac¸ ˜ao, apesar das dificuldades encontradas durante o caminho.
Agradec¸o aos meus pais Sandra e Guilherme, pelo incentivo e por acreditarem em mim.
Aos meus orientadores, Professor S ´ergio Okida e Professor Jeferson Lima, por todo suporte e conhecimento compartilhado que tornaram poss´ıvel a conclus ˜ao desta monografia.
`
As minha tias, Juliana e Selma pelo suporte a este trabalho. `
A minha irm ˜a Giovanna pelas fotografias e desenhos deste trabalho.
Aos meus amigos, pelas alegrias, tristezas e dores compartilhadas. Com voc ˆes, as pausas entre um par ´agrafo e outro de produc¸ ˜ao melhora tudo que tenho produzido na vida.
`
A minha dupla e amiga P ˆamela pelo suporte emocional, conhecimento compartilhado e por todos os momentos descontra´ıdos de aprendizagem que me proporcionou.
`
A UTFPR-PG, pela incentivo financeiro `a este trabaho.
Amanda Delatorre Agradec¸o primeiramente `a Deus, por ter me proporcionado sabedoria e forc¸a para concluir a graduac¸ ˜ao, apesar das dificuldades encontradas durante o caminho.
Agradec¸o aos meus pais Janete e Velislei, pelo apoio, pelo incentivo a estudar, pelo suporte e por me auxiliarem nos momentos que precisei de ajuda ou amparo.
Agradec¸o aos meus irm ˜aos Brenda e Iury pelo companheirismo, amizade e momentos de descontrac¸ ˜ao.
Agradec¸o ao meu amado namorado Leandro pelo seu apoio, paci ˆencia, compreens ˜ao, amizade e por sempre estar disposto a ajudar.
Agradec¸o a todos os professores da graduac¸ ˜ao, em especial ao meu orientador Prof. Dr. S ´ergio e ao meu coorientador Prof. Dr. Jeferson pela disposic¸ ˜ao, aux´ılio e por todo conhecimento compartilhado.
Agradec¸o aos amigos que contribu´ıram de alguma forma para a minha formac¸ ˜ao acad ˆemica, principalmente a minha dupla e amiga Amanda pela sua dedicac¸ ˜ao, paci ˆencia, por todos os momentos descontra´ıdos e de aprendizagem que me proporcionou.
DELATORRE, Amanda; TREUK, P ˆamela Micheli. Dispositivo de medida inercial para avaliar equil´ıbrio corporal em idosos. 2017. 72 f. Trabalho de Conclus ˜ao de
Curso (Bacharelado em Engenharia Eletr ˆonica) - Universidade Tecnol ´ogica Federal do Paran ´a, Ponta Grossa, 2017.
Haja vista que a populac¸ ˜ao mundial est ´a envelhecendo e quedas em indiv´ıduos idosos s ˜ao recorrentes, o estudo do controle postural em idosos torna-se importante. O estudo do controle postural ´e complexo uma vez que ´e realizado em indiv´ıduos com a capacidade motora deficit ´aria. Portanto, para o estudo da oscilac¸ ˜ao corporal, prop ˆos-se um sistema composto por sensores inerciais. A aplicac¸ ˜ao dos sensores inerciais para o diagn ´ostico de controle postural tem a capacidade de aferir os ˆangulos de oscilac¸ ˜ao do centro de massa corporal de um indiv´ıduo (COM). Neste estudo, foi desenvolvido uma pesquisa baseada em sensores de tecnologia microeletromec ˆanica, mais especificamente o aceler ˆometro, magnet ˆometro e girosc ´opio. O projeto do prot ´otipo consistiu no desenvolvimento de um circuito constitu´ıdo de etapas diferenciadas de acordo com a sua funcionalidade, tais como o m ´odulo de aquisic¸ ˜ao, o m ´odulo de processamento de sinais e o m ´odulo de comunicac¸ ˜ao. A aquisic¸ ˜ao do sinal da oscilac¸ ˜ao corporal ´e adquirida atrav ´es do sensor GY-9250, composto por: aceler ˆometro, girosc ´opio e magnet ˆometro. No entanto, o girosc ´opio, aceler ˆometro e o magnet ˆometro trabalham individualmente com suas vari ´aveis amostradas, portanto, para que fosse poss´ıvel realizar uma an ´alise dos dados foi necess ´ario uma junc¸ ˜ao dos dados dos sensores a fim de propor a estimac¸ ˜ao da posic¸ ˜ao e orientac¸ ˜ao no espac¸o R3, que no presente trabalho ´e demonstrado pelos ˆangulos de Yaw (Guinada),
Pitch (Inclinac¸ ˜ao) e Roll (Rolamento) por meio do c ´alculo de quat ´ernios. Os sinais adquiridos s ˜ao filtrados, processados, enviados para um computador e visualizados por meio de gr ´aficos no software MATLAB®. O microcontrolador utilizado no projeto foi o ATMEGA328P, respons ´avel pelo processamento e controle do tr ´afego de dados entre sensor e o m ´odulo Bluetooth® HC-05, este realiza a comunicac¸ ˜ao entre hardware e computador para produzir a visualizac¸ ˜ao dos dados em uma interface gr ´afica. Os testes foram realizados em todas as etapas de desenvolvimento do projeto. Os resultados obtidos foram satisfat ´orios, atendendo as condic¸ ˜oes de monitoramento da oscilac¸ ˜ao postural em um movimento espec´ıfico que trouxe resultados significativos e propostas para trabalhos futuros.
Palavras-chaves: Oscilac¸ ˜ao corporal. Controle postural. Equil´ıbrio. Sensor inercial.
DELATORRE, Amanda; TREUK, P ˆamela Micheli. Inertial measurement device to assess balance in the elderly 2017. 72 f. Completion of course work (Bachelor’s
degree in Electronic Engineering) - Federal Technological University of Paran ´a. Ponta Grossa, 2017.
As the world population is aging and falls in elderly individuals are recurrent, the study of postural control in the elderly becomes important. The study of postural control is complex since it is performed in individuals with a deficit in motor capacity. Therefore, for the study of body oscillation, a system composed by inertial sensors is proposed. The application of the inertial sensors for the diagnosis of postural control has the ability to measure the oscillation angles of an individual’s body’s center of mass. In this work, research is performed in microelectromechanical technology sensors, more specifically, an accelerometer, a magnetometer and a gyroscope. The prototype’s design consists in the development of a circuit composed of differentiated stages according to their functionality, such as the acquisition module, the signals processing module, and the communication module. The body oscillation signal is acquired through the GY-9250 sensor, which is composed by an accelerometer, a gyroscope, and a magnetometer. The gyroscope, the accelerometer, and the magnetometer work individually with their sampled variables. In order to perform the required analysis of the angles, it is, then, necessary to join the data of three individual sensors together. With the data of the angles obtained through the sensors an estimation of the position and the orientation in the R3 space of the individual’s body’s center of mass is proposed.
The rotation angles in the space R3 are the Yaw, Pitch and Roll angles. These
rotations are implemented through the use of quaternions. The acquired signals are filtered, processed, and then sent to a computer, where they can be visualized by means of graphics created in the MATLAB® software. The microcontroller used in the project is the ATMEGA328P, responsible for processing and controlling the data traffic between the sensor and the Bluetooth® module HC-05. The microcontroller manages the communication between hardware and computer in order to deliver the data visualization in a graphical interface. The results obtained in this work take into account the conditions of postural oscillation monitoring and are considered both significant and satisfactory. Proposals for future research are discussed and presented.
Figura 1 – C´ıngulo do membro inferior . . . 19
Figura 2 – Angulo lombossacral normal, lordose aumentada e lordoseˆ diminu´ıda . . . 20
Figura 3 – Alinhamento das espinhas il´ıacas ˆantero-superiores (EIAS) . . . . 20
Figura 4 – Posic¸ ˜ao da pelve no plano sagital . . . 21
Figura 5 – Elevac¸ ˜ao do membro inferior esquerdo . . . 22
Figura 6 – Angulo de inclinac¸ ˜ao do f ˆemur em adultos no plano frontal . . . . 23ˆ Figura 7 – M ´usculos do CORE . . . 24
Figura 8 – Postura na vis ˜ao lateral . . . 25
Figura 9 – Relac¸ ˜ao entre COP e COM durante postura ereta em 6 posic¸ ˜oes diferentes . . . 26
Figura 10 – Situac¸ ˜oes de equil´ıbrio . . . 30
Figura 11 – Diagrama de aceler ˆometro capacitivo . . . 33
Figura 12 – Estrutura de girosc ´opios MEMS . . . 34
Figura 13 – Rotac¸ ˜oes Guinada, Inclinac¸ ˜ao e Rolamento . . . 34
Figura 14 – B ´ussola eletr ˆonica . . . 35
Figura 15 – Circuito integrado do MPU-9250 . . . 36
Figura 16 – Diagrama de blocos do filtro para o c ´alculo da estimac¸ ˜ao da posic¸ ˜ao . . . 37
Figura 17 – Modelo do filtro de Kalman . . . 39
Figura 18 – Representac¸ ˜ao gr ´afica da rotac¸ ˜ao entre quat ´ernios . . . 42
Figura 19 – Representac¸ ˜ao gr ´afica das componentes perpendicular e paralela do vetor r . . . 43
Figura 20 – M ´odulo Bluetooth HC-05 . . . 48
Figura 21 – Vis ˜ao geral do sistema . . . 49
Figura 22 – Hardware . . . 50
Figura 23 – Dispositivo em funcionamento . . . 51
Figura 24 – M ´odulo de alimentac¸ ˜ao . . . 51
Figura 25 – M ´odulo de aquisic¸ ˜ao . . . 52
Figura 26 – M ´odulo de processamento de sinais . . . 53
Figura 27 – M ´odulo de comunicac¸ ˜ao . . . 54
Figura 28 – Fluxograma do m ´odulo de processamento de sinais . . . 55
Figura 29 – Dispositivo alocado no centro de massa corporal . . . 56
Figura 30 – Diagrama de Biofeedback . . . 57
Figura 31 – Sistema de medic¸ ˜ao da oscilac¸ ˜ao corporal . . . 57
Figura 32 – Eixos e planos cardeais do corpo . . . 58
Figura 33 – Movimentos angulares . . . 58
Figura 34 – Vis ˜ao superior da placa de circuito impresso . . . 59
Figura 35 – Vis ˜ao inferior da placa de circuito impresso . . . 60
Figura 36 – Vis ˜ao superior do layout da placa de circuito impresso . . . 61
Figura 37 – Vis ˜ao inferior do layout da placa de circuito impresso . . . 61
APFRS Antero-posterior da forc¸a de reac¸ ˜ao ao solo A/D Anal ´ogico/digital
BOS Base de suporte
CDC Center for Disease Control and Prevention
CG Centro de gravidade
CMOS Semicondutores de metal- ´oxido complementar
COM Centro de massa corporal
COP Centro de press ˜ao
CPU Central Processing Unit
DMP Movimento digital integrado
EEPROM Erasable Programmable Read-only Memory EIAS Espinhas il´ıacas ˆantero-superiores
GLP Linha de gravidade
GPS Global Positioning System
IBGE Instituto Brasileiro de Geografia e Estat´ıstica IDE Integrated Development Environment
IMU Inertial Measurement Unit
ISM Industrial Scientific and Medical MEMS Micro-Electro-Mechanical Systems
SCA Serial data
SCL Serial clock
1 INTRODUC¸ ˜AO . . . 11 1.1 DELIMITAC¸ ˜AO DO TEMA . . . 12 1.2 PROBLEMA . . . 12 1.3 HIP ´OTESE/PREMISSA . . . 13 1.4 OBJETIVOS . . . 13 1.4.1 Objetivo Geral . . . 13 1.4.2 Objetivo Espec´ıfico . . . 14 1.5 JUSTIFICATIVA. . . 14 1.6 ORGANIZAC¸ ˜AO DO TRABALHO. . . 16 2 METODOLOGIA . . . 17 3 FUNDAMENTAC¸ ˜AO TE ´ORICA . . . 18
3.1 CINESIOLOGIA CL´ıNICA E ANATOMIA DE SUSTENTAC¸ ˜AO . . . 18
3.1.1 Sistema de movimento corporal . . . 18
3.1.2 C´ıngulo do Membro Inferior . . . 19
3.1.3 F ˆemur . . . 22
3.1.4 Musculatura de sustentac¸ ˜ao . . . 23
3.2 CONTROLE POSTURAL . . . 24
3.3 EQUIL´ıBRIO CORPORAL EM IDOSOS. . . 28
3.4 UNIDADE DE MEDIDA INERCIAL . . . 30
3.4.1 Sistemas Microeletromec ˆanicos - MEMS . . . 31
3.4.2 Aceler ˆometro MEMS . . . 32
3.4.3 Girosc ´opio MEMS . . . 33
3.4.4 B ´ussola Eletr ˆonica . . . 34
3.4.5 Caracter´ısticas do MPU-9250 . . . 36
3.5 FILTRO DE FUS ˜AO DE DADOS . . . 36
3.5.1 Representac¸ ˜ao por quat ´ernios . . . 39
3.5.2 Rotac¸ ˜oes no espac¸o R3. . . 42
3.5.3 Relac¸ ˜ao entre quat ´ernios e rotac¸ ˜oes . . . 45
3.6 CONVERSOR ANAL ´OGICO/DIGITAL . . . 46
3.7 MICROCONTROLADOR . . . 46
3.7.1 Caracter´ısticas do ATMEGA328P . . . 47
3.8 COMUNICAC¸ ˜AO SERIAL . . . 47
3.9 COMUNICAC¸ ˜AO BLUETOOTH . . . 47
4 DESENVOLVIMENTO DO TRABALHO . . . 49
4.1 VIS ˜AO GERAL DO SISTEMA . . . 49
4.2 HARDWARE . . . 49
4.2.1 M ´odulo de alimentac¸ ˜ao . . . 51
4.2.2 M ´odulo de aquisic¸ ˜ao . . . 52
4.2.3 M ´odulo de processamento de sinais . . . 53
4.2.4 M ´odulo de comunicac¸ ˜ao . . . 54
4.3 SOFTWARE . . . 54
4.4 AQUISIC¸ ˜AO DE SINAL . . . 56
5 RESULTADOS E DISCUSS ˜OES. . . 59
5.1 CIRCUITO DE AQUISIC¸ ˜AO DO SINAL . . . 59
5.2 VISUALIZAC¸ ˜AO DA OSCILAC¸ ˜AO CORPORAL . . . 62
1 INTRODUC¸ ˜AO
`
A medida que o ser humano envelhece, os sistemas sensoriais respons ´aveis pelo controle postural s ˜ao afetados, predispondo o indiv´ıduo `a instabilidade corporal (RICCI, GAZZOLA, COIMBRA, 2009). A instabilidade corporal ´e um dos principais problemas de sa ´ude da populac¸ ˜ao idosa e tem sido identificado como um grave problema de sa ´ude p ´ublica (BAKER, 1985).
Segundo Riccio e Stoffregen (1988) a instabilidade postural ´e definida como um movimento descontrolado dos sistemas de percepc¸ ˜ao e ac¸ ˜ao. As ac¸ ˜oes que minimizam os movimentos descontrolados requerem esforc¸o, de modo que na aus ˆencia deste esforc¸o, ocorre a instabilidade postural (RICCIO; STOFFREGEN, 1991). Cupps (1997) define o controle postural como a habilidade de assumir e manter a posic¸ ˜ao corporal desejada durante uma atividade, seja ela est ´atica ou din ˆamica.
A instabilidade postural pode ocasionar a queda, que por sua vez pode provocar fraturas e les ˜oes que ocasionam o impedimento de locomoc¸ ˜ao e a depend ˆencia de terceiros. Segundo relat ´orio da Organizac¸ ˜ao Mundial da Sa ´ude (2007) as quedas representam 40% de todas as mortes por les ˜oes, e no entanto, esta taxa de mortalidade pode variar de acordo com o pa´ıs e as pol´ıticas de prevenc¸ ˜ao `a quedas. No Brasil, segundo o Minist ´erio da Sa ´ude (2009) cerca de 30% dos idosos de 60 anos sofrem quedas a cada ano, enquanto este n ´umero aumenta para 40% em idosos de 80 anos ou mais. As mulheres tendem a cair mais que os homens at ´e os 75 anos de idade, a partir dessa idade as frequ ˆencias se igualam. Sobretudo, mesmo na aus ˆencia de traumas f´ısicos, parte dos idosos que sofrem uma queda adquirem traumas psicol ´ogicos e ficam reclusos em seus domic´ılios diminuindo sua qualidade de vida (WORLD HEALTH ORGANIZATION, 2007).
A avaliac¸ ˜ao postural ´e o passo inicial para qualquer tratamento fisioterap ˆeutico da manutenc¸ ˜ao do equil´ıbrio corporal. A partir do alinhamento dos segmentos corporais cria-se uma hip ´otese de distribuic¸ ˜ao de carga e solicitac¸ ˜ao mec ˆanica para estruturas como m ´usculos, ligamentos e articulac¸ ˜oes (FERREIRA, 2005). O tratamento ´e estabelecido de forma conduzir o paciente para o que ´e considerado um refer ˆencia ideal. A prevenc¸ ˜ao de quedas em idosos tamb ´em diminui os custos de cuidados com mesmos, que abrangem cuidados de sa ´ude, como medicamentos e servic¸os adequados, consultas de profissionais da sa ´ude para tratamento e reabilitac¸ ˜ao.
No presente trabalho, optou-se por utilizar sensores fabricados utilizando a tecnologia de Micro-Electro-Mechanical Systems, ou (MEMS). Esta tecnologia ´e utilizada para criar pequenos circuitos integrados que combinam componentes el ´etricos e mec ˆanicos. Este sistema, tem a habilidade de sensoriar, controlar e atuar
em uma micro escala e gerar efeitos em uma macro escala. Nas ´ultimas d ´ecadas a tecnologia de Micro-Electro-Mechanical Systems (MEMS) foi adotada em um vasto campo de aplicac¸ ˜oes. Recentemente surgiu um interesse da utilizac¸ ˜ao dos sensores MEMS em aplicac¸ ˜oes m ´edicas voltadas `a an ´alise do movimento humano. A integrac¸ ˜ao de sensores em um sistema de medida inercial atua como uma ferramenta (BONATO, 2005) para o tratamento do equil´ıbrio humano, reabilitac¸ ˜ao esportiva, prevenc¸ ˜ao de quedas e fortalecimento da musculatura humana. As ferramentes provenientes de sensores MEMS, quando vest´ıveis, se enquadram na tecnologia wearable de sistemas vest´ıveis.
Historicamente, o conceito de um dispositivo wearable existe h ´a s ´eculos. O bolso e os rel ´ogios de pulso s ˜ao os melhores exemplos conhecidos de um dispositivo amplamente popular que ainda hoje est ´a em uso. O termo wearable, como conhecemos atualmente pode ser remetido aos computadores vest´ıveis que surgiram na d ´ecada de 60. Em 1980, Mann definiu que um computador vest´ıvel inclui ser: eudem ˆonico, existencial e em constante operac¸ ˜ao e interac¸ ˜ao (SAZONOV; NEUMAN, 2014) e, posteriormente, Mann desenvolveu um sistema de uso geral composto por uma tela fixada na cabec¸a que provia texto, gr ´aficos, ´audio e v´ıdeo, e era controlado por um teclado. Desde ent ˜ao, o estudo proveniente de sistemas vest´ıveis composto por sensores proporcionam uma vasta aplicac¸ ˜ao na ´area militar, esportiva e m ´edica. A avaliac¸ ˜ao da oscilac¸ ˜ao corporal na postura ereta ´e fundamental para compreender o controle postural e, a por meio da tecnologia de sistemas vest´ıveis o presente trabalho prop ˜oe o desenvolvimento de um dispositivo composto por sensores de medidas inerciais, caracterizado por enquadrar-se na tecnologia wearable.
1.1 DELIMITAC¸ ˜AO DO TEMA
O estudo do controle postural vem sendo cada vez mais aprimorado, trazendo consigo novos m ´etodos de quantificar a oscilac¸ ˜ao postural. A t ´ecnica mais utilizada atualmente para aferir a oscilac¸ ˜ao corporal ´e a plataforma de forc¸a, que traz consigo bons diagn ´osticos, mas ainda apresenta alto custo. Nesta pesquisa, ser ´a apresentado um prot ´otipo para mensurac¸ ˜ao da oscilac¸ ˜ao corporal em idosos, composto por sensores de medidas inerciais, processamento digital e comunicac¸ ˜ao via Bluetooth®.
1.2 PROBLEMA
Projeto e desenvolvimento do prot ´otipo de um dispositivo que realiza mensurac¸ ˜ao da oscilac¸ ˜ao postural. Este dispositivo pode ser utilizado por m ´edicos e
fisioterapeutas para apoio ao diagn ´ostico de equil´ıbrio postural em idosos e, patologias provenientes da falta de equil´ıbrio postural.
1.3 HIP ´OTESE/PREMISSA
O dispositivo fornecer ´a informac¸ ˜oes qualitativas ao m ´edico ou fisioterapeuta, apresentando a oscilac¸ ˜ao postural de forma gr ´afica, possibilitando o acompanhamento da progress ˜ao do paciente desde a primeira consulta. Uma vez que o prot ´otipo do dispositivo realize a aferic¸ ˜ao da oscilac¸ ˜ao postural, o mesmo poder ´a ser adapt ´avel para tratamento do controle postural.
1.4 OBJETIVOS
1.4.1 Objetivo Geral
Pretende-se, mediante pesquisa, desenvolver um prot ´otipo de dispositivo composto de sensores inerciais para avaliar os equil´ıbrios est ´aticos e din ˆamicos em idosos, que fornecer ´a informac¸ ˜oes importantes sobre o grau de perda de coordenac¸ ˜ao motora e possibilitar ´a a prescric¸ ˜ao de terapias que melhorem a qualidade de vida e condic¸ ˜ao motora destes pacientes. O dispositivo dever ´a aferir e reportar em interface gr ´afica o seu pr ´oprio deslocamento espacial 3D (3 eixos de movimento denominados X, Y e Z, especialmente dois deles, denominados eixo X e Y) de um indiv´ıduo quando submetido a exerc´ıcios f´ısicos previamente estabelecidos. O dispositivo dever ´a ser fixado no corpo humano, pr ´oximo ao centro de massa corporal (COM). O estudo da trajet ´oria do centro de massa do corpo humano ´e realizado para compreender os mecanismos de controle postural em diferentes ac¸ ˜oes motoras (WINTER,1979), sendo que para mensurar a oscilac¸ ˜ao alguns instrumentos e m ´etodos s ˜ao utilizados na pesquisa postural. O dispositivo proposto ser ´a capaz de aferir a oscilac¸ ˜ao e pode ser comparado `a plataforma de forc¸a, instrumento este atualmente utilizado para medir as oscilac¸ ˜oes do corpo durante a postura ereta (DUARTE; MOCHIZUKI, 2001). Portanto, a proposta deste dispositivo ´e aferir resultados pr ´oximos aos resultados da plataforma de forc¸a por meio da aquisic¸ ˜ao e transmiss ˜ao dos dados biom ´etricos para um computador. Os custos do dispositivo quando comparados `a plataforma de forc¸a, apresentam-se bem reduzidos, ou seja, com os custos reduzidos do dispositivo proposto popularizar-se-a a manutenc¸ ˜ao do equil´ıbrio humano, bem como a prevenc¸ ˜ao de quedas em idosos com deficit de equil´ıbrio corporal.
1.4.2 Objetivo Espec´ıfico
• Realizar pesquisa sobre os principais m ´etodos de estudos do controle e avaliac¸ ˜ao do equil´ıbrio postural;
• Realizar um estudo sobre sensores de medidas inerciais microeletromec ˆanicos; • Apresentar um esquema de configurac¸ ˜ao e disposic¸ ˜ao dos sensores capaz de
dar origem a um dispositivo vi ´avel de ser constru´ıdo;
• Desenvolver circuito de aquisic¸ ˜ao de sinal enviado por meio da tecnologia Bluetooth®;
• Apresentar testes e ensaios preliminares de aquisic¸ ˜ao de dados da oscilac¸ ˜ao corporal, realizados nas pesquisadoras do projeto;
• Tornar o dispositivo adapt ´avel para gameterapia interativa em idosos, -tecnologia wearable.
1.5 JUSTIFICATIVA
Segundo o relat ´orio da organizac¸ ˜ao mundial da sa ´ude (WORLD HEALTH ORGANIZATION, 2007), aproximadamente 28-35% das pessoas com idade de 65 anos sofrem quedas todos os anos e este n ´umero aumenta para 32%-42% em idosos de 70 anos. De acordo com o CDC (Center for Disease Control and Prevention) nos Estados Unidos, o n ´umero de mortes por queda n ˜ao intencional aumentou aproximadamente 35% nos ´ultimos anos. Uma das formas de se tentar evitar a tend ˆencia de crescimento no n ´umero de fatalidades ´e por meio do estudo do controle postural. Dentre as diversas abordagens do estudo do controle postural, destaca-se a tecnologia de sistemas microeletromec ˆanicos inerciais, em especial, devido `a possibilidade de biofeedback instant ˆaneo da acelerometria utilizada como instrumento para mensurar a atividade f´ısica e o impacto na estrutura do corpo humano em movimentos espec´ıficos. De acordo com um trabalho realizado por Mathie et al. (2004), que descreve uma abordagem integrada em um ´unico sistema de acelerometria usado para monitorar uma gama de diferentes par ˆametros de movimento humano em um ambiente n ˜ao supervisionado, percebe-se que a acelerometria em an ´alises biomec ˆanicas permite mensurar as acelerac¸ ˜oes provocadas e sofridas pelo corpo humano em determinados movimentos. Desta forma, a acelerometria ao monitorar os movimentos do corpo humano tem se mostrado
promissora na an ´alise da marcha humana, balanc¸o corporal, em quedas e em movimentos de sentar-se e levantar-se (MATHIE et al., 2004).
´
E importante ressaltar que segundo o relat ´orio das Nac¸ ˜oes Unidas, a populac¸ ˜ao mundial idosa est ´a aumentando em n ´umeros e proporc¸ ˜oes, o que tende a ser a maior transformac¸ ˜ao social do s ´eculo XXI e, portanto, ocasiona transformac¸ ˜oes nos diversos setores da sociedade.
Entre os anos de 2015 e 2030, o n ´umero da populac¸ ˜ao com 60 anos est ´a projetado para aumentar em 56%, de 901 milh ˜oes para 1.4 bilh ˜oes. E o n ´umero da populac¸ ˜ao de pessoas idosas desta faixa et ´aria est ´a projetado para dobrar, alcanc¸ando aproximadamente 2.1 bilh ˜oes em 2050. Tratando-se da populac¸ ˜ao de 80 anos, encontra-se em crescimento ainda mais acelerado e as projec¸ ˜oes indicam que em 2050 a populac¸ ˜ao global nesta faixa et ´aria tende alcanc¸ar 434 milh ˜oes, isto ´e, esta populac¸ ˜ao ir ´a triplicar no per´ıodo de 2015 a 2050 (NATIONS, 2015).
No Brasil, segundo o Instituto Brasileiro de Geografia e Estat´ıstica (IBGE) , o ´ındice de envelhecimento aponta 75% da populac¸ ˜ao adulta at ´e 2030 e, segundo as Nac¸ ˜oes Unidas, haver ´a um crescimento de 71% na populac¸ ˜ao idosa de 60 anos, para o mesmo per´ıodo. Observa-se tamb ´em, segundo relat ´orio do IBGE em uma projec¸ ˜ao para 2030, que h ´a uma diminuic¸ ˜ao na proporc¸ ˜ao de indiv´ıduos jovens na faixa et ´aria de 10-14 anos e aumento na faixa et ´aria de 65 anos ou mais, portanto, conclui-se que a populac¸ ˜ao idosa no Brasil tende a aumentar significativamente, e consequentemente, h ´a necessidade crescente de cuidados com esta populac¸ ˜ao.
Segundo Perracini e Ramos (2002), no Brasil, cerca de 31% dos idosos de 65 anos ou mais sofrem quedas n ˜ao intencionais pelo menos uma vez por ano e aproximadamente 14% dos idosos que sofreram uma queda, voltam a sofrer duas ou mais quedas nos anos seguintes. Em um estudo realizado por Siqueira et al. (2007) cerca de 34% dos idosos sofreram pelo menos uma queda por ano, significativamente maior nas mulheres, que apresentam 40,1% mais propens ˜ao a quedas em relac¸ ˜ao aos homens. Entre aqueles que relataram queda durante os 12 meses anteriores `a pesquisa, 55% tiveram uma ´unica queda. Entre os que experimentaram queda, 12,1% tiveram fratura como consequ ˆencia da queda: 46% nos membros superiores, 28% nos membros inferiores, 11% no tronco, e 5% na face. A preval ˆencia de quedas associa-se com idade avanc¸ada, sedentarismo, autopercepc¸ ˜ao de sa ´ude como sendo ruim e maior n ´umero de medicac¸ ˜oes referidas para uso cont´ınuo (SIQUEIRA et al., 2007).
Ao passo que a populac¸ ˜ao idosa vem aumentando significativamente, ´e importante que se desenvolvam pol´ıticas e servic¸os que melhorem a qualidade de vida dos mesmos. Observando-se o crescimento populacional de idosos, bem como sua qualidade de vida, estudos recentes mostram que a an ´alise da oscilac¸ ˜ao do corpo humano traz informac¸ ˜oes preciosas para o tratamento cl´ınico da prevenc¸ ˜ao da perda de equil´ıbrio din ˆamico e est ´atico em idosos saud ´aveis. Dentre as diversas
abordagens do estudo da marcha humana, destaca-se a tecnologia de sistemas microeletromec ˆanicos inerciais, em especial, devido `a possibilidade de biofeedback instant ˆaneo da acelerometria utilizada como instrumento para mensurar a atividade f´ısica e o impacto na estrutura do corpo humano em movimentos espec´ıficos. Atualmente, sistemas microeletromec ˆanicos inerciais s ˜ao amplamente utilizados em aplicac¸ ˜oes m ´edicas, automotivas, equipamentos esportivos, militar e industrial. A proposta do trabalho tem uma aplicac¸ ˜ao espec´ıfica no aux´ılio da fisioterapia em idosos saud ´aveis, que pode contribuir para o fortalecimento de uma unidade integrada composta de 29 pares de m ´usculos que suportam o complexo quadril-p ´elvico-lombar, denominada CORE. O fortalecimento do CORE favorece ao indiv´ıduo maior controle postural e maior equil´ıbrio din ˆamico e est ´atico (MAR ´ES et al., 2012).
Portanto, o envelhecimento populacional e o aumento da expectativa de vida demandam ac¸ ˜oes preventivas e reabilitadoras no sentido de diminuir os fatores de risco para quedas, como o comprometimento da capacidade funcional, a vis ˜ao deficiente e a falta de estimulac¸ ˜ao cognitiva (PERRACINI; RAMOS, 2002).
1.6 ORGANIZAC¸ ˜AO DO TRABALHO
O presente trabalho foi dividido em cap´ıtulos para melhor desenvolvimento e compreens ˜ao:
• Cap´ıtulo 1: Apresenta a introduc¸ ˜ao da pesquisa, onde s ˜ao abordados a delimitac¸ ˜ao do tema, a hip ´otese/premissa, o problema, os objetivos e a justificativa para o desenvolvimento do prot ´otipo.
• Cap´ıtulo 2: Metodologia utilizada no desenvolvimento do projeto
• Cap´ıtulo 3: Discorre sobre a fundamentac¸ ˜ao te ´orica necess ´aria para desenvolver o trabalho, encontrando-se: descric¸ ˜ao do sistema de movimento humano, controle postural, equil´ıbrio corporal em idosos, unidade de medida inercial, quat ´ernios, caracter´ısticas dos componentes do dispositivo e software.
• Cap´ıtulo 4: Apresenta as especificac¸ ˜oes, as caracter´ısticas e o desenvolvimento do hardware dividido em: m ´odulo de alimentac¸ ˜ao, m ´odulo de aquisic¸ ˜ao, m ´odulo de processamento de sinais e m ´odulo de comunicac¸ ˜ao, ademais o m ´etodo utilizado para realizar os testes.
• Cap´ıtulo 5: Discorre sobre os resultados.
• Cap´ıtulo 6: Apresenta as conclus ˜oes obtidas em relac¸ ˜ao ao trabalho desenvolvido e prop ˜oe trabalhos futuros.
2 METODOLOGIA
Previamente ao in´ıcio do projeto, recebeu-se suporte de uma especialista em fisioterapia ortop ´edica e traumatol ´ogica que esclareceu as principais necessidades cl´ınicas relacionadas ao controle e equil´ıbrio postural e a import ˆancia da aplicac¸ ˜ao destas an ´alises aos idosos. Al ´em das primordialidades te ´oricas, tamb ´em esclareceu-se a utilidade de um dispositivo que mensura a oscilac¸ ˜ao corporal, a forma como os dados devem ser dispostos para leitura e o posicionamento do dispositivo no corpo do indiv´ıduo.
Para a construc¸ ˜ao, a melhor distribuic¸ ˜ao e para facilitar o desenvolvimento do prot ´otipo de medida da oscilac¸ ˜ao corporal, o trabalho foi divido em etapas. As etapas consistiram na revis ˜ao bibliogr ´afica na ´area da fisioterapia relacionada `a anatomia dos membros inferiores respons ´aveis pela sustentac¸ ˜ao, a contribuic¸ ˜ao destes para o controle postural e equil´ıbrio postural e as indispensabilidades de realizar o monitoramento destes par ˆametros em indiv´ıduos idosos que constantemente sofrem quedas. Ent ˜ao foi poss´ıvel levantar uma an ´alise das tecnologias que se enquadram para realizar a aferic¸ ˜ao corporal, processamento do sinal e comunicac¸ ˜ao com um dispositivo.
Foi preciso realizar um extenso estudo a respeito das caracter´ısticas e funcionalidades dos sensores de medida inercial habilitados para mensurac¸ ˜ao de deslocamentos ao longo do sistema de coordenadas tridimensionais e o equacionamento efetuado pelo sensor para que os resultados sejam obtidos. Para a escolha foi necess ´ario pesquisar a respeito do funcionamento dos sensores existentes, desta forma foi escolhido o sensor que apresenta aceler ˆometro, girosc ´opio e magnet ˆometro integrados, exerce a junc¸ ˜ao dos dados aferidos e a convers ˜ao anal ´ogica/digital.
Para que os dados se tornem leg´ıveis, foi essencial o uso de um microcontrolador para os equacionamentos e o processamento do sinal, bem como para transmiti-lo. Optou-se pelo uso do ATMEGA328P visto a sua facilidade relacionada ao uso da linguagem, o extenso n ´umero de bibliotecas dispon´ıveis para uso, al ´em do seu baixo custo e grande disponibilidade no mercado. Para o desenvolvimento do c ´odigo, utilizou-se a plataforma Arduino que faz o uso da linguagem de programac¸ ˜ao C++.
Os testes foram realizados em todas as etapas, desde a medic¸ ˜ao da oscilac¸ ˜ao corporal at ´e a comunicac¸ ˜ao dos dados.
3 FUNDAMENTAC¸ ˜AO TE ´ORICA
Para o desenvolvimento do presente trabalho foi necess ´ario realizar uma vasta pesquisa relacionadas `a fisioterapia, que inclui anatomia dos ossos e da musculatura respons ´aveis pela sustentac¸ ˜ao do corpo humano e pelo aux´ılio do equil´ıbrio postural, as t ´ecnicas que s ˜ao utilizadas atualmente para mensurar a oscilac¸ ˜ao corporal, os elementos fundamentais para o desenvolvimento do dispositivo capaz de mensurar esta oscilac¸ ˜ao (microcontroladores, sensores de medidas inerciais e comunicac¸ ˜ao entre dispositivos) assim como suas caracter´ısticas e funcionamentos.
3.1 CINESIOLOGIA CL´INICA E ANATOMIA DE SUSTENTAC¸ ˜AO
3.1.1 Sistema de movimento corporal
A cinesiologia ´e o estudo que busca esclarecer fatores do movimento humano que est ˜ao diretamente ligados com a anatomia humana, com maior destaque para os m ´usculos e ossos (OLIVEIRA et al., 2011) que possuem ac¸ ˜ao direta de controle e estabilidade na movimentac¸ ˜ao. O movimento possui diversos padr ˜oes de normalidade, por ´em cada indiv´ıduo possui caracter´ısticas ´unicas ao movimentar-se, mais especificamente com relac¸ ˜ao a contrac¸ ˜oes musculares e esquel ´eticas que ocorrem diferentemente em cada pessoa por diversas causas, tais como idade, crescimento, maturac¸ ˜ao, doenc¸as ou at ´e mesmo por influ ˆencia do ambiente externo (HOUGLUM; BERTOTI, 2014).
Abordando termos f´ısicos, al ´em de caracter´ısticas fisiol ´ogicas e da anatomia humana relacionadas a postura e consequentemente ao movimento, o corpo tamb ´em deve obedecer a caracter´ısticas mec ˆanicas (LEMOS; TEIXEIRA; MOTA, 2009). A mec ˆanica segundo Lippert (2013, p. 82) “[...] ´e um ramo da f´ısica que estuda as forc¸as e o movimento produzido por suas ac¸ ˜oes” e quando os fundamentos da mec ˆanica s ˜ao aplicados ao corpo denomina-se como biomec ˆanica. Os movimentos biomec ˆanicos realizados s ˜ao respostas de sensores som ´aticos e retransmissores do sistema nervoso, essas respostas ocorrem ap ´os o sistema nervoso receber a informac¸ ˜ao e process ´a-la para poder ent ˜ao envi ´a-las aos sistemas muscular e esquel ´etico com atuac¸ ˜ao direta no movimento. O funcionamento regular do sistema motor evita ac¸ ˜oes e forc¸as desnecess ´arias dos m ´usculos para a movimentac¸ ˜ao da cabec¸a, do tronco ou dos membros (HOUGLUM; BERTOTI, 2014).
3.1.2 C´ıngulo do Membro Inferior
O c´ıngulo do membro inferior ´e constitu´ıdo pelos ossos sacro, c ´occix e dois ossos dos quadris (incluem o ´ısquio, o p ´ubis e o ´ılio) indicados na Figura 1, estes agem na sustentac¸ ˜ao do corpo j ´a que todo peso atua na coluna vertebral que recai no quadril. Contrariamente a essa sustentac¸ ˜ao, h ´a uma forc¸a de ac¸ ˜ao do solo, quando os p ´es o tocam, com direc¸ ˜ao contr ´aria a ac¸ ˜ao da coluna vertebral. Estes comportamentos s ˜ao respons ´aveis tanto pelo alinhamento da postura quanto para a realizac¸ ˜ao de movimentos (LIPPERT, 2012). Al ´em disso, alguns dos movimentos da pelve ocorrem justamente para auxiliar a movimentac¸ ˜ao dos membros inferiores e/ou do tronco (OLIVEIRA et al., 2011).
Mais especificamente, entre o sacro e o ´ılio existe uma articulac¸ ˜ao denominada sacroil´ıaca (Figura 1) esta possui a func¸ ˜ao de transferir todo o peso da parte superior do corpo, que ´e transmitida para a coluna vertebral e para o quadril, de forma que a articulac¸ ˜ao possui pequena mobilidade enquanto sua estabilidade ´e grande. O osso sacro ´e formado por cinco v ´ertebras sacrais, em que a primeira v ´ertebra sacral tamb ´em pode ser denominada como a quinta v ´ertebra lombar e por isso ´e conhecida como lombossacral (LIPPERT, 2012), respons ´avel pela ligac¸ ˜ao do esqueleto axial (ossos da cabec¸a e do tronco) e os membros inferiores (HOUGLUM; BERTOTI, 2014). Com isso, ´e poss´ıvel analisar o ˆangulo lombossacral que se forma entre a articulac¸ ˜ao sacroil´ıaca e a v ´ertebra lombossacra como demonstra a Figura 2, considerando que o ˆangulo ideal deve se encontrar pr ´oximo dos 30∘, para angulac¸ ˜oes maiores (lordose aumentada) a tens ˜ao na v ´ertebra ir ´a aumentar (LIPPERT, 2012).
Figura 1 – C´ıngulo do membro inferior Fonte: Adaptado de HOUGLUM; BERTORI (2014)
Figura 2 – ˆAngulo lombossacral normal, lordose aumentada e lordose diminu´ıda Fonte: Adaptado de LIPPERT (2013)
Quando analisado a disposic¸ ˜ao da pelve, o padr ˜ao ideal, com a exist ˆencia de superf´ıcie de apoio atrav ´es dos dois p ´es, postura ereta e corpo est ´atico, corresponde ao alinhamento das espinhas il´ıacas ˆantero-superiores (EIAS) direita e esquerda como na Figura 3. Observando o comportamento da pelve no plano sagital, considerando a mesma configurac¸ ˜ao corporal, a EIAS deve estar na altura da s´ınfise p ´ubica em posic¸ ˜ao neutra como demonstrado na Figura 4 (LIPPERT, 2013).
Figura 3 – Alinhamento das espinhas il´ıacas ˆantero-superiores (EIAS) Fonte: LIPPERT (2013)
Figura 4 – Posic¸ ˜ao da pelve no plano sagital Fonte: LIPPERT (2013)
Na caminhada, quando o indiv´ıduo eleva um dos membros inferiores significa que este ser ´a o lado sem apoio e toda a sustentac¸ ˜ao do corpo recai no membro apoiado no solo que ir ´a deslocar-se, portanto o lado apoiado ter ´a a EIAS elevada enquanto o lado sem apoio mant ´em a EIAS baixa como ilustrado na Figura 5, o lado sem suporte ser ´a o ponto de refer ˆencia para avaliar a rotac¸ ˜ao p ´elvica sucedida durante a marcha. Levando em conta que o corpo sempre deve trabalhar em prol do equil´ıbrio, enquanto a pelve se locomove as articulac¸ ˜oes acima e abaixo dela movimentam-se inversamente (LIPPERT, 2013).
Figura 5 – Elevac¸ ˜ao do membro inferior esquerdo Fonte: LIPPERT (2013)
3.1.3 F ˆemur
O f ˆemur, comumente conhecido como o osso da coxa, ´e o osso mais longo e forte do corpo humano. Atrav ´es de uma cavidade de encaixe da pelve, denominado acet ´abulo, com a cabec¸a femoral, forma-se a articulac¸ ˜ao do quadril. Al ´em de estar unido ao quadril, o f ˆemur tamb ´em possui ligac¸ ˜ao com a t´ıbia do joelho, possibilitando a articulac¸ ˜ao dos mesmos (HOUGLUM; BERTOTI, 2014).
O ˆangulo de inclinac¸ ˜ao ´e uma angulac¸ ˜ao biomec ˆanica do f ˆemur que relaciona a cabec¸a do f ˆemur com o joelho com finalidade de alinh ´a-los, agindo ainda na sustentac¸ ˜ao corporal como ilustra a Figura 6, considerando que sua normalidade encontra-se, em m ´edia, em 125∘ para adultos no plano frontal. ˆAngulos de inclinac¸ ˜ao maiores que 130∘ entre o colo e o corpo do f ˆemur s ˜ao chamados de coxa valga o qual produz instabilidade no quadril, j ´a para ˆangulos menores que o normal denomina-se como coxa vara, este ´e comum em idosos devido ao envelhecimento corporal e perda desta angulac¸ ˜ao e ambos os tipos de ˆangulo de inclinac¸ ˜ao colaboram para a diminuic¸ ˜ao da forc¸a no quadril (HOUGLUM; BERTOTI, 2014).
Figura 6 – ˆAngulo de inclinac¸ ˜ao do f ˆemur em adultos no plano frontal Fonte: HOUGLUM; BERTORI (2014)
3.1.4 Musculatura de sustentac¸ ˜ao
No corpo humano, existe um conjunto de m ´usculos localizado no centro corporal que trabalham em alguns dos movimentos dos membros inferiores que envolvem o complexo quadril-p ´elvico-lombar, este ´e denominado como centro de forc¸a ou ainda pode ser chamado de CORE 1 (MAR ´ES et al., 2012). O centro de forc¸a ´e
constitu´ıdo por 29 pares de m ´usculos, compreendendo m ´usculos abdominais, p ´elvicos e dos gl ´uteos (MAR ´ES et al., 2012), tais como os m ´usculos do abd ˆomen anterior, m ´usculos da parte posterior, flexores do quadril, m ´usculos do assoalho p ´elvico e extensores do quadril indicados na Figura 7 (MILL ´EO, 2015). O CORE possui func¸ ˜ao de estabilizar e manter o equil´ıbrio do corpo durante a realizac¸ ˜ao de movimentos com o alinhamento do tronco e oferecendo uma base s ´olida, gerando forc¸a dos m ´usculos durante a locomoc¸ ˜ao, al ´em de identificar o centro de massa corporal e evitar a sucess ˜ao de les ˜oes. ´E poss´ıvel trabalhar o conjunto de m ´usculos com a pr ´atica de
exerc´ıcios para o fortalecimento, estabilidade e controle do corpo e promover maior mobilidade nas articulac¸ ˜oes (MAR ´ES et al., 2012).
Figura 7 – M ´usculos do CORE Fonte: Adaptado de MILL ´EO (2015)
3.2 CONTROLE POSTURAL
A postura humana est ´a relacionada as partes do corpo que se alinham para manter a sustentac¸ ˜ao corporal ou at ´e mesmo operar conforme a realizac¸ ˜ao de movimentos, sendo que os devidos ajustes na postura para manter-se na posic¸ ˜ao exigida pelo corpo s ˜ao quase instant ˆaneas quando em seu funcionamento normal. A postura considerada normal pode variar de acordo com a idade, g ˆenero ou biotipo da pessoa (HOUGLUM; BERTOTI, 2014). A Figura 8 a seguir, com vis ˜ao lateral, traz o alinhamento correto de alguns segmentos do corpo referenciados pelo centro de gravidade que leva a postura correta na posic¸ ˜ao em p ´e. ´E importante levar em considerac¸ ˜ao tamb ´em alinhamentos citados anteriormente para posic¸ ˜ao est ´atica do
corpo, como a lombossacral, o das EIAS, a posic¸ ˜ao da pelve e do f ˆemur indicadas nas Figuras 2, 3, 4 e 6.
Figura 8 – Postura na vis ˜ao lateral Fonte: SHUMWAY-COOK; WOOLLACOTT (2012)
Em casos de desequil´ıbrio ou perda da postura, em que a linha gravitacional da Figura 8 incide fora dos elementos corporais indicados ou quando h ´a outros segmentos desalinhados, o corpo ir ´a gerar uma forc¸a e um torque maior para rotacionar estes segmentos e as articulac¸ ˜oes envolvidas. Al ´em disso, os m ´usculos exercem uma forc¸a contr ´aria ao movimento denominada contrapeso, esta forc¸a ´e realizada para manter a postura (HOUGLUM; BERTOTI, 2014).
Para entender o controle postural de um indiv´ıduo, primeiramente temos que compreender a tarefa de controle postural e examinar os efeitos do ambiente nessa tarefa. A priori, ´e necess ´ario entender a diferenc¸a entre controle postural e estabilidade postural, tamb ´em conhecida como equil´ıbrio. O Primeiro refere-se ao controle da posic¸ ˜ao do corpo no espac¸o para os prop ´ositos de estabilidade e orientac¸ ˜ao. O segundo refere-se `a capacidade de controlar o centro de massa corporal em relac¸ ˜ao a uma base de suporte. A abordagem de controle postural requer a definic¸ ˜ao de alguns conceitos como centro de massa (COM), centro de gravidade (CG), centro de press ˜ao (COP) e a base de suporte. Segundo Shumway-Cook e Woollcott (2012), tais conceitos s ˜ao definidos como:
Centro de massa corporal ´e definido como um ponto que ´e o centro de massa total do corpo, e ´e determinado a partir de uma m ´edia
ponderada de cada segmento do centro de massa corporal. A projec¸ ˜ao vertical do COM ´e definido como o centro de gravidade (CG). O COP ´e o centro de distribuic¸ ˜ao de forc¸a aplicada `a superf´ıcie de suporte. E por fim, a base de suporte (BOS) ´e definida como a ´area do corpo que esta em contato com a superf´ıcie de suporte (SHUMWAY-COOK; WOOLLACOTT, 2012, p.162, traduc¸ ˜ao nossa).
Denomina-se oscilac¸ ˜ao o movimento realizado pelo corpo com constantes ajustes e correc¸ ˜oes autom ´aticas do indiv´ıduo. Para manter o equil´ıbrio, o COM deve permanecer dentro de uma pequena ´area determinada para a ocorr ˆencia de oscilac¸ ˜ao postural a fim de que a base de suporte do corpo (ou base de sustentac¸ ˜ao) seja capaz de agir, onde a oscilac¸ ˜ao postural e do COM encontram-se intimamente ligadas (HOUGLUM; BERTOTI, 2014). Quanto menor a base de suporte e maior a altura do CG, maior ser ´a a oscilac¸ ˜ao postural (LIPPERT, 2013).
Portanto, o sentido de se entender estas definic¸ ˜oes ´e buscar minimizar a diferenc¸a entre o COP e o COM para manter a postura ereta em equil´ıbrio. A oscilac¸ ˜ao do COM ´e a grandeza que realmente indica o balanc¸o do corpo e a grandeza COP ´e resultado da resposta neuromuscular ao balanc¸o do COM. A Figura 9 nos tr ´as uma representac¸ ˜ao da relac¸ ˜ao entre COP e COM na postura ereta. Para manter o alinhamento dos segmentos corporais, o equil´ıbrio e evitar a queda durante o balanc¸o, a componente antero-posterior da forc¸a de reac¸ ˜ao ao solo (APFRS) desloca-se para a posic¸ ˜ao posterior, enquanto o COM move-se para a regi ˜ao anterior passando pelo momento em que as forc¸as horizontais que atuam no corpo s ˜ao nulas. O deslocamento anterior do COM ocorre nos vetores positivos de velocidade (v) e acelerec¸ ˜ao (a) (MOCHIZUKI; AMADIO, 2003).
Figura 9 – Relac¸ ˜ao entre COP e COM durante postura ereta em 6 posic¸ ˜oes diferentes Fonte: MOCHIZUKI; AMADIO, (2003)
Como dito anteriormente, a busca por manter o COM pr ´oximo ao COP infere diretamente no equil´ıbrio postural. Neste sentido, os modelos antropom ´etricos2 t ˆem como objetivo o c ´alculo do COM a partir do COP, de modo possibilitar uma apurac¸ ˜ao precisa da posic¸ ˜ao dos segmentos. Na Figura 9 nota-se, o peso resultante da multiplicac¸ ˜ao da massa pela acelerac¸ ˜ao da gravidade (m.g), o vetor forc¸a de reac¸ ˜ao do solo vertical (VFRS), a forc¸a de reac¸ ˜ao do solo horizontal na direc¸ ˜ao AP (APFRS), os vetores de velocidade (v) e acelerac¸ ˜ao (a) angulares e o torque (Mx). Tais informac¸ ˜oes s ˜ao preponderantes para determinac¸ ˜ao do COM.
Zatsiorsky, King (1997) propuseram um algoritmo para determinar a posic¸ ˜ao da linha de gravidade a partir de registros posturogr ´aficos. A validac¸ ˜ao do algoritmo foi realizada utilizando m ´etodos ´opticos para a determinac¸ ˜ao da posic¸ ˜ao da linha de gravidade, partindo do pressuposto que COP e CG coincidem. Levando-se em considerac¸ ˜ao o modelo de p ˆendulo simples, sabemos que a forc¸a de reac¸ ˜ao do solo no eixo x ´e proporcional `a acelerac¸ ˜ao horizontal do centro de gravidade, sua segunda integral representa, portanto, a posic¸ ˜ao da linha horizontal do centro de gravidade. Contudo, as constantes iniciais de integrac¸ ˜ao n ˜ao s ˜ao conhecidas (posic¸ ˜ao e velocidade inicial) e para estimar tais constantes, foi utilizado em seu trabalho o m ´etodo de integrac¸ ˜ao zero-point-to-zero-point double integration technique, que se baseia na ideia de que quando a oscilac¸ ˜ao muda de sentido esse ser ´a o ponto zero e logo, o CG estar ´a na mesma posic¸ ˜ao do centro de press ˜ao. Em conclus ˜ao a este estudo, (Zatsiorsky, King 1997) diz que a t ´ecnica de zero-point-to-zero-point double integration para determinac¸ ˜ao da linha de gravidade (GLP), a partir de registros posturogr ´aficas, ´e aceit ´avel.
Em cada fase da vida, diferentes mecanismos s ˜ao utilizados na obtenc¸ ˜ao de informac¸ ˜oes contidas no ambiente para auxiliar no controle postural e locomotor (CALVE; CASTRO, 2005).
O in´ıcio do controle postural se da por volta do primeiro ano de vida, quando a crianc¸a, descobre que pode ficar em p ´e independente de apoio (TEIXEIRA, 2010). Um estudo realizado por Goldfield, Kay e Warren (1993) retratou que crianc¸as a partir do sexto m ˆes de idade s ˜ao capazes de expressar equil´ıbrio postural quando submetidas a um determinado exerc´ıcio. O experimento realizado por estes autores consistiu em suspender um grupo de crianc¸as por meio de um aparato el ´astico colocado na regi ˜ao p ´elvica, onde o objetivo era examinar aquisic¸ ˜ao de movimentos saltat ´orios. No final do experimento, notou-se que as crianc¸as desenvolveram habilidade de controlar as forc¸as que aplicavam no ch ˜ao de forma a se obter a melhor resposta motora, como tamb ´em dispor da melhor resposta motora utilizando as propriedades do el ´astico. Com base neste estudo, podemos perceber que a habilidade de controle postural pode comec¸ar a ser desenvolvida nos primeiros meses de vida e que as primeiras tentativas
s ˜ao realizadas com movimentos simples e ainda desorganizadas, mas que ir ˜ao se aperfeic¸oar no decorrer da vida (BARELA et al. 2000; FEITOSA et al. 2008).
Segundo Calve e Castro (2005), no decorrer da vida, desenvolvemos mecanismos de controle postural, que variam com a idade. Um estudo realizado por estes autores consistiu em submeter um grupo de 90 crianc¸as de 5, 6 e 7 anos, de ambos os sexos e igualmente distribu´ıdas em uma s ´erie de testes realizados sob uma trave, onde as coletas de dados foram feitas utilizando uma c ˆamera de v´ıdeo. Para a an ´alise cinem ´atica dos dados os participantes tiveram marcadores fixados nas articulac¸ ˜oes (ombro – tub ´erculo maior, tornozelo – mal ´eolo lateral e no tronco).
A tarefa consistiu em os participantes andarem sobre uma trave de equil´ıbrio, privados totalmente da informac¸ ˜ao visual, com cargas de 125g e 500g. O c ´alculo da variac¸ ˜ao angular fora obtido atrav ´es da diferenc¸a entre posic¸ ˜ao angular m´ınima e m ´axima dentro de cada ciclo de passada. As conclus ˜oes adquiriras sobre este estudo mostraram que as crianc¸as de 7 anos apresentaram melhor percepc¸ ˜ao h ´aptica 3 na
manutenc¸ ˜ao do equil´ıbrio corporal durante o andar sobre a trave de equil´ıbrio em comparac¸ ˜ao `a crianc¸as de 5 e 6 anos de idade. Notou-se que as cargas de 125 g e 150g que os indiv´ıduos n ˜ao interferiam significativamente no equil´ıbrio. Constatou-se tamb ´em, que a idade da crianc¸a influencia diretamente no controle do equil´ıbrio corporal, uma vez que crianc¸as de 7 anos mostraram melhor desempenho de controle postural em comparac¸ ˜ao `as crianc¸as de 5 e 6 anos.
Em um estudo realizado por Duarte (2000), consistiu em submeter 8 homens e 2 mulheres, com idade de 28 ± 5 anos , estatura m ´edia de 1,79+- 0,09m e massa corporal m ´edia de 78 ± 14 kg a uma s ´erie de exerc´ıcios sob uma plataforma de forc¸a, coma a finalidade de mostrar que durante postura ereta irrestrita de longa durac¸ ˜ao, padr ˜oes espec´ıficos e consistentes da migrac¸ ˜ao do COP (Centro de Press ˜ao) existem e podem ser reconhecidos por algoritmo computacional. Em conclus ˜ao a este estudo, podemos enfatizar que os resultados e interpretac¸ ˜ao dos dados nos mostram como a informac¸ ˜ao visual ´e utilizada em func¸ ˜ao de diferentes posic¸ ˜oes m ´edias para manutenc¸ ˜ao da postura.
3.3 EQUIL´IBRIO CORPORAL EM IDOSOS
Segundo o Estatuto do Idoso, idosos s ˜ao todos os indiv´ıduos com idade igual ou superior a 60 anos. Com esta idade, detecta-se o aumento da oscilac¸ ˜ao, em consequ ˆencia dos efeitos delet ´erios do envelhecimento, que provocam deficit de
3 A percepc¸ ˜ao h ´aptica baseada em ac¸ ˜ao muscular (tato din ˆamico) permite a um indiv´ıduo perceber
dimens ˜oes e orientac¸ ˜ao de objetos atrav ´es do contato mec ˆanico com uma pequena porc¸ ˜ao do objeto. A habilidade de perceber essas propriedades por meio do tato din ˆamico j ´a est ´a bem documentada em indiv´ıduos adultos e saud ´aveis.
mobilidade, diminuic¸ ˜ao do limite de estabilidade do corpo, aumentando o risco de quedas (DA SILVA et al., 2015).
Cerca de metade das quedas em idosos ocorrem durante o andar, tarefa em que a manutenc¸ ˜ao do equil´ıbrio din ˆamico ´e cr´ıtica. Quedas refletem a incapacidade do sistema de controle postural recuperar-se de uma perturbac¸ ˜ao (DUARTE, 2000). As quedas frequentemente trazem danos a sa ´ude do idoso, podendo causar tanto traumas f´ısicos como psicol ´ogicos e fica evidente que o controle da postura diminui conforme o n ´umero de quedas decorrentes, ou seja, a ac¸ ˜ao ser ´a direta e proporcional, apesar de que idosos por si s ´o j ´a possuem dificuldades naturalmente na locomoc¸ ˜ao e equil´ıbrio (RICCI, GAZZOLA, COIMBRA, 2009). Visando isto, Duarte, (2000) aponta para a necessidade de realizar estudos de estabilidade utilizando situac¸ ˜oes reais, e o mapeamento do equil´ıbrio em diferentes posic¸ ˜oes da base de estabilidade pode ser ´util para avaliar a resposta do sistema de controle postural em controlar o equil´ıbrio em situac¸ ˜oes extremas.
Estudos recentes mostram a import ˆancia de se estudar o controle postural de forma a prevenir quedas em idosos, por meio de uma s ´erie de exerc´ıcios que visam fortalecer as musculaturas que sustentam a manutenc¸ ˜ao do equil´ıbrio e controle postural do idoso. Segundo Ferreira (2005), a necessidade e o desejo de quantificar as vari ´aveis de avaliac¸ ˜ao postural s ˜ao antigos. Atualmente o desenvolvimento tecnol ´ogico tem possibilitado o uso de ferramentas relativamente simples, mas que apresentam boa resposta.
O corpo se encontrar ´a em equil´ıbrio quando os torques que agem sobre ele se anulam, mantendo o corpo est ´avel (LIPPERT, 2013). Para ac¸ ˜ao contr ´aria a gravidade ou alguma forc¸a suficiente para deslocamento, o corpo gera momentos de forc¸a nas articulac¸ ˜oes a fim de manter sua estabilidade. Al ´em das atuac¸ ˜oes mec ˆanicas do corpo (ossos e m ´usculos), a manutenc¸ ˜ao do equil´ıbrio tamb ´em ocorre por meio dos sistemas visual, vestibular e proprioceptivo. Outro sistema com participac¸ ˜ao no ajuste do equil´ıbrio ´e o sistema nervoso central que deve ser constantemente atualizado a respeito da localizac¸ ˜ao do CG (LEMOS; TEIXEIRA; MOTA, 2009).
Usado como sin ˆonimo de controle postural, o equil´ıbrio depende essencialmente do centro de gravidade corporal, pois este deve se encontrar dentro da base de suporte, como j ´a mencionado, tanto para posic¸ ˜oes est ´aticas como para posic¸ ˜oes din ˆamicas. A falta de capacidade idosa de recuperar o equil´ıbrio quando o CG situa-se fora da base de sustentac¸ ˜ao causar ´a a instabilidade, a qual eventualmente resultar ´a em uma queda (RICCI, GAZZOLA, COIMBRA, 2009).
A altura do CG possui relac¸ ˜ao direta com a altura da pessoa, estando geralmente a 55% desta estatura, sofrendo alterac¸ ˜oes conforme a idade. Com a idade avanc¸ada, na maioria dos casos, o corpo tende a redistribuir a massa corporal e perder massa magra, o que torna o CG ainda mais alto. Estes fatores causam a limitac¸ ˜ao
da coordenac¸ ˜ao motora, do controle est ´atico e da din ˆamica do equil´ıbrio corporal (REBELATTO JUNIOR et al., 2006). Um estudo realizado com tr ˆes grupos de faixas et ´arias diferentes (de 50 a 59 anos, de 60 a 69 anos e acima de 70 anos), a fim de analisar a localizac¸ ˜ao do CG, mostrou que o primeiro grupo possu´ıa o CG a 60,17 ± 4,14% da altura corporal da pessoa, o segundo grupo apresentou 59,81 ± 4,58% da altura, enquanto o terceiro grupo foi de 60,46 ± 2,95%, da altura, todos os casos se demonstraram bem acima da normalidade. Outro estudo elaborado com idosas praticantes de atividades f´ısicas trouxe o CG a 57,4 ± 2% da altura corporal (LEMOS; TEIXEIRA; MOTA, 2009).
O equil´ıbrio pode ser descrito ainda como sendo est ´avel, inst ´avel ou recuperado. Na situac¸ ˜ao de um equil´ıbrio est ´avel, o corpo se mant ´em na mesma posic¸ ˜ao durante um longo per´ıodo de tempo. A situac¸ ˜ao de equil´ıbrio inst ´avel significa que o CG alterna em estar dentro e fora da ´area demarcada pelos p ´es como base de sustentac¸ ˜ao, o que leva ao desequil´ıbrio que pode resultar em quedas. Por fim, o equil´ıbrio recuperado acontece quando o corpo sofre frequentes ajustes de posic¸ ˜ao para manter o m´ınimo de equil´ıbrio. A Figura 10 apresenta as tr ˆes situac¸ ˜oes de equil´ıbrio em p ´e, em que o primeiro retrata o corpo em completo equil´ıbrio e est ´avel, o segundo corpo traz o equil´ıbrio inst ´avel com o CG fora da base e caso um dos p ´es deste fosse levado a frente seria o equil´ıbrio recuperado (OLIVEIRA et al., 2011).
Figura 10 – Situac¸ ˜oes de equil´ıbrio Fonte: OLIVEIRA et al. (2011)
3.4 UNIDADE DE MEDIDA INERCIAL
A translac¸ ˜ao e rotac¸ ˜ao de um corpo r´ıgido em relac¸ ˜ao `as coordenadas x, y e z pode ser determinada por meio da junc¸ ˜ao dos dados aferidos dos sensores de
medidas inerciais. Identificar com precis ˜ao a oscilac¸ ˜ao de um corpo ´e fundamental para o sistema proposto no presente trabalho. Para tal, optou-se por utilizar, dos sensores microeletroec ˆanicos, o girosc ´opio, aceler ˆometro e a b ´ussola. Em conjunto, o girosc ´opio e o aceler ˆometro fornecem a identificac¸ ˜ao da acelerac¸ ˜ao linear e da velocidade angular resultantes do movimento nos tr ˆes eixos do espac¸o. Atrav ´es da b ´ussola obt ´em-se a orientac¸ ˜ao da posic¸ ˜ao de um determinado corpo em relac¸ ˜ao a um ponto. Portanto, a partir do conjunto de medidas encontradas dos tr ˆes sensores ´e poss´ıvel produzir uma unidade de medida inercial (IMU Inertial Measurement Unit) de nove graus de liberdade, provenientes de 3 graus de liberdade x, y e z de cada sistema microeletromec ˆanico.
3.4.1 Sistemas Microeletromec ˆanicos - MEMS
O sensores de medida inercial baseados na tecnologia MEMS est ˜ao sendo cada vez mais incorporados `a produtos eletr ˆonicos, tais como, smartphones, tablets, jogos interativos, brinquedos, controle de televis ˜ao e mais recentemente, em ferramentas el ´etricas e sensores vest´ıveis (SHAEFFER; INVENSENSE, 2013). Segundo Shaeffer e Invensense (2013) os componentes integrados com sil´ıcio (MEMS) e semicondutores de metal- ´oxido complementar (CMOS) se combinam para proporcionar a reduc¸ ˜ao de custos de fabricac¸ ˜ao e impulsionar sua popularidade coexistindo em um s ´o sensor, viabilizando uma infinidade de aplicac¸ ˜oes al ´em de facilitar a interac¸ ˜ao com os usu ´arios. O selamento herm ´etico preserva a qualidade e performance do sensor, evitando a contaminac¸ ˜ao com part´ıculas e umidade, al ´em de garantir bom desempenho em baixas press ˜oes. O princ´ıpio de funcionamento dos sensores MEMS capacitivos, tal como o aceler ˆometro, ´e usualmente exemplificado como um sistema de massa-mola, onde de acordo com Corke, Lobo e Dias (2007) a mudanc¸a do movimento linear da massa ´e determinado por meio da variac¸ ˜ao de capacit ˆancia (CORKE; LOBO; DIAS, 2007). No girosc ´opio, o movimento angular, ou seja, a taxa de variac¸ ˜ao da orientac¸ ˜ao da massa de prova, ´e obtida por meio da resist ˆencia `a mudanc¸a de momento. A forc¸a de Coriolis resultante da rotac¸ ˜ao angular ´e proporcional `a velocidade de massa da prova (CORBEN; STEHLE, 1960). Assim sendo, a massa de prova deve estar a uma velocidade conhecida para uma dada velocidade de rotac¸ ˜ao se manifestar como uma forc¸a conhecida que atua sobre a massa (SHAEFFER; INVENSENSE, 2013). Quando combinados, girosc ´opio e aceler ˆometro, ´e poss´ıvel se obter velocidade, posic¸ ˜ao, e posic¸ ˜ao angular atrav ´es de integrac¸ ˜ao (TANVEER; WAHEED; ATIQ-UR-REHMAN, 2011).
A sec¸ ˜ao a seguir aborda os sensores inerciais utilizados neste trabalho e a b ´ussola eletr ˆonica como mecanismo de orientac¸ ˜ao espacial.
3.4.2 Aceler ˆometro MEMS
Os aceler ˆometros s ˜ao sensores que medem forc¸as de acelerac¸ ˜ao, ou seja, a variac¸ ˜ao da velocidade de uma massa. Tipicamente, os aceler ˆometros s ˜ao constitu´ıdos de uma massa de reac¸ ˜ao suspensa por uma estrutura estacion ´aria (FIGUEIREDO et. al., 2007). As forc¸as de acelerac¸ ˜ao podem ser din ˆamicas (causada pelo movimento ou vibrac¸ ˜ao) ou est ´aticas (constantes). Ao medir a acelerac¸ ˜ao est ´atica ´e poss´ıvel descobrir o ˆangulo de inclinac¸ ˜ao do dispositivo em relac¸ ˜ao `a terra, e ao medir a acelerac¸ ˜ao din ˆamica ´e poss´ıvel analisar o tipo de movimento exercido num determinado objeto. A forc¸a da acelerac¸ ˜ao gravitacional esta presente no sinal adquirido pelo aceler ˆometro porque essa forc¸a exerce press ˜ao na massa contra o material, mudando a sua capacit ˆancia el ´etrica. Por essa raz ˜ao, se o aceler ˆometro estiver im ´ovel, a gravidade produz uma tens ˜ao para baixo, que aparenta no sinal adquirido ser equivalente a uma acelerac¸ ˜ao para cima (DUARTE, 2013).
Os aceler ˆometros s ˜ao uma combinac¸ ˜ao de componentes
el ´etricos e mec ˆanicos, integrados em um sistema denominado MEMS (Micro-electromechanical-systems). Estes dispositivos tem a habilidade de mensurar, controlar e atuar em uma escala microsc ´opica e gerar efeitos em uma escala macrosc ´opica . Atualmente, sistemas microeletromec ˆanicos inerciais s ˜ao amplamente utilizados em aplicac¸ ˜oes m ´edicas, automotivas, equipamentos esportivos, militar e industrial.
A forma como esta acelerac¸ ˜ao ´e medida depende do tipo do aceler ˆometro. Apesar de existirem diversas classes de aceler ˆometros comerciais, os mais comuns no estudo do movimento humano s ˜ao os piezoresistivos, capacitivos e piezoel ´etricos (BARBOSA, 2011).
• Aceler ˆometros piezoresistivos: segundo Kaajakari (2009), esse tipo de aceler ˆometro utiliza materiais piezoresistivos nas suas molas. A deduc¸ ˜ao da acelerac¸ ˜ao ´e feita atrav ´es da variac¸ ˜ao da resist ˆencia do material, por meio da movimentac¸ ˜ao do mesmo.
• Aceler ˆometros capacitivos: ´e uma estrutura simples, com quatro suspens ˜oes sim ´etricas chamadas U-spring que fornecem suporte el ´astico para a massa de prova. Nos aceler ˆometros capacitivos, a deflex ˜ao x da massa de prova (Figura 11) ´e detectada pela mudanc¸a das capacit ˆancias de placas paralelas formada pela massa e por eletrodos estacion ´arios. A diferenc¸a das capacit ˆancias ´e utilizada para linearizar a sa´ıda e para compensar derivac¸ ˜oes e interfer ˆencias na detecc¸ ˜ao de deflex ˜oes muito pequenas (ACAR; SHKEL, 2003).
Figura 11 – Diagrama de aceler ˆometro capacitivo Fonte: Adaptado de GRAHAM (2000)
• Aceler ˆometros Piezel ´etricos: os cristais piezoel ´etricos s ˜ao cristais sint ´eticos ou naturais que produzem carga quando s ˜ao comprimidos ou flectidos. Nos aceler ˆometros piezoel ´etricos, a massa ´e unida a um cristal piezoel ´etrico. Quando o corpo do aceler ˆometro ´e sujeito `a vibrac¸ ˜ao, a massa obedece `as leis da in ´ercia e o cristal piezoel ´etrico fica submetido a forc¸as de trac¸ ˜ao e compress ˜ao, gerando cargas. Estas forc¸as s ˜ao proporcionais ´a acelerac¸ ˜ao (FIGUEIREDO et. al, 2007).
3.4.3 Girosc ´opio MEMS
O girosc ´opio MEMS ´e um sensor inercial baseado na forc¸a de Coriolis que mede velocidades angulares, ou seja, a velocidade com que ´e feita uma rotac¸ ˜ao em torno de determinado eixo. Seu funcionamento baseia-se na transfer ˆencia de energia a partir de um eixo de rotac¸ ˜ao para o outro eixo de sentido (Figura 12) causada pela acelerac¸ ˜ao Coriolis, referenciado pelo quadro de rotac¸ ˜ao. A transfer ˆencia de energia causada pela vibrac¸ ˜ao altera o valor da capacit ˆancia, esta capacit ˆancia ´e medida, processada e ter ´a uma correspond ˆencia relativa `a velocidade. A velocidade angular pode ser integrada em relac¸ ˜ao ao tempo para determinar a posic¸ ˜ao angular do objeto. Dependendo da orientac¸ ˜ao de montagem, a rotac¸ ˜ao ´e medida em relac¸ ˜ao a um dos tr ˆes eixos principais: Yaw (Guinada) na rotac¸ ˜ao do indiv´ıduo, Pitch (Inclinac¸ ˜ao) na inclinac¸ ˜ao frontal do indiv´ıduo e Roll (Rolamento) na inclinac¸ ˜ao lateral do indiv´ıduo, conforme observado na Figura 38. A montagem de um sensor em determinada orientac¸ ˜ao permitir ´a escolher o eixo de medida, assim uma montagem m ´ultipla de tr ˆes estruturas permite analisar as medidas nos tr ˆes eixos (FORHAN, 2010).
Figura 12 – Estrutura de girosc ´opios MEMS Fonte: Adaptado de DAI et al. (2011)
Figura 13 – Rotac¸ ˜oes Guinada, Inclinac¸ ˜ao e Rolamento Fonte: Autoria Pr ´opria
3.4.4 B ´ussola Eletr ˆonica
Sensores magn ´eticos tem sido utilizados para detecc¸ ˜ao de direc¸ ˜ao ou navegac¸ ˜ao por s ´eculos. Atualmente existem diversos tipos de sensores magn ´eticos, mais especificamente a b ´ussola eletr ˆonica, ou magnet ˆometro demonstrada na Figura 14. O interesse de sensores eletr ˆonicos de baixo custo est ´a aumentando continuamente, n ˜ao distante as b ´ussolas eletr ˆonicas vem crescendo suas aplicac¸ ˜oes como na navegac¸ ˜ao de ve´ıculos aut ˆonomos, em posicionamento da antena, e acrescentando maiores funcionalidades aos telefones celulares (DUMAS, LATORRE et al., 2006). Os sensores mais utilizados provenientes da detecc¸ ˜ao de campo magn ´etico s ˜ao baseados em sensores magneto resistivos, de fluxogate e magneto indutivo.
• Magnet ˆometros fluxogates: s ˜ao geralmente utilizados para mensurar campo magn ´etico de baixa intensidade. Estes magnet ˆometros medem a variac¸ ˜ao do fluxo magn ´etico atrav ´es da saturac¸ ˜ao do material ferromagn ´etico utilizado como n ´ucleo (J ´UNIOR, 2015).
• Magnet ˆometros de princ´ıpio resistivo: sua funcionalidade esta baseada na aplicac¸ ˜ao de um campo magn ´etico perpendicular `a corrente el ´etrica. A forc¸a que atua sobre os portadores de carga desviando-os de sua trajet ´oria gera uma alterac¸ ˜ao da mobilidade dos portadores, que por sua vez se reflete na resist ˆencia do material e depende diretamente da ac¸ ˜ao do campo magn ´etico externo (MARCHI, 2009).
• Magnet ˆometros de princ´ıpio indutivo: seu funcionamento baseia-se na lei da induc¸ ˜ao eletromagn ´etica de Faraday. O sensor ´e, basicamente, um circuito que cont ´em espiras de fio de cobre ao longo das quais ´e induzida uma diferenc¸a de potencial el ´etrico proporcional `a taxa de variac¸ ˜ao no tempo do fluxo magn ´etico atrav ´es da sec¸ ˜ao transversal das espiras (WEINERT, R.; NOGUEIRA, A.F.L.; RAMOS, A, 2014)
Figura 14 – B ´ussola eletr ˆonica
Fonte: Adaptado de DUMAS, LATORRE et al. (2006)
Quando integrada `a um girosc ´opio, a b ´ussola eletr ˆonica pode indicar precisamente o posicionamento angular de um objeto, tal aplicac¸ ˜ao vem sendo usada como uma alternativa ou um complemento para dispositivos de posicionamento com GPS (Global Positioning System) (DUMAS, LATORRE et al., 2006). Neste sentido, a b ´ussola eletr ˆonica se mostra pertinente ao projeto, quando combinada ao aceler ˆometro e girosc ´opio.
3.4.5 Caracter´ısticas do MPU-9250
No trabalho utilizou-se o sensor de medida inercial MPU-9250 (Figura 15), este ´e integrado por um processamento de movimento digital que une o aceler ˆometro, o girosc ´opio e o magnet ˆometro no mesmo dispositivo para rastreamento de movimentos efetuados por qualquer objeto no decorrer dos eixos x, y e z, totalizando nove eixos. Al ´em da detecc¸ ˜ao de movimentos, o sensor possui o processador de movimento digital (DMP) integrado com finalidade de processar os dados aferidos dos nove eixos, correspondentes aos tr ˆes sensores, e fornecer as informac¸ ˜oes de orientac¸ ˜ao O MPU-9250 possui um conversor anal ´ogico/digital de 16 bits para cada sensor, a fim de digitalizar a sa´ıda deles, com portas seriais de comunicac¸ ˜ao I2C para acesso a todos os registros do dispositivo a uma taxa de 400kHz e sua faixa de operac¸ ˜ao de tens ˜ao encontra-se entre 2,4V e 3,6V (INVENSENSE, 2014).
Figura 15 – Circuito integrado do MPU-9250 Fonte: INVENSENSE (2014)
3.5 FILTRO DE FUS ˜AO DE DADOS
Como citado na sec¸ ˜ao 3, o deslocamento angular ´e medido atrav ´es da integrac¸ ˜ao do sinal proveniente do girosc ´opio. O deslocamento espacial do centro do sensor ´e obtido por meio de duas integrac¸ ˜oes, onde a primeira integral resulta na velocidade e a segunda integral resulta no deslocamento. E por fim, a b ´ussola opera utilizando as linhas de campo magn ´etico da Terra para obter se o vetor relacionado ao Norte do planeta. No entanto, o girosc ´opio, aceler ˆometro e a b ´ussola trabalham individualmente com suas vari ´aveis amostradas, portanto, para que seja poss´ıvel
realizar uma an ´alise dos dados ´e necess ´ario uma junc¸ ˜ao dos dados dos sensores (LIMA et. al., 2013) com prop ´osito de estimar a posic¸ ˜ao e orientac¸ ˜ao no espac¸o R3.
O principal objetivo dos algoritmos de fus ˜ao de dados ´e unir os dados provenientes dos sensores e melhorar a qualidade da informac¸ ˜ao de sa´ıda em processos que utilizam m ´ultiplos sensores (RODR´IGUEZ; CH ´ERIGO, 2016).
Existem diversos algoritmos de fus ˜ao de dados sensoriais dispon´ıveis na literatura e para este trabalho utilizou-se o filtro de fus ˜ao de dados de Mahony-Madgwick. Mahony et al. (2008) propuseram a estimac¸ ˜ao da orientac¸ ˜ao como uma observac¸ ˜ao cin ´etica determin´ıstica feita diretamente sobre o grupo especial ortogonal SO(3)4, guiada pela posic¸ ˜ao reconstru´ıda e pela medic¸ ˜ao da velocidade
angular.
A Figura 16 representa o diagrama de blocos de uma completa estimac¸ ˜ao do algoritmo de orientac¸ ˜ao. Este algoritmo ´e respons ´avel pelo processamento do sinal entregue pelos sensores inerciais, como tamb ´em, ´e encarregado de eliminar interfer ˆencias de alta frequ ˆencia. O tratamento dos dados ´e necess ´ario para amenizar o problema causado pela orientac¸ ˜ao com base nos ˆangulos de Euler, isto porque o grau de liberdade pode ser prejudicado caso exista um tratamento correto (MADGWICK; HARRISON; VAIDYANATHAN, 2011).
Figura 16 – Diagrama de blocos do filtro para o c ´alculo da estimac¸ ˜ao da posic¸ ˜ao Fonte: Adaptado de MADGWICK; HARRISON; VAIDYANATHAN (2011)
4 E o conjuntos de todas as matrizes ortogonais, que possuem determinante igual a um e possuem 3´
O filtro de Mahony permite melhorar a estimac¸ ˜ao da orientac¸ ˜ao por meio da aplicac¸ ˜ao de um filtro passa-baixa para as estimac¸ ˜oes provenientes dos aceler ˆometros e magnet ˆometros, ao passo que se aplica um filtro passa-alta para as estimac¸ ˜oes provenientes do girosc ´opio, e por fim, estas informac¸ ˜oes s ˜ao unidas resultando na estimac¸ ˜ao da posic¸ ˜ao representada por quat ´ernios (MAHONY; HAMEL; PFLIMLIN, 2005). Segundo Mahony et al. (2005) o filtro complementar passivo possui vantagens pr ´aticas associadas `a implementac¸ ˜ao e a baixa sensibilidade a ru´ıdos. Em particular, os autores demonstram que o filtro pode ser reformulado em termos de medidas de direc¸ ˜ao vetorial, tais como as que s ˜ao obtidas diretamente de um sistema de medida inercial.
Outro filtro muito utilizado em projetos para processar os sinais provenientes dos sensores ´e o filtro de Kalman. Kalman e Bucy (1961) em um trabalho realizado em parceria com as Forc¸as Armadas do Estados Unidos, desenvolveram uma teoria de predic¸ ˜ao e filtros lineares. Para desenvolvimento do filtro, os autores assumiram que um modelo suficientemente preciso do processamento de um sinal ´e dado por um sistema din ˆamico linear (possivelmente dependente do tempo) excitado por um ru´ıdo branco e que todo sinal observado contem uma componente de ru´ıdo branco. Segundo Welch e Bishop (2001), o filtro de Kalman ´e composto por um conjunto de equac¸ ˜oes matem ´aticas que fornecem uma boa estimativa computacional do estado de um processo, de modo a minimizar a m ´edia do erro quadrado. As equac¸ ˜oes do filtro de Kalman se dividem em dois grupos:
• Equac¸ ˜oes de atualizac¸ ˜ao de tempo: s ˜ao respons ´aveis por projetar para frente (no tempo) o estado atual e as estimativas de covari ˆancia de erro para obter as estimativas para a pr ´oxima etapa (WELCH; BISHOP, 2001).
• Equac¸ ˜oes de atualizac¸ ˜ao de medic¸ ˜ao: s ˜ao respons ´aveis pelo feedback, ou seja, incorpora uma nova medida na estimativa a priori para obter uma estimativa posteriormente (a frente) aprimorada por uma medida real daquele momento (WELCH; BISHOP, 2001).
Por fim, o filtro de Kalman resolve o problema geral de estimar o estado 𝑥 ∈ R𝑛
de um processo controlado de tempo discreto que ´e governado pela equac¸ ˜ao das diferenc¸as estoc ´astica. O modelo do diagrama do filtro de Kalman ´e representado na Figura 17, em que, as vari ´aveis aleat ´orias 𝑤𝑘 e 𝑣𝑘 s ˜ao respectivamente relacionadas
ao ru´ıdo do processo e `a medic¸ ˜ao. A matriz n×n A relaciona o estado do sistema no passo k-1 na aus ˆencia de uma vari ´avel de controle e de ru´ıdo de processo. A matriz Hrelaciona o estado do sistema com a medic¸ ˜ao (FIGUEREDO et. al, 2007). .
