DESENVOLVIMENTO DE UM ELETROESTIMULADOR FUNCIONAL DE OITO CANAIS PARA APLICAÇÃO COM MALHA DE REALIMENTAÇÃO UTILIZANDO CONTROLADOR DIGITAL
MARCOSV.N.JUNQUEIRA1,MARCELOA.A.SANCHES1,RENANF.KOZAN1,MATEUSF.R.URBAN1
APARECIDOA.DECARVALHO1,MARCELOC.M.TEIXEIRA1
1. Departamento de Engenharia Elétrica/UNESP - Universidade Estadual Paulista Júlio Mesquita Filho Avenida Brasil, nº56, Centro, CEP:15385-000, Ilha Solteira, SP, Brasil
E-mails: marcosvnj@yahoo.com.br, carvalho.aparecido@gmail.com, san-ches840@yahoo.com.br, renankozan@hotmail.com, mateus.urban@gmail.com,
marcelo@dee.feis.unesp.br
Abstract This paper describes the development of an 8-channel microcontrolled neuromuscular stimulator which produces a rectangular, biphasic current waveform, balanced load, with the ability to deliver current with amplitude of 140 mA using pulse width modulation (PWM). The purpose of the equipment is to generate movements of lower limbs in paraplegic patients. A PID controller was implemented for using with the microcontrolled stimulator, and the energy to be applied to the stimulated member can be determined in order to keep the leg in a pre-determined position. The design of this controller was based on a linear second order mathematical model, which describes the behavior of a muscle strength due to an electrical stimulus. For validation and testing the equipment, mathematical functions that represent the physiological behavior of the lower limbs were represented by electronic circuits. So, it was possible to integrate the stimulator, the controller and the model of the muscle, and observe the response of the system.
Keywords Rehabilitation, Digital Controllers, PID, Neuromuscular Stimulator.
Resumo Este artigo descreve o desenvolvimento de um estimulador neuromuscular microcontrolado de 8 canais que produz forma de onda retangular, bifásica, equilibrada, com capacidade de fornecer corrente com amplitude de até 140 mA, utilizando modulação de largura de impulso (PWM). Com o equipamento pode-se gerar movimentos nos membros inferiores de pacientes paraplégicos. Foi implementado um controlador Proporcional Integral Derivativo (PID) embarcado para uso com o eletroestimu-lador, sendo possível determinar a energia a ser aplicada ao membro estimulado, de forma a mantê-lo em uma posição pré-estabelecida. O projeto desse controlador se baseou em um modelo matemático linear de segunda ordem, que representa o com-portamento da força muscular devido a um estímulo elétrico. Para validação e teste do funcionamento do sistema, funções ma-temáticas que descrevem o comportamento fisiológico do membro inferior foram representadas por circuitos eletrônicos. Desta forma, foi possível integrar o controlador, o estimulador e o modelo fisiológico do músculo, observando-se a resposta temporal durante a eletroestimulação.
Palavras-chave Reabilitação, Controladores Digitais, PID, Estimulador Neuromuscular. 1 Introdução
1.1 Estimulação Elétrica Neuromuscular
A estimulação elétrica por corrente é utilizada para diferentes aplicações desde os tempos mais re-motos. Os povos da antiguidade já sabiam que certos tipos de peixes produziam descargas elétricas em seres humanos, logo eram usados para o tratamento de algumas doenças. Os romanos empregavam as descargas elétricas do peixe torpedo para tratamento da gota e alívio de dores de cabeça (LIANZA, 1993).
Em 1786, o fisiologista italiano Luigi Galvani observou que os músculos dissecados dos membros inferiores das rãs, penduradas em ganchos de cobre (Cu), sofriam convulsões quando ficavam em contato com outro metal (o ferro (Fe) por exemplo), como se estivessem sob a ação de uma descarga elétrica (GUEDES, 2003).
Um dos mais importantes estimuladores de cor-rente para os fisiologistas foi o desenvolvido por Bernard, em 1858, denominado estimulador pinça devido ao seu formato. Ele consistia de pilhas
voltai-cas de zinco e cobre adaptadas em braços de madeira e fixadas em uma mola de metal (GEDDES, 1994).
Em 1909, Louis Lapicque desenvolveu um esti-mulador capacitivo, no qual o capacitor era carrega-do de tal forma que a tensão entre suas placas era apenas uma fração da tensão de uma bateria (NE-MESYS, 2004).
A aplicação da eletricidade em medicina é um tema que, pela sua importância e complexidade, me-rece um tratamento mais completo e rigoroso, deven-do ser abordadeven-do com os métodeven-dos próprios da história da medicina e um conhecimento profundo da eletri-cidade (ROWBOTTOM; SUSSKIND, 1984).
A Estimulação Elétrica Neuromuscular Funcio-nal (EENF) é utilizada em muitos casos de reabilita-ção, como no auxílio e/ou restauração de movimentos em hemiplégicos, paraplégicos e tetraplégicos (GRILL; MORTIMER, 1995).
Com relação ao tipo de sinal elétrico utilizado, este deve ter amplitude suficiente para provocar a despolarização da membrana do nervo e gerar um potencial de ação (GRILL; MORTIMER, 1995).
A EENF, em combinação com sensores adequa-dos e tecnologia de controle, pode ser explorada para
produzir movimentos funcionais, como caminhar, podendo ajudar a restaurar algumas funções motoras (FACHGEBIET, 2009).
Salazar e Mayagoitia (1999) trataram oito hemi-plégicos, submetendo-os a eletroestimulação funcio-nal diária, com seções de trinta minutos ao longo de um mês. Durante este período foi realizado o monito-ramento da espasticidade com o teste do pêndulo, utilizando eletrogoniômetro. A maioria dos pacientes obteve uma melhora na espasticidade e na flexão angular do joelho, bem como no caminhar.
No Brasil, Alberto Cliquet e sua equipe conse-guiram fazer que um rapaz voltasse a caminhar apoi-ado em um andapoi-ador, após sessões de estimulação elétrica neuromuscular (MARTIN, 1999).
Cliquet observou também que pacientes tratados com EENF readquiriram movimento e sensibilidade nos membros afetados, voluntariamente, mesmo que de forma parcial (SUGIMOTO, 2004).
Assim, a Estimulação Elétrica Neuromuscular Funcional pode auxiliar o sistema circulatório, au-mentando a circulação de sangue no membro parali-sado, dentre outros benefícios (EILINGER, 1991).
Desde 1960, a EENF tem sido utilizada na ajuda ao restabelecimento de funções motoras em pacientes hemiplégicos e paraplégicos. Pelo princípio de fun-cionamento e pelos resultados obtidos, a contração muscular produzida é semelhante à contração gerada por um estímulo enviado pelo Sistema Nervoso Cen-tral (SNC). Sua aplicação em tratamentos fisioterápi-cos de pacientes paraplégifisioterápi-cos em malha fechada tem eficácia comprovada (FERRARIN et al., 2000).
A EENF aplicada em níveis adequados pode ser tão eficaz no fortalecimento muscular quanto uma contração muscular voluntária (LIEBER et al., 1996).
O uso do estimulador por tensão é mais comum dentre os eletroestimuladores comerciais, pois há menor complexidade em confeccioná-lo. Mas, devido à ocorrência de variação da resistência de acopla-mento eletrodo-pele e da própria impedância do teci-do, não é possível prever a quantidade de carga apli-cada ao músculo (FARIA, 2006).
O estimulador por corrente é mais complexo na sua confecção, mas tem como vantagem a possibili-dade de controlar a quantipossibili-dade de carga aplicada ao músculo, pois mesmo que a resistência de acopla-mento e a impedância do tecido sofram alterações, dentro de uma determinada faixa, a corrente não se altera, aplicando-se assim a mesma energia ao mús-culo (FARIA, 2006).
A Estimulação Elétrica Neuromuscular (EENM) consiste na aplicação de pulsos elétricos nos nervos e/ou músculos com o objetivo de se obter contração muscular. Para ocorrer à contração, o estímulo deve ter características próximas aos níveis fisiológicos do tecido a ser estimulado, ou seja, o estímulo deve ter certas características para promover uma contração, como a amplitude e a duração, que devem ser iguais ou maiores que as condições fisiológicas para cada tecido (SENE, 2003).
Quando se trabalha em malha fechada, pode-se controlar de maneira mais eficiente a estimulação elétrica (CRAGO; PECKHAM; THROPE, 1980), propiciando um melhor controle dos movimentos e evitando uma fadiga mais rápida dos músculos en-volvidos no processo.
A EENM pode ser aplicada por meio de eletro-dos superficiais ou implantáveis. O uso de eletroeletro-dos implantados possibilita uma seletividade maior, além de requerer menos energia do sistema de estimulação (POPOVIC, 2001). A grande desvantagem é a difi-culdade de implantação dos eletrodos já que eles são invasivos e, muitas vezes, podem apresentar reação de corpo estranho, ou se quebram com o uso constan-te. Por estes motivos, os eletrodos de superfície são os mais empregados (SANCHES, 2013).
A estimulação por meio de eletrodos superficiais pode estimular, simultaneamente, estruturas nervosas e musculares. As células nervosas, porém, despolari-zam a partir de uma menor intensidade de corrente. Por este motivo, os eletrodos de superfície ativam as células nervosas, sendo estas que produzem a ação muscular (LIANZA, 1993).
Na interface eletrodo-pele ocorre a conversão de uma corrente de elétrons para uma corrente de íons, que se move dentro do tecido (FARIA, 2006). A im-pedância da interface eletrodo-pele é em torno de 1kΩ (SENE, 2003).
Quando se aplica uma diferença de potencial na pele por meio de dois eletrodos (Figura 1), há circu-lação de corrente no interior do tecido em decorrên-cia do movimento ordenado de íons, uma vez que o tecido é predominantemente aquoso.
Figura 1 - Estimulação elétrica do nervo por meio de eletrodos superficiais. Fonte: ROBINSON, 2001.
Para uma única célula excitável, existe uma famí-lia de estímulos com combinações força-duração (F-D), ou seja, amplitude de corrente e tempo, que po-dem levar a célula ao limiar de despolarização.
Na Figura 2, pode-se observar a relação entre a intensidade da corrente e o tempo de estímulo elétri-co.
Conforme se pode observar, há quatro regiões (ROBINSON, 2001):
• Sub-sensitiva, que não provoca nenhuma sensação;
• Sensitiva, que provoca sensações de agulha-das;
• Nociva, que pode causar desconforto.
Figura 2- Relação entre intensidade x tempo do estímulo elétrico. Fonte: ROBINSON, 2001. 1.2 Formas de Onda Empregadas
Quando se classifica um sinal de eletroestimula-ção, alguns cuidados devem ser tomados, pois em eletrofisiologia, diferentemente da eletrônica e eletro-técnica, o termo fase refere-se ao sentido do fluxo de corrente.
Se o sinal for monofásico, significa que fluxo de corrente se dará em um sentido, se for bifásico, o fluxo de corrente ocorrerá nos dois. Se a energia a-plicada pela corrente bifásica tiver o mesmo valor em ambos os sentidos da corrente, afirma-se que as car-gas são balanceadas (ou equilibradas), caso contrário são desbalanceadas (ou desequilibradas).
Na Figura 3, ilustra-se formas de ondas bifásicas equilibradas, destacando-se alguns parâmetros e no-menclaturas relevantes.
Figura 3 – Formas de onda bifásica simétricas. Fonte: Modificado: FARIA, 2006. Pode-se observar que em (a) e (b) as ondas são simétricas, ou seja, o sinal aplicado em um sentido acontecerá da mesma forma no sentido oposto. Estas formas de onda são vastamente utilizadas em EENM para gerar movimentos.
Na Figura 4, estão apresentadas formas de onda bifásicas assimétricas.
Em (d), é apresentada uma forma de onda retan-gular em um sentido e com decaimento exponencial em outro e em (c), uma retangular. Neste caso, tem-se um sinal bifásico assimétrico equilibrado em (c) e assimétrico desequilibrado em (d).
Figura 4 - Formas de onda bifásicas assimétricas. Fonte: Modificado: FARIA, 2006.
A variação da quantidade de carga pode ser rea-lizada por meio da modulação do sinal. Dentre elas, podem ser citadas: modulação por frequência (FM), modulação por amplitude (AM) e modulação por largura de pulso (PWM).
O objetivo deste trabalho foi implementar um es-timulador elétrico neuromuscular microcontrolado de oito canais com capacidade para fornecer correntes de até 140 mA, visando gerar movimento dos mem-bros inferiores de paraplégicos e a melhora de sua qualidade de vida. Foi implementado um controlador PID embarcado para uso com o eletroestimulador, tornando possível determinar a energia a ser aplicada ao membro estimulado, de forma a mantê-lo em uma posição pré-estabelecida, e auxiliando na reabilita-ção.
2 Metodologia
2.1 O Estimulador Elétrico Neuromuscular
O EENM é composto por um conversor cc-cc, um circuito lógico, um circuito formador de onda, um circuito de potência e por um controlador PID.
Figura 5 - Circuito Completo do EENM. Fonte: elaborada pelo autor.
O equipamento foi projetado para gerar um sinal de corrente com forma de onda retangular balancea-da. O tipo de onda, a frequência do sinal, a largura de pulso e o interpulso podem ser escolhidos pelo usuá-rio do equipamento.
Pode-se observar, na Figura 6, as características típicas do sinal gerado, que possui um interpulso com valor zero para que não haja uma mudança abrupta entre o nível positivo e o negativo.
Figura 6 – Forma de onda do sinal gerado. Fonte: elaborada pelo autor
2.1.1 Conversor CC-CC
Com o intuito de desacoplar o EENM da rede elétri-ca, utilizou-se um conversor CC-CC modificado de Faria (2006), que fornece alimentações de +140V, -140V, +5V e -5V.
2.1.2 Circuito lógico
O circuito lógico pode ser construído com um Processador Digital de Sinais (DSP) ou via o softwa-re LabVIEW.
Neste trabalho, optou-se pelo LabVIEW pois este possibilita o ajuste dos parâmetros de eletroesti-mulação de forma prática e rápida, além de possuir uma integração com outras tecnologias, realizar a aquisição de sinais de diversos sensores, processá-los e os armazená-los.
Na Figura 7 está ilustrada a interface criada com o LabVIEW que possibilita a integração de todos os dispositivos de uma plataforma de testes. Utilizando o programa, pode-se apresentar em forma de gráficos os valores de posição, velocidade e aceleração angu-lar, que serão posteriormente utilizados na implemen-tação do controlador PID.
Figura 7 - Interface criada com o software LabVIEW. Fonte: Elaborada pelo autor.
Para gerar um sinal bifásico foi necessário a uti-lização de um circuito formador de onda, uma vez que o estágio lógico, na configuração utilizada, for-nece apenas sinais positivos.
Na Figura 8, pode-se verificar os sinais digitais gerados por meio do estágio lógico e a saída do cir-cuito formador de onda.
Figura 8 – Sinal bifásico gerado pelos circuitos. Fonte: elaborada pelo autor.
O LabVIEW é responsável por gerar dois sinais T1+ e T1- que são aplicados na entrada do circuito formador de onda, onde o sinal adquirirá a caracterís-tica bifásica antes da entrada no estágio de potência. Cabe ressaltar que, por se tratar de um sinal bifá-sico simétrico, T1- terá os mesmos parâmetros de T1+, um será a parte positiva e o outro a parte nega-tiva do sinal de saída.
2.1.3 Circuito formador de onda
Este circuito foi implementado a partir do estimula-dor elétrico proposto por CHANG et al., 2002, em que são consideradas as questões de isolação e prati-cidade deste formador de onda.
O sinal de saída do circuito lógico é de tensão. Como neste trabalho optou-se por estimular o múscu-lo com sinais de corrente, houve a necessidade de converter o sinal gerado para um sinal de corrente por meio de um conversor V-I (tensão-corrente) com retroalimentação negativa. Cada canal do estimulador possui um circuito formador de onda constituído por um amplificador diferença e dois conversores V/I.
Cada conversor V-I é formado por um amplifi-cador operacional, um transistor bipolar de junção (TBJ), resistores e um potenciômetro. O conversor determina a corrente que será imposta no espelho, consequentemente, a corrente imposta sobre os ele-trodos de eletroestimulação.
2.1.4 Circuito de Potência
No estágio de potência, é fornecida a energia ne-cessária ao sinal de saída proveniente do formador de onda, uma vez que o circuito formador de onda não gera corrente suficiente para a eletroestimulação de-sejada.
Para desenvolver o estágio de potência, utilizou-se o espelho de corrente de Wilson, formado por três transistores (Q1, Q2 e Q3) (Figura 9). Sua função é conhecida na literatura especializada em eletrônica (BOYLESTAD et al., 2004).
Figura 9 - Espelho de corrente de Wilson. Fonte: elaborada pelo autor.
A corrente imposta no ramo de Q2, desde que esteja dentro dos limites do circuito, é refletida no outro lado do espelho, ou seja, em Q1 e Q3.
2.1.5 Controlador PID
Após uma pesquisa detalhada sobre os DSPs (Processador Digital de Sinais) disponíveis no mer-cado, optou-se por usar o DSP F28335 Delfino, da
Família C2000 da Texas Instruments, que foi o esco-lhido devido às suas especificações técnicas e ao seu modo de manuseio.
O seu software de programação é o Code Com-poser Studio (CCS) que possui interface com o MA-TLAB/Simulink. Dessa forma, os algoritmos podem ser elaborados no Simulink, que após convertidos, podem ser gravados pelo CCS, que também gera os arquivos na linguagem de programação C. Estes po-dem ser utilizados para implementar sistemas de con-trole em diferentes plataformas, como por exemplo, em microcontroladores.
2.2 O protocolo de testes
A realização de experimentos com seres huma-nos foi autorizada pelo Comitê de Ética em Pesquisa da Faculdade de Ciências e Tecnologia de Presidente Prudente da UNESP. A pesquisa foi submetida ao sistema Plataforma Brasil, sob o número CAAE 00977212.1.10015402.
No primeiro protocolo, executou-se o teste para encontrar o ponto de ativação do músculo quadríceps de um voluntário hígido. Este foi um teste preliminar e nenhuma grandeza foi monitorada, apenas o local de posicionamento dos eletrodos foi demarcado.
No segundo, executou-se o protocolo de repeti-bilidade. Este teste teve por objetivo analisar o efeito da fadiga muscular e como o músculo se comportava com o mesmo estímulo, após quinze estimulações seguidas, com intervalos de 2 minutos entre elas.
No terceiro, executou-se o teste de identificação do modelo da perna, que teve por objetivo encontrar um modelo matemático que relacionasse o sinal elé-trico aplicado no músculo quadríceps com a variação angular da perna. Desta forma, foi possível projetar um controlador PID para ser utilizado no quarto tes-te.
No quarto, executou-se o protocolo de controle da posição da perna, no qual inseriu-se um ângulo pré-estabelecido, como referência, com o objetivo de que a perna chegasse atingisse uma posição angular escolhida e ali permanecesse.
3 Resultados e Discussão
Para verificar o funcionamento do eletroestimu-lador desenvolvido, foram realizados diversos testes e comparações com um equipamento comercial. O eletroestimulador comercial utilizado foi o Neurodyn II, da empresa IBRAMED, que atende às normas técnicas para construção de aparelhos médicos (NBR IEC 60601-1 NBR IEC 60601-1-2 e NBR IEC 60601-2-10).
O aparelho desenvolvido possui oito canais que aplicam a eletroestimulação por corrente e permitem o ajuste de sua intensidade para até 140mA, para uma carga de 1,3KΩ, duração do pulso (T) de 0 a 500µs e frequência (F) de 30Hz a 300Hz.
Na Figura 10, é mostrada uma foto do equipa-mento implementado.
Figura 10 –Foto do equipamento implementado. Fonte: elaborada pelo autor.
Para comparar os sistemas, aplicou-se os mes-mos parâmetros nos dois equipamentos e verificou-se a saída em uma carga de 1KΩ. Os parâmetros foram:
• T (Período) = 500µs; • F (Freqüência) = 250Hz; • I (Corrente) = 40mApp.
Na Figura 11, pode-se comparar os sinais de ele-troestimulação do equipamento projetado e do co-mercial.
Figura 11 – Desenvolvido X Comercial. Fonte: Elaborada pelo autor.
Como previamente definido, foi gerado um sinal retangular, bifásico, equilibrado, com período de 500µs, frequência de 250Hz e amplitude de 40mApp. Os testes foram realizados com uma pessoa hígi-da, ou seja, sem lesão medular.
Na Figura 12, está apresentado o teste em que o ângulo de referência escolhido foi 60°, partindo da origem. Foram plotados os resultados simulados, experimentais e correntes médias de estimulação.
Esse experimento foi repetido três vezes conse-cutivas, com intervalo de 2 minutos.
Observando o resultado experimental, nota-se que em todos os casos a resposta convergiu para um valor constante, o maior erro de regime foi de apro-ximadamente 1,5%, o tempo de estabelecimento do primeiro e segundo testes foi de 2,5s, enquanto o do terceiro foi de 3s. Apenas no terceiro experimento houve overshoot, que foi de aproximadamente 13%. Ressalta-se que o overshoot não foi especificado no projeto.
Figura 12 - Teste de Controle - Variação Angular de 0 a 60° - corrente de 65mA. Fonte: elaborada pelo
autor.
A partir destes três experimentos, verifica-se que o controlador controla adequadamente a posição da perna do voluntário, sendo os resultados experimen-tais muito próximos dos obtidos por meio de simula-ção. Analisando- se a Figura 12, observa-se que as correntes médias não permaneceram constantes em cada experimento e foram diferentes em cada um deles. Isto ocorreu para que a perna se mantivesse na posição desejada, evidenciando que a planta não permaneceu inalterada nos três experimentos.
5 Conclusão
Implementou-se um versátil sistema eletrônico para gerar e para avaliar movimentos nos membros inferiores de pessoas hígidas e com lesão medular.
O eletroestimulador implementado pode fornecer corrente com amplitude adequada para gerar movi-mentos nos membros inferiores de voluntários.
Além dos ajustes dos parâmetros de estimulação, que podem ser feitos de forma ágil, também é possí-vel, por meio de gráficos e de indicadores, monitorar em tempo real a forma de onda de estimulação apli-cada, o deslocamento, a velocidade e a aceleração angular da perna do voluntário durante os experimen-tos.
Por meio da interface implementada, o projetista tem total controle sobre o experimento, podendo in-tervir da forma que achar necessária e monitorar to-das as grandezas que estão sendo verificato-das.
O controlador PID foi eficiente para estabelecer a posição da perna de um voluntário hígido na posi-ção desejada pelo usuário.
Agradecimentos
Os autores agradecem à FAPESP, CNPq e CA-PES pela ajuda financeira fornecida para o desenvol-vimento deste trabalho.
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