( PDF ) Sistema para estimulação elétrica funcional (FES-PEB)

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SISTEMA PARA ESTIMULAÇÃO ELÉTRICA FUNCIONAL (FES-PEB)

José Braconnot Velloso

DISSERTAÇÃO SUBMETIDA AO CORPO DOCENTE DA COORDENAÇÃO DOS

PROGRAMAS DE PÓS-GRADUAÇÃO DE ENGENHARIA DA UNIVERSIDADE

FEDERAL DO RIO DE JANEIRO COMO PARTE DOS REQUISITOS NECESSÁRIOS

PARA A OBTENÇÃO DO GRAU DE MESTRE EM CIÊNCIAS EM ENGENHARIA

BIOMÉDICA.

Aprovada por:

________________________________________________

Prof. Marcio Nogueira de Souza, D.Sc.

________________________________________________

Prof. Roberto Macoto Ichinose, D.Sc.

________________________________________________

Prof. Antonio Petraglia, Ph.D.

________________________________________________

Prof

. Ana Paula Fontana, D.Sc.

RIO DE JANEIRO, RJ - BRASIL

JUNHO DE 2007

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VELLOSO, JOSÉ BRACONNOT

Sistema para Estimulação Elétrica

Funcional (FES-PEB) [Rio de Janeiro] 2007

VII, 152 p. 29,7 cm (COPPE/UFRJ, M.Sc.,

Engenharia Biomédica, 2007)

DISSERTAÇÃO - Universidade Federal do Rio de

Janeiro, COPPE

1. Estimulador Elétrico Programável

I. COPPE/UFRJ II. Título ( série )

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iii

Dedicatória

Dedico esta tese de mestrado ao meu pai, Francisco Velloso. Um cara que

admiro demais e sempre se esforçou muito para que a educação dos três filhos fosse

excelente. No mestrado, me incentivou, ajudou financeiramente, se não fosse por ele,

com certeza não estaria terminando de escrever minha tese. Até porque foi no cartão

dele que comprei o computador que hoje datilografo estas palavras... VALEU PAPAI!!!!

Agradecimentos

À Deí, pessoa especial demais, que ajudou a criar a minha mãe e depois eu e

meus irmãos, sempre ensinando a se manter na linha e aproveitar a vida.

À minha falecida mãe Ana Braconnot por tudo que fez e por mostrar-me um

outro lado da vida, fora dos limites careta das exatas, mostrando a beleza do cinema,

pintura, música, literatura, que às vezes são deixadas pra trás nos momentos de falta

de tempo, como estes últimos dois meses, terminando a tese...

Ao meu orientador Prof. Marcio Nogueira. Este é o segundo projeto com a sua

orientação e a admiração só aumentou desde 2004 quando começamos a trabalhar.

Um conhecimento absurdo de eletrônica que pode demonstrar nas dificuldades

encontradas. No mestrado me deixou mais sozinho para resolver os problemas e isso

também foi muito bom para o meu aprendizado.

Aos meus irmãos Marcos e Pedro, que também sempre me incentivaram muito

no mestrado e em tudo na vida.

Ao também falecido, meu cão Willow Uffgood por ter me feito uma pessoa

muito mais alegre e paciente.

Aos Professores Alexandre Pino, Roberto Macoto e Antônio Barúqui pelos

auxílios prestados durante os perrengues.

Aos amigos do LIB por tornar um pouco menos penosas as longas horas no

mesmo problema e a todos no PEB em geral, que sempre estão ajudando dentro do

possível, em especial:

Diniz, pelas vezes que fui ao almoxarifado buscar componentes.

Amauri, pela ajuda nas máquinas da oficina mecânica.

Sabrina, pela simpatia e disposição para resolver os nossos problemas na

secretaria.

Ao CNPQ, Faperj e Capes pelo apoio financeiro.

À Deus por se fazer presente nos momentos bons e ruins.

Resumo da Dissertação apresentada à COPPE/UFRJ como parte dos requisitos

necessários para a obtenção do grau de Mestre em Ciências (M.Sc.)

SISTEMA PARA ESTIMULAÇÃO ELÉTRICA FUNCIONAL (FES-PEB)

José Braconnot Velloso

Junho/2007

Orientador: Marcio Nogueira de Souza

Programa: Engenharia Biomédica

Este trabalho apresenta o desenvolvimento de um estimulador elétrico

programável - FES-PEB - com quatro canais de estimulação, que disponibiliza uma

forma de onda de corrente constante (pulsada bifásica assimétrica desequilibrada) que

pode ser modulada em amplitude, duração e freqüência de repetição dos pulsos,

através da programação de perfis temporais no programa de controle desenvolvido em

LabView, versão 7.1. Tais modulações permitem que o equipamento possa ser

utilizado na execução de técnicas de estimulação elétrica funcional (functional

electrical stimulation - FES).

O programa de controle permite ao usuário definir e salvar perfis de variação

temporal dos três parâmetros em dez níveis de intensidade dentro da escala de 0 a

100mA, 50 a 500µs e 20 a 200Hz, dentro da limitação de 1s por perfil de estimulação.

O equipamento desenvolvido foi avaliado em testes de segurança elétrica e em

testes de bancada para verificação de sua viabilidade de utilização e acurácia no

estabelecimento dos três parâmetros da corrente de estimulação. Para o parâmetro

freqüência o erro médio entre os valores desejados (programados pelo usuário) e os

medidos situou-se próximo de 0%, enquanto para o parâmetro amplitude foi verificado

um erro próximo de 10%. Já no tocante ao parâmetro duração observou-se um erro

médio em torno de 15%, sendo que para valores próximos à duração mínima, foi

constatado um erro de até quase 100%. A análise dos resultados indica que tais erros

estão essencialmente associados ao estágio de saída do eletroestimulador.

Abstract of Dissertation presented to COPPE/UFRJ as a partial fulfillment of the

requirements for the degree of Master of Science (M.Sc.)

SYSTEM FOR FUNCTIONAL ELECTRICAL STIMULATION (FES-PEB)

José Braconnot Velloso

June/2007

Advisors: Marcio Nogueira de Souza

Department: Biomedical Engineering

This work reports the development of a programmable electrical stimulator -

FES-PEB – that exhibits four output channels, and that is able to supply a constant

current waveform (pulsed asymmetrical biphasic and unbalanced) that can be

modulated in amplitude, pulse-width and frequency by the programming temporal

profiles in a control program developed in LabView, version 7.1. Such modulation

characteristics point out the equipment could be used in the application of functional

electric stimulation (FES) techniques.

The control program allows the user can set and salve any temporal profile to

the three output current parameters, in ten intensity levels within the scale of 0 to

100mA, 50 to 500µs and 20 to 200Hz, limited in a minimal of one second for each

profile change.

The developed equipment was evaluated in what concerns electric safety tests

and also in bench tests aimed to verify the feasibility and accuracy in the establishment

of the three programmable parameters of the output stimulation current. For the

frequency the mean error between the desired (programmed by the user) and the real

measured values was almost 0%, whereas for the amplitude an error of about 10%

was observed. On the other hand for the pulse-width parameter the mean error was

about 15%, but errors up to almost 100% were observed for values near the minimum

pulse-width. The analysis of the results indicates such errors are essentially associated

with the output drive stage of the electrical stimulator.

vii

ÍNDICE

CAPÍTULO I - INTRODUÇÃO .............................................................................................................1

1.1 OBJETIVO GERAL ................................................................................................................................3

1.1.2 Objetivos Específicos..................................................................................................................3

CAPÍTULO II - FUNDAMENTOS TEÓRICOS ..................................................................................5

2.1 OS PRINCÍPIOS DA ESTIMULAÇÃO ELÉTRICA ......................................................................................5

2.1.1 Introdução ..................................................................................................................................5

2.1.2 Correntes Terapêuticas ..............................................................................................................6

2.1.3 Estimuladores Elétricos Clínicos..............................................................................................13

2.1.4 Eletrodos...................................................................................................................................20

2.2 FUNDAMENTOS FISIOLÓGICOS...........................................................................................................22

2.2.1 O neurônio................................................................................................................................22

2.2.2 Os nervos periféricos................................................................................................................24

2.2.3 O músculo .................................................................................................................................24

2.2.4 A estimulação elétrica ..............................................................................................................30

2.3 CARACTERÍSTICAS DOS ESTIMULADORES ELÉTRICOS COMERCIAIS ..................................................32

2.3.1 Estimuladores no mercado mundial .........................................................................................33

2.3.2 Estimuladores Elétricos Nacionais...........................................................................................36

2.4 ESTADO DA ARTE SOBRE FES CONTROLÁVEL...................................................................................38

CAPÍTULO III - MATERIAIS E MÉTODOS ....................................................................................50

3.1 PRINCÍPIOS DO FES-PEB ..................................................................................................................50

3.2 CIRCUITOS ELETRÔNICOS – HARDWARE. ............................................................................................50

3.2.1 Circuitos Digitais......................................................................................................................51

3.2.2 Circuitos Analógicos ................................................................................................................63

3.2.3 Montagem na Caixa Metálica (gabinete) .................................................................................71

3.2.4 Segurança Elétrica ...................................................................................................................73

3.3 PROGRAMA DE CONTROLE (SOFTWARE) ............................................................................................75

3.3.1 Tela Principal ...........................................................................................................................76

3.3.2 Criação de Perfis......................................................................................................................77

3.3.3 Visualização de Programas de Estimulação ............................................................................78

3.3.4 Inicialização de Programa de Estimulação..............................................................................79

3.3.5 Teste de Contração ...................................................................................................................80

CAPÍTULO IV - RESULTADOS .........................................................................................................82

4.1 RESULTADOS DE SEGURANÇA ELÉTRICA ..........................................................................................82

4.2 RESULTADOS DE SIMULAÇÃO ...........................................................................................................84

4.3 TESTES DE BANCADA........................................................................................................................85

4.3.1 Registro da forma de onda de um pulso de estimulação ..........................................................86

4.3.2 Registro de perfis de estimulação.............................................................................................86

4.3.3 Erro nos valores programados para os parâmetros do pulso de saída....................................88

CAPÍTULO V - DISCUSSÃO...............................................................................................................93

CAPÍTULO VI - CONCLUSÃO.........................................................................................................102

REFERÊNCIAS .....................................................................................................................................104

ANEXOS .................................................................................................................................................109

CAPÍTULO I

INTRODUÇÃO

Desde o descobrimento de que sistemas biológicos são meios condutores de

energia elétrica, já é sabido que a condução da eletricidade por estes meios provoca

alterações fisiológicas no organismo. O interesse pela produção e evolução dos

aparelhos clínicos de estimuladores elétricos 60815(a)1. ous altos oaios, o ostando

bastante.6048.0864(p)1.65193(o)1.65193(p)1.65193(u)1.65193(l)4.60815(a)12.5215(r)-3.95667( )-48.0864(e)1.65193(m)-3.95667( )-48.0864(a)1.65193(l)15.4777(g)1.65193(u)1.65326(m)-3.95667(a)1.65193(s )-48.0864(é)1.65193(p)1.6506(o)1.65326(ca)1.65326(s )-48.0877(e)1.65326( )-37.21821sendo esquecido em outras. A partir de 1980,

a.6096.348(e)1.65193(st)-4.60882(i)4.60882(m)-3.95667(u)1.65193(l)4.60815(a)1.65193(çã)1.65193(o)1.65193( )-96.3473(e)1.65193(l)4.60815(é)1.65193(t)6.26141(r)-3.95667(i)4.60815(ca)1.6521( )-96.3473(co)1.65193(m)-3.95667(e)1.65193(ço)1.65193(u)1.65193( )-96.3473(a)1.65326( )-96.34861ser plicada ara lterar s íveis e intensidade da

dor e.604.60882(t)-4.60882(o)1.65193(r)-3.95667(n)1.65193(o)1.65193(u)12.5217(-)-3.95667(se)1.65193(.604.60815(b)1.65193(a)1.65193(s)10.8696(t)-4.60815(a)1.65193(n)1.65193(t)-4.60815(e)12.5215( )-4.60815(p)1.65193(o)1.65193(p)1.65193(u)1.65193(l)4.60815(a)1.65193(r)-3.95667(.)-4.60948( )-4.60948(N)4.60948(o)1.65326(v)10.8696(o)1.65326(s )-4.60948(e)1.65326(st)-4.60948(u)1.65326(d)1.65326(o)1.65326(s )-4.60948(so)1.65326(b)1.65326(r)-3.95667(e)1.65326( )-4.60948(o)1.65326( )]TJ282.12 0 Td[(a)1.65326(ssu)1.65326(n)1.65591(t)-4.60948(o)1.65326( )-4.60948(p)12.5228(r)-3.95667(o)1.65326(p)1.65326(o)1.65326(r)-3.95667(ci)15.479(o)1.65326(n)1.65326(a)1.65326(r)-3.95667(a)1.65326(m)-3.95667( )-4.60948(u)12.5202(m)-3.95402(a)12.5202( )278.002]TJ-282.12 -18.96 Td[(e)1.65193(x)10.8696(p)1.65193(a)1.65193(n)1.65193(sã)1.65193(o)1.65193( )-37.2169(n)1.65193(o)-9.21764( )-37.2169(u)1.65193(so)1.65193( )-37.2169(d)1.65193(a)1.65193( )-37.2169(e)1.65193(st)-4.60815(i)-6.26141(m)-3.95534(u)1.65193(l)4.60815(a)1.65193(çã)1.65193(o)1.6506( )-37.21821e)1.65326(l)4.60948(é)1.65326(t)-4.60948(r)-3.95667(i)4.60948(ca)1.65326(,)-4.60948( )-96.34861que parecia o cenário undial mo ma

ferramenta muito promissora.

oárias deficiências físicas mostraram boa resposta ao estímulo por meio de

energia elétrica. Resultados satisfatórios foram reportados no tratamento do inchaço

de pernas e braços, inflamações (BETTANY et al., 1990 apud NELSON al. ,1999),

ferimentos que demoram a cicatrizar e úlceras (BAKER al. , 1997 apud NELSON t

al.,1999), atrofia dos músculos, disparidade do controle motor associado a danos

ortopédicos (ARVIDSSON et al., 1986 apud NELSON et al.,1999) e neurológicos

(BAKER et al., 1983 apud NELSON al. ,1999), disparidade circula ria (KAADA,

1982 apud NELSON et al.,1999), disfunção no movimento das articula es (MELAZAK

et al., 1983 apud NELSON t al.,1999) e em utliação para anestesia local. Com o

tempo, os estimuladores elétricos comerciais tornaram-se acessíveis e foram s ndo

usados no tratamento das deficiências citadas acima,entre o utras.

O movimento humano voluntário é iniciado no encéfalo, onde são geradas as

seqüências de potenciais de ação que são transmitidas aos músculos através da

medula espinhal (SOETANO t al., 2001). Lesões nas áreas motoras do oncéfalo

devido a um acidente a09(a)1.65193(scu)1.65193(l)4.60815(a)1.65193(r)-3.95667( )-330.696(ce)1.65326(r)-3.95667(e)1.65326(b)1.65326(r)-3.95667(a)1.65326(l)4.60948( )-330.696(()-3.95667(A)3.95667(V)3.95667(C)4.60948())-3.95402( )-330.696(p)1.65326(o)1.65326(d)1.65326(e)1.65326(m)-3.95667( )-330.696(o)1.65326(ca)1.65326(si)4.60948(o)]TJ325.56 0 Td[(n)1.65326(a)1.65326(r)-3.95667( )-330.696(d)1.65326(i)15.479(f)-15.479(i)15.479(cu)1.65326(l)4.60948(d)1.65326(a)1.65326(d)1.65326(e)1.65326(s )-330.699(o)1.6506(u)-9.21896( )278.002]TJ-325.56 -18.96 Td[(i)4.60882(m)-3.95667(p)1.65193(o)1.65193(ssi)4.60882(b)1.65193(i)4.60815(l)4.60815(i)4.60815(d)1.65193(a)1.65193(d)1.65193(e)1.65193( )-58.956(d)1.65193(e)1.65193( )-58.956(m)-3.95667(o)1.65193(v)10.8696(i)-6.26141(m)-3.95534(e)1.65193(n)1.65193(t)-4.60815(o)12.5215(,)-4.60815( )-58.956(se)1.65326(n)1.65326(d)1.65326(o)1.65326( )-48.0877(q)-9.21631(u)1.65326(e)12.5228( )-58.9573(d)1.65326(i)15.479(f)-15.479(i)4.60948(cu)1.65326(l)4.60948(d)1.65326(a)1.65591(d)1.65326(e)1.65326(s )-58.9573(n)1.65326(o)1.65326( )]TJ288.96 0 Td[(m)-3.95667(o)1.65326(v)10.8696(i)4.60948(m)-3.95667(e)1.65326(n)1.65326(t)-4.60948(o)12.5228( )-58.9573(d)1.65326(e)12.5228( )-58.9573(a)1.65326(n)1.65326(d)1.65326(a)1.65326(r)-3.95667( )-58.9573(é)1.65326( )-58.9573(u)12.5202(m)-3.95402(a)12.5202( )278.002]TJ-288.96 -18.96 Td[(d)1.65193(a)1.65193(s )-37.2175(m)-3.95667(a)1.65193(i)4.60815(o)1.65193(r)-3.95667(e)1.65193(s )-37.2169(co)1.65193(n)1.65193(se)12.5215(q)-9.21764(ü)1.65193(ê)1.6521(n)12.5215(ci)4.60815(a)1.65193(s )-37.2169(d)1.65193(o)1.65193( )-37.2169(A)3.95667(V)3.95667(C)4.60948( )-37.2182(()-14.8262(M)17.7825(A)3.95667(T)-8.56615(JA)3.95667(C)4.60948(I)-4.60948(C)4.60948( )278]TJ/R33 11.04 Tf244.8 0 Td[(e)1.65326(t)-4.60948( )-37.21821al., 005). proximadamente 5%

dos infartes a artéria cerebral medial acarretam defici ência motora e 24% dos

pacientes com interrupção ou bloqueio da circula ção (derrame) por três meses, tem

perda motora residual nos membros superiores (BURRIDGE & ETHERINGTON,

2004). Acidentes na medula espinhal, meio condutor da informação motora aos

músculos, também provocam problemas motores (SOETANO et al., 2001). Assim,

deficiências motoras podem ser ocasionadas por problemas neurológicos, vasculares

ou nos próprios músculos e muitas vezes são irreversíveis. As técnicas da estimulação

elétrica funcional (functional electrical stimulation - FES) ou neuromuscular (FNS) tem

como objetivo restaurar ou auxiliar o movimento dos membros de pacientes com

dificuldades motoras, através da ativação direta ou indireta do neurônio motor

(SOETANO et al., 2001).

Um estimulador elétrico para FES deve possibilitar a variação temporal dos

principais parâmetros da corrente de estimulação, como freqüência, amplitude e

duração dos pulsos, para que as contrações provocadas por esta corrente façam o

músculo executar, não somente a ação desejada, como também, o mais próximo

possível do movimento natural. Um modelo bem simplificado da variação da corrente

de estimulação necessária para ação de levantar a perna foi proposto por VELLOSO &

SOUZA em 2004 (Figura 1.1).

Figura 1.1: Modelo simplificado da ação de levantar a perna. A corrente de estimulação é nula

quando a perna está relaxada (a). Com amplitude e freqüências baixas, o músculo começa a

se contrair e a perna começa a subir (b). Aumentando a freqüência de disparo, produz-se uma

força de contração maior e a perna sobe mais ainda (c). Aumentando-se a amplitude da

corrente, atinge-se um número maior de fibras, proporcionando a força muscular necessária

para manter-se a perna levantada (d) (VELLOSO & SOUZA, 2004)

Alguns fatores influenciam na coordenação dos movimentos desejados. O

número de canais disponíveis para estimulação e os parâmetros disponíveis para

variação temporal são primordiais para proporcionar uma ação cadenciada e

harmônica do membro desejado, tornando o movimento mais próximo da ativação

natural do sistema nervoso central (SNC). Muitos estimuladores comerciais são

produzidos com programas de variação da estimulação pré-definidos, desenvolvidos

por clínicos e específicos para cada aplicação, limitando sua operação aos programas

incluídos no produto. Outros disponibilizam somente valores limites entre os quais a

corrente varia sempre da mesma forma. Este procedimento é adequado para o

mercado comercial, onde as opções de equipamentos estão presentes e o paciente ou

terapeuta escolhe de acordo com as suas necessidades e condições financeiras. Em

pesquisa acadêmica, é primordial fornecer ao pesquisador as ferramentas para que

possa desenvolver perfis arbitrários de variação, estimulando o número de músculos

necessários, visando à investigação do melhor padrão de estimulação para

proporcionar a melhor coordenação do movimento desejado.

Atualmente existem estimuladores para FES capazes de levantar da cadeira

um indivíduo paraplégico, que possua paralisia total dos membros inferiores, fazê-lo

andar com suas próprias pernas e sentar novamente na cadeira (ISAKOV & MIZRANI,

1993). Alguns estimuladores executam movimentos da mão para agarrar objetos

(NESS) e outros o movimento de dorsi-flexão dos pés durante o andar (NDI

MEDICAL). Estas ações proporcionam uma certa independência àquelas pessoas que

sofrem bastante com a falta de movimentação, melhorando assim o bem estar e auto-

estima porque passam a não depender de ajuda para todas as ações do dia-a-dia. Até

mesmo problemas pequenos de mobilidade, como a paralisia dos pés (deficiência na

dorsi-flexão), fazem sofrer um indivíduo que tem de conviver diariamente com este

problema. O pé arrasta no chão durante o caminhar e o uso de um pequeno aparelho

estimulador preso à cintura resolve este problema.

1.1 Objetivo Geral

O objetivo deste projeto foi o desenvolvimento de um estimulador elétrico para

pesquisas de técnicas de FES que pudesse ser utilizado em uma ampla gama de

tratamentos. Para isso, os parâmetros de amplitude, freqüência e duração dos pulsos

da corrente de estimulação deveriam ser programados por software, com a variação

temporal desejada pelo pesquisador.

1.1.2 Objetivos Específicos

Para atingir o objetivo geral os seguintes objetivos específicos tiveram que ser

alcançados:

• Hardware: projeto, simulações (quando cabíveis) e testes dos vários circuitos

eletrônicos que compõem o estimulador elétrico;

• Software: desenvolvimento do instrumento virtual (Labview) para programação

e controle do estimulador elétrico.

• Testes de segurança elétrica do equipamento protótipo;

• Testes de bancada para avaliação do acurácia no controle efetuado na

corrente de estimulação;

• Análise estatística dos resultados e diagnóstico de possíveis causas de erros.

CAPÍTULO II

FUNDAMENTOS TEÓRICOS

2.1 Os Princípios da Estimulação Elétrica

(NELSON et al., 1999)

2.1.1 Introdução

Existem vários tipos de equipamentos clínicos de estimulação: energia elétrica,

ondas curtas, microondas, ultra-som, sendo que os profissionais que trabalham na

recuperação de seus pacientes sempre enfrentam a dúvida de qual aparelho

proporcionará melhores resultados para um determinado problema (RUSH & SHORE,

1994 apud NELSON et al., 1999). Quando optam por utilizar os estimuladores

elétricos, os clínicos ainda se deparam com a dificuldade de escolher um método

adequado de utilização do aparelho. O posicionamento e o manuseio da aparelhagem

trazem grandes impactos no resultado final. Muitos profissionais atuantes no ramo da

medicina de recuperação tomam decisões e seguem métodos não científicos, por

vezes baseados em informações subjetivas ou até motivados por anseios puramente

comerciais. Em clínicas de fisioterapia, é comum encontrar estagiários manuseando

equipamentos de estimulação nos pacientes. Essa falta de informação acaba

diminuindo substancialmente o potencial clínico que os estimuladores elétricos podem

proporcionar.

Um modelo clínico para os estimuladores elétricos se torna necessário, para

guiar os estudantes e profissionais na utilização correta e padronizada do aparelho. Os

conceitos físicos, elétricos, fisiológicos e dos procedimentos a serem adotados estão

diretamente ligados ao uso clínico da estimulação elétrica e por isto são aplicados ao

modelo. A American Physical Therapy Association (APTA), na Electrophysiological

Section, publicou um documento com o objetivo de unificar e padronizar os termos e

definições utilizadas por engenheiros biomédicos, pesquisadores, professores e

clínicos (AMERICAN PHYSICAL THERAPY ASSOCIATION, 1990 apud NELSON et

al., 1999).

2.1.2 Correntes Terapêuticas

2.1.2.1 Considerações Gerais

Os nomes dados aos estimuladores elétricos, muitas vezes nomes comerciais,

causam confusão quanto aos resultados clínicos proporcionados pelos mesmos.

Portanto, nomes nem sempre nos trazem informações da função do aparelho, sendo

mais apropriado procurar por suas características. Transcutaneous eletrical stimulators

(TES) são todos os estimuladores elétricos com eletrodos aplicados na superfície da

pele e transcutaneous eletrical nerve stimulators (TENS) são aqueles que excitam

nervos periféricos (Alon G., 1992). Existem também os transcutaneous muscle

stimulators (TMS) e neuromuscular eletrical stimulators (NMES). Os estimuladores

elétricos também são classificados pelo tipo de corrente utilizada na estimulação. Três

tipos de correntes são empregadas: corrente contínua (DC - direct current), corrente

alternada (AC - alternate current) e corrente pulsada (PC - pulsed current).

Com o objetivo de regular a energia fornecida pelo estimulador elétrico, a

maioria dos aparelhos utiliza corrente constante ou voltagem constante (ALON, 1994

apud NELSON et al., 1999). Empregando voltagem constante, mesmo que algum fator

externo altere a impedância do tecido muscular, ou entre o eletrodo e o tecido, o

estimulador mantém a voltagem no valor determinado pelo usuário, alterando a

corrente de saída para equilibrar a diferença na impedância. De forma análoga, nos

estimuladores de corrente constante, a corrente não se modifica e a voltagem é

alterada para equilibrar as variações da impedância. As variações na impedância vista

pelo eletrodo são inevitáveis. Um simples aumento na pressão exercida pelo eletrodo

na pele, provoca variações na mesma. Se o eletrodo perde o contato com a pele, esta

impedância cresce imediatamente, tendendo para infinito. Um estimulador de tensão

constante provoca variações na corrente de estimulação, enquanto o de corrente

constante mantém uma intensidade de estimulação mais consistente. O problema

encontrado nos estimuladores de corrente constante é que quando um aumento na

impedância, o aparelho aumenta a tensão, mantendo a corrente determinada para o

tratamento. Isto causa um desconforto no paciente e, em casos extremos, pode causar

queimadura no local. Para conter este efeito, os estimuladores de corrente constante

possuem a tensão de saída limitada e nos de tensão constante, a corrente de saída é

limitada.

A intensidade da estimulação provida pelos aparelhos é medida pela

densidade de corrente nos eletrodos (intensidade de corrente por unidade de área).

Esta densidade é medida utilizando-se o valor RMS (root mean square) de corrente

por unidade de área, não com a média da corrente nominal, como muitos

comerciantes anunciam em seus produtos. Este parâmetro é chamado de RMS

Valores de intensidade (RMS

) aconselháveis para um tratamento eficaz variam de 1,5

a 4mA/cm

. Utilizando-se valores acima desta faixa causar-se-á desconforto e

aquecimento do local de aplicação dos eletrodos. Quaisquer valores fora da faixa de

intensidade recomendada, não produzirão os efeitos fisiológicos desejados e

conduzirão a resultados clínicos insatisfatórios.

2.1.2.2 Corrente Contínua (direct current - DC)

Também chamada de corrente galvânica (galvanic current), a corrente contínua

é definida, no contexto de eletro-estimulação, como sendo uma corrente elétrica que

flui em um só sentido, por um intervalo de tempo igual ou superior a 1 segundo.

Mesmo após a padronização destes termos, ainda encontramos discordâncias quanto

à definição dos mesmos. ROBINSON & SNYDER-MACKLER (2001) definem a

corrente contínua como a corrente que flui ininterruptamente em um sentido.

A corrente DC reversa (reversed DC) é uma corrente pulsátil de duração maior

que 1 segundo, variando o sentido de propagação da energia no meio condutor a cada

período, por isso é classificada como uma corrente DC, não pulsada (PC). Estudos

indicam que aplicar correntes reversas, ajuda a diminuir a irritação na pele causada

pela condução da corrente (HOWARD et al., 1995 apud NELSON et al., 1999).

A corrente DC interrupta (interrupted DC) é caracterizada por possuir ciclos de

corrente ligada e desligada, iguais ou maiores que 1 segundo. Neste caso, a variação

da corrente é abrupta, havendo ainda, um terceiro tipo de corrente DC, a chamada

corrente DC em rampa (ramped DC), em que esta interpolação é suave, com a

corrente variando do valor máximo ao zero (ou contrário) em 0,5 segundo ou mais

(Figura 2.1). ROBINSON & SNYDER-MACKLER (2001) reportam que no passado o

tempo de subida como tempo de transição e o de descida como tempo de extinção,

porém não sendo atualmente utilizados.

A corrente contínua é pouco utilizada nos tratamentos clínicos modernos, nos

quais as correntes alternadas e pulsadas mostraram-se mais eficientes.

Figura 2.1: Exemplo de formas de ondas das correntes DC (adaptada de: NELSON et al., 1999)

2.1.2.3 Corrente alternada (alternating current - AC)

No contexto de eletro-estimulação, a corrente alternada é definida como sendo

uma corrente que muda de sentido de propagação pelo menos uma vez a cada

segundo. A forma de onda da corrente alternada pode possuir qualquer formato,

podendo ser, por exemplo, senoidais, triangulares ou quadradas.

2.1.2.3.1 Modulação AC

A modulação das correntes alternadas pode ser feita variando-se parâmetros

de tempo ou de amplitude do sinal. Na modulação por tempo, encontramos dois

modos de operação: em salvas (burst) e interrupto (interrupted).

O modo em salvas (Figura 2.2) é caracterizado pela circulação da corrente AC

em intervalos de tempo de alguns milisegundos, seguido de intervalos de interrupção

da circulação de corrente menores que 1 segundo, chamados de intervalos entre

salvas (interburst interval). A estimulação elétrica chamada Russian current, bastante

conhecido nas clínicas especializadas, utiliza este modo de modulação da corrente

AC.

Caso a corrente AC seja interrompida por 1 segundo ou mais, a modulação por

tempo passa para o modo interrupto. Esta pequena diferença entre os dois modos

pode parecer banal demais para criar-se outro modo de modulação, mas este intervalo

de interrupção igual a 1 segundo, representa o tempo necessário para o relaxamento

do músculo após uma contração, ou seja, o modo em salvas, não permite o

relaxamento do músculo e o modo interrupto utiliza-se deste relaxamento entre as

estimulações. Neste tipo de modulação é definido o tempo de estimulação como on

time e o tempo de interrupção como off time. O ciclo de trabalho então é calculado

como a razão entre o tempo de estimulação e o tempo total (ROBINSON & SNYDER-

MACKLER, 2001).

Figura 2.2: Modulação em salvas (adaptada de: NELSON et al., 1999)

A modulação por amplitude utiliza a soma de dois sinais de freqüências

diferentes, causando uma interferência entre estes sinais e resultando na estimulação

através de um sinal em uma terceira freqüência, chamada de batimento. Este método

de modulação é conhecido clinicamente como corrente de interferência (interferencial

current - IFC) e seus resultados clínicos são equivalentes aos das modulações por

tempo ou de estimuladores de corrente pulsada (BOWMAN & BAKER, 1985 apud

NELSON et al., 1999).

2.1.2.4 Corrente pulsada (pulsed current – PC)

A corrente pulsada é definida como uma corrente derivada da junção de vários

sinais de curta duração, da ordem de microsegundos a milisegundos, seguidos de

intervalos entre pulsos onde não há circulação de corrente. Estes sinais, que

constituem os pulsos, podem possuir as mais variadas formas, originando diferentes

nomenclaturas para correntes pulsadas: farádica, spike, H-wave, quadrada,

exponencial e triangular.

Os estimuladores elétricos de corrente pulsada podem ser classificados em

dois grandes grupos: monofásico e bifásico. Em correntes pulsadas monofásicas,

também chamadas de corrente DC pulsante, somente existe uma fase em cada pulso,

ou seja, a forma de onda da corrente possui apenas os ciclos negativos ou os

positivos. Fisicamente, esta característica representa a circulação da corrente em um

único sentido, definindo um eletrodo como sendo o positivo e o outro como negativo

(ou terra). As correntes pulsadas bifásicas, contrariamente às monofásicas, possuem

as duas fases em cada pulso. Não existe qualquer restrição quanto à simetria das

formas de onda dos pulsos que constituem a corrente, que podem ser simétricos ou

assimétricos. ROBINSON & SNYDER-MACKLER (2001) definem ainda as cargas

atribuídas a cada fase podem ser iguais ou diferentes, sendo chamadas de

equilibradas ou desequilibras, respectivamente. Os pulsos assimétricos eram mais

utilizados no passado e atualmente se prefere usar pulsos simétricos com intervalo

entre fases, principalmente quando a aplicação envolve nervos motores (PLEVNEY &

NUTTER, 1981 apud NELSON et al., 1999), onde comprovadamente proporcionam

resultados clínicos mais satisfatórios. A razão principal para a preferência clínica pelo

uso de pulsos simétricos é que não se necessita nenhuma análise fisiológica ou clínica

para a definição da polaridade dos eletrodos.

Na corrente bifásica, uma pequena pausa na circulação da corrente pode ser

inserida no momento da mudança da fase. Esta interrupção, chamada de intervalos

entre fases, é bem curta, variando de 50 a 100µs e causa um efeito fisiológico

bastante interessante, diminuindo de 10 a 20% o pico de corrente necessária para a

estimulação do nervo periférico (BUTIKOFER & LAWRENCE, 1979 apud NELSON et

al., 1999).

A duração da interrupção da circulação de corrente, denominada intervalo entre

pulsos (interpulse interval), presente em todos os estimuladores de corrente pulsada,

varia de 10 a 999 ms, dependendo da duração dos pulsos e da quantidade de pulsos

por segundo.

2.1.2.4.1 Características da corrente pulsada

A duração da fase é definida (REILLY, 1992 apud NELSON et al., 1999) como

o tempo gasto para a corrente sair da amplitude zero e retornar ao zero novamente.

Em contrapartida, a duração do pulso é a soma da duração das fases que o

constituem.

Os termos utilizados para descrever-se as amplitudes da forma de onda são:

pico da amplitude da fase da corrente ou, simplesmente, pico de fase (peak phase) e

pico da amplitude do pulso de corrente ou pico de pulso (peak pulse). Ambos são

equivalentes à maior amplitude instantânea da corrente da respectiva unidade,

levando-se em consideração os fatores diferenciadores de fase e pulso. Nas correntes

bifásicas não há sentido em se medir a amplitude de pico do pulso, sendo estas,

caracterizadas pelas amplitudes das fases ou pela amplitude pico a pico (pp) (Figura

2.3).

alguns estimuladores elétricos utilizam intervalos curtos de corrente seguidos de

intervalos de corrente nula. Isto provocou uma independência no tratamento dos

parâmetros de freqüência e período, porque a razão de repetição dos pulsos tornou-se

clinicamente muito mais representativa para a freqüência da corrente de estimulação,

do que a freqüência calculada através do inverso da duração de um período ou pulso.

Nestes aparelhos, o fisioterapeuta pode alterar a duração do pulso, sem afetar a

freqüência e vice-versa.

As modulações de amplitude, duração e freqüência da corrente pulsada são

ilustradas na Figura 2.4 e a corrente pulsada sem modulação alguma recebe o nome

de trem de pulsos não interrupto (uninterrupted train of pulses) ou pulsos contínuos

(continuous pulses).

Figura 2.4: Exemplos de modulações de corrente (adaptada de: NELSON et al., 1999)

A estimulação elétrica que utiliza correntes pulsadas moduladas em salvas não

apresenta vantagens clínicas perante as correntes pulsadas sem modulação

(JOHNSON & KASPER, 1986 apud NELSON et al., 1999). Porém, utilizando-se a

modulação interrupta, que provoca intervalos de interrupção de circulação da corrente

maiores que 1 segundo, possibilitando assim o relaxamento muscular após as

contrações causadas pelos períodos de estimulação, a estimulação elétrica

proporciona não somente resultados clínicos bem melhores, como também, em várias

aplicações clínicas, esta modulação é estritamente necessária (DELLITO et al., 1998

apud NELSON et al., 1999). A modulação em rampa, apesar de trazer efeitos

negativos quando associada à modulação interrupta, alterando o tempo necessário

para o relaxamento muscular após a contração, proporciona um tratamento mais

confortável para quem está recebendo a estimulação elétrica. É importante ressaltar

que as modulações das correntes pulsadas podem ser utilizadas em conjunto.

2.1.3 Estimuladores Elétricos Clínicos

Existem inúmeros aparelhos clínicos de estimulação elétrica no mercado, cada

um levando denominações próprias, o que facilita os comerciantes e produtores a

lucrarem mais vendendo aparelhos, muitas vezes fazendo especulações sobre os

benefícios clínicos e fisiológicos proporcionados pelo uso dos mesmos. Se houvesse

uma padronização na nomenclatura, todos saberiam quais os benefícios

proporcionados por um determinado aparelho, independente do fabricante ou da

propaganda, muitas vezes enganosa. Alguns aparelhos tornam-se mais versáteis por

permitirem a configuração de várias seqüências de estimulação no tratamento,

permitindo seu uso em várias aplicações diferentes.

2.1.3.1 Estimuladores de baixa voltagem (Low-voltage stimulators)

Este grupo é formado pelo estimulador DC, chamado galvânico (galvanic) e

dois estimuladores PC, chamados farádico (faradic) e diadinâmico (diadynamic).

2.1.3.1.1 Estimuladores de corrente contínua (Galvânico)

Os estimuladores galvânicos possuem as propriedades básicas dos

estimuladores DC, com a corrente de estimulação podendo ser reversa, interrupta ou

em rampa. A estimulação elétrica através de corrente DC, altera o PH da pele abaixo

dos eletrodos, causando uma dilatação dos vasos sanguíneos, que aumentam

indiretamente a circulação de sangue arterial para a pele, sendo esta a principal

aplicação dos estimuladores galvânicos (HOWARD et al., 1995 apud NELSON et al.,

1999). Esta corrente DC circula por intervalos de tempo prolongados durante o

tratamento, sendo necessário, portanto, que esta possua uma amplitude bastante

reduzida. Por esta razão, somente os tecidos e fibras nervosas superficiais são

atingidos, sendo normalmente um tratamento doloroso. Somente a corrente DC com

interrupção consegue produzir respostas fisiológicas de excitação muscular, mas,

devido ao seu efeito superficial, resulta em apenas rápidas e pequenas contrações e a

sensação de dor atribuída à estimulação limita profundamente o uso destes

estimuladores para tais aplicações.

O nível de amplitude da corrente DC que proporciona alívio da sensação de dor

foi testado, mas não se deve dar preferência a este tipo de tratamento, por apresentar

uma estimulação desconfortável e podendo até causar danos ao organismo

(CICCONE et al., 1995 apud NELSON et al., 1999).

2.1.3.1.2 Estimuladores de correntes farádicas (faradic current)

As correntes farádicas são formadas por pulsos bifásicos assimétricos e tem

sido utilizadas clinicamente desde o século XIX. Durante algum tempo, os

fisioterapeutas achavam que as correntes farádicas proporcionavam mais conforto no

tratamento do que as correntes DC, por ser uma corrente alternada, contudo, desde

1960 especialistas no assunto chegaram à conclusão de que o conforto percebido

durante a estimulação está estritamente relacionado com o tempo de duração dos

pulsos farádicos, que são da ordem de mili-segundos (ms), enquanto que a duração

de uma estimulação ininterrupta, por corrente DC é, no mínimo, 1 segundo.

Atualmente, existem corrente pulsadas, onde a duração da fase encontra-se na ordem

de micro-segundos (µs), proporcionando um conforto muito maior que as correntes

farádicas, que são confortáveis apenas comparando-se com as correntes DC, que

podem até causar danos e irritações na pele, mas não chegam a serem confortáveis

de fato.

Alguns aparelhos incorporam a modulação em rampa, mas nenhum apresenta

a modulação interrupta, fatores estes que tornam os aparelhos de estimulação elétrica

por corrente farádica, bastante limitados na adequação às diferentes formas de

tratamentos clínicos.

2.1.3.1.3 Estimuladores de corrente diadinâmica (diadynamic current)

Desenvolvida por volta do ano 1900, a corrente diadinâmica é constituída por

pulsos de senóide, usualmente na freqüência 100 Hz, que podem ser retificadas meia

onda ou onda completa. Dependendo do tipo de retificação empregada, uma

freqüência de pulsos diferente será associada. A corrente diadinâmica com retificação

meia onda originou a corrente monofásica (monophase fix - MF), que possuí uma

freqüência de pulsos de 50pps, por conseguinte, a corrente difásica (diphase fix - DF),

retificada onda completa, possuí uma freqüência de pulsos duas vezes maior, haja

vista que esta apresenta o ciclo negativo da senóide original refletido para o eixo

positivo, resultando em um novo pulso, inexistente na corrente MF (Figura 2.5). A

duração das fases é de 50ms, que é igual ao intervalo entre pulsos.

Figura 2.5: Exemplos de formas de ondas das correntes diadinâmicas

(adaptada de: NELSON et al., 1999)

Nas correntes diadinâmicas encontramos basicamente os mesmos problemas

observados nas correntes farádicas. O tempo de duração das fases, na ordem de mili-

segundos, a circulação da corrente em apenas um sentido, característica das

correntes monofásicas e o pequeno intervalo entre pulsos, desprovido da modulação

interrupta. Estes aparelhos podem ser usados em várias aplicações e tratamentos,

mas vem tornando-se obsoletos, porque em todos os casos, podem ser substituídos,

com conforto consideravelmente maior, pelos modernos aparelhos TENS.

2.1.3.2 Estimuladores TENS (transcutaneous eletrical nerve stimulators) e NMES

(neuromuscular eletrical stimulators)

A maioria dos estimuladores elétricos existentes enquadra-se na categoria de

estimuladores TENS, porque utilizam eletrodos transcutâneos, que são aqueles

fixados em cima da pele, e os nervos são excitados durante a estimulação. Porém,

muitos fisioterapeutas, pelo fato de desconhecerem a teoria ou para facilitar o

entendimento na rotina de trabalho, utilizam este termo para se referirem a

equipamentos específicos, os diferenciando dos outros aparelhos TENS. Alguns

profissionais chamam de TENS somente os aparelhos pequenos e alimentados à

bateria. Outros só consideram TENS aqueles estimuladores utilizados na redução da

dor (MANNHEIMER & LAMPE, 1984 apud NELSON et al., 1999). Esta confusão é

encontrada também nos livros. ROBINSON & SNYDER-MACKLER (2001) adotam

uma definição completamente diferente, assim, para finalizar esta confusão, a forma

de onda da corrente de estimulação, o tipo de alimentação ou o tamanho físico do

aparelho, não interferem na definição de que um estimulador pode ser considerado

TENS ou não. Os fatores determinantes são: onde a corrente de estimulação é

aplicada e se nervos são estimulados por esta corrente.

Os estimuladores TENS, utilizados para treinamentos neuromusculares,

recebem uma categorização especial, chamada NMES (neuromuscular eletrical

stimulators). Estes aparelhos geralmente são mais potentes que as demais unidades

TENS, onde podem atingir picos de amplitude de corrente de estimulação de 100 a

150mA e as cargas de fase chegam de 25 a 45µC, contra um máximo de 100mA e

18µC dos aparelhos TENS de redução de dor.

2.1.3.2.1 Estimuladores de corrente de interferência (interferencial current - IFC)

Surgida na Europa em meados de 1950, a corrente de interferência é formada

pela junção da saída de dois circuitos osciladores, cada um com a corrente alternada

de estimulação variando em uma determinada freqüência. Esta interferência resulta

em uma onda que oscila em uma freqüência igual à diferença das duas freqüências

originais e possuí uma envoltória na chamada freqüência de batimento. Esta onda

resultante ficou conhecida pelo próprio nome de batimento e pode ser definida como

um trem de pulsos polifásicos de amplitude variada, ou seja, cada batimento possuí

alguns períodos (fases) de senóide e a amplitude de cada fase varia de acordo com

amplitude da envoltória (batimento) (Figura 2.6). Este fenômeno originou o termo

conhecido por corrente alternada modulada em amplitude (amplitude-modulate AC)

(ALON, 1992 apud NELSON et al., 1999).

Estudos clínicos realizados em vários diferentes tratamentos, utilizando-se

estimuladores de corrente de interferência, falharam na tentativa de encontrar

vantagens clínicas para o uso destes estimuladores (TAYLOR et al., 1987 apud

NELSON et al., 1999). Estes fatos científicos contradizem a maioria dos apelos

comerciais que acompanham cada um destes aparelhos. Os produtores e

comerciantes dos aparelhos estão mais preocupados em vender seus produtos, do

que com os resultados, satisfatórios ou não, que estes irão proporcionar nos

pacientes.

Figura 2.6: Formação da corrente de interferência (adaptada de: NELSON et al., 1999)

2.1.3.2.2 Estimuladores do tipo corrente russa (russian current)

A russian current é definida com uma senóide não intermitente de 2500 a

5000Hz, modulada com 50 salvas por segundo, com intervalo entre salvas de 10ms.

Sendo cada salva, na verdade um pulso polifásico (ALON, 1992 apud NELSON et al.,

1999), podemos considerá-la como sendo uma corrente de pulsos senoidais, com

freqüência de 50 pps. Na perspectiva eletrônica, estas características definem a

corrente AC modulada por tempo, discutida anteriormente (WARD, 1980 apud

NELSON et al., 1999).

As aplicações, limitações e os resultados clínicos proporcionados pelos

estimuladores de russian current são similares aos dos estimuladores de corrente de

interferência, sendo portanto, estes dois aparelhos diferentes apenas internamente e

na nomenclatura, porque clinicamente são bastante semelhantes.

2.1.3.2.3 Estimuladores de alta voltagem (high-voltage stimulators)

Os estimuladores de alta voltagem, também conhecidos como estimuladores

de corrente pulsada de alta voltagem (HVPC), possuem corrente com forma de onda

formada por dois picos iguais de corrente, chamado de picos gêmeos (twin-peak)

(Figura 2.7). A utilização destes picos gêmeos não é requerida para a obtenção das

respostas fisiológicas desejadas e provavelmente, um pico apenas proporcionaria os

mesmos resultados (KANTOR, 1994 apud NELSON et al., 1999). Estes picos tem

duração de fase muito pequenas, variando de 5 a 20µs e para causarem excitação dos

nervos periféricos necessitam de um pico de amplitude de corrente extremamente alto,

chegando a 2000 ou 2500mA. Conseqüentemente, faz-se necessária uma voltagem

também alta para gerar estes picos de corrente, daí o nome dado a estes

estimuladores. O intervalo entre pulsos existente na forma de onda da corrente

também é muito grande, fazendo com que o valor RMS

da corrente e carga de fase

sejam bastante reduzidos, com seus valores variando entre 1,2 a 1,5mA e 12 a 14µC,

respectivamente. Estes valores tornam este estimulador um dos mais fracos

encontrados no mercado, mostrando uma contradição no nome, que traz a impressão

de ser um estimulador forte.

Figura 2.7: Forma de onda das correntes de alta voltagem (adaptada de: NELSON et al., 1999)

A combinação de pulsos curtos e picos de corrente altos resulta em uma

estimulação relativamente confortável e permite a diferenciação das respostas

provenientes de cada tipo de fibras nervosas: sensoras, motoras e condutoras de

sensação de dor (ALON & DEDOMENICO, 1987 apud NELSON et al., 1999). Os

estimuladores de alta voltagem não são específicos para nenhuma aplicação, mas são

muito utilizados por sua versatilidade, podendo ser empregados em vários tipos de

tratamentos. Por serem “fracos”, não são apropriados para estimulação de grandes

grupos musculares (ALON, 1985 apud NELSON et al., 1999) e tratamentos afins.

Também proporcionam uma estimulação menos confortável que os aparelhos do tipo

russian current, corrente de interferência ou pulsada bifásica simétrica (BAKER &

BOWMAN, 1988 apud NELSON et al., 1999).

2.1.3.2.4 Estimuladores subliminares (subliminal stimulation)

Também chamados de TES subsensores ou microcorrentes (ROBINSON &

SNYDER-MACKLER, 2001), os estimuladores subliminares formam uma classe

relativamente recente dentro dos estimuladores de corrente pulsada. Esta nova classe

foi criada pela diferença fundamental de que, pelo fato da corrente de estimulação

possuir pico de amplitude e valor RMS

bastante reduzidos, estes estimuladores não

causam excitação nos nervos periféricos, por isso o termo estimulação subliminar ou

não perceptível. Existem várias hipóteses sobre as respostas fisiológicas

proporcionadas por estas pequenas correntes de estimulação e como não existe

sensação durante esta estimulação, torna-se necessário o experimento através de

placebos.

2.1.3.3 Estimuladores Transcranianos (transcranial eletrical stimulation – TCES)

A estimulação elétrica transcraniana é feita aplicando-se eletrodos de

superfície em dois lados opostos da cabeça. A corrente utilizada na estimulação

transcraniana é pulsada modulada em salvas ou alternada não intermitente, porém

com a severa restrição de não ultrapassarem 4mA de pico de corrente, para não

causar danos cerebrais e, normalmente, a freqüência utilizada varia de 5 a 100Hz.

A corrente de estimulação pode atingir o sistema nervoso central diretamente,

produzindo potenciais elétricos da ordem milivolts (mV), que são suficientes para

alterar a excitação dos nervos do cérebro, podendo modificar a quantidade de

neurotransmissores, neuromoduladores e neurohormônios (TAYLOR et al., 1989 apud

NELSON et al., 1999).

Vários benefícios clínicos da estimulação transcraniana foram reportados,

como em tratamentos de dor de cabeça (SOLOMON & GUGLIELMO, 1985 apud

NELSON et al., 1999), ansiedade e insônia (PHILIP et al., 1991 apud NELSON et al.,

1999), disfunções cerebrais associados ao uso de álcool ou drogas e até estresse.

2.1.3.4 Estimuladores de Ponto

Os estimuladores de ponto são utilizados em acupuntura fornecendo uma

estimulação de nível intenso. Possui um eletrodo de superfície e um eletrodo de

caneta para aplicação nos pontos de acupuntura. Incluí também um detector de ponto,

que analisa a condutância de pele para identificação dos pontos com baixa resistência

(ROBINSON & SNYDER-MACKLER, 2001).

2.1.4 Eletrodos

(ROBINSON & SNYDER-MACKLER, 2001)

Os eletrodos são constituídos de materiais condutores e servem de interface

entre o estimulador elétrico e o tecido biológico. Os eletrodos podem ser implantados

no organismo do paciente para a estimulação direta de tecidos musculares ou nervos

periféricos, sendo chamados de eletrodos invasivos ou podem ser utilizados na

superfície da pele, os chamados eletrodos de superfície. Estes últimos receberão

maior atenção porque serão utilizados nos futuros experimentos comprovativos do

correto funcionamento do estimulador desenvolvido.

O material, o tamanho, a forma e o posicionamento dos eletrodos são

importantes para um resultado clínico satisfatório. Um eletrodo de superfície de

qualidade não garantirá uma boa estimulação elétrica. Todos os fatores devem ser

levados em conta com a mesma importância. Os eletrodos de superfície podem ser

fabricados com silício, polímero ou outro material condutor, como aço inoxidável ou

alumínio (Figura 2.8).

Figura 2.8: Exemplos de eletrodos de superfície (ROBINSON & SNYDER-MACKLER, 2001)

Na utilização dos eletrodos de superfície torna-se necessária a aplicação de

materiais que garantam o acoplamento deste com a pele, evitando grandes variações

na impedância entre os meios e gel condutor, solução eletrolítica ou esponja embebida

com água podem ser utilizados para este fim. Em tratamento de FES, esta

característica é agravada pela inevitável movimentação do músculo, onde encontra-se

o eletrodo.

O estado de conservação dos eletrodos deve sempre ser verificado antes de

qualquer tratamento e os prazos específicos de utilização dos mesmos, respeitados.

Eletrodos descartáveis somente podem ser utilizados em um único paciente e por

períodos curtos e os eletrodos de longo prazo devem receber uma manutenção

adequada, atentando-se para a limpeza após o uso e o correto armazenamento para

evitar dobras na superfície condutora e no próprio cabo do eletrodo. A intensidade da

estimulação elétrica é mensurada pela densidade de corrente entregue ao paciente

através do eletrodo e esta é calculada como razão da amplitude da corrente de

estimulação pela área do eletrodo de superfície. Assim, a área torna-se um parâmetro

bastante importante na escolha do eletrodo correto para determinada aplicação, sendo

incluídos nesta análise o tamanho e forma do eletrodo. Um eletrodo mal escolhido, ou

projetado, pode estimular tecidos musculares indesejáveis no tratamento.

A localização do eletrodo é decisiva em um tratamento. Portanto, o registro

adequado desta localização é estritamente necessário e normalmente é feito medindo-

se as distâncias da linha média do eletrodo para pontos específicos na estrutura

muscular. Três termos designam a orientação dos eletrodos (Figura 2.9): monopolar,

em que apenas o eletrodo de estimulação (E) é posicionado no músculo alvo da

estimulação e o de referência (R), normalmente de maior área, é posicionado longe da

musculatura alvo; bipolar, em que os dois eletrodos são posicionados no músculo alvo

e quadripolar, em que quatro eletrodos de dois canais de saída são alocados no

músculo alvo principal, sendo que as correntes dos diferentes canais podem se

interferir ou não.

Figura 2.9: Orientação dos eletrodos (a) monopolar (b) bipolar (c) quadripolar

(adaptada de: ROBINSON & SNYDER-MACKLER, 2001)

2.2 Fundamentos fisiológicos

A estimulação elétrica visa ativar eletricamente tecidos excitáveis, como os

músculos e os nervos, assim torna-se necessário o entendimento da fisiologia destes

tecidos. Para uma melhor compreensão, iniciaremos com o entendimento da célula

excitável, o neurônio (ROBINSON & SNYDER-MACKLER, 2001).

2.2.1 O neurônio

O neurônio é constituído de um corpo celular, onde se localiza o núcleo celular

e dentritos, e axônios, que fazem a ligação do neurônio com outras células. Os

axônios são mais longos e conectam os corpos celulares dos neurônios a todas as

extremidades do organismo. O nervo é um conjunto de axônios de neurônios e as

fibras são axônios com os mesmos destino e origem (BEAR et al, 2002).

2.2.1.1 Potencial de Repouso da Membrana e Potencial de Ação

(ROBINSON & SNYDER-MACKLER, 2001)

Proteínas existentes na membrana das células musculares e nervosas,

chamadas de bombas de sódio-potássio, mantém o potencial de repouso da

membrana negativo. Assim, existe uma diferença de potencial entre o meio

extracelular e intracelular destas células, que no músculo é aproximadamente -90mV e

nos nervos periféricos é -75mV. Estas células são as únicas que possuem a

capacidade de propagar potenciais de ação, que são gerados por estímulos químicos,

elétricos, térmicos ou mecânicos. Estes potenciais iniciam-se com uma rápida

alteração na permeabilidade da membrana para os íons sódio (Na

) e potássio (K

que provocam primeiramente a migração de íons Na+ para dentro da célula

(despolarização) e logo ápos, íons K

migram para fora da célula (repolarização).

Ocorre uma hiperpolarização devido à saída excessiva de K

e o potencial volta ao

repouso pela ação pelas bombas de sódio-potássio (Figura 2.10). O potencial de ação

é gerado somente se a despolarização produzida pelo estímulo atingir um potencial

limiar, normalmente de -40mV, e uma vez gerado, o potencial de ação possuí sempre

a mesma forma, com duração aproximada de 1ms. Durante este período, a membrana

apresenta-se em um período absolutamente ou relativamente inexcitável, sendo este

último caracterizado pela possibilidade de gerar-se um novo potencial de ação por um

estímulo de grande intensidade (período refratário relativo). Devido a estes períodos, a

máxima freqüência em que se pode ocorrer potenciais de ação é de 1kHz.

Figura 2.10: O mecanismo de geração do potencial de ação

(ROBINSON & SNYDER-MACKLER, 2001)

O fenômeno descrito ocorre em seqüência por toda a extensão da membrana

excitável, assim o potencial de ação se propaga através do neurônio ou do músculo. A

velocidade de propagação destes potenciais de ação depende da estrutura física da

célula excitável, aumentando com o diâmetro do neurônio. Existem neurônios que são

envolvidos por um material isolante, chamado mielina, que permite fluxo de íons

apenas em pontos específicos (nodos de Ranvier) onde a bainha de mielina é

interrompida, permitindo o contato entre os meios intra e extracelular. A propagação

dos potenciais de ação por neurônios mielinizados é mais rápida, apresenta menos

perda de energia durante a propagação e é conhecida como condução saltatória,

devido ao fato de que somente há fluxo de íons nos nodos de Ranvier,

equidistantemente distribuídos pela membrana.

2.2.2 Os nervos periféricos

(ROBINSON & SNYDER-MACKLER, 2001)

Os nervos periféricos conectam as extremidades e tronco com a medula

espinhal. A maioria dos nervos periféricos são chamados mistos, porque contém fibras

nervosas (axônios) dos três tipos: motoneurônio, neurônios sensitivos de primeira

ordem e neurônios autônomos (Figura 2.11). Os chamados nervos sensitivos possuem

quase todos os axônios oriundos de células sensitivas e nenhum nervo periférico é

formado por apenas fibras motoras ou autônomas. Os motoneurônios e neurônios

autônomos transmitem, através de potenciais de ação, a informação da medula

espinhal para a periferia, enquanto que os neurônios sensitivos enviam informações

sensitivas da periferia para a medula, que são retransmitidos para o encéfalo. O

sentido natural de propagação dos potenciais de ação através dos nervos é chamado

ortodrômico e o sentido oposto, antidrômica.

Figura 2.11: O nervo periférico (ROBINSON & SNYDER-MACKLER, 2001)

Além das fibras nervosas, os nervos periféricos apresentam outros tecidos em

suas formação. As células de Schwann aumentam a velocidade de transmissão, o

tecido conectivo faz o isolamento das fibras nervosas, permitindo a propagação

individual da informação em cada fibra e vasos sangüíneos nutrem as células que

compõem o nervo.

2.2.3 O músculo

Os músculos podem ser divididos em: liso (reveste o tubo digestivo e as

artérias) e estriado, que é subdividido em cardíaco (que constituí o coração) e o

esquelético (que forma a maior parte da massa muscular do corpo) (BEAR et al,

2002). Enfocaremos nosso estudo nos músculos estriados esqueléticos, que formam a

musculatura onde é aplicada a estimulação elétrica.

O principal componente do músculo estriado esquelético (Figura 2.12a) é a

fibra muscular (Figura 2.12c). Cilíndricas e com células alongadas, as fibras possuem

alguns centímetros de comprimento. Feixes de proteínas, chamados miofibrilas (Figura

2.12d), ocupam a maior parte das células musculares. Os miofilamentos são sistemas

de proteínas contráteis que encontram-se arranjados nas miofibrilas, alternando entre

miofilamentos finos e grossos, em padrão repetitivo. Este padrão é chamado de

sarcômero (Figura 2.12e) e estende-se entre estruturas chamadas linhas Z. Os

miofilamentos grossos encontram-se no centro do sarcômero e os finos estendem-se

da linha Z para o centro. Nos miofilamentos grossos estão as proteínas contráteis

miosina e nos finos, a actina. Outras duas proteínas são encontradas nos filamentos

finos: a troponina, que através da ligação com moléculas de Ca

livre controla a

posição da tropomiosina, proteína que interfere na interação entre a miosina e actina.

Em estudos das características estruturais dos músculos, a fibra muscular

recebe maior enfoque, porém existem outros tecidos dentro do músculo que são

muitas vezes omitidos, mas que tem grande influência na força de contração. Os

tecidos conectivos que envolvem o músculo e as fibras são importantes para a

resistência à distensão e alterações estruturais deste tecido interferem

dramaticamente na força produzida pelo músculo esquelético. A vascularidade

também tem grande importância, porque sem o suprimento vascular eficiente, o

músculo perde a habilidade de sustentar a contração. E o tecido nervoso atua no

músculo não somente ativando a fibra para iniciar uma contração muscular. Nervos no

próprio músculo, na junção músculo-tendão, nos vasos sanguíneos e terminações

nervosas livres são utilizados para informação sensorial de comprimento do músculo,

tensão na junção e controle da circulação no músculo. Sem estas informações, a

musculatura não poderia controlar a postura e o movimento (ROBINSON & SNYDER-

MACKLER, 2001).

Figura 2.12: Os componentes do músculo (ROBINSON & SNYDER-MACKLER, 2001)

2.2.3.1 A contração muscular

Os neurônios motores inferiores são divididos em: alfa, que são responsáveis

pela geração de força muscular, e gama, que controlam o limiar de contração. A

contração muscular inicia-se quando um potencial de ação no neurônio motor alfa

provoca a liberação do neurotransmissor acetilcolina na junção neuromuscular, que

liga-se a receptores colinérgicos nicotínicos, produzindo um potencial excitatório pós-

sinápticos (PEPS) na membrana da fibra muscular, mais especificamente na chamada

placa motora. Este PEPS provoca a abertura dos canais de sódio dependentes de

voltagem e um potencial de ação é gerado na fibra muscular, causando a liberação de

por estruturas armazenadoras, chamadas retículos sarcoplasmáticos.

A ligação entre as proteínas miosina e actina provoca a contração muscular e

no repouso, o local de ligação encontra-se coberto pela proteína tropomiosina. O Ca

se une a troponina, que remove a tropomiosina permitindo a ligação entre miosina e

actina, que provoca uma alteração na forma da molécula de miosina, fazendo um

movimento de rotação (Figura 2.13). Este processo é repetido fazendo com que o

filamento grosso desloque-se em relação ao fino. O relaxamento do músculo ocorre

quando a molécula de Ca

volta ao retículo sarcoplasmático e a tropomiosina volta ao

local de ligação da miosina e actina (BEAR et al, 2002).

Figura 2.13: O mecanismo da contração muscular (BEAR et al, 2002)

A força de contração isométrica prevista para um segmento muscular ativado

por um potencial de ação não coincide com esta mesma força isométrica medida em

experimentos. Este fato é atribuído à força elástica exercida pelos tecidos conectivos,

a membrana celular e o retículo sarcoplasmático, constituintes do segmento muscular.

A força de contração é atrasada e atenuada por estes componentes elásticos, porque

parte da força é utilizada para estirar os componentes elásticos. O gráfico da força de

contração pelo tempo apresenta um período de subida, enquanto as fibras estão

enchendo-se de íons Ca

livres e um decaimento, período correspondente ao retorno

dos íons Ca

para o retículo sarcoplasmático. Quando a placa motora recebe um trem

de potenciais de ação, os componentes elásticos podem não ter tempo suficiente para

voltarem ao estado relaxado e neste caso, o próximo potencial de ação precisará de

menos força para distendê-los, aumentando a força destinada a contração das fibras

musculares (Figura 2.14a). Cada potencial de ação libera uma certa quantidade de

íons Ca

na fibra muscular e o acúmulo destes íons provoca um aumento e uma

rápida resposta na força de contração isométrica (ROBINSON & SNYDER-MACKLER,

2001).

Figura 2.14: A força de contração (ROBINSON & SNYDER-MACKLER, 2001)

(percentagens referentes ao número de fibras ativadas do total de fibras do músculo)

Freqüências de ativação mais altas aumentam a força isométrica e diminuem

as oscilações na força de contração, tornando-a progressivamente uniforme (Figura

2.14a). Contrações fortes e uniformes, causadas por ativação em freqüência maior

que 30Hz é chamada de tetânicas fundidas e são ótimos indicadores da capacidade

muscular. A força de contração também aumenta com o número de fibras ativadas

(Figura 2.14b).

O comprimento do músculo também influencia na força de contração. O

comprimento de repouso é definido como o comprimento do músculo quando este

apresenta o número máximo de pontes cruzadas de actina e miosina que podem ser

formadas, ou seja, maior força. O comprimento do músculo pode variar em até 20% do

comprimento de repouso, sendo que em até 10% de modificação, a força de contração

mantém-se no valor máximo (Figura 2.15a). A velocidade de encurtamento ou

alongamento do músculo, medida em graus por segundo, influencia no valor

mensurado da força, que também é afetada pelo sentido do movimento (concêntrico

ou excêntrico). A força é máxima na contração isométrica, quando a velocidade é zero

(Figura 2.15b).

Figura 2.15: Fatores que influenciam a força de contração

(ROBINSON & SNYDER-MACKLER, 2001)

Os músculos são compostos por três tipos de fibras musculares: IIA, IIB e I,

que apresentam características diferentes, como a velocidade de contração, sendo as

rápidas do grupo II e lentas as do grupo I. Assim, músculos requisitados para

produzirem força moderada por longos intervalos de tempo, apresentam maior número

de fibras lentas resistentes à fadiga. Por conseguinte, músculos que exercem mais

força são constituídos em sua maioria por fibras rápidas (ROBINSON & SNYDER-

MACKLER, 2001).

2.2.3.2 A unidade motora

Um motoneurônio inerva várias fibras musculares e este conjunto é chamado

de unidade motora. O número de fibras em uma unidade motora é de 200 a 300 fibras

nos músculos da mão e chega a 1000 nos grandes músculos da perna. A ativação

voluntária das unidades motoras é controlada pelo sistema nervoso central (SNC), que

recruta um número suficiente de unidades motoras para proporcionar a força exigida.

A ordem deste recrutamento, chamada de princípio do tamanho, é definida pelo

tamanho do corpo celular do motoneurônio, porque os menores, constituídos de fibras

lentas, necessitam de menos neurotransmissores para a geração do potencial de

ação, sendo então ativados primeiro.

A taxa de codificação representa outro método para aumentar a força de

contração pelo aumento da freqüência de ativação das unidades motoras já

recrutadas. Acredita-se que este método é mais utilizado nos músculos da mão, por

exemplo, que necessitam de um controle fino no movimento, sendo o recrutamento

adicional de unidades motoras, o método mais utilizado em musculaturas maiores,

como a das pernas (ROBINSON & SNYDER-MACKLER, 2001).

2.2.4 A estimulação elétrica

(ROBINSON & SNYDER-MACKLER, 2001)

A corrente iônica induzida no organismo devido à diferença de potencial nos

eletrodos circula pelo meio extracelular e eventualmente passam pela membrana do

nervo (Figura 2.16a). Se esta corrente for grande o suficiente, em amplitude e

duração, para causar uma despolarização acima do limiar transmembrana crítico de -

40mV, um potencial de ação é gerado no nervo (Figura 2.16b). Este potencial é

idêntico ao gerado naturalmente pelo SNC, porém é propagado em ambos os

sentidos, ortodrômico (natural) e antidrômico.

Figura 2.16: A geração do potencial de ação pela corrente de estimulação

(ROBINSON & SNYDER-MACKLER, 2001)

A intensidade da estimulação é proporcional à amplitude e duração do pulso de

estimulação. Cada tipo de fibra nervosa tem um nível mínimo de intensidade capaz de

produzir potenciais de ação e os nervos periféricos possuem limites inferiores aos

níveis mínimos para ativação de músculos desnervados (Figura 2.17). Assim, o

processo pelo qual aumenta-se a amplitude da estimulação gradualmente para

aumentar o número de fibras ativadas é chamado de recrutamento de fibra. Para ativar

o nervo motor isoladamente, o recrutamento inicia-se pelas fibras de grande diâmetro,

ativando-se as fibras rápidas e depois as lentas, que é o oposto ao padrão fisiológico

natural de ativação.

Figura 2.17: Gráfico amplitude-duração da força de contração

(ROBINSON & SNYDER-MACKLER, 2001)

Na estimulação elétrica, existe ainda o efeito do posicionamento do eletrodo,

que ativará primeiramente os tecidos excitáveis mais próximos dos eletrodos. Por isso,

torna-se importante o posicionamento dos eletrodos o mais próximo possível do tecido

que se quer ativar.

Aumentando gradualmente a intensidade da estimulação, primeiramente

produz-se uma resposta sensitiva, reportada como uma alfinetada ou pancada, que

geralmente não é incômoda. Com freqüências maiores que 15Hz e o nível de estímulo

mantido constante, observa-se após um tempo, um fenômeno chamado adaptação,

em que perde-se a habilidade de sentir a estimulação elétrica. Continuando a

aumentar a intensidade, a resposta sensitiva aumenta e atingindo-se o limiar de

excitação dos motoneurônios, uma resposta motora é produzida. Quanto maior o

número de fibras motoras ativadas, maior a força de contração e uma vez excedido o

limiar motor, um incremento pequeno na intensidade provoca grandes incrementos na

força de contração (Figura 2.18). Continuando a incrementar a intensidade, o nível

nocivo de estimulação é atingido quando as fibras responsáveis pela sensação de dor

são atingidas.

A freqüência de estimulação provoca o mesmo efeito descrito na ativação

natural. Com freqüências entre 1 e 5Hz, observa-se apenas espasmos no músculo.

Aumentando a freqüência, as contrações começam a fundir-se e entre 25 e 30Hz

ocorrem contrações tetânicas fundidas, que aumentam bastante a força de contração.

Figura 2.18: Relação da amplitude com a força de contração

(ROBINSON & SNYDER-MACKLER, 2001)

A contração muscular provocada pela estimulação elétrica é muito diferente

daquela produzida pelos mecanismos fisiológicos normais. Outra diferença identificada

entre a ativação natural e pela estimulação elétrica é que as fibras são ativadas

sempre no mesmo instante de tempo na estimulação elétrica, enquanto que o SNC

pode controlar cada fibra separadamente. Apesar das diferenças, a estimulação

elétrica pode ser utilizada clinicamente para ativação motora, com contração

isométrica, ativando-se simultaneamente os músculos antagonistas de uma

articulação e isotônica, como a dorsiflexão do tornozelo para auxiliar no movimento

oscilatório durante a marcha.

A estimulação por um trem de pulsos contínuo rapidamente provoca fadiga

muscular. Por isso, normalmente é inserido no trem de pulsos, intervalos sem

estimulação, chamados “off time”, em oposição aos intervalos com estimulação

chamados “on time”.

2.3 Características dos Estimuladores Elétricos Comerciais

As características dos estimuladores elétricos musculares existentes

atualmente no mercado mundial foram pesquisadas para obtenção de parâmetros

comparativos do estimulador a ser desenvolvido. A possibilidade de programação de

perfis temporais para variação dos principais parâmetros da corrente (ou voltagem) de

estimulação foi investigada nos aparelhos encontrados. Porém, cabe ressaltar que a

grande maioria dos estimuladores elétricos pesquisados possui ajuste manual destes

parâmetros. Assim, a pesquisa tornou-se bastante trabalhosa, pela dificuldade de

filtrar dentre os estimuladores existentes, quais seriam programáveis e ainda, quando

encontrado um estimulador que se adequasse aos requisitos, a dificuldade era

conseguir informações técnicas sobre o aparelho.

2.3.1 Estimuladores no mercado mundial

O microestimulador Bion® é produzido pela Alfred Mann Foundation. Este

estimulador utiliza eletrodos implantáveis com transmissão da alimentação e dos

comandos da estimulação por acoplamento magnético, sendo capaz de controlar 255

eletrodos implantados. Utiliza corrente constante com a duração, amplitude e

freqüência dos pulsos bifásicos assimétricos programáveis (ALFRED MANN

FOUNDATION).

O 300 PV focus®, produzido pela EMPI possui programas pré-determinados e

ajustes manuais dos parâmetros, como freqüência, amplitude, on-time/off-time, duty-

cycle. Cada programa foi desenvolvido para uma aplicação específica e não foi

encontrado nenhum programa para FES (EMPI).

O Compex 2® (COMPEX) é um estimulador de corrente retangular ou

triangular, bifásica e simétrica, com intervalo entre as fases (intrapulso). A excurção de

amplitude é de 0 a 100mA, freqüência de 1 a 200Hz e duração dos pulsos de 15 a

999µs. Um cartão é utilizado para memorização de padrões de estimulação pré-

programados, desenvolvidos por médicos da empresa, em que cada padrão é

específico para um determinado tipo de tratamento. Um software DOS compatível

permite que o usuário programe seus próprios perfis de variação de todos os

parâmetros da estimulação e as informações são enviadas ao cartão por interface RS-

configuração de intensidade mínima, que quando pressionado durante a estimulação,

memoriza os valores de intensidade instantâneos. O estimulador mantém na memória

as durações dos últimos “tratamentos”. Permite funcionamento em dois modos:

automático (estimulação com valores padrão) e manual (permite programação do

perfil) e em ambos pode-se escolher entre as formas de onda retangular e triangular,

que são aplicadas em todos os canais ativos. O estimulador memoriza as mudanças

efetuadas no perfil padrão de estimulação enquanto o estimulador permanecer ligado

e no modo “paciente”, o último perfil de estimulação definido pelo terapeuta é utilizado.

Possui um modo específico para tratamento de iontoferese em que outros parâmetros

são definidos, como área dos eletrodos. Os estimuladores Compex2 fabricados a partir

de dezembro de 1995, incorporam um sistema chamado “biofeedback”, que capta a

diferença de potencial entre os eletrodos de aquisição. Este sistema pode ser usado

somente para obtenção do biopotencial, opção que indica apenas quantas vezes o

potencial atingiu um limiar definido, ou combinado com a estimulação, mostrando a

intensidade deste potencial em um gráfico de barras na tela de opções. O Compex2 é

alimentado por bateria recarregável de 7,2V, que tem durabilidade de até 8h,

dependendo da intensidade do tratamento (COMPEX).

O ODFS Dropped Foot Stimulator® (NDI MEDICAL) é utilizado para

estimulação do músculo que controla o movimento de dorsiflexão do calcanhar

durante o andar, ou seja, levantar o pé. O estimulador é de voltagem constante, com

onda bifásica simétrica ou assimétrica. A freqüência é fixa em 40Hz e a amplitude

varia de 20 a 100mA e a duração do pulso de 7 a 365µs, podendo ser variadas em

conjunto por um botão de intensidade. Uma chave eletrônica é colocada na sola dos

pés (dentro do calçado) e eletrodos de superfície são posicionados no nervo peroneal,

no músculo tibiar anterior. Este aparato é conectado ao estimulador por cabos, que

podem ficar em baixo da roupa. A caixa do estimulador tem o tamanho aproximado de

uma caixa de cartas de baralho e é fixado em um cinto preso a cintura (Figura 2.19).

Possui um controle de intensidade e um botão de pausa da estimulação, que é pré-

programada por um clínico, com perfil específico para cada paciente. Um botão de

teste é usado para estimular por um período curto de tempo, para adequação do

posicionamento dos eletrodos e intensidade adequada de estimulação. É alimentado

por bateria alcalina de 9V, com duração de 2 a 3 semanas de médio uso (NDI

MEDICAL).

Figura 2.19: Estimulador ODFS® (NDI MEDICAL)

O Parastep System® (SIGMEDICS, INC) foi desenvolvido para levantar da

cadeira e andar por pequenas distâncias em casa ou trabalho, sendo 478m a distância

média. Os pulsos são gerados por um microcontrolador e podem ser ajustados por um

O Ergys2 Rehabilitation System® (TAI) utiliza eletrodos de superfície na

estimulação dos membros inferiores para produzir movimentos de pedalada em uma

bicicleta. O controle das contrações musculares provocadas pela estimulação é feito

através de uma realimentação sensorial do equipamento e assim é controlada a

resistência dos pedais da bicicleta (Figura 2.21), proporcionando movimentos suaves e

coordenados, que aumentam a massa muscular. O estimulador é de corrente

constante, possui quatro canais de saída com amplitude de 0 a 140mA, freqüência de

30 a 60Hz e duração de 400 a 1000µs (TAI).

muscular e melhoria do desempenho de atletas. Porém, segundo o representante da

empresa Advice Master, este aparelho é utilizado em tratamentos de FES. O preço

encontra-se em torno de R$ 8.000,00 (ADVICE MASTER).

O TENS/FES HTM® (CRITICALMED) clínico é utilizado como estimulador

transcutâneo padrão ou em tratamentos de FES. A corrente de estimulação é

constituída de pulso bifásico, assimétrico e balanceado com amplitude variando de 0 a

100mA, freqüência de 14 a 200Hz e duração de pulso de 50 a 350µs. Pelo preço deste

equipamento (R$ 400,00) acredita-se que deve possuir aplicações limitadas de FES

(CRITICALMED).

O estimulador Endophasys® (KLD) é fabricado com dois microprocessadores e

disponibiliza estimulação com vários tipos de correntes: russa, diadinâmica,

interferencial, galvânica, pulsos monofásicos retangulares e triangulares. Permite

algumas modulações e incluem os tratamentos de FES em uma das suas modulações,

definindo como VLP e VAP (variação da largura e amplitude de pulso,

respectivamente). Possui quatro canais de saída e oito programas de estimulação pré-

programados com possibilidade de programação de mais oito. A variedade de tipos de

estimulação o torna bastante versátil nas aplicações, porém não é específico para

FES, sendo esta apenas uma função do aparelho. Na programação dos parâmetros de

FES, deve-se escolher entre VLP ou VAP e definir os valores limites para esta

variação, que é impreterivelmente efetuada em rampa (KLD).

O Neurodyn 10 canais® (IBRAMED)(Figura 2.22), como o Endophasys®

(KLD), permite a utilização de vários tipos de correntes, é microcontrolado e encontra-

se no mercado com custo de R$ 2.998,00. O Neurodyn FES® custa R$ 398,00, porém

não possui a mesma variedade de correntes e possui dois canais somente e nas

aplicações de FES pode-se escolher entre ativá-los simultaneamente (síncrono) ou

alternadamente (recíproco). Em ambos os aparelhos, o tratamento de FES é obtido

pela configuração manual dos parâmetros da estimulação para que a musculatura

possa ser contraída proporcionando extensão de movimento. Esta é uma aplicação de

FES para aumento de força muscular. Porém, promove um controle mais rudimentar

da musculatura, não possibilitando um movimento próximo do natural (IBRAMED).

Figura 2.22: Estimulador Neurodyn 10 canais

No início da década de 80, a FES começa a ser vista como uma técnica

estabelecida para indivíduos paraplégicos (SIMCOX et al., 2004). Em 1993, POPOVIC

et al. descrevem a FES como tendo evoluído bastante e prevê que num futuro

próximo, sistemas completos de FES estariam disponíveis. Porém, neste mesmo ano

ISAKOV & MIZRAHI publicam o sistema de FES completo previsto, resultado de nove

anos de estudos e desenvolvimento de estimuladores para pesquisa em laboratório.

Assim, há 14 anos atrás, a tecnologia existente para FES já efetuava as principais

ações requeridas pelos pacientes paraplégicos: fazer exercícios de fortalecimento,

levantar e sentar na cadeira e andar (ISAKOV & MIZRAHI, 1993).

O estimulador elétrico é o equipamento essencial para a aplicação da FES e

existem dos mais simples aos mais complexos (WU et al., 2002). Um sistema típico de

FES é composto de unidades de controle, estimulação e eletrodos, sendo que as

últimas podem ser compostas de múltiplos canais, permitindo a estimulação de vários

músculos ao mesmo tempo (SOETANO et al., 2001). Enquanto a ação de levantar-se

da cadeira requer apenas dois canais de estimulação, o andar necessita de mais

canais, que são usados para um controle mais eficiente do caminhar (SIMCOX et al.,

2004).

Os eletrodos utilizados em FES são do tipo implantados (invasivos) ou de

superfície (transcutâneos). Os eletrodos implantados proporcionam maior conforto e

seletividade do grupamento muscular a ser estimulado do que os eletrodos de

superfície. O implante dos eletrodos, que pode ser nos nervos ou nos músculos, é feito

através de complicado procedimento cirúrgico e acompanhamento de uma semana no

pós-cirúrgico. A impedância dos eletrodos aumenta pela troca da solução salina pelo

tecido (POPOVIC et al., 1993). Por não necessitar de intervenção cirúrgica, os

eletrodos de superfície são mais utilizados em aplicações clínicas e pesquisas em

estimulação elétrica neuromuscular. Esta técnica está bem estabelecida, sendo

aplicada na correção do drop-foot, fortalecimento muscular, mobilidade após lesões na

medula espinhal e manutenção da amplitude de movimento em indivíduos

imobilizados. O desconforto representa o maior fator limitante no uso de eletrodos de

superfície, podendo até impossibilitar o seu uso (LYONS et al., 2004), porque existe

muita tecnologia em eletro-estimulação, porém pouco se sabe sobre as respostas

contráteis dos músculos para as diferentes ondas de estimulação (SONG et al., 2005).

Os parâmetros da onda de estimulação influenciam no conforto, assim como o

posicionamento e o tamanho (área) dos eletrodos de superfície. LYONS et al. (2004)

estudaram o conforto proporcionado por um estimulador BMR Neurotech no músculo

gastrocnemius (panturrilha). As ondas bifásicas simétricas, com duração entre 200 e

400µs (300µs preferencial) foram encontradas na literatura como sendo mais

confortáveis. A freqüência deve estar entre 20 e 40Hz para proporcionar suave

contração muscular, sendo que freqüências mais baixas provocam menor fadiga

muscular.

A contração muscular depende diretamente da amplitude e duração do pulso,

ou seja, com duração curta, necessita-se de grandes amplitudes, o que pode

ocasionar estimulação de nociceptores, causando sensação de dor ao paciente. As

rampas de subida e descida na corrente de estimulação são usadas para causar um

recrutamento gradual das unidades motoras do músculo e normalmente são

configuradas com 0,6 a 0,8s para maior conforto. O tempo de interrupção da

estimulação (off-time) permite que os gradientes iônicos e os neurotransmissores

envolvidos na contração muscular possam se recompor nos nervos e nos músculos e

também que o músculo descanse antes da próxima contração.

O tamanho de eletrodo que proporciona maior conforto na estimulação

depende do grupamento muscular a ser estimulado, porém estudos indicam que

eletrodos maiores são mais confortáveis. Comparando os resultados da estimulação

com eletrodos de 19,63cm

e 38,48cm

usando ANOVA, LYONS et al. (2004)

descobrem que o eletrodo de menor área proporcionou maiores limiares para dor. O

posicionamento dos eletrodos foi analisado em quatro diferentes posições e

colocando-os na posição incorreta, a estimulação precisará de intensidades maiores

para que se atinja a contração desejada. Os eletrodos devem ficar nos extremos

opostos do músculo ou em unidades motoras, evitando os ossos, cortes e irritações na

pele (LYONS et al., 2004). Os limites de densidade de corrente por área do eletrodo

foram descritos por MORTIMER et al. (2006), sendo de 10µA/mm

ou 0,2µC/mm

para

corrente monofásica e apresentando perigo para densidades maiores que 20µA/mm

Deve ser mencionado que os limites para onda bifásicas são maiores que os

encontrados para as monofásicas.

As formas de onda da corrente de estimulação e o comprimento do músculo no

momento da contração influenciam na força muscular e na resistência a fadiga. Em

2005, SONG et al. estudaram quatro formas de ondas (um pulso monofásico e três

bifásicos) e três extensões diferentes (90

, 120

e 150

), para avaliar o efeito nas

propriedades de contração do músculo extensor do joelho (quadríceps). Uma célula de

carga foi usada para medir a força no tornozelo quando o extensor do joelho é

estimulado e com o diagrama de corpo livre da articulação, o torque foi calculado.

Apenas uma estimulação foi efetuada por dia para evitar influência da estimulação

anterior e todas as formas de ondas possuem a mesma energia média. A fadiga foi

calculada como o percentual da diminuição do torque após 30s de estimulação,

dividido pelo torque inicial. A forma de onda P

25%

(Figura 2.23) e as inclinações de

120

e 150

apresentaram o maior torque, mostrando que o músculo proporciona

maior torque na extensão do que na flexão. O índice de fadiga não apresentou

diferença estatisticamente significativa para as formas de onda, porém a extensão de

150

mostrou-se mais resistente à fadiga (SONG et al., 2005).

Figura 2.23: Formas de ondas (SONG et al., 2005)

Ainda em 2005, JEZERNIK & SINKJAER apresentam uma forma de onda

ótima para redução do consumo de energia, fator importante para os estimuladores

elétricos alimentados à bateria. As formas de onda exponencial crescente e retangular

foram testadas em software (FEMLAB) para simular as condições espaciais da

membrana do neurônio e avaliar a evolução temporal do potencial de membrana para

as duas formas de ondas, com duração de 200 e 600µs. O potencial da membrana

respondeu igualmente às duas formas de onda, porém a onda exponencial economiza

74,5% de energia com duração de 600µs e 56,8% para 200µs. Um circuito simples é

apresentado para geração desta forma de onda a partir de uma onda triangular, porém

esta forma de onda ainda não foi validada através de experimentos in vivo (JEZERNIK

& SINKJAER, 2005), tornando arriscada a escolha como única forma de onda de um

estimulador.

O principal problema encontrado na aplicação da FES é fazer um controle

adequado da estimulação na musculatura, que não pode ser controlada da mesma

maneira que o sistema nervoso central (SNC) o faz (POPOVIC et al., 1993). Então

estimuladores programáveis controlados por microcontroladores ou computadores

pessoais (PC) são necessários para obtenção dos perfis complexos de estimulação

requeridos para um controle mais preciso da musculatura (WU et al., 2002). Muitos

estimuladores foram desenvolvidos após o estimulador de drop-foot de LIBERSON,

em 1961, diferindo no número de canais, características da estimulação e

características de entradas e saídas (ISAKOV & MIZRAHI, 1993). Apesar da

abundância de pesquisas em FES, existem poucos estimuladores com eletrodos de

superfície para uso doméstico (SIMCOX et al., 2004) e os sistemas portáteis têm

melhor aceitação pelos pacientes (WU et al., 2002). A maioria dos estimuladores é

específico para uma aplicação, não possuindo uma arquitetura aberta. No geral, os

parâmetros são fixos, sendo que alguns poucos permitem ajuste da seqüência de

estimulação através de software (KELLER et al., 2002).

Vários circuitos e estratégias já foram desenvolvidos para alcançar

funcionalidade, porém a maior parte utiliza circuitos grandes, caros e consomem muita

energia. Duas soluções simples foram apresentadas por CHENG et al. (2004), que

permitem controle da freqüência, duração e amplitude dos pulsos. O primeiro (Figura

2.24) utiliza um oscilador e um estágio de saída com transformador. Um temporizador

555 em configuração monoastável e outro em astável geram o trem de pulsos da

saída, com duração e freqüência de repetição de pulsos ajustados pelos resistores R

, R

e os capacitores C

e C

. Dois amplificadores operacionais geram o sinal para o

transformador e outros dois formam a malha de realimentação para assegurar o valor

de amplitude da saída, que é controlado por R

(CHENG et al., 2004).

Figura 2.24: Circuito de estimulador para FES (CHENG et al., 2004)

A corrente de saída possui um transiente negativo na forma de onda, devido à

recomposição da corrente de magnetização do transformador (Figura 2.25, canal 2). A

segunda solução de circuito trata-se de um circuito ressonante bastante utilizado em

conversão de energia, porém pouco usado em equipamentos médicos (CHENG et al.

2004).

Figura 2.25: Formas de onda da saída (CHENG et al., 2004)

Canal 1: antes do transformador, Canal 2: após o transformador

Alguns circuitos limitam a forma de onda de estimulação, outros aumentam a

complexidade do circuito para flexibilizar a forma de onda (WU et al., 2002). Alguns

utilizam conversores A/D para gerar a onda de estimulação pelo computador, porém a

memória requerida para sintetizar a forma de onda é enorme (12MB/min). O

estimulador proposto por WU et al. (2002) utilizam um processador digital de sinais

(DSP) para gerar uma forma de onda de estimulação arbitrária através de uma

interface que usa um sistema elemento-envoltória, onde as amplitudes dos pulsos

seguem um outro sinal que quando negativo, inverte as fases da onda. O sistema é

composto por: interpretador de comandos do usuário, gerador de padrões, estágio de

saída e controle de realimentação, podendo este último usar variáveis mecânicas

como ângulo, posição e força ou variáveis biológicas como o sinal eletromiográfico

(EMG) (WU et al., 2002).

O Compex Motion apresenta uma interface gráfica para o equipamento

Compex 2 (COMPEX)(discutido na seção dos estimuladores comerciais). Somando às

características originais do Compex 2, o Compex Motion permite a programação de

perfis de estimulação específicos para cada paciente, substituindo a interface original

por uma interface desenvolvida em LabView (National Instruments, USA), instalada em

um PC. Disponibiliza o ajuste dos parâmetros na escala de tempo da estimulação para

os quatro canais de uma única vez (primitiva global) e ainda permite o ajuste individual

de cada canal separadamente (primitiva local). O usuário pode utilizar modelos de

pulsos prontos, interrupções e regras de interações com o usuário, que definem como

o software controlará os sensores e botões, sendo a utilização da interface baseada

no padrão “drag-and-drop”, que permite agarrar um objeto na interface (um pulso

simples ou uma rampa de subida, por exemplo) e arrastá-lo para o local requerido na

escala de tempo. O controle com sensores de EMG, posição (sliding resistors) e

ângulo (potenciômetros) foi executado com sucesso. O estimulador vem sendo

utilizado para andar e movimento de fechar a mão, mas pode ser empregado em

outras aplicações, por permitir a programação de uma estimulação arbitrária e vários

tipos de sensoriamento (KELLER et al., 2002). Os recursos humanos deste projeto são

significativos, com dois membros de grandes empresas de equipamentos de

reabilitação e pesquisa (ParaCare e Compex) e dois membros de um laboratório de

controle na Suíça, sendo o sistema produzido pela empresa Suíça Compex S.A

(COMPEX).

Dois outros projetos de estimuladores também expressivos para serem

comercializados, foram publicados por ISAKOV & MIZRAHI (1993) e SIMCOX et al.

(2004). O primeiro é um projeto de 1993, resultado de nove anos de estudos e

desenvolvimento em estimuladores para pesquisa no Laboratório de Biomecânica da

Tel-Aviv University Medical School, Israel. O segundo desenvolvido em 2004, foi

financiado e será comercializado pela Scott Simcox Neopraxis Pty. Ltd.

O sistema de ISAKOV & MIZRAHI (1993) é constituído de um estimulador

portátil, comandado pelo usuário e um andador, desenvolvidos para aumentar a força

muscular e efetuar as ações de levantar da cadeira e andar. É um estimulador de

corrente constante, com pulso retangular, bifásico e assimétrico. A amplitude varia de

0 a 400mA, freqüência de 10 a 50Hz e duração de pulso de 100 a 300µs. Possui seis

canais de saída independentes e é alimentado com 12V. Existem dois modos de

operação: local (ajuste somente da amplitude) e remoto (programa-se os parâmetros

durante a estimulação, através de interface no PC). O estimulador mantém-se

funcionando mesmo que o PC pare de funcionar. Três programas estão disponíveis:

exercícios físicos de fortalecimento muscular, levantar da cadeira e caminhar. O

andador possui conexão com o estimulador e controles no próprio andador permitem

alterar a intensidade da estimulação. No programa levantar, o estimulador ativa os

quatro canais dos músculos anti-gravitacionais das pernas, que continuam ativos para

manter o paciente em pé. No andar, o estimulador alterna a ativação do glúteo e

quadríceps com o peroneal e esta seqüência é alternada nas duas pernas. Para

sentar-se novamente, o mesmo programa de levantar é utilizado. Caso ocorra

desligamento do estimulador, a corrente cai em rampa, evitando queda brusca do

paciente ao chão. Foram feitos testes em 25 voluntários, dos quais 17 conseguiram

levantar da cadeira e 12 andar, sendo 6 nas barras paralelas, 5 no andador e um sem

apoio (com os comandos executados em uma luva)(50-300m). Os 8 pacientes que não

conseguiram levantar, foram associados a severos danos motores nos membros

superiores. O sistema visa o uso pelo paciente sem necessidade de ajuda,

aprendendo a manejar os controles do equipamento, proporcionando assim, uma certa

independência ao indivíduo (ISAKOV & MIZRAHI, 1993). Este sistema é bastante

evoluído, sendo que os pesquisadores da citada universidade iniciaram suas

publicações em estimulação elétrica para FES em meados de 84. O país em que

residem, Israel, necessita bastante destas tecnologias, haja vista o constante estado

de guerra. Isto explica o fato dos autores terem conseguido 25 voluntários

paraplégicos que se enquadrassem nos requisitos da pesquisa.

O ExoStim (SIMCOX et al., 2004) é portátil, com todo o aparato produzido para

ser preso à cintura, possui múltiplos canais independentes e tem flexibilidade no

controle do trem de pulsos. O protocolo de comunicação utilizado pelo Praxis FES

system, desenvolvido com eletrodos implantados, foi mantido para torná-los

equipamentos compatíveis. Consiste de um estimulador, sensores para os membros

ou tronco e um controlador, que encontra-se de acordo com as normas de segurança

elétrica da IEC 60601-1. A alimentação é feita por quatro pilhas do tipo AA. Os pulsos

são bifásicos, quadrado, equilibrado, com intervalo interpulsos de 10µs e amplitude

variável de 0 a 216mA, seis freqüência disponíveis de 17 a 100Hz e duração de 25 a

500µs. Um microcontrolador fornece o potencial de referência para amplitude da saída

e controla chaves para determinação da duração de cada canal por vez, com

intervalos de 2ms. Assim, pode ocorrer atrasos na corrente de estimulação da ordem

de milisegundos. O controlador possui uma interface gráfica desenvolvida em C++

para Windows CE, que com um toque na tela, o clínico programa as funções do

aparelho. Informa ao usuário erros como aumento da impedância dos eletrodos

(desconexão), bateria com baixa voltagem ou ligação com polaridade reversa. O

software do estimulador pode ser reconfigurado através da conexão do mesmo ao PC

e adquirindo novas versões da web, sem necessidade de reenvio ao fabricante. Vários

testes de estresse foram executados, como queda livre (1m), choque, temperatura,

vibração aleatória e duração da bateria. Três unidades foram testadas e aprovadas,

com a bateria durando 12h em repouso (ligado, mas sem estimulação), 4h em carga

média e 45min em carga máxima (SIMCOX et al., 2004).

Merece também destaque os trabalhos de POLLETO & VAN DOREN (1999) e

de JAW et al. (1995). O estimulador elétrico desenvolvido por POLETTO & VAN

DOREN (1999) é específico para a utilização com pequenos eletrodos e por isso deve

trabalhar com uma alta faixa de impedância da carga (2kΩ a 320kΩ). Utiliza alta

tensão provida por amplificadores operacionais de alta tensão - PA-85A (Apex

µTechnologies, USA) - que podem fornecer até 450V. A estrutura Howland com alto

ganho foi implementada para alimentar a carga em configuração de ponte (bridge),

que dobra a máxima tensão na carga, podendo conseqüentemente fornecer até 800V

de tensão de saída. O resistor de amostragem da realimentação fica na própria malha

do amplificador de erro. A corrente da carga é limitada pela corrente máxima fornecida

pelo amplificador operacional (25mA). Possui forma de onda monofásica, com

overshoot de 20 a 25%, com erro de 5% na amplitude do pulso, em 1mA e cargas de

teste de no mínimo 2kΩ. O alto valor de overshoot é decorrente do rise-time ser menor

que 2µs. Um modelo elétrico da impedância da pele foi usado como carga de teste,

com um resistor série estimado em 2kΩ e um resistor em paralelo com um capacitor,

que foram variados durante os testes. A corrente de estimulação foi medida com uma

ponteira de corrente AM503A (Tecktronix, USA), que forneceu formas de onda

diferentes das formas de onda de tensão medidas com ponteira comum (Figura 2.26).

O gabinete do equipamento é aterrado e os testes de segurança elétrica apresentaram

correntes de fuga para o terra menores que 10µA (POLLETO & VAN DOREN, 1999).

Figura 2.26: Pulso da corrente de estimulação (a) e tensão (b) nos eletrodos de 1mm de

diamêtro e posicionados na ponta do dedo (POLETTO & VAN DOREN, 1999)

O artigo de JAW et al. (1995) apresenta um pequeno estimulador elétrico de

baixo custo, com corrente constante, monofásica (podendo inverter a fase) e

alimentação com 12 baterias de 9V, para gerar a fonte de alta tensão necessária na

saída. Utiliza um contador programável (82C54) para controlar digitalmente a duração

e freqüência de repetição dos pulsos, utilizando os três canais do CI para a tarefa. O

programa de controle destes parâmetros foi escrito em TURBO C, em ambiente DOS,

que permite que se inicie a estimulação e permite a alteração da duração e freqüência

entrando manualmente com os novos valores na tela, não disponibilizando variação

temporal. A duração varia de 5µs a 65ms e somente a freqüência mínima é fornecida

(0,0005Hz), alegando que freqüências maiores que 0,1Hz causam um fenômeno

chamado “wind-up” em certa fibras musculares (C-fiber). A amplitude é variada através

de potenciômetro numa escala de 0 a 10mA. Os testes foram feitos com carga de 1kΩ,

amplitude de 1mA e duração de 10µs e o tempo de subida foi 760ns e o de descida

810ns.

O último estimulador a ser destacado nesta seção, tem sua importância pelo

fato de ter sido desenvolvido no Brasil (Curitiba, PR) e por estar presente no XX

Congresso Brasileiro de Engenharia Biomédica de 2006 (MULLER et al., 2006). O

equipamento é um estimulador de tensão constante, monofásica com três níveis de

amplitude: 50V, 100V e 150V. Permite modulação em freqüência de 2 a 500Hz e em

duração, cuja excursão não foi apresentada no artigo. Utiliza um processador digital de

sinais (DSP) para gerar o trem de pulsos que recebe, via comunicação serial RS-232,

as informações do programa de controle escrito em C++. O programa disponibiliza

apenas alguns parâmetros do trem de pulsos, tais como: período ascendente e

descendente (rampa), período ativo, inativo, platô e seqüência dos pulsos, não

permitindo então, a variação arbitrária do trem de pulsos de estimulação. Dois testes

com nove voluntários foram feitos para avaliar o número de repetições da flexão do

cotovelo, antes da fadiga muscular, definida como contração com elevação de menos

de 30º.

Muitas vezes uma deficiência no SNC pode acarretar contrações inapropriadas

(espasmos musculares) e alterações nas propriedades contráteis do músculo,

dificultando ainda mais o controle das contrações originadas pela estimulação

(POPOVIC et al., 1993). O trem de pulsos utilizado na estimulação não reproduz a

estimulação natural dos músculos e então, deve-se desenvolver um sistema que

modula gradualmente a corrente de estimulação, baseado em registros de ângulo da

articulação, sinal EMG e força (momento ou torque) (O’KEEFFE et al., 2003). Os

estudos publicados por POPOVIC et al., em 1993 e O’KEEFFE et al., em 2003,

possuem um objetivo comum de utilizarem as informações sensoriais no controle da

estimulação, porém diferem na metodologia.

POPOVIC et al. (1993) desenvolveram uma rede lógica adaptativa (ALN) que

compara medidas sensoriais contínuas com valores iniciais fixos, que proporciona um

controle especialmente eficiente para aplicações de controle do movimento das mãos

para agarrar. O controle é baseado em regras do tipo “if then” (se então). Cada estado

do sistema está associado a um padrão sensorial, que ocorre durante a atividade

muscular, correspondendo a um movimento funcional. As regras são implementadas

usando inteligência artificial, executando-se experimentos e registrando os atributos e

associando-os a atividades padrão. Por exemplo, se o nervo radial atinge um certo

valor limite, então o circuito deve estimular o músculo extensor do cotovelo durante o

tempo em que o sinal EMG permanece abaixo de um limite estabelecido. A rede

neural artificial construída apresenta a vantagem de trabalhar com variáveis booleanas

nos nós de estados, aumentando a velocidade de processamento e por o sistema ser

desenvolvido com tecnologia CMOS, reduz o consumo de energia para 9,5mW.

Apenas algoritmos simples foram desenvolvidos, utilizando sinal EMG de indivíduos

sadios (POPOVIC et al., 1993).

O’KEEFFE et al. (2003) utilizam um método semelhante, que estando melhor

descrito, poderá proporcionar maior entendimento deste controle utilizando

informações sensoriais. O estudo descreve a não adequação dos modelos

trapezoidais, normalmente utilizados em sistemas mais modernos de estimulação para

movimentação dos pés (“drop-foot”) e reporta que utilizando o sinal EMG do próprio

músculo, pode-se reproduzir a força e torque naturais do músculo (O’KEEFFE et al.,

2003). Gráficos de ângulo e velocidade do calcanhar e o sinal EMG do músculo tibial

anterior (TA) de indivíduos sadios, durante um ciclo do andar, foram redimensionado

para o tempo de caminhar de indivíduos com problemas motores. Um estimulador

comercial BMR Neurotech para “drop-foot” foi usado para estimular o músculo tibial

com diferentes durações de pulso e nas diferentes atividades musculares (excêntrica,

concêntrica e isométrica), sendo a amplitude e a freqüência da estimulação mantidas

fixas. O sinal EMG foi extraído juntamente com a estimulação e um algoritmo de

detecção de pico foi usado para eliminar o ruído gerado pela própria onda de

estimulação. Tabelas foram construídas com valores de ângulo de articulação,

duração do pulso de estimulação e o valor RMS normalizado do EMG correspondente.

Assim, com os gráficos do EMG natural do músculo TA e do ângulo prescrito pela

articulação foi possível fazer uma aproximação da duração do pulso necessária para

gerar o EMG que se quer reproduzir em cada instante, considerando-se o tipo de

contração e ângulo da articulação. Utilizando esta técnica, alcançou-se uma

correlação de 0,97 entre o EMG produzido pela estimulação e o EMG natural do

músculo, contra uma correlação de 0,86 correspondente ao uso de modelos

trapezoidais. Com mais pontos extraídos na tomada de dados de duração de pulso e

EMG

rms norm

correspondente, pode-se aumentar a precisão da estimulação, chegando a

um índice de correlação de 0,99. Por modular os pulsos pela duração, o sistema

economiza 47% de energia e pode contribuir para redução da fadiga (O’KEEFFE et al.,

2003).

O movimento de andar necessita da harmonia de três componentes:

movimento cíclico dos membros inferiores, geração das forças propulsivas e

manutenção da postura e do balanço, sendo que este último não é normamente

assistido pelas técnicas convencionais de FES (MATJACIC et al., 2005). Com os

membros inferiores totalmente paralisados, o esforço necessário para elevação do

corpo e andar é grande e normalmente os pacientes abandonam o método e preferem

usar somente a cadeira de rodas (MATSUNAGA et al., 2005). Assim, um controle

adequado do balanço do tronco, sem utilizar as extremidades superiores, se faz

necessário para complementar as técnicas existentes (MATJACIC et al., 2005),

existindo métodos para o balanço durante o caminhar (“swing-through”) que auxiliam o

paciente paraplégico para movimentação mais rápida. Métodos de balanço que

deixam o joelho em extensão durante o andar consomem mais energia metabólica do

que com os joelhos livres (MATSUNAGA et al., 2005). Na manutenção da postura em

pé, vários estudos falham ao simplificar demasiadamente o modelo dinâmico do corpo

humano, o que compromete a eficiência da FES (SOETANO et al., 2001). Assim, três

estudos visam melhorar o movimento do corpo durante a FES, utilizando técnicas

diferentes. SOETANO et al. (2001) construíram um modelo computacional do corpo

humano para manutenção da postura em pé, que considera a interação entre o

estímulo, dinâmica da ativação e contração muscular e ainda a força muscular, torque

na articulação e a dinâmica do esqueleto. MATJACIC et al. (2005) usam um aparato

mecânico para treino do balanço durante o andar e postura em pé, analisando a força

no quadril para avaliação da melhoria no tratamento. MATSUNAGA et al. (2005)

gravaram as características do balanço durante o andar com um sistema de vídeo,

com 15 pontos reflexivos distribuídos pelo corpo e os ângulos do quadril, joelho e

calcanhar são descritos em um ciclo de andar. Os dados colhidos visam o

desenvolvimento de estratégias de estimulação adequadas.

CAPÍTULO III

MATERIAIS E MÉTODOS

3.1 Princípios do FES-PEB

O estimulador elétrico funcional FES-PEB é um estimulador de corrente

constante, pulsada, bifásica assimétrica e que possui quatro canais de estimulação

independentes. Um programa de computador permite a definição de perfis de

estimulação, nos quais se pode especificar, para cada canal de saída, a variação dos

parâmetros da corrente de estimulação, tais como amplitude, duração e freqüência de

repetição dos pulsos.

O equipamento é composto por uma parte de hardware, que engloba todos os

circuitos eletrônicos e componentes necessários para o seu funcionamento, e uma

parte de software, representada pelo programa de controle, que exerce a função de

efetuar o controle digital dos circuitos integrados da parte de hardware. A comunicação

entre os circuitos integrados e o programa de controle é feita através de uma porta

USB (Universal Serial Bus), comumente encontradas nos computadores atualmente.

3.2 Circuitos eletrônicos – hardware.

A modularização em um projeto eletrônico torna-se um passo inicial importante

quando o projeto alvo possui um porte considerável. No projeto dos circuitos

eletrônicos e na montagem no gabinete, esta modularização sempre esteve em mente

como um objetivo importante. Assim, os circuitos eletrônicos desenvolvidos para o

equipamento podem ser divididos em circuitos digitais e circuitos analógicos (Figura

3.1). Os circuitos digitais são aqueles que utilizam apenas dois níveis de potencial (0V

e 5V) e utilizam-se da codificação destes níveis, chamados bits, para se comunicar. O

controle dos parâmetros da corrente de estimulação é todo digital; existindo três

placas de eletrônica digital e duas placas analógicas, totalizando 11 placas para quatro

canais de saída. Utilizando-se o recurso de transformar as partes constituintes do

equipamento em um conjunto de módulos, aumentou-se o número total de placas,

porém criou-se uma rede de comunicação na qual cada módulo (ou placa) fica

responsável por uma função.

Figura 3.1 – Diagrama geral do equipamento

3.2.1 Circuitos Digitais

A comunicação entre as várias placas digitais do sistema é apresentada no

diagrama de blocos da Figura 3.2. Na ordem, quatro placas podem ser identificadas:

placa de controle digital USB6501, gerador de onda quadrada (clock),

demultiplexadores e modulações.

Figura 3.2 – Diagrama de blocos dos circuitos digitais

3.2.1.1 Placa de controle digital USB6501 (National Instruments, USA)

A placa USB6501 (Figura 3.3a) é uma placa de entrada/saída digital de baixo

custo com comunicação USB. Possui 24 entradas/saídas digitais (Figura 3.3b) e

comunica-se com o computador através da porta USB, que é encontrada facilmente

nos computadores atualmente. Esta placa utiliza o NIDAQ-MX, que é instalado

somente nas versões superiores ao LabView 7.1 (inclusive). As partes importantes do

manual da placa USB6501 encontram-se no Anexo 1.

Figura 3.3 – Placa USB6501 (a) fotografia (b) saídas/entradas digitais

Uma severa limitação na freqüência máxima de leitura/escrita nas portas

digitais foi encontrada ao se utilizar a placa USB6501 com o NIDAQ-MX. Testes

realizados com geração de uma onda quadrada por meio da escrita e leitura em um

dos bits de I/O mostraram que a placa USB6501 consegue efetuar modificações em

suas portas com um período mínimo de 2ms. Este período é muito maior que as

encontradas em placas PCI, que ficam na ordem de centenas de nanosegundos.

Sendo este o pior problema desta placa, por coincidência ou não, é causado pela

mesma característica que lhe promove sua melhor qualidade: a conexão via porta

USB. As placas PCI comunicam-se diretamente com o computador, possuindo

normalmente uma memória de acesso direto (DMA) na qual o computador pode

efetuar a leitura das informações paralelamente com qualquer outra atividade do

sistema operacional. As placas USB precisam receber informação através de um meio

público do computador, a porta USB; por isso o programa de comunicação (em

LabView ou em outra linguagem de programação) tem que efetuar uma interrupção no

sistema operacional para receber ou enviar informação pela interface USB. A

velocidade da porta USB implicaria em um período muito menor, mas o tempo de

espera para efetuar a interrupção provoca a limitação temporal.

O funcionamento de alguns circuitos integrados (CIs) precisam ser entendidos

antes que os circuitos que os utilizam sejam discutidos.

3.2.1.2 Contador programável 82C54 (CHMOS Programmable Interval Timer)

Este CI (Figura 3.4) é produzido pela Intel (USA) para resolver problemas de

temporização no desenvolvimento de microcomputadores. Possui entrada digital

paralela de 8 bits (b0 ... b7), na qual é definido o número que será utilizado no modo

de funcionamento programado. São três canais independentes e sete modos distintos

de funcionamento que precisam ser programadas com palavras de controle e pulsos

de acionamento. Dado o escopo do presente trabalho, somente as funções utilizadas

serão explicadas. As partes importantes do manual (datasheet) deste CI encontram-se

no Anexo 1.

Figura 3.4 - Pinagem do CI 82C54

O CI deve ficar sempre acionado para poder permitir a programação de uma

corrente de estimulação em qualquer momento. Então, a entrada deve ficar

permanentemente em nível lógico "0". O CI aceita leitura dos parâmetros escritos

anteriormente, mas como esta função não é utilizada no presente projeto, a entrada de

leitura foi permanentemente deixada em "1". A escrita é efetuada com a entrada

passando de "1" para "0", ou seja, deve-se manter em "1" e enviar um pulso

de leitura, que é implementado indo-se para "0" e voltando-se ao "1". As outras

entradas são os 8 bits da entrada paralela e os bits A0 e A1.

O A0 e A1 definem o canal no qual se está escrevendo ou o modo de

programação (control word), como exposto na Tabela 2.1. Note que este canal, ao

qual se está referido neste instante, não é canal de saída de estimulação, mencionado

anteriormente.

O modo de programação utiliza os 8 bits da entrada paralela para definir o

modo de operação do canal, como definidos na Tabela 3.2.

Tabela 3.1 – Bits de controle A0 e A1

A0 A1

Canal 0 0 0

Canal 1 0 1

Canal 2 1 0

Modo de programação 1 1

Tabela 3.2 – Palavra de controle

Bit do contador

programável

Bit da

porta parelela

Função

BCD b0 P0.0 Codificação: 0 – binário

M0 b1 P0.1

M1 b2 P0.2

M2 b3 P0.3

Modo de Operação:

001 - modo 1 - Gerador de pulso

reacionável ("hardware retriggerable

one-shot")

010 - modo 2 - Divisor de freqüência

("rate generator")

RW0 b4 P0.4

RW1 b5 P0.5

Read / Write:

01 - escrita do bit menos significante

11 - escrita do bit menos significante

primeiro, seguido do mais significante

SC0 b6 P0.6

SC1 b7 P0.7

Select Counter: 2 bits selecionam o três

canais, CHN0, CHN1 e CH2

Controlando os bits RW0 e RW1 pode-se aumentar o número de bits e

alcançar-se assim uma maior precisão no controle. Selecionando-se o CI para

controlar com 16 bits, primeiro escreve-se os primeiros 8 bits (menos significantes) e

depois escreve-se os outros 8 bits (mais significantes). Ajustando-se os bits da palavra

de controle, bits A0 e A1, para modo de programação e colocando-se um pulso de

leitura no , o canal escolhido é programado e estando pronto para receber

instruções de escrita e executar a função definida. Para iniciar o modo de operação

deve-se escrever inicialmente o número desejado na entrada paralela e aplicar um

pulso de leitura no

, obtendo-se assim o sinal resultante na porta OUT.

Dois modos são utilizados neste projeto:

a) O modo 2 (divisor de freqüência) é programado com a palavra de controle

00010100 e atua como um contador, que divide a freqüência do sinal de entrada CLK

(0, 1, 2, respectivamente aos canais) pelo último número escrito. A duração do pulso

resultante é igual a um ciclo do sinal do clock, ou seja, o inverso da freqüência de

repetição dos pulsos do clock, como demonstrado no exemplo da Figura 3.5, no qual o

último número escrito foi, por exemplo, o número "3".

Figura 3.5 – Modo 2 (divisor de freqüência) do contador programável

b) O modo 1 (gerador de pulso acionável) é programado com a palavra de

controle 00001010 (exemplo para CHN0) e tem a função de gerar um pulso único de

duração definida como o último número escrito multiplicado por um ciclo de clock, a

cada vez que for acionado. Este modo de operação utiliza o mesmo procedimento

para escrita do número da porta paralela e utiliza a entrada GATE (0, 1, 2,

respectivamente aos canais) para acionamento, gerando o disparo do pulso de

duração definida pelo último número escrito para determinado canal. O pulso da porta

GATE é invertido em relação ao pulso de escrita do , partindo do "0" para o "1" e

volta ao "0". A Figura 3.6 ilustra o efeito do acionamento da porta GATE na porta OUT

de um canal programado para o modo 1, com último número escrito igual a 10.

Figura 3.6 – Porta OUT após acionamento do GATE

3.2.1.3 Placa do Gerador de Onda Quadrada (clock)

Esta placa tem a função de gerar uma onda quadrada de 500kHz, que será

chamada de clock, que será utilizada pelas placas das modulações. Um CI

multivibrador 555 foi utilizado nos testes iniciais, mas quando foi preciso aumentar a

freqüência da onda quadrada para 500kHz, o circuito montado em configuração

astável ficava muito instável. A solução encontrada foi modificar o circuito e utilizar um

circuito oscilador a cristal. Devido à dificuldade de compra de um cristal de 500kHz,

utilizou-se um cristal de 2,0MHz e um CI contador programável 82C54 para dividir a

freqüência por quatro, resultando na onda quadrada de 500kHz desejada. O circuito

final desta placa é apresentado na Figura 3.7.

Figura 3.7 – Circuito do gerador de onda quadrada (clock)

A realimentação no inversor smith-trigger U1 com o resistor R, força que a

cada momento a entrada e a saída fiquem alternando em nível lógico zero e um. A

inserção do cristal oscilador no circuito estabiliza a freqüência do sinal na sua

freqüência de oscilação característica. O sinal observado na saída do inversor U1 é

uma onda quadrada de freqüência de 2,0MHz. Este sinal é conectado a entrada CLK0

do circuito integrado 82C54 e assim, este é programado para dividir a freqüência do

sinal por quatro, resultando no clock de 500kHz.

3.2.1.4 Placa dos Demultiplexadores

A placa dos demultiplexadores é responsável por aumentar o número de bits

de controle. Além dos 8 bits do BUS digital, para cada canal de saída e para a placa

do clock, necessitamos dos bits de controle , A0, A1, GATE. Ou seja, para quatro

canais, são necessários 19 bits de controle (a placa do clock não necessita de sinal de

GATE). Como existem 24 bits na placa de controle digital, tirando-se o BUS de 8 bits,

sobram 16 bits. Então, o número de bits existentes na placa de controle não supria a

quantidade de bits necessária ao desenvolvimento do projeto e por isso, a placa dos

demutiplexadores, mostrada na Figura 3.8, foi inserida para permitir o controle de até

seis canais de estimulação. As portas P0.0 ... P0.7 da placa USB6501 foram

reservadas para o BUS de 8 bits.

Figura 3.8 – Diagrama esquemático da placa dos demultiplexadores

A idéia básica para aumentar-se o número de bits de controle de 12 para 27 é

não se efetuar modificações simultâneas em dois canais, ou seja, são quatro bits de

controle a serem acionados em conjunto, em seis canais de saída, mais a placa do

clock. Assim, cada CI demultiplexador 74LS138 ficou encarregado de gerar

informação para um sinal ( , A0, A1 e GATE) e com três bits de controle, é possível

enviar informação a todos os canais de saída e também ao clock. O CI 74LS138 atua

com nível lógico "1" em todas as saídas e "0" na saída selecionada pelos três bits de

controle, sendo que para os sinais de A0, A1 e não há necessidade de inversão.

O que não acontece com o sinal do GATE, que conforme mencionado, necessita de

um pulso invertido ao . Por isso, para este sinal, as saídas do CI demultiplexador

foram conectadas a um circuito inversor smith-trigger 7414. A Tabela 3.3 mostra os

valores de cada bit de controle para acionamento de cada sinal em cada canal. Estes

bits são enviados pelo programa de controle e os sinais gerados pela placa dos

demultiplexadores são enviados às placas das modulações correspondentes ou à

placa do clock.

Tabela 3.3 – Relação entre os bits da placa de controle digital e os bits de controle para placa

das modulações

= 0

A1 = 0 A0 = 0 GATE2 = 1

P1.0 P1.1

P1.2

P1.4 P1.5

P1.6 P2.0 P2.1 P2.2 P2.3 P2.4 P2.5

Canal 1 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0

Canal 2 0 0 1 0 0 1 0 0 1 0 0 1

Canal 3 0 1 0 0 1 0 0 1 0 0 1 0

Canal 4 0 1 1 0 1 1 0 1 1 0 1 1

Clock 1 1 0 1 1 0 1 1 0 1 1 0

3.2.1.5 Registrador de deslocamento de 8 bits de entrada paralela / saída serial -

74HC165 (8-bit parallel-in/serial-out shift register)

O registrador de deslocamento transforma uma entrada paralela de 8 bits em

saída serial. Os pulsos digitais de saída são sincronizados com o sinal de clock da

entrada CP (clock input), que foi conectado ao sinal de clock de 500kHz do sistema

(gerado pela placa do clock). A entrada (clock enable input) pode ficar sincronizada

com CP, recebendo o mesmo sinal. As entradas b0 ... b7 recebem o BUS de 8 bits e

para acionar a saída serial é preciso um pulso invertido (começando em "1", indo ao

"0" e voltando) de duração de 8 bits (ciclos de clock) na entrada (asynchronous

parallel load input). Efetuado o procedimento descrito, obtém-se na saída Q7 o sinal

serial correspondente à entrada digital de 8 bits, sincronizado com o clock. O BUS de

entrada de 8 bits utilizado no exemplo da Figura 3.9 foi 01010101, sendo do b0 ao b7,

que é equivalente a P0.0 ao P0.7. As partes importantes do manual (datasheet) deste

CI encontram-se no Anexo 1.

Figura 3.9 – Exemplo de ativação do CI 74HC165

O primeiro ciclo de clock delimita a informação do bit menos significativo da

entrada paralela, seguindo-se assim para os demais bits até b7, que é codificado na

saída serial no período equivalente ao oitavo ciclo de clock a partir do acionamento de

. Essa informação será utilizada pelo potenciômetro digital descrito a seguir.

3.2.1.6 Potenciômetro Digital - AD8402 (AN10) (Analog Devices)

O potenciômetro digital é uma resistência cujo valor pode ser digitalmente

controlado. O CI AD8402AN10 é um potenciômetro de 10kΩ, contendo dois

potenciômetros independentes no mesmo CI, que possui uma entrada digital serial de

8 bits para informação sobre o valor do cursor do potenciômetro e mais dois bits no

final da palavra de 10 bits de entrada, para endereçamento do potenciômetro a ser

modificado. Este CI se comporta exatamente como um potenciômetro convencional,

como é mostrado na Figura 3.10a. Os terminais são denominados A e B, sendo o

cursor chamado de W (1 e 2, correspondente aos dois potenciômetros). As partes

importantes do manual (datasheet) deste CI encontram-se no Anexo 1.

As entradas e

números 128 (50% de 256) e 64 (25%), lembrando que os dois bits menos

significativos já estão definidos, ou seja, o 256 é obtido com a entrada 64.

Figura 3.10 – Potenciômetro digital (a) equivalente de circuito

(b) interligação com registrador (c) exemplos de formas de onda

3.2.1.7 Placa das Modulações

A necessidade de transformação do BUS paralelo de 8 bits em informação

serial deveu-se a inserção do CI AD8402 no projeto da placa das modulações.

Inicialmente pensou-se em utilizar um atenuador digital com entrada paralela HRF-

AT4610, porém o único encontrado no mercado é encapsulado em LPCC, que

impossibilitou seu uso sem equipamento de soldagem adequado.

A placa das modulações gera o trem de pulsos de estimulação, com os valores

dos parâmetros definidos no programa de controle. Cada canal de estimulação utiliza

uma placa das modulações própria, recebendo as informações referentes aos

parâmetros programados para o determinado programa. Os bits de controle recebidos

são o , A0, A1, GATE e o BUS de 8 bits. A placa recebe o BUS de 8 bits

diretamente da placa USB6501 (P0.0 ... P0.7) e os bits de controle são fornecidos pela

placa dos demultiplexadores. O diagrama esquemático da placa das modulações é

apresentado na Figura 3.11.

Figura 3.11 – Esquemático da placa das modulações

O CI contador programável é utilizado para gerar um trem de pulsos de

duração e freqüência de repetição de pulsos programáveis através dos bits de

controle. Utilizando os valores programados pelo usuário, os canais 0 e 1 (CHN0 e

CHN1) do CI são programados afim de obter-se o trem de pulsos desejado na saída

OUT1. Vale lembrar que este CI divide a freqüência do sinal na entrada CLK pelo

último número escrito e que os pulsos do sinal resultante tem largura igual a um

período do sinal em CLK. Assim, o CHN0 e o CHN1 são programados no modo 2

(divisor de freqüência), o clock é conectado a entrada CLK0 e a saída do CHN0

(OUT0) é conectada a entrada CLK1. Então, o sinal de clock tem sua freqüência

(500kHz) dividida duas vezes e a combinação dos números escritos para primeira e

segunda divisões, deve resultar na forma de onda com duração e freqüência definida

pelo usuário. A Figura 3.12 exemplifica como a operação pode ser efetuada.

Figura 3.12 – Exemplo de modulação em duração e freqüência

A duração do pulso final é igual a um período (ciclo) do sinal resultante da

primeira divisão (segundo sinal da Figura 3.12), que é definida pelo primeiro divisor. O

clock tem freqüência de 500kHz, portanto um período de 2µs. Dividir a freqüência é a

mesma operação que multiplicar o período, por isso a duração é igual ao 1º divisor x

2µs. A freqüência do sinal final é definida pelas duas divisões, sendo igual à

freqüência do clock 500kHz dividida pelos dois multiplicadores.

O sinal final modulado em duração e freqüência dos pulsos na saída OUT1 é

então utilizado como entrada para a modulação em amplitude, conectando-o ao

terminal A1 do potenciômetro digital. Como anteriormente mencionado esta

modulação utiliza um potenciômetro digital, que necessita do registrador de

deslocamento e também de um pulso de duração igual a 10 ciclos de clock, que é

fornecido pelo canal 2 (CHN2) do CI contador programável. O CHN2 deste CI é

programado para operar no modo 1 (gerador de pulso acionável), e escrevendo-se o

número 10 neste canal e sempre que o GATE2 for acionado, a saída OUT2 recebe um

pulso de 10 ciclos de clock. Este sinal é utilizado como disparador da saída serial pelo

registrador de deslocamento e acionador da escrita da amplitude pretendida no

potenciômetro digital. Ou seja, todo o processo é iniciado com um pulso na entrada

GATE2. O terminal B1 é conectado ao terra e no cursor W1 encontra-se então o trem

de pulsos modulado em amplitude, freqüência e duração, sendo portanto a saída da

placa das modulações.

Um LED de sinalização (verde) foi inserido no circuito para fornecer ao usuário

uma informação visual da freqüência de estimulação. A amplitude e duração dos

pulsos não são consideradas nesta informação. Como a duração do pulso é muito

pequena e a freqüência alta demais para causar um efeito visual adequado, a

sinalização proporcionada pelo LED necessitou de uma adaptação. Para isso, o CI

7490 (década contadora) foi utilizado para dividir a freqüência por 10 e aumentar a

duração do pulso de saída.

3.2.2 Circuitos Analógicos

Três placas compõem a parte analógica do eletroestimulador: fonte de

alimentação, estágio de saída e placa dos relés. Os circuitos associados passam a

serem descritos a seguir.

3.2.2.1 Fonte de Alimentação

A placa da fonte de alimentação fornece todas as tensões reguladas

necessárias aos demais circuitos do eletroestimulador, sendo os circuitos digitais

alimentados com 5V DC e as placas dos estágios de saída, com +9V e -9V DC. O

esquemático da fonte de alimentação é mostrado na Figura 3.13.

Figura 3.13 – Esquemático da fonte de alimentação

A tensão da rede é retificada através da ponte retificadora e duas saídas são

observadas; uma positiva e outra negativa, e ambas são filtradas com os capacitores

de 10000µF. A forma de onda resultante é um potencial em torno de 13,5V, positivo e

negativo respectivamente. O sinal negativo é enviado diretamente para um regulador

7909 e na saída deste CI, obtêm-se a fonte regulada de -9V (-Vcc). Como é requerido

mais corrente da fonte positiva, os 13,5V positivos alimentam um regulador 7809 em

configuração de alta corrente e proteção contra curto circuito. Este circuito é formado

pelo regulador 7809, mais os transistores Q1 e Q2 e os resistores R1 e Rsc. A saída

do circuito é o potencial regulado de +9V no terminal OUT do regulador, sendo a

corrente majoritariamente fornecida pelo transistor de potência Q1. Ou seja, quando a

corrente máxima de saída do regulador for atingida, o circuito pode fornecer mais

corrente através do transistor Q1. O resistor Rsc é calculado para limitar a corrente

fornecida pelo transistor Q1, através da Equação 3.1.

(3.1)

Onde Isc é a máxima corrente que o circuito poderá fornecer. O valor comercial

do resistor Rsc escolhido foi 0,47Ω, para permitir corrente máxima de 2A, com V

BEQ2

igual a 1V. Enquanto a corrente estiver abaixo de Isc, a queda de tensão no resistor

Rsc será menor que V

BEQ2

, deixando assim o transistor Q2 cortado. O resistor R1

polariza a base de Q2 e então encontra-se um potencial V

BEQ1

entre seus terminais. A

queda de tensão em Rsc tem que ser menor que em R1, para que o potencial do

emissor de Q1 seja maior que o da base. Quando a corrente fornecida pelo circuito

atinge Isc, a queda de tensão em Rsc atinge V

BEQ2

e o transistor entra em seu modo

ativo. A corrente de base do Q1, que antes circulava por R1, agora passa a circular

pelo Q2 e a tensão de base de Q1 fica aproximadamente igual à tensão regulada pela

ponte e retificada pelo capacitor C1 (menos V

de Q2), o que provoca o corte do

transistor Q1, devido ao V

abaixo do limiar de condução.

A tensão regulada de +9V é utilizada como entrada para o regulador 7805, que

fornece uma saída regulada de 5V.

3.2.2.2 Estágio de Saída

A proximidade com o paciente torna o estágio de saída uma parte bastante

importante do projeto de um estimulador elétrico. Para um controle melhor dos efeitos

da estimulação elétrica na musculatura do paciente optou-se por uma saída em

corrente, o que levou ao projeto de um estágio de saída que atuasse como uma fonte

de corrente controlada por tensão. Lembrando que a placa das modulações fornece

um sinal de tensão modulado nos parâmetros amplitude, duração e freqüência, o

estágio de saída recebe então esta tensão e a transforma, com todas as suas

características de modulação, em uma corrente de saída correspondente, idealmente

independente da carga. Genericamente a topologia que efetua tal função é chamada

de fonte de corrente controlada por tensão ou de amplificador de transcondutância. O

circuito do estágio de saída idealizado no presente trabalho é apresentado na Figura

3.14.

Figura 3.14 – Esquemático do estágio de saída

A tensão de entrada Vin é fornecida pela placa das modulações (trem de

pulsos modulado em amplitude, duração e freqüência). O circuito possui uma topologia

de realimentação de amostragem de corrente com comparação de tensão

(realimentação série-série). A análise de circuitos com realimentação deve ser

efetuada abrindo-se a realimentação e calculando o ganho de transcondutância em

malha aberta Ag(s) e o ganho de realimentação β. Os diagramas da Figura 3.15

mostram como a malha de realimentação, composta pelo amplificador não inversor

formado por U1 (portas 8, 9 e 10), R7 e R8, deve ser aberta e como ficam os circuitos

para cálculo de Ag(s) (Figura 3.15a) e β (3.15b), através das Equações 3.2 e 3.3,

respectivamente.

Figura 3.15 – Diagramas para cálculo de Ag(s) e β

( )g s

(3.2)

(3.3)

O ganho de realimentação β é calculado utilizando-se o circuito da Figura 3.16

e a Equação 3.3.

Figura 3.16 – Malha de realimentação para cálculo de β

A malha de realimentação (β) formada pelo circuito do amplificador não

inversor formado por U1A, R7 e R8, juntamente com o resistor de amostragem de

corrente (Ra), determina na entrada não inversora de U1 uma tensão proporcional à

corrente na carga (Io). Esta tensão é amplificada na saída e o valor do ganho de

realimentação

é dado por:

 

= +

 

 

(3.4)

As impedâncias R11 e R22, referentes à malha de realimentação são

necessárias para a montagem do circuito utilizado para o cálculo do ganho de

transcondutância Ag(s). A Figura 3.17 indica como estas impedâncias são definidas.

Figura 3.17 – Malha de realimentação para cálculo de R11 e R22

11 7 8//

o o

R Z R R Z

= + ≅

(3.5)

22 //

i a a

R Z R R

= ≅

(3.6)

Conhecendo R11 e R22, torna-se possível obter o Ag(s) através do circuito da

Figura 3.18.

Figura 3.18 – Amplificador em malha aberta para cálculo de Ag(s)

O diodo ideal implementado no amplificador operacional da entrada (Figura

3.14) não foi colocado neste circuito porque apenas elimina um eventual nível DC de

entrada, não alterando o sinal as características de modulação do sinal de entrada Vin,

assim como o resistor R10, que apenas serve para diminuir a impedância vista pela

placa das modulações. A estrutura Howland, implementada no primeiro amplificador

operacional é chamada de amplificador de erro, porque amplifica a diferença entre a

tensão proveniente da realimentação (β.Io) e a tensão de entrada (Vin). O amplificador

não inversor tornou-se necessário para se obter o ganho e a banda passante

necessários, utilizando-se amplificadores operacionais de baixo custo.

Por meio da análise do circuito pode ser demonstrado que a tensão em Vx é

dada pela Equação 3.7.

1 1 6 3

2 1 5 3

1 1

x in

R C R C

V V

s s

R C R C

  

  

= +

  

+ +

  

(3.7)

A configuração darlington formada pelo transistor Q1, juntamente com o

transistor de potência Q2, formam um seguidor de tensão com transferência AC

aproximadamente unitária, fornecendo a corrente necessária para excitar o primário do

transformador, de modo que se possa alcançar a corrente máxima requerida na carga

(Io). O transformador, considerado na análise como ideal, eleva apenas a tensão

proporcionalmente a relação de espiras dos indutores (N) e então, a corrente de saída

Io pode ser expressa pela Equação 3.8.

o x

I V

(3.8)

Utilizando as Equações 3.2, 3.7 e 3.8, o ganho em malha aberta Ag(s) pode ser

então descrito pela Equação 3.9.

1 1 6 3

2 1 5 3

1 1

( ) 1

1 1

R C R C

A s

s s

R C R C

  

  

= +

  

+ +

  

(3.9)

Os pólos do ganho em malha aberta (S1 e S2) podem ser calculados através

da Equação 3.10 e 3.11, respectivamente.

2 1

1 1

S kHz

R C

 

= − = −

 

 

(3.10)

5 3

1 1

S kHz

R C

 

= − = −

 

 

(3.11)

O ganho em malha fechada Agf(s) (Equação 3.12) é o ganho efetivo do

circuito, ou seja, expressa como a corrente de saída Io é controlada pela tensão de

entrada Vin, podendo ser chamado de sensibilidade do circuito.

( )

1 ( )

A s

(3.12)

Se o ganho de malha βAg(s) for muito maior que a unidade, pode-se

desconsiderar o fator “1” da soma no denominador da Equação 3.12 e cancelar Ag(s)

nos dois termos da divisão, obtendo a Equação 3.13 do Agf(s), que idealmente

depende somente do ganho de realimentação β.

( )gfA s

(3.13)

A aproximação efetuada na Equação 3.13 pode ser vista como o objetivo da

realimentação, sendo conseqüentemente uma restrição no projeto do circuito de

realimentação que βAg(s) >> 1, para que a realimentação esteja efetivamente

atuando. Somente desta forma, o ganho realimentado Agf(s) ou ganho efetivo do

circuito não depende do ganho em malha aberta Ag(s), que por sua vez depende da

carga. Com a realimentação corretamente projetada o ganho realimentado Agf(s)

torna-se estável e a corrente de saída Io é proporcional à tensão de entrada e

independente da carga de saída (RL). Assim, para definir-se a transferência de tensão

em corrente, basta-se escolher os resistores Ra, R7 e R8 da malha de realimentação

de forma adequada. O ganho de malha calculado é igual a 24,1.

Substituindo a Equação 3.9 em 3.12, o ganho realimentado do circuito é dado

pela Equação 3.14.

[ ]

0 2 1 2

0 2 1 2 0 2 2 1 1 2

( )

( ) ( )

f s

K s S K K

s K K S S s K K S K S S

β β

+ +

+ + + + + +

(3.14)

Onde S1 e S2 definidos nas Equações 3.10 e 3.11 e ainda

1 1

R C

6 3

R C

= 2

Substituindo-se os valores nas Equações 3.4 e 3.13, o ganho realimentado do

circuito calculado é igual a 26,9mA/V, o que proporciona uma saída máxima de

100mA, com uma tensão de entrada (controle) de aproximadamente 4V e representa a

sensibilidade do circuito. Os pólos do amplificador em malha aberta foram

transformados pela realimentação (Equação 3.14) em um pólo e um zero sobreposto

na freqüência 32kHz, justamente na freqüência do pólo S1, sendo que o pólo S2 foi

deslocado para 1,8MHz. Como o primeiro pólo foi cancelado pelo zero na mesma

freqüência, então a freqüência de corte superior, que delimita a banda passante do

circuito é ajustada pelo novo pólo de S2.

Os valores teóricos para as principais características do estágio de saída são

mostrados na Tabela 3.4.

Tabela 3.4 – Valores teóricos do estágio de saída

Sensibilidade = 26,9mA/V

Freqüência de corte superior = 1,8MHz

3.2.2.3 Placa dos relés

Nos testes de funcionamento do equipamento, depois de montados os quatros

canais no gabinete, foi encontrado um problema que resultou na inserção da placa dos

relés. Os CIs contadores programáveis precisam ser inicializados em algum modo de

operação e enquanto isto não for feito, a saída permanece instável, gerando em

alguns casos um nível DC. Este nível DC é amplificado e chega ao primário do

transformador, que por possuir uma resistência de enrolamento bem pequena,

consome muita corrente, mesmo com baixo nível DC no emissor de Q2 (Figura 3.14).

Se isto ocorrer em algum canal, a fonte de alimentação não consegue fornecer a

corrente requerida e a tensão de alimentação fica abaixo dos +9V originais. Com isso,

o regulador 7805 também não consegue regular a fonte de +5V, que também fica

abaixo do seu potencial normal. Nesta situação, a solução seria iniciar os CIs

contadores programáveis e acabar com o problema. Porém, com a alimentação muito

abaixo de 5V, os CIs não funcionam e não podem ser inicializados. Ou seja, quando a

energia da rede for ligada, os CIs contadores programáveis tem que ser iniciados em

seguida, não dando tempo do potencial de alimentação cair demais.

O programa de controle é responsável pela inicialização e controle de todos os

CIs. Se o equipamento for ligado e o programa não estiver rodando e enviando as

informações para a inicialização dos CIs, a situação descrita no parágrafo anterior

acontece. Então, o usuário deveria necessariamente iniciar o programa de controle

antes de ligar o equipamento. A placa dos relés foi inserida para impedir que esta

situação aconteça independentemente da ordem de acionamento das partes

constituintes (equipamento e programa) e seu esquemático é apresentado na Figura

3.19.

Figura 3.19 – Esquemático da placa dos relés

Os relés são controlados para desconectar o estágio de saída da placa das

modulações e somente fazer a reconexão quando os CIs estiverem inicializados. O

relé é um dispositivo elétrico/mecânico que se comporta como uma chave controlada

por corrente. As bobinas representadas na Figura 3.19 são acionadas pela corrente

dos transistores que formam a estrutura darlington Q1 e Q2. Cada relé possui duas

entradas e duas saídas e, portanto, dois relés são usados para os quatro canais. A

porta P1.3 da placa de controle digital ainda não estava sendo utilizada e foi

empregada para controlar os relés através dos transistores Q1 e Q2. A inserção do

transistor de potência em configuração darlington foi necessária pela baixa corrente de

saída apresentada pela placa de controle digital. Quando a porta P1.3 está em nível

lógico "1", que é o seu estado padrão, isto significa que existe um potencial de 5V

nesta porta. Com este potencial o transistor Q1 e Q2 estão cortados, os relés

desarmados e, por conseguinte, o estágio de saída desconectado da placa das

modulações. Quando o porta P1.3 passa para "0", o transistor Q1 e Q2 se polarizam e

a corrente de acionamento circula pela bobina. O campo magnético gerado provoca o

movimento das chaves, armando o relé, que passa a ter resistência próxima de 0Ω.

Os resistores de aterramento foram inseridos para evitar a alta impedância

vista pela entrada do estágio de saída quando o relé é desarmado. A variação de

baixa para alta impedância causava transições errôneas na entrada, que por sua vez

eram repassados à saída em forma de corrente. Com os resistores de aterramento

este efeito não mais foi observado. Os capacitores de acoplamento garantem que

nenhum nível DC chegue à entrada do estágio de saída, mesmo quando este está

funcionando, o que também implicaria em consumo excessivo de corrente. A chave de

emergência corta a alimentação da placa inteira, desarmando os relés. Esta chave foi

inserida no circuito como mais uma forma de segurança, sendo que o motivo maior é o

fato da chave liga/desliga estar posicionada na parte de trás do equipamento para

proporcionar um acesso um pouco mais difícil e realmente intencional.

3.2.3 Montagem na Caixa Metálica (gabinete)

Uma caixa metálica foi utilizada para a montagem de todas as partes

integrantes do equipamento e para padronizar a nomenclatura com a norma NBR IEC

601-1 (ASSOCIAÇÃO BRASILEIRA DE NORMAS TÉCNICAS, 1994), a caixa do

equipamento é chamada gabinete. A placa USB6501 e a placa do clock, que são

menores, ficaram fixas no fundo do gabinete. Acima delas foi fixada a placa dos

demultiplexadores e acima desta, em um terceiro plano, a placa da fonte de

alimentação. As placas das modulações ficaram de pé e as placas dos estágios de

saída foram fixadas, em pares, uma acima da outra. A montagem é mostrada na

Figura 3.20 e uma fotografia do equipamento montado, apresentada na Figura 3.21.

Figura 3.20 – Gabinete do FES-PEB

Figura 3.21 – Fotografia do equipamento do FES-PEB

As tensões de alimentação das placas, provida pela placa da fonte de

alimentação, são distribuídas através de barramentos de cobre para diminuir a

extensão excessiva dos fios de interligação entre a fonte e as demais placas, o que

provocaria efeitos indesejáveis devido à resistência e à indutância parasitas dos fios.

O painel frontal do equipamento (Figura 3.22) foi desenhado e impresso em

adesivo de vinil autocolante.

Figura 3.22 – Painel frontal do equipamento

3.2.4 Segurança Elétrica

A segurança elétrica de um equipamento é fundamental para evitar choques

elétricos em pacientes e usuários. Entende-se por choque elétrico não apenas os

choques elétricos causados por altos valores de correntes, mas todo aquele que

estiver associado a correntes fora dos limites adotados pelas normas pertinentes. Em

protótipos frutos de pesquisa acadêmica, não é muito comum seguir-se todos os

aspectos normativos de segurança, haja vista que o objetivo não é a comercialização.

Em aparelhos eletroestimuladores, esta questão torna-se ainda mais importante por

fazer contato direto com o paciente. Por isso, mesmo em se tratando de um protótipo

de pesquisa, os aspectos presentes nas normas NBR IEC 601-1 (ASSOCIAÇÃO

BRASILEIRA DE NORMAS TÉCNICAS, 1994) de segurança elétrica e NBR IEC

60601-2-10 (ASSOCIAÇÃO BRASILEIRA DE NORMAS TÉCNICAS, 2002) de

eletroestimuladores foram levados em consideração e os testes de corrente de fuga

foram executados no FES-PEB. É claro que adequar totalmente o aparelho a estas

normas seria impossível no tempo hábil para o desenvolvimento da tese e não foi esse

o objetivo dos testes. Em 1997 houve acréscimos à norma de segurança elétrica de

1994, originando a norma atual NBR IEC 60601-1. Porém estes acréscimos não

exercem influência no escopo do presente trabalho.

Os requisitos existentes nas normas e que foram atendidos são:

1. Equipamento de tipo B proporciona um grau de proteção contra choque

elétrico, quanto à corrente de fuga admissível e à confiabilidade da conexão de

aterramento para proteção (se existente). Parte aplicada é o conjunto de todas

as partes do equipamento que fazem contato intencional com o paciente e uma

parte aplicada do tipo F é separada eo tri4 0 Td[(co)1.65326(ci)4.60948(e)4.60948(n)1.6532(t)-4.60948(e)1.65326(a)1.65326(d)1.65326(e)1.65326ti

especificada (ASSOCIAÇÃO BRASILEIRA DE NORMAS TÉCNICAS, 2002).

8. Corrente de fuga é uma corrente não funcional e pode ser (ASSOCIAÇÃO

BRASILEIRA DE NORMAS TÉCNICAS, 1994):

a. Corrente de fuga para o terra - é uma corrente que circula da parte a

ser ligada à rede para o condutor de aterramento para proteção (possui

um limite de 500µA).

b. Corrente de fuga através do gabinete - é aquela que circula através do

gabinete que passa por uma ligação condutiva, diversa do condutor de

aterramento (possui limite de 100µA).

c. Corrente de fuga através do paciente - é aquela que circula através do

paciente para o terra, por uma parte aplicada tipo F, devido ao

aparecimento de uma tensão indesejada no paciente, proveniente de

uma tensão externa (possui limite de 100µA).

Os circuitos para os testes de corrente de fuga foram baseados nos circuitos

de ensaio da norma NBR IEC 601-1. Em algumas situações tais circuitos foram

simplificados haja vista que algumas conexões não foram utilizadas. A norma define

que estes testes devem ser executados em temperatura, pressão e umidade

controladas e com tensão de alimentação 10% acima do valor convencional. Porém

para isto seriam necessários equipamentos específicos e na falta destes, os testes

foram feitos no próprio laboratório, sem controle das condições do teste.

3.3 Programa de Controle (software)

O programa de controle foi desenvolvido em LabView, versão 7.1 (National

Instruments, Austin – Texas, USA) e utilizou o driver DAQMX para comunicação com a

placa USB6501. A função básica do programa de controle é enviar os bits de controle

dos CIs contadores programáveis, registradores de deslocamento e potenciômetros

digitais. Com já mencionado, a comunicação do computador com estes CIs é feito pela

placa de controle digital USB6501, através da porta USB. Esta placa envia bits para

placa dos demultiplexadores e esta por sua vez controla os CIs. Ou seja, o programa

deve controlar as saídas da placa dos demultiplexadores, através das portas de saída

da placa USB6501, da forma representada na Tabela 3.3, onde são mostradas estas

portas de saída e o que representarão em forma de bit de controle.

Ajustando corretamente os bits de saída PX.X pode-se enviar um comando de

inicialização no modo 1 ou 2 para os contadores digitais ou qualquer outro comando

aos CIs controlados. Desde que, é óbvio, o cabo USB da placa de controle digital

esteja conectado a alguma porta USB do computador e que esta esteja funcionando.

Pode parecer banal este comentário, mas para um correto funcionamento do

equipamento é essencialmente importante que o cabo USB esteja conectado

corretamente e que a porta USB esteja funcionando corretamente, porque todo o

controle dos CIs depende desta comunicação. Não que isso represente qualquer

problema para o paciente ou algum voluntário de pesquisa, porque se não houver

controle algum, os CIs permanecem em seus estados iniciais, que são previstos no

projeto do equipamento.

Os bits de controle são gerados através dos perfis de programação definidos

pelo usuário e serão utilizados para definição da amplitude, duração e freqüência de

repetição dos pulsos de saída, nos quatro canais disponíveis. Cinco interfaces estão

disponíveis para comunicação como usuário do FES-PEB: tela principal; criação de

perfis; visualização e inicialização de programas de estimulação e teste de contração.

A documentação do programa, com todos (VI e subVI) os painéis frontais e os

respectivos diagramas de blocos encontra-se no Anexo 2.

3.3.1 Tela Principal

A tela inicial do programa (Figura 3.23) disponibiliza o acesso à criação de

novos perfis, ao teste de contração e permite a programação de um programa de

estimulação utilizando os programas e perfis gravados em arquivos.

Figura 3.23 – Tela inicial do programa de controle

Após criar um perfil e salvá-lo, o mesmo será armazenado em um arquivo de

texto (.txt) e poderá ser utilizado por qualquer canal, quantas vezes forem necessárias,

como no exemplo da Figura 3.23, no qual o perfil “amplitude_dur-200_freq-60” é

utilizado para o canal 1. Para isso, o cursor do botão dos canais deve estar na posição

do canal desejado, sendo então inserido o perfil no programa de estimulação

pressionando o botão de diretório ao lado do campo de texto do perfil desejado e

escolhendo-o na lista oferecida. Todos os perfis necessários devem ser selecionados

desta forma. Assim o programa de estimulação estará definido e poderá ser então

visualizado, gravado ou iniciado. Um programa gravado é um arquivo texto e também

pode ser utilizado como um perfil dentro de um novo programa ou carregado para

alteração e inicialização. Assim os três parâmetros de estimulação podem ser variados

de forma arbitrária, respeitando-se somente a limitação do tempo mínimo de 1s para

cada perfil. O programa de estimulação pode também ser repetido acionando o botão

“repetição” e escolhendo o número de repetições. Vale ressaltar que este número é

referente ao número de vezes que o programa será repetido além da execução

normal.

3.3.2 Criação de Perfis

Pressionando-se o botão Criar Perfil na tela inicial (Figura 3.23) o usuário tem

acesso à interface de criação de perfis (Figura 3.24).

Figura 3.24 – Interface de criação de perfis de estimulação

Nesta tela existem 10 botões para escolha de valores para os três parâmetros

do perfil de estimulação. O botão “seleção de parâmetro” define para qual dos três

parâmetros (amplitude, duração e freqüência) os valores do perfil definido serão

associados. O programa armazena cada perfil definido e quando se seleciona um

parâmetro já definido, os botões são carregados com os valores previamente

associados.

O tempo total do perfil deve ser escolhido, atentando para o tempo mínimo de

1s para cada perfil. O valor definido aparece no campo “tempo do perfil”, no eixo das

ordenadas no gráfico.

Depois de concluída a programação do perfil, este deve ser salvo para futuras

utilizações em novos programas de estimulação. Um perfil já armazenado pode ser

carregado nesta tela de criação de perfis e uma vez carregado, atua como um perfil

qualquer definido pelo usuário, ou seja, pode ser alterado e novamente salvo, não

necessariamente com o mesmo nome. No eixo das abscissas, são mostrados os

valores máximos e mínimos para o parâmetro escolhido. No exemplo da Figura 2.21, é

mostrado um perfil de duração fixa em 200µs, freqüência fixa em 100Hz e variação de

amplitude de 10 a 100mA.

3.3.3 Visualização de Programas de Estimulação

A visualização do programa de estimulação definido na tela inicial é

apresentada na interface de visualização de programa de estimulação, acessada

através do botão “Visualizar Programa”. O arquivo de perfil selecionado no exemplo da

tela inicial possui duração fixa em 200µs, freqüência fixa em 60Hz e variação de

amplitude de 10 a 30mA e a repetição foi acionada de modo a se repetir duas vezes o

programa definido. O resultado da visualização deste programa de estimulação é

mostrado na Figura 3.25, na qual as informações são apresentadas considerando-se o

tempo definido para cada perfil que constitui o programa. Ou seja, um perfil de 2s

ocupará o dobro do espaço no gráfico que um perfil de 1s.

Figura 3.25 – Interface de visualização de programas de estimulação

O botão “Seleção de Parâmetro” permite a visualização dos três parâmetros

para os quatro canais de estimulação. Como anteriormente mencionado, para o

exemplo em questão, o programa é executado uma vez e repetido duas vezes como

definido, resultando em três execuções consecutivas do mesmo programa. Esta tela

torna-se importante pelo fato de ser o último passo antes de executar o programa no

paciente, podendo-se então visualizar as características deste programa para

certificação da correta definição dos valores. O botão “Voltar” é o acesso à tela inicial

do programa de controle. A informação do tempo total do programa também é

fornecida nesta tela.

3.3.4 Inicialização de Programa de Estimulação

Pressionando o botão “Iniciar Estimulação”, o programa configura todos os CIs

corretamente para o primeiro valor de cada parâmetro e cada canal, aciona os relés e

começa a enviar as informações dos valores dos parâmetros. A cada 0,1s o programa

examina os perfis definidos e envia as modificações nos parâmetros desejados. O

usuário observa na tela (Figura 3.26) três gráficos que indicam os valores atuais de

amplitude, duração e freqüência, para os quatro canais.

Figura 3.26 – Interface de inicialização de programa de estimulação

O tempo total do perfil é informado, assim como a contagem regressiva para o

término do programa de estimulação. O botão “Cancelar Estimulação” faz com que a

execução do programa seja finalizada, da mesma forma como se o tempo total tivesse

sido atingido. Em ambas as maneiras, sempre que um programa de estimulação é

finalizado, a amplitude do pulso de saída não é instantaneamente reduzida ao zero.

Tal redução da amplitude é feita de forma gradual em um tempo de 2s. Este é um

mecanismo de segurança para caso a estimulação seja interrompida em um nível de

estimulação associado a uma forte contração, a musculatura não sofra um transiente

abrupto, ou seja, para que o relaxamento muscular ocorra de forma gradativa. Isto

porque, este botão não deve ser utilizado em casos de emergência e sim, apenas para

a interrupção casual associada a algum erro de programação ou execução do

programa de estimulação.

3.3.5 Teste de Contração

Os parâmetros são programados nos perfis de estimulação de modo a

proporcionar as contrações desejadas na musculatura alvo. Assim, o botão “Teste de

Contração” da tela inicial (Figura 3.23) disponibiliza uma interface para testes de nível

de contração muscular, mostrada na Figura 3.27.

Figura 3.27 – Interface de teste de contração

O canal de estimulação utilizado deve ser acionado pressionando-se o botão

correspondente. É permitido selecionar mais de um canal, porém a corrente de

estimulação receberá os mesmos valores dos três parâmetros para todos os canais

ativos.

CAPÍTULO IV

RESULTADOS

Os resultados deste trabalho podem ser divididos em resultados associados à

questão de segurança elétrica; resultados de simulação dos circuitos projetados e,

finalmente, os resultados observados nos testes de comprovação de funcionamento

do eletroestimulador desenvolvido.

4.1 Resultados de Segurança Elétrica

Os valores brutos relacionados aos ensaios de segurança elétrica para

medição das correntes de fuga podem ser visto no Anexo 3, sendo os resultados e

valores máximos obtidos em tais ensaios apresentados na Tabela 4.1.

Tabela 4.1 – Descrição dos resultados, valores máximos medidos e limites normativos das

correntes de fuga observados nos ensaios de segurança elétrica.

Corrente de fuga para o: Resultado Valor máximo (µA) Limite (µA)

Terra aprovado 21,3 500

Gabinete aprovado 12,1 100

Paciente aprovado 2,0 100

A Figura 4.1 apresenta os gráficos das médias dos valores das correntes de

fuga em cada condição de ensaio - corrente de fuga para o terra (Figura 4.1a), para o

gabinete (4.1b) e para o paciente (4.1c). A corrente de fuga para o paciente

apresentou valores bastante pequenos e tal valor, talvez por ser muito pequeno,

apresentou uma razoável variabilidade na leitura devido à resolução do multímetro

digital utilizado (multímetro 8022 B da marca Fluke, com 3 ½ dígitos de resolução e

fundo menor escala de 200mV). Por isso, o padrão adotado para esta medida foi

registrar o primeiro valor que fixasse na tela.

Figura 4.1 – Médias das correntes de fuga para: (a) terra (b) gabinete (c) paciente

4.2 Resultados de Simulação

Os resultados de simulações se referem somente à simulação do circuito do

estágio de saída, haja vista que os outros circuitos são digitais com CIs bastante

específicos, com apenas pequenas partes analógicas, e que não necessitaram de

simulação. Os resultados forma obtidos com o simulador Orcad, versão 9.1, Cadence

Design Systems, Inc.

O circuito foi simulado para obter-se a forma de onda da saída, em análise DC

(Figura 4.2), e os valores de sensibilidade (ganho em malha fechada) e banda

passante (freqüência de corte superior), usando-se a análise AC (Figura 4.3). Os

valores comerciais dos componentes utilizados nos testes de bancada foram usados

na simulação.

No exemplo ilustrado na Figura 4.2, que representa uma saída em condições

de demanda mediana para o circuito, o pulso de saída ideal deveria possuir amplitude

desejada de 10mA, duração de 200µs e freqüência de 60Hz, supondo uma carga de

1kΩ conectada à saída do circuito.

Figura 4.2 – Forma de onda da corrente de estimulação (análise DC)

Figura 4.3 – Resposta em freqüência do circuito do estágio de saída (análise AC)

As características do estágio de saída obtidas com a simulação são

sumarizadas na Tabela 4.2.

Tabela 4.2 – Características do estágio de saída obtidas com simulação.

Sensibilidade = 26,4mA/V

Freqüência de corte superior = 94kHz

Amplitude do pulso simulada: 9.3mA (desejado 10mA)

Duração do pulso simulada: 208,1µA (desejado 200µA)

4.3 Testes de Bancada

Os testes de bancada foram executados com cargas puramente resistivas

(resistores) conectadas nos terminais de saída. As cargas utilizadas nos testes foram

escolhidas dentro da faixa de variação da impedância entre os eletrodos e a pele

descrita na literatura (CEFAR, 1992) e foram implementadas com resistores de 100Ω,

1kΩ e 2,4kΩ, sendo o último valor realizado com um resistor de 2k2Ω em série com

dois de 100Ω. Os três parâmetros controlados pelo equipamento (amplitude, duração

e freqüência de repetição dos pulsos) foram analisados com uso do osciloscópio digital

(Meastech, HDS1022M).

Os testes com o osciloscópio tiveram três objetivos: o primeiro foi registrar a

forma de onda de um pulso da corrente de estimulação, o segundo, registrar as formas

de onda que certificassem a execução de um perfil estabelecido no programa de

controle do equipamento e o terceiro foi coletar dados para a avaliação do erro

existente entre o valor desejado para um dado parâmetro (definido no perfil

estabelecido no programa de controle) e o valor real do parâmetro gerado pelo

equipamento.

4.3.1 Registro da forma de onda de um pulso de estimulação

Cada pulso da corrente de estimulação possui a forma de onda apresentada na

Figura 4.4, na qual o canal 2, mostra a tensão medida na carga de 1kΩ na saída, ou

seja, a forma de onda de corrente de estimulação, em miliamperes. Cada subdivisão

vertical da tela representa 2V e horizontal, 25µs, assim, o pulso de saída tem

amplitude e duração próximas de 10,5mA e 215µs, respectivamente.

Figura 4.4 – Forma de onda do pulso da corrente de estimulação

4.3.2 Registro de perfis de estimulação

Os perfis de estimulação programados para os testes de bancada visaram

certificar um determinado parâmetro. Estes perfis, apresentados nas Figuras 4.5a e

4.6a para amplitude e freqüência, respectivamente, foram executados com um resistor

de 1kΩ conectado aos terminais de saída do canal 1. Os respectivos sinais de saída

registrados pelo osciloscópio são apresentados nas Figuras 4.5b e 4.6b. Perfis de

variação da duração dos pulsos de estimulação não podem ser gravados porque a

escala que permite verificar a duração dos pulsos, não permite gravar um perfil de

variação a cada 0,1s.

Figura 4.5 – Comprovação de variação da amplitude. Perfil programado (a) e perfil real

executado (b). Escala de 20mA por divisão vertical (20V em carga de 1kΩ) e

0,1s por divisão horizontal

No registro do perfil de variação real da amplitude apresentado na Figura 4.5a,

pode-se observar ao final na execução do perfil desejado (Figura 4.5b), o decaimento

gradual da corrente de estimulação, implementado pelo programa de controle. Este

decaimento também está presente no registro de perfil de variação para freqüência.

Figura 4.6 – Comprovação da variação da freqüência. Perfil programado (a) e

perfil real executado (b). Escala de 10mA por divisão vertical (10V em carga de 1kΩ) e

0,1s por divisão horizontal

4.3.3 Erro nos valores programados para os parâmetros do pulso de saída

Os perfis de estimulação para coleta de dados foram programados da seguinte

forma: foram escolhidos três níveis dentro da faixa de variação de dois parâmetros e

efetuou-se a variação em dez níveis do terceiro, para cada configuração possível dos

três níveis dos outros dois parâmetros. Por exemplo, para coletar dados de amplitude,

foram configurados, executados e medidos seis perfis de estimulação, com a

amplitude variando em dez níveis de 10mA a 100mA, sempre com um intervalo de 30s

para efetuar a medição, com os seguintes perfis de duração e freqüência:

1. 50µs de duração (duração mínima) e 20Hz de freqüência (freqüência mínima)

2. 200µs de duração (duração média) e 20Hz de freqüência (freqüência mínima)

3. 500µs de duração (duração máxima) e 20Hz de freqüência (freqüência mínima)

4. 50µs de duração (duração mínima) e 100Hz de freqüência (freqüência média)

5. 50µs de duração (duração mínima) e 200Hz de freqüência (freqüência máxima)

6. 200µs de duração (duração média) e 100Hz de freqüência (freqüência média)

Este processo foi executado de forma análoga para duração e freqüência, com

os três valores de carga de teste: 100Ω, 1kΩ e 2,4kΩ. O Anexo 3 registra todos os

valores brutos obtidos nestes testes. Cada perfil de estimulação teve 5 minutos de

duração, sendo o tempo total deste teste de bancada igual à 4h30min. A média dos

erros encontrados entre os valores medidos e os desejados para as três cargas é

apresentada nos gráficos das sessões a seguir, para cada parâmetro da corrente de

estimulação. Os valores médios e desvios padrões são apresentados nas tabelas

subseqüentes aos gráficos.

4.3.3.1 Erro no parâmetro amplitude

Figura 4.7 – Gráfico da média do erro percentual entre a amplitude medida e a desejada

Tabela 4.3 – Médias e desvios padrões dos erros percentuais de amplitude

Média (%) Desvio padrão (%)

100Ω 9,93 4,80

1kΩ -1,00 4,25

2,4kΩ -12,8 6,02

4.3.3.2 Erro no parâmetro duração

Figura 4.8 – Gráfico da média do erro percentual entre a duração medida e a desejada

Tabela 4.4 – Médias e desvios padrões dos erros percentuais de duração

Média (%) Desvio padrão (%)

100Ω 17,9 27,1

1kΩ 15,5 20,6

2,4kΩ 13,9 18,4

4.3.3.3 Erro no parâmetro freqüência

Figura 4.9 – Gráfico da média do erro percentual entre a freqüência medida e a desejada

Tabela 4.5 – Médias e desvios padrões dos erros percentuais de freqüência

Média (%) Desvio padrão (%)

100Ω -0,11 0,52

1kΩ 0,11 0,58

2,4kΩ -0,17 0,55

4.3.3.4 Duração x Amplitude

O erro encontrado na duração está relacionado à amplitude do pulso de

estimulação, sendo observado que com a variação da duração desejada o erro

percentual diminui. Devido a este fato um teste adicional foi feito com carga de 1kΩ,

variando-se a amplitude de 10mA a 100mA, com medição a cada 10mA. Neste caso

mediu-se não a variação de amplitude, mas sim a variação da duração associada

àquela determinada amplitude. Os perfis executados no teste foram:

1. 50µs de duração (duração mínima) e 20Hz de freqüência (freqüência mínima)

2. 100µs de duração (duração baixa) e 20Hz de freqüência (freqüência mínima)

3. 200µs de duração (duração média) e 20Hz de freqüência (freqüência mínima)

4. 400µs de duração (duração alta) e 20Hz de freqüência (freqüência mínima)

5. 500µs de duração (duração máxima) e 20Hz de freqüência (freqüência mínima)

Os resultados são mostrados nos gráficos da Figura 4.10, para erro em µs (4.10a)

e erro percentual (4.10b).

Figura 4.10 – Gráfico das medidas do erro entre a duração medida e a desejada

(a) erro em µs (b) erro percentual

4.3.3.5 Resultados relacionados ao acionamento simultâneo dos quatro canais

Neste teste os quatro canais de saída foram monitorados para se avaliar os

erros de amplitude associados à ativação simultânea de todos os canais. A carga de

teste foi 1kΩ e o mesmo perfil foi executado em todos os canais: amplitude variando

de 10mA a 100mA, em incrementos de 10mA, duração de 200µs e freqüência de

60Hz. Os resultados são mostrados no gráfico da Figura 4.11, sendo observada uma

média do erro percentual de 7,0% e um desvio padrão de 4,1%.

Figura 4.11 – Gráfico do erro percentual entre a amplitude medida e a desejada quando os

quatro canais são ativados simultaneamente.

CAPÍTULO V

DISCUSSÃO

Os valores médios de corrente de fuga para o terra (Figura 4.1a) e para o

gabinete (Figura 4.1b) mostram que esta corrente é maior quando o cabo USB está

desconectado. A revolução na alimentação (inversão entre fase e neutro da tomada)

também resultou em valores maiores de corrente. O gráfico da Figura 4.1c mostrou a

pequena variação da corrente de fuga para o paciente, com valores bastante baixos

em relação aos limites impostos pela Norma NBR IEC 601-1 (ASSOCIAÇÃO

BRASILEIRA DE NORMAS TÉCNICAS, 1994) para qualquer condição. Valores de

corrente de fuga mais elevados foram observados quando a tomada ao qual o

equipamento for conectado estiver com inversão de fase e neutro (revolução). Mesmo

neste caso o valor da corrente de fuga deve ficar abaixo do limite estabelecido, um06( )-200.2, umeum2]TJ-316.(m)-3.9on5326( )-211.131(q)-9.265193(a)1. .5215(r)-3.60948(t)-460882(p)1.65193(ae)1.65193( )-9.65193( )-9 .5215(r)-36(u)1.6506(m)-3.95402(2]TJ-316e65193( )-9 .5215(r)-365193(st)-ãm)-3.9540213.305(p)12.5215(r)-3s65193(a)1. .5215(r)-365193(s)10.8669(t)-45326( )-91.566(f)-15.493.16 0 T5326( )-91.566(d)1..65326( )-211.131(q)-.60948(e)1.65326( )-165326(o)1.91.566(a)1.6531631(u)1.65326(e)12.5228(r)-3.9566(f)-15.493.16 0a9566(f)-15.493.16 03.3897( )27.95667(a)1.6506(d)1.65058(ao)1.65326( )]TaTd[(co)1.5228(m)-5.493.16 060948(e)1.65326(ci)4é60948(e)1.65326( )-1.60815(a)1.65193( )-1ca9566(f)-15.493.16 065326(d)1.65326(i)4.60948(çã)1.9566(f)-15.493.16 013.305(p)12.5215(r 060948(e)1..65326(e)12.5228(r)-365193( )-165326(r)-3.95667(a)1.65193(n)12.5215(06.26009(e,)-3.3897( )27.9502]TJ-284.76 -18.96 Td)1.5m)-3.98(e)1's65193(a)1.2.5228(f)-15.493(a)1. .5193( )-965193(çã)165193(a)1..65193( )-319.26(o)1.65193( )-461.13(a)1.651993( )-91.5647(d)1.60948(r)-3.95667 dr 4renter anects ive06.1.65326(b)1.65326(e)1.65326( )-461.131(N)465326( )-330.696(a)165326(c )- 60815(v730 Td[(a6)-4.60882(a)165326(l)4.65193(a)1.2.5228(f)-1.60815(e)12.5215(r)-3.8696(e)1..65193(e)1..5228(20 Td65326(o)1.65193(a)1. .5667(a)1326( )-211.131(q)-9.265193(a)1. .5696(a)1.461.13(l)4.608696(a)1.65193(l)-6.26141(o)1.6193(r)-3.95667(e)1.65193(s )-189.396(q)-9.2326(a)12.5228( )-69.8269(co)12.5228(r)-3.9566(d)1..696(a)1..65326(n)12.5228(t)6.260948(e)1.65326( )-19.8269(co)12.5228(r)-.5228( )-69.8269(co)12.326(r)-3f65326( )-1.21631(a)1.65326( )-91.566(d)1.653326(r)-3.65326(b)1.65326(e)1..65193(é)12.5215(e)1.é95667( )-330.696(o)1.655228(r)-aTd[(c90.28326(r)-3.956675é)1.65193(d)1..5228(t)-4.60948(e)1.65326( )-2.95667( )-330.696(o)1.655228(r)-s9.8269(co)12.5228(r)-02.436(d)1.655228(r)-34.60948( b.60948( 91.566(8J-282.36 -18.96 (co.283m)-3.98(e)1'U5193(a)1.95667( )-124.175(e)1.6537(st)4.60815(e)1.4.60815(v)10.8696(e)1.6506(r)-3.95667(( )-91.5647(d)1.6537(st)3.65193(sco)1.65193(n)1.65193(e)1.65193(ct)-4.60815(a)1.6326(r)-324.667o)1.6506(s )-330.696 )-3,02.434(A)3.9537(st)3.65193(s)10.8669(t)-491.5647(d)1.6537(st)5-.5228( )-69.80948(a)1c.5228(r)-365193( )-165326( )-124.175(o)1.6537(st)5-24.175(o)1u4.175(o)1.65366(a)1.65326( )-330.696(a)1n5326( )-124.175(o)1s.6537(st)5-4.60948(a)1.65667(o)1.65326( )-326009(r)-3.95326( )-1.21631(a)1.65326( )-211.131(q)-65193( )-1s Td[(a82556326(e)1.65326(5é)124.175(o)1.6537(st)5-p21631(a)1.65326( )-2ó4.175(o)165326(r)-3.60815(a)1.65193( )-124.175(o)1.6537(st)5-34.60948( b.60948( 91502]TJ-58.9573(O)-4.4.8 -18.96 Td25563m)-3.98(e)1'C5193(a)1.65193(e)1.65193(ct)-.65193( )-9u4.667o)1.6506(s )-330.696 )-3,02.434(A)3.95436(r)-3461.13(i)4.8256(v)10.8436(r)-3.65193( )-26.3473(f)-6506(s )-330.696 )-38.002]TJ-288436(r)-330.696 )-38.002]TJ-288436(r89)1.65193( )-91.5647(o)18.002]TJ-91.566(u)1.650436(r)-200.259(t)-8.002]TJ-288436(r)21.65193(s )-189.396(q)-26009(r)-3l60948(e)1.65326( )-965326(a)1.65326( )-300.259(t)-8.002]TJ-288436(r89.65326(s )-330.696(q)-9.24286(a31.65326( )-19.8269(co)s.65326( )-19.80948(a)1288436(r)21.5228( )-189.392(f)-15.436(r)21s9.d[(a42 gs0 4(a)1.65193(e)12.5228(r)-3r591( )-461.131(a)1n5326( )-1ç61.131(N)4.60936(r)2160948(e)1.65326(ci)4é60948(e)1.65326121)1.65193(2,)-.8696(o)1.c8.002]TJ-284.76 -18.96 a42 gsm)-3.98(e)1'.65193( )-65193(s)10.65193(s )-58.956(m)-3.5215(e)1.65193(ct)-2.5215(s )-24.667o)1.6506(s )-330.696 )-31.6505215(s.65193( )-113.304(v)10.8243.7393.95667(C)4.65193(i)4.60882(n)1.60815(e)1.65215(r)-311.131(q)-9.215215(s..60815(1)1.65193(b)12.5215())-,02.434(A)3.9515215(s..95667(r)-.65193(o)1.651631(a)1.65326( )-2330.696(q)65326(l)4.60948(o)1.330.696(o)1.6515215)12.5228(a)1.65328( )-189.392(f)-15.15215)165326(o)1.s15.15215)13.95667(r)-3.95667(e)12.5228(n)1.65328(t)6.260948(e)1.65326( )-19.8269(co)s15.15215)1.5228( )-189d[(a231.65326(n)10.8243.742.5228(g)-9.21631(a)1.65326( )-91.566(d)1.653243.742.65193(d)1..5228(t)-460948(çã)12.5228(o)165326( )-330.696(a)1s15.15215)13.95667r

levados em conta, diminuindo drasticamente a banda passante.

O parâmetro amplitude mostrou um erro médio de 7,9%, enquanto para o

parâmetro duração foi observado um erro de 15,8%. KELLER et al. (2002) reportaram

um tempo de subida (rise-time) de 3µs, fazendo crer que o erro de duração do

“complex motion” seja bem menor que os observados no FES PEB. POLLETO & VAN

DOREN (1999) apresentam erros de no máximo 5% na amplitude, sendo na maior

parte dos casos, menor que 1%; porém apenas para faixa de 1 a 25mA, sendo o teste

feito com 1mA e considerando-se que o rise-time do equipamento é de 2µs (POLLETO

& VAN DOREN, 1999). JAW et al. (1995) mostram um tempo de subida e descida na

faixa de 0,8µs, porém para uma excursão de amplitude de apenas 10mA, sendo os

testes de medida de erro feitos com um pulso de 1mA de amplitude. Nos testes com o

FES-PEB, para amplitude de 10mA, o erro na duração é de 14µs e quanto menor a

amplitude, menor o erro (Figura 4.10a). JAW et al. (1995) apontam o rise-time do

equipamento ISOLATOR-11 stimulator (Axon Instruments) como sendo 10µs, não

sendo mencionadas as condições do teste.

O erro no parâmetro duração era de certo modo esperado, haja vista que a

freqüência de corte superior observada na simulação (aproximadamente 94kHz) não

foi tão elevada quanto a teoricamente projetada (1,8MHz), representado uma severa

limitação para pulsos com período de 50µs. No entanto, POLETTO & VAN DOREN

(1999) apresentam formas de onda de tensão e corrente (Figura 2.26) medidas com

as ponteiras apropriadas e percebe-se que mesmo a forma de onda de tensão

parecendo distorcida, a forma de onda de corrente apresenta um perfil de pulso com

duração bem precisa. Os mencionados autores também utilizaram modelos de

impedância da carga nas medições, que consideram não somente o resistor série,

como feito no presente projeto, como também um resistor em paralelo com um

capacitor. Ou seja, há a possibilidade da ponteira utilizada ou a simplificação no

modelo de impedância, estar influenciando nas medições dos parâmetros da corrente

de estimulação.

Por sua vez o erro encontrado na amplitude pode ser atribuído ao fato do

ganho de malha βAg(0) da realimentação não ter ficado na prática muito maior que a

unidade. Poderia ser então perguntado porque não aumentar β ou Ag(s)? O aumento

de β causaria um decréscimo na sensibilidade, o que comprometeria o controle da

corrente de saída por um pulso de tensão que possui uma amplitude máxima entre 4 e

5V. Vários testes com diferentes configurações de amplificador básico Ag(s) foram

feitos para conseguir-se aumentar este ganho, porém muitos fatores estão envolvidos

nesta tarefa, entre os mais importantes podem ser citados os efeitos de ciclo limite;

tensão de offset na saída e estabilidade do circuito evitando oscilações indesejáveis

na forma de onda de saída. De todas as configurações testadas para o circuito do

estágio de saída, a que apresentou melhores resultados, para toda a faixa de carga de

saída possível, foi a topologia apresentada no circuito da Figura 3.14. Mesmo assim,

algumas oscilações ainda são observadas no pulso de saída (Figura 4.2).

A comparação entre os perfis de estimulação reais e desejados (Figura 4.5 e

4.6) mostrou a efetividade do equipamento no controle da amplitude e freqüência dos

pulsos de estimulação. A escala de tempo necessária para visualização da execução

inteira de um perfil (mínimo de 1s por perfil) não permitiu uma boa visualização de

cada pulso e a oscilação inicial acabou influenciando na determinação da amplitude.

Contudo, foi possível visualizar a variação da amplitude segundo o perfil programado.

No registro da forma de onda (Figura 4.5b e 4.6b) observa-se no final do

gráfico o funcionamento do decréscimo gradativo de amplitude implementado pelo

programa de controle sempre ao fim da execução de um programa de estimulação.

Nos testes de avaliação do parâmetro freqüência (Figura 4.6), assim como nos

testes associados ao parâmetro amplitude, a base de tempo do osciloscópio não

permitiu uma boa visualização dos parâmetros. Contudo, a variação da freqüência

pôde ser observada pela distância entre os pulsos de estimulação (Figura 4.6b),

podendo ser comprovada a execução do perfil (Figura 4.6a).

Os testes de bancada apresentaram resultados importantes para a avaliação

global do equipamento, levando-se em consideração toda a excursão dos três

parâmetros (amplitude, duração e freqüência) e da carga de teste. No geral, quanto

maiores os valores dos três parâmetros, mais se está aumentando a energia

consumida pelo estágio de saída. Dependendo dos parâmetros da corrente de saída

não só a corrente média consumida da fonte de alimentação pode ser aumentada,

como também podem ser demandados picos elevados de corrente, mesmo que o

valor médio não seja tão grande. Por exemplo, o transistor de potência utilizado tem

corrente DC de coletor máxima de 3A e pico de corrente máximo de 7A. Todos os

cálculos foram feitos para que os circuitos juntos pudessem produzir pulsos de até

100mA de corrente na saída, mas na prática alguns fatores limitaram a excursão em

casos específicos. Uma maior corrente de carga exige maior tensão no primário do

transformador de saída, aproximando-se dos limites impostos pela tensão de

alimentação de +9V (Vcc). Ao mesmo tempo, o aumento da corrente de saída

aumenta a corrente do primário, o que aumenta o consumo da fonte. Os valores

baixos dos parâmetros não deveriam então ocasionar problemas. Porém, o erro na

duração devido ao tempo de subida (rise time) e descida (fall time) aumenta com a

amplitude, até um ponto (aproximadamente 70mA) que para a menor duração (50µs) o

final do tempo de subida e o início do tempo de descida acabam se fundindo e a

amplitude não pode mais aumentar, uma vez que o instante de tempo que determina a

transição de descida é determinado pela duração da entrada. Por esta razão a menor

duração apresentou erros significativos na amplitude e na duração.

As menores amplitudes também apresentaram erros significativos devido à

resolução de 6 bits do potenciômetro digital. O 6º perfil dos três testes realizados,

associado à variação de um parâmetro em dez níveis com os outros dois em valores

médios da excursão, consome mais potência da fonte que os todos os outros e por

isso, em todos os casos o parâmetro variado não atingiu o máximo da excursão, não

mais conseguindo fixar a duração do pulso de saída no sétimo nível (70mA) e também

não conseguindo fixar o patamar de amplitude nos níveis acima. Outro fato importante

é que o patamar do pulso de estimulação tem uma inclinação fixa e aumentando-se a

duração do pulso o decréscimo da amplitude final do pulso torna-se mais significativa.

Tal fato foi levado em consideração no cálculo da amplitude, fazendo com que

durações maiores apresentassem maiores erros de amplitude, para uma mesma

amplitude desejada.

Os resultados da Tabela 4.3 mostraram erros para amplitude compatíveis com

os valores encontrados na simulação. Por exemplo, uma corrente de saída desejada

de 10mA o valor medido foi igual a 10,2mA, enquanto o valor simulado foi de 9,3mA. O

gráfico da Figura 4.7 mostra as médias dos valores medidos em cada perfil e algumas

características que merecem destaque. Por exemplo, o 6º perfil termina com uma

corrente de 70mA, porque acima deste nível, o pulso torna-se instável. Os demais

perfis possuem erros próximos e a duração de 200µs (2º perfil) tem erros médios

menores, por não necessitar de muita potência (como no 6º perfil) e por possibilitar

que o patamar do pulso de estimulação seja mantido para todas as amplitudes, o que

não acontece com 50µs, em que existe uma limitação da excursão da amplitude,

devido ao tempo de subida e descida.

Os erros percentuais médios de duração (Tabela 4.4) mostram um efeito

devido à carga contrário ao encontrado na amplitude. A maior carga apresentou o

menor erro médio, uma vez que o decréscimo associado ao patamar dos pulsos de

estimulação é maior para cargas maiores. Assim a amplitude final do pulso é menor e,

por estar mais próximo de zero, tais pulsos levam menos tempo para realizar a

transição de descida.

A grande variabilidade (desvio padrão) da duração foi associada ao fato dos

pulsos de curta duração apresentarem maiores erros percentuais e este erro diminuir

significativamente para durações maiores (Figura 4.8). O erro de duração em µs é

proporcional à amplitude do pulso de estimulação, com poucas influências da

freqüência e da própria duração, como pode ser observar na Figura 4.8, na qual as

linhas agregadas são de mesma amplitude. Fica então evidente porque o erro

percentual é tão grande em 50µs e muito menor em 500µs. Ainda assim é importante

mencionar que a duração pode apresentar um erro percentual de quase 100% na

condição de duração mínima e amplitude máxima

Os resultados mostrados no gráfico do erro médio de duração em µs (Figura

4.10) são importantes para uma análise da influência dos parâmetros nesse erro. Na

Figura 4.10a pode-se perceber que este erro tem um pequeno desvio em função da

variação da freqüência, mas que apresenta uma dependência significativa com a

amplitude. Na Figura 4.10b o mesmo erro é mostrado na forma percentual,

evidenciando que para durações acima da mínima (50µs) o erro diminui para

aproximadamente 40% para o pior caso (máxima amplitude).

Os resultados dos testes de bancada para freqüência da Figura 4.9 e da

Tabela 4.5 mostraram a precisão e acurácia do equipamento para este parâmetro. Isto

é devido ao fato do CI contador programável ser bastante preciso e nenhum problema

no estágio de saída afetar a freqüência de repetição dos pulsos de estimulação. A

duração dos pulsos de tensão gerados pela placa das modulações tem duração

também bastante próxima do desejado; porém, o estágio de saída introduz um atraso

que é quase que inteiramente responsável pelos erros observados na saída.

O teste com os quatro canais atuando simultaneamente expôs a fonte de

alimentação do FES-PEB a altas condições de demanda nas maiores amplitudes, com

o teste de condições típicas, com somente variação de amplitude, sendo fixadas a

duração, freqüência e carga em 200µs, 60Hz e 1kΩ, respectivamente. O gráfico da

Figura 4.11 mostrou um erro percentual da amplitude menor que 14% da amplitude

desejada, para os canais 2 e 3, e menor que 10%, para os canais 1 e 4, sendo tais

resultados comparáveis aos encontrados por POLLETO & VAN DOREN (1999), com

no máximo 5% de erro, mesmo em condições de teste diferentes. É importante

ressaltar que quando simultaneamente ativos, o máximo valor de amplitude possível

de ser atingido para todos os canais foi de 70mA, impostas condições típicas de

utilização (duração, freqüência e carga em 200µs, 60Hz e 1kΩ, respectivamente).

Apesar de não se atingir o alvo de projeto, que era de 100mA, tal valor máximo

representa é um padrão bastante alto de corrente de estimulação, que dificilmente

seria utilizado por todos os canais de forma simultânea.

A estrutura Howland utilizada no projeto do estágio de saída (VELLOSO &

SOUZA, 2006), apesar de frequentemente adotada em circuitos conversores tensão-

corrente, por proporcionar uma conversão linear e bifásica, foi criticada por Wu et al.

(2002) por necessitar de resistores grandes e precisos e que tornava-se então difícil o

controle das oscilações no circuito. Os autores propuseram então uma estrutura

howland modificada sem ganho AC e fontes de alta tensão. No projeto do estágio de

saída, as oscilações foram controladas a um nível aceitável, que não compromete a

ativação muscular e nem é perceptível ao tecido humano, por serem de duração muito

curta e amplitude pequena (em relação à amplitude do patamar) e não havendo

necessidade do uso de fontes de alta tensão, que elevariam o custo do projeto. A

solução encontrada por POLETTO & VAN DOREN (1999) foi a modificação da

estrutura Howland para utilização de amplificadores operacionais de alta tensão, o que

eleva o custo do circuito, e com o comprometimento no projeto do circuito, que o

resistor de amostragem não pode ser pequeno, somente possibilita o uso para

grandes impedâncias de carga. O estágio de saída do FES-PEB tem baixo custo e

podem ser utilizados com eletrodos maiores, necessários para estimulação em

grandes musculaturas.

A topologia de estágio de saída proposta por Cheng et al. (2004) utiliza um

circuito em que a realimentação não está atuando como deveria. O amplificador de

erro proposto nesta topologia deveria obrigar que o pulso de entrada e o pulso de

corrente amostrado na saída fossem iguais. Porém, na simulação da topologia

proposta, foi verificado que o pulso de corrente de saída era completamente diferente

do pulso de tensão de controle. E ainda, a amplitude do pulso de saída varia bastante

com a duração e vice-versa. Isto não quer dizer que o circuito não funcionasse para o

propósito ao qual foi desenvolvido, que era gerar uma corrente de estimulação pulsada

com controle de amplitude, duração e freqüência (CHENG et al., 2004). O pulso de

corrente é controlado nos três parâmetros com o circuito proposto, no entanto a

realimentação projetada adequadamente confere mais estabilidade ao circuito e uma

transferência de amplitude mais precisa. Além disso, no projeto dos circuitos do FES-

PEB partiu-se do princípio que o pulso de corrente de saída seria igual ao pulso de

tensão de entrada, sendo que este último já estaria modulado nos seus três

parâmetros, ou seja, amplitude, duração e freqüência. Assim, as modificações

efetuadas no circuito de Cheng et al. (2004) resultaram em uma nova topologia de

estágio de saída com uma realimentação mais adequada, ainda não o ideal, mas

atuando de modo mais efetivo na transformação do pulso da tensão de controle no

pulso da corrente de saída (VELLOSO & SOUZA, 2006).

O FES-PEB pode ser utilizado para qualquer tipo de eletrodo, sendo invasivo

ou de superfície, obviamente adequando o perfil dos parâmetros da corrente de

estimulação a cada tipo de técnica de estimulação elétrica funcional, ou não. Outros

dois fatores importantes que ficam a cargo do usuário são o tamanho e

posicionamento dos eletrodos, que são cruciais para os resultados da estimulação

elétrica nos músculos (LYONS et al., 2004). Os limites nos valores desses parâmetros

estudados por LYONS et al. (2004) são proporcionados pelo equipamento

desenvolvido e as rampas de subida e descida e tempos de interrupção (off-time)

podem facilmente ser programadas nos perfis.

Apenas uma forma de onda dos pulsos de estimulação é disponibilizada pelo

equipamento desenvolvido. Apesar de outras formas de onda poderem ser requeridas

para aplicações específicas (iontoferese, anestesia local, etc), em FES a corrente

pulsada é a mais utilizada, quando existe apenas uma forma de onda no estimulador

elétrico, como nos estimuladores comerciais publicados por ISAKOV & MIZRAHI em

1993 e SIMCOX et al. em 2004. Isto porque os efeitos fisiológicos produzidos pelas

variadas formas de ondas são semelhantes (KANTOR et al., 1994 apud NELSON et

al., 1994) e a corrente pulsada é confortável ao paciente. Uma forma de onda

puramente monofásica não é adequada em estimulação elétrica muscular, devido ao

acúmulo de íons nas proximidades do eletrodo. A forma de onda do pulso de corrente

na saída do FES-PEB apresenta um perfil semelhante à forma de onda Pmono (Figura

2.23) avaliada no trabalho de Song et al. (2005), porém contendo uma fase negativa

de amplitude baixa e duração variável. Esta fase negativa está relacionada a efeitos

parasitas do transformador de saída, mas que conferem esta característica desejável

ao circuito. Numa possível modificação do circuito do estágio de saída, o

transformador poderá produzir uma fase negativa maior e mais curta, aproximando-se

a forma de onda P25%, apontada como ótima por Song et al. (2005).

O trabalho de MULLER et al. (2006) utilizou uma saída de tensão constante.

Este tipo de estimulação apresenta a vantagem de evitar alta corrente em alta

impedância, que eventualmente pode ocasionar queimaduras. Porém, a intensidade

da estimulação é proporcional a corrente e então, não manter a corrente constante,

implica em que a impedância dos eletrodos seja sempre a mesma para que um perfil

possa proporcionar as mesmas contrações musculares. Muitos fatores influenciam

nesta impedância, tais como a pressão ou posicionamento dos eletrodos na

musculatura, além das características intrínsecas do próprio eletrodo (NELSON et al.,

1999). Assim, quase todos os estimuladores pesquisados utilizam corrente constante.

O estimulador de MULLER et al. (2006) não disponibiliza variação temporal nos três

parâmetros e nem de forma arbitrária. Os erros não foram mencionados, não

permitindo uma comparação quantitativa com o presente trabalho. A corrente máxima

fornecida pelo FES-PEB não ultrapassa os valores descritos como nocivos à estrutura

muscular (MORTIMER et al., 2006) em eletrodos de área maior que 3cm

, cálculos

realizados com os máximos valores de corrente de estimulação (100mA, 500µs e

200Hz). Esta área de eletrodo é considerada pequena para técnicas de FES e a

máxima potência não seria exigida para eletrodos com área próxima ao mínimo. O

100

problema da alta corrente em alta impedância é evitado pelo cuidado no processo de

escolha, posicionamento e fixação dos eletrodos, mas ainda sim é prevista a inserção

de limitadores de corrente na saída.

A pesquisa de estimuladores elétricos do mercado nacional e internacional

(Seção 2.3) identificou inúmeros tipos de estimuladores com características bastante

diversas. O equipamento desenvolvido encontra-se ainda em fase de protótipo, o que

dificulta em certos aspectos a comparação com equipamentos encontrados, uma vez

que estes já passaram por processos industriais, normalmente com equipes e

investimentos numerosos.

Os limites permitidos nos estimuladores elétricos pesquisados para os

parâmetros da corrente ou voltagem de estimulação, encontram-se normalmente em

uma faixa aceitável para FES, sendo observado que alguns equipamentos

disponibilizam mais amplitude e limitam a duração do pulso de saída. Contudo, em

todos os equipamentos a faixa disponível proporciona uma estimulação de

intensidades bastante elevadas. O FES-PEB não impõe limites, permitindo a excursão

máxima nos três parâmetros.

Merece destaque o fato de alguns estimuladores não permitirem programação

de perfis de estimulação ou somente disponibilizam perfis gravados e específicos para

cada função. Estes últimos são bastante utilizados em fisioterapia e reabilitação,

inclusive para uso diário e doméstico. Normalmente são específicos para uma

determinada função, como: fazer dorsi-flexão durante o caminhar - ODFS Dropped

Foot Stimulator® (NDI MEDICAL); controle do movimento da mão - Ness H200

System® (NESS); movimento de pedalada em bicicleta - Ergys2 Rehabilitation

System® (TAI); entre outros. O FES-PEB tem o objetivo de ser utilizado em pesquisas

de novas técnicas de FES, não podendo limitar o pesquisador a apenas alguns perfis

pré-definidos. Qualquer função motora poderá ser reproduzida com estimulação

elétrica utilizando o FES-PEB, desde que os perfis de estimulação sejam programados

adequadamente.

Alguns estimuladores são bastante completos, como por exemplo o Compex

2® (COMPEX), sua atualização na versão Complex Motion (KELLER et al., 2002), o

ExoStim (SIMCOX et al., 2004), e o Parastep System® (SIGMEDICS, INC),

proporcionando a estrutura necessária para o paciente usufruir dos resultados dos

tratamentos de FES.

A literatura já relata a conjugação da FES com vários métodos de

realimentação com variáveis sensoriais, tais como: sinal eletromiográfico (EMG) da

musculatura estimulada (O’KEEFFE et al., 2003), sendo a técnica já implementada;

ângulo de articulação (MATSUNAGA et al., 2005), força e torque muscular (SOETANO

101

et al., 2001), técnicas apenas simuladas. O projeto do FES-PEB não prevê, no

momento, este tipo de realimentação. No entanto, há possibilidade de se realizar

pequenas alterações na estrutura que proporcionem um controle da estimulação

através de variáveis externas. Por exemplo, trocando-se a placa USB6501 por outra

com entradas analógicas manter-se-ia toda a parte de controle da saída e a decisão

sobre como controlar os parâmetros seria fruto da análise das variáveis sensoriais

pelo software de controle, utilizando como objetivo a função estipulada pelo usuário

(ex: manter no braço esquerdo um ângulo de 90º na articulação do cotovelo).

POPOVIC et al. (1993) apresentam em seu trabalho um método através de regras do

tipo se então (if then) que poderia ser utilizado no controle da estimulação através de

variáveis sensoriais.

102

CAPÍTULO VI

CONCLUSÃO

O FES-PEB é um equipamento que ainda se encontra em fase de protótipo,

mas que proporciona a estrutura necessária para a excussão de técnicas de

estimulação elétrica funcional (FES). A montagem em gabinete metálico foi aprovada

nos testes de segurança elétrica (nas condições em que os testes foram feitos). Os

circuitos e o programa de controle foram avaliados em testes de bancada que

comprovaram o funcionamento e efetividade do equipamento em produzir nos quatro

canais de saída, correntes do tipo pulso bifásico, possuindo amplitude, duração e

freqüência digitalmente programáveis.

Apesar de se atingir o objetivo geral do trabalho, que era o projeto e construção

de um eletroestimulador programável que propiciasse a aplicação de técnicas de FES,

alguns problemas não puderam ser totalmente resolvidos, refletindo-se nos resultados

dos erros de amplitude e duração dos pulsos de saída. Os principais problemas

envolvem o estágio de saída, mesmo tendo-se dedicado a maior parte do tempo do

projeto nesta parte do hardware, o que significa que as muitas “possíveis soluções” já

foram pensadas e tentadas.

O projeto do FES-PEB é o primeiro passo para que se realizem no LIB

investigações científicas na área de estimulação elétrica funcional. Como sugestões

de continuidade para o projeto do FES-PEB poderiam se

103

proposta é portar o programa de controle para outra linguagem,

preferencialmente orientada a objetos.

• Projeto de um novo estágio de saída que permita a geração de outras formas

de onda nas técnicas de FES.

• Otimizar o programa de controle, que se encontra em sua primeira versão. A

utilização do equipamento apontará as melhorias necessárias no software.

• Projeto de um sistema extra de segurança para o paciente que permita a

limitação da corrente de saída um pouco acima do valor máximo estipulado no

perfil, ou simplificando, alguns níveis de limitação (baixa, média e alta corrente,

por exemplo).

• Alteração no sistema para inclusão de realimentação através de variáveis

sensoriais. Para isto deveriam ser enviadas ao programa de controle, para que

este aprenda a controlar a musculatura, criando um sistema malha fechada

que seria implementado no programa de controle.

104

REFERÊNCIAS

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ecommerce_produto_detalhar.asp?cod=1302&id_produto_generico=6967

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03/11/05

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LIBERSON, W. T.; HOLMQUEST, H. J.; SCOT, D.; DOW, M. Functional

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the gait of hemiplegic patients. Archives of Physical Medicine and Rehabilitation,

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MATSUNAGA, T.; SHIMADA, Y.; SATO, M.; CHIDA, S.; HATAKEYAMA, K.; ITOI, E.;

MISAWA, A.; AIZAWA, T.; IWAMI, T.; NAKAMURA, M.; MIYAWAKI, K.; LIZUKA, K.

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the International FES Society, 10; Montreal, Canada, 2005. p.273-275

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NELSON, R. M.; HAYES, K. W.; CURRIER, D. P. Clinical Electrotherapy

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107

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POPOVIC, D. B.; STEIN, R. B.; JOVANOVIC, K. L.; DAI, R.; KOSTOV, A.;

ARMSTRONG, W. W. Sensory nerve recording for close-loop control to restore motor

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Acesso em: 03/11/05

SIMCOX, S.; DAVIS, G.; BARRISKILL, A.; MIDDLETON, J.; BRUINSMA, I.; DUNCAN,

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training and mobility – A technical note. Journal of Rehabilitation Research &

Development, v.41, n.1, p.41-52, 2004.

SOETANTO, D.; KUO, C. Y.; BABIC, D. Stabilization of human posture using functional

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SONG, T.; HWANG, S. H.; HYUN, B. R.; KHANG, G.; LEE, M. S.; LEE, B. S. Effects of

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p.349-351

TAI - THERAPEUTIC ALLIANCES INC.

Disponível em: http://www.musclepower.com/poym2.htm Acesso em: 11/11/05

108

VELLOSO, J. B., Estimulador Elétrico Muscular Programável. Projeto Final do

curso de Engenharia Eletrônica e de Computação da Escola Politécnica da UFRJ,

Universidade Federal do Rio de Janeiro, Rio de Janeiro, RJ, Brasil, 2005.

VELLOSO, J. B.; SOUZA, M. N. Estágio de Saída Realimentado para Sistema de

Estimulação Elétrica Funcional (FES). In: Anais do XX Congresso Brasileiro de

Engenharia Biomédica, 2006. v. 1. p. 1188-1191.

WU, H. C.; YOUNG, S. T.; KUO, T. S. A versatile multichannel direct-sysnthesized

electrical stimulator for FES applications. IEEE Transactions on Instrumentation and

Measurement, v.51, n.1, p.2-9, 2002.

109

ANEXOS

Anexo 1

Partes importantes do manual (datasheet) dos seguintes componentes:

1.1 Placa de controle digital USB6501 (National Instruments, USA)

1.2 Contador programável 82C54 (Intel, USA)

1.3 Registrador de deslocamento de 8 bits de entrada paralela / saída serial -

74HC165 (Philips Semiconductors, USA)

1.4 Potenciômetro Digital - AD8402 (AN10) (Analog Devices, USA)

Anexo 2

O programa de controle, com as interfaces (painéis frontais) e codificação

(diagramas de blocos).

Anexo 3

Tabelas de registros de valores de medidos de:

3.1 Teste de segurança elétrica: corrente de fuga para o terra, para o gabinete e para

o paciente

3.2 Teste de bancada: medidas para amplitude, duração,

110

Anexo 1

1.1 Placa de controle digital USB6501 (National Instruments, USA)

111

112

113

1.2 Contador programável 82C54 (Intel, USA)

114

115

116

117

118

119

1.3 Registrador de deslocamento de 8 bits de entrada paralela / saída serial -

74HC165 (Philips Semiconductors, USA)

120

121

122

1.4 Potenciômetro Digital - AD8402 (AN10) (Analog Devices, USA)

123

124

125

126

127

128

129

Anexo 2

Sistema_para_FES.vi

Connector Pane

Front Panel

Block Diagram

Permanece avaliando o estado dos botões enquanto a chave liga/desliga não for

pressionada. Mostra na tela o canal ativo e permite carregar informações gravadas.

130

Carrega variáveis locais dos perfis de cada canal

Opção true quando um programa é

carregado ou o botão canais é modificado

Opções de escolha dos botões iniciar estimulação, salvar programa ou visualizar programa

List of SubVIs and Express VIs with Configuration Information

criar_perfil.vi

carrega_programa.vi

salvar_programa.vi

visualizar_programa.vi

iniciar_estimulacao.vi

teste_de_contracao.vi

VI Revision History

"Sistema_para_FES.vi History"

Current Revision: 104

Opções do botão canais para atualizar

botões de perfis

131

criar_perfil.vi

Connector Pane

Front Panel

Block Diagram

Os valores de cada parâmetro são concatenados em array e, quando pressionado o botão

gravar perfil, o array é gravado em arquivo texto.

132

Opção true quando um perfil é carregado ou o botão

seleção de parâmetros é modificado

List of SubVIs and Express VIs with Configuration I

133

List of SubVIs and Express VIs with Configuration Information

Read From Spreadsheet File.vi

VI Revision History

"carrega_perfil.vi History"

Current Revision: 8

cria_amostras_para_perfil.vi

Connector Pane

Block Diagram

VI Revision History

"cria_amostras_para_perfil.vi History"

Current Revision: 3

transforma_segundos_em_hh_mm_ss.vi

Connector Pane

Block Diagram

VI Revision History

"transforma_segundos_em_hh_mm_ss.vi History"

Current Revision: 2

salvar_programa.vi

134

Connector Pane

Block Diagram

Monta uma matriz de valores para cada canal com as informações do programa. A opção true

significa que o canal não está sendo utilizado, retornando matriz vazia.

Concatena as matrizes com seus respectivos tempos de estimulação dos 4 canais, gerando

um array para gravação no arquivo texto.

Escreve um arquivo com os valores dos parâmetros de todo o programa de estimulação e

135

escreve os nomes dos arquivos de cada perfil em outro arquivo, com o nome original

precedido de “control”. Se nenhum perfil foi definido, retorna mensagem de erro.

List of SubVIs and Express VIs with Configuration Information

Write Characters To File.vi

Write To Spreadsheet File.vi

criar_repeticoes.vi

cria_array_do_canal.vi

VI Revision History

"salvar_programa.vi History"

Current Revision: 82

Position in Hierarchy

visualizar_programa.vi

136

Connector Pane

Front Panel

Block Diagram

Monta uma matriz de valores para cada canal com as informações do programa. A opção true

significa que o canal não está sendo utilizado, retornando matriz vazia.

Concatena as matrizes com seus respectivos tempos de estimulação dos 4 canais.

137

Concatena as matrizes de cada canal, carregando as respectivas variáveis. O case carrega os

vetores de cada parâmetro e cada canal.

Envia ao gráfico as informações dos 4 canais do parâmetro definido no botão de seleção.

138

Escreve a legenda correta no gráfico.

List of SubVIs and Express VIs with Configuration Information

cria_array_do_canal.vi

soma_tempo_array.vi

criar_repeticoes.vi

monta_arrays_visualizacao.vi

transforma_segundos_em_hh_mm_ss.vi

VI Revision History

"visualizar_programa.vi History"

Current Revision: 191

monta_arrays_visualizacao.vi

Connector Pane

Block Diagram

139

Transforma os valores dos parâmetros em percentagem do maior valor, para poder utilizar o

mesmo gráfico. Também gera 10 amostras para cada valor para melhorar a resolução.

VI Revision History

"monta_arrays_visualizacao.vi History"

Current Revision: 6

iniciar_estimulacao.vi

Connector Pane

Front Panel

Block Diagram

140

A seqüência “0” executa o subVI “start_chips”. As seqüências “1”, “2” e “3” são idênticas as

três primeiras seqüências do subVI “iniciar_esimulacao”, somente mudando o subVI

“monta_array_visualizacao” por “monta_array_inicializacao”. A seqüência 4, mostrada a

seguir, é o loop executado durante toda a estimulação. As seqüências 5 e 6 executam os

subVIs “rampa_down_de_amplitude_para_desligar” e “stop chips”, respectivamente.

List of SubVIs and Express VIs with Configuration Information

cria_array_do_canal.vi

soma_tempo_array.vi

criar_repeticoes.vi

monta_arrays_estimulacao.vi

transforma_segundos_em_hh_mm_ss.vi

envia_valores_de_alteracao_para_frequencia.vi

envia_valores_de_alteracao_para_duracao.vi

cria_array_para_grafico.vi

start_chips.vi

stop_chips.vi

rampa_down_de_amplitude_para_desligar.vi

envia_valores_de_alteracao_para_amplitude.vi

VI Revision History

"iniciar_estimulacao.vi History"

Current Revision: 270

monta_arrays_estimulacao.vi

141

Connector Pane

Block Diagram

Monta array com as mudanças que serão enviadas ao hardware e seus respectivos tempos.

List of SubVIs and Express VIs with Configuration Information

VI Revision History

"monta_arrays_estimulacao.vi History"

Current Revision: 23

cria_array_para_grafico.vi

Connector Pane

Transforma os arrays em matriz para enviar ao gráfico.

envia_valores_de_alteracao_para_amplitude.vi

142

Connector Pane

Block Diagram

Envia os bits para a placa USB6501, através do módulo “DAQ assistant”, somente quando o

contador de 100ms é igual ao tempo definido para a mudança. Este processo é análogo para

duração e freqüência

Opção false ocorre quando o valor de amplitude é zero,

então o programa envia a palavra para configuração do CI.

List of SubVIs and Express VIs with Configuration Information

143

DAQ Assistant

Creates, edits, and runs tasks using NI-DAQmx.

VI Revision History

"envia_valores_de_alteracao_para_amplitude.vi History"

Current Revision: 27

rampa_down_de_amplitude_para_desligar.vi

Connector Pane

Block Diagram

Recebe último valor de cada canal e decresce este valor até o nível zero em 2s.

VI Revision History

"rampa_down_de_amplitude_para_desligar.vi History"

Current Revision: 31

144

stop_chips.vi

Connector Pane

Envia um bit desativação dos relés.

start_chips.vi

Connector Pane

Block Diagram

Inicializa todos os CIs na seqüência definida.

“0” – A1, A0 e WR = 1; “1” WR = 0; “2” WR = 1

( no exemplo para clock temos mais “4” escreve o nº 4 no contador e

“5” WR = 1 )

Para gerador de pulso ONE-SHOT, apenas muda-se a palavra de

controle (control word)

Um bit controla o relé (P1.3), então a seqüência “5” envia o bit de ativação dos relés.

carrega_programa.vi

145

Connector Pane

Block Diagram

Carrega os botões dos perfis com os valores dos arquivos. Se não existir o arquivo

“control” é porque não é um arquivo de programa padrão. O case carrega as variáveis

para cada canal.

Seqüência 2: Carrega os botões de repetição e nº de

repetições.

List of SubVIs and Express VIs with Configuration Information

Read Characters From File.vi

C:\Arquivos de programas\National Instruments\LabVIEW 7.1\vi.lib\Utility\file.llb\

Read

Characters From File.vi

VI Revision History

"carrega_programa.vi History"

Current Revision: 59

teste_de_contracao.vi

146

Connector Pane

Front Panel

Block Diagram

A seqüência 1 executa o subVI “start_chips”. A seqüência 2 envia para placa USB6501 os

valores dos parâmetros definidos nos respectivos botões para os 4 canais, sempre atualizado.

List of SubVIs and Express VIs with Configuration Information

DAQ Assistant

prepara_variaveis_fixas.vi

alteracao_4_canais.vi

start_chips.vi

VI Revision History

"teste_de_contracao.vi History"

Current Revision: 104

prepara_variaveis_fixas.vi

147

Connector Pane

Block Diagram

Transforma o valor desejado de cada parâmetro, em

número de controle digital para os CIs.

VI Revision History

"prepara_variaveis_fixas.vi History"

Current Revision: 4

Alteracao_4_canais.vi

Connector Pane

Analogamente ao programa “iniciar_estimulacao”, faz o controle dos 4 canais de

estimulação, porém com o mesmo valor para todos os canais.

148

Anexo 3

3.1 Teste de segurança elétrica: corrente de fuga para o terra, para o gabinete e para

o paciente

149

3.2 Teste de bancada: medidas para amplitude, duração, freqüência, duração x

amplitude e quatro canais simultaneamente.

150

151

152

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