Analyse de données ethnographiques : un regard sur quelques objets Inuit en circulation

Existe uma grande variedade de tipos de atuação em sistemas exosqueletais, tendo apenas sido selecionadas para incluir nesta dissertação aquelas com maior utilização ou com implementação mais interessante.

Há uma predominância dos acionamentos elétricos nesta área. Boa relação potência/peso, fácil aquisição de equipamento e menores requisitos de controlo tornam este tipo de acionamento quase indispensável para a produção destes sistemas. Verifica-se que uma grande parte dos dispositivos comerciais para reabilitação motora tem como base um acionamento elétrico.

A solução pneumática traz algumas vantagens interessantes, mas dificuldade no transporte e gestão da sua fonte de energia retiram bastante apelo ao seu uso. Ainda assim, é uma alternativa explorada com alguma frequência no meio académico, podendo no futuro ser exploradas soluções que compensem as desvantagens mais críticas deste tipo de atuação.

Soluções hidráulicas são quase inexistentes para reabilitação motora. Componentes hidráu- licos são dispendiosos e particularmente pesados em comparação com acionamentos elétricos e pneumáticos, pelo que o seu uso está limitado a aplicações em que a sua grande capacidade de força compense estas desvantagens. Convém, no entanto, dar nota que a hidráulica aparece na gé- nese da investigação de exosqueletos ativos, no caso do Hardiman, e mostra óbvia utilidade para o desenvolvimento de soluções para a indústria e sectores militares onde a capacidade de carga é um fator crítico. Para reabilitação motora, no entanto, existem alternativas mais favoráveis.

2.3

Eletromiografia

Um dos objetivos desta dissertação é conseguir o controlo do dispositivo robótico através de sinais eletromiográficos do utilizador. Esta secção irá explorar a aquisição e a interpretação destes sinais.

2.3.1 Descrição

Eletromiografia (EMG) é uma técnica de diagnóstico médico que consiste na aquisição de sinais elétricos provenientes dos músculos. Assemelha-se à eletroencefalografia (EEG) ou a ele- trocardiografia (ECG), sendo que as diferenças prendem-se unicamente com o órgão ou tecido no qual se recolhe impulsos elétricos, requerendo elétrodos e condicionamento de sinal adequados a cada caso.

O sinal é medido através do potencial elétrico num ponto (face a uma referência) ou através da diferença de potencial entre dois ou mais pontos. Esta medição pode ser realizada com elé- trodos à superfície da pele, na zona do músculo, ou intramuscularmente com recurso a agulhas. A EMG de superfície tem a vantagem de ser fácil e rápida de utilizar, com a contrapartida de não ser tão fiável (muito influenciável por fatores como impurezas, oleosidade da pele ou gordura subcutânea nas zonas a analisar) e de ser inadequada para aquisição de dados de músculos não

superficiais. Se se tentar detetar atividade elétrica superficialmente, de um grupo muscular que te- nha outro sobreposto, o elétrodo irá previsivelmente detetar a atividade elétrica do grupo muscular sobreposto mais facilmente, pelo que a utilização prática destas medições é difícil sem métodos de caraterização do sinal de elevada complexidade.

Por outro lado, a via intramuscular exige mais tempo de preparação (podendo mesmo exigir cirurgia, dependendo da aplicação), mas garante melhor fiabilidade e precisão dos resultados.

A colocação dos elétrodos é importante para garantir a utilidade das medições. O SENIAM (Surface Electromiography for the Non-Invasive Assessment of Muscles) é um projeto da Comis- são Europeia para criar uma série de recomendações para a utilização de eletromiografia superficial com o intuito de facilitar a troca de conhecimentos obtidos através deste método. Estas recomen- dações partem de revisões bibliográficas extensas (Hermens et al., 2000) que analisaram as várias estratégias utilizadas em vários artigos científicos ao longo dos anos. O projeto concluiu que na maioria das vezes eram utilizados elétrodos bipolares na "barriga"do músculo (a zona central mais pronunciada do músculo) ao longo do sentido das fibras. O sítio do projeto (SENIAM, 2015) dá também referências quanto à colocação dos elétrodos para análise de músculos específicos.

2.3.2 Interpretação do sinal

Obter a intenção de movimento do utilizador através dos sinais eletromiográficos é uma ta- refa difícil, que se torna mais complexa quanto maior o número de graus de liberdade e grupos musculares a analisar.

A forma mais simples de se interpretar estes sinais é considerar que a força produzida por um grupo muscular é unicamente proporcional à intensidade do sinal recebido. Para tal, considera-se o nível de ativação muscular em vez do valor absoluto do sinal, em que se posiciona a intensidade atual do sinal em relação às intensidades em esforço nulo e esforço máximo.

Esta aproximação, no entanto, é limitada a um número reduzido de movimentos (nunca para mais de dois movimentos diferentes no mesmo membro). Tipicamente um simples movimento numa junta é realizado através da contração de vários grupos musculares, variando consoante a velocidade do movimento e da posição da junta. Um mesmo grupo muscular pode também influenciar mais do que um movimento em mais do que uma junta. O cérebro humano é capaz de controlar todos estes fatores instintivamente de forma a que o corpo possa realizar um movimento fluído, mas esta complexidade torna impraticável determinar a intenção do utilizador para mais do que dois movimentos simples (como a flexão e a rotação do cotovelo), sem se ter em conta um grande número de variáveis.

Este problema é gerido de duas formas muito distintas: o recurso a modelos paramétricos de Hill, baseados no trabalho original de A. V. Hill (1938), e a utilização de redes neuronais de lógica difusa.

2.3 Eletromiografia

Modelos de Hill

O primeiro método requer conhecimento da fisiologia e composição do tecido do corpo hu- mano (em particular dos músculos associados aos movimentos a analisar), assim como da sua estrutura músculo-esquelética. Os modelos de Hill partem da premisa que um grupo muscular pode ser simplificado num sistema composto por um elemento contrátil em série e em paralelo com dois elementos elásticos (muitas vezes considerados iguais para facilitar o seu cálculo), como ilustrado na Figura 2.10.

Figura 2.10: Esquema da estrutura clássica do modelo de Hill. O elemento contrátil (CE) está associado a um elemento elástico em série (SE) e outro em paralelo (PE). Adaptado de (Winters, 1990)

A força exercida pelo grupo muscular será diretamente proporcional ao nível de ativação neu- romuscular, e também das suas propriedades visco-elásticas, que irão depender da extensão no momento do grupo muscular, da velocidade do seu movimento e das propriedades mecânicas do tecido. A última é possível de obter através de vários trabalhos extensos já realizados nesta área (Winters e Stark, 1985), enquanto os outros dois parâmetros podem ser calculados através da posição e velocidade angular das juntas associadas aos músculos em causa.

Figura 2.11: Exemplo de um controlador com modelo de Hill. Adaptado de (Cavallaro et al., 2005)

Como os modelos tentam ser uma boa representação da atividade muscular, acabam por ser modelos de ordem elevada devido à grande não-linearidade de todo o processo. Assim, este mé- todo exige uma grande capacidade de processamento para ser usado em tempo-real, sendo que a complexidade do modelo aumenta com o número de movimentos (e, consequentemente, de sinais eletromiográficos) a analisar.

A Figura 2.11 mostra um exemplo de um controlador com base num modelo de Hill. O controlador determina o nível de ativação muscular, com base no sinal eletromiográfico recolhido, para inserir no modelo de Hill. O ângulo da junta, combinado o que é conhecido sobre a cinemática e estrutura óssea do braço, dá informações sobre a extensão e velocidade dos músculos assim como da distância entre o ponto de aplicação da força muscular e o centro de rotação da junta.

Têm a vantagem de ser facilmente adaptáveis a diferentes indivíduos visto que o modelo utiliza parâmetros corporais básicos que não variam de forma significativa de pessoa para pessoa. Redes neuronais de lógica difusa

A utilização de redes neuronais para processamento dos sinais eletromiográficos baseia-se numa estratégia oposta à dos modelos de Hill. Em vez de se tentar perceber os mecanismos e os fenómenos que ocorrem entre a ativação neuronal dos músculos e a força desenvolvida pelos mesmos, assume-se que o seu conhecimento completo é desnecessário e opta-se por considerar o sistema muscular mais como uma caixa negra com os sinais eletromiográficos à entrada e a força muscular desenvolvida à saída. A rede neuronal é treinada para encontrar uma relação otimizada entre estes dois parâmetros.

A lógica difusa é utilizada em conjunção às redes neuronais para complementar algumas des- vantagens destas. em primeiro lugar. Este tipo de lógica é tipicamente utilizado para encontrar soluções onde os parâmetros de decisão são ambíguos. Muito utilizada para atribuição de variá- veis linguísticas (decidir se está "quente","frio"ou "ameno"dada uma temperatura), permite criar uma estrutura e conjunto de regras iniciais para posterior afinação pela rede neuronal.

Tendo já sido demonstrada por Hill a relação entre a força do músculo e a extensão e veloci- dade, também estes parâmetros são incluídos nestes modelos.

A Figura 2.12 mostra um controlador neuronal com lógica difusa. Este controlador tenta deter- minar 4 parâmetros de movimento com 2 graus de liberdade utilizando 8 sinais eletromiográficos. A primeira camada do controlador classifica as entradas em fuzzy sets (fuzzyfication), indicando a sua correspondência a uma variável linguística, numa escala de 0 a 1. A camada seguinte de- termina, baseado nos fuzzy sets iniciais e nas regras de associação estabelecidas, qual a resposta a realizar. No entanto, esta resposta ainda se expressa em fuzzy sets, sendo necessária a camada seguinte que converter a resposta em variáveis quantificáveis (defuzzyfication), ou seja, as quatro variáveis de saída desejadas . A rede neuronal tenta afinar os pesos dados a cada variável nas transições entre camadas

Esta é uma estratégia interessante quando o número de graus de liberdade do movimento aumenta consideravelmente, pelo que embora o esforço computacional aumente, o facto de ser

2.3 Eletromiografia

apenas necessário identificar os grupos musculares relevantes para o movimento facilita muito a sua implementação. Os modelos resultantes também exigem menor capacidade computacional, em teoria, visto que tentam arranjar a correlação mais eficiente entre as entradas e a saída. No entanto, é necessário treinar a rede neuronal sempre que muda o utilizador.

Figura 2.12: Exemplo de um controlador neuronal com lógica difusa. Retirado de (Kiguchi et al., 2005)

2.4

Conclusões

A área dos dispositivos robóticos para reabilitação motora é uma área multidisciplinar, exi- gindo conhecimentos não só de medicina, como também de mecânica, eletrónica e mesmo infor- mática. Verifica-se que se tem feito um trabalho extenso no desenvolvimento destes dispositivos, mas a transição de muitas das inovações para uso real e regular em pacientes tem sido lenta, pre- dominando ainda os métodos clássicos.

Equipamentos exosqueletais, em particular, têm ainda uma abrangência muito limitada, es- tando a maioria em fase de ensaios clínicos ou apenas em comercialização no país de origem. Espera-se, ainda assim, que em anos vindouros estes dispositivos se tornem comuns a nível global e não somente para reabilitação humana, mas também para amplificação das capacidades motoras do utilizador.

Para tal, a criação de dispositivos mais leves, compactos e confortáveis torna-se crucial, ha- vendo uma clara procura de atuadores que permitam melhor capacidade, sem sobrecarregar o utilizador. A tentativa de integração da intenção de movimento do utilizador através de sinais eletromiográficos tem tido considerável sucesso, tendo sido desenvolvidos métodos para controlar movimentos complexos. As melhorias a nível do poder computacional existente têm ajudado este progresso.

Capítulo 3

Elaboração do Projeto

3.1

Introdução

Nos capítulos anteriores são referidos o objetivo desta dissertação bem como algum do traba- lho desenvolvido nas áreas em que esta se insere. Com efeito, é possível perceber que existem várias alternativas viáveis em relação a como desenvolver o dispositivo, tanto a nível da estrutura mecânica como da estratégia de controlo a utilizar.

O sistema tem em conta vários fatores:

• Objetivos — o projeto tenta ser o mais realista possível em relação aos objetivos e requisi- tos, de forma a ser possível de concretizar;

• Tempo e Custos de produção — a aquisição de componentes, assim como a produção de peças, está limitada pelo orçamento disponível e limite de tempo de desenvolvimento designado. É necessário acomodar os requisitos do sistema a estas restrições, favorecendo o emprego de componentes off-the-shelf, cujo desempenho poderá não ser ótimo para o funcionamento do sistema;

• Equipamento disponível — Algum do equipamento utilizado é providenciado antes do início do desenvolvimento, tendo condicionado as decisões tomadas.

Este capítulo dará uma perspetiva dos requisitos e limitações inerentes ao sistema que levaram às opções tomadas.

3.2

Definição de Requisitos

3.2.1 Requisitos mecânicos

A não-homogeneidade da anatomia humana torna difícil definir os requisitos mecânicos para o sistema a projetar. Extensão, massa total e relação entre o comprimento dos segmentos do braço são fatores que podem comprometer o correto funcionamento do dispositivo. A massa do ante- braço é talvez o mais importante elemento, impondo um limite inferior na capacidade de binário do atuador escolhido, caso o intuito seja conseguir levantar o braço completamente, sem auxílio do próprio utilizador. Muitos trabalhos (Winters e Stark, 1985) tentam definir as propriedades mecânicas do sistema musculosquelético do ser humano. A Tabela 3.1 expõe as propriedades me- cânicas de uma junta atuada, cuja cinemática e dinâmica se assemelha à do conjunto de músculos, ossos e tendões que compõem o cotovelo. Esta tabela permite delinear um binário máximo para o sistema de 60 N · m. No entanto, percebe-se que para efeitos de recuperação este é um valor lar- gamente excessivo, pois para um comprimento médio do antebraço de aproximadamente 269 mm (tabela 3.2), isto seria equivalente ao braço estar a suportar na mão um peso de aproximadamente 223 N.

Tabela 3.1: Parâmetros mecânicos da junta do cotovelo para um jovem adulto saudável médio. Valores adaptados de (Winters e Stark, 1985)

Parâmetros Flexão Extensão

Binário máximo 60 50 N · m

Jp1 0,06 kg · m2

Cp2 0,2 N · m · s · rad−1 Kp3 1,5 N · m · rad−1

Rotação máxima 175 graus

1 _{Inércia da junta;}

2_{Constante de amortecimento da junta} 3_{Constante de rigidez da junta}

Não é objetivo do projeto que o dispositivo amplifique a força do utilizador, mas sim que auxi- lie a sua recuperação. Embora uma maior capacidade de binário por parte do dispositivo seja um fator positivo para a experiência do utilizador, seria contraproducente sacrificar o atravancamento do sistema para obter este benefício.

Mais útil para este projeto será obter o binário mínimo necessário, o que implica ter conheci- mento da massa dos segmentos do braço e a posição dos seus centros de massa. Tal como para os dados da tabela 3.1, é necessário recorrer a valores médios de indivíduos saudáveis de forma a obter uma referência inicial dos requisitos do dispositivo.

O trabalho de Leva (1996), baseado num trabalho anterior de Zatsiorsky et al. (1983), é útil como uma referência para estes valores médios. Convenientemente, os centros de massa estão expressos relativamente aos eixos de rotação dos respetivos segmentos. Os valores retirados deste trabalho estão resumidos na tabela 3.2.

3.2 Definição de Requisitos

Tabela 3.2: Propriedades de massa do antebraço e mão; Valores retirados de (Leva, 1996)

Segmento Massa_% 1 Massa_kg Comprimento_mm Centro massa (CM)_% 2 Centro massa (CM)_mm

Antebraço 1,62 1,18 268,9 45,74 123

Mão 0,61 0,45 187,9 36,24 68,1

1 _{Relativamente à massa corporal total de um individuo masculino médio (73 kg);} 2 _{Distância entre o centro de massa do segmento e o centro da junta correspondente}

(percentagem relativa ao comprimento total do segmento)

Isto permite obter imediatamente uma estimativa do binário máximo resistente, produzido no cotovelo, devido ao peso combinado do antebraço e da mão (assume-se que é máximo quando o antebraço e a mão estão alinhados e perpendiculares ao sentido da gravidade):

Mmao= (CMmao+Comprimentoantebraco)· Massa · g = (0,0681 + 0,123) · 0,45 · 9,81

=_{0.84N · m}

Mantebraco= (CMantebraco· Mantebraco· g =0,123 · 1,18 · 9,81 =1.42N · m

Mtotal =2.26N · m

No entanto, ao contrário dos valores da tabela 3.1, que podem ser encarados como máximos para um indivíduo com um nível de atividade física normal, os valores médios para a massa do braço têm de ser interpretados de uma forma mais cuidada. É preciso entender que este dispositivo não está nem deve ser limitado em relação à idade, género ou nível de atividade física do utilizador. Ainda assim, limites práticos terão de existir para tornar o projeto viável, pelo que se assumirá o valor médio obtido como uma estimativa não conservadora.

Face ao valor obtido, considera-se que um binário atuante máximo na junta de 3 N · m será suficiente para levantar o braço sem auxílio do próprio utilizador. Este valor, arbitrário, compensa eventuais perdas de binário devido a atritos e permite satisfazer situações em que a massa do braço do utilizador possa ser superior à estimada. Esta assunção carece, no entanto, de verificação experimental.

O valor da rotação máxima do braço tende a variar ligeiramente, consoante a literatura reco- lhida, assim como o que é considerado como rotação máxima. O que se pode observar na tabela 3.1 é um valor absoluto para a rotação máxima. Esta posição é alcançável se o utilizador relaxar o braço, em particular o bícep e forçar o movimento externamente, por exemplo com o outro braço. Para efeitos desta dissertação, é mais útil considerar-se que a rotação máxima do cotovelo equivale ao arco que o antebraço realiza num movimento entre a posição de extensão máxima e a posição de contração máxima não-auxiliada por forças para além dos músculos do próprio braço.

Para facilitar a distinção, considera-se que esta é a rotação ou flexão máxima voluntária do braço, sendo que valores experimentais variam entre os 140 e 150º (Andel et al., 2008; Rahman et al., 2010; Forner-cordero et al., 2011).

Não é do interesse da segurança do indivíduo permitir que o dispositivo consiga forçar o braço para além da rotação máxima voluntária, podendo isto causar dor ou, inclusivamente, lesões. As- sim, o dispositivo terá ser mecanicamente limitado (garantindo este limite mesmo em caso de falha elétrica ou erro do sistema de controlo) a uma rotação máxima de 140°, evitando que o dispositivo atinja as posições de flexão e extensão máxima do braço.

3.2.2 Requisitos de controlo

O sistema de controlo estará largamente dependente dos componentes de sensorização e atua- ção utilizados.

• Monitorização — o sistema de controlo deve permitir a observação do desempenho do dis- positivo por parte de um utilizador avançado, nomeadamente o fisioterapeuta. Para tal terá de ser capaz de armazenar dados decorrentes da utilização do dispositivo para análise pos- terior, assim como algum tipo de capacidade de monitorização em tempo real.

• Limitação de força — o sistema deverá prevenir que a junta exerça força acima de um limite que se considere seguro para o utilizador e para os componentes do próprio dispositivo. • Robustez — tendo em conta o contexto médico da utilização deste dispositivo, é imperativo

garantir que o sistema funcione de forma previsível e não errática em casos de solicitações incorretas. O sistema de controlo também terá de ter em consideração perturbações e ruído existente no sinal dos sensores, diminuindo ao máximo a sua influência.

O sistema de controlo adotado é baseado numa placa Arduino. O seu uso permite dar flexibili- dade ao projeto e poupar algum tempo na montagem do circuito de controlo. É possível integrar a maior parte dos sensores e sinais de feedback sem necessitar de componentes elétricos auxiliares, e os sensores eletromiográficos utilizados estão já preparados para uso direto com a placa.

A monitorização será feita através de um computador, podendo ser estabelecida a comunicação entre este e o Arduino através de uma ligação USB, e será também a partir desta ligação que será realizada a programação da placa e a afinação do controlo do sistema. Não é previsto a criação de uma HMI (Human Machine Interface) física para o dispositivo, optando-se por uma interface em ambiente virtual usando LabView.

3.3 Projecto

3.3

Projecto

3.3.1 Arquitetura

A solução escolhida para esta dissertação é a de um atuador rotativo com elementos elásticos em série, com a transmissão de binário do motor para a junta rotativa realizada por cabos tipo Bowden. Para além das características deste tipo de arquitetura, referidas na Sub-Secção 2.2.3, este sistema tem algumas vantagens particulares:

• Adaptabilidade — os componentes do sistema têm em consideração os requisitos mecâ- nicos explicitados no início deste capítulo. No entanto, o desacoplamento do motor e da junta rotativa dá a possibilidade de, durante o desenvolvimento do protótipo e projetos pos- teriores, ser aumentada ou diminuída a capacidade de força do sistema, dentro de certos limites máximos, havendo apenas a necessidade obrigatória de trocar o motor e as molas. A substituição dos outros componentes dependeria apenas da capacidade da estrutura suportar o esforço acrescido.

• Facilidade de ajuste — derivado do primeiro ponto, a adaptabilidade do sistema permite que variados parâmetros mecânico possam ser ajustados - a rigidez das molas, o coeficiente de atrito entre o cabo e a espiral, a capacidade de binário do atuador - sem que todo o dispositivo tenha de ser refeito. Isto, pois, permitirá realizar testes que permitam verificar a influência de alguns destes parâmetros no sistema num tempo comportável para a realização

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