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TRANSCRIPT
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RENATA MANZANO MARIA
APRIMORAMENTO E APLICAÇÃO CLÍNICA DE UM APARELHO PARA
AVALIAÇÃO DE ESPASTICIDADE EM LESADOS MEDULARES
IMPROVEMENT AND CLINICAL APPLICATION OF AN EQUIPMENT DESIGNED
TO EVALUATE SPASTICITY IN SPINAL CORD INJURED PATIENTS
CAMPINAS
2014
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UNIVERSIDADE ESTADUAL DE CAMPINAS
Faculdade de Ciências Médicas
RENATA MANZANO MARIA
APRIMORAMENTO E APLICAÇÃO CLÍNICA DE UM APARELHO PARA
AVALIAÇÃO DE ESPASTICIDADE EM LESADOS MEDULARES
IMPROVEMENT AND CLINICAL APPLICATION OF AN EQUIPMENT DESIGNED
TO EVALUATE SPASTICITY IN SPINAL CORD INJURED PATIENTS
Dissertação apresentada à Faculdade de Ciências Médicas da
Universidade Estadual de Campinas como parte dos requisitos
exigidos para a obtenção do título de Mestra em Ciências.
Dissertation presented to the Faculty of Medical Sciences of State
University of Campinas as part of the requirements to obtain the title
of Master of Science.
ORIENTADOR: ALBERTO CLIQUET JÚNIOR
ESTE EXEMPLAR CORRESPONDE À VERSÃO FINAL DA DISSERTAÇÃO DEFENDIDA
PELA ALUNA RENATA MANZANO MARIA, E ORIENTADA PELO PROF. DR. ALBERTO
CLIQUET JÚNIOR.
CAMPINAS
2014
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RESUMO
Neste trabalho é apresentada uma proposta de um sistema completo para coletar,
processar e analisar sinais resultantes do teste pendular, com a finalidade de avaliar
a espasticidade na prática clínica. Comumente apresentada por lesados medulares,
a espasticidade pode ser quantificada pela análise dos sinais de ângulo da
articulação do joelho e de vibração do quadríceps durante o balanço, monitorados
por um eletrogoniômetro e um acelerômetro triaxial, respectivamente. O
acompanhamento de cinco pacientes, durante o programa de reabilitação, permitiu
estabelecer uma relação entre os indicadores calculados, evidenciando uma
relação positiva entre o índice de relaxamento - R2n, razão de amplitude - R1, valor
quadrático médio – RMS e envoltórias do sinal para casos de espasticidade severa.
Comprova-se assim a maior aplicabilidade do acelerômetro nestes casos, e a
possibilidade de utilização do acelerômetro, como forma complementar, no teste
pendular para quantificação da espasticidade.
Palavras-chave: Espasticidade Muscular; Engenharia Biomédica; Traumatismos
da Medula Espinal; Artrometria Articular.
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ABSTRACT
In this project is presented a proposal of a complete system to acquire, process and
analyze pendulum test signals, aiming to assess spasticity in clinical practice. Often
presented by spinal cord injured people, spasticity can be quantified by signals of
knee joint angle and quadriceps vibration during the swing, monitored by an
electrogoniometer and a triaxial accelerometer, respectively. Five patients following,
through the rehabilitation program, made possible to establish a relation between
relaxation index - R2n, amplitude ratio - R1, root mean square (RMS) and wrapped
signals to severe spasticity. Thus, it is confirmed that, in these cases, accelerometer
is more efficient and its feasibility is ratified as a possibility in pendulum test to
quantify spasticity.
Keywords: Muscle Spasticity; Biomedical Engineering; Spinal Cord Injuries,
Articular Arthrometry.
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xi
Sumário
RESUMO............................................................................................................... VII
ABSTRACT ............................................................................................................ IX
DEDICATÓRIA .................................................................................................... XIII
AGRADECIMENTOS ........................................................................................... XV
LISTA DE FIGURAS .......................................................................................... XVII
LISTA DE TABELAS .......................................................................................... XIX
1. INTRODUÇÃO .................................................................................................. 1
1.1 A ESPASTICIDADE ............................................................................................. 3
1.1.1 SISTEMA MOTOR ............................................................................................. 6
1.1.1.1 Planejadores ............................................................................................. 7
1.1.1.2 Ordenadores ............................................................................................. 7
1.1.1.3 Efetuadores ............................................................................................... 8
1.1.1.4 Controladores ............................................................................................ 8
1.1.1.5 Vias Reflexas .......................................................................................... 12
1.2 SÍNDROME DO NEURÔNIO MOTOR SUPERIOR ..................................................... 15
1.3 TRATAMENTO DA ESPASTICIDADE ..................................................................... 16
1.4 AVALIAÇÃO DA ESPASTICIDADE ....................................................................... 16
1.4.1 O TESTE PENDULAR ..................................................................................... 17
2. MATERIAIS E MÉTODOS .............................................................................. 21
2.1 SISTEMA DE AQUISIÇÃO DE DADOS E ANÁLISE .................................................. 21
2.2 TRANSDUTORES .............................................................................................. 21
2.2.1 ELETROGONIÔMETRO .................................................................................... 21
2.2.2 ACELERÔMETRO ........................................................................................... 22
xii
2.3 DISPOSITIVO PARA AQUISIÇÃO DE DADOS ......................................................... 26
2.4 INTERFACE HUMANA ........................................................................................ 32
2.4.1.1 Identificação do Dispositivo ..................................................................... 32
2.4.1.2 Aquisição, Visualização e Armazenamento ............................................ 34
2.4.1.3 Análise .................................................................................................... 40
2.5 PROTOCOLO EXPERIMENTAL ............................................................................ 52
3. RESULTADOS ............................................................................................... 55
4. CONCLUSÕES ............................................................................................... 67
5. REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS ............................................................... 69
ANEXOS ............................................................................................................... 73
xiii
DEDICATÓRIA
Dedico aos meus pais, que abdicaram de tanto para me dar muito.
xiv
xv
AGRADECIMENTOS
Primeiramente, a Deus. Fonte de força, serenidade e sabedoria.
Especialmente, a minha família e amigos que me ajudaram, seja por meio de
conselhos técnicos ou conversas que me fizeram persistir e vencer várias etapas
difíceis.
A uma pessoa especial que compartilhou comigo um sonho, quando tudo
parecia perdido.
Ao professor Alberto Cliquet Jr, por ter me dado a chance de trabalhar no
laboratório de engenharia de reabilitação (LABCIBER) e permitir a realização dos
testes no Laboratório de Biomecânica e Reabilitação do Aparelho Locomotor do
Hospital das Clínicas (UNICAMP). Às novas amizades como consequência deste
trabalho: no LABCIBER, Varoto, pela companhia, viagens realizadas e desabafos,
me ajudando e aconselhando, sendo sempre muito atencioso e prestativo; na
UNICAMP, Karina, pela receptividade e bom humor, Elisa, pela paciência e
solicitude, a principal responsável pela execução dos testes nos pacientes do
laboratório e com quem compartilhei os maiores desafios.
E finalmente, sou grata a tudo e a todos que fizeram parte diretamente ou
indiretamente para o sucesso deste trabalho.
xvi
xvii
LISTA DE FIGURAS
Figura 1. Representação do Sistema Nervoso Central (Fonte: Autoria própria) ________________ 4
Figura 2. Disposição das raízes ventrais e dorsais (Fonte: Autoria própria) ___________________ 5
Figura 3. Diagrama de relacionamento entre elementos de operação do sistema motor _________ 6
Figura 4. Fusos musculares e órgãos tendinosos de Golgi (Fonte: Autoria própria) ____________ 9
Figura 5. Diagrama de respostas ao aumento do comprimento muscular ___________________ 10
Figura 6. Diagrama de respostas à diminuição do comprimento muscular ___________________ 11
Figura 7. Diagrama de respostas ao aumento da tensão muscular ________________________ 11
Figura 8. Diagrama de respostas à diminuição da tensão muscular ________________________ 12
Figura 9. Receptores, vias aferentes e motoneurônios (Fonte: Autoria própria) _______________ 14
Figura 10. Indicadores para quantificação da espasticidade ______________________________ 19
Figura 11. Eletrogoniômetro Modelo Shape Sensor S700 Joint ___________________________ 22
Figura 12. Circuito com acelerômetro MMA 7361L _____________________________________ 23
Figura 13. Modelo físico simplificado (Adaptado de Freescale Semicondutor, 2008) ___________ 23
Figura 14. Acelerômetro: Saída x Orientação (Adaptado de Freescale Semiconductor, 2008) ___ 24
Figura 15. Envoltória de um sinal ___________________________________________________ 25
Figura 16. Diagrama do sistema global. O sistema analógico é obtido a partir dos transdutores,
convertido para sinal digital pelo microcontrolador e enviado ao software pela comunicação USB.26
Figura 17. Diagrama elétrico do sistema _____________________________________________ 28
Figura 18. Esquema da placa de circuito impresso _____________________________________ 29
Figura 19. Placa de circuito impresso do sistema ______________________________________ 29
Figura 20. Placa final montada _____________________________________________________ 30
Figura 21. Equipamento final alimentado e em funcionamento ____________________________ 30
Figura 22. Protótipo anterior - comunicação serial, placa universal e bateria de alimentação ____ 31
Figura 23. Nova versão do sistema - comunicação USB, placa de circuito impresso, alimentação
realizada pelo próprio USB _______________________________________________________ 32
Figura 24. Tela de geração de driver para o dispositivo _________________________________ 33
Figura 25. Tela para seleção de usuário _____________________________________________ 34
Figura 26. Tela para calibração do eletrogoniômetro ___________________________________ 35
Figura 27. Tela para conexão do dispositivo __________________________________________ 36
Figura 28. Tela para relacionar o teste a um determinado paciente ________________________ 36
Figura 29. Tela para visualização em tempo real dos dados obtidos _______________________ 37
Figura 30. Seleção do tipo de gráfico _______________________________________________ 37
Figura 31. Tela para seleção da coleta a ser consultada ________________________________ 38
Figura 32. Tela para consulta dos dados armazenados _________________________________ 39
xviii
Figura 33. Opções para visualização da tabela de dados ________________________________ 40
Figura 34. Janela para exportar tabela de dados em arquivo texto _________________________ 40
Figura 35. Tela inicial do sistema de análise __________________________________________ 41
Figura 36. Diagrama de tratamento dos sinais ________________________________________ 42
Figura 37. Suavização do sinal (eletrogoniômetro) _____________________________________ 43
Figura 38. Preenchimento de pontos (eletrogoniômetro) ________________________________ 44
Figura 39. Identificação do ponto de início (eletrogoniômetro) ____________________________ 44
Figura 40. Exclusão de patamares do sinal (eletrogoniômetro) ___________________________ 45
Figura 41. Identificação de extremos (eletrogoniômetro) ________________________________ 46
Figura 42. Identificação de picos, vales e ponto de término (eletrogoniômetro) _______________ 46
Figura 43. Definição de faixa para cálculo de integral de envoltória (eletrogoniômetro) _________ 47
Figura 44. Preenchimento de pontos (acelerômetro)____________________________________ 47
Figura 45. Método de média móvel aplicado ao sinal (acelerômetro) _______________________ 48
Figura 46. Identificação do ponto de início e término (acelerômetro) _______________________ 48
Figura 47. Filtragem do sinal (acelerômetro) __________________________________________ 49
Figura 48. Identificação de picos e vales (acelerômetro) ________________________________ 50
Figura 49. Tela de visualização e ajuste dos sinais _____________________________________ 51
Figura 50. Tela resumo de indicadores ______________________________________________ 52
Figura 51. Posicionamento dos sensores na perna do paciente ___________________________ 54
Figura 52. Espectro de frequências – Eixo X __________________________________________ 56
Figura 53. Espectro de frequências – Eixo Y __________________________________________ 57
Figura 54. Espectro de frequências – Eixo Z __________________________________________ 58
Figura 55. Gráfico de barras Amplitude x Frequência - Controle __________________________ 59
Figura 56. Gráfico de barras Amplitude x Frequência – Lesado medular Pré (0) - Pós (1) ______ 59
Figura 57. Sinais pré treinamento referentes a um paciente com espasticidade severa ________ 62
Figura 58. Sinais pós treinamento referentes a um paciente com espasticidade severa ________ 62
Figura 59. Sinais pré treinamento referentes a um paciente com espasticidade leve __________ 62
Figura 60. Sinais pós treinamento referentes a um paciente com espasticidade leve __________ 63
Figura 61. Relação entre parâmetros calculados a partir do sinal do eletrogoniômetro _________ 63
Figura 62. Relação entre parâmetro do eletrogoniômetro e acelerômetro - eixo x _____________ 64
Figura 63. Relação entre parâmetro do eletrogoniômetro e acelerômetro - eixo y _____________ 65
Figura 64. Relação entre parâmetro do eletrogoniômetro e acelerômetro - eixo z _____________ 65
Figura 65. Relação entre parâmetro do eletrogoniômetro e acelerômetro - média (x,y,z) _______ 66
xix
LISTA DE TABELAS
Tabela 1. Escala modificada de Ashworth ____________________________________________ 17
Tabela 2. Características dos pacientes participantes __________________________________ 53
Tabela 3. Resultados do teste pendular _____________________________________________ 60
xx
1
1. INTRODUÇÃO
A lesão da medula espinhal é um dos mais graves acometimentos que pode afetar
o ser humano, apresentando enorme repercussão física, psíquica e social (Brasil,
2013). Por esta razão, profissionais de diversas áreas têm somado forças para
integrar lesados medulares da melhor forma à sociedade, bem como proporcionar
melhores condições de vida. Neste contexto, destaca-se o desenvolvimento de
novas técnicas e metodologias com o intuito de recuperar a sensibilidade e função
motora, além de atenuar complicações consequentes da lesão, como a perda de
massa óssea, infecções e espasticidade.
Embora não existam dados precisos com relação à incidência de ocorrência da
lesão medular no Brasil, estima-se que ocorram em torno de 6 a 8 mil novos casos
por ano, sendo 80% homens e 60% com idade entre 10 e 30 anos (Brasil, 2013).
A lesão, no entanto, pode ser traumática ou não traumática e a classificação é
realizada segundo a padronização internacional determinada pela ASIA – American
Spinal Injury Association, em que força motora, sensibilidade e reflexos são
examinados. Em paralelo, pode-se também classificar a lesão como completa,
quando não há existência de função motora e sensibilidade nos segmentos abaixo
da lesão, e incompleta quando estas são preservadas parcialmente. Referindo-se
ao nível da lesão, ainda classifica-se como paraplegia, quando há
comprometimento de tronco e membros inferiores, e tetraplegia, quando, além, há
o comprometimento dos membros superiores.
Estudos em centros de reabilitação revelam que a maior parte dos casos
traumáticos relaciona-se a acidentes automobilísticos e ferimentos por projétil de
arma de fogo, como segunda causa mais comum (Brasil, 2013). A localização
anatômica da lesão está diretamente relacionada ao mecanismo de trauma e cerca
de 2/3 das lesões medulares estão localizadas no segmento cervical. Lesões da
medula na região torácica ocorrem em 10% das fraturas desse segmento e em 4%
das fraturas da coluna toracolombar (Defino, 1999).
2
As causas não traumáticas correspondem à cerca de 20% dos casos de lesão
medular e compreendem, dentre as diversas patologias, tumores, tuberculose,
osteomielite, osteoporose, deformidades graves na coluna, isquemia, além de
patologias infecciosas e autoimunes, como a esclerose múltipla (Brasil, 2013).
A alteração das vias de transmissão de impulsos nervosos, devido à lesão medular,
desencadeia disfunções como a dor neuropática, alterações vasculares e
espasticidade, sendo esta última uma disfunção geralmente apresentada por
movimentos involuntários em flexão e extensão.
A espasticidade representa um dos componentes da Síndrome do Neurônio Motor
Superior e é caracterizada pelo aumento da resistência ao se estirar um músculo,
proporcional ao aumento da velocidade do movimento (Nitrini e Bacheschi, 2003).
Pode causar dores, distúrbios de sono, complicações desnecessárias e dificuldades
na execução dos cuidados com o lesado medular. Por esta razão, a necessidade
de se identificar tratamentos objetivos e métodos de medida com resultados sólidos
vem sendo enfatizada. De forma geral, são três os principais objetivos do tratamento
da espasticidade: melhora da função motora, redução de riscos de complicações e
alívio da dor (Barnes, 1998).
Dentre os tratamentos disponíveis, incluem-se a fisioterapia, os agentes
farmacológicos, a utilização de injeções de toxina botulínica ou fenol e tratamentos
cirúrgicos (Teive et al., 1998). Dentre os tratamentos fisioterápicos, que visam
normalizar o tônus muscular, destaca-se o treino de marcha em esteira com
suspensão parcial de peso em conjunto com a realização de Estimulação Elétrica
NeuroMuscular (EENM).
Os efeitos antiespásticos dessas técnicas não têm sido inteiramente explorados
devido à escassez de métodos validados para avaliação. A identificação de padrões
da espasticidade é atualmente bastante explorada, pois é capaz de fornecer
indicadores quantitativos e qualitativos. Alguns dos métodos mais utilizados são a
Escala de Ashworth Modificada, goniometria, teste pendular, análise de marcha e
avaliação quantitativa da força muscular.
3
Diversos estudos de validação do teste pendular têm sido realizados ao longo do
tempo, entretanto, em grande parte, por meio da utilização de dispositivos de difícil
manejo e de alto custo.
Tem-se por objetivo neste trabalho o desenvolvimento de um sistema que auxilie na
realização do teste pendular, diminuindo a dificuldade na execução e auxiliando no
cálculo dos resultados.
Complementarmente, a adição de um acelerômetro triaxial, como redundância para
o eletrogoniômetro, permitirá comprovar sua aplicabilidade, possibilitando sua
utilização independente no futuro, o que garantiria mais flexibilidade ao teste.
Neste sentido, a sequência de abordagem dos tópicos para este trabalho foi definida
de forma a apresentar, no Capítulo 1, as características da espasticidade, o teste
pendular e trabalhos relacionados. No Capítulo 2, é feita uma exposição sobre o
desenvolvimento do sistema para quantificação e análise, além da apresentação do
protocolo seguido no experimento. Nos Capítulos 3 e 4, são listados os resultados
e as conclusões finais.
1.1 A ESPASTICIDADE
A espasticidade reflete a desorganização do sistema motor, devido à interrupção de
vias de importante papel regulador da motricidade, apresentada por pessoas que
tiveram seu Sistema Nervoso Central (SNC) agredido em algum momento.
O SNC é constituído por uma porção intracraniana, o encéfalo, e por uma porção
que se situa no interior do canal vertebral, a medula espinhal. Pode ser dividido em:
medula espinhal, tronco cerebral (constituído pelo bulbo, ponte e mesencéfalo),
diencéfalo e hemisférios cerebrais. O mesencéfalo situa-se acima da ponte, no
limite superior da fossa posterior, que é limitada superiormente pela tenda do
cerebelo (Nitrini e Bacheschi, 2003).
4
Acompanhando a coluna vertebral, a medula possui 30 segmentos divididos em
quatro grupos (Figura 1): cervical (com oito segmentos, abreviados C1 a C8),
torácico (T1 a T12), lombar (L1 a L5) e sacro (S1 a S5).
Figura 1. Representação do Sistema Nervoso Central (Fonte: Autoria própria)
De um modo geral, as células do corno dorsal recebem aferências sensoriais das
fibras da raiz dorsal, as células do corno ventral projetam axônios às raízes ventrais
que inervam músculos e as células da zona intermediária são interneurônios
modulando eferências motoras em resposta a aferências sensoriais e a comandos
descendentes do encéfalo (Figura 2) (Bear et al., 2002).
Sendo assim, a medula espinhal é o principal condutor de informação da pele, das
articulações e dos músculos até o encéfalo, e daí de volta à pele, às articulações e
aos músculos. Os neurônios da substância cinzenta espinhal iniciam a análise da
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informação sensorial e têm um papel decisivo na coordenação dos movimentos,
sendo capazes de articular reflexos simples (Bear et al., 2002).
Figura 2. Disposição das raízes ventrais e dorsais (Fonte: Autoria própria)
A substância branca da medula espinhal é constituída por conjuntos de axônios ou
fibras nervosas agrupadas, que recebem o nome de tratos e situa-se ao redor da
substância cinzenta. É formada por tratos ascendentes, descendentes e pelos tratos
que conectam os dois hemisférios (Nitrini e Bacheschi, 2003).
O trato corticospinal lateral localiza-se na porção lateral da substância branca da
medula espinhal e atua principalmente sobre moto-neurônios responsáveis pela
inervação de músculos distais dos membros. Sua ação pode acarretar movimentos
delicados nas extremidades (Nitrini e Bacheschi, 2003).
O trato corticospinal anterior localiza-se no funículo anterior da medula espinhal e
seus axônios terminam principalmente em motoneurônios localizados em ambos os
lados da medula espinhal. Esses motoneurônios inervam músculos axiais e
proximais dos membros de ambos os lados do corpo (Nitrini e Bacheschi, 2003).
6
1.1.1 SISTEMA MOTOR
Os movimentos não dependem da ação apenas dos músculos, mas sim de um
complexo sistema de programação, comando e controle que envolve desde o
cérebro até as fibras musculares, denominado Sistema Motor.
Na organização do ato motor voluntário distingue-se uma etapa de preparação, que
termina com a elaboração do programa motor e uma etapa de execução. A primeira
envolve áreas de associação do córtex cerebral em interação com o cerebelo e o
corpo estriado. A segunda envolve as áreas motoras e pré-motora do córtex e suas
ligações diretas e indiretas com os neurônios motores. Como parte da etapa de
execução, temos também os mecanismos que permitem ao sistema nervoso central
promover os necessários ajustes e correções no movimento já iniciado (Machado,
2000).
Figura 3. Diagrama de relacionamento entre elementos de operação do sistema motor
7
São quatro os elementos de operação do sistema motor (Figura 3): os efetuadores,
que realizam os movimentos; os ordenadores, responsáveis por comandar os
efetuadores; os controladores, que zelam pela execução correta dos comandos
motores e se comunicam com os ordenadores; e os planejadores, responsáveis
pelas sequências de comando que produzem os movimentos voluntários complexos
(Lent, 2010).
1.1.1.1 PLANEJADORES
O início de certos movimentos, sua execução harmônica, o alcance dos objetivos e
a finalização da ação são controlados pelo cerebelo e pelo núcleo base, regiões de
assessoria do córtex motor. Orientam na avaliação dos comandos enviados aos
ordenadores medulares e na avaliação da execução das contrações musculares
que possibilitam os movimentos (Lent, 2010).
Os movimentos são planejados, programados e comandados por diferentes regiões
do córtex motor no lobo frontal, através de mapas ordenados de representação do
corpo que garantem que os neurônios motores possam comandar a força, a
velocidade, a amplitude e a direção de cada movimento com a maior precisão (Lent,
2010).
1.1.1.2 ORDENADORES
Os ordenadores responsáveis pelo comando motor são conjuntos de neurônios
motores, ou motoneurônios. Eles têm origem na medula espinhal, terminando nos
músculos do corpo e parte dos músculos do pescoço, e origem no tronco encefálico,
terminando nos músculos da cabeça e em alguns do pescoço. Os motoneurônios
são também chamados de neurônios motores inferiores, sendo que os neurônios
que os comandam, principalmente os do córtex cerebral, são chamados de
neurônios motores superiores (Lent, 2010).
8
De acordo com sua forma, conexões e função, os motoneurônios distinguem-se em:
motoneurônios α, emergem das raízes ventrais musculares, inervam a maioria das
fibras musculares e comandam a contratilidade muscular; motoneurônios γ, inervam
fusos musculares e são especializados na monitoração do comprimento muscular,
não influenciando diretamente no mecanismo de contração; e motoneurônios β,
cujos axônios bifurcam-se em ramos que inervam as mesmas fibras que o
motoneurônio α e as mesmas que o motoneurônio γ. Em conjunto, motoneurônios
γ e β são chamados de neurônios fusimotores (Lent, 2010).
Os interneurônios encontram-se misturados aos motoneurônios, na medula e no
tronco encefálico. Podem ser excitatórios ou inibitórios, e participam da modulação
do comando motor (Lent, 2010).
1.1.1.3 EFETUADORES
Músculos são conjuntos maciços ou frouxos de células alongadas, capazes de
mudar o seu comprimento ativamente, contraindo-se ou relaxando sob controle
direto ou indireto de fibras nervosas, ou mesmo de forma espontânea segundo
ritmos intrínsecos que eles mesmos produzem (Lent, 2010).
Formado pelos músculos estriados esqueléticos, os efetuadores funcionam
estritamente sob comando neural, por meio de comando dos ordenadores.
1.1.1.4 CONTROLADORES
Os comandos enviados pelos ordenadores aos efetuadores são resultado de uma
ponderação entre a sequência enviada pelos planejadores e a retroalimentação
enviada pelos controladores. Esta retroalimentação fornece informações sobre o
estado do músculo também para os planejadores, que podem assim gerar novas
sequências e reenviá-las aos ordenadores, corrigindo possíveis erros de execução
e movimento.
9
O cerebelo é um importante centro de controle do movimento. Ele recebe aferências
maciças da medula espinhal e da ponte. As aferências medulares trazem
informações a respeito da posição no espaço. As aferências pontinas levam
informação do córtex cerebral especificando a meta do movimento pretendido. O
cerebelo compara este tipo de informação e calcula a sequência de contrações
musculares necessárias para se atingir a meta do movimento. Lesões do cerebelo
resultam em movimentos descoordenados e imprecisos (Bear et al., 2002).
Responsáveis pelo envio destas informações, os detectores (Figura 4) estão
localizados no próprio músculo e são denominados fusos musculares e órgãos
tendinosos de Golgi (Lent, 2010).
Figura 4. Fusos musculares e órgãos tendinosos de Golgi (Fonte: Autoria própria)
Os fusos musculares são responsáveis por detectar variações no comprimento
muscular, estando localizados em paralelo às fibras musculares. Possuem uma
inervação eferente de comando motor pertencente ao grupo de motoneurônios γ.
Possui também fibras aferentes mecanorreceptoras do tipo Ia e II, com grande
velocidade de condução de impulsos nervosos até a medula.
10
Pode-se dizer, portanto que as variações do comprimento muscular são codificadas
em frequência de potenciais de ação pelas fibras aferentes Ia, e constituem parte
da informação de retroação que os motoneurônios precisam (Lent, 2010).
A Figura 5 mostra as respostas consequentes do aumento do comprimento
muscular, que gera o estiramento das fibras intra e extrafusais e o aparecimento do
potencial receptor por meio das fibras aferentes Ia. Neste caso, há um aumento no
disparo de potenciais de ação até a medula.
Figura 5. Diagrama de respostas ao aumento do comprimento muscular
A Figura 6 indica a regulação que ocorre na diminuição do comprimento muscular.
Para garantir que as fibras intrafusais também se contraiam, são enviados
comandos dos centros motores superiores, regulando assim a amplitude do
potencial receptor e a frequência de disparo de potenciais até a medula.
Aumento de comprimento muscular
Estiramento de fibras intra e extrafusais
Aumento de tensão mecânica na membrana das fibras aferentes Ia
Aparecimento de potencial receptor
Aumento da frequência de disparo de potenciais de ação até a medula pelos aferentes
11
Figura 6. Diagrama de respostas à diminuição do comprimento muscular
Em contrações isotônicas, apenas o comprimento do músculo se altera. Em
contrações isométricas, ocorre a variação da tensão, sem grande alteração do
comprimento (Lent, 2010).
Formada por fibras colágenas, os órgãos tendinosos de Golgi possuem
ramificações das fibras aferentes do tipo Ib. São localizados em série entre o
músculo e o tendão, detectando qualquer tensão ativa produzida pelas fibras
musculares.
Nas Figura 7 e Figura 8, são descritas as respostas ao aumento e diminuição da
tensão muscular, respectivamente. Nota-se que não há mecanismo regulador de
sensibilidade da fibra neste caso.
Figura 7. Diagrama de respostas ao aumento da tensão muscular
Diminuição de comprimento
muscular
Contração apenas das fibras
extrafusais
Sob o controle de centros motores superiores, fusimotores β regulam a
tensão das fibras intrafusais
Regulação da amplitude do potencial receptor dos terminais Ia e II
Regulação da frequência de disparo de potenciais até a medula pelos aferentes
Aumento de tensão muscular
Estiramento das fibras colágenas
Estimulação dos terminais Ib
Aumento de potencial receptor
Aumento de frequência dos potenciais de ação até a medula pelas fibras Ib.
12
Figura 8. Diagrama de respostas à diminuição da tensão muscular
1.1.1.5 VIAS REFLEXAS
Reflexos são, além de movimentos automáticos em resposta a um estímulo
sensorial, mecanismos de extrema importância na regulação dos movimentos,
ajustando o comprimento e tensão dos músculos de acordo com a necessidade do
momento.
Dentre as classificações existentes, o reflexo de estiramento (ou miotático) possui
maior importância na compreensão da espasticidade. Considerado um reflexo
extensor antigravitatório de importância postural, possui como característica a
contração de um músculo em resposta ao seu próprio estiramento e continua a
funcionar até mesmo quando a medula espinhal é transeccionada, tornando-se
separada do encéfalo. No entanto, nos indivíduos normais, os reflexos são
constantemente submetidos ao controle dos centros superiores, que os modulam e
regulam continuamente (Lent, 2010).
As vias reflexas, em geral mais curtas, são formadas por fibras ou colaterais que se
destacam das grandes vias aferentes e fazem sinapse com o sistema eferente,
fechando arcos reflexos, ora mais, ora menos complexos (Machado, 2000).
O estiramento do fuso muscular é o estímulo para o reflexo de estiramento
(miotático), como o que ocorre quando um músculo é estirado passivamente. Isto
faz com que suas fibras sensoriais Ia disparem sinais com maior frequência até a
Diminuição de tensão muscularDecréscimo/desaparecimento de potencial
receptor
Decréscimo/desaparecimento da frequência dos potenciais de ação até a medula pelas
fibras Ib.
Inexistência de mecanismo de controle de regulação de
sensibilidade da fibra
13
medula (potencial receptor), excitando os motoneurônios α, o que causa uma maior
contração nas fibras musculares do músculo estirado.
Entretanto, são estimulados não apenas interneurônios que excitam motoneurônios
destinados a músculos agonistas ao estirado, mas também interneurônios que
inibem motoneurônios destinados a músculos antagonistas, que se mantêm
relaxados (inibição recíproca). Este mecanismo evita espasmos musculares e
danos devido ao superestiramento, regulando a excitação dos motoneurônios.
A sensibilidade dos fusos musculares pode ser regulada ativamente pelos
motoneurônios γ e fusimotores β. Estes são excitados pelos mesmos sinais que
excitam os motoneurônios α, além de sinais provenientes da região pontina
facilitatória do tronco cerebral fazendo com que as fibras intra e extrafusais se
contraiam ao mesmo tempo, efeito denominado co-ativação α-γ.
Em consequência da contração, há um aumento de tensão muscular, indicado pelos
órgãos tendinosos de Golgi, que por meio das fibras sensoriais Ib enviam sinais até
a medula. Nela, os interneurônios inibitórios, diminuem a excitação do motoneurônio
alfa, modulando o nível de contração do próprio músculo em atividade, podendo até
inibi-la completamente e diminuindo a tensão muscular.
Os interneurônios integram entradas de excitação e inibição, o que inclui entradas
diretas do córtex motor (Figura 9). Isto permite que o córtex utilize circuitos reflexos
como componentes para movimentos mais complexos.
14
Figura 9. Receptores, vias aferentes e motoneurônios (Fonte: Autoria própria)
Até mesmo quando o músculo está em seu comprimento de repouso, os fusos
musculares estão estirados o suficiente para ativar as fibras sensoriais, que enviam
uma série contínua de sinais para o SNC. Esta atividade mantém certo nível de
tensão, denominado tônus muscular.
O controle do tônus muscular é efetuado principalmente pelas vias descendentes
mediais, capazes de regular o tônus da musculatura axial e, assim também, a
postura do indivíduo. Os feixes vestibuloespinhais estão envolvidos com o controle
involuntário, ou seja, reflexo, do tônus muscular. Sua função é repassar para os
motoneurônios (α e fusimotores) as informações sobre a posição da cabeça
coletadas pelos órgãos do equilíbrio no labirinto. Os feixes reticuloespinhais, por
outro lado, estão envolvidos com o controle voluntário do tônus, através de reações
antecipatórias (Lent, 2010).
15
1.2 SÍNDROME DO NEURÔNIO MOTOR SUPERIOR
O tônus muscular pode estar alterado em diversas doenças do sistema motor, como
na Síndrome do Neurônio Motor Superior (SNMS), também conhecido como
Sistema Piramidal.
Frequentemente, há hipertonia quando os fusos musculares são estirados, como na
movimentação passiva, e, através do arco reflexo, os motoneurônios. Como estes
estão hiperativos, a contração reflexa é mais acentuada que em condições normais,
situação na qual alguns dos tratos encefalospinais exercem ação inibitória sobre o
arco reflexo. A hipertonia que ocorre nas lesões dos neurônios motores superiores
é denominada hipertonia espástica ou espasticidade (Machado, 2000).
Lesões que ocorrem no sistema nervoso central resultam em sinais positivos e
negativos. Os sinais negativos são responsáveis por capacidades normais do
sistema, como por exemplo, a força. Sinais positivos são anormais e são explicados
pela ausência de inibição do tônus muscular (Machado, 2000).
Esta Síndrome pode decorrer de lesões situadas desde o córtex até a medula
espinhal. Lesões situadas em diversos pontos podem provocar, além do déficit
motor, distúrbios de sensibilidade. Lesões que interrompem as vias descendentes
do córtex ou do tronco encefálico produzem movimentos voluntários (sinal negativo)
e, ao mesmo tempo, aumento do tônus muscular, característico do quadro clínico
da espasticidade. Neste caso, reflexos de estiramento são anormalmente ativos
(Nitrini e Bacheschi, 2003).
O estiramento passivo do músculo espástico encontra grande resistência inicial que
cessa bruscamente. Esta redução brusca se deve à estimulação de outro tipo de
receptor contido nos fusos musculares e de outros mecanoceptores que provocam
a inibição reflexa dos músculos submetidos ao estiramento (Machado, 2000).
Muitas vezes a lesão envolve todos os tratos, mas sem comprometê-los totalmente,
havendo preservação parcial das funções motoras e sensitiva (Machado, 2000).
16
1.3 TRATAMENTO DA ESPASTICIDADE
Considerando o fato de que até o momento não há cura para a lesão medular, o
tratamento da espasticidade consiste em diminuir a incapacidade do lesado
medular, ressaltando-se que este deve ser integrado a um programa de reabilitação.
Baseado na evolução da capacidade funcional, recursos da medicina física são
aplicadas na terapêutica da espasticidade. Dentre as técnicas aplicadas,
encontram-se a crioterapia, cinesioterapia, técnicas de retroalimentação,
estimulação elétrica funcional, utilização de órteses e terapia ocupacional.
Tratamentos medicamentosos e procedimentos cirúrgicos também contribuem para
a diminuição da espasticidade (Lianza et al., 2001).
Além disto, estudos evidenciaram que, apesar de não garantir um reaprendizado
para realização de caminhada sem suporte, o treino de marcha em esteira produziu
efeitos cardiovasculares e musculo-esqueléticos positivos, assim como a redução
da espasticidade (Hubli e Dietz, 2013).
1.4 AVALIAÇÃO DA ESPASTICIDADE
Na avaliação da espasticidade, são utilizados indicadores quantitativos e
qualitativos. Estes são utilizados para identificar a intensidade e sua influência no
desempenho da função, sendo úteis na indicação de intervenções terapêuticas e
análise de seus resultados (Leitão et. al., 2006).
A Escala Modificada de Ashworth é a escala mais amplamente utilizada na
avaliação da espasticidade. Sua aceitação deve-se a sua confiabilidade e
reprodutibilidade interobservador. A movimentação passiva da extremidade é
realizada avaliando o momento da amplitude articular em que surge resistência ao
movimento (Leitão et. al., 2006). A escala varia conforme Tabela 1.
17
Tabela 1. Escala modificada de Ashworth
0 Nenhum aumento no tônus muscular
1 Leve aumento do tônus muscular, manifestado por uma tensão momentânea ou por
resistência mínima, no final da amplitude de movimento articular (ADM), quando a região é movida em flexão ou extensão
1+ Leve aumento do tônus muscular, manifestado por tensão abrupta, seguida de
resistência mínima em menos da metade da ADM restante
2 Aumento mais marcante do tônus muscular, durante a maior parte da ADM, mas a
região é movida facilmente
3 Considerável aumento do tônus muscular, o movimento passivo é difícil
4 Parte afetada rígida em flexão ou extensão
A necessidade de garantir a reprodutibilidade e exatidão da avaliação da
espasticidade impulsionou diversos estudos a fim de quantificar o nível de
intensidade dos espasmos, independente de influência do paciente e do analisador.
O método mais difundido e utilizado é o Teste Pendular, no qual o monitoramento
de algumas grandezas por tecnologias disponíveis permite determinar índices
quantitativos, que são em grande parte comparados com os resultados obtidos com
as escalas.
1.4.1 O TESTE PENDULAR
Desenvolvido por Wartenberg, em 1951, o teste pendular consiste em um método
simples para avaliação do tônus muscular do quadríceps, que analisa os efeitos
causados pela espasticidade durante o balanço passivo do membro inferior,
possível de ser realizado facilmente no interior de clínicas. Inicialmente a intenção
era a aplicação na avaliação de rigidez parkisoniana (Wartenberg, 1951),
entretanto, foi reintroduzido por Badj e Vodovnik (1984), em 1984, para avaliação
da espasticidade em jovens pacientes com lesão medular e, a partir de então, tem
sido modificado e aplicado na avaliação da espasticidade originária de alterações
causadas pela síndrome do neurônio motor superior. O fundamento do teste
pendular é baseado nos fenômenos característicos da espasticidade: aumento do
18
tônus muscular, reflexo de estiramento e a relação de aumento do tônus de acordo
com o aumento da velocidade.
Assim, ele consiste em posicionar o paciente sentado sobre um apoio com as
pernas suspensas livremente. O examinador deve, então, levantar a perna do
membro relaxado até a posição horizontal, deixando-a cair em balanço livre. As
vantagens deste método são a simplicidade, baixo custo e adequabilidade para a
análise em tempo real por um computador (Bajd e Vodovnik, 1984).
Diversos métodos para captura do ângulo formado pela queda livre da perna têm
sido empregados. Inicialmente, eram utilizados goniômetros mecânicos, sendo,
mais tarde, substituídos pela versão eletrônica, o eletrogoniômetro, tornando-se o
método mais comum atualmente. A aquisição de sinais eletromiográficos também
ajudou na identificação das atividades do reflexo de estiramento (Bajd e Vodovnik,
1984; Fleuren, 2009). Feng e Mak (1997) utilizaram um sistema de vídeo para
análise de movimento. Jamshidi e Smith (1996) comprovaram a confiabilidade do
teste em ambos os métodos, eletrogoniômetro e vídeo. Bohannon (1987), com base
em trabalhos anteriores, utilizou também um dinamômetro para o monitoramento da
velocidade do movimento durante o teste pendular.
A combinação de um acelerômetro e um giroscópio foi realizada no
desenvolvimento de um sistema de detecção de movimento, a fim de estimar os
momentos das junções do corpo humano em análises dinâmicas (Liu et al., 2010).
Dois acelerômetros foram utilizados para detecção do ângulo da articulação do
joelho e, simultaneamente, a aceleração angular durante o movimento do pêndulo
(Yakamoto et al., 2012).
O teste do pêndulo, utilizado para avaliação de tônus do músculo quadríceps, vem
sendo endossado como uma medida prática. Os dados obtidos neste teste
apresentam uma variabilidade mínima e uma precisão alta, requer mínima
cooperação do paciente e, o mais importante, correlaciona-se significativamente
com os achados clínicos. Esse teste tem sido utilizado para avaliação de
espasticidade em pacientes portadores de hemiplegia, esclerose múltipla e lesão
19
medular e também para avaliação de eficácia de drogas antiespásticas e de
treinamento muscular (Salmela et al., 2002).
Badj e Vodovnik (1984) avaliaram o sinal resultante padrão fornecido pelo uso do
eletrogoniômetro, muito próximo a um sistema pendular amortecido. Desta forma,
analisaram o tempo de oscilação, número de ciclos e a razão de amplitude (R1).
Figura 10. Indicadores para quantificação da espasticidade
Neste esquema mostrado na Figura 10, maior atenção foi dada ao primeiro ciclo
como mais representativo em relação ao nível de espasticidade. Entretanto, foi
definido um índice de relaxamento R2: razão entre a amplitude da primeira queda
(A1) e a amplitude da diferença entre o ângulo inicial e o ângulo de descanso (A0).
Em indivíduos normais, o indicador R2 apresenta um valor de 1,6 aproximadamente.
Desta forma, foi proposto um índice normalizado, R2n, permitindo a classificação de
membros não-espásticos para valores de R2n maiores que 1 e membros espásticos
para valores menores que 1, representando níveis mais graves os valores mais
próximos a 0.
20
21
2. MATERIAIS E MÉTODOS
2.1 SISTEMA DE AQUISIÇÃO DE DADOS E ANÁLISE
Neste capítulo, são apresentados todos os componentes do sistema de aquisição,
processamento e análise dos dados provenientes dos transdutores, no que diz
respeito ao hardware, firmware e software.
2.2 TRANSDUTORES
O teste pendular permite avaliar o tônus do quadríceps. Logo, os transdutores
utilizados foram escolhidos para realizar a medição de variação do ângulo da
articulação do joelho (eletrogoniômetro) e a variação de vibração do quadríceps
(acelerômetro) durante o movimento de balanço característico do teste.
2.2.1 ELETROGONIÔMETRO
A mensuração de ângulos articulares ou goniometria é uma das técnicas utilizadas
pela cinemetria, a qual possibilita uma avaliação da amplitude articular, descrição e
compreensão dos movimentos realizados por segmentos adjacentes,
proporcionando uma análise quantitativa sobre patologias e graus de
desenvolvimento e controle de reabilitação da capacidade funcional (Esteves et al.,
2007).
O modelo S700 Joint Angle SHAPE SENSOR (Measurand Inc., Fredericton, NB,
Canadá) foi utilizado para mensurar o ângulo da articulação do joelho. Este
transdutor (Figura 11) possui um grau de liberdade e consiste de dois módulos
ligados por uma fibra óptica tratada em um de seus lados para que haja perda de
luz proporcional a sua curvatura. Assim, o ângulo entre os dois módulos determina
a quantidade de luz que trafega pela fibra.
22
Figura 11. Eletrogoniômetro Modelo Shape Sensor S700 Joint
Um dos módulos contém o circuito eletrônico que converte o sinal de luz para uma
saída elétrica. Alimentado por uma tensão de 5V, o transdutor fornece uma saída
linear de ±1.0 V para um intervalo de ±90o (Measurand, Inc., 2001).
2.2.2 ACELERÔMETRO
O monitoramento de vibração é um mecanismo utilizado em vários setores, como
na manutenção preditiva de motores de grande porte, indicando possíveis
anomalias. Considerando a característica do espasmo, observou-se que o emprego
de um acelerômetro, durante o teste pendular, poderia oferecer resultados
equivalentes aos sensores já utilizados em outros estudos. Uma vantagem,
entretanto, se dá ao fato de garantir independência no movimento, já que não há
necessidade de acoplar o acelerômetro a dois membros adjacentes, não
influenciando negativamente na execução.
O modelo MMA7361L (Freescale Semiconductor, 2008) possui as características
de ser um acelerômetro micro-capacitivo de baixo consumo (400µA), ser alimentado
com até 3,6V e detectar a ação da aceleração em 3 eixos (Figura 12). Apresenta
tamanho reduzido (24mm x 18mm x 18mm), a possibilidade de ajuste de
sensibilidade e um filtro passa-baixa já integrado.
23
Figura 12. Circuito com acelerômetro MMA 7361L
O dispositivo consiste de uma célula capacitiva e um circuito de condicionamento
de sinal. Esta célula é uma estrutura mecânica formada por um material
semicondutor, modelado como uma série de traves acopladas a uma massa central
móvel entre duas traves fixas. As traves móveis podem ser defletidas de suas
posições de repouso quando o sistema é submetido a uma aceleração. Conforme
estas traves acopladas à massa central se movem, a distância entre elas e as traves
fixas aumentam, ao mesmo tempo em que a distância até as traves fixas do outro
lado diminui. Esta mudança na distância é uma medida de aceleração (Freescale
Semiconductor, 2008).
Figura 13. Modelo físico simplificado (Adaptado de Freescale Semicondutor, 2008)
24
Esta disposição forma dois capacitores em contraposição. À medida que a trave
central se move com a aceleração, a distância entre as traves muda e o valor de
cada capacitor se altera (Figura 13).
A Figura 14 indica as saídas típicas de acordo com a posição do acelerômetro. O
eixo que está sofrendo a ação da gravidade da Terra apresenta +1g de aceleração,
correspondendo, aproximadamente, a 2,45V. Quando o eixo analisado não sofre
ação da gravidade (0g), a tensão passa a ser 1,65V e quando o acelerômetro é
posicionado contra a ação da gravidade, a saída passa a ser de -1g,
correspondendo a 0,85V, aproximadamente.
Figura 14. Acelerômetro: Saída x Orientação (Adaptado de Freescale Semiconductor,
2008)
Sinais de vibração são, em grande parte, compostos por inúmeras frequências que
ocorrem simultaneamente. A amplitude da vibração pode ser obtida de várias
25
formas: nível de pico a pico, nível de pico e valor quadrático médio (RMS). Como o
valor RMS indica a energia média contida no movimento de vibração, este foi um
dos indicadores escolhidos para quantificar o nível de espasticidade. A equação 1
indica a fórmula para cálculo do valor de RMS.
N
x...xxx
2
N
2
2
2
1
RMS
(1)
onde xRMS é o valor efetivo do vetor analisado, x1...xn são os valores que
compõem o vetor e N corresponde ao tamanho do vetor.
A integral de envoltório do sinal também é uma forma de se obter uma medida
da área de um sinal, considerando seus extremos. O cálculo é realizado por meio
da diferença resultante entre a integral abaixo da curva de picos e a integral abaixo
da curva de vales. Na Figura 15, pode-se visualizar a área delimitada pela
envoltória.
Figura 15. Envoltória de um sinal
26
2.3 DISPOSITIVO PARA AQUISIÇÃO DE DADOS
O hardware foi construído baseado na aquisição de sinais dos transdutores por meio
de um microcontrolador, responsável também pela conversão analógica/digital,
assim como pela transmissão dos dados até um microcomputador pelo barramento
USB.
Figura 16. Diagrama do sistema global. O sistema analógico é obtido a partir dos
transdutores, convertido para sinal digital pelo microcontrolador e enviado ao software
pela comunicação USB.
27
O responsável pela aquisição, processamento e envio dos dados é um
microcontrolador PIC18F4550 (Microchip Technology, Inc., Chandler, AZ, USA).
A escolha do microcontrolador foi feita de forma que ele atendesse ao número de
entradas analógicas necessárias e que possuísse já integrada a comunicação USB
(Universal Serial Bus). Desta forma, não é necessária alimentação externa por
bateria, já que a saída USB do computador é capaz de fornecer 5V (até 500mA),
suficientes para o funcionamento do sistema. As vantagens deste tipo de
comunicação se resumem em maior velocidade de transmissão, facilidade de
instalação e capacidade de fornecer potência para alimentação de dispositivos.
Componentes periféricos são necessários para o funcionamento do
microcontrolador, como reguladores de tensão, capacitores e um cristal.
Indicadores de funcionamento foram adicionados para permitir ao usuário identificar
se o sistema está alimentado e pronto para funcionamento. No circuito da Figura
17, é mostrada a relação entre os componentes.
A comunicação USB se baseia em quatro fios: dois responsáveis pela alimentação
e dois para transmissão de dados. Nas extremidades do cabo de comunicação, o
conector que se liga ao dispositivo é do Tipo B – envio de energia, e a extremidade
que se liga ao computador, do Tipo A – transmissão de dados e energia.
Com base no diagrama do circuito elétrico da Figura 17, foi gerado o desenho da
placa de circuito impresso, conforme Figura 18. A placa final pode ser vista na Figura
19.
A placa montada com os devidos componentes é mostrada na Figura 20. Na Figura
21, a placa já está alocada em uma caixa própria, na qual foram encaixados os
conectores para os transdutores e para a comunicação USB. Os leds indicam que
o equipamento está alimentado (verde) e pronto para funcionamento (vermelho).
28
Figura 17. Diagrama elétrico do sistema
29
Figura 18. Esquema da placa de circuito impresso
Figura 19. Placa de circuito impresso do sistema
30
Figura 20. Placa final montada
Figura 21. Equipamento final alimentado e em funcionamento
31
As Figura 22 e Figura 23 mostram a diferença entre um protótipo inicial - com
comunicação serial, placa universal e bateria - e a nova versão aperfeiçoada – com
comunicação USB, placa de circuito impresso e sem bateria .
Figura 22. Protótipo anterior - comunicação serial, placa universal e bateria de
alimentação
32
Figura 23. Nova versão do sistema - comunicação USB, placa de circuito impresso,
alimentação realizada pelo próprio USB
2.4 INTERFACE HUMANA
Um software foi desenvolvido para a aquisição dos dados, tratamento, visualização
e armazenamento no banco de dados. Um módulo para análise posterior dos dados
e cálculo de indicadores definidos também está disponível para o usuário final.
O desenvolvimento destas interfaces foram realizadas por meio da plataforma
LabVIEW (National Instruments, Austin, TX, USA).
2.4.1.1 IDENTIFICAÇÃO DO DISPOSITIVO
Um requisito para o correto funcionamento entre o dispositivo e a interface é a
geração e instalação de um driver para que o computador faça o reconhecimento
automático e inicie a comunicação USB. O driver é gerado por meio de uma
ferramenta que é disponibilizada pela própria plataforma. Estando o dispositivo
33
ligado ao computador, ele identifica suas características (Figura 24) e gera um
arquivo de extensão “inf”.
Este arquivo contém as informações de Vendor ID, Product ID, Manufacturer Name
e Model Name, permitindo ao computador identificar o equipamento quando este é
ligado a uma de suas portas USB. Estas informações já foram anteriormente
programadas e gravadas no microcontrolador.
Na primeira vez que o dispositivo for conectado ao computador, será pedido um
driver para instalação. Basta selecioná-lo e a partir de então o dispositivo sempre
será reconhecido.
Figura 24. Tela de geração de driver para o dispositivo
34
2.4.1.2 AQUISIÇÃO, VISUALIZAÇÃO E ARMAZENAMENTO
Uma interface amigável foi desenvolvida para permitir o uso de forma simples e
correta. Além disto, o usuário pode armazenar as coletas realizadas, de forma
organizada e possível de ser consultada posteriormente, pelo software de análise.
Figura 25. Tela para seleção de usuário
O acesso ao sistema é restrito, o que garante que cada avaliador possa gerenciar
seu banco de dados de forma independente. A tela inicial fornece as opções para
login e alteração/cadastro de usuários (Figura 25). O menu superior oferece as
opções de calibração, teste e consulta.
Inicialmente, é necessário realizar a calibração do eletrogoniômetro para que cada
avaliador possa utilizar seu método de referência, de acordo com o posicionamento
35
do eletrogoniômetro na perna do paciente. Para isso, deve-se pressionar o botão
CALIBRAR disposto no menu superior. A tela da Figura 26 irá aparecer.
Figura 26. Tela para calibração do eletrogoniômetro
Como a resposta deste transdutor é linear, é possível transformar as informações
provenientes do microcontrolador, que correspondem à transformação
analógica/digital dos dados de tensão, em medidas de ângulo. De forma simples,
basta o avaliador identificar a porta em que o dispositivo está conectado, posicionar
a perna no ângulo desejado e digitar o valor de ângulo que será estabelecido. Dois
pontos são necessários para elaborar a equação da reta de calibração. Entretanto,
para que haja menor erro, é recomendada a aquisição de no mínimo três pontos,
preferencialmente contendo os valores inicial, final e intermediário.
O próximo passo é a realização do teste pendular, ao clicar no botão “Teste” no
menu superior. Em seguida, o sistema oferecerá as portas disponíveis para
36
conexão. Caso a porta desejada não apareça na lista, é necessário clicar no botão
“Atualizar Portas” para atualização.
Figura 27. Tela para conexão do dispositivo
Para relacionar o teste a um determinado paciente, é necessário criar um novo
cadastro ou selecionar dentre os já cadastrados.
Figura 28. Tela para relacionar o teste a um determinado paciente
Após a seleção do paciente, uma tela, conforme a Figura 29, fornecerá as opções
para o teste. Pode-se, então, definir a frequência com que o computador irá obter
os dados do microcontrolador, sendo a frequência máxima de 110Hz.
37
Figura 29. Tela para visualização em tempo real dos dados obtidos
Figura 30. Seleção do tipo de gráfico
Pressionando o botão “Iniciar”, aparecerá uma tela para escolha do tipo de gráfico.
A opção “Fixo”, mantém o eixo x fixo, independente do tempo de aquisição. A opção
“Dinâmico” desloca o eixo x, mantendo melhor visibilidade do valor atual.
38
Estabelecendo-se a comunicação com sucesso, os dados correspondentes ao
eletrogoniômetro e os três eixos do acelerômetro, serão dispostos em suas
respectivas áreas.
Para encerrar o teste, o usuário deve pressionar o botão “Parar”. É importante
ressaltar que os dados só serão salvos, pressionando o botão “Salvar”. Neste caso,
o sistema pedirá para que o usuário identifique qual perna está sendo analisada
(direita ou esquerda). Caso os dados não estejam corretos, ou seja necessária a
realização de nova coleta, basta clicar em “Iniciar” novamente.
Figura 31. Tela para seleção da coleta a ser consultada
39
As coletas de dados que foram salvas estão disponíveis, quando pressionado o
botão “Consultar”. Como mostrado na Figura 31, ao clicar duas vezes sobre a opção
desejada na lista de pacientes cadastrados, aparecerão as datas das coletas
realizadas. A partir da seleção da data, ficarão disponíveis os horários das coletas,
bem como as opções relacionadas à perna.
Os dados armazenados serão dispostos conforme Figura 32. Ao clicar com o botão
direito sobre os gráficos, o usuário tem a opção de abrir a planilha contendo os
dados ou salvar em um arquivo de texto, para manipulação personalizada destes
dados (Figura 33 e Figura 34).
Figura 32. Tela para consulta dos dados armazenados
40
Figura 33. Opções para visualização da tabela de dados
Figura 34. Janela para exportar tabela de dados em arquivo texto
2.4.1.3 ANÁLISE
O sistema desenvolvido para análise relaciona visualmente os sinais armazenados
pelo sistema de aquisição e permite gerar indicadores de acordo com o transdutor
analisado.
Para isto, na tela inicial, o usuário deve selecionar o caminho da pasta em que os
dados do teste foram armazenados (Figura 35). A partir desta seleção, o sistema
carrega a lista de pacientes cadastrados e permite que o usuário selecione um item
para prosseguir com a análise.
41
Figura 35. Tela inicial do sistema de análise
A diferenciação entre os testes é feita pelos critérios: perna, data e horário. Assim,
é possível identificar grupos de arquivos, em caso de mais de uma repetição por
teste. Para isto, durante a seleção, é necessário manter a tecla CTRL pressionada.
A organização dos resultados depende da escolha destes dados, bem como da
escolha do momento do teste em relação ao tratamento realizado, por meio do
botão disponível com as opções PRÉ e PÓS. Em caso de uma nova análise, os
dados armazenados devem ser apagados por meio do botão “Limpar Análise”.
42
Uma pré-visualização do sinal é oferecida ao usuário, por meio de um duplo clique
sobre o item selecionado. Também são permitidas alterações nas configurações do
filtro para o sinal do acelerômetro.
A partir da seleção feita, o sistema segue uma rotina de tratamento do sinal para o
cálculo dos indicadores desejados. Pelo fato de o sinal possuir inúmeras oscilações
desprezíveis, o sinal é tratado ponto a ponto, conforme as etapas mostradas na
Figura 36.
Eletrogoniômetro Acelerômetro
Figura 36. Diagrama de tratamento dos sinais
Suavização de Sinal
Preenchimento de pontos (Δt=0,005s)
Identificação de ponto de início
Identificação de picos, vales e ponto de término
Determinação de A1, A0, R1, R2, R2n e Integral de envoltória do
sinal
Preenchimento de Pontos (Δt=0,01s)
Identificação do ponto de início e término
Filtragem
Identificação de Picos e Vales
Determinação de Integral de envoltória e valor RMS para os eixos
x, y e z
43
ELETROGONIÔMETRO
Suavização do Sinal: consiste em atenuar as oscilações de amplitude
insignificante, compreendendo as seguintes etapas:
Execução de média móvel, com N=5;
Atribuição de sentido - pontos adjacentes (crescente(1)/ decrescente(-1)/
patamar(0));
Preparação para identificação de picos e vales: exclusão de pontos que não
atendam à condição de no mínimo três pontos anteriores ao atual seguirem
uma tendência (1, -1 ou 0).
Figura 37. Suavização do sinal (eletrogoniômetro)
Preenchimento de pontos: como compensação pelos pontos excluídos na fase
anterior, são adicionados novos pontos para preenchimento do sinal (Figura 38).
Para isto, a cada par, é considerada a diferença entre ponto final e inicial e, de
acordo com o intervalo definido, neste caso, 0,005s, são realizados os cálculos das
respectivas médias e são inseridos novos pontos ao sinal original.
44
Figura 38. Preenchimento de pontos (eletrogoniômetro)
Identificação do ponto de início: é realizado o cálculo do coeficiente angular a
cada par de pontos até o momento em que este valor supera o definido. Neste caso,
considera-se ponto de início a partir do ponto em que o coeficiente angular se torna
maior que 50 (Figura 39).
Figura 39. Identificação do ponto de início (eletrogoniômetro)
45
Identificação de picos, vales e ponto de término: a partir do sinal já preparado
nas etapas anteriores, é possível identificar os pontos extremos do sinal por meio
das seguintes etapas:
Identificação de patamares, ou seja, diferença entre pontos adjacentes nula.
Em caso positivo, os pontos identificados de mesmo valor são agrupados e
substituídos por um único ponto (Figura 40);
Realização de preenchimento de pontos, de acordo com o intervalo de
0,005s (Figura 40);
Figura 40. Exclusão de patamares do sinal (eletrogoniômetro)
Definição de sentido dos pontos (crescente(1) e decrescente (-1)). Neste
momento, não existirão mais patamares (0).
Verificação de mudança de sentido, ponto a ponto. Assim que ocorrer
inversão de sinal, são verificados os N pontos posteriores e anteriores, neste
caso N=5, para comprovação de que o sentido se mantém invertido,
sinalizando assim este ponto como um extremo.
Considerando o ponto identificado, verifica-se se o ponto anterior possui
sentido igual a 1 e os seguintes igual a -1, concluindo-se assim que este
ponto representa um pico. Caso contrário, será considerado um vale (Figura
41).
46
Figura 41. Identificação de extremos (eletrogoniômetro)
Diferenças entre picos e vales menores que 2,5 são desprezados, a fim de
desconsiderar pequenos tremores. Desta forma, encontra-se o ponto de
término, ou ângulo de descanso (Figura 42).
Figura 42. Identificação de picos, vales e ponto de término (eletrogoniômetro)
Para a determinação da integral de envoltória, considera-se no início e final do sinal
um ponto de mesmo valor no eixo X, para os sinais de picos e vales (Figura 43).
47
Figura 43. Definição de faixa para cálculo de integral de envoltória (eletrogoniômetro)
ACELERÔMETRO
Preenchimento de pontos: assim como realizado no eletrogoniômetro, são
adicionados novos pontos para preenchimento do sinal (Figura 44). Neste caso, é
definido o intervalo como 0,01s, e são inseridos novos pontos ao sinal original.
Figura 44. Preenchimento de pontos (acelerômetro)
48
Identificação do ponto de início e término: inicialmente é realizada a média móvel
do sinal, com N=5, para redução de oscilações desprezíveis (Figura 45).
Figura 45. Método de média móvel aplicado ao sinal (acelerômetro)
Em seguida, é realizada uma média dos 100 pontos iniciais para se definir um ponto
de referência.
Figura 46. Identificação do ponto de início e término (acelerômetro)
Percorre-se todos os pontos realizando a diferença em relação à média calculada e
define-se como ponto de início, o ponto cuja diferença for maior que 5 (yn-y0). É
49
possível ver pela Figura 46 que o ponto se aproxima consideravelmente ao início
determinado por meio do sinal do eletrogoniômetro. A partir deste ponto, são
selecionados para análise os próximos 500 pontos (5 segundos) do sinal.
Filtragem: a faixa selecionada passa por um filtro passa-faixa Butterworth de ordem
4, com frequências de corte de 3Hz a 5Hz (Figura 47).
Figura 47. Filtragem do sinal (acelerômetro)
Identificação de picos e vales: a partir do sinal já preparado nas etapas anteriores,
o sinal passa pelo processo descrito anteriormente para detecção de picos e vales,
necessários para o cálculo da integral de envoltória (Figura 48).
50
Figura 48. Identificação de picos e vales (acelerômetro)
Os sinais tratados são então mostrados para o usuário, conforme Figura 49. Um
menu lateral oferece a possibilidade de habilitar/desabilitar legenda e paleta dos
gráficos, o que permite manusear, aumentar/diminuir o zoom e percorrer o sinal com
o cursor, caso habilitado por meio do botão disponível. A funcionalidade de adicionar
ou remover pontos (picos e vales) do sinal permite a correção dos pontos definidos,
caso o sistema tenha realizado as identificações de forma errônea. Também está
disponível a opção de visualização e modificação dos parâmetros para cálculo dos
picos, como número de pontos adjacentes, coeficiente angular e amplitude mínima.
Os indicadores resultantes do sinal em questão podem ser consultados ao se
pressionar o botão inferior localizado no menu lateral.
Após a realização das modificações necessárias nos sinais, ao se clicar no botão
lateral direito, é carregado o próximo teste (em caso de mais de uma seleção). Ao
término da análise dos sinais de um grupo “pré”, é necessário retornar à tela de
pacientes para carregar os arquivos do momento “pós”.
51
Figura 49. Tela de visualização e ajuste dos sinais
O resumo dos indicadores calculados é indicado na tela final, conforme Figura 50.
Nela, podem-se avaliar os resultados por teste e o resultado médio final de cada
momento. Um gráfico de barras permite a comparação entre os momentos e
apresenta o valor numérico da razão entre valores “pós” e “pré”. Com relação ao
eletrogoniômetro, as colunas destacadas em verde e laranja correspondem aos
indicadores calculados por meio de dados da curva. Já os destacados em verde e
rosa, correspondem aos parâmetros calculados por meio do resultado destes
indicadores.
O usuário tem a opção de exportar estes dados para um arquivo texto, ao clicar no
botão localizado a direita, logo acima dos gráficos de barra. Desta forma, pode-se
realizar uma análise mais complexa na comparação de vários pacientes.
52
Figura 50. Tela resumo de indicadores
2.5 PROTOCOLO EXPERIMENTAL
Os testes clínicos foram realizados no Laboratório de Biomecânica e Reabilitação
do Aparelho Locomotor – LABRAL (UNICAMP), local onde já são realizados
procedimentos similares ao teste pendular e metodologias para garantir o bem estar
dos pacientes lesados medulares, bem como recuperar movimento e sensibilidade.
Um dos métodos de reabilitação consiste no treinamento de marcha realizado em
conjunto com a aplicação de Estimulação Elétrica Neuromuscular (EENM)
(Azevedo, 2011). Um dos benefícios é a diminuição da espasticidade, melhorando
a condição de vida do paciente.
53
Testes para avaliar os efeitos deste método já vêm sendo realizados e o projeto
em questão compõe o conjunto de trabalhos, cuja Aprovação do Comitê de Ética
em Pesquisa da Unicamp corresponde ao Nº 882/2010 - Análise Clínica da
Espasticidade antes e após Estimulação Elétrica Neuromuscular e Marcha em
Esteira em Lesados Medulares.
O desenvolvimento da parte técnica do sistema foi realizado com o auxílio do
Laboratório de Biocibernética e Engenharia de Reabilitação - LABCIBER
(EESC/USP), o qual disponibilizou a instrumentação e material necessários.
A aplicação do teste foi realizada em cinco pacientes homens, conforme Tabela 2.
São indicados os níveis neurológicos de lesão de cada paciente, sua idade, tipo de
treinamento a que são submetidos, causa da lesão e a medicação administrada.
Tabela 2. Características dos pacientes participantes
Paciente Nível
Neurológico da Lesão
Idade (anos)
Tipo de Treinamento
Causa da Lesão
Medicação
1 C4 A 37 EENM Acidente de moto
Frontal (1x ao dia)
2 C5 C 25 Marcha em Esteira com
EENM Mergulho
Baclofen (1x ao dia)
3 T4 A 43 EENM Acidente de Moto
---
4 T4 A 47 Marcha em
Andador com EENM
Acidente de Carro
---
5 C6 A 24 EENM Mergulho Baclofen
(4x ao dia)
A realização do teste pendular foi executada por uma única pessoa. O teste consiste
em posicionar o paciente sentado em uma cadeira, desenvolvida especialmente
para este objetivo, elevar a perna estirada até o limite permitido pelo paciente, e em
seguida liberá-la para balanço livre.
54
O eletrogoniômetro foi posicionado lateralmente à perna, de forma a poder transmitir
as alterações de ângulo da articulação do joelho durante o balanço. O acelerômetro
foi posicionado sobre o quadríceps, sendo os eixos x, y e z definidos como na Figura
51. Os sinais dos transdutores foram enviados para o sistema de aquisição, que,
comunicando-se com o computador, possibilitou que analisador e paciente
visualizassem os sinais em tempo real.
A execução do teste foi feita momentos antes e momentos após a realização do
treinamento de reabilitação (Carvalho et. al., 2006) de cada paciente, nas pernas
direita e esquerda.
Figura 51. Posicionamento dos sensores na perna do paciente
Para cada perna, foi necessário calibrar o eletrogoniômetro, já que o padrão de
ângulos definidos deveria ser seguido, de forma a ser considerado ângulo 0° quando
a perna é estirada, e 90° quando a perna está em posição de descanso.
A equação (2) corresponde à perna esquerda e a equação (3), à perna direita.
Ângulo = (0,68 x Tensão) - 271,36 (1)
Ângulo = (-1,4 x Tensão) + 559,69 (2)
x
z
y
Acelerômetro
Eletrogoniômetro
55
3. RESULTADOS
A avaliação do sinal de vibração se torna dificultoso pelo fato de o sinal ser
composto por uma sobreposição de inúmeros sinais de frequências diferentes,
dentre os quais também estão presentes os sinais de ruído. Levando em
consideração este fato e a dificuldade de se encontrar um sinal que realmente
represente a vibração do quadríceps, foi realizado um teste controle, ou seja, um
teste pendular em um indivíduo que não apresentasse lesão medular.
A delimitação de uma faixa de frequências para análise foi então definida com base
na comparação do sinal controle e de sinais de um paciente com espasticidade
severa, momentos antes e após o treinamento de reabilitação realizado. Cada teste
foi realizado cinco vezes sucessivamente, o que explica as várias linhas
desenhadas nos gráficos. A linha de cor preta corresponde ao primeiro teste.
A Figura 52, Figura 53 e Figura 54 mostram a composição de frequências do
espectro dos sinais dos eixos x, y e z, respectivamente. Como as amplitudes
referentes às frequências de 10Hz a 50Hz não eram significativas, não são
mostradas nos gráficos.
Nota-se que em todos os eixos, as amplitudes dos sinais referentes ao controle são
insignificantes. As frequências mais baixas apresentadas correspondem ao
movimento natural da perna durante o balanço, não caracterizando vibração.
Com referência ao eixo x (Figura 52), ao analisar os sinais do paciente pós (c), nota-
se que há um aumento significativo em torno da frequência de 1Hz após o treino de
reabilitação. Provavelmente isto se deve ao fato que o sinal passa a ter uma
frequência que se destaca, suavizando o sinal e diminuindo a característica de
vibração. Entretanto, como medida a ser analisada, nota-se que entre as
frequências 3Hz e 4Hz, há uma diminuição considerável da amplitude dos sinais,
definindo assim uma faixa para análise.
56
Figura 52. Espectro de frequências – Eixo X
Com relação ao eixo y (Figura 53), nota-se o aparecimento de maioria de picos em
torno das frequências 3Hz e 4Hz, demonstrando, assim como no eixo x, uma
tendência de predominância de determinadas frequências. Considera-se, assim
como em x, a faixa entre 3Hz e 5Hz para análise.
57
Figura 53. Espectro de frequências – Eixo Y
O eixo z (Figura 54) não apresenta muito bem definido uma predominância de
sinais. Entretanto, pode-se notar que há uma diminuição, de forma geral, na faixa
de frequências entre 3Hz e 5Hz, adotando-se, assim, este intervalo para análise.
Os sinais de frequências muito baixas são, portanto, desconsiderados.
58
Figura 54. Espectro de frequências – Eixo Z
Além da análise do espectro, também foi feita uma varredura sobre o sinal, variando
a frequência de 0,5Hz a 12Hz, com intervalo inicial de 0,5Hz e o restante de 1Hz. A
Figura 55 comprova o destaque das baixas frequências no sinal controle. A Figura
56 mostra a diferença entre os momentos pré (0) e pós (1), o que ratifica as faixas
definidas por meio dos espectros.
59
Figura 55. Gráfico de barras Amplitude x Frequência - Controle
Figura 56. Gráfico de barras Amplitude x Frequência – Lesado medular Pré (0) - Pós (1)
Considerando a definição das faixas de frequência para filtragem dos sinais e a
delimitação dos pontos pelo usuário no sinal do eletrogoniômetro, os dados da
Tabela 3 foram obtidos para os cinco pacientes.
De acordo com os parâmetros resultantes a partir o sinal do eletrogoniômetro
podem ser calculados rR2n (razão R2n1/R2n0), rR1 (razão R11/R10) e integral de
envoltória dos pontos selecionados. A partir do acelerômetro, são calculadas as
razões resultantes dos valores RMS e a integral de envoltória para cada eixo, além
da média entre os eixos. Para cada teste, a primeira linha corresponde à média
60
resultante das repetições do momento pré, a segunda, à média das repetições do
momento pós e a terceira, à razão pós/pré.
Tabela 3. Resultados do teste pendular
Paciente Perna Teste
Eletrogoniômetro Acelerômetro
R2n R1 IntEnv RMS (x)
IntEnv (x)
RMS (y)
IntEnv (y)
RMS (z)
IntEnv (z)
Média RMS
Média Env
1
Direita 1
0,91 4,03 420,30 1,44 11,17 3,90 35,61 0,75 7,48 2,03 18,09
1,00 5,41 462,37 1,15 9,69 2,79 25,54 0,76 7,77 1,57 14,33
1,10 1,34 1,10 0,80 0,87 0,72 0,72 1,01 1,04 0,77 0,79
Esquerda 2
1,03 3,28 351,50 0,92 8,19 1,53 15,40 1,41 12,11 1,29 11,90
0,99 4,10 408,59 0,87 8,24 1,88 17,29 1,05 9,07 1,27 11,53
0,96 1,25 1,16 0,95 1,01 1,23 1,12 0,74 0,75 0,98 0,97
2
Direita 3
0,44 1,94 78,15 31,58 57,98 248,81 157,69 27,99 53,82 102,79 89,83
1,05 3,50 287,63 0,95 9,09 6,17 23,55 1,02 8,99 2,71 13,88
2,39 1,80 3,68 0,03 0,16 0,02 0,15 0,04 0,17 0,03 0,15
Esquerda 4
0,48 1,48 176,44 42,09 71,85 191,90 156,66 54,35 79,84 96,11 102,78
1,12 3,21 294,05 0,41 5,93 4,62 19,45 0,92 8,20 1,98 11,19
2,33 2,17 1,67 0,01 0,08 0,02 0,12 0,02 0,10 0,02 0,11
3
Direita 5
1,03 6,63 500,95 0,36 4,91 4,41 18,01 0,35 6,27 1,71 9,73
0,91 5,47 536,88 1,10 9,01 6,21 22,29 0,89 9,76 2,73 13,69
0,88 0,83 1,07 3,06 1,84 1,41 1,24 2,54 1,56 1,60 1,41
Esquerda 6
1,14 6,51 515,54 0,93 8,27 7,17 23,09 0,24 5,71 2,78 12,36
1,11 7,58 532,45 1,40 9,82 13,07 31,84 0,35 5,96 4,94 15,87
0,97 1,16 1,03 1,51 1,19 1,82 1,38 1,46 1,04 1,78 1,28
4
Direita 7
1,16 9,79 535,58 2,56 13,18 11,10 28,70 1,19 11,06 4,95 17,65
1,08 5,87 531,99 0,67 7,39 8,59 24,52 5,31 18,68 4,86 16,86
0,93 0,60 0,99 0,26 0,56 0,77 0,85 4,46 1,69 0,98 0,96
Esquerda 8
1,09 8,12 580,66 1,50 10,43 3,38 18,70 0,58 7,78 1,82 12,30
0,75 2,61 467,79 0,34 5,96 1,67 12,97 2,23 13,37 1,41 10,77
0,69 0,32 0,81 0,23 0,57 0,49 0,69 3,84 1,72 0,78 0,88
5
Direita 9
1,06 4,76 463,45 2,56 13,55 7,52 26,40 2,16 14,45 4,08 18,13
1,18 5,57 482,58 2,50 14,71 12,03 32,38 7,34 22,72 7,29 23,27
1,11 1,17 1,04 0,98 1,09 1,60 1,23 3,40 1,57 1,79 1,28
Esquerda 10
1,11 3,14 285,17 2,34 12,17 9,87 27,46 4,21 15,89 5,47 18,51
1,36 7,64 597,53 1,84 12,92 13,52 31,98 7,07 23,25 7,48 22,72
1,23 2,43 2,10 0,79 1,06 1,37 1,16 1,68 1,46 1,37 1,23
61
O índice R2n permite definir os membros como espásticos, quando o valor é menor
que um, e não-espásticos, quando ocorre o contrário. Assim, as linhas destacadas
em negrito na Tabela 3 correspondem aos membros que transitaram entre essa
classificação. O restante dos testes não será considerado na análise, pois, embora
tenha ocorrido mudança de valores, os membros permaneceram não-espásticos.
Os indicadores coloridos em verde representam um resultado positivo, ou seja,
diminuição da espasticidade. Os indicadores em vermelho representam resultado
negativo.
Uma análise visual permite identificar os sinais típicos para níveis de espasticidade
severa e leve.
Por meio da Figura 57 e Figura 58, é possível observar os sinais referentes à perna
direita do paciente 2, que apresenta espasticidade severa. Neste caso, o índice de
relaxamento se aproximou, após o treinamento, ao de um indivíduo normal,
praticamente dobrando seu valor, enquanto os valores RMS diminuíram em mais
de 50%. Devido à forma do sinal não se aproximar de um sinal senoidal amortecido,
o cálculo dos parâmetros sobre o sinal do eletrogoniômetro se torna duvidoso,
entretanto, o valor RMS, quantificando a vibração, se mostra adequado.
A Figura 59 e Figura 60 mostram os sinais referentes à perna direita do paciente 1,
apresentando uma espasticidade mais leve. Nota-se que a diferença entre os
índices de relaxamento pré e pós treinamento, é consideravelmente pequena,
entretanto, o valor RMS evidencia o aumento de tremor pós treinamento.
62
Figura 57. Sinais pré treinamento referentes a um paciente com espasticidade severa
Figura 58. Sinais pós treinamento referentes a um paciente com espasticidade severa
Figura 59. Sinais pré treinamento referentes a um paciente com espasticidade leve
63
Figura 60. Sinais pós treinamento referentes a um paciente com espasticidade leve
Tendo como foco a aplicabilidade do acelerômetro para a realização do teste
pendular, foi necessária a verificação de seus resultados, relacionando-os com os
resultados do eletrogoniômetro, já consolidados. A Figura 61 permite a visualização
da relação entre os parâmetros do eletrogoniômetro. Observa-se que há uma
tendência, embora em alguns testes os indicadores se contraponham, quando
relacionados à linha base igual a 1 (espasticidade/não espasticidade).
Figura 61. Relação entre parâmetros calculados a partir do sinal do eletrogoniômetro
64
O parâmetro R2n servirá como referência para comparação. Na análise, os pontos
preenchidos em preto significam que não há relacionamento do parâmetro com a
referência.
Figura 62. Relação entre parâmetro do eletrogoniômetro e acelerômetro - eixo x
A Figura 62 mostra os indicadores calculados pelo sinal do acelerômetro – eixo x.
Neste caso, em relação ao RMS, apenas dois testes tiveram resultado negativo, e
em relação à integral de envoltória, apenas um.
A Figura 63 se refere ao eixo y. Neste caso, em relação ao RMS e à integral de
envoltória, apenas um teste teve resultado negativo.
65
Figura 63. Relação entre parâmetro do eletrogoniômetro e acelerômetro - eixo y
Figura 64. Relação entre parâmetro do eletrogoniômetro e acelerômetro - eixo z
A Figura 64 se refere ao eixo z. Neste caso, em relação ao RMS e à integral de
envoltória, dois testes tiveram resultado negativo.
Finalmente, a Figura 65 se refere à média dos eixos x, y e z. Neste caso, em relação
ao RMS e à integral de envoltória, dois testes tiveram resultado negativo.
66
Figura 65. Relação entre parâmetro do eletrogoniômetro e acelerômetro - média (x,y,z)
Por meio da análise dos gráficos, pode-se observar que o índice de relaxamento
não demonstrou efetividade na diminuição da espasticidade após treinamento em
alguns dos testes, em sua maioria nos pacientes com espasticidade leve.
Temperatura corporal, estado emocional e outras condições fisiológicas são fatores
que alteram o comportamento da espasticidade e, por este motivo, o resultado pode
não retratar a realidade. Soma-se a isto o fato de que, por se tratar de espasticidade
leve, a diferença nos sinais é muito pouco sentida. Ressalta-se que há a
necessidade de aumentar a sensibilidade dos testes, por meio de uma frequência
de aquisição de dados mais alta e da identificação mais precisa da faixa de
frequência analisada, sendo assim um apontamento para um trabalho futuro.
Os dados utilizados foram facilmente fornecidos pelo software de análise, que se
mostrou de fácil manuseio e possibilitou a avaliação de um número de pacientes
maior.
67
4. CONCLUSÕES
Por meio deste trabalho foi possível evidenciar que o uso do teste pendular, apesar
de ser um conceito antigo, ainda pode ser aplicado com bastante eficiência, somado
à possibilidade de serem agregados elementos tecnológicos hoje mais facilmente
acessíveis.
O progresso de tratamentos para reabilitação carece de alternativas para avaliação
e readequação do processo. Entretanto, a distância entre as áreas de engenharia e
medicina é uma barreira para o desenvolvimento de sistemas que sejam aplicáveis
na realidade. Durante este trabalho, foram sentidas as necessidades de
aprendizado em lidar com o paciente, incluí-lo ao processo e principalmente, de
adequar a lógica de funcionamento do sistema, identificando padrões em um mundo
de inúmeras particularidades. A relação com os profissionais da saúde também
conduziu ao desenvolvimento de um sistema totalmente amigável, fornecendo
subsídios para identificar novas ideias e consolidar conceitos.
A inclusão de um acelerômetro no teste pendular garantiu maior flexibilidade ao
movimento do paciente e diminuiu o erro de captura do sinal durante a queda livre,
consequência da falta de controle do tronco e pernas. Além disso, foi possível
avaliar o efeito da espasticidade em 3 eixos simultaneamente.
O índice de relaxamento, indicador já há muito tempo estudado, não se mostrou
eficiente para representar diminuição da espasticidade em grande parte dos
pacientes com espasticidade leve. Em pacientes com espasticidade severa, a
identificação dos pontos para cálculo a partir do sinal do eletrogoniômetro se torna
extremamente difícil, além de se tornar suscetível à interferência do usuário. Assim,
nestes casos, a utilização do sinal do acelerômetro seria mais adequada, já que se
mostrou altamente confiável. Desta forma, foi possível comprovar a redundância do
sinal proveniente do acelerômetro ao proveniente do eletrogoniômetro.
68
Durante o estudo dos sinais, vislumbrou-se a possibilidade de identificação de tipos
de sinais, de acordo com um padrão, o que contribuiria para uma classificação mais
específica e a escolha de um tipo de indicador.
Por fim, o sistema de aquisição cumpriu seu papel em garantir a entrega dos dados
a um sistema de visualização em tempo real e de forma simples, além de garantir o
armazenamento dos dados de forma confiável e estruturada.
69
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Teive, H.A.G., Zonta, M., Kumagai, Y., 1998. Tratamento da espasticidade: uma
atualização. Arquivos de Neuro-Psiquiatria, v.56, n.4, pp. 852-858.
Yakamoto, Y., Jikuya, K., Kusuhara Toshimasa., Nakamura, T., Michinishi, H.,
Okamoto, T., 2012. Precise Measurement System for Knee Joint Motion During the
Pendulum Test Using Two Linear Accelerometers. In: Md. Zahurul Haq, Advanced
Topics in Measurement, InTech. Rijeka, 1st edition.
Wartenberg, R., 1951. Pendulousness of the legs as a diagnostic test. Neurology,
v.1, pp. 18-24.
72
73
ANEXOS
Renata Manzano Maria <[email protected]>
BIODEVICES 2013 - Authors Notification
BIODEVICES Secretariat <[email protected]> 26 de outubro de 2012 08:50
Para: [email protected]
Dear Eng. Renata Maria,
We are happy to inform you that the regular paper you have submitted to BIODEVICES, with
number 32, entitled ''CUSTOM BUILT DEVICE FOR SPASTICITY EVALUATION
ASSOCIATED TO SPINAL CORD INJURY'', has been accepted for a 20 minutes oral
presentation (Short Paper).
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74
- received the filled copyright form by e-mail, mail or fax (the document is available for
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before 13 November 2012.
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Should you have any question please don't hesitate to contact the secretariat.
Best regards,
Vera Coelho
BIODEVICES Secretariat
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confidentiality nor any privilege regarding the information is waived or lost by any
mistransmission.
75
CUSTOM BUILT DEVICE FOR SPASTICITY
EVALUATION ASSOCIATED TO SPINAL CORD INJURY A redundant signal to electrogoniometer in Pendulum Test
Renata Manzano Maria1,2, Karina Cristina Alonso2, Eliza Regina Ferreira Braga Machado de
Azevedo2, Renato Varoto1 and Alberto Cliquet Jr.1,2 1Department of Electrical Engineering, University of São Paulo (USP), São Carlos, Brazil
2Department of Orthopedics and Traumatology, University of Campinas (UNICAMP), Campinas, Brazil
{remmaria, ka.kcalonso}@gmail.com,{eliza.azevedo, rvaroto}@yahoo.com.br, [email protected]
Keywords: Spasticity; Pendulum Test; Biomedical Engineering; Electrogoniometer; Goniometry; Accelerometer;
Spinal Cord Injury; Clinical Evaluation.
Abstract: The proposal of this project was the development of a more objective system to evaluate spasticity,
dysfunction often presented by spinal cord injured people. As result, it will be possible to follow patient’s
progress in moments before and after any treatment, drawing comparisons through the acquired data. One
accelerometer was added to the original pendulum test, providing redundant and alternative signal to the
electrogoniometer, even in critical situations. Also, tests were performed in patients during treatments, what
confirmed the feasibility of the present system in this method of evaluation.
1 INTRODUCTION
There are many causes of spinal cord injuries. Among
them are: automobilist accidents, fire guns and diving
into shallow waters. Non-traumatic causes, as nervous
system diseases, can also lead to injury.
When spinal cord injury occurs, communication
between the brain and body is affected, consequently,
conduction of motor and sensory information is
impaired.
1.1 Spinal Cord Injury Levels
Injury can be complete, when there is an absence of
sensory and motor function in the lowest sacral
segments; or incomplete, when there is preservation
of any sensory and/or motor function below the
neurological level that includes the lowest sacral
segments (Kirshblum et al., 2011).
Paraplegia refers to impairment or loss of motor
and/or sensory function in the thoracic, lumbar or
sacral (but not cervical) segments of the spinal cord,
consequent to the damage of neural elements within
the spinal canal. With paraplegia, upper limb function
is preserved, but, depending on the injury level, trunk,
lower limbs and pelvic organs may present functional
losses (Kirshblum et al., 2011).
Tetraplegia term refers to motor or sensory
dysfunctions of spinal cord cervical segments due to
damage of neural elements within the spinal canal.
Tetraplegia results in impairment of function in upper
limbs as well as typically in trunk, lower limbs and
pelvic organs (Kirshblum et al., 2011).
Certain time after the occurrence of the spinal cord
injury, movement disorders tend to appear, what
hinders these people’s lives and can induce pain.
This study focus on one of these disorders: the
spasticity.
1.2 Muscle Tone and Spasticity
Each motoneuron, that originates from spinal cord,
innervates many muscle fibers. As the muscle fibers
do not contract themselves without the existence of a
real action potential to stimulate them (except in some
pathological situation), skeletal muscle tone is totally
dependent of nervous impulses originated from spinal
cord. Muscle tone is a state of partial tension of the
76
muscle at rest that allows the contraction to start
immediately after receiving a nervous impulse,
besides of defining the strength
with that the muscle resists to being strained. These
impulses are controlled in part by impulses
transmitted by the encephalon to the correspondent
motoneurons and in part by impulses originated from
muscle fuses localized in the proper muscle (Guyton,
1997).
The increase of muscle tone characterizes the
spasticity. In physical exam, spastic limbs present an
increased resistance to passive movement, which is
more accentuated with the increase of the amplitude
and speed imposed. The increased resistance to
stretching is greater at the beginning of the movement,
and decreases thereafter. (Leitão et al., 2006).
As spasticity affects the quality of spinal cord
injured people’s lives, since it causes functional
difficulties, besides pain and contractures, some
specific treatments can decrease these effects in some
muscle groups. Treatment is often considered
essential to prevent deformities, improve function and
release stressing symptoms (Miyazaki et al., 2008).
1.3 Rehabilitation
Some treatments are more used in rehabilitation
programs, aiming the reduction of patient incapacity.
Kinesiotherapy, Locomotor Treadmill Training,
Functional Electrical Stimulation, use of orthoses and
medication treatments are examples with satisfactory
results (Lianza et al., 2001).
According to Dietz (2008), complete spinal cord
injured individuals are beneficiated by gait training,
mainly by atrophy prevention and spasticity
reduction.
Patients can perform treadmill gait training
associated to neuromuscular electrical stimulation
(NMES). They are assisted by partial body weight
support (BWS) (30-50%, to allow heel strike), and by
physiotherapists that help them move their legs.
During treadmill gait (at 0.14-0.39 m/s), the 4-channel
electrical stimulator is also used to provide NMES to
aid the stance gait phase (through quadriceps muscle
activation) and the swing phase (stimuli to the fibular
nerve) (Carvalho et al., 2006; Abreu et al., 2009).
1.4 Existent Evaluation Methods
The increase of new methods in spasticity treatment
has driven forward new mechanisms to quantify its
degree, measuring progression and success of these
methods. In fact, there is a trend towards more
objective measurements in order to make possible
more precise and exact analysis.
In spasticity assessment, quantitative and
qualitative indicators are used. They are used to
identify intensity and influence on functional
performance, being useful for indication of
therapeutic interventions and analysis of assessment
results (Leitão et al., 2006).
Scales are common clinical measures of muscle
tone, among them are Ashworth Scale, Modified
Ashworth Scale and Spasm Frequency Scale. Besides
the patient’s influence, scales are also a very subject
grading method and do not allow smaller degrees
identification.
The use of tonus as a resource to establish
neurological diagnoses is possible through pendulum
test that evaluates muscle tonus of the quadriceps.
Data obtained in this test present minimum variability
and high precision, require minimum patient
cooperation and, the most important, they have
significantly correlation with clinical results. This test
has been used to evaluate spasticity in patients that
presents hemiplegia, multiple sclerosis and spinal
cord injury and also to evaluate the efficacy of
antispastic drugs and muscle training (Salmela et. al.,
2002).
Electrogoniometers and tachometers were used as
instrumentations to pendulum test of spasticity (Bajd
and Vodovnik,1984).
Procedure involving computerized video motion
analysis was applied as an alternative to goniometer
in pendulum tests (Stillman and McMeeken, 1995).
Linear accelerometers were used as an alternative
strategy to measure knee joint angle, what allows
unlimited movements of the patient (Yakamoto et al.,
2012).
Accelerometer was also combined to gyroscope in
the development of a motion sensor system, in order
to estimate joint moments in human dynamic analysis
(Liu et al., 2010).
Alternative tests are available also to upper limb,
as the use of a hand-held myotonometer for measuring
tone, elasticity and stiffness of the muscle
simultaneously, by applying a brief mechanical
impulse, followed by a quick release to the muscle
through acceleration probe (Chuang et al., 2012).
This project applies a common sensor (used in
motion analysis) to the original pendulum test: the
accelerometer. It provides information of thigh tremor
during the test execution.
As redundancy, one electrogoniometer is also
positioned in the patient to measure knee angle during
the balance.
77
2 DEVELOPMENT
2.1 Transducers
2.1.1 Accelerometer
A piezoelectric accelerometer was chosen to quantify
thigh tremor. The ACH-04-08-05 Accelerometer
Analog Test PCB (Measurement Specialties, Inc.,
Norristown, PA, USA) used in this system, presents
adequate features for this application. This unit
consists of the ACH-04-08-05 accelerometer with
thermal shield, a low-power operational amplifier,
resistors and capacitors that provide signal
conditioning (Figure1) (Measurement Specialties,
Inc., 2001).
Figure 1: ACH-04-08-05 Accelerometer Analog Test PCB
The accelerometer contains three cantilever beams
composed of a metal substrate with a piezoelectric
polymer element affixed to one side. The beams are
oriented to simultaneously measure acceleration in
three orthogonal, linear axes (X, Y and Z). The X and
Y axes are at a 45o angle relative to the accelerometer
package. Each beam is supported at one tip while the
opposite tip is free to flex in response to acceleration.
This flexion strains the piezoelectric material that
generates a charge proportional to the applied
acceleration. The accelerometer responds over a
frequency range from 0.3 Hz to 5.0 kHz, as a result of
the integrated electronics and the damped sensing
elements. The sensitivity of axes is 1.8 mV/g
(Measurement Specialties, Inc., 1998; Measurement
Specialties, Inc., 1999).
The ACH-04-08-05 Accelerometer Analog Test
PCB provides three simultaneous analog outputs, one
for each axis. Moreover, the circuit has a gain of 47.8,
a high-pass filter (0.34 Hz) and a low-pass filter (185
Hz). The entire circuit requires +5 V power supply
and drains 13 μA for all three axes (Measurement
Specialties, Inc., 1998; Measurement Specialties, Inc.,
2001).
Tremors, as vibration signal, are usually
composed of many frequencies that occur
simultaneously. Vibration amplitude can be
quantified in many ways: peak-to-peak level, peak
level and root mean square (RMS). RMS value was
chosen as an indicator because it shows the mean
energy contained in the vibration movement. It is
calculated according to the equation 1.
N
x...xxx
2N
22
21
RMS
(1)
xRMS is the effective value of the vector analyzed,
x1...xn are its values and N is the vector size.
2.1.2 Electrogoniometer
Goniometry is one of the most used techniques by
cinemetry, which allows the assessment of joint range
of motion, and the description and comprehension of
adjacent segments movement, providing a
quantitative analysis about pathology and functional
capacity rehabilitation (Esteves et al., 2007).
The S700 Joint Angle SHAPE SENSOR
(Measurand, Inc., Fredericton, NB, Canada) was used
to measure joint angle. This transducer has one degree
of freedom and it consists of two cases attached to
both tips of a 200 mm vinyl-covered metal cantilever
(Figure 2). The cantilever has plastic optical fiber
along the length on both sides, and the fiber is treated
on one side to lose light proportional to bending.
Thus, the angle between the two cases determines the
amount of light traveling through the fiber.
Figure 2: Electrogoniometer Shape Sensor S700 Joint
One case contains the electronic circuit that
converts the light signal from the sensor to an
electrical output. The transducer output is centered on
2.5 V (sensor is straight, for +5 V power supply and 5
mA of current draw) and it is linear and usable without
further processing. The output range is ±1.0 V for an
angle range of ±90o. The other case is used for
mounting (Measurand, Inc., 2001).
78
2.2 Hardware
Hardware was built based on data acquisition through
a microcontroller responsible also for analog to digital
signals conversion, as well as their transmission to a
computer through serial communication.
Figure 3: Global system diagram. Analog signal acquired
from the transducers is converted to digital signal by the
microcontroller and sent through serial communication to
the software in the computer.
Basically, the data acquisition unit consists of
PIC18F258 microcontroller (Microchip Technology,
Inc., Chandler, AZ, USA), MAX232 dual
driver/receiver (Texas Instruments, Inc., Dallas, TX,
USA), 9V battery as power supply with 5V voltage
regulator and support circuit for PIC (crystal and
capacitors).
An alternative way to the serial port
communication, not always available in many
computers, is the use of a USB-Serial converter cable.
Figure 4: Complete system. Transducers, serial cable and
equipment.
2.3 Firmware and Software
The microcontroller acquires data from transducers,
realizes analog to digital conversion and sends these
data to computer via serial communication. Libraries,
corresponding to the PIC, USART, Timer, A/D
converter and delays, were defined in the program of
microcontroller; ports used and their I/O functions
were also set up, and timing and clearing USART
buffer functions were declared.
The software built to user interface was developed
in LabVIEW 8.6 (National Instruments, Austin, TX,
USA) platform, using graphical programming called
G language.
Figure 5 shows the data acquisition screen.
Transducers data are shown in real time during test.
Figure 5: Data acquisition screen.
The data is stored by an identification given to the
patient at the capture moment. Figure 6 shows the
screen where the user can see historical data.
Figure 6: Historical data screen.
The electrogoniometer can also be calibrated. To
this project, 180º corresponds to the leg completely
extended, and 90º to the end of the balance. A linear
equation is created using values acquired by the
system, making a relation to determine the angle.
Other way to calibrate is setting the coefficients A
and B of the equation. This mode is indicated when
the calibration equation of the transducer is already
known.
The accelerometer data are not converted to
engineering units because they are just used to
quantify the intensity of fractionated movement
patterns.
79
3 METHODS
Tests were performed at Laboratory of Biomechanics
and Rehabilitation of the Locomotor System –
UNICAMP, with spinal cord injured patients (SCIs).
The SCIs volunteers are integrants of the
rehabilitation group that realizes treadmill gait
training with NMES. Tests were performed by two
patients (both legs), as presented in Table 1.
Table 1: SCIs volunteers characteristics
Patient 1 2
Gender Male Male
Neurological Lesion Level C5 T3
Asia Scale AIS C AIS A
The patient is positioned in supine position, in a
way that his leg may have free balance when released.
A triangular lumbar support (45°) is placed under the
patient to not induce spasticity.
As shown in Figure 7, the electrogoniometer is
positioned laterally to the patient’s leg and the
accelerometer, above the leg (quadriceps direction).
Figure 7: Sensors position.
At the beginning, the physiotherapist extends the
leg and released it, letting it falls freely until it stops.
Data are acquired and stored by the software.
Tests were performed three times consecutively
for each leg, before and after the treadmill gait
training with NMES.
4 RESULTS
For reference purpose, signals from healthy volunteer
were acquired (Figure 8). First graph refers to the
electrogoniometer signal, similar to a damped
pendulum movement during the balance, presenting
no abrupt signals or interruptions. Signals from three
axis of the accelerometer can be also observed in
Figure 8.
Figure 8: Data from control patient.
As a more quantitative way of interpretation, RMS
from each repetition is calculated. The mean of the 3
axis are shown in Table 2. Values indicate few thigh
tremor during the balance.
Table 2: RMS values of reference signals.
𝐑𝐌𝐒(𝐱)̅̅ ̅̅ ̅̅ ̅̅ ̅̅ 𝐑𝐌𝐒(𝐲)̅̅ ̅̅ ̅̅ ̅̅ ̅̅ ̅ 𝐑𝐌𝐒(𝐳)̅̅ ̅̅ ̅̅ ̅̅ ̅̅
0,16 0,16 0,07
SCIs test results are shown in Figure 9, before
training, and in Figure 10, after training.
Mean of the three repetitions (RMS(x)̅̅ ̅̅ ̅̅ ̅̅ ̅̅
RMS(y)̅̅ ̅̅ ̅̅ ̅̅ ̅̅ , RMS(z)̅̅ ̅̅ ̅̅ ̅̅ ̅̅ ) of each leg was extracted in both
moments, before and after. Then the difference
between these two moments was calculated (Table 3).
Table 3: Differences of RMS mean values corresponding
to instants before and after treadmill gait training.
Patient Leg ∆𝐑𝐌𝐒(𝐱)̅̅ ̅̅ ̅̅ ̅̅ ̅̅ ∆𝐑𝐌𝐒(𝐲)̅̅ ̅̅ ̅̅ ̅̅ ̅̅ ̅ ∆𝐑𝐌𝐒(𝐳)̅̅ ̅̅ ̅̅ ̅̅ ̅̅
1 Left 2,22 1,23 2,44
Right 1,39 0,86 1,95
2 Left 18,63 10,86 8,03
Right 1,86 2,89 0,69
80
Figure 9: Data before training.
Figure 10: Data after training.
It is possible to observe that there is a significantly
decrease of RMS value in the three axis signals of the
accelerometer, when both instants are compared.
Measuring in three axis are made to improve the
spatial sense compared with the electrogoniometer.
Figures 11, 12 and 13 allow a visual understanding of
these data and make possible the evaluation the
redundance of the sensors when used in pendulum
test.
Besides that, it is possible to notice that instants after
the training, the movement tends to be similar of a
pendulum one, as occurs with the control signal
obtained initially. This means that the spasticity has
decreased significantly.
Figure 11: Angle x Vibration – Control signal.
Figure 12: Angle x Vibration – Before training signal.
Figure 13: Angle x Vibration – After training signal.
5 CONCLUSIONS
Along the study, the feasibility of the accelerometer
use in spasticity quantification was verified, since the
tremor is certainly present during the pendulum test.
Besides, it was possible to obtain RMS values as
parameters to quantify spasticity.
81
Electrogoniometer, usually used in pendulum test,
maintains its functionality as a redundant and
complementary signal.
However, in severe spasticity, as the
electrogoniometer signal does not allow parameters
calculation, due to irregular signal shape, the use of
signal provided by accelerometer is more appropriate.
Future works are encouraged by adding new
accelerometers in different positions, proportioning
not only acceleration values, but also, velocity and
position.
REFERENCES
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increase of muscle cross-sectional area in
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Specialties: Datasheet. Available in: <
http://www.meas-spec.com/>. Accessed in: March,
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Accelerometer, 1999. Piezo Film Sensors - Technical
Manual. Norristown, PA: Measurement Specialties,
Inc..
ACH-04-08-05 (Multi-Axis) and ACH-04-08-05
Analog Test PCB. Piezo Film Sensors - Product
Guide and Price List. Norristown, PA: Measurement
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Carvalho, D. C., Martins, C. L., Cardoso, S. D.,
Cliquet Jr., A., 2006. Improvement of metabolic and
cardiorespiratory responses through treadmill gait
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Chuang, L., Wu, C., Lin, K., 2012. Myotonometric
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Dietz, V., 2008. Body weight supported gait training:
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Esteves, A.C., Stolt, L.R.O.G., Leite, R.M., Dos Reis,
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http://www2.rc.unesp.br/eventos/educacao_fisica/bio
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ELETROGONIOMETRO%20IDENTIFICADO.pdf
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Guyton, A.C.M.D, 1997. Tratado de fisiologia
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Kirshblum, S.C., Burns, S. P., Biering-Sorensen, F.,
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Lianza, S., Pavan, K., Lourenço, A. F., Fonseca, A.P.,
Leitão, A. V., Musse, C. A. I., Santos, C. A., Masiero,
D., Quagliato, E., Fonseca Filho, G. A., Granero, L.
H. M., Gianni, M. A. C., Gal, P. L. M., Rosetto, R.,
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Teive, H.A.G., Zonta, M., Kumagai, Y., 1998.
Tratamento da espasticidade: uma atualização.
Arquivos de Neuro-Psiquiatria, v.56, n.4, pp. 852-
858.
Yakamoto, Y., Jikuya, K., Kusuhara Toshimasa.,
Nakamura, T., Michinishi, H., Okamoto, T., 2012.
Precise Measurement System for Knee Joint Motion
During the Pendulum Test Using Two Linear
Accelerometers. In: Md. Zahurul Haq, Advanced
Topics in Measurement, InTech. Rijeka, 1st edition.
82
Renata Manzano Maria <[email protected]>
BIODEVICES 2014 - Conditional Selection
BIODEVICES Secretariat <[email protected]> 19 de novembro de 2013 13:44
Para: [email protected]
Cc: [email protected], [email protected], [email protected],
[email protected], [email protected]
Dear Mrs. Eliza Azevedo,
We are happy to inform you that the regular paper you have submitted to BIODEVICES, with
number 9, entitled ''SPASTICITY ASSESSMENT THROUGH PENDULUM TESTING IN
INDIVIDUALS WITH TETRAPLEGIA UNDERGOING REHABILITATION WITH
NEUROMUSCULAR ELECTRICAL STIMULATION'', has been accepted.
It has not been decided the recommended type of presentation (Full/Short/Poster) of any
paper, yet. You will be informed of this on December 11, 2013 but we would like to let you
know as soon as possible about this paper acceptance so that you could have access to the
reviewer’s remarks and have more time to improve the final version of your paper. Since the
number of pages that each paper is supposed to have in the proceedings depends on the type
of presentation, as indicated at the conference website, there will be some uncertainty
regarding this aspect until December 11, 2013. The final version is expected to be submitted
no later than December 23, 2013.
All reviews are available at the PRIMORIS Author's Home http://www.insticc.org/Primoris/.
Please login and then go to Author’s home / Conditional Selection, to access the reviews.
The e-mail associated with your account is also your username: [email protected]
You will notice that the PRIMORIS system provides now a “rebuttal option” by which you can
argue or complain about the lack of accuracy of any of the reviews, if you wish to do so. Your
comments will be forwarded to the respective reviewers and analyzed by the chairs.
Should you have any question please don't hesitate to contact us.
Best regards,
Vera Coelho
BIODEVICES Secretariat
83
84
Renata Manzano Maria <[email protected]>
Your submission to Physiol. Meas.: PMEA-100378
[email protected] <[email protected]> 3 de junho de 2014 18:49
Para: [email protected], [email protected], [email protected],
Dear Ms Azevedo,
Re: “Posture influence on the pendulum test of spasticity in spinal cord injured patients" by
Azevedo, Eliza; Maria, Renata; Alonso, Karina; Cliquet, A
Article reference: PMEA-100378
Thank you for your submission, which will be considered for publication in Physiological
Measurement, as a Paper. The reference number for your article is PMEA-100378. Please
quote this number in all future correspondence regarding this manuscript.
As the submitting author, you can follow the progress of your article by checking your Author
Centre after logging in to http://mc04.manuscriptcentral.com/pmea-ipem Once you are signed in
you will be able to track the progress of your article, read the referee reports and send us your
electronic files.
Please do not hesitate to contact us if we can be of assistance to you.
Yours sincerely
Sarah Obertelli
Publishing Team
Jon Ruffle - Publisher
Richard Kelsall and Marric Stephens - Publishing Editors
Sarah Obertelli - Publishing Administrator
Amy Harvey - Production Editor
Letter reference: SAu05