A Methodological Approach to Multisensor Classification

IAS 2010 – Instrumentação e Aquisição de Sinais
Projecto final
Lisboa, Portugal, 16 Dezembro 2010
Interface Homem Máquina
Controlo de um Computador Utilizando um Acelerómetro e Electromiografia
Luís Pereira, Bruno Santos, Rui Pinto, Marta Farracho, João Costa, e Mafalda Gonçalves
Resumo – Este projecto teve como objectivo a implementação de
uma Interface Homem-Máquina (IHM) que possibilite o controlo
do cursor de um computador por indivíduos incapacitados ou
profissionais de saúde. A interface implementada assenta na
medição
do
biopotencial
de
contracção
muscular
(electromiografia) e no registo do movimento de um acelerómetro
triaxial. O conjunto acelerómetro e eléctrodos pode ser
incorporado numa luva, sendo utilizado na mão, por indivíduos
saudáveis, ou noutros locais, como, por exemplo, na cabeça, por
indivíduos incapacitados. Verificou-se que, tendo o acelerómetro
fixo na cabeça, o controlo da posição do cursor é bastante fácil.
Quanto à miografia, esta pode ser feita com outros grupos
musculares que não o abdutor do polegar, dependendo da
necessidade do indivíduo. O controlo do rato de um computador
permite o acesso a todas as suas potencialidades, já que pode ser
utilizado um teclado no ecrã para introduzir dados. A IHM
implementada permitiu controlar o rato de forma bastante
intuitiva e sem grandes falhas.
Indexação – Interface Homem-Máquina, Acelerómetro,
Electromiografia, Computador, Rato, MatLab®, Biopotencial.
I. MONOGRAFIA
A Interface Homem-Máquina tem inúmeras vertentes de
aplicação. Vários sinais biológicos podem ser adquiridos,
implicando diferentes implementações tecnológicas.
Independentemente do método escolhido, o utilizador deve
conseguir interagir com a máquina de forma intuitiva e a
aquisição do sinal tem de ser realizada de forma eficiente e
quase instantânea. Esta interface pode ser entendida como
bidireccional, ou seja, tanto pode ser Interface HomemMáquina como Interface Computador-Homem (gerar um
sinal num computador e a partir dele conseguir uma
resposta do corpo humano). Um exemplo concreto de
interface Computador-Homem são os sistemas de realidade
virtual, que têm como principal aplicação prática a
possibilidade de criar próteses virtuais que permitam a
recém-amputados treinarem o funcionamento de futuras
próteses, conseguindo-se deste modo diminuir o tempo de
recuperação do doente. [8]
Este trabalho teve como principal foco de interesse as
Interfaces Homem-Máquina (IHM), que têm como
principal objectivo a obtenção de uma resposta de uma
máquina, partindo de um estímulo produzido por um
indivíduo (utilizador).
Um dos exemplos de desenvolvimento das IHM é a
evolução dos controladores nos videojogos. O primeiro
aparelho deste género foi desenvolvido em 1958 para o
videojogo Tennis for Two, um jogo simples de ténis, numa
perspectiva lateral, que funcionava através de um circuito
específico e de um osciloscópio. O comando, composto por
uma alavanca e um botão, encontrava-se ligado por um
cabo a um computador. Rodando a alavanca, o jogo
ajustava o ângulo de retorno da bola.
Fig. 1 - Jogo de “Tennis for Two”, à esquerda, e commandos da
PsMove©, à direita.
Actualmente, existem os comandos desenvolvidos pela
Sony e pela Nintendo: o PS Move© e o Wii Remote©. O
comando da Nintendo é constituído por um conjunto de
acelerómetros que registam os movimentos e permitem
interagir com as várias plataformas de jogos. Por sua vez, o
comando da Sony funciona através do reconhecimento de
luzes emitidas por LED’s, captadas por uma webcam
própria, um acelerómetro triaxial, um par de sensores de
inércia, um magnetómetro que serve para calibrar a
orientação do comando com o campo magnético da Terra e
um sensor de movimento angular de três eixos.
Paralelamente a todas as inovações que têm surgido no
campo dos videojogos, as IHMs têm especial interesse na
área das aplicações biomédicas. A sua utilização revela-se
bastante promissora no que diz respeito à substituição de
funções básicas do dia-a-dia em indivíduos incapacitados.
Por outro lado, durante a realização de cirurgias, é
frequente que os profissionais de saúde tenham necessidade
de recorrer a computadores. Uma dos interesses das IHMs
seria permitir o controlo sobre um computador, sem ter que
interromper o procedimento cirúrgico.
Tanto na área dos videojogos como das aplicações
clínicas, é importante que o sistema reconheça de forma
exacta o comando do utilizador para desencadear a resposta
pretendida.
A interface entre homem e máquina é feita através de
biopotenciais, sinais biológicos cuja aquisição é um
procedimento comummente utilizado na prática médica,
nomeadamente no diagnóstico de doenças. Os
biopotenciais são gerados pela actividade eléctrica de,
essencialmente, dois tipos de células, as musculares e as
neuronais, e devem-se ao movimento selectivo de iões
através da membrana, gerando potenciais eléctricos cuja
variação pode ser registada. [9] As técnicas utilizadas
podem ser realizadas de forma não invasiva e têm o seu
nome de acordo com o tecido celular a que dizem respeito:
a medição da actividade eléctrica do músculo cardíaco é
feita através de um electrocardiograma (ECG), a actividade
cerebral através de um electroencefalograma (EEG), a
actividade eléctrica gerada pelos movimentos oculares
através de um electrooculograma (EOG) e a actividade
eléctrica muscular através de um electromiograma (EMG).
O ECG, por exemplo, permite uma interpretação
transtoráxica da actividade eléctrica desencadeada pelas
células cardíacas, que é medida através de eléctrodos
colocados na pele. [9] Porém, este sinal não é utilizado no
desenvolvimento de IHMs, por não poder ser controlado
intencionalmente por um indivíduo. Já os restantes, por
corresponderem a estímulos voluntários, são passíveis de
utilização.
O recurso ao EEG no desenvolvimento de IHMs tem-se
revelado de especial interesse para indivíduos com
deficiências motoras severas que não tenham controlo
neuromuscular. Disto são exemplo as Brain-Computer
Interfaces, que fazem uso dos sinais eléctricos cerebrais
para controlo de dispositivos. [17] O EOG, já foi utilizado
como forma de controlar uma cadeira de rodas para pessoas
tetraplégicas. [10] A sua escolha é a mais indicada, por
exemplo, no desenvolvimento de IHMs pensadas para
indivíduos com Síndrome de Locked-in, uma condição rara,
na qual os movimentos do corpo inteiro se encontram
paralisados com excepção dos olhos, mantendo-se as
faculdades mentais inalteradas. [11]
No desenvolvimento de uma IHM, são fundamentais
vários aspectos. O utilizador tem que aprender de que
forma deve controlar a amplitude da sua actividade, seja ela
cerebral ou muscular, de modo a controlar a interface. É
importante que o comando possa ser feito de forma natural
e intuitiva, sem que seja necessário um período de treino.
Quanto ao sinal adquirido, é necessário um processamento
adequado de modo a eliminar o ruído associado, e o
número de eléctrodos utilizados, dependente do tipo de
actividade em questão, deverá permitir o registo de
informação suficiente, não sendo demasiado elevado, para
não comprometer a análise em tempo real do sinal
pretendido.
Neste trabalho optou-se por desenvolver uma aplicação
utilizando como biopotencial a actividade eléctrica
muscular. Dada a facilidade que existe em amplificar e
registar as tensões resultantes da contracção voluntária de
músculos
esqueléticos,
decidiu-se
recorrer
à
electromiografia (EMG), uma técnica não invasiva em que
o sinal pode ser adquirido por eléctrodos à superfície da
pele.
Os sinais provenientes da actividade muscular têm sido
amplamente utilizados no desenvolvimento de IHMs [12].
Muitos grupos de investigação têm utilizado a
discriminação de sinais de EMG como forma natural de
controlo de uma prótese de membros inferiores ou de
controlo computacional dinâmico [12]. O controlo deste
tipo de aparelhos requer uma aquisição fidedigna e em
tempo real do sinal EMG. Desta forma, é necessário existir
um sistema adequado de hardware e um processamento
computacional rápido. Uma das aplicações habituais para o
EMG baseia-se no sistema de interruptor on/off, que ainda
que ofereça boa resolução, apenas permite um grau de
liberdade. Para tentar colmatar esta lacuna, tem-se estudado
a implementação de sistemas multifuncionais que requerem
múltiplos eléctrodos mas que permitem um maior número
de graus de liberdade. Devido à variabilidade dos sinais
que são obtidos à superfície da pele, a análise de dados do
EMG deve seguir uma análise por processos estocásticos.
O atraso na aquisição do sinal pode ser contornado com
recurso a microprocessadores que melhoram a
discriminação do sistema EMG.
A. Contextualização da técnica
A interface computacional habitual, seja o teclado ou o
rato, resulta do contacto físico por pressão, devido aos
movimentos do utilizador. Estas interacções físicas
requerem movimentos coordenados de todo o membro
superior, incluindo o pulso, a palma e os dedos. Pessoas
com alguns tipos de incapacidades, como lesões da medula
espinal, paralisia ou membros superiores amputados, não
conseguem utilizar estas interfaces, já que estas são
desenvolvidas pensando unicamente no indivíduo saudável.
[14] Se o acesso ao computador pudesse ser facilitado, para
que pessoas com este tipo de dificuldades pudessem
realizar tarefas como a leitura ou escrita de documentos e a
comunicação a longa distância, utilizando a Internet, a sua
autonomia aumentaria. Existem já métodos alternativos que
permitem o acesso a computadores a este tipo de
indivíduos, que incluem aparelhos de contacto directo com
teclados físicos, como mouth-sticks e head-sticks. Contudo,
este tipo de aparelhos é pouco eficiente e inconveniente.
[14]
Fig. 2 – Mouth-stick [5]
Outro exemplo são os eye movement tracking systems,
que medem ou o ponto para onde o utilizador está a olhar
ou o movimento do olho relativamente à cabeça [6] e cuja
utilização é tão rápida quanto o cursor clássico de um
computador. Este tipo de tecnologia é, no entanto,
demasiado sensível respondendo mesmo a movimentos
involuntários. [14]
Em indivíduos amputados ou parcialmente paralisados,
é possível tirar partido do sinal proveniente de um músculo
funcional. Foi demonstrado que em indivíduos que
perderam a mão, os músculos do antebraço produzem
sinais semelhantes aos de um membro completo. [13] Os
sinais de EMG podem ser utilizados para reabilitar algumas
das funções motoras destes indivíduos, desde que exista
musculatura saudável no antebraço, controlando, em tempo
real, um braço robótico. [13] Este tipo de métodos, devido
à especificidade de cada amputação, tem que ser adaptado
caso a caso.
Existem menos IHMs desenvolvidas com base em EMG
do que em EEG, sendo que, das existentes, a maioria
recolhe o sinal do movimento do maxilar e das pálpebras.
Este tipo de movimentos pode ser importante em casos de
deficiências severas. No entanto, se os movimentos
corporais não corresponderem aos comandos desejados, o
utilizador poderá não ser capaz de controlar o computador
de forma natural e intuitiva. Assim, muita da investigação
que tem sido feita tem-se focado no desenvolvimento de
aplicações que combinem mais do que uma técnica de
aquisição de sinal para a correcta interpretação da intenção
do utilizador.
B. Electromiografia e actividade eléctrica muscular
A electromiografia é uma técnica que consiste na
medição da actividade eléctrica do músculo esquelético,
gerada pela contracção e relaxamento das fibras
musculares. As fibras apresentam, em geral, um diâmetro
de 10 a 80 μm, sendo cada uma delas enervada por uma
única terminação nervosa, localizada numa região próxima
do seu centro. Cada fibra apresenta filamentos adjacentes
de actina e miosina que são responsáveis pela contracção
do músculo. Os filamentos de miosina apresentam
pequenas projecções, chamadas cross-bridges, que, ao
interagirem com os filamentos de actina, desencadeiam a
contracção muscular.
Nas terminações dos filamentos de actina existem os
chamados discos Z, entre os quais existe a região ocupada
pelo sarcómero. Quando as fibras musculares contraem, o
comprimento do sarcómero aproxima-se dos 2 μm e os
filamentos de actina e miosina sobrepõem-se
completamente. Nestas condições, o músculo produz a
força máxima de contracção.
O mecanismo de contracção começa com um potencial
de acção que percorre um nervo motor e se propaga até à
sua porção terminal nas fibras musculares. O nervo liberta
uma
substância
chamada
acetilcolina,
um
neurotransmissor, que provoca a abertura de vários canais,
desencadeando a difusão de iões sódio para o interior da
membrana da fibra muscular. Segue-se um potencial de
acção que se distribui ao longo de toda a membrana da
fibra muscular, que é despolarizada, causando a libertação
em quantidades apreciáveis de iões cálcio que estavam
armazenados nas fibras. Os iões cálcio estabelecem forças
atractivas entre os filamentos de actina e miosina, fazendo
com que estes deslizem um sobre o outro, ocorrendo o
processo de contracção muscular. Após um curto intervalo
de tempo, os iões de cálcio são de novo armazenados no
retículo sarcoplasmático até que surja um novo estímulo.
Fig. 3 – Esquema Ilustrativo do sarcómero, a unidade funcional
do músculo esquelético [7]
As contracções musculares podem ser isométricas,
quando o músculo mantém o seu comprimento constante
durante o processo de contracção, ou isotónicas, quando o
comprimento do músculo diminui e a tensão gerada no
músculo se mantém constante. [9] De modo a gerar mais
força, um maior número de fibras musculares terá que ser
mobilizadas por acção neuronal. [13]
O sinal registado numa EMG depende da força que o
músculo é capaz de produzir, consoante do número de
fibras envolvidas e o comprimento total do músculo. O
sinal adquirido pode não corresponder unicamente ao
músculo de interesse, mas sim a um conjunto de vários
músculos, tanto próximos da superfície da pele como
músculos mais profundos. As diferenças de potencial
geradas pelos músculos alteram-se significativamente de
acordo com a sua condição, nomeadamente, o seu estado
de fadiga ou de contracção.
C. Introdução à metodologia utilizada
A aplicação desenvolvida neste projecto tem como
objectivo o controlo do cursor do rato do computador, e
assenta no uso de um acelerómetro triaxial e na aquisição
de um sinal de EMG.
O sinal adquirido por EMG requer o uso de eléctrodos
que devem ser aplicados à superfície da pele, posicionados
na direcção de um músculo. É captada a diferença de
potencial entre os dois eléctrodos, a qual vai ser
encaminhada para o circuito acoplado. O potencial evocado
é proporcional ao número de unidades motoras
despolarizadas e reflecte a activação que ocorreu nas fibras
musculares. Os eléctrodos utilizados possuem um gel
condutor constituído por Ag/AgCl para melhorar a
transmissão do sinal.
II. DESENVOLVIMENTO DO PROTÓTIPO
Os circuitos do protótipo foram montados em
breadboards, uma para o circuito de amplificação do sinal
da miografia, e outra para o circuito de filtragem dos sinais
provenientes dos vários canais do acelerómetro.
Nas subsecções seguintes serão descritos os circuitos e
respectiva implementação para o acelerómetro e EMG.
Os esquemas eléctricos apresentados na secção
Apêndices foram desenhados com o auxílio do software
Eagle, da CadSoft.
A. Acelerómetro
Fig. 4 – Eléctrodos Spesmedica
Os acelerómetros apresentam várias aplicações, entre as
quais a análise do movimento do corpo em estudos de
análise de marcha, análise da postura em diversas situações
(como no casos de indivíduos que utilizem bastante o
computador), detecção de tiques [15], entre outros.
O acelerómetro apresenta-se como o método mais
objectivo para verificar a actividade física de um indivíduo,
tendo sido desenvolvidos acelerómetros uniaxiais e
triaxiais portáteis que conseguem quantificar o movimento
do corpo. Estes aparelhos permitem fazer estimativas da
energia que foi despendida durante o movimento e são
capazes de detectar pequenos movimentos da cabeça,
impossíveis de identificar por meios de observação directa.
Existem diversos tipos de acelerómetro, tais como
acelerómetros capacitivos, piezoeléctricos, piezoresistivos,
magnetoresistivos ou dependentes de transferências de
calor, com funcionamentos intrínsecos distintos. [16]
Na interface desenvolvida, o clique do rato é actuado
através do sinal da EMG. O sinal pode ser adquirido a
partir da contracção de inúmeros músculos entre os quais
os músculos da mastigação (masséter, temporal e
pterigóideo). O acelerómetro regista os movimentos
efectuados pelo utilizador, os quais definem o movimento
do rato no ecrã, e pode ser anexado a qualquer parte do
corpo.
A nível clínico, esta implementação torna possível a
interacção com um computador para pessoas que, por
limitações, não consigam fazer uso de um comum rato. O
efeito combinado do acelerómetro, se posicionado na
cabeça do indivíduo, com a aquisição do sinal da EMG nos
músculos mastigatórios, representa um caso especialmente
interessante para doentes tetraplégicos que apenas
consigam efectuar movimentos com a cabeça.
Como ferramenta de software, utilizou-se o MatLab®,
por conter uma toolbox de aquisição que, com a devida
implementação, permite aquisição em tempo real de sinais.
Para além disso, apresenta uma total compatibilidade com a
placa de aquisição utilizada e a possibilidade de efectuar
cálculos numéricos com elevada eficiência e rapidez, assim
como a possibilidade de importar funções (neste caso em
linguagem JAVA) que permitem o controlo do cursor do
computador.
O controlo da posição do cursor do rato é feito com base
na inclinação da mão, tendo o acelerómetro fixo numa
luva. O acelerómetro de três eixos utilizado é o
MMA7260QT, da Freescale Semiconductor. Apesar de
triaxial, são apenas considerados dois eixos, já que o
movimento do cursor é apenas bidimensional. Assim, é
feita a medição da projecção da aceleração da gravidade
em dois eixos paralelos à superfície da mão, desprezandose o terceiro. Quando a mão está na horizontal, essas
projecções são nulas, e o cursor permanece imóvel. Por
outro lado, quando se inclina a mão segundo um ou ambos
os eixos, as projecções da gravidade deixam de ser nulas,
produzindo um sinal nas saídas do acelerómetro,
proporcional à inclinação da mão. Quanto maior a
inclinação, maior será a velocidade do rato no ecrã.
Foram propostas duas alternativas ao uso do
acelerómetro para controlar o cursor. Uma consistia em
posicionar o cursor de acordo com a diferença de potencial
do sinal de entrada, enquanto que a outra consistia em
proporcionar-lhe uma velocidade de acordo com essa
diferença de potencial. A primeira abordagem apresentou
bastantes problemas ao nível da maneabilidade, tendo-se
optado pela segunda.
O acelerómetro está montado numa placa e é alimentado
por uma pilha de lítio CR2032, de 3 V. Essa placa tem um
cabo com 4 condutores (3 para o sinal de cada um dos
eixos e um quarto para a massa). Esse cabo é ligado à
breadboard para se fazer uma filtragem das frequências
acima de 8 Hz, que não contêm informação relevante face
ao objectivo. Este limite foi identificado colocando o
acelerómetro na mão e movimentando-o com a máxima
frequência possível.
Fig. 5 – Acelerómetro: Face superior e inferior da placa a que está
soldado, juntamente com a pilha de lítio para a sua alimentação.
Na figura 6 apresenta-se um fotografia da breadborad,
na qual é possível identificar o vários componentes do
circuito.
Ampops
Filtro passa-baixo para o canal X
Filtro passa-baixo para o canal Y
Fig. 6 – Breadboard com o protótipo dos filtros passa-baixo
activos, para filtrar os sinais provenientes do acelerómetro
O circuito na breadboard é constituído por dois filtros
passa baixo, um para cada canal (ver figura 27, Apêndices,
contendo o esquema eléctrico dos filtros). Cada um destes
filtros é constituído por dois filtros passa baixo, um com
frequência de corte de 10 Hz e outro de 5 Hz. Estes foram
implementados utilizando a sua realização activa, com
ampops (LM741CN, identificados no esquema com IC1 a
IC4), dado que as elevadas resistências de saída do filtro
passivo aliadas ao grande comprimento do cabo do
acelerómetro para o filtro levariam à sobreposição
excessiva do ruído de 50 Hz da rede eléctrica.
dB
0
-10
1
10
100
Fig. 8 – Imagem do osciloscópio, ilustrando a eficácia do filtro
passa-baixo na eliminação de frequências elevadas, indesejadas
para a nossa aplicação, em que se pretendem variações lentas dos
sinais provenientes do acelerómetro. A amarelo: a entrada do
filtro. A azul: a saída do filtro, pronta para aquisição. Note-se
ainda um atraso de cerca de 25ms na saída do filtro relativamente
à entrada.
B. Electromiografia
O circuito implementado para a EMG tem como
objectivo proporcionar uma saída inequívoca quanto à
actuação do clique do rato, ou seja, num dado instante,
deverá ser possível distinguir sem dúvida se o “botão” do
rato está ou não premido. O esquema eléctrico é
apresentado em anexo, na figura 26. As figuras 9 e 10
dizem respeito ao protótipo, sendo possível identificar os
diversos componentes na breadboard.
1000
-20
Condensadores de desacoplamento
-30
Saída com
LED
-40
-50
-60
-70
f/Hz
Fig. 7 – Resposta em frequência dos filtros passa-baixo que
filtram as frequências mais elevadas dos sinais provenientes do
acelerómetro.
Amplificador de
Instrumentação
Amplificador de
Isolamento
Comparador
Fig. 9 – Breadboard com a identificação dos componentes
principais.
diferencial, de 2 pF, o que garante uma boa linearidade e
50 kHz de largura de banda. [2]
Uma vez que não há interesse em variações rápidas que
possam ocorrer no sinal da miografia, o sinal proveniente
da saída do amplificador de isolamento é filtrado num filtro
passa baixo, com frequência de corte de 10 Hz, cuja
resposta em frequência se pode ver na figura 11.
dB
Fig. 10 – Eléctrodos Ag-AgCl, à esquerda, e breadboard com o
protótipo do circuito para EMG e detecção de contracção
muscular, à direita.
Este circuito é constituído por duas partes distintas, do
ponto de vista de alimentação. Uma primeira parte,
constituída pelo amplificador de instrumentação e pelo
andar de entrada de um amplificador de isolamento, é
alimentada por duas pilhas de 9V. Esta parte do circuito
está isolada galvanicamente do circuito detector de
contracção muscular, placa de aquisição e computador,
alimentados por uma fonte de alimentação ligada à rede
eléctrica e à terra de serviço. Os condensadores C1-C4 são
condensadores de desacoplamento, recomendados pelo
fabricante do amplificador de instrumentação e de
isolamento.
A diferença de potencial aos terminais dos eléctrodos é
injectada na entrada do amplificador de instrumentação
(IC1), um INA126P, da Burr Brown. As suas principais
características são o baixo consumo, baixo ruído, baixa
corrente de entrada (25 nA, no máximo), elevado ganho
(regulável de 5 a 10000) e uma excelente rejeição de modo
comum (80 dB, no mínimo) [1]. Estas características
tornam-no um excelente amplificador para amplificação de
sinais fisiológicos. Para regular o ganho do amplificador de
um modo contínuo e prático, ajustável a cada indivíduo,
utiliza-se um potenciómetro (P1) de 470 Ohm. O
amplificador de instrumentação é alimentado por -9 V e
+9 V. A sua saída passa por um díodo rectificador, pois em
geral, na ausência de contracção muscular, a tensão atinge
valores negativos, o que, para esta aplicação, não tem
significado. Aquando da contracção do polegar, esta tensão
é positiva, e é o aumento de tensão que se pretende
detectar, para actuar o clique do rato.
De seguida, o sinal é introduzido na entrada de um
amplificador de isolamento (IC2), neste caso o ISO122JU,
também da Burr Brown. Este circuito integrado tem duas
partes distintas, cada uma com a sua alimentação, havendo
isolamento galvânico entre as duas, até um máximo de
1500 Vrms [2]. A primeira, na qual é injectado o sinal, é
alimentada pelas duas pilhas de 9V referidas, e a segunda
por uma fonte de alimentação de bancada. O sinal é
transmitido digitalmente através de uma barreira capacitiva
0
-5
-10
-15
-20
-25
-30
-35
-40
-45
1
10
100
1000
f/Hz
Fig. 11 – Resposta em frequência do filtro passa baixo aplicado
no circuito de detecção da contracção do músculo abdutor do
polegar.
Finalmente, dado que se pretende estabelecer um limiar
para a tensão proveniente da miografia a partir da qual se
tem a actuação do clique do rato, utiliza-se um comparador
(IC3), neste caso o MAX922, da MAXIM. Este
componente contém dois comparadores, sendo que apenas
é utilizado um deles, e, para além disso, possui um
consumo negligenciável e velocidades de resposta na
ordem dos µs. [3] O sinal de interesse, depois de filtrado, é
injectado numa das entradas do comparador. Na outra
entrada, tem-se a tensão de limiar, definida pelo ajuste de
dois potenciómetros que constituem um divisor de tensão,
o que permite obter tensões de referência entre 0 e 9 V.
Quando o sinal excede o limiar definido, a saída do
comparador passa de 0 a 9 V, sendo trivial, a partir deste
ponto, a detecção do clique do rato. Na figura 12, é
possível observar a transição do sistema da situação de
repouso para a de contracção do polegar.
Fig. 12 – Comportamento do circuito detector da contracção do
abdutor do polegar. À esquerda, a situação de repouso, e à direita
o estado das entradas e da saída após contracção. A amarelo:
entrada do comparador, proveniente da miografia. A azul: o limiar
de tensão. A roxo: a saída do comparador. Quando o sinal da
miografia (amarelo) ultrapassa o limiar (azul), a saída do
comparador (roxo) passa a 1.
Desde que os eléctrodos se mantenham na devida
posição e não se descolem da pele, é possível realizar
cliques muito rápidos do rato com este sistema, como
ilustra a figura 13.
consideravelmente longa, de cerca de 6 dias (com o circuito
sempre ligado), para pilhas de 9V com uma capacidade de
600mAh (típica de pilhas de 9V recarregáveis). As pilhas
alcalinas têm uma capacidade superior e, portanto, a
duração da descarga seria substancialmente superior.
O circuito com os filtros passa-baixo do acelerómetro
tem um consumo de 36mW, que é, à semelhança do
consumo dos outros circuitos, um valor pequeno que
qualquer fonte de alimentação de 9V pode fornecer.
D. Segurança Eléctrica
Fig. 13 – Comportamento do circuito detector da contracção do
abdutor do polegar aquando da realização de contracções
repetidas e de curta duração. Note-se a rapidez com que o
comparador passa de 0 a 1 (e vice versa). A amarelo: entrada do
comparador, proveniente da miografia. A azul: o limiar de tensão.
A roxo: a saída do comparador.
Para facilidade de ajuste do ganho do amplificador de
instrumentação e do limiar, sem a utilização do computador
ou osciloscópio, ligou-se à saída do comparador um LED,
que acende quando o sinal excede o limiar, ou seja, quando
é detectada uma contracção muscular.
Fig. 14 – Saída do comparador ligada a um LED, que acende
aquando da detecção da contracção do abdutor do polegar.
C. Consumo de Energia
O consumo de energia eléctrica de todos os circuitos
utilizados nas breadboards é muito baixo, como seria de
esperar, dado que não se trata de circuitos de potência.
O circuito da miografia tem um consumo de 72mW a
partir das pilhas de 9V e 100mW (666mW quando há a
detecção da contracção do polegar, devido ao LED
acender) a partir da fonte de alimentação. Assim, é
esperado que as pilhas tenham uma duração
Apesar da simplicidade do protótipo produzido, a
segurança deve ser um dos factores mais importantes a ter
em consideração. A norma que regulamenta as questões
relacionadas com o risco de choque, queimaduras, fogo,
descargas electrostáticas e outros perigos que podem advir
da utilização de dispositivos médicos electrónicos é a IEC601, adoptada na Europa com o nome EN-60601.
Segundo a IEC-601, há risco de choque eléctrico quando
o técnico pode entrar em contacto com alguma parte do
dispositivo que imponha uma queda de tensão superior a 25
VRMS ou 60 V DC [4]. Por outro lado, os circuitos
eléctricos em contacto com o doente devem ter em conta os
limites de corrente de fuga impostos pela legislação.
A primeira barreira entre o utilizador e os circuitos é a
caixa dos diversos dispositivos do sistema (fontes de
alimentação, sistema de medida, de aquisição, etc.). Neste
contexto, a fonte de alimentação utilizada pode não
cumprir com estas normas, pois é um modelo idealizado
para ser utilizado num laboratório de electrónica e não num
ambiente hospitalar. Por outro lado, os protótipos dos
circuitos estão montados em breadboards que não têm
qualquer tipo de caixa, mas as tensões envolvidas são
iguais ou inferiores a 9 V, pelo que não constituem um
risco de electrocussão. A placa de aquisição e computador
não constituem um problema, uma vez que apenas devem
ser tocadas pelo operador e têm as suas caixas ligadas à
terra de serviço, para protecção. Assim, a parte acessível do
protótipo tem um nível de segurança aceitável, embora
pudesse ser melhorado com a utilização de caixas
isoladoras e resistentes ao impacto para limitar o acesso aos
circuitos das breadboards.
A parte do protótipo crítica em termos de segurança é a
parte aplicada, que entra deliberadamente em contacto com
o doente. No caso da miografia, o nível de protecção contra
choque eléctrico pode ser classificado como Tipo BF (A
parte aplicada está isolada do resto dos circuitos). O
circuito a que estão ligados os eléctrodos deve ter em conta
os limites de corrente auxiliar (corrente na entrada do
amplificador de instrumentação) para o doente. Durante o
funcionamento normal, este limite é de 0,01 mA, e, em
caso de falha, é de 0,05 mA[4]. Tendo em conta as
especificações do amplificador de instrumentação, esta
corrente é, no máximo, de 25 nA, o que é muito inferior a
este limite. Em caso de falha, dado que a parte isolada do
circuito é alimentada por pilhas, a tensão máxima a que o
doente pode ficar exposto é 9 V, o que não constitui risco
de electrocussão. Por outro lado, os eléctrodos estão
colocados, em princípio, num membro, e o trajecto da
corrente não deve atravessar o coração, que é o órgão mais
sensível neste aspecto.
Na breadboard é difícil ter em conta a separação entre
pistas e assim manter a distância mínima de 12mm [4] entre
a parte aplicada e a parte de aquisição de sinal, com vista a
prevenir a passagem de corrente da parte não isolada para a
isolada em caso de descarga electrostática ou falha. No
entanto, a parte aplicada aparenta ser segura.
Quanto ao acelerómetro, a sua fixação é feita utilizando
materiais isoladores. Para além disto, a alimentação do
acelerómetro é feita com 3V, que não constituem uma
tensão perigosa. Poderiam existir correntes de fuga para a
terra, dado que o circuito do acelerómetro não está isolado
da placa de aquisição e fonte de alimentação, mas são
utilizados materiais isoladores na fixação, pelo que o
doente não entra em contacto físico com nenhuma parte
condutora do circuito do acelerómetro.
Fig. 15 – Placa de terminais com identificação das ligações.
III. AQUISIÇÃO E PROCESSAMENTO DO SINAL
Para aquisição do sinal, foi utilizada uma placa de
aquisição NI PCI-6220 da National Instruments, que
permite uma frequência de amostragem de até 250 kAps
para 16 canais, valores estes que superam em larga escala
os necessários à realização deste projecto.
O sinal adquirido é tratado, utilizando o software
MatLab®, de forma a simular um processamento em tempo
real. Idealmente, isto corresponderia a definir a frequência
de amostragem como infinita e a processar
instantaneamente cada amostra. Não sendo possível, é
escolhida uma frequência de amostragem elevada e
definido um procedimento que ao fim de um número de
amostras é chamado e as avalia.
A frequência de amostragem e o número de amostras a
analisar ao mesmo tempo foram escolhidos de forma a
maximizar a maneabilidade do cursor e a minimizar o
efeito de “saltos” no seu movimento. Esta escolha consistiu
em definir o intervalo de tempo a que correspondem as
amostras em análise em cada procedimento (a função
teste3), que corresponde à divisão do número dessas
amostras pela frequência de amostragem, como igual ao
tempo de execução do procedimento (à volta de 0,02
segundos). Porém, alterações nos processos em curso no
computador, ou a utilização de outro computador, podem
levar a uma variação dos resultados obtidos. Um período
maior a correr o procedimento poderá levar à perda de
maneabilidade, enquanto que um valor menor introduzirá
um efeito de salto, já que o cursor é movido e pára em cada
posição à espera que o procedimento seja de novo
chamado. Em laboratório, os valores escolhidos para a
frequência de amostragem e para o número de amostras
avaliadas em simultâneo foram de 3000 Aps e 80 amostras.
O procedimento utilizado começa por adquirir as
amostras através da placa de terminais, correspondentes aos
quatro primeiros canais, com a excepção do terceiro (na
placa, este corresponde ao valor devolvido pelo
acelerómetro em relação à aceleração na vertical, que não é
utilizado). Cada canal é composto por três entradas, sendo
que o sinal em si é a diferença entre as duas primeiras,
enquanto a terceira corresponde à massa. Na prática, ligouse a segunda entrada à massa.
Inicialmente, foi implementado um filtro de média.
Porém, optou-se por utilizar unicamente o filtro analógico
que filtra o sinal antes da sua aquisição, reduzindo assim o
consumo dos recursos do processador durante o
processamento do sinal. Além disso, um filtro por médias
seria mais indicado para um maior número de amostras
analisadas ao mesmo tempo, o que, neste caso, diminuiria a
maneabilidade do cursor.
Para cada amostra, a diferença entre os dois primeiros
canais e os valores de referência é multiplicada por um
factor de peso e arredondada, e o cursor é movido segundo
este vector. Existe um vector auxiliar que vai sendo
actualizado com a diferença entre os dois primeiros canais
e valores de referência multiplicados por um factor de peso,
e é esse que é arredondado e a partir do qual é coordenado
o movimento do cursor, permitindo assim registar
“velocidades” mais curtas. Para determinar os valores de
referência, partiu-se dos valores devolvidos pelo
acelerómetro numa posição neutra e estes foram sendo
adaptados para compensar as diferentes dificuldades de
movimento da mão (o movimento de pronação é mais
difícil do que o de supinação, quando a mão se encontra
com a palma para baixo). De forma a facilitar o
manuseamento do cursor, foram introduzidos valores
tampão, abaixo dos quais a diferença entre o sinal e os
valores de referência não produz movimento, facilitando
assim a estabilização do cursor e permitindo a redução dos
efeitos de algum do ruído que o sinal apresenta.
De
seguida
apresentam-se
alguns
gráficos
exemplificativos dos sinais adquiridos com 80 amostras
dos sinais adquiridos. O gráfico azul corresponde ao eixo
vertical, o verde ao eixo horizontal e o vermelho ao sinal da
miografia.
Fig. 16 – Acelerómetro em posição de mover o cursor para a
direita. A vermelho o sinal da electromiografia, correspondendo
ao estado de não-pressionar o botão esquerdo.
Fig. 17 - Acelerómetro em posição de mover o cursor para a
esquerda. A vermelho o sinal da electromiografia,
correspondendo ao estado de não-pressionar o botão esquerdo.
Fig. 18 - Acelerómetro em posição de mover o cursor para baixo.
A vermelho o sinal da electromiografia, correspondendo ao estado
de não-pressionar o botão esquerdo.
Fig. 19 - Acelerómetro em posição de mover o cursor para cima.
A vermelho o sinal da electromiografia, correspondendo ao estado
de não-pressionar o botão esquerdo.
Fig. 20 - Acelerómetro em posição de mover o cursor para baixo.
A vermelho: o sinal da electromiografia correspondendo ao
estado de pressionar o botão esquerdo.
Fig. 21 - Sinais adquiridos durante um largo período de tempo,
ilustrando os extremos de tensão provenientes do acelerómetro. A
azul: oscilação no sinal que coordena o movimento horizontal. A
verde: oscilação no sinal que coordena o movimento vertical.
Para o clique do rato recorreu-se à linguagem de
programação JAVA, que pode ser chamada a partir do
software MatLab. Para comandar os cliques esquerdos do
cursor, é utilizado o sinal devolvido proveniente da EMG.
Um valor de 9 V define o estado “botão pressionado”,
enquanto que um valor abaixo de 1 V define o estado
“botão não-pressionado”. Na prática, o botão é carregado e
largado quando o sinal dá uma indicação consistente (mais
de 60 amostras) da alteração de estado. Isto corresponde a
um intervalo na ordem das centésimas de segundo, o que
não influi no controlo do botão.
Entre o processamento de cada amostra, a informação do
estado do botão e da posição “fina” do cursor são
guardados de forma a poderem ser utilizados quando o
procedimento de avaliação for de novo chamado.
IV. CONCRETIZAÇÃO
No que diz respeito à interface desenvolvida, discutemse de seguida alguns pontos relativos à sua utilização.
Durante o seu desenvolvimento, todas as experiências
realizadas foram feitas colocando os eléctrodos e
acelerómetro na mão, por ser a forma mais fácil e intuitiva
de a testar.
Utilizam-se dois eléctrodos para a EMG, entre os quais
se vai medir uma queda de tensão. Estão colocados
segundo a direcção de contracção do músculo. Um deles
(na fotografia, preto) encontra-se ligado à entrada positiva
(pino 3) do amplificador de instrumentação, e o outro (na
fotografia, amarelo) à entrada negativa (pino 2) do
amplificador de instrumentação. Este posicionamento dos
eléctrodos provoca uma leitura de tensão positiva, aquando
da contracção do músculo em questão.
Fig. 23 – Colocação dos eléctrodos com adesivos.
Após a colocação dos eléctrodos é posta uma luva à qual
é preso o acelerómetro, ficando este o mais imobilizado
possível relativamente à mão. Para isso foi utilizado um
elástico ajustável.
Fig. 24 – Luva com acelerómetro.
Fig. 22 – Colocação dos eléctrodos na mão.
Para uma melhor fixação, já que os eléctrodos se
descolam facilmente devido ao suor, aos movimentos da
mão, ou por já terem sido excessivamente utilizados, foram
utilizados adesivos.
Na execução do projecto teve-se como principal
preocupação garantir que seria possível controlar os cliques
do rato com o sinal da EMG. Porém, sendo utilizada na
mão, esta aplicação teria utilidade apenas em indivíduos
saudáveis, com total controlo sobre os movimentos dos
membros superiores.
Tendo em vista uma aplicação clínica, decidiu-se
posicionar o acelerómetro na cabeça de um dos elementos
do grupo, tendo-se verificado que o controle do rato era até
mais fácil do que colocando o acelerómetro na mão. Com a
cabeça, é possível imobilizar o cursor muito mais
facilmente, já que não está sujeito ao tremor natural das
mãos de qualquer pessoa, saudável ou não. Para além disso,
é possível controlar o acelerómetro mantendo uma postura
correcta e descontraída, sendo apenas necessário inclinar a
cabeça para a frente, para trás, rodá-la para a esquerda ou
para a direita, consoante a direcção segundo a qual se
pretende mover o cursor.
Fig. 25 – Acelerómetro (ainda sem isolamento) colocado na
cabeça.
Uma vez que o local em que são colocados os eléctrodos
para a EMG é independente do posicionamento do
acelerómetro, é possível escolher qualquer grupo muscular
para coordenação do clique do rato. Num indivíduo
tetraplégico, sem qualquer controle sobre os membros, os
eléctrodos poderão, por exemplo, ser colocados num dos
músculos faciais. Não tendo sido experimentado no
laboratório, pensa-se que seja possível utilizar o músculo
da mastigação ou músculos do queixo, podendo estes
últimos ter uma utilização mais confortável já que não
implicam forçar os dentes para mastigar com a boca
fechada, de modo a contrair o masséter.
Esta interface não constitui, como é óbvio, um modelo
perfeito. Uma das possíveis melhorias, excluindo as
relacionadas com a ergonomia dos componentes, seria o
aumento da sensibilidade da miografia para detectar a
contracção de músculos mais pequenos, ou desenvolver um
algoritmo que permita um processamento de sinal mais
eficiente, melhorando a maneabilidade do cursor.
Para além disso, dever-se-iam utilizar caixas para os
componentes do protótipo e fazer uma placa de circuito
impresso para garantir que são satisfeitos os espaçamentos
mínimos entre pistas e componentes, por motivos de
segurança eléctrica.
V. CONCLUSÕES
Tendo em conta o tempo e recursos disponíveis, a
aplicação de IHM desenvolvida permite o controlo do rato
do computador de forma simples e bastante intuitiva.
Ainda assim, poderiam ser introduzidos alguns
melhoramentos neste modelo, para tornar possível o seu
uso generalizado. Por exemplo, a electromiografia revela
alguns problemas em termos de colocação dos eléctrodos,
já que se descolam facilmente, exigindo a utilização de
adesivos para fixação. No caso da mão, este problema
poderia ser minimizado trocando o posicionamento
escolhido por um que, com os movimentos, não tivesse
tanta influência no posicionamento dos eléctrodos, embora
a localização actual seja a mais intuitiva. O uso de uma
luva com um enchimento seria outra solução, porém, esta
teria de ser adaptada a cada utilizador. Outro problema é
que tanto o acelerómetro como a miografia exigem o uso
de fios para a ligação à placa de terminais, o que limita os
movimentos do utilizador. Poder-se-ia estudar a inclusão de
um sistema de tecnologia sem fios.
A fluidez do movimento do cursor está dependente da
disponibilidade do processador a cada momento, e exige a
instalação do software MatLab®, o que não facilita a sua
generalização. A criação de drivers no sistema operativo
poderia resolver ambos os problemas, funcionando como
um rato plug-and-play.
Além disso, só foi feita uma plataforma para o botão
esquerdo do rato, podendo ser estudadas alternativas para o
implementar, tais como miografia num outro músculo, ou o
uso do terceiro canal do acelerómetro..
Por fim, a experimentação foi limitada, tanto em tempo
como em número e heterogeneidade de utilizadores. Assim,
não foi possível concluir se a visualização do movimento
do cursor pode ou não tornar-se incomodativa para o
utilizador. Pode ser necessária a definição de outros
parâmetros que controlem a frequência de movimento ou
velocidade máxima de deslocamento do cursor.
VI. APÊNDICES
Fig. 26 - Esquema eléctrico do sistema de amplificação do sinal miográfico e detecção da contracção muscular.
Fig. 27 - Esquema eléctrico do sistema de filtragem dos sinais provenientes dos dois canais do acelerómetro.
VII. REFERENCES
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