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UNIVERSIDADE
DE
MOGI
DAS
CRUZES
RICARDO
ALEXANDRE
CARMONA
ANDADOR
UNIVERSAL
COM
SISTEMAS
DE
APOIOS
E
CONTROLE
DA
ACELERAÇÃO
Mogi das Cruzes - SP
2007
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UNIVERSIDADE
DE
MOGI
DAS
CRUZES
RICARDO
ALEXANDRE
CARMONA
ANDADOR
UNIVERSAL
COM
SISTEMAS
DE
APOIOS
E
CONTROLE
DA
ACELERAÇÃO
Dissertação apresentada à comissão de pós-
graduação de Engenharia Biomédica da
Universidade de Mogi das Cruzes, como parte
dos requisitos para obtenção do Título de Mestre
em Engenharia Biomédica.
Prof°. Orientador: Dr. Marco Antônio Fumagalli
Mogi das Cruzes – SP
2007
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DEDICATÓRIA
Aos meus pais Ricardo e Maria, que me educaram e nortearam minhas atitudes para
alcançar o sucesso pessoal e profissional.
A minha esposa Paula Regina Budin Carmona, filhos Laura, Lorena e Luís Fernando
que estão sempre ao meu lado, me trazendo alegria e força nas horas difíceis.
Aos meus familiares que sempre estão na torcida por meu sucesso profissional.
A grande amiga Annie France, por ter um grande coração que aconchega à todos e
por acreditar no meu potencial, acreditando no grande carinho e respeito profissional
que tenho por ela.
AGRADECIMENTOS
Agradeço a Deus, por estar sempre ao meu lado durante os momentos de cansaço,
me trazendo força para seguir em frente.
A FAEP, por acreditar no sucesso deste projeto.
Aos amigos Marco Antonio Marques, José Roberto Marques, Cláudio Bessi, José
Heroíno, Elton Zacaratto e Geraldo Azevedo, por todo apoio e compreensão nos
momentos necessários.
Ao meu orientador Marco Antonio Fumagali, pela compreensão e por me mostrar
que a vida é repleta de barreiras, mas não são impossíveis de rompê-las.
A todos os amigos do doutorado, em especial, Ronald, Sandrinho, Gabriela e
Helinhu e funcionários do SENAI-SP e UMC, que direta e indiretamente tornaram
possível a implementação deste projeto.
“Há, verdadeiramente, duas coisas diferentes:
saber e crer que se sabe. A ciência consiste em
saber, em crer que se sabe está a ignorância”.
Hipócrates - 460-377 a.C.
RESUMO
A aplicação de andadores para auxiliar na marcha de pacientes com
comprometimento de membros inferiores, é amplamente utilizada em protocolos de
reabilitação. Porém, durante o treino de marcha, utilizando este tipo de dispositivo,
alguns pacientes podem demonstrar dificuldade ou inabilidade no controle da
marcha. O objetivo deste trabalho é o desenvolvimento de um andador com rodas e
conjunto de apoios integrados a um sistema de automação e controle de aceleração
que possibilitarão maior estabilidade na execução da marcha de pacientes que
sofreram distúrbios cerebrais, tais como o Acidente Vascular Encefálico. A primeira
parte do trabalho consiste na concepção mecânica, dimensionamento e montagem
de um andador. Complementar a isto, um sistema de aquisição e tratamento dos
sinais por um sistema de transmissão de dados sem fio, integrado com um software
supervisório, foi desenvolvido e implementado para aquisição de parâmetros de
aceleração. Diversos testes foram realizados para se especificar a faixa de trabalho
bem como o acelerômetro apropriado para este propósito. Nos testes dinâmicos, a
uma distância de 5m, foram aplicados movimentos bruscos, resumidos em empuxos
em direção a parte posterior do andador com alta variação de velocidade. Através
destes testes, obteve-se o valor de 7,5m/s
2
, para a aceleração máxima durante uma
marcha, utilizando andadores, possibilitando a escolha do acelerômetro a ser
utilizado. Para o sistema de frenagem do andador, foram utilizados um sistema de
frenagem com torque fixo, e um sistema de frenagem com torque variável. Testes
foram realizados com o sistema completo: andador, acelerômetro, placa de
aquisição, circuito de potência, freios com torque fixo e variável, sistema de
transmissão sem fio e sistema supervisório. Através da curva característica,
apresentada pelo sistema supervisório, chega-se à conclusão que o sistema de
frenagem de torque variável atuou com uma rampa de desaceleração mais suave do
que o sistema constituído por freios com torque fixo, o que propiciará uma melhor
adaptação de todo o sistema para diferentes pacientes com a patologia a ser
estudada. A aplicação deste projeto, numa paciente da AACD, poderá resultar na
diminuição do arrasto do membro inferior, oposto ao membro que executa os
movimento de apoio inicial e resposta de carga.
Palavras-chave: Andadores, controle de aceleração, freios eletromagnéticos.
ABSTRACT
The use of walkers without an appropriate acceleration system to assist the gait of
patients with lower limb disabilities is widely used in rehabilitation protocols.
However, some patients could demonstrate difficulty or inability in the gait control
during the training with this device. The aim of this work is the development of a
walker with integrated supports and acceleration control which will provide better
stability during the gait in patients with neurological pathologies as the Vascular
Accident Encephalic. The first part demonstrates the mechanical conception, sizing
and assembly of a walker. Besides, an acquisition and treatment system of the
signals using wireless communication integrated with a supervisory software, was
developed and implemented to acquisition of acceleration parameters. Many tests
were did for to specificity the work band as the ideal accelerometer for this proposed.
In dynamics tests, with 5m by distance, brusque movements had been applied, in the
posterior part of the walkers with high variation of speed. Through these tests, the
value had been of 7,5m/s
2
, for the maximum acceleration during the gait, using
walkers, making possible the choice of the accelerometer to be used. The break
system was implemented with constant and variable torques. Tests were done with
the whole system: walker, accelerometers, acquisition board, circuit of power,
brakes, transmission and supervisory systems. On the slope and through the
characteristic curve presented by the supervisory system, can be observed that the
system of brakes with variable torque provided a softer deceleration than the brakes
with fixed torque, that will provide a better adaptation of different patients with the
pathology to be studied. The application of this project, in the AACD patient, will be
able to result in the reduction of the drag of the inferior member, the opposite to the
member that executes the movement of initial support and load reply.
Keywords: walkers, control of acceleration, electromagnetic brakes.
.
LISTA DE ILUSTRAÇÕES
Figura 1 – Andador articulado sem rodas
............................................................. 16
Figura 2 – Estrutura mecânica do andador com sistema de apoios...................... 17
Figura 3 – Andador Pacer ..................................................................................... 18
Figura 4 – Andador Dynamic Satanders ............................................................... 19
Figura 5 – A estrutura mecânica e sistema de automação embarcado do WRW. 20
Figura 6 – Concepção do Sistema PAMM ............................................................ 21
Figuras 7a e 7b – O protótipo do SmartCane....................................................... 22
Figura 8 – Estrutura do SmartWalker ................................................................... 23
Figura 9 – Concepção do VA-PAMAID.................................................................. 24
Figura 10 – Concepção do andador robotizado ................................................... 25
Figura 11 – Sistema de tração e frenagem .......................................................... 26
Figura 12 – Protótipo do andador com rodas....................................................... 27
Figura 13 – Fases de apoio e balanço de uma marcha........................................ 31
Figura 14 – Fases do primeiro apoio duplo........................................................... 32
Figura 15 – Fases de apoio médio e terminal....................................................... 32
Figura 16 – Fases de balanço médio.................................................................... 33
Figura 17 – Fases de balanço inicial, médio e terminal........................................ 33
Figura 18 – Encoder incremental
.
.......................................................................... 37
Figura 19 – Encoder absoluto................................................................................ 38
Figura 20 – Encapsulamento do MMA1260D........................................................ 39
Figura 21 – Modelo físico do transdutor e seu circuito elétrico equivalente.......... 40
Figura 22 – Análise espacial do funcionamento do acelerômetro ........................ 41
Figura 23 – Diagrama para ligação do acelerômetro ........................................... 42
Figura 24 – Pinagem do PIC16F877A .................................................................. 43
Figura 25 – Chapa condutora entre peças polares de um eletroímã.................... 43
Figura 26 – Lâmina de cobre entre os pólos de um ímã forte............................... 44
Figura 27 – Correntes de Foucault numa chapa metálica de lâminas
delgadas coladas .............................................................................. 45
Figura 28 – Chapa metálica com fendas longitudinais.......................................... 45
Figura 29 – Modelo de um freio magnético........................................................... 45
Figura 30 – Sistema com uma lâmina recortada .................................................. 46
Figura 31 – Protótipo 3D do andador universal..................................................... 47
Figura 32 – Base estrutural do andador................................................................ 48
Figura 33 – Estrutura dos pegadores e apoios de antebraço................................ 49
Figura 34 – Estrutura do apoio torácico................................................................ 50
Figura 35 – Estrutura do apoio de quadril............................................................ 50
Figura 36 – Freio eletromagnético......................................................................... 52
Figura 37 – Freio eletromagnético sendo acoplado ao mancal............................. 52
Figura 38 – Esquema de montagem para levantamento da curva de tensão
em função do torque do freio eletromagnético .................................. 53
Figura 39 – Esquema elétrico de conexão acelerômetro e microcontrolador ...... 54
Figura 40 – Variação do duty cycle de um sinal PWM.......................................... 57
Figura 41 – Esquema elétrico de ligação do microcontrolador ao amplificador.... 58
Figura 42 – Esquema elétrico da placa de circuito impresso................................ 59
Figura 43 – Sistema de aquisição de dados de aceleração e resposta de
frenagem............................................................................................ 60
Figura 44 – Módulos RR3 e RT4 da Telecontrolli................................................. 60
Figura 45a e 45b – Estrutura final do andador .................................................... 61
Figura 46 – Estrutura do andador aplicada ao software de elementos finitos....... 62
Figura 47 – Máxima tensão e deformação na estrutura mecânica........................ 62
Figura 48 – Máxima tensão e deformação no apoio............................................. 63
Figura 49a e 49b – Posicionamento do acelerômetro no andador....................... 64
Figura 50a e 50b – Comparação entre as curvas características de torque x
tensão para dois freios eletromagnéticos com torque fixo e
tensão de alimentação de 5V e torque variável com
tensão de alimentação variável de 0 a 24V ................................... 65
Figura 51 – Curva característica de aceleração da marcha com
frenagem
por freio eletromagnético com torque fixo......................................... 66
Figura 52 – Curva característica de aceleração da marcha com frenagem
por freio eletromagnético com torque variável.................................. 67
Figura 53 – Placa de aquisição e controle............................................................ 68
Figura 54 – Tela inicial do sistema supervisório .................................................. 69
Figura 55 – Tela de gráfico do Sistema supervisório ........................................... 70
LISTA DE TABELAS
Tabela 1 – Características de operação do MMA1260D...................................... 41
Tabela 2 – Dimensões da base do andador ........................................................ 49
SUMÁRIO
1 INTRODUÇÃO ................................................................................................. 13
1.1 Motivação e Descrição do Problema .......................................................... 13
1.2 Objetivo ....................................................................................................... 14
1.3 Organização deste trabalho ........................................................................ 15
2 ESTADO DA ARTE ........................................................................................... 16
2.1 Introdução ................................................................................................... 16
2.2 Andadores sem sistema de automação embarcado .................................. 16
2.3 Andadores com sistema de automação embarcado................................... 19
3 CONCEITOS RELACIONADOS AO PROJETO................................................ 29
3.1 Introdução ................................................................................................... 29
3.2 Marcha Normal............................................................................................ 29
3.3 Marcha hemiparética e paraplégica ........................................................... 33
3.4 Marcha com andadores .............................................................................. 33
3.5 Atividades funcionais com andadores .........................................................34
3.6 Sensores para monitoramento da aceleração ............................................ 35
3.6.1 Encoders ............................................................................................... 35
3.6.2 Acelerômetro ........................................................................................ 37
3.7 Microcontroladores PIC 16F877 da Microchip ........................................... 41
3.8 Sistema de Frenagem .................................................................................42
3.8.1 Correntes de Foucault .......................................................................... 42
4 METODOLOGIA ............................................................................................... 46
4.1 Introdução ................................................................................................... 46
4.2 A estrutura mecânica do andador ............................................................... 47
4.2.1 A base .................................................................................................. 47
4.2.2 Pegadores e apoios de antebraço ........................................................ 48
4.2.3 Apoio torácico ....................................................................................... 49
4.2.4 Apoios de quadril .................................................................................. 49
4.3 Sensores para aquisição da aceleração ..................................................... 50
4.4 O sistema atuador de frenagem ................................................................. 50
4.4.1 Bancada de teste para levantamento da curva característica tensão x
torque dos freios eletromagnéticos .............................................................. 51
4.5 O sistema de aquisição e processamento de sinal .................................... 52
4.5.1 Unidade de processamento ................................................................ 52
4.5.2 Dispositivo para amplificação do sinal de PWM ................................... 57
4.5.3 O sistema de aquisição, processamento e controle embarcado ......... 58
4.6 Testes dinâmicos realizados com o andador ............................................. 58
4.6.1 Interface para monitoramento à distância ............................................ 58
5 RESULTADOS ................................................................................................. 60
5.1
Introdução ................................................................................................... 60
5.2
Estrutura mecânica ................................................................................... 60
5.3 Sensor utilizado ....................................................................................... 62
5.4 Sistema de frenagem ............................................................................... 63
5.4.1 Curvas características de freios eletromagnéticos com torque fixo e
variável....................................................................................................... 63
5.5 Teste dinâmico .........................................................................................65
5.6 Placa de aquisição e controle................................................................... 67
5.7 Sistema supervisório ................................................................................68
5.7.1 Tela inicial .......................................................................................... 68
5.7.2 Tela da função “gráfico” ..................................................................... 69
6 COMENTÁRIOS .............................................................................................. 70
7 CONCLUSÕES E TRABALHOS FUTUROS................................................... 72
7.1 Sumário ................................................................................................... 72
7.2 Trabalhos Futuros ................................................................................... 73
REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS ..................................................................... 75
APÊNDICES ......................................................................................................... 78
13
1
INTRODUÇÃO
1.1 MOTIVAÇÃO E DESCRIÇÃO DO PROBLEMA
Atualmente, são fabricados vários dispositivos de auxílio para pacientes que
possuam dificuldade de execução da marcha, ou não podem deambular de maneira
independente, sem usar algum dispositivo. Estes equipamentos de apoio à marcha
são designados como muletas, bengalas, cadeiras de rodas e andadores.
Axtell e Yasuda (1993) afirmam que os andadores são utilizados para
aumentar o equilíbrio, e também para aliviar a sustentação do peso corpóreo, seja
de forma completa ou parcial, sobre os membros inferiores.
Prentice e Voight (2003) mostram que dentre os dispositivos auxiliares
deambulatórios, os andadores asseguram a maior estabilidade e máximo apoio no
ato da marcha. Cada andador pode sofrer diversas modificações de acordo com a
necessidade do paciente, ou seja, situações específicas das patologias de cada
paciente que comprometem a execução de uma marcha normal. Pode-se citar como
uma das patologias o Acidente Vascular Encefálico (AVE), a qual pode requerer
modificações especiais nos andadores para execução da marcha.
O AVE é o surgimento agudo de uma disfunção neurológica devido à uma
anormalidade na circulação cerebral, tendo como resultado sinais e sintomas que
correspondem ao comprometimento das áreas focais do cérebro (O’SULLIVAN E
SCHMITZ, 2003).
Clinicamente, há uma série de déficits possíveis, como alterações no nível de
consciência e comprometimento nas funções de sentidos, cognição, percepção e
linguagem. Um outro comprometimento, considerado relevante, ocorre na
motricidade do paciente caracterizada pela paralisia (hemiplegia) ou fraqueza
(hemiparesia), tipicamente do lado oposto ao local da lesão.
Conforme Umphred (2004), lesões agudas, tais como o AVE, resultam na
curvatura lateral da coluna, podendo assumir posições extremamente desleixadas e
inclinadas quando sentadas, caso não haja suporte. Quando em pé, os indivíduos
têm uma tendência de separar seus pés e usar os braços para ter equilíbrio. Alguns
pacientes caem para o lado tentando buscar equilíbrio, prejudicando assim seu
deslocamento.
14
Um caso estudado foi o de uma paciente de 15 anos, que havia sofrido um
AVE e realizava tratamento junto a AACD (Associação de Assistência à Criança
Deficiente).
Durante a execução da marcha, utilizando um andador com rodas e sem
sistema de controle de aceleração, ocorriam alguns movimentos que causavam
picos de aceleração. Estes movimentos compreendiam os instantes entre o apoio
inicial e a resposta de carga, nos quais, a paciente tendia a arrastar o membro
oposto ao membro de apoio, resultando em desequilíbrio, instabilidade e possíveis
choques com objetos que estavam na trajetória do movimento de marcha,
necessitando de uma terapeuta próxima ao andador para eventual parada do
equipamento e estabilização da paciente.
Analisando estes fatores, nota-se que com a implementação de um sistema
de controle de aceleração torna possível o controle do posicionamento do centro de
gravidade do paciente no sistema do andador, proporcionando assim uma maior
estabilidade durante a execução da marcha (BARBEAU,
1994).
Um outro fator relevante era falta de um apoio de quadril, fazendo com que a
paciente projetasse seu tórax para a parte posterior do andador e seu quadril fosse
projetado para a parte anterior do andador, proporcionando uma postura fora dos
padrões de marcha. Estes fatores resultavam em uma falta de confiança na
execução da marcha por parte da paciente.
Posto o dito, e baseando no princípio de controle da aceleração da marcha
aplicados à dispositivos de auxílio, foi desenvolvido um andador constituído de um
conjunto de apoios e um sistema de automação embarcado, responsável pelo
controle de aceleração da marcha, e que poderá ser aplicado como possível
dispositivo de auxílio à reabilitação de pacientes com distúrbios neurológicos
causados pelo AVE.
1.2 OBJETIVO
Este trabalho tem como objetivo, portanto, o projeto e desenvolvimento de um
andador com rodas e conjunto de apoios integrados a um sistema de automação e
controle de aceleração que possibilitarão maior estabilidade na execução da marcha
de pacientes que sofreram distúrbios cerebrais, tais como o Acidente Vascular
15
Encefálico. Um sistema de transmissão de dados sem fio, integrado com um
software supervisório, será implementado para aquisição de parâmetros de
aceleração, possibilitando ao terapeuta obter a análise do movimento através de
gráficos durante a utilização do andador.
1.3 ORGANIZAÇÃO DESTE TRABALHO
No capítulo 2 é apresentada uma revisão bibliográfica dos trabalhos
científicos voltados a projetos e desenvolvimento de andadores. Após o leitor
adquirir conhecimento sobre as tecnologias utilizadas atualmente na implementação
de andadores, poderá consultar o capítulo 3 onde são apresentados conceitos
teóricos associados ao projeto do andador, dentre eles, sensores utilizados para
aquisição de sinais para processamento da aceleração, microcontroladores e
sistemas de potência para acionamento de atuadores de frenagem.
No capítulo 4 é descrita toda a metodologia utilizada para desenvolvimento e
implementação do andador. Logo após, no capítulo 5, são analisados todos os
resultados obtidos nesta pesquisa complementados pelo capítulo 6, que relata
comentários e conclusões finais demonstrando a viabilidade e eficácia do projeto
proposto.
16
2
ESTADO
DA
ARTE
2.1 INTRODUÇÃO
Durante a realização da pesquisa sobre trabalhos científicos voltados à área
de desenvolvimento de andadores e sistemas de automação embarcada, foi
observado que existem um número limitado de trabalhos publicados.
No desenvolvimento deste capítulo, será apresentado um estudo de dois
grupos existente de andadores. O primeiro grupo é constituído por andadores sem
sistema de automação embarcado, ou seja, andadores que não possuem nenhum
sistema inteligente acoplado, com função de auxiliar o paciente em sua
deambulação. O segundo grupo é constituído por andadores que possuem um
sistema de automação embarcado.
2.2 ANDADORES SEM SISTEMA DE AUTOMAÇÃO EMBARCADO
O andador articulado sem rodas, apresentado na figura 1, fornece
estabilidade, apoio máximo e permite que o paciente se movimente.
Uma característica interessante é a possibilidade de desmontá-lo, através de
seu sistema de articulações. Essa característica permite que seja facilmente
transportado em carros e também facilita o seu armazenamento.
Figura 1 – Andador articulado sem rodas
(Fonte:
http://www.fisio-medic.com.br
, acessado em:13/07/2004)
17
Esses andadores possuem algumas desvantagens, dentre elas:
- São muito difíceis de serem utilizados em escadas;
- Reduzem a velocidade de deambulação;
- O paciente é incapaz de usar um padrão de marcha normal.
Para que o paciente adapte bem ao andador, deve-se ajustar a altura de
modo que ele tenha entre 15 e 25° de flexão do cotovelo ao segurar suas barras
(SLOAN, 2001). A utilização deste tipo de andador é destinada a pacientes que
possuam equilíbrio deficiente, incapacidade de apoiar peso em um membro inferior
devido à fratura ou outras lesões, paralisia que comprometa um ou ambos os
membros inferiores ou amputação de um membro inferior.
Flórez e Tapia (2000) desenvolveram um andador, apresentado na figura 2,
que possibilita suporte e grau postural, e que pode ser implementado para
integração de indivíduos com mobilidade reduzida. Este andador foi desenvolvido
para uma criança que possui osteogênese imperfeita.
Figura 2 – Estrutura mecânica do andador com sistema de apoios
(Fonte: FLÓREZ e TAPIA, 2000)
O andador possui um apoio superior com ajuste de altura com a função de
sustentação do paciente pelas axilas. O lado direito da estrutura do apoio possui
uma curvatura em 90°, que possibilita ao paciente a execução de manobras com o
andador.
18
O apoio inferior é basicamente uma barra que suporta o peso do paciente e
também possui um ajuste de altura. O extremo da estrutura possui uma curvatura
em 45° para evitar possível falta de apoio se o paciente executa um movimento
involuntário. O paciente poderá utilizar este apoio como ponto de descanso, mas
será necessário utilizar um forro com espuma para evitar seu desconforto.
A estrutura central sustenta o peso do paciente. Basicamente é formada por
uma barra vertical soldada na base inferior disposta em forma de U. Para melhor
deambulação do paciente a base possui quatro rodas acopladas, sendo que as
posteriores são rodas com rodízio que possibilitam 360º de giro e as anteriores são
fixas. Um cinturão acoplado ao apoio superior tem a função de dispositivo de
segurança, evitando a projeção posterior do tronco da criança.
Este andador foi utilizado durante quatro anos por uma criança que possui
osteogênese imperfeita. Ele possibilitou uma melhora considerável no estado físico e
emocional da criança.
Flórez e Tapia (2000) afirmam que a criança se encontra perfeitamente
integrada a uma vida normal, e que a experiência acumulada durante este tempo
propõe que a implementação deste equipamento pode ser estendida a pessoas com
mobilidade reduzida, que carecem de um mínimo de controle postural e estrutura
óssea sensível para suportar seu próprio peso.
Outro modelo de andador treinador de marcha foi desenvolvido pela Empresa
Rifton Equipement (2006), o modelo Pacer apresentado na figura 3, para pessoas
com necessidades muito especiais.
Figura 3 – Andador Pacer.
(Fonte:
http://www.rifton.com
, acessado em: 23/10/2006)
19
Pais e terapeutas de crianças e adolescentes com paralisia cerebral podem
utilizar um equipamento que os integra e os ensina a caminhar com independência.
Este andador é constituído por apoio de torácico, pegadores com sistema de
travamento das mãos, cadeira para apoio e descanso do paciente durante a marcha,
suportes para os membros inferiores.
O andador Pacer possui três tamanhos de estrutura, com rápido ajuste de
posição e fixação a cada 3cm, adaptando-se às necessidades individuais de cada
criança.
Com a utilização deste, o paciente adquire habilidade para mover-se
facilmente de maneira segura e confortável, dando completo controle de mobilidade,
direção e velocidade, através de freios manuais (RIFTON, 2006).
Outro modelo de andador produzido pela empresa é o Dynamic Standers,
apresentado na figura 4, que possibilita ao paciente uma posição ereta e mobilidade.
Este modelo de andador está sendo produzido em cinco tamanhos proporcionando
maior mobilidade ao paciente quando comparado às cadeiras de rodas
convencionais (RIFTON,
2006).
Figura 4 – Andador Dynamic Standers.
(Fonte:
http://www.rifton.com
, acessado em: 23/10/2006)
2.3 ANDADORES COM SISTEMA DE AUTOMAÇÃO EMBARCADO
Dickstein et al (1992) desenvolveram um andador denominado WRW (Weight
Relieving Walker) destinado a pacientes com comprometimento em seus membros
20
inferiores. Sua função é aliviar o peso do corpo do paciente, através de um sistema
de propulsão, durante a sua deambulação. Aliviando o peso do corpo facilita a
postura e acomodação dos membros inferiores afetados na deambulação sem
demanda excessiva de energia do paciente ou do assistente pessoal.
O WRW é apresentado na figura 5, onde em sua estrutura mecânica situa-se
um sistema de automação embarcado.
Figura 5 – A estrutura mecânica e sistema de automação embarcado do WRW
(Fonte: DICKSTEIN et al, 1991)
O aliviador de peso é acionado por um sistema pneumático, o qual tem a
função de elevar o paciente para aliviar cargas excessivas em seus membros
inferiores. Estas cargas permanecem constantes, porque a ação do pistão
compensa suas variações durante a deambulação.
As rodas traseiras são acionadas por dois pequenos motores hidráulicos. A
velocidade destes motores pode ser controlada pelo fisioterapeuta através de um
regulador de velocidade especial.
O WRW foi aplicado em 26 pacientes de uma unidade de reabilitação, onde
14 eram homens de faixa etária entre 30 e 80 anos. As patologias aplicadas foram:
15 pacientes com hemiplegia, 1 com esclerose múltipla, 6 com fratura nos membros
inferiores, 1 com doença vascular, 2 com doenças degenerativas nas juntas dos
membros inferiores e 1 com quadriplegia devido à Síndrome de Guilan Barre.
21
Os resultados indicaram que o WRW possibilitou a deambulação de cinco
pacientes que eram impedidos de andar por outro método. As distâncias das
caminhadas com o WRW foram de seis a sete vezes maiores em relação à distância
que os pacientes andaram com um apoio convencional. O aumento da pulsação
durante e no final da caminhada foi mínimo. Indisposição, suor, vestígios ou fadiga
extrema não foram noticiados. Expectadores, na maioria fisioterapeutas,
expressaram entusiasmo sobre os benefícios do WRW para a deambulação dos
pacientes. Quando a velocidade da caminhada foi determinada e limitada pelo
motor, o andar com o WRW ficou próximo da simetria adequada movendo-se em
velocidade constante.
Dickstein et al (1992) concluem que o WRW habilita a deambulação de
pacientes que não podem andar com apoios convencionais. Ainda afirmam que
andar distâncias com o WRW é substancialmente melhor que com os métodos
convencionais, fazendo com que os pacientes e fisioterapeutas economizem
energia.
Os próximos dispositivos que serão apresentados são protótipos robotizados
para apoio à mobilidade assistencial e monitoramento de pacientes com
necessidades visuais e idosos PAMM (Personal Aid for Mobility and Monitoring).
A concepção PAMM, apresentada na figura 6, é caracterizada por protótipos
de futuros sistemas de ajuda idosos na Assistência de Facilidade de Vida.
Figura 6 – Concepção do Sistema PAMM
(Fonte: DUBOWSKY et al, 2000)
Apoios inteligentes, como este, têm o potencial de ajudar em tarefas mentais,
como orientação e monitoração, eles podem se adaptar as necessidades do usuário
22
e ajustar suas interfaces em resposta à prévia interação com o usuário
(DUBOWSKY et al, 2000).
O primeiro protótipo é um sistema robotizado para mobilidade assistencial e
monitoramento de idosos incapazes. O sistema PAMM foi utilizado como dispositivo
de auxílio à independência de pacientes idosos, suprindo seu suporte físico e
orientação e ainda monitorando seus sinais vitais básicos.
A primeira fase dos estudos foi baseada num protótipo na configuração de um
bastão e de um andador com sistema de transmissão e recebimento de dados e
controle de direção para indivíduos com limitações físicas mais graves.
O projeto PAMM SMARTCANE, apresentado nas figuras 7a e 7b, é
constituído por um sensor de três eixos que mensura força e torque. Este sensor é
instalado no pegador para enviar dados relacionados às intenções dos usuários.
Um controlador programado integra os sinais do sensor de três eixos com as
informações de um mapa pré-programado e também com os sinais de um sensor de
obstáculos, com objetivo de controlar o sistema. Sensores acoplados monitoram os
sinais vitais básicos do usuário.
O sistema se comunica via rádio freqüência com um computador, que recebe
informações relacionadas a plantas atuais, saúde e localização do usuário.
Figuras 7a e 7b – O protótipo do SMARTCANE.
(Fonte: DUBOWSKY et al, 2000)
23
O SMARTCANE é simples o bastante para ser projetado e fabricado
rapidamente e ainda funcional, como apoio de mobilidade, possibilitando resultados
práticos (DUBOWSKY et al, 2000).
Dubowsky et al (2000) afirmam que muitos dos sistemas no SMARTCANE
ainda estavam sendo desenvolvidos, mas já haviam obtido resultados importantes.
Eles ainda afirmaram que ele poderia ajudar a indivíduos com somente limitações
menores da mobilidade e que um SMARTWALKER, apresentado na figura 8, seria
desenvolvido para usuários com necessidades de utilização de andador
empregando o conceito PAMM utilizado no SMARTCANE.
Figura 8 – Estrutura do SMARTWALKER
(Fonte: RENTSCHLER et al, 2003)
O SMARTWALKER possui muitas características do SMARTCANE, porém
forneceu uma mobilidade e estabilidade física maior. O uso de unidades de
movimentação direcionais fez com que o controle da mobilidade para este sistema
fosse mais simples, eliminando a necessidade do controle. O SMARTWALKER
possui grande robustez é leve e pode operar sobre superfícies de assoalho
(DUBOWSKY et al, 2000).
Um protótipo de andador, apresentado na figura 9, foi desenvolvido pelo Dr.
Gerard Lacey na Faculdade de Trinity em Dublin, Irlanda, que faz parte da
companhia Haptica (RENTSCHLER et al, 2003 apud LACEY, 2000).
24
O dispositivo denominado Apoio Adaptativo Pessoal para Mobilidade de
Veteranos (VA-PAMAID) fornece a sustentação básica de um andador tradicional
acoplado a um sistema potencial de desvio de obstáculos e algoritmo
computacional.
Figura 9 – Concepção do VA-PAMAID.
(Fonte: RENTSCHLER et al, 2003)
O VA-PAMAID foi construído na plataforma de um andador básico. Os
motores foram controlados por computador e acoplados as rodas dianteiras que
guiam o andador. Os sensores a laser e ultra-sônicos foram montados na parte
dianteira e nos lados do andador. Estes sensores ajudaram a identificar obstáculos e
características do local, tais como junções e corredores. O usuário controlava o
andador através de um conjunto de manoplas que são equipadas com um
codificador que detecta o sentido em que o usuário quer navegar. Encoders são
montados às rodas traseiras e medem a distância total percorrida pelo dispositivo. O
andador tem 770 milímetros de comprimento, 630 milímetros de largura, e 895
milímetros na altura. A massa do dispositivo é atualmente 41 quilogramas.
Este dispositivo possui três modalidades do controle: manual, automático, e
estacionário. Na modalidade manual, o usuário tem o controle do andador. A
informação detectada pelos sensores é emitida como mensagens da voz,
descrevendo marcos e obstáculos. O usuário e o computador compartilham do
controle do andador na modalidade automática. O computador usa os motores
conectados às rodas dianteiras para dirigir o dispositivo através dos obstáculos. O
controlador cancelará o comando do usuário ao tentar desviar de obstáculos. As
25
mensagens da voz são geradas também. Na modalidade estacionária, as rodas
dianteiras são orientadas para impedir o movimento do dispositivo. Isto permite que
o usuário transfira-se de uma cadeira.
O VA-PAMAID foi utilizado por uma distância total de 10,9 quilômetros na
modalidade automática. O momento decorrido para este teste era de 6 horas e 17
minutos. A velocidade eficaz máxima do andador foi de aproximadamente 1,2 m/s.
Em velocidades mais altas do que esta, o andador não podia evitar uma colisão com
a parede. O VA-PAMAID era incapaz de gerenciar uma altura de obstáculo de 10
milímetros ou mais alto. O andador passou por todos os testes de condicionamento
climáticos sem nenhuma falha.
Rentschler et al (2003) afirmam que um andador da geração seguinte
considerará algumas revisões, tais como, tamanho e material das rodas,
reestruturação de alguns circuitos eletrônicos e melhoramento do software. Afirmam
ainda que tecnologias como Sistemas de Posicionamento Global (GPS) estavam
sendo pesquisados e que numa fase seguinte tentarão determinar se o VA-PAMAID
pode melhorar a segurança, a eficiência, e a atividade de indivíduos com deficiência
visual e de pessoas idosas.
Outro protótipo de andador foi desenvolvido por Glover et al (2003),
apresentado na figura 10, com objetivo de reduzir riscos de falhas e confusões, por
parte dos usuários idosos.
Figura 10 – Concepção do Andador Robotizado.
26
(Fonte: GLOVER et al, 2003)
Utilizando um software de navegação, denominado CARMEN, o andador é
capaz de transitar em grandes locais e possui um modo de controle remoto para se
movimentar até o usuário. Este andador recebeu críticas positivas durante testes
informais com moradores idosos da Pensilvânia.
O sistema de tração e frenagem possui um design original apresentado na
figura 11. Motores são acoplados as rodas traseiras possibilitando movimento ao
andador. Os freios fazem parte do mesmo bloco, são acionados com um simples
movimento do andador para baixo, realizado pelo usuário.
Figura 11 – Sistema de Tração e Frenagem.
(Fonte: GLOVER et al, 2003)
O andador possui dois tipos de sensores. Um sensor SICK LMS a laser tem a
função de rastrear obstáculos num ângulo de 180°. O outro sensor (feedback) tem a
função de um controle remoto de TV, o usuário navega por seis botões situados na
tela do laptop realizando o deslocando do andador até a sua localização inicial.
O software CARMEN foi utilizado para mapeamento da área de trabalho do
andador. Este software é muito utilizado em navegação autônoma.
Algumas modificações foram realizadas no protótipo. O sistema de
sensoriamento de retorno era constituído por um sensor infravermelho, este foi
substituído por um sistema de rádio freqüência (radio/wireless). O número de botões
também foi diminuído, pois o usuário não necessitava de tantas funções, com isso,
restaram somente os botões de retorno para posição inicial e de deslocamento
autônomo.
27
Young et al (2004) desenvolveram um sistema de frenagem utilizado em
andadores com rodas.
Este sistema foi desenvolvido considerando melhorias no desempenho e
utilidade dos dispositivos existentes no mercado, com foco na estabilidade,
facilidade de controle e segurança. A inspiração para implementação do dispositivo,
veio da necessidade de um amigo da equipe que possuía dificuldades de
deambulação.
O atuador de frenagem é um disco de freios hidráulico, que possibilita uma
frenagem com controle sensível e automático. O controle da força de frenagem é
controlado via um atuador linear constituído por um motor de passo. O sistema de
processamento é constituído por um microcontrolador, responsável pelo controle do
motor e supervisão do sistema automatizado. O sistema de sensoriamento é
constituído por um encoder, responsável pela aquisição de dados de tempo,
distância e velocidade.
A figura 12 apresenta o protótipo do andador com rodas.
Figura 12 – Protótipo do andador com rodas.
(Fonte: YOUNG et al, 2004)
O desenvolvimento deste projeto foi baseado na aplicação em indivíduos com
características biomecânicas diferenciadas. Um dos objetivos foi transferir o modo
de frenagem manual do andador para o modo automático.
Acionamento Manual
do Freio
Chave Automática de
Freio
Controle
do Motor de
Passo
Microcontrolador
68HC11
Bateria
Atuador Linear
Pressurizador
Discos de Freio
Encoder
28
Este projeto apresentou resultados simulados (dados esperados), não
possuindo dados reais de aplicação do dispositivo num grupo de pacientes,
caracterizando uma possível aplicação em trabalhos futuros.
29
3
CONCEITOS
RELACIONADOS
AO
PROJETO
3.1 INTRODUÇÃO
Neste capítulo são apresentados conceitos relacionados à análise de marcha
e aos sistemas de sensoriamento, processamento e atuação que serão
implementados no andador.
Em se tratando da marcha, serão descritos seus padrões. Em relação ao
sistema de sensoriamento, serão discutidos dois tipos de tecnologia: os encoders,
que são sensores de posicionamento e os acelerômetros que monitoram a
aceleração.
Para o sistema de processamento serão apresentados os conceitos sobre
microcontroladores, em especial a família PIC da Microchip, pois é considerada
atualmente como a líder no mercado de microcontroladores. Finalizando, no sistema
de atuação apresentaremos conceitos sobre frenagem utilizando freio
eletromagnético para o controle de torque proporcional.
3.2 MARCHA NORMAL
A marcha pode ser definida como a locomoção para frente do corpo ereto
usando as extremidades inferiores para propulsão durante a qual o centro de
gravidade do corpo descreve uma curva sinusoidal de mínima amplitude em ambos
os planos Y (horizontal) e Z (vertical) (GROSS et al., 2000). Já Fritz et al. (2002),
acrescentam que a marcha é um movimento alternado dos membros inferiores
juntamente com o tronco e os membros superiores, que resulta na propulsão da
massa corporal.
A unidade mais largamente utilizada para descrever a marcha é denominada
de “ciclo de marcha”, que tem parâmetros espaciais quanto temporais (NORKIN in
O’SULLIVAN e SCHMITZ, 2003).
O ciclo de marcha começa quando o calcanhar do membro de referência faz
contato com a superfície do solo e termina quando o calcanhar do mesmo membro
faz contato com o solo novamente.
30
O ciclo de marcha é dividido em duas fases denominadas: apoio e balanço
em dois períodos de apoio duplo. O apoio é caracterizado pela presença do contato
do pé com o solo e o balanço se inicia com a retirada deste pé do solo. A figura 13
apresenta um modelo indicando as fases de apoio e balanço de uma marcha
normal.
Figura 13 – Fases de apoio e balanço de uma marcha.
(Fonte: ANDRADE, 2002 apud PERRY, 1992)
Em uma marcha normal, a fase de apoio compreende a 60% do ciclo da
marcha e é definida como o intervalo no qual o pé do membro de referência está em
contato com o solo. A fase de balanço compreende a 40% do ciclo da marcha e
compreende ao momento em que o membro de referência não faz contato com o
solo (NORKIN in O’SULLIVAN e SCHMITZ, 2003).
Tradicionalmente, cada fase da marcha (apoio e balanço) é dividida em
algumas unidades definidas como: apoio (contato do calcanhar, apoio plantar, apoio
médio, saída do calcanhar e saída dos dedos) e balanço (aceleração, balanço médio
e desaceleração). A fases que compreendem o primeiro apoio duplo são o contato
inicial do membro de referência e a resposta de carga. O termo de duplo apoio
corresponde ao período em que o peso corporal é transmitido de um pé para o outro
e ambos os pés se encontram em contato com o solo. Ocorrem dois apoios duplos
durante um ciclo de marcha. Um período ocorre no início da fase de apoio do
membro de referência e o outro ocorre no final de apoio do membro de referência. A
figura 14 apresenta as fases de contato inicial do calcanhar e de resposta de carga,
referentes ao primeiro duplo apoio.
31
Figura 14 – Fases do primeiro apoio duplo.
(Fonte: ANDRADE, 2002 apud PERRY, 1992)
O apoio plantar ocorre imediatamente após o contato do calcanhar, quando a
planta do pé toca o solo. Isso acontece durante a resposta de carga seguida pela
fase de apoio médio onde o corpo passa diretamente sobre o membro de referência.
O ponto após o apoio médio no qual o calcanhar do membro de referência
deixa o solo é denominado de saída do calcanhar, este ocorre antes do apoio
terminal. A figura 15 apresenta os pontos de apoio médio e de apoio terminal.
Figura 15 – Fases de apoio médio e terminal.
(Fonte: ANDRADE, 2002 apud PERRY, 1992)
Logo após o ponto de apoio terminal, ocorre a saída dos dedos que é o ponto
após a saída do calcanhar, quando apenas os dedos do membro de referência se
acham em contado com o solo.
A fase de balanço dividida em três pontos: (aceleração, balanço médio e
desaceleração). A aceleração ocorre desde o momento em que os dedos do
membro de referência deixam o solo até o ponto em que o membro de referência se
acha diretamente sob o solo. O balanço médio é o segmento da fase de balanço
32
quando o membro de referência passa diretamente embaixo do corpo se
estendendo do final da aceleração até o início da desaceleração. A desaceleração é
o segmento de balanço de fase de balanço quando o membro de referência está
desacelerando em preparo para o contato do calcanhar. A figura 16 apresenta a fase
de balanço médio de uma marcha.
BALANÇO MÉDIO
Figura 16 – Fases de balanço médio.
(Fonte: ANDRADE, 2002 apud PERRY, 1992)
A fase de apoio terminal se completa com o avanço do membro inferior com o
movimento da perna à frente da coxa e assim este membro inferior se prepara para
o próximo contato inicial. A figura 17 apresenta os períodos de balanço inicial, médio
e terminal.
Figura 17 – Fases de balanço inicial, médio e terminal.
(Fonte: ANDRADE, 2002 apud PERRY, 1992)
33
3.3 MARCHA HEMIPARÉTICA E PARAPLÉGICA
De acordo com Umphred (2004), a disfunção motora do AVE, é um dos sinais
clínicos mais óbvios da doença. Após o início de um acidente vascular encefálico
com hemiplegia, ocorre um estado de baixo tono ou flacidez. A marcha paraplégica
espástica é, na verdade, uma marcha hemiplégica bilateral que afeta apenas os
membros inferiores. Cada perna é avançada lenta e rigidamente, com
movimentação restrita nos quadris e joelhos. As pernas encontram-se esticadas ou
ligeiramente flexionadas na altura dos joelhos e as coxas podem estar fortemente
aduzidas, fazendo com que as pernas quase se cruzem quando o paciente caminha
(marcha em “tesoura”). As passadas são regulares e curtas, sendo que o paciente
avança apenas com grande esforço, como se caminhasse com dificuldade em águas
fundas (NAKASAWA, 2001 apud ADAN e VICTOR, 1998).
3.4 MARCHA COM ANDADORES
Há três tipos de padrões de marcha empregados com os andadores, são as
marchas com sustentação de peso: completa, parcial, ou ausente (O’SULLIVAN,
2003).
- Sustentação de peso completa:
1) O andador é segurado e movimentado para frente cerca de um braço de
comprimento;
2) O primeiro membro inferior é movimentado para frente;
3) O segundo membro inferior é movido para frente, para além do primeiro;
4) O ciclo é repetido.
- Sustentação de peso parcial:
1) O andador é segurado e movimentado para frente cerca de um braço de
comprimento;
2) O membro inferior envolvido é movimentado para frente, e o peso do corpo
é transferido parcialmente para este membro, e parcialmente através dos membros
superiores para o andador;
34
3) O membro inferior não envolvido é movimentado para frente, para além do
membro envolvido;
4) O ciclo é repetido.
- Sem sustentação de peso:
1) O andador é segurado e movimentado para frente cerca de um braço de
comprimento;
2) O peso é então transferido, através dos membros superiores, para o
andador. O membro envolvido é mantido anteriormente ao corpo do paciente, mas
não faz contato com o solo;
3) O membro não envolvido é movimentado para frente;
4) O ciclo é repetido.
3.5 ATIVIDADES FUNCIONAIS COM ANDADORES
Para utilização de um dispositivo de auxílio à marcha, o paciente deve ser
instruído quanto ao uso e quanto às atividades funcionais que serão realizadas com
o dispositivo (O’SULLIVAN, 2003).
- Auxílio para paciente ir da posição sentada para ortostática utilizando andadores:
Para que o paciente possa iniciar sua deambulação de maneira segura,
primeiramente deverá aprender a se deslocar da posição sentada para ortostática.
As rodas do andador deverão estar travadas. O paciente deverá se sentar na
borda da cadeira ou do leito. Essa posição coloca o centro de gravidade mais
próximo do centro da base de apoio do paciente facilitando que ele se levante. Logo
após o paciente deve se inclinar para frente e gerar um impulso com as mãos contra
o leito ou as hastes da cadeira. O paciente deve segurar os pegadores do andador e
começar a executar a marcha.
- Auxílio para paciente ir da posição ortostática para sentada utilizando andadores:
Para o paciente que utiliza um andador consiga se sentar deve primeiramente
se apoiar na borda do leito ou da cadeira. Caso ocorra algum problema de
35
articulação do membro inferior comprometido, avance-o lentamente e depois se
apóie no leito ou no braço da cadeira com ambas as mãos, sentando-se lentamente.
3.6 SENSORES PARA MONITORAMENTO DA ACELERAÇÃO
3.6.1 Encoders
Encoders são dispositivos que convertem a posição angular do seu eixo em
sinal elétrico, usando para isto dispositivos fotosensíveis (led’s e fototransistores).
São muito utilizados na indústria pela sua precisão e simplicidade. São classificados
em dois grupos, conforme sua construção e modo de operação: o incremental, que
na verdade fornecem apenas a informação do deslocamento angular e o absoluto,
que fornecem a posição absoluta do seu eixo.
- Encoders incrementais
O encoder incremental é constituído por um disco com janela a intervalos
regulares que é iluminado por uma fonte de luz. Do outro lado do disco, fica um
elemento fotossensível. Ao girar, alternam-se as áreas com janela e sem janela,
gerando no elemento fotossensível uma seqüência de pulsos. A contagem dos
pulsos permite a avaliação do deslocamento angular. Usam-se sempre dois
conjuntos de fotosensores, chamados canal A e B, deslocados na posição. Isto faz
com que sinais defasados de 90º sejam gerados e permitam avaliar o sentido de
rotação. Há ainda um terceiro sinal, que serve de referência de zero, para saber
quantas voltas o disco completou. Os sinais são amplificados e transformados em
trens de pulsos de ondas quadradas que são geradas através de um driver no cabo
na saída.
Todos os encoders incrementais estão disponíveis com três sinais de saída
(index 0, A,B). A diferença de fase entre os sinais é de 90º sempre o que serve para
indicar o sentido do giro. Observando-se qual dos sinais (A ou B) vai a nível lógico 1,
primeiro que o outro, sabe-se para que lado o disco gira. O index 0, indica que o
disco está na referência ou marco zero. O encoder incremental somente funciona
36
quando está em movimento, não adianta ler os canais A e B, quando o encoder está
parado, pois não haverá uma resposta conclusiva a respeito da posição do encoder.
Na verdade, trabalhar com o encoder incremental significa contar os pulsos
que os canais A e B enviam. Quando o equipamento é ligado, o encoder nunca sabe
onde está. Deve ser feito um processo de posicionamento para buscar o marco zero.
Isto é chamado de fazer o homing da máquina. Se por alguma razão, a contagem de
pulsos for perdida, a máquina deve ser reiniciada. A figura 18 apresenta estrutura de
um encoder incremental.
Figura 18 – Encoder incremental.
(Fonte: SENAI, 2002)
- Encoders absolutos
Encoders absolutos fornecem um valor numérico específico (valor codificado)
para cada posição angular, na forma de um dado binário como um byte ou uma
palavra (dois ou mais bytes).
Esse código de valores está disponível imediatamente após o aparelho ser
ligado. O disco codificado é firmemente montado ao eixo. O disco é dividido em
segmentos separados que são alternadamente transparentes ou opacos. A fonte de
luz emite um feixe de luz orientado paralelamente que ilumina todos os segmentos
do disco codificado. Foto-unidades recebem a luz modulada e convertem-na em
37
sinais sinosoidais. Os sinais são em seguida digitalizados e fornecidos como uma
saída via o driver do cabo. A figura 19 apresenta a estrutura de um encoder
absoluto.
Figura 19 – Encoder absoluto.
(Fonte: SENAI, 2002)
Com a aplicação de um encoder, podemos obter a aceleração através de
métodos matemáticos. Como sua função é a de monitoramento de posição,
podemos aplicar duas vezes a derivada obtendo a velocidade e consecutivamente a
aceleração durante o movimento de um ponto para o outro.
3.6.2 Acelerômetro
O acelerômetro é um transdutor que converte um movimento com variação
de velocidade num sinal proporcional de tensão.
Os acelerômetros podem monitorar diversas grandezas, dentre elas
podemos citar a inclinação, vibração, aceleração estática e dinâmica. Sua aplicação
é muito ampla, podendo ser encontrado em sistemas de alarme, airbag, diagnóstico
de falhas em máquina industriais e outras aplicações.
A empresa Motorola® fabrica um modelo de acelerômetro da família MMA
de baixo custo e tecnologia avançada. A seguir, serão apresentadas as principais
características deste sensor.
38
- Principais características
O MMA1260D é um acelerômetro em forma de circuito integrado com
encapsulamento tipo SOIC de 16 pinos. A figura 20 apresenta o tipo de
encapsulamento do acelerômetro e sua pinagem.
Figura 20 – Encapsulamento do MMA1260D.
(Fonte: MOTOROLA Inc., 2002)
Este dispositivo é constituído por uma célula capacitiva sensível a
aceleração denominada g-cell, que é selada hermeticamente em camadas fazendo
com que seja imune à contaminação externa.
A g-cell é uma estrutura mecânica constituída de material semicondutor.
Este material é modelado de forma que se obtenha uma placa móvel entre duas
placas fixas.
A placa móvel se encontra centralizada entre as duas placas fixas quando
não ocorre um movimento acelerado. Quando ocorre uma variação de velocidade
(aceleração), a placa móvel se desloca entre as duas placas fixas, com isso, ocorre
uma variação da distância entre as placas (móvel e fixa).
A distância entre as placas gera uma capacitância que é proporcional a
aceleração de acordo com a faixa de trabalho de cada modelo.
A equação 3.3 apresenta como é calculada a capacitância:
C = A .
ε
(Eq. 3.3)
D
39
Onde:
C é a capacitância;
A é a área da placa;
ε
é a constante dielétrica do capacitor;
D é a distância entre as placas.
O modelo físico do transdutor e seu circuito elétrico equivalente são
apresentados na figura 21, nota-se que o sensor está em movimento acelerado.
Figura 21 – Modelo físico do transdutor e seu circuito elétrico equivalente.
(Fonte: MOTOROLA Inc., 2002)
O modelo elétrico equivalente da g-cell seria dois capacitores variáveis
ligados em série sendo que o ponto central gera o sinal proporcional a aceleração.
Existe ainda um condicionador de sinal com tecnologia CMOS que utiliza
técnicas de chaveamento para leitura da g-cell e extrair dados de aceleração
gerados através da diferença entre as capacitâncias da malha de capacitores.
Após o sinal ser condicionado ocorre a sua filtragem. O circuito de filtragem
é constituído por capacitores utilizando a configuração Bessel, pois possui uma
resposta rápida e preserva a integridade da forma do pulso e ainda não requer a
conexão de componentes passivos (resistores e capacitores) externamente para
setar sua freqüência de corte.
- Análise espacial do funcionamento
Para melhor compreensão do funcionamento do acelerômetro, analisá-se a
figura 22 com os três eixos x, y e z que estão orientando o posicionamento de
fixação do acelerômetro, para que possa realizar a aquisição dos dados de
aceleração.
40
Figura 22 – Análise espacial do funcionamento do acelerômetro.
(Fonte: MOTOROLA Inc., 2002)
Através de análise do eixo Z, nota-se que na condição estática ou em
movimento uniforme, o acelerômetro não acusa a condição de 0g (0m/s
2
), mas sim
de 1g (9,8m/s
2
), pois devemos considerar a aceleração gravitacional que atua sobre
a g-cell fazendo com que a placa central se desloque para baixo.
Para os eixos X e Y na condição estática ou em movimento uniforme o
acelerômetro acusa a condição de 0g (0m/s
2
), pois a g-cell não sofre influência da
aceleração gravitacional.
Através da tabela 1 é possível analisar os principais dados elétricos de
funcionamento do acelerômetro.
Tabela 1 – Características de operação do MMA1260D.
Características
Mínima
Típica
Máxima
Escala de operação:
Tensão da Fonte (V)
Corrente Nominal (mA)
Temperatura de Operação (°C)
4,75
1,1
-40
5,00
2,1
-
5,25
3,00
+105
Sinais de saída:
Zero g (T
A
= 25°C e V
DD
= 5,0V) (V)
Zero g (V
DD
= 5,0V) (V)
2,25
2,2
2,5
2,5
2,75
2,8
Fonte:Motorola Inc., 2002
x
z
y
41
O acelerômetro escolhido trabalha numa faixa de –1,5g (-14,7m/s²) a 1,5g
(14,7m/s²). Dentro desta faixa de trabalho temos um sinal de tensão de saída de 0 a
5V sendo que o ponto 0g (0m/s² ou off-set) gera uma tensão de 2.5V.
- Circuitos básicos de ligação
O fabricante do MMA1260D recomenda o diagrama de conexão apresentado
na figura 23 para que ocorra o seu funcionamento adequado.
Figura 23 – Diagrama para ligação do acelerômetro.
(Fonte: MOTOROLA Inc., 2002)
3.7 MICROCONTROLADORES PIC 16F877 DA MICROCHIP
Os microcontroladores da família PIC são dispositivos programáveis que
possuem um grande potencial de processamento e controle.
O PIC16F877A utiliza um circuito oscilador que pode trabalhar numa
freqüência de até 20MHz. Ele possui uma memória de programa tipo FLASH com
capacidade de armazenamento de 8Kbytes x 14bits, uma memória de dados tipo
RAM com capacidade de 386 bytes x 8 bits e uma memória tipo EEPROM com
capacidade de 256 bytes x 8bits. Este dispositivo ainda possui 28 pinos que podem
ser configurados com mais de uma função. A pinagem do PIC16F876A é
apresentada na figura 24.
42
Figura 24 – Pinagem do PIC16F877A.
(Fonte: MICROCHIP, 2002)
3.8 SISTEMAS DE FRENAGEM
3.8.1 Correntes de Foucault
As correntes provocadas por um fluxo magnético variável fluem em circuitos
claramente definidos. Muitas vezes, porém, um fluxo variável provoca correntes
circulantes, denominadas correntes de Foucault, numa barra maciça de metal, como
por exemplo, no núcleo de um transformador. O calor dissipado pelas correntes de
Foucault constitui uma perda de potência no transformador (HALLIDAY E RESNICK,
1994). A figura 25 apresenta uma chapa condutora entre as peças polares de um
eletroímã.
Figura 25 – Chapa condutora entre peças polares de um eletroímã.
(Fonte: HALLIDAY e RESNICK, 1994)
Se o campo magnético B entre as peças polares estiver variando com o
tempo, o fluxo através de qualquer curva fechada na chapa condutora será um fluxo
variável. Por exemplo, o fluxo através do circuito fechado C na figura acima, é o
produto do campo magnético B pela área no interior da curva fechada. Se B for
variável, o fluxo será variável, e haverá uma f.e.m. (força eletromotriz) induzida no
circuito C. Uma vez que este circuito C é condutor, haverá uma corrente que é igual
PIC16F877A
43
à f.e.m. induzida dividida pela resistência do circuito. Na figura 26 está indicado
apenas um circuito entre muitos outros fechados que podem conduzir correntes, se
o campo magnético entre as peças polares do eletroímã for variável (HALLIDAY E
RESNICK, 1994). A existência de correntes de Foucault pode ser demonstrada
puxando-se uma lâmina de cobre, ou de alumínio, entre os pólos de um ímã forte
ilustrado na figura 26.
Figura 26 – Lâmina de cobre entre os pólos de um ímã forte.
(Fonte: HALLIDAY e RESNICK, 1994)
Parte da área interna do circuito C, na figura 25, está no campo magnético e
uma outra parte está fora do campo. Quando a lâmina for puxada para a direita, o
fluxo através do circuito diminui (admitindo-se que o fluxo da face para o verso da
página seja positivo). De acordo com a lei de Faraday, e com a lei de Lenz, será
induzida uma corrente, no sentido horário, no circuito C. Uma vez que esta corrente
está dirigida de baixo para cima no ramo do circuito entre os pólos, o campo
magnético exerce sobre ela uma força para a esquerda, que se opõe ao movimento.
Pode-se sentir esta força numa lâmina condutora puxando-se vivamente a
lâmina colocada entre os pólos de um ímã forte.
As correntes de Foucault são, usualmente, indesejáveis, pois produzem calor,
o que constitui perda de potência. Além disso, o calor produzido deve ser dissipado
para o exterior. A perda de potência pode ser diminuída pelo aumento da resistência
dos circuitos oferecidos às correntes de Foucault. Na figura abaixo, por exemplo, a
chapa condutora é laminada; isto é, é constituída por delgadas lâminas metálicas
coladas umas às outras. Graças à cola isolante entre as lâminas, as correntes de
Foucault ficam confinadas às lâminas. Então não existem grandes circuitos para as
correntes de Foucault e a perda de potência se reduz grandemente. A figura 27
apresenta uma chapa metálica constituída por lâminas delgadas coladas.
44
Figura 27 – Corrente de Foucault numa chapa metálica de lâminas delgadas coladas.
(Fonte: HALLIDAY e RESNICK, 1994)
Analogamente, se a chapa da figura acima for recortada, como apresentada
na figura 28, as correntes de Foucault também são diminuídas e a força se reduz
grandemente.
Figura 28 – Chapa metálica com fendas longitudinais.
(Fonte: HALLIDAY e RESNICK, 1994)
A figura 29 apresenta um modelo de um freio magnético para demonstração.
Figura 29 – Modelo de um freio magnético.
(Fonte: HALLIDAY e RESNICK, 1994)
O aparelho é constituído por uma lâmina metálica fixa na extremidade de uma
haste de modo a poder oscilar em torno de um pivô fixo. Quando a lâmina oscila
entre os pólos de um ímã, a oscilação é rapidamente amortecida. Se o campo
magnético for suficientemente intenso, o movimento da lâmina é obstado na primeira
passagem da lâmina pelo campo magnético.
45
Quando se recorta a lâmina, como ilustrado na figura 30, o amortecimento é
bastante diminuído.
Figura 30 – Sistema com uma lâmina recortada.
(Fonte: HALLIDAY e RESNICK, 1994)
Nem sempre as correntes de Foucault são indesejáveis. Muitas vezes são
adotadas para se amortecerem oscilações perturbadoras. Por exemplo, as balanças
mecânicas sensíveis, destinadas a pesar pequeninas massas, tendem a oscilar
muitas vezes em torno da posição de equilíbrio. Por isso, a balança tem uma
pequena peça metálica, associada à escala oscilante, que se move entre as peças
polares de um ímã. As correntes de Foucault induzidas na peça metálica amortecem
as oscilações, e o equilíbrio é atingido com maior rapidez. Outra aplicação das
correntes de Foucault é a frenagem magnética de veículos rápidos sobre trilhos. O
veículo tem um grande eletroímã que fica localizado pouco acima dos trilhos.
Quando o eletroímã é excitado, as correntes de Foucault induzidas nos trilhos pelo
campo magnético em movimento provocam forças magnéticas que freiam o veículo
até a sua parada.
46
4
METODOLOGIA
4.1 INTRODUÇÃO
Neste capítulo, serão apresentados todos os métodos aplicados à
implementação da estrutura do andador universal, incluindo seus sistemas de apoios
e automação embarcado. Ainda serão especificados materiais utilizados em sua
estrutura e também os componentes que farão parte de seu sistema de automação.
O nome “andador universal” foi escolhido pela versatilidade do projeto onde
pode ser destinado a pacientes infantis e adultos, considerando somente o
redimensionamento de sua estrutura mecânica e reprogramação de seu sistema de
automação embarcado.
O andador universal é apresentado na figura 31, através de um desenho em
3D de sua estrutura com um modelo humano, projetados com o software Inventor®
da empresa AutoDesk®. Para o dimensionamento da estrutura mecânica do
andador foi utilizado o software de elementos finitos ANSYS®, possibilitando definir
os pontos de máxima tensão e deformação do andador, verificando assim as
dimensões da estrutura e o uso apropriado dos materiais.
Figura 31 – Protótipo 3D do andador universal.
47
4.2 A ESTRUTURA MECÂNICA DO ANDADOR
Para melhor compreensão do projeto estrutural do andador, serão
apresentados, de maneira isolada, os materiais e a função de cada parte que
constitui sua estrutura.
4.2.1 A Base
A base estrutural do andador foi dimensionada de maneira compatível com
dados de dimensões citados na norma NBR 9050/1994 da Associação Brasileira de
Normas Técnicas (ABNT), que se trata da adequação das edificações e do
mobiliário urbano à pessoa deficiente.
A estrutura do andador apresentado na figura 32 foi desenvolvida em tubos
de alumínio de 3/4 de polegada com parede de 2mm, onde se utilizaram os
processos de dobra e soldagem para modelamento conforme dados solicitados em
projeto.
A esta base acoplamos um conjunto de PVC com 125mm de diâmetro,
sendo que as duas rodas traseiras são fixas, e as duas rodas dianteiras são móveis
com rodízios proporcionando maior facilidade nas manobras realizadas pelo
paciente.
Figura 32 – Base estrutural do andador.
48
A tabela 2 apresenta as dimensões da base do andador que foram
especificadas na figura 32.
Tabela 2 – Dimensões da base do andador.
Índice Dimensão (mm)
A 865
B 700
C 595
D 480
E 710
F 933
4.2.2 Pegadores e apoios de antebraço
Os pegadores foram projetados para possibilitar ao paciente maior facilidade
na execução de manobras durante sua deambulação.
Os apoios de antebraço foram confeccionados com placas de poliuretano.
Estes apoios têm a função de acomodar os membros superiores do paciente no
momento em que está utilizando o andador.
A figura 33 apresenta o modelo dos pegadores e apoios de antebraço
implementados neste projeto.
Figura 33 – Estrutura dos pegadores e apoios de antebraço
.
49
4.2.3 Apoio torácico
Quando o paciente executa a marcha, ocorre a projeção de seu tórax para
frente, com isso, foi preciso projetar um apoio que não fosse incômodo ao paciente
no momento da marcha, e que ainda não causasse problemas no momento de
entrada e saída do paciente no andador.
Estes apoios foram confeccionados com placas de poliuretano e tubos de
tubos de alumínio de 3/4 de polegada com parede de 2mm. A figura 34 apresenta o
modelo do apoio torácicos implementado neste projeto.
Figura 34 – Estrutura do apoio torácico.
4.2.4 Apoios de quadril
Os apoios de quadril foram projetados com placas de poliuretano, cinta
ajustável e tubos de alumínio de 3/4 de polegada com parede de 2mm. A figura 35
apresenta o modelo dos apoios de quadril implementados neste projeto.
Figura 35 – Estrutura do apoio de quadril.
50
4.3 SENSORES PARA AQUISIÇÃO DA ACELERAÇÃO
Ao término da fase de projeto e implementação da estrutura mecânica do
andador, foi realizado o estudo sobre qual o tipo de sensor que seria utilizado para a
obtenção da aceleração do andador no momento da marcha.
Os sensores escolhidos para realização de testes no controle da aceleração
foram o encoder incremental e o acelerômetro.
Os primeiros testes foram realizados com dois encoders, instalados nas rodas
traseiras. Os sinais dos encoders foram enviados diretamente (via cabo) para uma
placa de aquisição de sinal conectada a um computador, que convertia os dados em
forma de pulso para dados seriais, os quais eram armazenados em forma de arquivo
de planilha.
O andador foi utilizado por uma pessoa que não possuía nenhuma patologia.
Esta pessoa realizou movimentos bruscos durante a marcha, simulando movimentos
involuntários com variação de velocidade. Estes valores de velocidade foram
tratados no software Microsoft Excel®, transformando-os em dados de aceleração
em função do tempo. Através destes dados, gerou-se uma curva característica de
aceleração em função do tempo, que possibilitou a escolha da faixa de trabalho do
acelerômetro a ser utilizado.
4.4 O SISTEMA ATUADOR DE FRENAGEM
Existem dois tipos de freios eletromagnéticos, um com torque fixo de
frenagem e outro variável. Foram realizados testes com os dois tipos de freios e
através dos resultados apresentados no capítulo 5, pode-se concluir o melhor freio a
ser utilizado.
Os freios eletromagnéticos da empresa CTT®, com torque fixo e variável
foram fabricados de maneira artesanal, sendo que a empresa não forneceu dados
sobre a precisão dos dispositivos, com isso, foram realizados testes para levantar a
curva característica de torque em função da tensão aplicada na armadura.
A figura 36 apresenta o freio eletromagnético utilizado no sistema de
frenagem do andador.
51
Figura 36 – Freio eletromagnético.
(Fonte:
http://www.translectric.com.br/freios3.asp
, acessado em:20/07/2005)
O freio eletromagnético é acoplado as duas rodas traseiras do andador, isso
faz com que o sistema de frenagem atue de maneira adequada. Se o sistema de
frenagem fosse instalado nas rodas da frente poderia causar um efeito de alavanca
proporcionando a queda do paciente.
A figura 37 apresenta o modelo da estrutura do mancal do andador com o
sistema de freios acoplados.
Figura 37 – Freio eletromagnético sendo acoplado ao mancal
4.4.1 Bancada de teste para levantamento da curva característica
tensãoxtorque dos freios eletromagnéticos
A bancada de testes é constituída por uma barra (equilibrada) acoplada a um
eixo fixo ao disco móvel do freio. No extremo da barra serão adicionados pesos
padrões para gerar torque na ponta do eixo do freio.
Uma fonte de tensão variável alimenta a armadura do freio eletromagnético
com vários valores de tensão. Para cada valor de tensão adicionam-se pesos até a
52
ocorrência do deslocamento angular do eixo do freio, logo após, mede-se o valor do
peso e multiplica-se este valor pela distância “x”, que compreende ao extremo da
barra até o centro do eixo do freio.
O valor encontrado é do torque de frenagem que o freio gera em função da
tensão ajustada na fonte. A figura 38 apresenta um esquema de montagem da
bancada de testes utilizada.
Figura 38 – Esquema de montagem para levantamento da curva de tensão em função do
torque do freio eletromagnético
.
4.5 O SISTEMA DE AQUISIÇÃO E PROCESSAMENTO DE SINAL
4.5.1 Unidade de processamento
Para a escolha da unidade de aquisição e processamento de sinais foram
considerados alguns fatores relevantes para o funcionamento do sistema de
automação do andador, e ainda para a otimização das dimensões da placa de
circuito impresso, são eles:
- possuir uma entrada conversora A/D (analógico-digital) para conexão com a
saída do acelerômetro para aquisição e processamento do sinal;
- possuir uma saída de PWM (modulação por largura de pulso) para controle
do sistema de frenagem;
- possuir um processamento rápido e confiável;
53
- possuir um modo rápido de gravação para atualização dos parâmetros para
cada paciente.
Através destes fatores, foi decidido utilizar um microcontrolador fabricado
pela Microchip, o microcontrolador da família PIC16F877A.
Este dispositivo possui oito entradas multiplexadas conversoras analógica/
digital de 10bits, uma saída de PWM, freqüência de clock de 4MHz, e ainda
disponibiliza um modo de gravação denominado in-circuit, que possibilita a sua
atualização de software sem retirá-lo do circuito onde está conectado.
- Aquisição do sinal do acelerômetro
A escolha do acelerômetro MMA1260D e do microcontrolador PIC16F877A
facilitou muito no momento da implementação do circuito para interligação dos
dispositivos.
Como já foi mencionada, a saída do acelerômetro tem como principal
característica a variação de nível de tensão de 0 a 5V, ou seja, ela é ideal para
conexão com conversores A/D, com isso, pode ser conectada diretamente a porta
de
entrada A/D do microcontrolador sem necessidades de circuitos de interfaceamento.
A figura 39 apresenta o esquema elétrico de ligação do acelerômetro com o
microcontrolador.
Figura 39 – Esquema elétrico de conexão acelerômetro e microcontrolador.
(Fonte: Motorola Inc., 2002)
54
Os conversores A/D internos do PIC possuem um tempo mínimo de
aquisição de sinal externo. Este circuito é formado por um capacitor de amostragem
especificado pelo fabricante no valor de 120pF, além de uma resistência de entrada
R
IC
(especificada como menor que 1kΩ) e uma resistência da chave de amostragem
R
SS
(especificada em 7kΩ à 5V).
Para calcular o tempo mínimo de aquisição do sinal devemos utilizar a
equação 4.1 especificada abaixo:
T
AQ
= T
AC
+ T
CC
+
α
(Eq. 4.1)
Onde:
T
AQ
é o tempo de aquisição;
T
AC
é o tempo de acomodação especificado pelo fabricante como 2us;
T
CC
é o tempo de carga do capacitor;
α
é o coeficiente de temperatura.
O tempo de carga do capacitor (Tcc) é calculado através da equação 4.2.
T
CC
= - (C
HOLD
) * (R
IC
+ R
ss
+ Z
INTERNA
) * ln (1/2047)
(Eq. 4.2)
Onde:
C
HOLD
é a capacitância do capacitor;
R
IC
é a resistência de entrada;
R
SS
é a resistência da chave de entrada;
Z
INTERNA
é a impedância da saída do acelerômetro.
Inserindo a equação 4.2 na equação 4.1 temos a equação 4.3:
T
AQ
= 2
µ
s + [- (120pF
) * (1k
Ω
+ 7k
Ω
+ Z
INTERNA
) * ln (1/2047)] + ((T
AMB
–
25°C) * 0.05
µ
s)
(Eq. 4.3)
55
Através de dados do fabricante, foi concluído que o valor da impedância de
saída do acelerômetro é de 50
Ω
. Se considerarmos o circuito trabalhando em
temperatura ambiente, ou seja, 25°C podemos calcular o tempo mínimo de
aquisição de sinal do conversor A/D.
Tempo mínimo de aquisição:
T
AQ
= 2
µ
s + [- (120pF
) * (8050Ω) * ln (1/2047)] + (0
µ
s) = 9,36
µ
s
Através destes parâmetros podemos afirmar que o melhor tempo que o
conversor poderá realizar a aquisição do sinal do acelerômetro será 9,36µs.
Como o conversor A/D interno do microcontrolador possui uma resolução de
10bits podemos através da equação 4.4 encontrar a proporção entre a tensão
analógica lida com cada bit convertido.
P
A/D
= (U
MÁX
- U
MÁX
)
(Eq. 4.4)
1024
Onde:
U
MÁX
é a máxima tensão de conversão;
U
MÍN
é a mínima tensão de conversão.
Aplicando a equação 4.4 chegamos a proporção da tensão analógica
convertida em relação a cada bit:
P
A/D
= (U
MÁX
- U
MÁX
) = ( 5 – 0 ) = 4,888 mV/bit
1024 1024
- Geração do sinal de PWM
A técnica de PWM ou Modulação por Largura de Pulso consiste na geração
de um sinal de onda quadrada com freqüência constante onde se varia seu duty
56
cycle (ciclo ativo) de maneira a se obter um sinal analógico com variação de
amplitude. A figura 40 apresenta um sinal de PWM com três variações de duty cycle.
Figura 40 – Variação do duty cycle de um sinal PWM.
Através de análise dos sinais apresentados na figura acima, podemos retirar
a equação para cálculo da tensão de saída do PWM com variação de seu duty cycle.
Se calcularmos a área compreendida pelo duty cycle e a tensão V
MÁX
e
dividirmos pelo período T, teremos o valor da tensão de saída V
OUT
que é a tensão
média gerada pelo sinal de PWM com variação do duty cycle. A equação 4.5
apresenta este raciocínio.
V
OUT
= (V
MÁX
* t’ )
(Eq. 4.5)
T
Onde:
V
MÁX
é a máxima tensão ou tensão de pico;
t’ é o tempo do duty cycle.
T é o período.
57
O microcontrolador PIC possui uma saída especial que gera sinal de PWM
sendo que sua parametrização é realizada totalmente via software, ou seja, ajustes
de freqüência e duty cycle utilizando funções da biblioteca do compilador.
4.5.2 Dispositivo para amplificação do sinal de PWM
Através de testes realizados foi constatado que a máxima tensão gerada
pela saída PWM do microcontrolador era de 5V. Este nível de tensão não é
compatível com o sistema de frenagem que trabalha com tensões que variam de 0V
a 24V. Este problema foi resolvido com a utilização de um transistor de efeito de
campo de potência (power MOSFET) modelo IRF540.
O IRF540 é fabricado com a mesma tecnologia de circuitos digitais da
família MOS (Metal Oxide Semiconductor). Este dispositivo permite chaveamento
em alta freqüência que possibilita trabalhar com o sinal de PWM. Ele também possui
uma alta impedância de entrada, possibilitando compatibilidade com a saída do
microcontrolador que pode drenar pequenas quantidades de corrente.
A figura 41 apresenta o esquema elétrico de ligação entre a saída o
microcontrolador e o dispositivo de amplificação.
Figura 41 – Esquema elétrico de ligação do microcontrolador ao amplificador.
58
4.5.3 O sistema de aquisição, processamento e controle embarcado
Resolvidos os problemas de aquisição do sinal do acelerômetro, escolha do
dispositivo de processamento e amplificação do sinal da saída PWM do
microcontrolador, realizou-se a confecção da placa de circuito impresso.
O esquema elétrico da placa é apresentado na figura 42.
Figura 42 – Esquema elétrico da placa de circuito impresso
.
Com o término da montagem da estrutura mecânica e o sistema de controle e
automação embarcado, iniciou-se a aplicação de testes dinâmicos do andador.
4.6 TESTES DINÂMICOS REALIZADOS COM O ANDADOR
4.6.1
Interface para monitoramento à distância
Para obtenção de parâmetros relacionados à aceleração durante a marcha e
avaliação do sistema de automação embarcado, que gerencia a aquisição de dados
de aceleração e a resposta do sistema de frenagem do andador, utilizou-se uma
interface entre o andador e um microcomputador constituída de um circuito de rádio
freqüência com módulos da Telecontrolli®, modelos RT4 e RR3 que transmitem
59
dados gerados pela porta serial do microcontrolador. Este esquema é apresentado
na figura 43.
Figura 43 – Sistema de aquisição de dados de aceleração e resposta de frenagem
.
O sistema de transmissão e recepção de sinal utilizado é composto por dois
módulos RR3 e RT4 da Telecontrolli. A figura 44 apresenta os dois módulos de
transmissão e recepção.
Figura 44 – Módulos RR3 e RT4 da Telecontrolli
O sinal recebido pelo microcomputador é tratado por software. Utilizou-se de
um pacote de software supervisório fabricado pela empresa Indusoft Inc. Uma
interface homem máquina foi desenvolvida para imputação de dados pessoais do
paciente e criação de gráficos de aceleração em função do tempo.
60
5
RESULTADOS
5.1
INTRODUÇÃO
Neste capítulo, serão apresentados todos os resultados coletados, desde a
confecção da estrutura do andador até os testes realizados com os componentes
que fazem parte do sistema de aquisição de sinal e controle da aceleração.
5.2
ESTRUTURA MECÂNICA
No projeto e construção da estrutura mecânica do andador, foram
considerados alguns fatores relevantes como facilidade de desmontagem e
transporte, mas na construção do protótipo utilizou-se de uma única estrutura
mecânica. As figuras 45a e 45b apresentam a estrutura mecânica do andador
construída parcialmente, observando que os apoios se encontram em construção.
Figuras 45a e 45b – Estrutura final do andador
Como descrito no capítulo da metodologia, para o dimensionamento da
estrutura mecânica do andador foi utilizado o software de elementos finitos
61
ANSYS®. A figura 46 apresenta o modelo do andador aplicado no software ANSYS,
e com as condições de contorno. Isto é, foi aplicada uma carga de 500 N em cada
apoio, simulando assim o peso de uma pessoa de 100 kg, totalmente distribuído em
cada apoio.
Figuras 46 – Estrutura do andador aplicada ao software de elementos finitos.
As figuras 47 e 48 apresentam a máxima tensão e deformação, que ocorre na
estrutura mecânica do andador. Obtém-se uma tensão de máxima de 95.25 MPa na
estrutura que suporta o apoio. Este valor está bem abaixo da tensão de escoamento
do material utilizado.
Figuras 47 – Máxima tensão e deformação na estrutura mecânica.
62
A máxima deformação se encontra no apoio e é de 1.3 mm, o que representa
uma valor aceitável.
Figuras 48 – Máxima tensão e deformação no apoio.
5.3 SENSOR UTILIZADO
Na escolha do sensor foram consideradas algumas características essenciais,
tais como, precisão, tempo de resposta, facilidade no tratamento do sinal gerado,
robustez e custo. Os dois tipos de sensores estudados foram os encoders e os
acelerômetros.
Através de estudos e testes realizados com encoders, foram constatadas
várias desvantagens: para a utilização de encoders no monitoramento da
aceleração, seriam necessários recursos matemáticos, tais como derivadas, na
programação do microcontrolador; o sinal do encoder deve passar por circuitos de
tratamento e condicionamento de sinal, para que possa ser conectado a uma
entrada do microcontrolador, resultando num circuito da placa de aquisição mais
complexo e com maiores dimensões. Estes fatores implicam em maior custo,
quando comparado ao acelerômetro.
Apesar destas desvantagens, os encoders foram utilizados juntamente com o
sistema de tratamento e aquisição de dados e o software Microsoft Excel®, para
plotagem da primeira curva característica de aceleração. Estas curvas foram
utilizadas como referência para a escolha do acelerômetro a ser utilizado.
63
Como foi dito no capítulo anterior, para a obtenção das curvas de aceleração
foram realizados ensaios com várias pessoas sem patologia, fazendo com estas
desenvolvessem movimentos bruscos durante a marcha, simulando movimentos
involuntários com variação de velocidade. Isto nos possibilitou observar alguns picos
máximos de aceleração, e assim definir uma aceleração máxima de 7,5m/s
2
, para
testar a frenagem de todo o conjunto. Este resultado da aceleração máxima foi
importante também, para a escolha da faixa de trabalho do acelerômetro a ser
utilizado.
O acelerômetro MMA1260D, apresentado nas figuras 49a e 49b, além de
possuir todas as características essenciais, ainda gera um sinal analógico
compatível com a entrada analógica do microcontrolador, isso faz com que o circuito
seja otimizado e ainda se torna uma aplicação de alta tecnologia com baixo custo.
Figuras 49a e 49b – Posicionamento do acelerômetro no andador
.
5.4 SISTEMA DE FRENAGEM
5.4.1 Curvas características de freios eletromagnéticos com torque
fixo e variável
Com o auxílio da bancada de testes citada no capítulo 4, realizaram-se testes
para o levantamento das curvas características de tensão em função do torque dos
dois tipos de freios eletromagnéticos.
x
z
y
64
Os gráficos apresentados nas figuras 50a e 50b, referem-se respectivamente
à curva característica do freio eletromagnético com torque fixo com tensão de
alimentação fixa de 5V e a curva característica do freio eletromagnético com torque
variável com tensão de trabalho variável de 0 a 24V.
Através destes gráficos podemos comparar os dois tipos de freios
eletromagnéticos.
Figura 50a e 50 b – Comparação entre as Curvas características de torque x tensão para dois freios
eletromagnéticos. Figura 50a mostra o freio eletromagnético com torque fixo e tensão de alimentação de 5V. A
figura 50b mostra o freio eletromagnético com torque variável com tensão de alimentação variável de 0 a 24V.
Analisando as curvas características, percebe-se na figura 50a que não se
obtém uma faixa de ajuste de torque adequada para adaptação à característica
física (massa, patologia) de cada paciente, resultando numa frenagem brusca. O
segundo gráfico 50b representa a curva característica do freio com torque
proporcional, demonstra uma resposta muito próxima ao linear, proporcionando uma
faixa de ajuste de torque ampla e podendo ser adaptado as características físicas de
cada paciente.
Através dos resultados, conclui-se que o freio eletromagnético proporcional se
comporta de maneira mais adequada para a aplicação de controle de aceleração no
andador.
65
5.5 TESTE DINÂMICO
Através da utilização da interface de aquisição e armazenamento de dados,
proposta no capítulo 4, pode-se analisar o funcionamento do sistema de controle e
automação embarcado durante a execução da marcha do paciente.
O gráfico de aceleração da marcha no andador com freios eletromagnéticos
com torque fixo é apresentado na figura 51, no qual se podem retirar algumas
conclusões. Os parâmetros foram armazenados através de um software de
monitoramento das portas de comunicação do computador denominado Hiper
Terminal® e tratados com o Microsoft Excel®.
Figura 51 – Curva característica de aceleração da marcha com frenagem por freio eletromagnético
com torque fixo.
Analisando os pontos 1,2,3 e 4 da figura 51, chega-se a conclusão, que eles
correspondem ao apoio plantar, que ocorre imediatamente após o contato do
calcanhar, quando a planta do pé toca o solo. Isso acontece durante a resposta de
carga seguida pela fase de apoio médio onde o corpo passa diretamente sobre o
membro de referência, proporcionando uma variação de velocidade e resultando de
uma aceleração seguida de uma desaceleração.
No ponto 5, nota-se que no momento em que se executa uma passada mais
rápida, esta proporciona uma grande variação de velocidade, com isso, ocorre um
pico de 7,5m/s
2
, ocorrendo assim, a atuação do sistema de frenagem. Como os
freios são de torque fixo, ocorre o travamento das rodas resultando em uma
66
frenagem brusca apresentada no ponto 6. Como mencionado anteriormente, o valor
máximo de aceleração foi programado para atuar no limite de 7,5m/s
2
, resultado este
obtido com testes de movimentos bruscos para diversas pessoas sem patologia, o
que dificilmente pessoas com AVE se movimentarão em uma aceleração tão alta.
A figura 52 apresenta o gráfico adquirido através da utilização do
acelerômetro, como sensor, da placa de aquisição com o PIC, a placa de
transmissão sem fio, sistema supervisório, criado com o software Indusoft®, e o freio
de torque variável.
Figura 52 – Curva característica de aceleração da marcha com frenagem por freio eletromagnético
com torque variável.
Através da análise dos pontos 1,2,3,4 e 5 da figura 52, chega-se a conclusão
que os mesmos correspondem aos momentos de contato inicial, resposta de carga,
médio apoio e apoio terminal. Nos pontos 6 verifica-se o momento em que ocorre a
máxima aceleração de 7,5m/s
2
, atuando assim o sistema de frenagem . Entre os
pontos 6 e 7 pode-se verificar que a frenagem, com sistema de torque variável,
ocorre num período maior que a do sistema com torque fixo, diminuindo o impacto
67
de uma frenagem brusca. Este resultado mostra também a confiabilidade de todo o
sistema desenvolvido.
5.6 PLACA DE AQUISIÇÃO E CONTROLE
A figura 53 apresenta o protótipo da placa de aquisição e controle que foi
instalada no andador para realização dos testes preliminares.
Figura 53 – Placa de aquisição e controle
O display de cristal líquido disponibiliza informações sobre o estado de
funcionamento do andador, ou seja, se está no modo manual ou automático.
A bateria foi substituída por uma de 12V selada que está instalada no
andador. O nível de maior de tensão não causará problemas ao sistema de
alimentação dos componentes devido à existência de um regulador de tensão
modelo LM7805.
A saída de potência está localizada na mesma placa por motivo das cargas
(freios) drenarem correntes elétricas com valores entre 130 e 220mA.
O acelerômetro está conectado diretamente a placa, porque a mesma está
fixada ao andador, possibilitando a aquisição dos dados de aceleração.
68
5.7 SISTEMA SUPERVISÓRIO
5.7.1 Tela Inicial
A tela inicial do sistema supervisório, apresentada na figura 54, é constituída
por um menu de navegação com as funções de gráficos, relatórios e cadastro dos
clientes.
- função “gráfico”:
Nesta função, o terapeuta tem a possibilidade de visualizar todo o histórico
das curvas de aceleração de cada paciente cadastrado.
- função “relatório”:
A função relatório propicia ao terapeuta visualizar as datas, horários e
períodos de consulta de cada paciente cadastrado.
- função “cadastro”:
A função cadastro possibilita ao terapeuta a inserção de novos pacientes no
banco de dados.
Figura 54 – Tela Inicial do Sistema Supervisório
69
5.7.2 Tela da função “gráfico”
A tela da função “gráfico”, apresentada na figura 55, disponibiliza ao
terapeuta, os gráficos de aceleração da marcha dos pacientes cadastrados.
Figura 55 – Tela de Gráfico do Sistema Supervisório
70
6
COMENTÁRIOS
Através do estado da arte e resultados analisados neste trabalho, podem-se
realizar alguns comentários e comparações.
Os andadores mesmo sem sistema de automação embarcado apresentam
aplicações relevantes na área de reabilitação, este é o caso do andador articulado
sem rodas que é utilizado como ferramenta de apoio à marcha de pacientes idosos
ou pacientes que sofreram fratura ou amputação de um dos membros inferiores.
Este modelo de andador permite que facilmente seja transportado. Dentre as
desvantagens, não são apropriados para utilização em escadas, reduzem a
velocidade de deambulação impossibilitando o paciente de executar um padrão de
marcha normal. Comparando este andador com o sistema proposto neste trabalho
podemos afirmar que: a automação aplicada ao protótipo vem a ser uma proposta
de melhoria, podendo aumentar sua capacidade de aplicação, incluindo melhorias
na velocidade de deambulação, e trazendo benefícios ao paciente e ao terapeuta.
O andador projetado por Flórez e Tapia (2000), constituído por uma estrutura
mecânica e quatro rodas, foi aplicado numa criança com osteogênese imperfeita.
Através dos resultados, os autores afirmam que o andador possibilitou uma
integração da paciente com a vida de uma pessoa normal durante os quatro anos de
aplicação. O andador universal poderia ser utilizado neste caso, pois proporcionaria
melhor estabilidade na marcha da paciente, devido ao seu sistema de controle de
aceleração e também proporcionaria maior conforto, devido a não existência de um
apoio em forma de tubo, proposto por Flórez e Tapia.
O modelo apresentado por Dickstein (1991), é constituído por um sistema de
automação embarcado destinado à aplicação em pacientes com comprometimento
em membros inferiores. Os resultados indicaram que o andador possibilitou a
deambulação de cinco pacientes que eram impedidos de deambular por outro
método. Este sistema, juntamente com o andador universal, vem a possibilitar uma
vida mais sociável aos pacientes com comprometimento nos membros inferiores.
Os sistemas de automação embarcados são designados principalmente na
aplicação de pacientes com deficiência visual.
71
Os modelos apresentados por Dubowsky (2000) e Rentschler (2003) são
evoluções de projetos para auxílio da marcha de pacientes com comprometimento
visual. O modelo de Glover (2003) também é destinado a esta aplicação.
Existe uma relação diretamente proporcional entre tecnologia e custo,
inviabilizando a utilização pela grande maioria dos portadores que pertencem à
sociedade carente.
72
7
CONCLUSÕES
E
TRABALHOS
FUTUROS
7.1 Sumário
Os andadores podem ser utilizados para auxiliar na marcha de pacientes com
comprometimento de membros inferiores, porém, durante a marcha, utilizando este
tipo de dispositivo, alguns pacientes podem demonstrar dificuldade ou inabilidade no
controle da marcha.
No caso da paciente que realiza tratamento junto a AACD, durante a
execução da marcha, utilizando um andador com rodas e sem sistema de controle
de aceleração, ocorrem alguns movimentos compreendidos entre os instantes de
apoio inicial e a resposta de carga, nos quais, a paciente tendia a arrastar o membro
oposto ao membro de apoio, resultando em desequilíbrio e instabilidade.
A fim de reabilitar pessoas com este tipo de patologia, foi desenvolvimento de
um andador com rodas e conjunto de apoios integrados a um sistema de automação
e controle de aceleração que possibilitarão maior estabilidade na execução da
marcha de pacientes. Um sistema de aquisição e tratamento dos sinais por um
sistema de transmissão de dados sem fio, integrado com um software supervisório,
foi desenvolvido e implementado para aquisição de parâmetros de aceleração.
As principais contribuições deste trabalho podem ser descritas como:
- Na concepção do projeto e construção da estrutura mecânica do andador,
foram considerados alguns fatores relevantes como a facilidade de desmontagem e
transporte. A utilização do software de 3D, possibilitará uma fácil readequação do
projeto mecânico para diferentes aplicações.
- A utilização do software de elementos finitos para o dimensionamento da
estrutura mecânica possibilitou assegurar sobre a confiabilidade da estrutura
mecânica.
- Em relação ao sistema de frenagem, foram testados dois tipos de freios: os
freios com torque fixo e com torque variável. Através das curvas características de
cada modelo, chegamos à conclusão de que os freios de torque fixo não
possibilitavam um ajuste de rampa de desaceleração, ao contrário dos freios de
torque variável. Estes freios, juntamente com o sistema microcontrolado e a interface
de potência, proporcionaram rampas de desaceleração programáveis, o que
73
propiciará uma melhor adaptação de todo o sistema para diferentes pacientes com a
patologia a ser estudada.
- Diversos testes foram realizados para se especificar a faixa de trabalho bem
como o acelerômetro apropriado para este propósito. O acelerômetro escolhido tem
também como vantagem a possibilidade de se variar à faixa de aceleração (de -1,5g
e +1,5 g).
- Testes dinâmicos foram realizados com o sistema completo: andador,
acelerômetro, placa de aquisição, circuito de potência, freios com torque fixo e
variável, sistema de transmissão sem fio e sistema supervisório. Através da curva
característica, apresentada pelo sistema supervisório, chega-se à conclusão que o
sistema de frenagem de torque variável atuou com uma rampa de desaceleração
mais suave do que o sistema constituído por freios com torque fixo, ocorre num
período maior que a do sistema com torque fixo, diminuindo o impacto de uma
frenagem brusca. Este resultado mostra também a confiabilidade de todo o sistema
desenvolvido.
7.2 Trabalhos Futuros
A implementação deste projeto se resume, no desenvolvimento de
ferramentas de apoio à reabilitação, com tecnologia de baixo custo, para pacientes
com comprometimento nos membros inferiores e/ou patologias neurológicas, tais
como, o Acidente Vascular Encefálico.
A estrutura do andador proposto, por se tratar de um protótipo, foi
desenvolvida com materiais nobres, tais como, alumínio e aço inox, resultando num
equipamento com custo elevado. Para minimizar este custo, poderão ser utilizados
materiais com características mecânicas próximas ao do alumínio e aço inox. A
estrutura foi montada num único conjunto (sem articulações). Uma melhoria a ser
implementada, seria a implementação de articulações na estrutura, proporcionando
maior facilidade em seu transporte. Atualmente, os ajustes dos apoios são
realizados através de parafusos, uma opção seria sua substituição por um sistema
de engate rápido por pressão.
74
A aplicação deste projeto, na paciente da AACD, poderá resultar na
diminuição do arrasto do membro inferior oposto ao membro que executa os
movimento de apoio inicial e resposta de carga.
A próxima etapa a ser realizada, será a aplicação deste equipamento,
inicialmente, em pacientes com Acidente Vascular Encefálico e posteriormente com
outras patologias.
75
REFERÊNCIAS
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78
APENDICE A - FLUXOGRAMA
79
A
NDADOR
2007.C
INICIALIZA
PARÂMETROS
A/D
DISPLAY
PORTES
CHAMA FUNÇÃO DE
ESCRITA LCD
MENU PRINCIPAL
PORTE
RB0
=
0?
MODO
AUTOMÁTICO
CHAMA FUNÇÃO DE
ESCRITA LCD
MODO
REALIZA LEITURA DO
ACELERÔMETRO
MÁXIMA
ACELERAÇÃO?
A
N
S
N
S
MODO
MANUAL
CHAMA FUNÇÃO DE
ESCRITA LCD
MODO MANUAL
REALIZA LEITURA DA
CHAVE
CHAVE
ACIONADA?
A
S
N
A
ACIONA RAMPA DE
DESACELERAÇÃO
B
B
80
ESCRITA_LCD
INICIALIZA
PARÂMETROS
DISPLAY
PORTES
ESCREVE
NO LCD
RETORNA
INICIALIZA_LCD
INICIALIZA
PARÂMETROS
DISPLAY
PORTES
RETORNA
ENVIA_DADOS
TRANSMITE DADOS
AO
SUPERVISÓRIO
RETORNA
81
APENDICE B - PROGRAMA FONTE
82
#include<16f877.h>
#use delay(clock=4000000)
#define EN pin_e2
#define RS pin_e1
#define RW pin_e0
char msg1[17]={"ANDADOR-FUNCAO"};
char msg2[16]={"1-AUTO 2-MANUAL"};
char msg3[13]={" <ANDADOR-2007>"};
char msg4[14]={" AUTOMATICO"};
char msg5[12]={" MANUAL"};
int i=0;
long int var=0;
void wrcar(int dado)
{
output_high(EN);
delay_ms(1);
output_d(dado);
delay_ms(1);
output_low(EN);
}
void inic_display()
{
output_low(RW);
output_low(RS);
wrcar(0x38);
wrcar(0x06);
wrcar(0x0d);
wrcar(0x01);
output_high(RS);
delay_ms(3);
}
void main()
{
output_low(RW);
inic_display();
output_low(RS);
wrcar(0x80);
output_high(RS);
while(msg1[i]!=0)
{
wrcar(msg1[i]);
i++;
}
output_low(RS);
wrcar(0xc0);
output_high(RS);
i=0;
while(msg2[i]!=0)
{
wrcar(msg2[i]);
i++;
}
83
setup_ADC_ports(RA0_ANALOG);
setup_adc(ADC_CLOCK_INTERNAL);
set_adc_channel(0);
while(true)
{
while(!input(pin_b0))
{
output_low(RS);
wrcar(0x01);
output_high(RS);
i=0;
while(msg3[i]!=0)
{
wrcar(msg3[i]);
i++;
}
output_low(RS);
wrcar(0xc0);
output_high(RS);
i=0;
while(msg4[i]!=0)
{
wrcar(msg4[i]);
i++;
}
}
while(!input(pin_b1))
{
output_low(RS);
wrcar(0x01);
output_high(RS);
i=0;
while(msg3[i]!=0)
{
wrcar(msg3[i]);
i++;
}
output_low(RS);
wrcar(0xc0);
output_high(RS);
i=0;
while(msg5[i]!=0)
{
wrcar(msg5[i]);
i++;
}
}
while(!input(pin_b2))
{
output_low(RS);
wrcar(0x01);
output_high(RS);
i=0;
while(msg1[i]!=0)
{
wrcar(msg1[i]);
i++;
84
}
output_low(RS);
wrcar(0xc0);
output_high(RS);
i=0;
while(msg2[i]!=0)
{
wrcar(msg2[i]);
i++;
}
}
}
}
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