( PDF ) Desenvolvimento e implementação de um sensor híbrido não invasivo de eletromiografia e mecanomiografia para registros de potenciais de ação de uma unidade motora.

Download PDF

ads:

UNIVERSIDADE FEDERAL DE UBERLÂNDIA

FACULDADE DE ENGENHARIA ELÉTRICA

PÓS-GRADUAÇÃO EM ENGENHARIA ELÉTRICA

DESENVOLVIMENTO E IMPLEMENTAÇÃO DE UM SENSOR HIBRIDO NÃO

INVASIVO DE ELETROMIOGRAFIA E MECANOMIOGRAFIA PARA

REGISTROS DE POTENCIAIS DE AÇÃO DE UMA UNIDADE MOTORA

NAYARA NASCIMENTO MORAES

Uberlândia

2010

ads:

Livros Grátis

http://www.livrosgratis.com.br

Milhares de livros grátis para download.

NAYARA NASCIMENTO MORAES

DESENVOLVIMENTO E IMPLEMENTAÇÃO DE UM SENSOR HIBRIDO NÃO

INVASIVO DE ELETROMIOGRAFIA E MECANOMIOGRAFIA PARA

REGISTROS DE POTENCIAIS DE AÇÃO DE UMA UNIDADE MOTORA

Dissertação apresentada ao Curso de Mestrado em

Ciências da Universidade Federal de Uberlândia, como

requisito parcial à obtenção do título de Mestre em

Ciências.

Orientador: Prof. Dr. Eduardo Lazaro Martins Naves.

Co-orientador: Prof. Dr. Adriano Alves Pereira.

Uberlândia

2010

ads:

Aos meus pais Adélio e Márcia, e ao meu

irmão João Gabriel.

AGRADECIMENTOS

Agradeço aos meus pais e ao meu irmão pelo apoio incondicional na realização

dos meus sonhos e conquista dos meus objetivos. Aos meus amigos, namorado e familiares

pela força e ajuda em todas as circunstâncias. Aos estudantes e docentes do Biolab, os quais

contribuíram muito para o desenvolvimento deste trabalho, cada um a sua maneira. Aos meus

orientadores professores Adriano Alves e Eduardo Naves pelo exemplo de dedicação e

competência, e pela paciência e confiança em mim dedicadas. A Marcilia, Adelino, Meire e à

secretaria em geral, pela atenção e carinho, sempre me ajudando prontamente muito mais que

o necessário à realização deste trabalho. Um agradecimento especial à Cinara e ao professor

Alexandre Cardoso pelo imenso apoio durante toda a realização do mestrado e por tornarem

possível a realização dessa defesa. Ao CNPq pelo apoio financeiro durante o desenvolvimento

do trabalho.

“A mente que se abre a uma nova idéia jamais voltará ao seu tamanho original.”

(Albert Einstein).

RESUMO

Mais de 40 tipos de distrofias musculares são atualmente conhecidos, dados de 2003

indicavam que cerca de 80 mil brasileiros eram acometidos por estas disfunções. Um tipo de

exame usado no auxílio ao diagnóstico dessas distrofias musculares é a eletroneuromiografia,

a qual visa avaliar a atividade elétrica no músculo. A realização desse exame conta com a

utilização de eletrodos de agulha, os quais analisam a morfologia dos potenciais de ação das

fibras musculares bem como seu padrão de recrutamento. Apesar do caráter invasivo dos

eletrodos usados, métodos como a eletromiografia de superfície não têm se mostrado eficazes

no registro individual de potenciais de ação. Neste sentido, a proposta deste trabalho é

desenvolver um sensor hibrido de eletromiografia e mecanomiografia que registre potenciais

de ação de uma unidade motora por meio de métodos não invasivos. O sensor de

eletromiografia construído é constituido de dois eletrólitos confeccionados por meio de uma

liga de prata-cloreto de prata, de 99% de pureza, área de 1mm² (1mm de lado) e a distância

inter-eletrodo de 3mm. O eletrodo é ativo e utiliza a configuração bipolar, apresentando ganho

de 20 vezes e CMRR superior a 120dB. Já o sensor de mecanomiografia conta com um

transdutor de acelerometria, cujo circuito integrado usado foi o MMA7260 da Freescale. Este

apresenta 800mV/g de sensibilidade, nível de ruído de 350µg/(Hz)

e banda de freqüência de

350Hz. Os testes realizados mostraram a eficiência do sensor desenvolvido para registros de

potenciais de ação de uma unidade motora em condições de baixa atividade muscular e

músculos superficiais.

Palavras-chave: Sensor, Eletromiografia, Mecanomiografia, Potencial de Ação.

ABSTRACT

More than 40 types of muscular dystrophy are currently known, which in 2003 had affected

more than 80,000 brazilians. One type of medical test used as an aid in the diagnosis of these

muscular dystrophies is the electroneuromyography, which aims to evaluate muscle electrical

activity. To performance this test needle electrodes are used, which analyze the morphology

of muscle fibers action potentials and their recruitment pattern. Despite the invasive nature of

the used electrodes, methods such as surface electromyography have not been effective in

individual action potentials records. Thus, this study proposed to develop a hybrid

electromyography and mechanomyography sensor which records a motor unit action potential

through noninvasive methods. So, the EMG sensors are built up of two electrolytes prepared

using an alloy of silver-silver chloride, 99% purity, area of 1mm ² (1mm side) and the inter-

electrode distance of 3mm. The electrode is active and the configuration used is bipolar, with

gain of 20 times and CMRR exceed 120dB. The mechanomyography sensor has an

accelerometry transducer, whose used chip was Freescale MMA7260. It features 800mV/g of

sensitivity, noise level of 350μg/Hz

and 350Hz frequency band. The tests performed show

the efficiency of the developed sensor to record motor unit action potentials in low muscle

activity levels and superficial muscles.

Keywords: Sensor, Electromyography, Mechanomyography, Action Potential.

Lista de Acrônimos

ADP Adenosine Diphosphate

ATP Adenosine Triphosphate

BIOMED II Biomedical Health and Research Program

CCD Charge Coupled Device

CI Circuito Integrado

CMOS Complementary Metal Oxide Semiconductor

CMRR Common Mode Rejection Ratio

MVC Maximum Voluntary Contraction

EMG Eletromiografia

FWEMG Fine Wire Electromyography

MMG Mecanomiografia

MU Motor Unit

MUAP Motor Unit Action Potential

NEMG Needle Electromyography

RMS Root Mean Square

SENIAM Surface Electromyography for the Non-Invasive Assessment of

Muscles

SEMG Surface Electromyography

Lista de Figuras

Figura 2.1– Concentrações de íons nos fluídos extra e intracelular ..................................................... 19

Figura 2.2 – Tipos de transporte de substâncias através da membrana celular ................................... 19

Figura 2.3 – Transporte passivo - canais de sódio e potássio ............................................................... 21

Figura 2.4 – Potenciais de repouso de membrana ................................................................................ 21

Figura 2.5 – Transporte ativo – Bomba de sódio e potássio ................................................................. 22

Figura 2.6 – Forma de onda do potencial de ação ................................................................................ 25

Figura 2.7 – Etapas do potencial de ação .............................................................................................. 26

Figura 2.8 – Forma de onda do potencial de ação registrado na pele .................................................. 27

Figura 2.9 – Composição do músculo esquelético ................................................................................ 28

Figura 2.10 – Junção neuromuscular – fenda sináptica ........................................................................ 29

Figura 2.11 – Túbulos transversais ........................................................................................................ 30

Figura 2.12 – Sarcômero........................................................................................................................ 31

Figura 2.13 – Composição do filamento de actina ................................................................................ 31

Figura 2.14 – Composição do filamento de miosina ............................................................................. 32

Figura 2.15 – Mecanismo de contração muscular ................................................................................ 33

Figura 3.1 – Sinal eletromiográfico ........................................................................................................ 34

Figura 3.2 – Sistema nervoso central e periférico ................................................................................. 35

Figura 3.3 – Origem do impulso motor ................................................................................................. 36

Figura 3.4 – Registro de força e EMG e respectivo espectro no tempo e freqüência .......................... 38

Figura 3.5 – Eletrodo de agulha concêntrico descartável ..................................................................... 41

Figura 3.6 – Eletrodo de agulha monopolar .......................................................................................... 42

Figura 3.7 – Processo de mecanomiografia .......................................................................................... 45

Figura 3.8 – Sinal mecanomiográfico .................................................................................................... 46

Figura 3.9 – Mecanografia por meio de sensor laser ............................................................................ 48

Figura 3.10 – Comparação entre sinais MMG registrados por sensores de acelerometria e distâcia

laser ....................................................................................................................................................... 52

Figura 4.1 – Circuito equivalente dos eletrodos.................................................................................... 61

Figura 4.2 – Relação entre impedância e freqüência dos eletrodos ..................................................... 62

Figura 4.3 – Técnica de amplificação diferencial ................................................................................... 66

Figura 4.4 – Eletrodos ativos ................................................................................................................. 68

Figura 4.5 – Configurações básicas de eletrodos atívos ........................................................................ 68

Figura 4.6 – Eletrodos passivos ............................................................................................................. 69

Figura 4.7 – Esquema para implementação dos filtros ......................................................................... 73

Figura 5.1 – Sensor implementado ....................................................................................................... 75

Figura 5.2 – Sistema de aquisição de dados utilizado ........................................................................... 75

Figura 5.3 – Localização anatômica dos músculos de atividade elétrica mensurada ........................... 76

Figura 5.4 – Registro analógico de potenciais de ação do primeiro interósseo dorsal ......................... 77

Figura 5.5 – Registro digital de potenciais de ação do corrugador do supercílio ................................. 78

Figura 5.6 – Registro do potencial de ação de uma fibra muscular isolada do músculo Sartório ........ 79

Figura 5.7 – Localização do músculo Sartório ....................................................................................... 79

Figura 5.8 – Espectro do sinal eletromiográfico .................................................................................... 80

Figura 5.9 – Eletrodo adesivo descartável ............................................................................................. 81

Figura 5.10 – Posicionamento dos eletrodos ........................................................................................ 81

Figura 5.11 – Sinal eletromiográfico amostrado por intermédio dos eletrodos desenvolvido e

descartável comercial ............................................................................................................................ 82

Figura 5.12 – Ampliação da área de baixa contração da Figura 5.10 .................................................... 82

Figura 5.13 – Sinal eletromiográfico amostrado por intermédio dos eletrodos desenvolvido e

descartável comercial em condições de contração voluntária máxima ............................................... 83

Figura 5.14 – Espectro dos sinais eletromiográficos registrados a partir dos eletrodos desenvolvido e

descartável ............................................................................................................................................ 84

Figura 5.15 – Sinais de aceleração medidos no eixo x, sensibilidade 1,5g ............................................ 86

Figura 5.16 – Sinais de aceleração medidos no eixo y, sensibilidade 4g ............................................... 86

Figura 5.17 – Sinais de aceleração medidos no eixo z, sensibilidade 6g ............................................... 86

Figura 5.18 – Registro simultâneo de eletromiografia e mecanomiografia .......................................... 88

Figura 5.19 – Espectro do sinal mecanomiografico .............................................................................. 88

Figura 5.20 – Registros de EMG e MMG usando o sensor hibrido........................................................ 89

Figura 5.21 – Registros de potenciais de ação através do uso do sensor híbrido................................. 90

Lista de Tabelas

Tabela 4.1 – Potenciais de meia-célula dos diferentes materiais ......................................................... 59

Tabela 4.2 – Relação entre propriedades físicas e elétricas dos eletrodos .......................................... 62

Tabela 4.3 – Comparativo entre acelerômetros usados em registros de MMG ................................... 72

Tabela 5.1 – Cálculo da aceleração em experimentos de queda livre .................................................. 87

Sumário

CAPITULO 1 INTRODUÇÃO ........................................................................................................ 13

1.1 Objetivo ............................................................................................................................................. 15

1.2 Estrutura da Dissertação .................................................................................................................... 15

CAPITULO 2 FISIOLOGIA DA GERAÇÃO DO SINAL EMG ................................................... 17

2.1 Eletrofisiologia da Membrana Celular ................................................................................................ 18

2.1.1 Transporte de Substância Através da Membrana Celular ................................................................... 18

2.2 Potenciais de Membrana e Potenciais de Ação .................................................................................. 23

2.2.1 Potencial de Membrana ...................................................................................................................... 23

2.2.2 Potencial de Ação ................................................................................................................................ 24

2.3 Contração dos Músculos Esqueléticos ............................................................................................... 28

2.3.1 Aspectos Fisiológicos e Anatômicos do Músculo Esquelético ............................................................. 28

2.3.2 Excitação dos Músculos Esqueléticos e Princípios Gerais da Contração Muscular ............................. 29

2.3.3 Princípios Moleculares da Contração Muscular .................................................................................. 31

CAPITULO 3 SENSORES E SINAIS ............................................................................................. 34

3.1 Eletromiografia .................................................................................................................................. 34

3.1.1 Unidade Motora .................................................................................................................................. 35

3.1.2 Recrutamento de Unidades Motoras e Freqüência de Disparo .......................................................... 37

3.1.3 Potencial de Ação de Unidades Motoras e seus Reflexos em Enfermidades ...................................... 38

3.1.4 Eletrodos Invasivos .............................................................................................................................. 40

3.1.5 Eletrodos Não-Invasivos ...................................................................................................................... 42

3.1.6 Desafios da Eletromiografia de Superfície ........................................................................................... 44

3.2 Mecanomiografia .............................................................................................................................. 45

3.2.1 Relação entre MMG e Força ................................................................................................................ 46

3.2.2 Técnicas de Detecção do Sinal MMG................................................................................................... 47

3.2.3 Comparação entre Diferentes Sensores .............................................................................................. 50

3.3 Sensores Hibridos .............................................................................................................................. 52

3.3.1 Vantagens da Utilização de Sensores Híbridos .................................................................................... 52

3.3.2 Complementaridade das Informações dos Sinais EMG e do Acelerômetro ........................................ 54

CAPITULO 4 DESENVOLVIMENTO DOS SENSORES ............................................................ 56

4.1 Sensores de Eletromiografia de Superficie ......................................................................................... 56

4.1.1 Registro dos Biopotenciais na Superfície da Pele ................................................................................ 57

4.1.2 Definição do Material Usado nos Eletrólitos ....................................................................................... 58

4.1.3 Definição da Forma do Eletrodo .......................................................................................................... 60

4.1.4 Distância entre as Superfícies de Detecção ......................................................................................... 63

4.1.5 Tipos de Eletrodos e Técnicas de Minimização de Ruídos ................................................................... 64

4.2 Sensores de Mecanomiografia ........................................................................................................... 70

4.2.1 Características Elétricas Avaliadas para Escolha do Acelerômetro ..................................................... 70

4.2.2 Condicionamento Requerido pelo Sistema ......................................................................................... 73

CAPITULO 5 RESULTADOS E VALIDAÇÃO ............................................................................. 74

5.1 Sensores de Eletromiografia .............................................................................................................. 74

5.1.1 Músculos Analisados e Posicionamento dos Eletrodos ....................................................................... 76

5.1.2 Registros dos Potenciais de Ação ........................................................................................................ 77

5.1.3 Comparação de Eletrodos ................................................................................................................... 80

5.2 Sensores de Mecanomiografia ........................................................................................................... 84

5.2.1 Medição do Erro de Registro ............................................................................................................... 85

5.2.2 Registros de Mecanomiografia ............................................................................................................ 87

5.3 Sensor Híbrido de Eletromiografia e Mecanomiografia...................................................................... 89

CAPITULO 6 CONCLUSÕES E TRABALHOS FUTUROS ........................................................ 91

6.1 Conclusões ......................................................................................................................................... 91

6.2 Trabalhos Futuros .............................................................................................................................. 92

REFERÊNCIAS .................................................................................................................................. 94

Capítulo 1

Introdução

Distrofias musculares é o nome dado a um conjunto de doenças genéticas as quais

provocam o enfraquecimento progressivo dos músculos. Segundo dados do Ministério da

Saúde (www.saude.gov.br), no ano de 2003 o número de brasileiros que sofriam dessas

distrofias musculares já somavam 80 mil.

Atualmente, são conhecidos mais de 40 tipos de distrofias musculares, as quais

são diferenciadas por meio de critérios como a idade em que se manifestam os primeiros

sintomas, gravidade dos sintomas, velocidade de progressão da doença, músculos que são

preferencialmente afetados e mecanismo de herança genética.

Dentre os tipos de distrofia, o mais comumente manifestado na população é a

Distrofia de Duchenne e, segundo dados da ONG Parent Project Muscular Dystrophy

(www.parentprojectmd.org), é a doença genética diagnosticada mais fatal na infância e

acomete aproximadamente 1 a cada 3500 nascimentos de crianças do sexo masculino. Isso

significa cerca de 20000 novos casos a cada ano.

Estas disfunções podem ser detectadas por meio da atividade muscular, pois em

indivíduos saudáveis, os músculos apresentam silêncio elétrico durante o repouso muscular.

Já em indivíduos que sofreram de alguma lesão no sistema neuromuscular, a exemplo das

distrofias musculares, a presença de fibrilações e ondas positivas é freqüente, particularmente

na fase sub-aguda. Patologias musculares, especialmente miopatias inflamatórias, também

podem apresentar esse tipo de atividade.

As fibrilações, resultado de uma atividade anormal dos músculos, podem ser

detectadas, juntamente com o histórico clinico do paciente, por meio de um exame

diagnóstico chamado eletroneuromiografia, a qual é composta por uma série de testes

neurofisiológicos que visam o estudo funcional do sistema nervoso periférico, da junção

neuromuscular e dos músculos. Esse tipo de avaliação é habitualmente composto pelas etapas

de neurocondução e eletromiografia. Visto que este trabalho visa o desenvolvimento de

sensores para registro da atividade muscular, o enfoque será dado à etapa de eletromiografia.

Esta se constitui do estudo da atividade elétrica muscular, em diferentes estágios de ativação e

é realizada normalmente, no caso de eletroneuromiografia, com um eletrodo invasivo na

forma de agulha. Durante a contração, são analisados morfologicamente os potenciais de ação

das unidades motoras e o padrão de recrutamento das mesmas.

A partir de estudos morfológicos dos potenciais de ação registrados nas

neuropatias crônicas, observa-se um aumento da amplitude e duração dos potenciais das

unidades motoras em conseqüência do processo de reinervação, além do recrutamento de

poucas unidades operando em alta freqüência. Nas miopatias, ocorre uma diminuição da

amplitude e da duração dos potenciais devido à perda de fibras musculares sadias. O

recrutamento, nesta situação, é precoce e excessivo. O aumento da freqüência de potenciais

polifásicos é uma anormalidade inespecífica, que pode ocorrer em ambas as situações.

A importância dos exames realizados com a eletroneuromiografia levou a

Associação Médica Brasileira e o Conselho Federal de Medicina [75] a afirmarem que este

tipo de avaliação não deve ser rotulado simplesmente como um exame complementar.

Conforme essa associação isso seria reduzir um ato médico muito mais amplo, ao contrario da

eletromiografia de superfície, a qual ainda é considerada apenas como exame complementar,

não apresentando larga utilização em aplicações clínicas. Apesar de se mostrar um processo

não invasivo, a eletromiografia de superfície por si só ainda não se mostra eficaz em

aplicações envolvendo disfunções neuromusculares, visto a dificuldade de visualização dos

potencias de ação, tanto em termos de amplitude e forma, bem como padrão de recrutamento

das fibras [72].

Além da eletromiografia, método comumente utilizado na literatura para registros

de potenciais de ação, desde a década de 70, tem sido estuda uma nova técnica de avaliação

dos músculos através de vibrações musculares produzidas na contração muscular: a

mecanomiografia (MMG).

A mecanomiografia expressa em geral as mesmas características do EMG, porém

cada um apresenta suas especificidades e melhor rendimento em situações distintas. É

encontrado na literatura [71] casos onde apesar da atividade muscular não ser detectada

através da eletromiografia, essa foi registrada através do MMG.

A partir do cenário exposto verifica-se a necessidade de uma melhor visualização

dos potenciais de ação, bem como extrair características das fibras musculares através de

métodos não invasivos. Porém, é sabido que devido à distância entre o ponto de detecção

(superfície da pele) dos sinais e o ponto de geração dos mesmos (membrana da fibra

muscular), se torna muito difícil a visualização da atividade de apenas uma fibra muscular

pelo sensor, ainda que a superfície de contato do mesmo seja pequena.

1.1 OBJETIVO

Desenvolver um sensor hibrido não invasivo de eletromiografia e

mecanomiografia capaz de visualizar potenciais de ação na superfície da pele em músculos

superficiais e sob condições de baixa atividade muscular.

1.2 ESTRUTURA DA DISSERTAÇÃO

A metodologia utilizada para alcançar o objetivo principal deste trabalho, citado

anteriormente, será descrita nos capítulos subseqüentes, os quais seguem a seguinte estrutura:

No Capítulo 2 serão discutidos os princípios biológicos envolvidos no processo de

contração muscular, necessários à compreensão dos sinais registrados.

Já no Capítulo 3 serão apresentadas características dos sinais de mecanomiografia

e eletromiografia, bem como descritos alguns tipos de sensores para registros desses sinais.

Além disso, serão apresentadas algumas vantagens do desenvolvimento de um sensor hibrido.

O Capitulo 4 conterá propriamente o desenvolvimento dos eletrodos, com a

especificação de todas as características envolvidas no processo de desenvolvimento.

No Capítulo 5 será realizada a avaliação dos sensores e sua validação para o

registro de potenciais de ação.

A dissertação será finalizada com o Capítulo 6, o qual trata das principais

conclusões. Neste também serão elucidadas as contribuições deste trabalho, bem como as

sugestões de trabalhos futuros.

Capítulo 2

Fisiologia da geração do sinal EMG

Estudos relativos à decomposição, interpretação e aplicações usando biopotenciais

têm fascinado engenheiros e fisiologistas visto o grande desafio que se mostra a decodificação

e extração de informações a partir desses sinais.

Para que seja então possível a associação desses sinais a determinados processos

fisiológicos, permitindo a identificação e descrição dos mesmos, se faz necessário

primeiramente o entendimento de como esses processos afetam o sinal eletromiográfico

(EMG). Deve-se ressaltar que a origem desses sinais se dá no sistema nervoso central, sendo

conduzidos ao sistema muscular através de nervos, passando por junções nervo musculares

até chegarem à ativação muscular propriamente dita. Assim, este capítulo busca fornecer

diversos fatores e fenômenos básicos que contribuem para a formação do sinal EMG.

Inicia-se o capitulo discorrendo sobre os princípios elementares, a nível celular e

molecular, fundamentais para a compreensão dos potenciais de membrana e potencial de

ação. A seguir explicam-se os mecanismos de contração muscular e características dos

potenciais de unidades motoras.

2.1 ELETROFISIOLOGIA DA MEMBRANA CELULAR

A membrana da célula do tecido muscular esquelético é a base do fenômeno

bioelétrico, visto que é a região onde ocorrem as trocas iônicas que resultam no potencial

registrado como EMG. Portanto para um melhor entendimento deste sinal, esta sessão do

trabalho se dedica ao estudo da movimentação iônica que ocorre na região da membrana

celular e os potenciais ali gerados.

2.1.1 Transporte de Substância Através da Membrana Celular

As células são compostas por substâncias que coletivamente são denominadas

protoplasma, o qual é composto principalmente por cinco elementos básicos: água, íons,

proteínas, lipídios e carboidratos.

O meio líquido principal da célula é a água, que está presente na maioria das

células. Lipídios são normalmente encontrados juntamente com proteínas (além de em outras

diversas formas) na membrana celular, que pela sua insolubilidade na água age como uma

barreira que separa os meios intra e extracelular. Já em relação aos íons, os mais importantes

são o potássio, magnésio, fosfato, sulfato, bicarbonato, e pequenas quantidades de sódio,

cloreto e cálcio, os quais são necessários para o funcionamento de alguns dos mecanismos de

controle celular. Alguns desses mecanismos serão melhor descritos ainda nesta sessão.

A Figura 2.1 apresenta as concentrações aproximadas de íons nos líquidos extra e

intracelular. Nota-se que o líquido extracelular contém uma grande quantidade de sódio, mas

apenas uma pequena quantidade de potássio, exatamente o oposto do fluido intracelular.

Essas diferenças de concentração iônicas são mantidas pelas características da

membrana celular lipoproteica (insolúvel), que constitui uma barreira contra o movimento das

moléculas de água e substâncias solúveis em água entre os compartimentos extracelular e

intracelular de fluido. No entanto, como mostrado na Figura 2.2 pela seta à esquerda, algumas

substâncias podem penetrar nessa bicamada lipídica, difundindo diretamente através da

própria substância lipídica. Este tipo de transporte é denominado difusão simples e a energia

Figura 2.1– Concentrações de íons nos fluídos extra e intracelular

Fonte: GUYTON, Arthur C. Textbook of Medical Physiology. Elsevier Saunders, 2006, p. 46

utilizada para tanto é somente aquela do movimento cinético normal da matéria. Deve-se

ressaltar que o transporte pode acontecer tanto no sentido de passagem de moléculas em

direção ao meio intracelular como ao extracelular, desde que a passagem seja a favor de seu

gradiente de concentração.

Figura 2.2 – Tipos de transporte de substâncias através da membrana celular

Fonte: GUYTON, Arthur C. Textbook of Medical Physiology. Elsevier Saunders, 2006, p. 46.

Já as moléculas de proteínas presentes na membrana celular têm propriedades

completamente diferentes daquelas apresentadas pelos lipídeos com relação ao transporte de

substâncias. Suas estruturas moleculares interrompem a continuidade da bicamada lipídica,

constituindo uma via alternativa através da membrana celular, podendo funcionar como

proteínas de transporte.

Algumas dessas proteínas apresentam espaços aquosos os quais permitem a livre

circulação de água, bem como de determinados íons ou moléculas. Elas são denominadas

canais protéicos e caracterizam outro tipo de transporte por difusão simples. Outras proteínas,

essas chamadas proteínas carregadoras, se ligam às moléculas ou íons a serem transportados

através de uma ligação química. A esse transporte dá-se o nome de difusão facilitada. Ambos

os tipos de proteínas com os respectivos tipos de transporte são mostrados na Figura 2.2 e

geralmente são altamente seletivos no tipo de moléculas ou íons que estão autorizados a

atravessar através membrana.

Um exemplo de canais protéicos de extrema importância para a compreensão do

potencial de ação e do processo de contração muscular como um todo são os canais

específicos para o transporte de íons sódio e potássio. Como mostrado na Figura 2.3, os canais

de sódio são normalmente fechados, possuem dimensão especifica (relacionadas às dimensões

dos íons sódio) e são carregados negativamente. Dessa forma quando o meio externo possui

uma alta concentração de íons sódio, a parte superior que fecha a passagem de íons através do

canal (de carga negativa) é atraída pela polaridade positiva do meio extracelular, abrindo

assim a circulação através do canal para os íons sódio para o meio intracelular. Da mesma

forma acontece para os canais de potássio quando a concentração de potássio no meio

intracelular é alta.

Deve-se ressaltar que esses canais são abertos devido à polaridade dos meios

extracelular no caso do sódio e intracelular no caso do potássio. Isso quer dizer que eles são

dependentes de voltagem. Isso significa dizer que os íons sódio sofrerão um influxo, por meio

dos canais passivos de sódio, até que o gradiente de concentração diminua a ponto de reduzir

a diferença de potencial existente entre os meio extra e intracelular a valores inferiores a

61mV (para células nervosas em mamíferos), conforme mostra a Figura 2.4. O mesmo ocorre

com os íons potássio, porém em sentido contrario (efluxo para o meio extracelular), com um

potencial de limiar de -94mV para humanos, considerando o potencial de referência como

sendo o meio intracelular.

Figura 2.3 – Transporte passivo - canais de sódio e potássio

Fonte: GUYTON, Arthur C. Textbook of Medical Physiology. Elsevier Saunders, 2006, p. 47.

Figura 2.4 – Potenciais de repouso de membrana

Fonte: GUYTON, Arthur C. Textbook of Medical Physiology. Elsevier Saunders, 2006, p. 58.

Entretanto existem processos fisiológicos que necessitam de grandes

concentrações de íons no meio intracelular, mesmo que o fluido extracelular contenha apenas

pequenas concentrações desses íons. Dessa forma outro tipo de transporte se faz necessário, e

como ele se dá contra o gradiente de concentração, uma fonte de energia se faz necessária. A

esse tipo de transporte é dado o nome transporte ativo.

A bomba de sódio e potássio é o exemplo mais importante de transporte ativo para

o entendimento do processo de contração muscular, que é um processo onde íons sódio são

bombeados para o meio extracelular enquanto os íons potássio para o meio intracelular. Essa

bomba é responsável por manter constante as diferenças de concentração entre os meio intra e

extracelular (como visto anteriormente na Figura 2.1).

Como mostra a Figura 2.5, quando dois íons de potássio se ligam no exterior da

proteína transportadora e três de sódio se ligam no interior, a função ATPase da proteína é

ativada. Esta se cliva então a uma molécula de ATP, dividindo-a em adenosina difosfato

(ADP) liberando um íon fosfato e energia. Postula-se que esta energia liberada causa um

produto químico e uma mudança conformacional na molécula de proteína transportadora, que

gira e expulsa os três íons de sódio no exterior e os dois íons potássio no interior da célula

[GUYTON].

Figura 2.5 – Transporte ativo – Bomba de sódio e potássio

Fonte: GUYTON, Arthur C. Textbook of Medical Physiology. Elsevier Saunders, 2006, p. 63.

As diferentes concentrações iônicas no interior e exterior celular, bem como sua

variação através dos processos de transporte de íons através da membrana; alteram a diferença

de potencial existente entre esses dois meios. Para compreensão da importância desses

potenciais e a geração do potencial de ação mais detalhes serão expostos na próxima sessão.

2.2 POTENCIAIS DE MEMBRANA E POTENCIAIS DE AÇÃO

Existem potenciais elétricos através das membranas de praticamente todas as

células do corpo. Além disso, algumas células, como células nervosas e musculares, são

capazes de gerar impulsos eletroquímicos usados para transmitir sinais ao longo do nervo ou

células musculares, mudando rapidamente o potencial em suas membranas.

Enfatiza-se que a discussão atual está preocupada com os potenciais de membrana

gerado tanto em repouso quanto durante a ação de células nervosas e musculares.

2.2.1 Potencial de Membrana

Como foi visto na sessão 2.1.1, as concentrações de íons (principalmente de sódio

e potássio) são diferentes nos meios intra e extracelular, predominando uma concentração de

íons sódio no meio extracelular e de potássio no meio intracelular, que são mantidas pela

insolubilidade da membrana lipoproteica e pelos mecanismos ativos de transporte. É

importante ressaltar que a bomba de sódio e potássio, mecanismo de transporte ativo mais

importante, é considerada uma bomba eletrogênica, visto que mais cargas positivas são

bombeadas para o meio extra em relação ao meio intracelular (três íons Na para o exterior

para cada dois íons K bombeados para o interior), deixando um déficit líquido de íons

positivos no interior. Isso faz com que exista um potencial negativo dentro da membrana

celular.

Considerando portanto que a célula se encontre em repouso (as concentrações

iônicas não são fortemente alteradas), a membrana possui um potencial de repouso, devido ao

estabelecimento de determinadas diferenças de concentrações iônicas. Conforme mostrado no

inicio deste capitulo, as concentrações dos íons de sódio de potássio no interior e exterior da

célula são aproximadamente:

exterior

: 142 mEq/L

interior

: 14 mEq/L

exterior

: 4 mEq/L

interior

: 140 mEq/L

Assim, as proporções das concentrações desses íons no interior em relação ao

exterior são:

interior

/ Na

exterior

= 0.1

interior

/ K

exterior

= 35.0

Dessa forma, considerando a razão dada pela diferença de concentração dos íons

sódio e potássio nos meio intra e extracelular, bem como o déficit negativo gerado pela

bomba de sódio e potássio supracitada, o potencial de repouso da membrana é aproximado

para -90mV com relação ao meio extracelular.

2.2.2 Potencial de Ação

Para que se consiga voluntariamente mover determinado músculo do corpo, sinais

nervosos devem ser transmitidos a esse músculo para promover o movimento desejado. Esses

sinais nervosos são transmitidos através de potenciais de ação, que são rápidas mudanças no

potencial da membrana que se espalham rapidamente. Cada potencial de ação começa com

uma mudança brusca no potencial de repouso da membrana (normalmente negativo) para um

potencial positivo e, em seguida, termina com uma alteração de volta para o potencial

negativo, quase tão rápida quanto a primeira.

Desde que a membrana da fibra nervosa permaneça intacta, nenhum potencial de

ação é desencadeado em determinada fibra. No entanto, se algum evento grande o suficiente

causa um aumento inicial no potencial de membrana de cerca de 15 a 30 milivolts, é

desencadeado um potencial de ação. Isto significa dizer que este potencial de ação obedece à

lei do “Tudo ou Nada”, ou seja, se determinado estimulo recebido ultrapassar um limiar de

tensão este potencial é desencadeado. Caso esse estímulo não seja grande o suficiente, a

membrana permanece com seu potencial de repouso. Dessa forma a intensidade do potencial

de ação não varia com a intensidade do estimulo aplicado.

Então, antes que tal célula seja excitada, ela permanece com o potencial de

membrana constante, e esse estado é denominado polarizado devido ao potencial de -90mV

indicado. Quando esta recebe um estimulo, ela se torna extremamente permeável a íons sódio,

permitindo um influxo de células positivas para o interior de seu axônio, o qual neutraliza o

potencial negativo com um rápido crescimento no sentido positivo. Este aumento do potencial

recebe o nome de despolarização. Após algumas centenas de microssegundos, esses canais de

sódio se fecham e mais canais de potássio se abrem, e um rápido efluxo de íons restabelece o

potencial de repouso negativo da célula. A este ultimo é dado o nome de estado de

repolarização da membrana. Essas etapas do potencial de ação são ilustradas da Figura 2.6.

Figura 2.6 – Forma de onda do potencial de ação

Fonte: GUYTON, Arthur C. Textbook of Medical Physiology. Elsevier Saunders, 2006, p. 61.

Em se tratando da propagação do potencial de ação ao longo da membrana, como

mostrado na Figura 2.7, sabe-se que uma ação provocada em qualquer ponto de uma

membrana excitável geralmente estimula porções adjacentes da membrana. A Figura 2.7-A

mostra uma fibra nervosa normal em repouso, e a Figura 2.7-B apresenta uma fibra excitada

em sua porção central, a qual subitamente desenvolve uma permeabilidade aumentada ao

sódio. As setas indicam o sentido do fluxo de corrente das áreas de despolarização da

membrana para as áreas adjacentes, as quais ainda estão em repouso. Isso é, as cargas

elétricas positivas são transportadas pelos íons de sódio que são difundidos para o interior da

célula. Estas cargas positivas aumentam a tensão em uma região da fibra, a qual mede em

torno de 1 a 3 milímetros, influenciando assim a abertura dos canais vizinhos. Assim, os

canais de sódio abrem imediatamente nessas novas áreas, como mostrado na Figura 2.7-C e

D. Estas áreas recém-despolarizadas induzem novas despolarizações em suas áreas vizinhas

causando progressivamente a despolarização em todo o comprimento da fibra. Esta

transmissão do processo de despolarização ao longo de um nervo ou de fibras musculares é

chamado de impulso nervoso ou muscular.

Figura 2.7 – Etapas do potencial de ação

Fonte: GUYTON, Arthur C. Textbook of Medical Physiology. Elsevier Saunders, 2006, p. 65.

Quando um eletrodo é inserido longe da fibra muscular, ou seja, na superfície da

pele, a forma de onda do potencial de ação registrado à medida que este se propaga ao longo

da fibra se assemelha ao mostrado na Figura 2.8. À medida que a despolarização da

membrana viaja pela fibra, primeiramente esta se aproxima do eletrodo negativo fazendo

como que a diferença de potencial registrada pelo sensor inicialmente se apresente de forma

crescente no sentido positivo. Ao se aproximar do eletrodo positivo o potencial registrado

passa a diminuir até que atinja o valor zero, quando os dois eletrodos se encontram sobre uma

parte da membrana despolarizada. Ao passo que essa despolarização se afasta do eletrodo

negativo e fica apenas sobre o eletrodo positivo, os registros continuam a aumentar em

modulo porém no sentido negativo. À medida que a repolarização vem restabelecendo o

potencial de repouso da célula, essa diferença de potencial registrada entre os eletrodos volta a

ser nula.

Figura 2.8 – Forma de onda do potencial de ação registrado na pele

Fonte: http://fisio.ib.usp.br/fisioteorica/artigos/fisio2/

Algumas considerações devem ser feitas a respeito da condução do impulso

nervoso e as características geométricas da fibra muscular. Devido a características

anatômicas e fisiológicas dos músculos, o diâmetro da fibra pode ser um empecilho à

propagação do impulso no interior da mesma. No entanto, para provocar a contração muscular

máxima, a corrente deve penetrar profundamente na fibra muscular.

Para que seja possível a compreensão do processo de contração muscular,

aspectos anatômicos dos músculos e moleculares da contração muscular devem ser

detalhados.

2.3 CONTRAÇÃO DOS MÚSCULOS ESQUELÉTICOS

2.3.1 Aspectos Fisiológicos e Anatômicos do Músculo Esquelético

Os músculos esqueléticos, como mostrado na Figura 2.9, são compostos de

diversas fibras cujos diâmetros variam de 10 a 80 micrômetros. Cada uma dessas fibras por

sua vez é formada por subunidades sucessivamente menores, denominadas miofibrilas.

As miofibrilas têm uma forma cilíndrica e estão presentes em todo comprimento

da fibra muscular. As estrias das fibras musculares esqueléticas são formadas pela colocação

de miofilamentos dentro das unidades de miofibrilas chamados sarcômeros. Estes contêm dois

tipos de miofilamentos proteícos. Os filamentos grossos são constituídos de uma proteína

chamada miosina e os filamentos finos são formados por uma proteína chamada actina. As

interações desses dois filamentos, juntamente com íons cálcio, produzirão a contração

muscular.

Figura 2.9 – Composição do músculo esquelético

Fonte: Modificado de MADER, Sylvia. Understanding Human Anatomy & Physiology. The McGraw-Hill,

2004, p. 115.

2.3.2 Excitação dos Músculos Esqueléticos e Princípios Gerais da Contração Muscular

As fibras musculares são inervadas, isto é, são estimuladas a contrair por meio de

neurônios motores cujos axônios são encontrados nos nervos. O axônio de um neurônio motor

tem vários ramos e pode estimular algumas fibras musculares de um músculo específico. A

fibra nervosa forma ramificações de terminais nervosos que invaginam na superfície da fibra

celular e se ligam a parte externa do sarcolema (membrana da célula muscular). Essa estrutura

formada pelo neurônio motor e as fibras por ele inervadas recebe o nome de placa motora.

Um pequeno espaço, chamado de fenda sináptica, separa o bulbo do axônio do

sarcolema. Toda esta região é chamada de junção neuromuscular como mostrado na Figura

2.10.

Figura 2.10 – Junção neuromuscular – fenda sináptica

Fonte: MADER, Sylvia. Understanding Human Anatomy & Physiology. The McGraw-Hill, 2004, p. 118.

Os terminais dos axônios contêm vesículas sinápticas que são preenchidos com o

neurotransmissor acetilcolina (ACh). Quando os impulsos nervosos que viajam em

determinado um neurônio motor chegam a um terminal axonal, as vesículas sinápticas liberam

tal neurotransmissor na fenda sináptica, o qual rapidamente se difunde através da fenda e se

liga a receptores no sarcolema. A acetilcolina atua sobre a membrana da fibra muscular para

Neurônio Motor

Acetilcolina

Fenda Sinaptica

Vesicula sinaptica

que canais de sódio sejam abertos. Dessa forma, uma grande quantidade de íons sódio se

difundem para o interior da membrana da fibra muscular, iniciando o potencial de ação nesta

membrana. O potencial de ação despolariza a membrana da célula muscular e, para que esse

potencial se propague também no interior de toda a fibra, esses potenciais são transmitidos ao

longo de túbulos transversais (túbulos T) que penetram através da fibra muscular de um lado

da fibra para o outro, conforme ilustrado na Figura 2.11. Os potenciais de ação dos túbulos T

causam a liberação de íons cálcio no interior da fibra muscular nas proximidades das

miofibrilas, íons esses essenciais ao processo de contração muscular, como será mostrado na

próxima sessão. Após a contração muscular, os íons cálcio são novamente bombeados para o

reticulo sarcoplasmático, onde são armazenados até que um novo potencial de ação

desencadeie nova contração muscular.

Figura 2.11 – Túbulos transversais

Fonte: GUYTON, Arthur C. Textbook of Medical Physiology. Elsevier Saunders, 2006, p. 90.

2.3.3 Princípios Moleculares da Contração Muscular

A contração muscular propriamente dita ocorre pela redução do tamanho do

sarcômero por meio do deslizamento de filamentos de actina sobre os filamentos de miosina.

Conforme mostrado na Figura 2.12, existe a redução do tamanho do sarcômero apesar da

manutenção dos tamanhos dos filamentos de actina e miosina.

Figura 2.12 – Sarcômero

Fonte: MADER, Sylvia. Understanding Human Anatomy & Physiology. The McGraw-Hill, 2004, p. 117.

A nível molecular, como mostrado na Figura 2.13, nota-se que o filamento de

actina é composto na verdade por duas outras proteínas além da actina: a troponina e a

tropomiosina. As moléculas de tropomiosina permanecem sobre os sítios ativos dos

filamentos de actina no estado de repouso, de modo a impedir a atração entre os filamentos de

actina e miosina, e conseqüentemente a contração muscular. Já a troponina possui três

subunidades cada uma apresentando uma forte afinidade para um elemento. Uma dessas

unidades é fortemente atraída pela actina, outra pela tropomiosina e uma terceira por íons

cálcio.

Figura 2.13 – Composição do filamento de actina

Fonte: GUYTON, Arthur C. Textbook of Medical Physiology. Elsevier Saunders, 2006, p. 76.

As moléculas de miosina por sua vez são formadas por uma dupla hélice, que

forma sua cauda, e uma extremidade dobrada a qual é chamada de cabeça da miosina, como

mostrado na Figura 2.14. Nota-se da figura que tanto a cabeça da miosina quanto parte do

corpo do filamento de miosina se desligam do mesmo formando braços, e recebem o nome de

pontes cruzadas. Esses braços articulados permitem que a cabeça seja estendida para longe do

filamento do corpo da miosina, ou ser trazida para perto dele permitindo assim que as cabeças

da miosina participem no processo real de contração muscular.

Figura 2.14 – Composição do filamento de miosina

Fonte: GUYTON, Arthur C. Textbook of Medical Physiology. Elsevier Saunders, 2006, p. 75.

Entendidas as características moleculares desses dois filamentos, torna-se possível

a descrição do mecanismo de contração muscular mostrado na Figura 2.15.

Com a sensibilização da fibra muscular, os potenciais de ação desencadeados

causam a liberação de íons cálcio no interior da fibra muscular. A subunidade da troponina

que possui alta afinidade a íons cálcio se liga a esse íon, agora abundante no interior da célula,

provocando alterações estruturais na posição da tropomiosina. Esta ultima por sua vez expõe

os sítios ativos da actina, os quais atraem a cabeça da miosina, formando as pontes cruzadas.

Essas cabeças da miosina funcionam como uma enzima que quebra a molécula de

ATP, armazenando energia e uma molécula de ADP e um íon fosfato, que ficam ligados à

cabeça da miosina. Com a união, a energia armazenada é convertida em movimento,

deslocando o filamento de miosina sobre o de actina, e a molécula de ADP e o íon fosfato são

liberados.

Uma nova molécula de ATP se liga à cabeça da miosina, fazendo com que essa se

desconecte do sitio ativo da actina. Assim o ATP sofre hidrólise liberando energia, a qual é

armazenada na cabeça da miosina, permitindo que esta repita o ciclo ligada a um sítio ativo

antes mais distal.

Figura 2.15 – Mecanismo de contração muscular

Fonte: http://fisio.ib.usp.br/fisioteorica/artigos/fisio2/Atividade%20El%E9trica%20do%20Mioc%E1rdio.pdf

Capítulo 3

Sensores e Sinais

3.1 ELETROMIOGRAFIA

Segundo De Luca (1997), o sinal mioelétrico ou eletromiográfico é a

manifestação de uma atividade neuromuscular associada à contração muscular, proveniente

dos potenciais de ação que percorrem as diversas fibras musculares. Este sinal é resultado do

somatório dos potenciais de ação das miofibrilas em ativação, como mostrado na Figura 3.1.

Figura 3.1 – Sinal eletromiográfico

Fonte: http://fisio.ib.usp.br/fisioteorica/artigos/fisio2/

É sabido que um neurônio motor alpha pode inervar mais de uma miofibrila. Ao

conjunto do neurônio motor e das fibras por ele inervadas é dado o nome de unidade motora.

Os potenciais dessas unidades motoras, bem como sua medição e suas aplicações serão

discutidas no decorrer deste capitulo.

3.1.1 Unidade Motora

O sistema muscular esquelético humano possui uma demanda bem diversificada,

incluindo variações na regulação de força, precisão de movimento, manutenção da postura

ereta, locomoção, expressões da face, dentre outros, onde cada uma dessas atividades possui

particularidades no controle desse sistema muscular. Este capítulo propõe a apresentação em

caráter geral desse controle, enfocando o sistema locomotor, o qual pode ser considerado

como função principal do sistema muscular.

Na Figura 3.2 temos um diagrama esquemático do sistema motor central e da

geração das unidades motoras (MU).

Figura 3.2 – Sistema nervoso central e periférico

Fonte: GUYTON, Arthur C. Textbook of Medical Physiology. Elsevier Saunders, 2006, p. 688.

Como se pode notar das Figuras 3.2 e 3.3 o sistema nervoso central se organiza de

forma hierárquica, sendo a geração do impulso motor primeiramente no córtex cerebral (área

pré-motora, área motora suplementar e outras áreas associadas do córtex), convergindo no

córtex motor primário juntamente com outras entradas do cerebelo e do gânglio basal,

promovendo assim a excitação ou inibição de neurônios do córtex motor primário, os quais

têm grande influência sobre inter e motoneurônios do cérebro e medula espinal.

Figura 3.3 – Origem do impulso motor

Fonte: GUYTON, Arthur C. Textbook of Medical Physiology. Elsevier Saunders, 2006, p. 686.

Uma unidade motora consiste em um motoneurônio alpha na medula espinal e a

fibra muscular a qual este inerva. O motoneurônio alpha é o ponto final de somação de todas

as entradas que descem através da medula espinal. A corrente induzida neste motoneurônio

pelos vários sítios de inervação sináptica determina o padrão de disparos dessa unidade

motora, ou seja, a atividade da MU.

O número de MUs por músculo em humanos, bem como a freqüência de disparos

de potenciais de ação, pode variar de 100 disparos por segundo para pequenos músculos da

mão à mais de 1000 para os grandes músculos dos membros [1], o que influencia muito na

capacidade de geração de força, forças essas que podem ter módulos até 100 vezes superiores

para diferentes MUs [2][3]. Tal fato pode ser explicado pela vasta quantidade de propriedades

morfológicas e eletrofisiologicas apresentadas tanto pelos neurônios motores quanto pelas

fibras musculares por estes inervadas.

Em seres humanos tem sido notada uma dificuldade de classificação desses

neurônios motores quanto às suas propriedades fisiológicas, apesar de alguns estudos já

determinarem classificações quanto a velocidade de contração e sensibilidade a fadiga [4].

Entretanto a identificação de conjuntos de fibras musculares através da histologia de sua

sessão transversal é um critério comumente adotado.

3.1.2 Recrutamento de Unidades Motoras e Freqüência de Disparo

Em contrações voluntarias, a força é modulada pela combinação de recrutamento

de MUs e mudanças em sua freqüência de ativação através de uma relação direta [5][6][7].

Quando apresentado um recrutamento de todas as unidades motoras, um músculo apresenta

força de aproximadamente 2 a 5kg/cm² independente de espécie, gênero, idade ou mesmo

condicionamento físico [8][9].

Estudos comprovam a dependência do recrutamento de MUs e sua freqüência de

disparo com o nível de força e velocidade de contração. Quando baixos limiares de MUs são

recrutados, baixas amplitudes de força são geradas assim como uma alta resistência a fadiga.

Ao aumentar os níveis de força requeridos ou mesmo a velocidade de contração desejada,

unidades motoras de altos índices de sensibilidade à fadiga são recrutadas [10][1].

Dificuldades técnicas associadas ao registro individual de unidades motoras em

altos níveis de força e a dificuldade de geração de forças controladas em experimentos com

animais limitam a determinação precisa do número de unidades motoras recrutadas e de sua

freqüência de disparo.

O número de fibras recrutadas e a freqüência média de descarga de excitação

determinam a atividade elétrica em um músculo, o que significa que essa ultima sofre as

mesmas influencias que a força muscular [11][7]. Dessa maneira pode ser expressa uma

relação direta entre o EMG e a força exercida. A Figura 3.4 representa um registro típico de

força e EMG simultâneos durante contração isométrica. Pode ser notado que a atividade

eletromiográfica aumenta progressivamente com o aumento da força gerada, sugerindo um

aumento gradual do recrutamento de MUs e de sua taxa de disparo para que se possam ser

alcançados os níveis de força desejados. O aumento da freqüência média do espectro do sinal

pode ser em parte explicado pelo aumento do recrutamento de MUs [7].

Entretanto, a mudança em um EMG de superfície não pode ser automaticamente

atribuída ao recrutamento ou à freqüência de disparos das MUs visto que a amplitude de tal

sinal também é influenciada pelo potencial individual das fibras musculares, grau de

sincronização, e fadiga [11][12][13][14][15][16].

Figura 3.4 – Registro de força e EMG e respectivo espectro no tempo e freqüência

Fonte: Bigland-Ritchie, B.[11].

Diversos fatores afetam esse recrutamento e disparo de MUs. Dentre eles citam-se

o tipo de atividade muscular (movimentos excêntricos produzem maiores amplitudes de força

que movimentos concêntricos ou isométricos [17][18]) e fadiga muscular (aumento da

amplitude do sinal EMG com o aumento de tempo de fadiga [11][7][16]).

3.1.3 Potencial de Ação de Unidades Motoras e seus Reflexos em Enfermidades

Uma unidade motora é composta por um neurônio motor e pelas fibras por ele

inervadas. Esse número de fibras pode variar de 10 a 15 nos músculos da região dos olhos

para até 500 fibras nos músculos dos membros, como por exemplo o gastrocnêmio. O

somatório, no tempo e no espaço, dos potenciais de ação gerados por cada uma dessas fibras é

definido como potencial de ação de uma unidade motora.

O somatório dos potenciais de ação gerados por diferentes fibras musculares em

uma unidade motora não são perfeitamente sincronizados. Isto se deve aos diferentes tempos

de condução que cada impulso leva para sair de uma extremidade da fibra até o eletrodo de

captação, devido a diferentes velocidades de condução entre os nervos e as fibras e percursos

distintos. Dessa forma, devido à grande variedade das características das unidades motoras,

diferentes registros de potenciais de ação de unidades motoras (MUAPs) apresentam grandes

variações em sua morfologia.

Entretanto um grande número de MUAPs foi estudado no sentido de obter uma

amostra representativa, para que se tornasse possível a associação de características desse

sinal à aspectos fisiológicos e, então associá-lo no diagnostico de determinadas doenças do

sistema neuromuscular.

A amplitude desses sinais, geralmente medida pico a pico, reflete o número de

fibras de uma unidade motora que tem sua atividade captada pelo sensor e o grau de

sincronismo dos disparos. O número de 2 a 5 fibras representa a maior contribuição para a

forma do sinal. A amplitude desses sinais aumenta em unidades motoras maiores, mais densas

e sujeitas a reinervação e diminui em miopatias.

A duração medida entre o inicio da fase inicial da MUAP e o fim da fase terminal

lenta reflete o número de fibras detectadas. Contrariamente a pressupostos iniciais, a duração

da MUAP não apresenta grandes variações com a dessincronização das fibras, somente em

casos extremos.

O número de oscilações de tensão e fases apresentadas reflete a dispersão

temporal de diferentes potenciais de ação na unidade motora. Esse número aumenta com o

aumento da diferença de tempo na condução do impulso entre as ramificações do terminal

nervoso e particularmente ao longo da fibra muscular para os casos de variação do diâmetro

da fibra muscular como é visto em miopatias.

Variações anormais da forma dessas MUAPs podem ser resultado de bloqueios

intermitentes de potenciais de ação de fibras individuais, ou grupos de potenciais de ação.

Uma condução indevida pode acontecer em um axônio ainda imaturo e portanto a transmissão

pode ser interrompida.

Em lesões nervosas, onde o músculo perde certo número de neurônios motores de

inervação, o músculo se torna denervado. Com o passar do tempo os axônios restantes passam

a crescer e reinervar as regiões vizinhas, alterando as características metabólicas e

eletrofisiológicas originais desse neurônio. Apesar desse músculo ainda se encontrar

deficiente, ele já apresenta uma melhora significativa em termos de sincronização das

contribuições para a MUAP.

As MUAPs de uma unidade motora reinervada apresenta aumento na amplitude e

duração, devido à adição de fibras musculares, e uma forma polifásica devido ao atraso da

propagação dos impulsos ao longo de fibras musculares recém adquiridas.

Os registros dessas MUAPs têm usualmente sido feito por meio de eletrodos

invasivos como eletrodos de agulha e fio, porém estudos têm sido realizados no sentido de

verificar a atividade elétrica dessas MUAPs usando eletrodos de superfície, não invasivos.

3.1.4 Eletrodos Invasivos

Ao aumentar o esforço na realização de uma contração voluntária, as taxas de

disparos das unidades motoras ativas aumentam, bem como o número de fibras recrutadas, os

quais podem ser notados no sinal coletado. Assim, MUAPs tendem a se sobrepor tornando-se

cada vez menos discerníveis individualmente em uma atividade elétrica intensa, devido à

interferência de padrões.

É sabido que o recrutamento de novas unidades pode ser atrasado em algumas

disfunções neuromotoras, ou mesmo quando ocorre reinervação de fibras. Porém nem sempre

esse atraso pode ser evidenciado quando os registros englobam diversas unidades motoras

simultaneamente. Dessa forma faz-se necessário o uso de eletrodos que captem potenciais de

ação de unidades motoras individualmente. Os eletrodos atualmente mais usados na prática

para esses registros são os eletrodos de agulha ou fio.

Um eletrodo de agulha de qualquer tipo inserido em uma área de disparo de

unidades motoras registra a atividade das fibras musculares ativas naquela região de captação.

Entretanto, em eletromiografia clínica, dois tipos de eletrodos de agulha são usados para

medir contrações voluntárias, espontâneas ou mesmo estimuladas. São eles os eletrodos de

agulha concêntricos e os monopolares.

3.1.4.1 Eletrodos de Agulha Concêntricos

Desenvolvido por Adrian e Bronk em 1929, os eletrodos de agulha concêntricos

são ainda um dos tipos de eletrodos mais comumente usados para registros de eletromiografia

clinica. O eletrodo tem uma superfície elíptica ativa (aproximadamente 150x580µm)

localizada na ponta chanfrada de um fino tubo de metal. A diferença de potencial é registrada

entre a superfície ativa e o potencial de referência da cânula. A Figura 3.5 mostra um eletrodo

de agulha concêntrico comercializado.

Figura 3.5 – Eletrodo de agulha concêntrico descartável

Fonte: http://www.jarisupply.com/disposable-concentric.html

A característica de assimetria da superfície chanfrada sugere que se rotacione tal

eletrodo para maximizar as amplitudes dos potenciais de ação registrados. Simulações

realizadas mostram que a amplitude dos sinais registrados é diretamente relacionada ao

número e tamanho das fibras musculares localizadas num raio de 0.5mm da ponta do eletrodo.

Em média, o número de fibras registradas através do uso de eletrodos de agulha concêntricos

varia entre 15 e 20 em uma unidade motora, a qual varia conforme a área de captação do

eletrodo.

3.1.4.2 Eletrodos de Agulha Monopolares

O eletrodo de agulha monopolar consiste de um pino solido de Teflon, conforme

mostrado na Figura 3.6, cuja superfície ativa tem a forma pontiaguda. A área dessa superfície

pode variar de 0.15 a 0.20mm².

Figura 3.6 – Eletrodo de agulha monopolar

Fonte: http://www.jarisupply.com/disposable-detachable-monopolar.html.

A principal diferença entre esse tipo de eletrodo com relação ao eletrodo

concêntrico é baseada no fato de que o primeiro registra sinais de mais fibras de uma unidade

motora, gerando sinais mais polifásicos, com maior duração e valores de amplitude mais

elevada. Em média, 20 a 30 fibras podem ser analisadas em um único sitio de inserção.

Apesar de menos utilizados, os eletrodos monopolares apresentam os mesmos níveis de

eficiência dos eletrodos concêntricos e podem ser empregados para os mesmos fins.

3.1.5 Eletrodos Não-Invasivos

Avaliação eletromiográfica através de EMG de agulha (Needle EMG, NEMG), em

combinação com estudos de condução nervosa, é atualmente a metodologia padrão na

avaliação de características neurofisiológicas de doenças neuromusculares. Além disso, o

EMG de fio (Fine Wire EMG, FWEMG) muitas vezes tem sido utilizado na avaliação dos

distúrbios da marcha, estudos cinesiológicos e pesquisa, sendo também considerado um

padrão. No entanto, NEMG e FWEMG são invasivos e dolorosos, o que limita sua utilização

quando diversos músculos precisam ser monitorados simultaneamente.

3.1.5.1 Eletrodos de Superfície

A eletromiografia de superfície (Surface EMG, SEMG) é uma técnica para medir

a atividade muscular não invasiva, com eletrodos de superfície colocados sobre a pele que

recobre a musculatura. A SEMG difere da NEMG e FWEMG no que diz respeito às

exigências técnicas e propriedades elétricas. Ao contrário da NEMG, a SEMG registra a

atividade elétrica de uma vasta área do território do músculo, tem uma banda relativamente

estreita (escala de 20-500 Hz), com resolução de sinal mais baixa, e é altamente suscetível a

artefatos de movimento.

A SEMG pode registrar atividade muscular voluntária e involuntária, além de

potenciais musculares externamente estimulados, como por exemplo potenciais evocados

motores, ainda que a amplitude dos sinais registrados seja atenuada devido à intervenção dos

tecidos moles, especialmente quando o músculo ativo se localiza a mais de 10 mm da pele

[19].

Existem várias aplicações de SEMG em que esta técnica é considerada padrão, a

exemplo da medição de velocidades de condução nervosa após a estimulação elétrica de um

nervo periférico [20]. Da mesma forma, SEMG é o padrão para gravação de potenciais de

ação muscular após a estimulação magnética transcraniana ou periférica. A EMG tem sido

utilizada há décadas como uma técnica para estudar o movimento humano [21-32], que em

virtude da natureza não-invasiva e indolor, o método pode ser considerado uma aplicação

muitas vezes superior a qualquer NEMG ou FWEMG.

Apesar das diversas aplicações da SEMG, ao se tratar de doenças

neuromusculares, como por exemplo a denervação de um músculo, a SEMG não apresenta

desempenho equivalente a NEMG. Isto é devido a sua resolução espacial limitada, a qual

resulta na infidelidade do registro dos sinais de alta freqüência, como potenciais polifásicos e

potenciais de fibrilação [33]. Além disso, devido ao cross-talk, a SEMG não consegue

identificar a origem do sinal elétrico quando dois ou mais músculos, que estão em estreita

proximidade um do outro, estão ativos simultaneamente. Entretanto, alguns estudos têm

proposto que a SEMG poderá ser um complemento útil na avaliação de fasciculação,

particularmente na avaliação de pacientes com doença neuromuscular [34].

No sentido de viabilizar a avaliação de doenças neuromusculares por meio da

eletromiografia de superfície, sensores específicos para esse fim têm sido desenvolvidos.

Entretanto, estes ainda se mostram limitados a aquisicionar MUAPs quando submetidos a

pequenos níveis de ativação muscular. Para níveis mais altos de ativação muscular, técnicas

de decomposição de sinais EMG devem ser utilizadas. Contudo o uso desses sensores

específicos para coleta do sinal EMG pode facilitar bastante o processo computacional de

decomposição.

3.1.6 Desafios da Eletromiografia de Superfície

A eletromiografia de superfície tem se mostrado uma ferramenta amplamente

utilizada e sugerida em analises, como por exemplo, na diferenciação dos tipos de tremores,

na análise cinesiológica dos distúrbios do movimento, na avaliação dos distúrbios da marcha e

postura, dentre outras tantas aplicações. Entretanto, visto sua limitação na aquisição de

potenciais de ação de unidades motoras, essa ainda tem se mostrado bastante limitada como

ferramenta de auxilio a diagnósticos referentes a disfunções neuromusculares.

Conforme constatado na literatura [72], a SEMG ainda é considerada inaceitável

como uma ferramenta clínica para o diagnóstico de doenças neuromusculares e dores

lombares, visto que sua utilização se mostrou ineficaz, ao contrario da NEMG.

Nesse sentido esse trabalho propõe o desenvolvimento de um sensor capaz de

detectar, por meio de eletromiografia de superfície, potenciais de unidades motoras.

3.2 MECANOMIOGRAFIA

Desde o inicio do século XIX o fisiologista francês Marey registrava gráficos da

atividade muscular relacionadas a mudanças no diâmetro da fibra. Até mesmo durante uma

contração isométrica voluntaria, ou seja, quando a unidade tendão músculo mantém seu

comprimento constante, o deslizamento dos filamentos de miosina sobre os de actina

determina uma redução no tamanho dos elementos contráteis [35]. Uma vez que o músculo

pode ter seu volume considerado aproximadamente constante [36], estas mudanças no

comprimento muscular são então paralelas no eixo transversal, causando portanto variações

no diâmetro da fibra.

Essas análises das mudanças no diâmetro da sessão transversal da fibra têm sido

usadas para descrever o processo de contração muscular em diversos livros de fisiologia desde

o inicio do século XX [37].

Essas alterações dimensionais da fibra muscular têm sido descritas então como

eventos mecânicos de oscilação na superfície do músculo, as quais podem ser detectadas por

diversos tipo de sensores, como por exemplo sensores de contato piezelétrico, microfones,

acelerômetros e sensores laser de distância. Para ressaltar a natureza mecânica da geração do

sinal estudado sugere-se o emprego do termo mecanomiografia (MMG), independentemente

do sensor a ser empregado na realização das medidas.

Durante o processo de contrações voluntarias, as fibras ativas em determinada

unidade motora geram ondas de pressão as quais determinam oscilações especificas na

superfície do músculo, como mostrado pela Figura 3.7.

Figura 3.7 – Processo de mecanomiografia

Fonte: BASKIN, R. J. [36]

Esses movimentos gerados devido à atividade de uma única unidade motora foram

pioneiramente detectados usando sensores piezelétricos na década de 1940, e um exemplo de

captura é mostrado na Figura 3.8, na qual é apresentada a eletromiografia do músculo

orbicular do olhos e sua respectiva mecanomiografia.

Figura 3.8 – Sinal mecanomiográfico

Fonte: AKATAKI, K. [38].

De modo geral, durante a eletroestimulação o MMG fornece informações sobre

mecanismos musculares, podendo-se citar a estimativa da quantidade de fibras atuantes em

determinada contração, bem como a taxa de disparo de unidades motoras.

Considerando aplicações clínicas, as possibilidades de uso do sinal MMG são

vastas. Akataki et al. [38] aplicaram MMG para uso em pacientes com paralisia cerebral. É

bem possível que MMG possa ser um instrumento útil, embora ainda não testada a aplicação

no diagnóstico e acompanhamento de outras doenças neuromusculares. Assim, a inclusão de

MMG nos estudos de marcha e equilíbrio podem fornecer informações não obtidas com

instrumentos de medição tradicionais (por exemplo, EMG, captura de movimento de vídeo ou

força).

3.2.1 Relação entre MMG e Força

Devido ao registro do sinal de mecanomiografia estar relacionado ao movimento

de estruturas fisiológicas (deslizamento dos filamentos de actina e miosina) de extrema

importância na intensidade da força aplicada, sugere-se que o sinal MMG possa refletir alguns

aspectos do processo de geração de força.

Orizio et al. [58] analisaram os sinais de força (F) e MMG do músculo tibial

anterior em humanos antes e imediatamente após fatiga induzida por eletro-estimulação.

Através de sensores de acelerometria, a mecanomiografia foi correlacionada com a segunda

derivada da força (d²F/dt²) durante o período de contração e expressaram uma relação linear.

A d²F/dt² reflete a intensidade do estado de atividade muscular relacionada à

quantidade de íons cálcio liberados pelo reticulo sarcoplasmático no interior da célula [59].

Desta maneira Orizio et al. [58] concluem que a diminuição das amplitudes do sinal MMG,

aquisicionado quando músculo se encontrava em fadiga, refletem uma diminuição do influxo

de íons cálcio durante essa contração muscular.

A relação entre força e registros de MMG, obervadas através de um sensor laser,

também foram detectados durante contração isométrica na porção medial do músculo

gastrocnêmio de gatos por meio de eletro-estimulação [39]. Variando a taxa de disparo e o

número de fibras recrutadas a força variava e também a amplitude do sinal MMG.

Com relação à comparação de força e sinais MMG considerando apenas a

atividade de uma unidade motora, foi analisada a relação entre parâmetros ligados à contração

muscular e a amplitude do sinal MMG, coletado por meio de sensores piezelétricos [60]. O

experimento foi realizado pela estimulação se uma única unidade motora do gastrocnêmico de

um rato. Os resultados indicaram uma relação da amplitude do sinal MMG com a velocidade

das mudanças de força durante a fase de contração de cada tipo de unidade motora. A

velocidade era baixa para unidades motoras de contração lenta, intermediaria para MUs de

contração rápida e resistentes à fadiga, e rápida para MUs de contração rápida e não

resistentes à fadiga. Dessa forma o experimento mostra a relação do MMG com as

características contrateis e funcionais das unidades motoras.

3.2.2 Técnicas de Detecção do Sinal MMG

Apesar dos tipos de sensores mais usualmente empregados na detecção de MMG

serem os acelerômetros, em alguns casos sensores de distancia a laser, microfones ou ainda

sensores piezelétricos são também usados. Esta sub-sessão relata portanto os tipos de sensores

usados bem como uma comparação entre eles.

3.2.2.1 Detecção de MMG por meio de Sensores de Distância a Laser

Sensores ópticos para medição da distância mantêm uma relação de

proporcionalidade entre a tensão de saída do transdutor com a distância entre o feixe laser

emitido e a superfície refletora do músculo alvo. Dessa forma, a medida que a superfície do

músculo se movimenta em direção à fonte emissora dos feixes laser ou mesmo em sentido

contrario, os feixes refletidos trazem a informação da nova posição da superfície desse

músculo. Assim o sinal elétrico fornece uma informação que é proporcional à posição

absoluta do músculo.

Figura 3.9 – Mecanografia por meio de sensor laser

Fonte: ORIZIO, C.[39]

Como mostra a Figura 3.9 Orizio et al. [39] [40] usaram o sensor para medida de

distância a laser MEL M5L/20, com sensibilidade de 1V/mm para detecção de MMG para

estudo da força e mudanças geométricas durante contração muscular estimulada no músculo

gastrocnêmio medial em gatos.

O uso de sensores laser para a detecção de MMG de superfície permite que o

músculo avaliado varie sua posição sem um componente inercial adicional devido ao

transdutor, bem como fornece uma medida de deslocamento em milímetros, a qual pode ser

comparada a outros estudos. Deve ainda ser ressaltado que esses sensores conseguem captar

resoluções de aproximadamente 6µm.

3.2.2.2 Detecção de MMG por meio de Acelerômetros

Os primeiros estudos a cerca da detecção de MMG por meio de acelerometria se

deu na década de 70 com o trabalho de Jorgensen e Lammert [41], o qual já era capaz de

detectar a contribuição de unidades motoras na oscilação da superfície muscular.

Aplicações mais atuais usam acelerômetros de massa inferior a 2g, afixados

através de fitas dupla-face, as quais adicionam pressão quase nula, não interferindo assim na

dinâmica da contração muscular. Esta técnica foi utilizada na detecção tanto de contração

voluntaria [42][43] quanto estimulada [44][45][46][47][39][48][49][50].

Assim como os sensores ópticos supracitados, estes sensores também propiciam a

comparação de resultados com outros estudos, visto que a aceleração pode ser expressa em

unidades físicas, independentemente das características do sensor.

3.2.2.3 Detecção de MMG por meio de Sensores Piezelétricos

Sensores piezelétricos têm sido muito usados desde a década de 80, porém suas

dimensões físicas (massa de aproximadamente 40g, diâmetro e altura em torno de 30mm)

limitam suas aplicações a grandes músculos. Entretanto, sua alta velocidade de resposta para

os registros do sinal de MMG de superfície devem ser levados em conta.

As limitações desses sensores não se restringem somente as dimensões físicas,

mas também deve ser ressaltada a pressão a qual este deve estar submetido para que haja um

correto acoplamento entre o sensor e o músculo a ser avaliado. Este acoplamento mecânico é

geralmente realizado através de fitas elásticas ou suportes externos, os quais têm o intuito de

impedir o movimento entre a pele e o eletrodo, assim como manter o posicionamento do

eletrodo para que ele seja submetido ao aumento de pressão durante a contração muscular por

meio das mudanças topográficas da superfície do músculo. Por esta razão a força exercida

sobre estes sensores é limitada a 2N.

Estudos de Smith e Stokes [51] comprovam que a amplitude do sinal MMG é

proporcional à pressão do acoplamento pele-sensor. Com uma pressão de 1200Pa um sinal de

maior amplitude foi registrado se comparado à pressões de acoplamento de 180 ou 790Pa,

para a mesma intensidade de contração. Nesse mesmo estudo concluiu-se que para a

comparação de resultados avaliando as amplitudes do sinal MMG os sinais devem ser

detectados usando o mesmo sensor bem como o mesmo sistema de acoplamento.

3.2.2.4 Detecção de MMG por meio de Microfones

A literatura que trata de MMG reporta uma ampla utilização de microfones

capacitivos para a detecção de mecanografia de superfície. A maneira de afixar esses sensores

aos músculos é similar ao usado para os sensores piezelétricos, porém o acoplamento entre a

superfície muscular e o microfone pode ser dada pelo ar [52], gel para ultra-som [53], ou

ainda por cimento cirúrgico [54], o qual preenche os espaços da cavidade onde o sensor é

colocado.

Assim como nos sensores piezelétricos, a pressão exercida no acoplamento

mecânico com o músculo também influencia a amplitude do sinal aquisicionado, limitando

também a comparação com resultados verificados na literatura.

3.2.3 Comparação entre Diferentes Sensores

Os primeiros artigos comparando performances de sensores de MMG foram

publicados no fim da década de 80 [55], comparando sensores de microfone com o

acoplamento pelo ar e sensores de contato piezelétricos, os quais apresentaram sinais

similares nos testes realizados, porém o microfone apresentou forte dependência da pressão

aplicada entre o mesmo e a pele.

Watakabe et al. [56] compararam a detecção de sinais MMG coletados a partir de

sensores piezelétricos e acelerômetros durante uma contração muscular voluntaria e durante

uma excitação mecânica senoidal. Uma das conclusões obtidas foi que o sensor piezelétrico se

comporta como um medidor do deslocamento da superfície muscular, visto que o conteúdo

espectral desse sinal era muito semelhante àquele apresentado pelo espectro da integral dupla

do sinal medido pelo acelerômetro. Entretanto esta conclusão deve ser analisada com cuidado,

visto que considerando um deslocamento constante da superfície muscular o sensor

piezelétrico não consegue estabelecer um valor estável de tensão. Este fenômeno pode

prejudicar uma descrição precisa do MMG para pequenas taxas de deslocamento da superfície

muscular.

Mais recentemente Watakabe et al. [57] compararam o sinal MMG detectado por

um microfone com acoplamento via ar de um MMG detectado via acelerometria. Desse

estudo concluiu-se que o espectro da integral dupla do sinal do acelerômetro se assemelha ao

sinal de MMG detectado pelo microfone. Como conseqüência, concluiu-se que o microfone

parece atuar como um medidor do deslocamento da superfície muscular. Este estudo também

demonstra que as respostas temporais e frequenciais do sinal MMG do microfone são muito

influenciadas pela geometria da cavidade de ar entre a superfície do músculo e do elemento

sensível. Uma vantagem do uso do microfone como sensor de MMG seria sua menor

sensibilidade aos artefatos de movimento, sendo inclusive indicado para registros de MMG

mesmo durante movimento dos membros [57].

Estudos entre os laboratórios de fisiologia da Universidade de Brescia em

cooperação com o Departamento de Bioengenharia da Politécnica de Milão avaliaram

também as performances dos sensores de distancia a laser e acelerômetros. Como mostrado na

Figura 3.10, a segunda derivada do sinal MMG coletado pelo sensor óptico e o sinal de MMG

do acelerômetro, ambos submetidos ao mesmo processo de filtragem e normalização,

evidenciam que ambos os sensores monitoram o mesmo fenômeno, com o mesmo conteúdo

espectral. Isto evidencia que o movimento da superfície muscular pode ser detectado por

diferentes instrumentos de medida.

Figura 3.10 – Comparação entre sinais MMG registrados por sensores de acelerometria e

distâcia laser

Fonte: LUCIANI, L. [37]

Assim, a detecção via acelerometria e por meio de sensores ópticos se mostram

mais recomendáveis durante contrações isométricas, visto que suas características físicas não

interferem na dinâmica muscular. Além disso, os métodos de acoplamento entre transdutor e

músculo têm pouca influência sobre os resultados obtidos bem como produzem sinais com

grandezas físicas (m/s² para o acelerômetro e mm para o sensor laser) os quais podem ser

comparados com resultados da literatura. Entretanto, devido a sua baixa sensibilidade aos

artefatos de movimento, os sensores de microfone com acoplamento pelo ar parecem ser mais

adequados para detecção de MMG em contrações musculares dinâmicas.

Considerados os tipos de sensores usados em mecanomiografia e suas vantagens,

o sensor produto deste trabalho se baseará no principio de acelerometria.

3.3 SENSORES HIBRIDOS

3.3.1 Vantagens da Utilização de Sensores Híbridos

Quando se deseja avaliar ou controlar algum processo, quanto maior for o número

de características relevantes monitoradas durante seus diferentes estágios mais confiabilidade

se pode atribuir ao resultado. Com o avanço da ciência, os processos em análise têm se

tornado cada vez mais complexos. Portanto, para viabilizar o seu controle, novos sistemas de

monitoramento têm sido desenvolvidos, aumentando a demanda por sensores híbridos.

Apesar de ainda não serem considerados como um dos principais objetivos na

área de automação, o uso de sensores híbridos de pequenas dimensões está em ascensão. Mais

usuários finais de sistemas robóticos acreditam que sensores híbridos têm um importante

papel na produção. Os dispositivos são especialmente úteis para prover vários tipos de

informações de parte dos processos industriais robotizados.

Em 2006, a Robotic Industries Association (RIA, www.roboticsonline.com), Ann

Arbor, Michigan, a única associação comercial norte-americana dedicada exclusivamente à

robótica, trabalhou no sentido de explorar o potencial do mercado para os sensores híbridos.

Os dados mostram que quase 75% dos entrevistados acreditavam que os sensores híbridos

seriam úteis em suas plantas.

O uso desses sensores híbridos faz com que informações ambíguas dadas por um

sensor possam ser confirmadas pela informação do outro, cada um deles complementando a

atividade do outro, diminuindo assim as limitações do sistema de monitoramento e

aumentando sua eficiência. Tecnologias que anteriormente eram interpretadas como

concorrentes passam a ser empregadas de forma colaborativa, aproveitando as melhores

características de cada uma delas, a exemplo das tecnologias CCD e CMOS.

A tecnologia CCD, usada como sensor de imagem, viabilizou a primeira câmera

fotográfica digital e proporcionou grandes avanços científicos. Apesar das tecnologias CCD e

CMOS terem surgido na mesma época, o baixo ruído, o tamanho menor dos pixels e a alta

sensibilidade da tecnologia CCD fizeram com que a indústria deixasse de lado o

desenvolvimento de sensores CMOS. No entanto, o baixo consumo, o alto nível de

integração, o baixo custo e o acesso aleatório da tecnologia CMOS, vêm, desde a década

passada, motivando laboratórios acadêmicos e industriais a investirem na fabricação desses

dispositivos.

Contrario ao pensamento inicial de que a tecnologia CMOS viria no sentido de

substituir a CCD, empresas têm investido no desenvolvimento de sensores híbridos. Pode se

citar a Panasonic, que patenteou em 2004 um sensor, hoje comercializado com o nome de

Live MOS e usado em máquinas da Leica da Olympus e da própria Panasonic, os quais

oferecem altos padrões de qualidade de imagem propiciados pelo CCD somado a melhores

propriedades de processamento eletrônico de sinais analógicos e digitais oferecidos pelo

CMOS.

De forma análoga ao citado para as tecnologias CCD e CMOS, os sinais de EMG

e MMG podem ser usados de forma complementar em análises de força e potência muscular,

ou mesmo para ampliação da extração de informações usualmente adquiridas usando

eletromiografia para ambiente onde essa se torna inviável (ambientes submetidos a altos

índices de ruído eletromagnético).

3.3.2 Complementaridade das Informações dos Sinais EMG e do Acelerômetro

Durante os processos de contração muscular, o padrão de ativação de unidades

motoras de músculos específicos é basicamente controlado por dois fatores: o recrutamento de

MUs e sua taxa de disparo. A eletromiografia de superfície mostra que o seu valor RMS (raiz

dos mínimos quadrados) aumenta de valores baixos à máxima contração voluntaria (MVC)

conforme o aumento desses dois fatores [61]. O conteúdo espectral é fortemente influenciado

pela forma do potencial de ação da unidade motora, o qual possui grande parte de sua

potência concentrada em torno de 40Hz, e picos menores abaixo desse valor relacionadas à

freqüência de disparo [61], quando registrados usando eletrodos invasivos. Nesse sentido, é

possível interpretar o aumento da freqüência média ou mediana do espectro do sinal EMG

como um aumento da velocidade de condução das fibras ativas devido ao maior recrutamento

de unidades motoras [62]. Quando todas as fibras foram recrutadas, somente um aumento na

freqüência de disparos pode produzir um aumento na força gerada pela contração muscular

[63][5], a qual pode ser registrada através da razão entre a freqüência média e os níveis

normalizados de MVC [64][65][66]. Esses padrões, no entanto, são influenciados pela

localização das unidades motoras, a qual pode ser fornecida por exemplo pelo MMG.

Outros trabalhos, como por exemplo o de Cramer et al. [61], concluem que os

sinais de MMG e EMG podem juntos fornecer importantes aspectos mecânicos e elétricos

sobre força e potência. Estes investigadores sugerem que a potência é melhor refletida pelos

sinais de MMG enquanto os sinais de EMG de superfície melhor refletem o torque. Assim,

sempre que possível, MMG e EMG de superfície devem ser registrados como dados

complementares.

Recentemente, estudos começaram a aplicar MMG ao reflexo Hoffman (reflexo

H) [67][68]. Ao contrário da EMG, os sinais MMG não são suscetíveis ao artefato de eletro-

estimulação e parece fornecer uma fonte de sinal complementar para os estudos do reflexo H.

Cramer et al. [68] também concluíram que o sinal de MMG pode ser útil para determinar a

força de máxima contração muscular e a intensidade do estímulo correspondente quando o

torque ou a força de medidas não são exeqüíveis. Portanto o uso de sensores híbridos

permitiria que as características extraídas de um EMG pudessem ainda ser analisadas em

ambientes com altos níveis de ruídos eletromagnéticos.

Estudos têm mostrado aplicações de registros de eletromiografia e

mecanomiografia simultâneos na detecção de distrofias miotônicas [69]. A relação entre o

valor RMS da amplitude do sinal EMG e a amplitude do sinal MMG mostrou diferenças

estatísticas significativas na eficiência do acoplamento eletromecânico se comparado com o

grupo controle.

Considerando estudos sobre tremor humano, principalmente quando manifestado

de forma sutil, é notado uma dificuldade de apresentação de um diagnostico clinico objetivo.

Assim, um sistema de sensoriamento foi desenvolvido para quantificar o tremor patológico no

membro superior humano, o qual funde informações de acelerometria e eletromiografia de

superfície baseados em filtro de Kalman [73]. Os resultados iniciais utilizando dados do

tremor de dois pacientes com doença de Parkinson mostram um futuro promissor nesta fusão

de sensores. O sistema de detecção e os algoritmos propostos são úteis para compensar o

tremor ativamente e ajudar os médicos no diagnóstico de tremor.

Estudos utilizam a interpretação e utilização de EMG e acelerometria para

monitoração e identificação de atividades da função motora em indivíduos cujos movimentos

são improvisados, sem restrições, e tomam lugar no mundo "real". Este sensor híbrido permite

que atividades do dia-a-dia sejam reconhecidas, viabilizando o monitoramento dos indivíduos

no desempenho de suas atividades diárias [74]. Este mesmo sensor foi utilizado para

identificação dos estágios em que se encontravam pacientes que sofriam da doença de

Parkinson, durante realização de atividades cotidianas.

Capítulo 4

Desenvolvimento dos Sensores

Talvez o projeto de eletrodos possa ser considerado o aspecto mais crítico dos

aparelhos eletrônicos que serão utilizados para a obtenção de sinais bioelétricos. A fidelidade

da detecção do sinal EMG pelo eletrodo influência todo o seu tratamento subseqüente. É

muito difícil melhorar a fidelidade e a relação sinal-ruído da amostra se uma boa coleta não

tenha sido feita. Portanto, é importante elaborar um eletrodo que provenha o mínimo de

distorção e maior relação sinal-ruído.

É nesse sentido que este capitulo aborda todos os aspectos relevantes ao

desenvolvimento dos sensores, desde os processos de transdução dos fenômenos químicos

envolvidos até a analise dos dados.

4.1 SENSORES DE ELETROMIOGRAFIA DE SUPERFICIE

Captar potenciais de grandeza da ordem de dezenas de milivolts, resultado da

somação dos potenciais de ação desencadeados em várias unidades motoras sobre a superfície

da pele, tem se mostrado por si só um grande desafio. À medida que o número de fibras em

atividade reduz, a amplitude desses sinais também diminui, dificultando o processo de

registro desses sinais com boa qualidade, expressa pela relação sinal ruído. Ao passo que a

amplitude dos sinais é reduzida e os ruídos ao qual o sistema de coleta é submetido

permanecem os mesmos, diminui-se o poder de discriminação do sinal em relação ao ruído.

A forma com que os eletrodos de superfície registram os biopotenciais, os

desafios que se apresentam ao registro desses potenciais bem como as estratégias usadas para

reduzir seus efeitos sobre os sinais coletados serão discutidos nas subseções deste capítulo.

Deve também ser ressaltado o que é o projeto SENIAM, o qual será muito citado

neste capítulo. Um acrônimo para Eletromiografia de Superfície para avaliação não invasiva

dos músculos, o projeto SENIAM é uma ação da União Européia na área de Saúde e

Programa de Pesquisa Biomédica (BIOMED II). Ele foi criado na tentativa de normalizar as

metodologias de utilização da eletromiografia de superfície, para que isto não seja um

empecilho à utilização dessa técnica. Notou-se que embora seus princípios tenham sido

desenvolvidos no início do século XX e rapidamente tenha se tornado popular durante os

últimos dez anos, a SEMG ainda não é uma técnica amplamente utilizada. Assim, observando

que a maioria dos estudos dessa técnica tiveram lugar espalhadas pelo mundo em

determinados grupos científicos, pensou-se que a variação da metodologia utilizada nesses

grupos poderia ser um fator discriminante para sua baixa utilização. Dessa forma o projeto

SENIAM hoje é uma referência em eletromiografia de superficie, e suas recomendações

foram levadas em conta na determinação das características deste sensor.

4.1.1 Registro dos Biopotenciais na Superfície da Pele

Fenômenos bioelétricos podem ser associados a quase todos os órgãos do corpo

humano. No entanto, uma grande proporção desses sinais não é especialmente útil em

medicina clínica, e devido aos seus baixos níveis de amplitudes não são facilmente

mensuráveis na prática. Há, no entanto, vários sinais que são de grande importância

diagnóstica ou que fornecem um meio de avaliação eletrônico para auxiliar na compreensão

dos sistemas biológicos, como é o caso dos sinais eletromiográficos.

Para que se torne possível o registro dos potenciais gerados pelo fluxo iônico

através da membrana celular, se faz necessária a transdução de correntes iônicas em correntes

elétricas, essenciais a instrumentação eletrônica. Esta função de transdução é realizada por

eletrodos que consistem de condutores elétricos em contato com a solução aquosa iônica do

corpo. A interação entre elétrons e íons nos eletrodos no corpo pode afetar significativamente

o desempenho destes sensores, e exige considerações específicas relativas à sua aplicação

prática.

Na interface entre um eletrodo e uma solução iônica, reações de oxido-redução

devem ocorrer para que cargas elétricas possam ser transferidas entre o eletrodo e a solução.

Estas reações podem ser representadas, em geral, através das seguintes equações:

(4.1)

(4.2)

Onde n é a valência do cátion C do material e m é a valência do ânion A.

Para a maioria dos sistemas de eletrodos, os cátions presentes na solução e no

metal dos eletrodos são os mesmos, de modo que os átomos C são oxidados quando liberam

elétrons e vão para a solução na forma de íons carregados positivamente. Esses íons são

reduzidos quando o processo ocorre no sentido inverso. No caso da reação de ânions, Eq.

(4.2), as reações de oxidação e redução ocorrem na direção inversa. Para um melhor

funcionamento dos eletrodos, estas duas reações devem ser reversíveis, isto é, ambos

materiais podem oxidar e reduzir.

Dessa forma, à medida que cargas elétricas são liberadas no eletrodo uma corrente

elétrica, proporcional à corrente iônica gerada pelos processos fisiológicos, pode ser

estabelecida, concluindo assim o processo de transdução da corrente iônica.

4.1.2 Definição do Material Usado nos Eletrólitos

Sabe-se que a transdução da corrente iônica em corrente elétrica se faz por meio

da interação de uma solução iônica e um metal, através de reações de oxidação-redução.

Entretanto, essa interação produz uma mudança local de concentração dos íons na solução

próxima à superfície do metal. Isso faz com que a neutralidade de carga se mantenha em toda

região, fazendo com que o eletrólito em torno do metal apresente potenciais elétricos

diferentes daqueles apresentados no resto da solução. Assim, uma diferença de potencial

conhecida como potencial de meia-célula é estabelecida entre o metal e o eletrólito, conforme

apresentado na Tabela 4.1.

Tabela 4.1 – Potenciais de meia-célula dos diferentes materiais

Metal e Reação

Potential de meia-célula (V)

Al → Al

+ 3e

–

– 1.706

Ni → Ni

+ 2e

–

– 0.230

→ 2H

+ 2e

–

0.000 (por definição)

Ag + Cl

–

→ AgCl + e

–

+ 0.223

Ag → Ag

+ e

–

+ 0.799

Au → Au

+ e

–

+ 1.680

Verifica-se da Tabela que para cada material é estabelecido um potencial de meia-

célula distinto. O conhecimento do potencial do eletrólito pode ser importante quando se

utiliza eletrodos para aferir sinais de baixa freqüência ou medições de componentes continuas.

Vale ressaltar que esse potencial de meia célula assume esses valores quando

nenhuma corrente elétrica flui através do eletrodo. Esse potencial é dado pelo simples contato

entre o material do eletrodo e o meio iônico.

Se, no entanto, há uma corrente elétrica, estes potenciais podem ser alterados. A

diferença entre o potencial de corrente zero e os potenciais medidos enquanto a corrente está

passando é conhecida como a sobretensão, e é resultado da alteração na distribuição de carga

na solução em contato com os eletrodos. Esse efeito é conhecido como polarização e pode

contribuir negativamente para o desempenho do eletrodo, especialmente sob condições de

movimento.

Eletrodos perfeitamente polarizáveis permitem a passagem de uma corrente entre

o eletrodo e a solução eletrolítica, por meio da alteração da distribuição de carga no interior da

solução próxima ao eletrodo. Assim, nenhuma corrente atravessa a interface eletrodo-

eletrólito. Já os eletrodos não-polarisáveis permitem que a corrente passe livremente através

dessa interface, sem alterar a distribuição de carga na solução eletrolítica adjacente ao

eletrodo. Vale lembrar que embora esses tipos de eletrodos possam ser descritos teoricamente,

eles não podem ser fabricados na prática. É possível, no entanto, chegar a estruturas de

eletrodo que se aproximam dessas características.

Eletrodos constituidos de metais nobres, a exemplo da platina, são muitas vezes

altamente polarizados. Nestes eletrodos, a distribuição de carga encontrada na maior parte da

solução eletrolítica difere daquela presente na solução próxima à superfície do eletrodo. Essa

distribuição pode criar sérias limitações quando o movimento está presente, ou mesmo

quando os sinais possuem componentes de baixa freqüência, ou ainda sinais contínuos Se

existe movimento do eletrodo em relação à solução eletrolítica, mesmo que pequeno, a

distribuição da carga na solução adjacente à superfície do eletrodo é diferente, o que provoca

uma mudança de tensão medida pelo eletrodo. Essa diferença de tensão aparece no sinal

registrado como artefatos de movimento. Assim, para medições de biopotenciais, eletrodos

não-polarisáveis são mais indicados.

Para a construção do eletrodo implementado neste trabalho, assim como na

maioria das aplicações para registros de biopotenciais, o material selecionado foi prata-cloreto

de prata. Isto se deve ao fato de que este material apresenta características semelhantes

àqueles dos materiais perfeitamente não-polarizáveis. A adição do cloreto de prata à liga de

prata se faz para reduzir a facilidade dos íons prata a oxidarem e diminuir a sua solubilidade

em água, tornando a superfície do eletrodo mais estável. Como a polarização é mínima, os

artefatos de movimento se mostram em níveis reduzidos se comparados a eletrodos de platina

por exemplo. Além disso, estes apresentam baixos potenciais de meia-célula e menor

interferência de ruídos intrínsecos de baixa freqüência.

4.1.3 Definição da Forma do Eletrodo

Para a definição da forma do eletrodo a ser desenvolvido, duas características

importantes devem ser consideradas: as características elétricas, mais precisamente a

impedância, e a detecção de potenciais de ação. Primeiramente serão apresentadas as

características elétricas.

4.1.3.1 Características Elétricas dos Eletrodos

As características elétricas desses eletrodos são geralmente não-lineares, as quais

variam em função da densidade de corrente que atravessa sua superfície. Assim, visto que

estes dispositivos são representados por modelos lineares, é necessário que eles sejam

estudados em baixos potenciais e correntes. Nestas condições ideais, os eletrodos podem ser

representados por um circuito equivalente, como o mostrado na Figura 4.1.

Figura 4.1 – Circuito equivalente dos eletrodos

Fonte: BRONZINO, Joseph D. The Biomedical Engineering Handbook CRC Press LLC, 2000.

Neste circuito R

e C

são componentes que representam a impedância associada à

interface eletrodo-eletrólito e a polarização nessa interface. R

é a resistência série relativa à

resistência do material e propriedades geométricas do eletrodo em si, bem como a empecilhos

na própria interface, como por exemplo células mortas ou presença de pêlos. Ressalta-se que

cuidados como a preparação da pele (limpeza e tricotomia) podem reduzir o valor assumido

por essa resistência. A fonte E

representa o potencial de meia-célula anteriormente descrito.

Conforme mostrado na Figura 4.2 a impedância do eletrodo será dependente da

freqüência, visto que seu modelo de representação possui elementos que armazenam energia.

Em baixas freqüências a impedância resultante é dada pela associação em série de R

e R

visto que o capacitor se comporta como um circuito aberto. Já em freqüências mais elevadas,

a impedância formada pela capacitância C

tende a zero, desprezando o efeito da resistência

, de modo que a impedância resultante estará próxima de Rs.

Vale lembrar que características elétricas dos eletrodos são afetadas por muitas

propriedades físicas desses elementos. A Tabela 4.2 lista algumas das propriedades físicas

mais comuns de eletrodos e qualitativamente indica a forma como estes podem afetar a

impedância do eletrodo.

Figura 4.2 – Relação entre impedância e freqüência dos eletrodos

Fonte: BRONZINO, Joseph D. The Biomedical Engineering Handbook CRC Press LLC, 2000.

Tabela 4.2 – Relação entre propriedades físicas e elétricas dos eletrodos

Propriedade

Impedância do Eletrodo

↑ Área da Superfície

↓

↑ Polarização

↑

↑ Rugosidade da superfície

↓

↑ Raio de curvatura

↓

↑ Contaminação da Superfície

↑

Portanto, para que se tenha a menor impedância de eletrodo possível, de maneira a

diminuir os impedimentos à transferência do potencial da pele para o eletrodo, o ideal seria

que se tivesse a maior superfície de contato possível, usando eletrodos planos (raio de

curvatura infinito), com materiais não-polarizáveis perfeitos e de pureza elevada.

No entanto existem outros desafios que devem ser considerados, por exemplo o

fato de que se almeja a visualização de potenciais de unidades motoras. Quando se aumenta a

área do eletrodo, aumenta-se com ela a área de captação do eletrodo, ou seja, o número de

fibras avaliadas. Para que seja então possível a visualização do potencial de apenas uma

unidade motora, o eletrodo deve tentar registrar a atividade de apenas uma fibra. Dessa forma,

sua área deve ser reduzida.

Com relação à forma adotada na construção dos eletrodos, o projeto SENIAM não

encontrou critérios claros e objetivos de recomendações. Na literatura tanto os eletrodos

retangular (quadrado) quanto circular (oval) são usados no registro de SEMG. Quando as

diferenças existem apenas na forma, ou seja, quando a área de superfície total para os dois

eletrodos é a mesma, não é comprovada qualquer diferença no desempenho desses sensores.

A visão de ambos os eletrodos será praticamente a mesma, assim como a impedância da pele.

A área dos eletrodos recomendada pelo SENIAM varia de 1mm

a alguns cm

Tendo em vista o exposto, neste trabalho optou-se por desenvolver um eletrodo

constituído de uma liga de prata-cloreto de prata, de pureza 99%, cuja superfície de contato

com a pele tem área de 1mm

. A forma utilizada é quadrada de 1mm de lado. Ressalta-se que

essas dimensões aplicam-se ao eletrodo ativo.

4.1.4 Distância entre as Superfícies de Detecção

Tem-se claro que a distância entre as superfícies dos dois eletrólitos de detecção

afeta a largura de banda e amplitude do sinal EMG. Pequenos deslocamentos da distância

entre esses eletrodos podem deslocar o espectro de freqüência do sinal EMG para valores

superiores de freqüência, além de diminuir a amplitude dos sinais captados. Por esta razão, o

ideal é que a distância entre eles se mantenha fixa, de modo que as comparações quantitativas

entre as gravações possam ser realizadas tanto entre músculos, quanto entre indivíduos.

Outra consideração na determinação da distância da superfície de detecção é a

distância entre os eletrólitos. Ela deve ser estabelecida de forma que amplie sua utilização nos

diferentes músculos do corpo, sendo úteis no registro da eletromiografia de pequenos

músculos, como os da mão, bem como sobre músculos maiores.

Ainda que se almeje obter uma amostra representativa do sinal EMG, não se faz

necessário a separação das duas superfícies de detecção por um grande espaço, uma vez que

as fibras de uma unidade motora são distribuídas ao longo de um volume muito grande de

músculo (nos gatos este volume é normalmente um terço do músculo).

Aumentar as distâncias inter-eletrodo, resultam em superfícies de eletrodos

fisicamente maiores, as quais apresentam desvantagens consideráveis quando a detecção se

realiza em músculos relativamente pequenos, onde o crosstalk torna-se importante. Crosstalk

refere-se a contaminação de um sinal EMG por outros sinais provenientes de músculos

adjacentes.

Segundo o projeto SENIAM, a influência da distância entre eletrodos é um item

relevante na determinação da área de detecção e nos níveis de crosstalk. Dessa forma é

aconselhada uma distância não superior a um quarto do comprimento do músculo, sendo

considerado como padrão o valor de 20mm.

Como os sensores de eletromiografia desenvolvidos por esse projeto objetivam o

registro de sinais de músculos pequenos, como os da região dos olhos, os quais podem

assumir dimensões de até 1,5 cm, a distância inter eletrodo adotada foi de 3mm. Os eletrólitos

desse eletrodo foram construídos sobre uma placa fixa a qual mantém constante a distância

entre os eletrodos durante todo o processo de medida.

4.1.5 Tipos de Eletrodos e Técnicas de Minimização de Ruídos

É sabido que o potencial de ação, representativo da atividade muscular e sinal

alvo de registro, acontece na membrana das células musculares. Entretanto, seu registro

através da SEMG é medido na superfície da pele. Isso significa que além dos baixos valores

de potenciais gerados na membrana, desde a sua geração esse sinal tem sua amplitude

reduzida por diversos fatores inerentes à estrutura do corpo humano. Para exemplificar podem

se citar a impedância da pele, a influência dos canais sudoríparos, presença de pêlos, células

mortas dentre outros.

Portanto, para que se possa estudar as técnicas de minimização de ruídos,

primeiramente se faz necessário um estudo das principais fontes de ruído que influem na

qualidade da aquisição de biopotenciais.

4.1.5.1 Características dos Ruídos Elétricos

Os ruídos que influenciam no sinal EMG podem ser advindos de fontes diversas

fontes. Os que mais influenciam a coleta de biopotenciais são: ruídos dos componentes

eletrônicos usados nos sistemas de aquisição, ruídos do ambiente, artefatos de movimento e

instabilidade inerente ao sinal EMG.

Com relação aos ruídos inerentes aos sistemas de aquisição devido aos

componentes eletrônicos utilizados, esses podem ser somente minimizados, não excluídos. O

uso de componentes eletrônicos de alta qualidade e técnicas específicas para layouts de

circuitos eletrônicos para aquisição de potenciais de baixas amplitudes contribuem

positivamente para o registro de biopotenciais e minimização desse tipo de ruído. A faixa de

freqüência desses ruídos se localiza entre 0 e milhares de hertz.

Em se tratando dos ruídos do ambiente, esses são provenientes de fontes de

radiação eletromagnética, podendo se citar aparelhos celulares, linhas de transmissão de

energia, rádio ou mesmo as lâmpadas fluorescentes. Até mesmo a superfície do corpo humano

está constantemente inundada pela radiação eletro-magnética. Esse tipo de ruído tem sua

freqüência em 60Hz e pode ter amplitudes que são da ordem de três vezes a magnitude do

sinal EMG.

No que concernem aos artefatos de movimento, esses podem ser advindos de duas

fontes distintas: o movimento do eletrodo com relação à superfície de detecção ou com

relação ao movimento dos cabos que levam a informação do eletrodo ao sistema de

condicionamento do sinal. Ambos podem ser diminuídos por meio de bons projetos de

circuitos e principalmente do eletrodo. A faixa de freqüência gerada por esses ruídos pode

assumir valores até 20 Hz.

O sinal EMG por ser considerado de natureza quasi-aleatória, possui uma

instabilidade inerente. Em freqüências inferiores a 20Hz esse sinal se mostra particularmente

mais instável, visto que os sinais são afetados pela natureza quasi-aleatória da taxa de disparo

das unidades motoras que, na maioria das condições, possui taxa de disparo nessa banda de

freqüência. Assim na tentativa de aumentar a relação sinal-ruído, essa faixa de freqüências é

geralmente retirada do sinal desejado.

4.1.5.2 Amplificação Diferencial

Dessa forma, visto o grande número de ruídos intrínsecos ao sistema e os baixos

valores de amplitude dos sinais registrados, estratégias devem ser usada na tentativa de

minimizar os ruídos externos, diminuindo ao menos a influência desses ruídos externos no

sinal aquisicionado.

A fim de eliminar o ruído de fontes de alimentação de linha, uma configuração

diferencial de detecção é empregada. A técnica de amplificação diferencial está representada

esquematicamente na Figura 4.3.

Figura 4.3 – Técnica de amplificação diferencial

Fonte: http://robotics.hulcoop.com/4.html

Na tentativa de eliminação dos ruídos externos, o sinal é detectado em dois locais

distintos e um amplificador de instrumentação subtrai os dois sinais e amplifica a diferença.

Como resultado, os sinais que são comuns a ambos os sítios de detecção (leia-se ruído) serão

removidos enquanto que os sinais propriamente ditos, os quais terão uma diferença de fase,

serão amplificados. Qualquer sinal que se origina longe dos locais de detecção irá aparecer

como um sinal comum. Assim, sinais de ruído da rede elétrica serão removidos e os sinais

EMG serão amplificados.

Esta operação de subtração, no entanto, requer a disponibilidade de um subtrator

de alta precisão. Na prática, apesar dos grandes avanços na área de eletrônica, ainda é muito

difícil subtrair perfeitamente os sinais. A precisão com que o amplificador diferencial pode

subtrair o sinal é medida pela Razão de Rejeição de Modo Comum (CMRR). Um subtrator

perfeito teria um CMRR infinito. Valores de CMRR superiores a 32 mil ou 90 dB são

geralmente suficientes para eliminar ruídos elétricos externos [De Lucca, 1997].

Deve ser lembrado que esta configuração é usada independentemente do tipo de

eletrodo usado. A diferença básica é que em alguns tipos de eletrodo essa subtração é

realizada na própria região de detecção, enquanto em outros é feita na entrada do sistema de

aquisição e condicionamento do sinal.

4.1.5.3 Tipos de Eletrodos

Como discutido anteriormente, a junção da pele e superfície de detecção apresenta

uma impedância, que varia com as características geométricas do eletrodo, e podem variar de

alguns milhares de ohms a megohms para a pele seca. A fim de evitar a atenuação e distorção

do sinal detectado, devido ao efeito capacitivo gerado pelos cabos na transmissão do sinal do

eletrodo de entrada, por exemplo, a impedância de entrada do sistema de aquisição do sinal

deve ser tão grande quanto possível.

Entretanto, a exigência dessa alta impedância de entrada apresenta um problema

conhecido como capacitância de acoplamento. Uma pequena capacitância entre os cabos de

transmissão do sinal para a entrada do sistema de aquisição e os cabos de alimentação irá

introduzir um ruído no sinal aquisicionado. A solução para este problema é então colocar um

amplificador diferencial tão próximo quanto possível da superfície de detecção do eletrodo.

Esta solução se tornou conhecida como eletrodo ativo. Outra vantagem desta configuração é

que a impedância de saída do amplificador diferencial pode ser da ordem de 10 ohms.

Portanto, qualquer movimento do cabo da saída do eletrodo não irá gerar níveis significativos

de ruído ou até mesmo sinais de ruído notáveis. Alguns eletrodos ativos encontrados

comercialmente são mostrados na Figura 4.4.

Figura 4.4 – Eletrodos ativos

Fonte: http://www.bleng.com/emg-electrodes/product

Como mostrado na Figura 4.4 e ressaltado na Figura 4.5, os eletrodos ativos

podem assumir duas configurações básicas, as chamadas bipolar ou diferencial e a duplo

diferencial. A primeira implementa a subtração entre os sinais captados nos dois eletrólitos. Já

a segunda realiza inicialmente a diferenciação entre os dois pares de eletrólitos, cuja distancia

intereletrodo é d (a-b e b-c), e em seguida a subtração dos sinais resultantes ((a-b) – (b-c)).

Figura 4.5 – Configurações básicas de eletrodos atívos

Fonte: BARBOSA, Kety Rosa. Metodologia para Classificação se Sinais EMG para Controle de Próteses.

Ressalta-se que o uso de eletrodos ativos por si só já aumenta a relação sinal-

ruído, visto que desde sua aquisição um maior nível de sinal será apresentado em toda a

transmissão do sinal, para os mesmo níveis de ruído externo.

Apesar das inúmeras vantagens apresentadas pelo uso de eletrodos ativos, existem

aplicações que não requerem o uso dessess, sendo suficiente a utilização de eletrodos

passivos, a exemplo da eletrocardiografia e em alguns casos na própria eletromiografia, para

registros da atividade dos músculos maiores dos membros. Alguns desses eletrodos podem ser

visualizados na Figura 4.6.

Figura 4.6 – Eletrodos passivos

Fonte: BARBOSA, Kety Rosa. Metodologia para Classificação se Sinais EMG para Controle de Próteses.

Entretanto, quando o amplificador não se encontra próximo à superfície de

detecção algumas outras estratégias são usadas para a redução da impedância interface pele-

eletrodo. Técnicas como o uso de abrasivos na limpeza da pele, bem como realização da

tricotomia (raspagem dos pêlos) na região de posicionamento dos eletrodos são algumas das

estratégias usadas. Além dessas, o uso de gel ou pasta condutora, contendo cátion e ânions do

metal de fabricação do eletrodo para a potencialização das reações de oxidação e redução na

interface do eletrodo, podem também ser estratégias usadas na redução da impedância da pele.

A configuração escolhida para implementação no eletrodo desenvolvido neste

trabalho foi o uso de eletrodos ativos (ganho de 20 vezes), em configuração bipolar. Adotou-

se o uso de gel condutor contendo íons prata e cloreto de prata. Essas configurações foram

escolhidas dada a alta performance e tamanho reduzido da eletrônica moderna, de modo que

os eletrodos satisfaçam os requisitos supracitados sem necessidade de qualquer preparo

abrasivo da pele.

4.2 SENSORES DE MECANOMIOGRAFIA

Quando os músculos alvo de registro possuem dimensões reduzidas ou

simplesmente o número de fibras em atividade não é muito grande, o sinal mecânico

resultante dos movimentos dos sarcômeros de cada miofibrila possui baixa amplitude, o que

dificulta o processo de medição. Para tanto, um sistema de detecção bem sensível precisa ser

projetado, de forma que o sinal medido seja uma boa representação do fenômeno fisiológico

em questão.

Nesse sentido algumas características como sensibilidade, níveis de ruído

introduzidos nos sinais (devido aos componentes eletrônicos do sistema), largura de banda do

sinal, dimensões, devem ser criteriosamente analisadas na escolha do sensor a ser utilizado.

Uma busca dos sensores de acelerometria mais usados para o registro de mecanomiografia

será realizada, bem como uma comparação entre eles, para decidir qual sensor será escolhido

na construção do sensor, alvo deste projeto.

Ressalta-se que independentemente das características do acelerômetro escolhido,

cuidados especiais com o processo de coleta devem ser tomados, no sentido de introduzir o

mínimo possível de ruído ao sinal. Sinais fisiológicos como por exemplo os movimentos

respiratórios, batimento cardíaco, o movimento de piscada do olho ou mesmo o fluxo

sanguíneo são importantes geradores de ruído nos registro do sinal MMG. O protocolo de

coleta estabelecido deve evitar, sempre que possível, o registro de sinais de mecanomiografia

onde esses sinais possam deteriorar muito a relação sinal-ruído.

4.2.1 Características Elétricas Avaliadas para Escolha do Acelerômetro

A importância de algumas características elétricas essenciais à escolha do

acelerômetro usado nesse trabalho será inicialmente explicitada. Em seguida, uma tabela

comparativa entre os acelerômetros comumente usados em mecanomiografia será

apresentada.

No passado, uma limitação do processo de registro dos sinais MMG era as

dimensões físicas dos sensores de medida, cujos pesos e tamanhos poderiam interferir no

processo de contração muscular. Apesar de atualmente esta característica não ser um fator

limitante ao registro dos sinais MMG, sensores leves e de tamanho reduzidos devem ser

preferidos no registro desses sinais.

Em um comparativo com o sinal EMG, o sinal MMG apresenta uma faixa de

freqüência muito inferior ao sinal elétrico. Enquanto este último possui a maior parte de sua

energia concentrada até cerca de 500Hz, o sinal de MMG tem concentração de sua energia em

freqüências de até 25Hz. Assim para o registro de um sinal MMG de qualidade os

acelerômetros devem fornecer repostas em freqüências de até 60Hz.

Ressalta-se que existem duas principais contribuições para que essa freqüência

seja inferior. Primeiramente, tal fato pode ser explicado pela propagação mecânico do sinal

gerado no interior da fibra muscular até a superfície da pele, onde ele é registrado. Outra

possibilidade é em relação ao próprio registro da mecanomiografia. Quando iniciada uma

contração muscular no interior da fibra, uma vibração é iniciada. Entretanto o sensor na

superfície da pele registra como essa vibração afeta as células superficiais da pele. Essas

células por sua vez vibram por meio da movimentação das moléculas de água em seu

sarcoplasma [70], e portanto freqüências bastante inferiores a 500Hz são registradas.

Como anteriormente citado, os sinais de registro em MMG apresentam baixos

valores de amplitudes. Dessa forma se faz essencial uma alta sensibilidade dos sensores.

Quanto maior for essa sensibilidade, oscilações de menor amplitude podem ser registradas,

reproduzindo com mais precisão a vibração das fibras.

O mesmo critério usado para justificar a alta sensibilidade dos sensores, justifica o

cuidado com a inserção de ruídos pelo próprio acelerômetro. Se níveis altos de ruídos forem

inseridos, torna-se praticamente impossível discriminar se uma oscilação foi ou não

produzida.

Outro aspecto analisado foi a variedade de sinais de saída. Tem-se que os

acelerômetros podem registrar vibrações em diversos eixos. Existem aqueles que apresentam

variações em um, dois ou três eixos de oscilação. Quanto mais eixos forem avaliados, mais

informações podem ser extraídas, as quais podem ser usadas, por exemplo, para identificar e

tentar eliminar ruídos devido ao movimento do músculo avaliado.

No sentido de avaliar os critérios supracitados bem como outros critérios também

relevantes, a tabela 4.3 mostra um comparativo entre os acelerômetros mais comumente

presentes na literatura para registro de sinais MMG.

Tabela 4.3 – Comparativo entre acelerômetros usados em registros de MMG

MMA 7260

ADXL 202

3031

ADXL 330

Tamanho

6mm x 6mm x 1,45mm

9,9mm x 10mm x 5,46mm

7,6mm x 7,6mm x 2,5mm

4mm x 4mm x 1,45mm

Banda

350 Hz

0,1 Hz - 5 kHz

550 Hz

Ruído

350 ug/Hz

500 ug/Hz

50 uV

350 ug/Hz

Corrente

500 uA

600 uA

800 uA

320 uA

Sensibilidade

800 mV/g @ 1,5g

312 mV/g

0,6 mV/g

300 mV/g

Sleep mode

3 uA

Sensibilidade

seletiva

1,5g/2g/4g/6g

2g/10g

Eixos

Devido às boas características do chip MMA7260 da Freescale, este foi

selecionado para o projeto em pauta, o qual objetiva a medição da acelerometria no sentido de

registrar sinais MMG. Fatores como a alta sensibilidade e baixos níveis de ruído foram

determinantes na escolha do uso deste circuito integrado.

A sua sensibilidade (a qual se mostra mais de duas vezes maior àquelas

apresentadas pelos outros acelerômetros) compensa a maior banda em freqüência apresentada

por outros CIs, visto que a banda apresentada pelo chip escolhido satisfaz as condições

necessárias ao registro de sinais mecanomiográficos (350Hz, enquanto a freqüência dos sinais

MMG medida é de até 60Hz). As dimensões apresentadas pelo CI escolhido, apesar de não

serem as menores encontradas, são suficientes para fazê-lo desprezível em termos de sua

influência na contração muscular, não se fazendo um aspecto considerável frente às vantagens

da alta sensibilidade. Enfatiza-se que essas dimensões foram inclusive bastante convenientes

para os processos manuais de soldagem utilizados.

Além dessas, propriedades como o baixo consumo de potência, bem como a

existência do sleepmode são também vantagens importantes do uso desse acelerômetro não só

em sensores, como também em sistemas embarcados em geral. A possibilidade de variação da

sensibilidade em vários níveis também diversifica as possibilidades de utilização do sensor.

A principal desvantagem da utilização deste circuito integrado foi o

encapsulamento no qual este é fornecido. Neste, os pinos se encontram na parte inferior, sob o

chip, impedindo o processo de soldagem por meio do uso de ferros de solda. Esse processo de

soldagem foi realizado usando sopradores térmicos auxiliados por termômetros, os quais

tentavam evitar a queima do chip por sobreaquecimento. Ainda assim foi encontrada

dificuldade no processo de identificação do sucesso desse processo de soldagem, visto a

dificuldade de acesso aos pinos do chip. Essa identificação foi conseguida somente pelo

sucesso dos testes de medição da acelerometria.

4.2.2 Condicionamento Requerido pelo Sistema

O condicionamento do sinal fornecido pelo acelerômetro se resume a

implementação de filtros passa-baixa na saída, para eliminação de ruídos de alta freqüência,

visto que o sinal já vem condicionado. Os filtros implementados têm seu esquema

apresentado na Figura 4.7 e é sugerido na folha de dados do componente.

Figura 4.7 – Esquema para implementação dos filtros

Fonte: Datasheet MMA7260 Freescale

Capítulo 5

Resultados e Validação

Após o desenvolvimento e a construção do sensor, segundo as características

citadas no capitulo 4, alguns testes foram realizados no sentido de realizar sua avaliação e

validação do sensor desenvolvido. Inicialmente serão mostrados os teste individuais

realizados para os sensores de eletromiografia e mecanomiografia, validando-os cada um em

sua proposta de medida. Posteriormente eles serão avaliados operando em conjunto em

diferentes situações.

5.1 SENSORES DE ELETROMIOGRAFIA

O sensor de eletromiografia construído, conforme descrito no capitulo anterior, se

constitue de dois eletrólitos confeccionados a partir de uma liga de prata-cloreto de prata, com

99% de pureza. Cada um os eletrólitos possui 1mm² de área (1mm de lado) e a distancia entre

eles mede 3mm. Os eletrodos são ativos, apresentando ganho de 20 vezes. O amplificador

utilizado apresenta CMRR superior a 120dB. Uma foto do mesmo é mostrada na Figura 5.1.

Figura 5.1 – Sensor implementado

O equipamento usado para a aquisição e condicionamento do sinal coletado pelo

sensor foi o EMG411C, fabricado pela empresa EMG System do Brasil. Com relação à

amplificação, o sistema apresenta quatro chaves seletoras as quais variam o ganho que o

hardware aplicará sobre o sinal. Cada uma das chaves indica um dos seguintes valores: 10,

100, 300 e 600 vezes. O ganho pode, portanto, assumir quaisquer valores resultantes das

somas dessas constantes. O ganho usado na aquisição dos sinais aqui expostos foi de 1010

vezes (multiplicadas ao ganho de 20vezes do eletrodo ativo). Ressalta-se que o sistema

apresenta uma CMRR superior a 120dB. Com relação à implementação de filtros em

hardware, o sistema conta com um filtro Butterworth passa-faixa de segunda ordem com

freqüências de corte de 20 e 2000Hz. A Figura 5.2 mostra o sistema de aquisição usado.

Figura 5.2 – Sistema de aquisição de dados utilizado

Deve-se ressaltar que tanto o sistema de condicionamento quanto o computador

utilizado nas coletas estavam sendo alimentados por baterias, de forma a evitar uma maior

influência dos ruídos da rede (pricipalmente 60Hz) no sinal coletado.

5.1.1 Músculos Analisados e Posicionamento dos Eletrodos

Os sensores desenvolvidos objetivam o registro de potenciais de ação. Salienta-se

que, como anteriormente referido, os registros de potenciais de ação de unidades motoras

através de eletromiografia de superfície podem ser realizados sob condições especificas: em

músculos pequenos e superficiais, ou submetidos a pequenos esforços. Assim, serão

realizadas coletas referentes à atividade dos músculos primeiro interósseo dorsal, mostrado na

Figura 5.3 a, responsável pela abdução do dedo indicador da mão e corrugador do supercílio,

ilustrado na Figura 5.3 b, os quais apresentam dimensões menores, e do músculo bíceps

braquial, apresentado na Figura 5.3 c, para que seja possível a comparação de performance

com outros sensores, sob condições de baixa atividade muscular ou não.

Figura 5.3 – Localização anatômica dos músculos de atividade elétrica mensurada

Fonte: Modificado de http://www.clinicareabilitar.com.br/

Com relação ao posicionamento dos eletrodos, independentemente do músculo

avaliado, este foi posicionado paralelamente às fibras musculares e na região do ventre

muscular, entre a zona de inervação e a junção miotendinosa para aumentar os níveis de

amplitude registrados [De Lucca 1994]

5.1.2 Registros dos Potenciais de Ação

Nesta subseção serão mostrados os registros analógicos e digitais dos potenciais

de ação dos músculos supracitados, bem como uma comparação desses sinais com suas

características apresentadas nas literaturas. O espectro de freqüência também será calculado

para verificação de que os sinais registrados são de fato eletromiografia.

A Figura 5.4 mostra o registro analógico de potenciais de ação resultantes da

atividade do primeiro interósseo dorsal, por meio do uso de um osciloscópio conectado à

saída analógica do condicionador de sinal.

Figura 5.4 – Registro analógico de potenciais de ação do primeiro interósseo dorsal

A Figura 5.5 mostra sinais da atividade do músculo corrugador do supercílio, em

sua representação digital, após aplicação de um filtro passa-faixa Butterworth de 4ª ordem de

freqüências de corte de 20 e 500Hz.

10.45 10.5 10.55 10.6 10.65

-6

-4

-2

Tempo (s)

Tensão (V)

Figura 5.5 – Registro digital de potenciais de ação do corrugador do supercílio

Os sinais registrados, tanto analógicos quanto digitais, mostram que os potenciais

de ação têm duração de aproximadamente 3ms e amplitudes que originalmente (eliminando o

ganho de aproximadamente 20.000 vezes aplicado) variam desde 25 a 200µV pico a pico.

Ressalta-e que variações na amplitude são esperadas, visto que entre diferentes indivíduos,

músculos mais profundos ou superficiais ou mesmo posicionamento do eletrodo em posições

distintas no músculo, podem alterar a impedância entre a membrana da fibra muscular e o

local de captação na superfície da pele. Isso se deve a, por exemplo, diferentes espessuras da

camada de gordura, concentração de pêlos no local de coleta, dentre outros fatores. São

também notórias as variações da amplitude do sinal registrado com a pressão do acoplamento

pele sensor (amplitudes aumentam com o aumento da pressão no acoplamento).

Pelas Figuras 5.4 e 5.5, se comparadas ao registro dos potenciais de unidades

motoras do músculo sartório apresentado na literatura, como ilustra a Figura 5.6, notam-se

semelhanças tanto na forma dos sinais apresentados quanto na duração. A Figura 5.7 mostra a

localização do músculo sartório, a partir do qual foram registrados os potenciais mostrados na

Figura 5.6.

Figura 5.6 – Registro do potencial de ação de uma fibra muscular isolada do músculo Sartório

Fonte: BRONZINO, Joseph D. The Biomedical Engineering Handbook CRC Press LLC, 2000.

Figura 5.7 – Localização do músculo Sartório

Essa duração dos potenciais de ação também apresenta variações entre músculos e

indivíduos, porém deve ficar na ordem de milissegundos. A superioridade de duração dos

sinais registrados pelo sensor em relação ao apresentado está relacionada ao número de fibras

visualizados pelo sensor. O sinal da literatura apresenta o registro de apenas uma fibra isolada

enquanto o sinal registrado é resultado do somatório do potencial de várias fibras. Como

anteriormente explicitado o aumento da duração do potencial de ação se dá principalmente

pelo aumento do número de fibras recrutadas.

Sartorio

Com relação ao espectro do sinal eletromiográfico, é sabido que a maior parte do

seu sinal se concentra em freqüências de até 500Hz. A Figura 5.8 mostra o espectro do sinal

mostrado na Figura 5.5, o qual possui sua banda de freqüência dentro daquelas esperadas para

o sinal eletromiográfico.

0 50 100 150 200 250 300 350 400 450 500

0.5

1.5

2.5

x 10

-3

Frequência (Hz)

Figura 5.8 – Espectro do sinal eletromiográfico

5.1.3 Comparação de Eletrodos

Esta sessão se dedica a comparar a performance do eletrodo desenvolvido neste

trabalho com outro eletrodo já utilizado e comercializado. Para que a comparação fosse

realizada apenas entre os sensores propriamente ditos, todo o sistema de aquisição e

condicionamento bem como os próprios cabos e sistema de pré-amplificação no eletrodo

foram mantidos. Ressalta-se que o termo comparação é usado nesta sub-seção somente no que

se refere ao registro de potenciais de ação através de métodos não invasivos.

O eletrodo utilizado para a comparação foi o eletrodo adesivo descartável Solidor.

Este não precisa da adição de gel, visto que o mesmo já é inserido no processo de fabricação

do eletrodo. O eletrodo tem forma circular e 1,5 cm de raio como mostrado na Figura 5.9.

Para a configuração bipolar, a distancia inter-eletrodo usada foi de 4cm.

Figura 5.9 – Eletrodo adesivo descartável

Ambos os eletrodos foram posicionados no ventre muscular do músculo bíceps

braquial, como mostra a Figura 5.9, e os registros do sinal eletromiográfico de ambos os

eletrodos foram realizados simultaneamente. O músculo bíceps foi escolhido para permitir a

realização dos testes usando os eletrodos descartáveis, já que o tamanho dos mesmos limita o

seu registro a músculos de dimensões maiores.

Foram realizadas contrações isométricas voluntárias, inicialmente a baixos níveis

de ativação muscular (a partir da realização de baixos esforços), e em seguida em contração

máxima.

Figura 5.10 – Posicionamento dos eletrodos

A Figura 5.11 mostra o sinal coletado pelos eletrodos desenvolvido e descartável

em condições de contração voluntaria, intercalando situações de baixos e altos indices de

contração muscular. A Figura 5.12 mostra um trecho amplificado (“zoom”) do sinal mostrado

na Figura 5.11, o qual representa uma contração muscular a baixos níveis de ativação.

0 5 10 15 20 25 30

-20

-10

Tempo (s)

EMG (V)

Sensor Descartavel

0 5 10 15 20 25 30

-10

-5

Tempo (s)

EMG (V)

Sensor Desenvolvido

Figura 5.11 – Sinal eletromiográfico amostrado por intermédio dos eletrodos desenvolvido e

descartável comercial

2.295 2.3 2.305 2.31 2.315 2.32 2.325 2.33

x 10

-3

-2

-1

Numero de Amostras

Amplitude sinal EMG (Volts)

Eletrodo Descartavel

Eletrodo Desenvolvido

Figura 5.12 – Ampliação da área de baixa contração da Figura 5.10

Já a Figura 5.13 é análoga às Figuras 5.11 e 5.12, porém para condições de

contração voluntaria máxima.

0 5 10 15 20 25 30

-5

Tempo (s)

EMG (V)

Sensor Desenvolvido

0 5 10 15 20 25 30

-10

-5

Tempo (s)

EMG (V)

Sensor Descartavel

Figura 5.13 – Sinal eletromiográfico amostrado por intermédio dos eletrodos desenvolvido e

descartável comercial em condições de contração voluntária máxima

Em condições de baixos esforços nota-se que o sensor desenvolvido permite a

visualização com clareza dos potenciais de ação, enquanto que com o eletrodo adesivo essa

não é possível. Isto se deve ao fato de que a área ativa de captação desse segundo eletrodo se

mostra bem superior à do primeiro, visualizando dessa forma mais unidades motoras as quais

tem seus potenciais de ação somados. Dessa forma, torna-se mais difícil a visualização de

potenciais individuais usando o segundo eletrodo.

Já em relação ao registro em condições de contração máxima voluntária, ambos os

eletrodos apresentam resultados semelhantes. Entretanto valores menores de amplitudes são

registrados para o eletrodo desenvolvido, visto que o sinal por este aquisicionado representa a

atividade muscular de um grupo menor de fibras.

Assim como observado para as amplitudes, os espectros desses sinais se mostram

dentro do esperado em termos de eletromiografia de superfície (até 500Hz), como pode ser

notado na Figura 5.14. Entretanto o sinal registrado pelo sensor desenvolvido apresenta um

espalhamento espectral, tendo sua energia concentrada até em torno de 400Hz, ao contrario do

sinal registrado pelo eletrodo descartável, que como esperado tem sua energia concentrada

entre 50 e 150Hz.

Acredita-se, que assim como em registros de eletroneuromiografia (através de

eletrodos de agulha), a banda de freqüência desse sinal seja maior devido às mesmas

influências do registro individual de potenciais de ação de unidade motora sofridas pela

própria eletroneuromiografia.

0 100 200 300 400 500 600 700 800 900 1000

0.02

0.04

0.06

0.08

PSD

Eletrodo Descartavel

0 100 200 300 400 500 600 700 800 900 1000

0.002

0.004

0.006

0.008

0.01

Frequencias (Hz)

PSD

Eletrodo Desenvolvido

Figura 5.14 – Espectro dos sinais eletromiográficos registrados a partir dos eletrodos

desenvolvido e descartável

5.2 SENSORES DE MECANOMIOGRAFIA

Como citado nas seções anteriores deste trabalho, existem diversos tipos de

transdutores usados para o registro de sinais mecanomiográficos. Considerando que os

sensores de acelerometria apresentam vantagens devido à sua facilidade de comparação de

resultados com aqueles apresentados na literatura, esse tipo de transdutor foi o escolhido para

implementação neste projeto.

Dessa forma, para se escolher o melhor transdutor para colher esses sinais

vibracionais dos músculos, fatores como nível de ruído, banda de freqüência e principalmente

sensibilidade dos sensores levaram à escolha do chip MMA 7260 do fabricante Freescale.

Assim, na tentativa de avaliar a performance desse sensor, primeiramente os seus

níveis de precisão foram calculados a partir da realização de experimentos físicos. Em seguida

esse sensor foi avaliado em termos de seus registros de mecanomiografia, os quais serão

detalhados nas subseções seguintes.

5.2.1 Medição do Erro de Registro

Para que fosse possível comparar os valores esperados de acelerometria com os

valores medidos, foram realizados experimentos físicos, nos quais a aceleração envolvida era

conhecida, tornando assim possível a determinação dos valores de erro de medida desse

acelerômetro usado. O experimento realizado constitui-se de um movimento de queda livre de

um corpo rígido, no qual a aceleração envolvida seria apenas a aceleração da gravidade.

O corpo rígido usado nos experimentos era constituído de uma caixa, cujo interior

foi preenchido com areia. A caixa era revestida internamente com papel filme e sua massa era

de 835 gramas. Na realização dos experimentos o corpo foi abandonado de uma altura de

70cm.

O experimento foi realizado para cada eixo medido pelo acelerômetro, em cada

uma de suas sensibilidades, visto que o acelerômetro usado registra variações de

acelerometria em três eixos e possui 4 valores distintos de sensibilidade. Três coletas

sucessivas foram realizadas para cada eixo e sensibilidade, totalizando um montante de 36

sinais, e as médias entre as sucessivas coletas foram calculadas.

Os sinais apresentados nas Figuras 5.15, 5.16 e 5.17 representam os sinais de

aceleração medidos para cada um dos eixos, em algumas das sensibilidades apresentadas pelo

transdutor.

0 0.2 0.4 0.6 0.8

-2

-1.5

-1

-0.5

0.5

1.5

0 0.2 0.4 0.6 0.8

-2

-1.5

-1

-0.5

0.5

1.5

0 0.2 0.4 0.6 0.8

-2

-1.5

-1

-0.5

0.5

1.5

Aceleração (g)

Eixo x

Eixo zEixo y

Tempo (s)

Figura 5.15 – Sinais de aceleração medidos no eixo x, sensibilidade 1,5g

0 0.2 0.4 0.6 0.8

-2

-1.5

-1

-0.5

0.5

1.5

0 0.2 0.4 0.6 0.8

-2

-1.5

-1

-0.5

0.5

1.5

0 0.2 0.4 0.6 0.8

-2

-1.5

-1

-0.5

0.5

1.5

Aceleração (g)

Eixo x

Eixo zEixo y

Tempo (s)

Figura 5.16 – Sinais de aceleração medidos no eixo y, sensibilidade 4g

0 0.2 0.4 0.6 0.8

-2

-1.5

-1

-0.5

0.5

1.5

0 0.2 0.4 0.6 0.8

-2

-1.5

-1

-0.5

0.5

1.5

0 0.2 0.4 0.6 0.8

-2

-1.5

-1

-0.5

0.5

1.5

Aceleração (g)

Eixo x

Eixo zEixo y

Tempo (s)

Figura 5.17 – Sinais de aceleração medidos no eixo z, sensibilidade 6g

A aceleração de cada sinal foi calculada pela subtração da média do sinal em

repouso pela média do sinal em queda livre e, os resultados obtidos são mostrados na tabela

5.1.

Tabela 5.1 – Cálculo da aceleração em experimentos de queda livre

Sesibilidade

Eixo

Desvio Padrão

Média do

Desvio

Média

Média Geral

1,5g

0,0209

0,0214

0,0224

0,021566667

0,9955

1,015

0,9955

1,002

0,0139

0,0218

0,021

0,0189

1,0075

1,0119

0,9987

1,006033333

0,021

0,0196

0,0142

0,018266667

0,9938

1,0153

1,0049

1,004666667

0,0191

0,0225

0,0232

0,0216

1,0239

0,989

0,9976

1,0035

0,0187

0,0122

0,0173

0,016066667

0,9971

0,9965

1,0051

0,999566667

0,0101

0,0176

0,0121

0,013266667

0,9986

1,0081

1,0069

1,004533333

0,0285

0,0286

0,026

0,0277

1,0057

0,991

0,9862

0,9943

0,1985

0,022

0,0232

0,081233333

0,9589

1,021

1,0229

1,000933333

0,0184

0,0198

0,0202

0,019466667

1,0176

1,0105

1,0226

1,0169

0,0326

0,03

0,0343

0,0323

0,9869

1,0224

0,9879

0,999066667

0,0223

0,022

0,0225

0,022266667

1,0124

1,0207

1,0082

1,013766667

0,0194

0,0167

0,025

0,020366667

1,0122

1,0144

1,0011

1,009233333

0,026083333

1,004541667

Da Tabela 5.1 verifica-se que, de forma geral, as variações em termos de

sensibilidade e eixo de medida não foram significantes para o calculo do erro. Nesse sentido,

a partir do cálculo da média entre todos os experimentos realizados, constatou-se que o valor

do erro de medida desse acelerômetro foi de 1g ± 0,026 (média ± desvio padrão). Esse valor

indica que o desvio padrão das medidas foi de 2,6% o qual se mostra pouco representativo.

Vale ressaltar que o intervalo 1g ± 0,026 engloba em torno de 68,26% dos valores medidos,

aproximando-se os valores obtidos no experimento realizado por uma curva normal, conforme

o Teorema Central do Limite.

5.2.2 Registros de Mecanomiografia

Os registros de mecanografia foram inicialmente coletados no músculo bíceps

braquial. A contração voluntária desse músculo foi avaliada e os resultados tanto no domínio

do tempo quanto da freqüência podem ser visualizados na Figura 5.18. Simultaneamente

foram registrados sinais eletromiográficos (usando os eletrodos descartáveis supracitados),

somente para identificar os períodos de atividade muscular.

500 1000 1500 2000 2500 3000

-0.8

-0.6

-0.4

-0.2

0.2

0.4

0.6

0.8

Numero de amostras

Volts

EMG

MMG

Figura 5.18 – Registro simultâneo de eletromiografia e mecanomiografia

Deve-se ressaltar que existe uma latência entre os registros dos sinais

eletromiograficos e mecanomiograficos. Entretanto, essa latência foi eliminada somente a

titulo de melhor visualização dos sinais. Além disso, os sinais eletromiográficos mostrados

foram normalizados.

0 10 20 30 40 50 60

x 10

-6

Frequências (Hz)

PSD

Figura 5.19 – Espectro do sinal mecanomiografico

Com relação ao espectro de freqüência, mostrado na Figura 5.19, nota-se uma

concentração do sinal até a freqüência de até 20Hz, freqüência essa inferior a 60Hz. Na

literatura é descrito que o sinal de MMG possui freqüências máximas de cerca de 60Hz. Vale

ressaltar que a freqüência de amostragem utilizada para a coleta do sinal MMG foi de 125Hz.

O registro desses sinais será apresentado em outras situações usando o sensor

hibrido.

5.3 SENSOR HÍBRIDO DE ELETROMIOGRAFIA E MECANOMIOGRAFIA

Já validados individualmente os sensores de eletromiografia e mecanomiografia

utilizados, serão apresentados registros de potenciais de ação de uma unidade motora através

do uso do sensor híbrido, o qual reúne os dois transdutores supracitados.

O registro de potenciais de ação foi realizado usando esse sensor híbrido

posicionado no músculo bíceps braquial, enquanto esse realiza movimentos de pequena

amplitude, o que implica em uma baixa atividade muscular. Os resultados tanto da

eletromiografia quanto acelerometria são apresentados nas Figuras 5.20 e 5.21. Ressalta-se

que a Figura 5.21 apresenta uma amplificação “zoom” de uma parte do sinal mostrado na

Figura 5.20. Também, observa-se que a Figura 5.21 apresenta do lado direito uma

amplificação “zoom” de uma parcela especifica de parte dos sinais ilustrados em seu lado

esquerdo.

1000 1500 2000 2500 3000 3500

-0.4

-0.2

0.2

0.4

0.6

Numero de Amostras

Volts

EMG

MMG

Figura 5.20 – Registros de EMG e MMG usando o sensor hibrido

4.12 4.13 4.14 4.15 4.16 4.17 4.18

x 10

-2

2560 2570 2580 2590 2600

-0.05

0.05

0.1

0.15

3.6 3.8 4 4.2

x 10

-2

Amplitude (V)

2200 2300 2400 2500 2600 2700

0.1

0.2

Numero de Amostras

Figura 5.21 – Registros de potenciais de ação através do uso do sensor híbrido

Capítulo 6

Conclusões e Trabalhos Futuros

6.1 CONCLUSÕES

Neste trabalho foi desenvolvido um sensor híbrido de eletromiografia e

mecanomiografia, com o objetivo de registrar potenciais de ação de uma unidade motora

através de métodos não invasivos. Para tanto foram avaliados critérios construtivos do sensor

de eletromiografia bem como justificada a seleção de um chip de mecanomiografia com

relação àqueles usados na literatura para tal registro.

O sensor implementado mostrou-se capaz de detectar potenciais de ação, em

músculos superficiais sob condições de baixa atividade muscular, conforme apresentado na

sessão de resultados.

Com relação à eletromiografia, seu registro foi validado inicialmente através da

comparação da morfologia do sinal registrado com o apresentado na literatura específica. Em

termos espectrais, essa validação também foi possível. Quanto à mecanomiografia, os

potenciais de ação também foram percebidos. Além disso, a validação espectral para esse

registro também foi verificada.

Com relação ao sensor hibrido, sua construção foi justificada pela necessidade da

aplicação em detecção de potenciais de ação em presença de eletroestimulação, na qual as

informações dos registros de EMG e MMG se complementam na detecção dos potenciais de

ação.

Devido à maior sensibilidade do sensor de MMG se comparado ao EMG,

registros de atividade muscular de baixas intensidades passam a ser observadas com maior

clareza. Visto que para o registro de potenciais de ação o músculo deve se encontrar em

condições de baixa atividade muscular, na qual poucas fibras musculares são recrutadas, o

registro mais sensível dado pela mecanomiografia pode se mostrar um diferencial aos

registros não invasivos de potenciais de ação.

Com a implementação deste sensor hibrido, ressalta-se também o

desenvolvimento de um sensor que propicia um maior número de registros, os quais podem

ser usados como entrada de algum sistema a ser controlado. Visto que este sensor fornece

mais de um tipo de sinal, os mesmos podem ser usados tanto como diferentes sinais de

controle desse sistema, como também em conjunto de maneira a confirmar informações

através de técnicas de redundância.

O sensor desenvolvido pode também ser utilizado no monitoramento de atividades

do dia-a-dia, analisando os movimentos realizados no sentido de detectar disfunções, por

exemplo, verificação dos níveis de tremor para definição do estagio da doença.

Dessa maneira, os resultados obtidos, bem como as inúmeras possibilidades de

aplicação deste sensor, elucidam o potencial do sensor desenvolvido.

6.2 TRABALHOS FUTUROS

Ainda que a viabilidade de utilização do sensor para o registro de potenciais de

ação tenha sido verificada, algumas comparações para avaliação de sua performance com

relação ao eletrodos invasivos poderia ainda ser realizada.

Na literatura, verifica-se o estudo da mecanomiografia principalmente na direção

perpendicular às fibras musculares. Seria interessante sua verificação também nos dois outros

eixos medidos pelo sensor de acelerometria usados, visto que a atividade muscular implica em

um movimento dos sarcômeros da direção das fibras, bem como um aumento do volume

muscular, quando este se encontra contraído. Essas alterações podem ser verificadas e

analisadas.

Na literatura encontra-se estudos os quais mostram a menor variabilidade da

amplitude do sinal mecanomiografico entre indivíduos. Dessa forma, seria interessante

verificar a relação entre mecanomiografia e força, e sua variabilidade entre indivíduos.

Visto a potencialidade da utilização da mecanomiografia e eletromiografia no

registro da onda M, seria interessante o estudo simultâneo de ambos, considerando variações

na amplitude e latência entre os dos sinais, para estudos da dor.

Referências

[1] Heneman, E., and L. M. Mendell, “Functional organization of the motoneuron pool and its

inputs”, in V. B. Brooks, ed., Handbook of physiology: The nervous system, American

Physiological Society, Bethesda, 1981, pp. 423-507.

[2] Garnett, R. A. F., M. J. O‟Donovan, J A. Stephens, and A. Taylar, “Motor unit

organization of human medial gastrocnemius”, J Physiol (Lond) 287, 33-43 (1979).

[3] Stephens, J. A., and T. P. Usherwood, “The mechanical Proprieties of human motor units

with special reference to their fatigability and recruitment threshold”, Brain Res 125, 91-97

(1977).

[4] Burke, R. E., “Motor units: Anatomy, physiology and functical organization”, in V. B.

Brooks, ed., Handbook of physiology: The nervous system, American Physiological Society,

Bethesda, 1981, pp. 345-422.

[5] Kukulka, C. G., and H. P. Clamann, “Comparison of the recruitment and discharge

proprieties of motor units in human brachial biceps and adductor pollicis during isometric

contractions”, Brain Res 219, 45-55 (1981).

[6] Milner-Brown, H. S., R. B. Stein, and R. Yemm, “Changes in firing rate of human motor

units during linearly changing voluntary contractions”, J Physiol (Lond) 230, 371-390 (1973).

[7] Moritani, T., and M. Muro, “Motor unit activity and surface electromyogram power

spectrum during increasing force of contraction”, Eur J Appl Physiol 56, 260-265 (1987).

[8] Alway, S. E., J. Stray-Andersen, W. J. Grumbt, and w. J. Gonyea, “Muscle cross sectional

area and torque in resistance-trained subjects”, Eur J. Appl Physiol 60, 86-90 (1990).

[9] Ikai, M., and T. Fukunaga, “A study on training effect on strength per unit cross-sectional

area of muscle by means of ultrasonic measurements”, Int Angew Physiol Arbeitsphysiol 28,

173-180 (1970).

[10] Freund, H. J., H. J. Budigen, and V. Dietz, “Activity of single motor units from human

forearm muscles during voluntary isometric contractions”, J Neurophysiol 38, 993-946

(1975).

[11] Bigland-Ritchie, B., “EMG/force relations and fatigue of human voluntary contractions”,

Exer Sports Sci Rev 9, 75-117 (1981).

[12] Bigland-Ritchie, B., E. Cafarelli, and N. K. Vollestad, “Fatigue of submaximal static

contractions”, Acta Physiol Scand 28 (suppl), 137-148 (1986).

[13] Bigland-Ritchie, B., D. A. Jones, and J.J. Woods, “Excitation frequency and muscle

fatigue: electrical responses during human voluntary and stimulated contractions”, Exep

Neurol 64, 414-427(1979).

[14] Jessop, J. and O. C. J. Lippold, “Altered Synchronization of motor unit firing as a

mechanism for long-lasting increases in the tremor of human hand muscles following brief,

strong effort”, J Physiol (Lond) 269, 29P-30P (1977).

[15] Moritani, T., M. Muro, and A. Nagata, “Intramuscular and electromyogram changes

during muscle fatigue”, J Appl Physiol 60, 1179-1185 (1986).

[16] Moritani, T., M. Muro, A. Kijima, F. A. Gaffney, and A. Persons, “Electromechanical

changes during electrically induced and maximal voluntary contractions: Surface and

intramuscular EMG responses during sustained maximal voluntary contraction”, Exp Neurol

88,484-499 (1985).

[17] Moritani, T., S. Muramatsu, and M. Muro, “Activity of motor units during concentric and

eccentric contractions”, Am J Phys Med 66, 338-350 (1988).

[18] Komi, P. V., and J. T. Viitasalo, “Changes in motor unit activity and metabolism in

human skeletal muscle during and after repeated eccentric and concentric contractions”, Acta

Physiol Scand 100, 246-256(1977).

[19] Fuglevand AJ, Winter DA, Patla AE, Stashuk D., “Detection of motor unit action

potentials with surface electrodes: influence of electrode size and spacing”, Biol Cybern

67:143–153(1992).

[20] Kimura J, “Electrodiagnosis in disease of nerve and muscle: principles and practice”

Philadelphia: F. A. Davis(1990).

[21] Basmajian. J. V., “Electromyographic analyses of basic movement patterns”, Exerc Sport

Sci Rev 1, 259-284(1973).

[22] Hallett M., Berardelli A., Delwaide P., et al., “Central EMG and tests of motor control”,

Report of an IFCN committee. Clin. Neurophysiol 404-432 (1994).

[23] Hermens H. J, Boon K. L., Zilvold G., “The clinical use of surface EMG”, Acta Belge

Med Phys 9, 119-130(1986).

[24] Hallett M., “Analysis of abnormal voluntary and involuntary movements with surface

electromyography” Adv Neurol 39, 907-914(1983)

[25] Giroux C., Maton B., “Surface EMG and motor unit activity of partially denervated

human miscle during fatiguing submaximal isometric contraction” electromyogr Clin

Neurophysiol 30, 283-291, (1990)

[26] Cohen L. G., Hallett M., “Hand cramps: clinical features and electromyographic patterns

in a focal dystonia”, Neurology 38, 1005-1012(1988).

[27] Benecke R., Rothwell J. C., Dick J. P., Day B. L., Marsden C. D.,”Disturbance of

sequential movements in patients with Parkinson‟s disease” Brain 110, 361-379(1987)

[28] De Luca C. J., ”Use of the surface EMG signal for performance evaluation of back

muscles”, Muscle Nerve 16, 210–216.(1993)

[29] Young R. R., Cracco R. Q., “Clinical neurophysiology of conductionin central motor

pathways”, Ann Neurol18, 606–610 (1985).

[30] Valls-Sole J., Hallett M., “Modulation of electromyographic activityof wrist flexor and

extensor muscles in patients with writer‟s cramp”, Mov Disord 10,741–748 (1995).

[31] Shahani B. T., Fang J., Dhand U. K. „A new approach to motor unit estimation with

surface EMG triggered averaging technique”, Muscle Nerve18, 1088–1092 (1995).

[32] Narabayashi H., Nagahata M., Nagao T., Shimazu H. “A new classification of cerebral

palsy based upon neurophysiologic considerations”, Confin Neurol 25, 378–392 (1965).

[33] Turker K.S. “Electromyography: some methodological problems and issues”, Phys Ther

73,698–710 (1993).

[34] Howard R. S., Murray N. M.”Surface EMG in the recording of fasciculations”, Muscle

Nerve 15, 1240–1245 (1992).

[35] Winter, D. A., “Biomechanics and motor control of human movement”, Wiley, New

York, (1990).

[36] Baskin, R. J., and Paolini P. J., “Volume change and pressure development in muscle

during contraction”, Am J Physiol 213, 1025-1030 (1967).

[37] Luciani, L., “Fisiologia dell‟uomo”, Vol. 3, Società Editrice Libraria, Milan (1923)

[38] Akataki, K., Mita K., Itoh K., Suzuki N., and Watakabe M. “Acoustic and electrical

activities during voluntary isometric contractions of biceps brachii muscles in patients with

spastic cerebral palsy”, Muscle Nerve 19, 1252-1257, (1996).

[39] Orizio, C., Baratta, R., Zhou, B. H., Solomonov, M., and Veicsteinas, A., “Force and

surface mechanomyogram relationship in cat gastrocnemius”, J Electromyogr Kinesiol 9,

131-140 (1999).

[40] Orizio, C., Baratta, R., Zhou, B. H., Solomonov, M., and Veicsteinas, A., “Force and

surface mechanomyogram frequency responses in cat gastrocnemius”, J Biomech 33, 427-433

(2000).

[41] Jorgensen, F., and Lammert, O., “Accelerometermyograpy (AMG) II: Contribution of the

motor unit” in P. V. Komi, ed,.International series on biomechanics, Vol 1a, University Park

Press, Baltimore (1976).

[42] Akataki, K., Mita K., Itoh K., Suzuki N., and Watakabe M. “Mechanomyogram and

force relationship during voluntary isometric ramp contractions of biceps brachii muscles”,

Eur J. Appl Physiol 84, 19-25 (2001).

[43] Akataki, K., Mita K., Itoh K., Suzuki N., and Watakabe M. “Age related change in motor

unit activation strategy in force production: a mechanomyography investigation”, Muscle

Nerve 25, 505-512, (2002).

[44] Barry, D. T., “Vibrations and sounds from evoked mu8scle twitches” Electromyogr Clin

Neurophysiol 32, 35-40 (1992).

[45] Barry, D. T., Hill, T., and Dukjin, I., “Muscle fatigue measured with evoked muscle

vibrations”, Muscle Nerve 15, 303-309 (1992).

[46] Herzog, W., Zhang, Y. T., Vaz, M. A., Guimarães, A. C. S., and Janssen, C.,

“Assessement of muscular fatigue using vibromyograpy”, Muscle Nerve 17, 1156-1161

(1994).

[47] Gordon, G., and Holbourn, H. S., “ The sounds from single motor units in a contracting

muscle”, J Physiol 107, 456-464 (1948).

[48] Orizio, C., Liberati, D. Locatelli, C., De Grandis, D., and Veicsteinas, A., “Surface

mechanomyogram reflects muscle fibres twitches summation”, J Biomech 29, 475-481

(1996).

[49] Herzog, W., Zhang, Y. T., Vaz, M. A., Leonard, T. R., and Nguyen H., “The effect of

muscle length on electrically elicited muscle vibrations in the is-situ cat soleus muscle”, J

Electromyogr kinesiol 7, 113-121 (1997).

[50] Zhang, Y. T., Frank, C. B., Rangayyan, R. M., and Bell, G. D., “A comparative study of

simultaneous vibromyograpy and electromyography with active human quadriceps” IEEE

Trans Biom Eng 39, 1045-1052 (1992).

[51] Smith, T. G., and Stokes, M. J., “Technical aspects of acoustic myograpy (AMG) of

human skeletal muscle; contact pressure and force/AMG relationships”, J Neurosci Meth 47,

85-92 (1993).

[52] Petijean, M., and Maton, B., “Phonomyogram from single motor unit during isometric

contraction”, Eur J Appl Physiol 71, 215-222 (1995).

[53] Stokes, M. J., and Dalton, P. A., “Acoustic myography for investigating human skeletal

muscle fatigue” J Appl Physiol 71, 1442-1426 (1991).

[54] Goldenberg, M. S., Yack, H. J., Cerny, F. J., and Burton, H. W., “Acoustic myography as

an indicator of force during sustained contractions of a small hand muscle”, J Appç Physiol

70, 87-91 (1991).

[55] Bolton, C. F., Parkes, A., Thompson, T. R., Clark, M. R., and Sterne C. J., “Recording

sound from human skeletal muscle: Technical and physiological aspects”, Muscle Nerve 12,

126-134 (1989).

[56] Watakabe, M., Itoh, Y., Mita, K., and Akataki, K., “Technical aspects of

mechanomyograohy recording with piezoelectric contact sensor”, Med Biol Eng Comput 36,

557-561 (1998).

[57] Watakabe, M., Itoh, Y., Mita, K., and Akataki, K., “Mechanical behavior of condenser

microphone in mechanomyography”, Med Biol Eng Comput 39, 195-201 (2001).

[58] Orizio , C., Diemont, B., Esposito, F., Alfonsini, E., Parrinello, G., Moglia, A., and

Veicsteinas, A., “Surface mechanomyogram reflects the changes in the mechanical properties

of muscle at fatigue” Eur J Appl Physiol 80, 176-184 (1999).

[59] Takamori, M., Gutman, L., and Shane, S. R., “Contractile properties of human skeletal

muscle” Arch Neurol 25, 535-546 (1971).

[60] Bichler, E., “Mechanomyograms recorded during evoked contractions of single motor

units in the rat medial gastrocnemius muscle” Eur J Appl Physiol 83, 310-319 (2000).

[61] Cramer, J.T., Housh T. J., Evetovich T. K., Johnson G. O., Ebersole K. T., Perry S. R.,

and Bull A. J. “The relationships among peak torque, mean power output,

mechanomyography, and electromyography in men and women during maximal, eccentric

isokinetic muscle actions”. Eur J Appl Physiol 86, 226-232, (2002).

[62] Stulen, F. B., and De Luca, C. J., “Frequency parameters of the myoeletric signal as a

measure of muscle conduction velocity”, IEEE Trans BME 28, 515-523 (1981).

[63] Basmajian, J. V., and De Luca, C. J. “Muscle alive: Their functions revealed by

electromyography”, Willians and Wilkins, Baltimore (1985).

[64] Bilodeau, M., Cincera, M. Gervais, S., Arsenault, A. B., gravel, D., Lepage, Y., and Mac

Kinley, P., “Changes in the electromyographic spectrum power distribution caused by a

progressive increase of the force level”, Eur J Appl Physiol 71, 113-123 (1985).

[65] Sanchez, J., Solomonov, M., Baratta, R., and D‟Ambrosia, R., “Control strategies of the

elbow antagonist muscle pair during two types of increasing isometric contraction” J

Electromyogr Kinesiol 3, 33-40 (1993).

[66] Solomonov, M., Baten, C., Smith, J., Baratta, R. V., Hermens, H., D‟Ambrosia, R., and

Shoji, H., “Electromyogram power spectra Frequencies associated with motor unit

recruitment strategies”. J Appl Physiol 68, 1177-1185 (1990).

[67] Hill, Ryan D.; Armstrong, W. Jeffrey. “Clinical applications of mechanomyography:

technical brief The Free Library”, (2009).

[68] Cramer, J.T., Deshpande, P. J., and Weir J. P, “Relationships among the M-wave, H-

reflex, twitch torque, and the mechanomyographic responses during standard recruitment

curves”, Med Sci Sports Exerc 41(5):S434, (2009).

[69] Orizio C, Esposito F, Sansone V, Parrinello G, Meola G, Veicsteinas A. “Muscle surface

mechanical and electrical activities in myotonic dystrophy”, Electromyogr Clin Neurophysiol

37, 231–239 (1997).

[70] Neering IR, Quesenberry LA, Morris, VA, Taylor SR. “Nonuniform volume changes

during muscle contraction”. Biophy J; 59: 926-932, (1991).

[71] Madeleine P, Arendt-Nielsen L. “Experimental muscle pain increases

mechanomyographic signal activity during sub-maximal isometric contractions”. Journal of

Electromyography and kinesiology; 15: 27–36 (2005)

[72] Pullman SL, Goodin DS, Marquinez AI, Tabbal S, RubinM. “Clinical utility of surface

EMG - Report of the Therapeutics and Technology Assessment Subcommittee of the

American Academy of Neurology”. Neurology; 55:171–177 (2000).

[73] Widjaja F, Shee CY,. Latt WT, Au WL, Poignet P, Ang WT. “Kalman Filtering of

Accelerometer and Electromyography (EMG) Data in Pathological Tremor Sensing System”.

IEEE International Conference on Robotics and Automation Pasadena, 19-23 (2008).

[74] Nawab SH, Roy SH, De Luca CJ. “Functional Activity Monitoring From Wearable

Sensor Data” 26th Annual International Conference of the IEEE, 1-5, (2004).

[75] Cruz MW, Scola RH, Coelho RLA, Carneiro Filho A, Vaz C. “Eletroneuromiografia na

abordagem diagnóstica das Neuropatias Periféricas” Projeto diretrizes 046 (2001).

Livros Grátis
( http://www.livrosgratis.com.br )
 
Milhares de Livros para Download:
 
Baixar livros de Administração
Baixar livros de Agronomia
Baixar livros de Arquitetura
Baixar livros de Artes
Baixar livros de Astronomia
Baixar livros de Biologia Geral
Baixar livros de Ciência da Computação
Baixar livros de Ciência da Informação
Baixar livros de Ciência Política
Baixar livros de Ciências da Saúde
Baixar livros de Comunicação
Baixar livros do Conselho Nacional de Educação - CNE
Baixar livros de Defesa civil
Baixar livros de Direito
Baixar livros de Direitos humanos
Baixar livros de Economia
Baixar livros de Economia Doméstica
Baixar livros de Educação
Baixar livros de Educação - Trânsito
Baixar livros de Educação Física
Baixar livros de Engenharia Aeroespacial
Baixar livros de Farmácia
Baixar livros de Filosofia
Baixar livros de Física
Baixar livros de Geociências
Baixar livros de Geografia
Baixar livros de História
Baixar livros de Línguas

Baixar livros de Literatura
Baixar livros de Literatura de Cordel
Baixar livros de Literatura Infantil
Baixar livros de Matemática
Baixar livros de Medicina
Baixar livros de Medicina Veterinária
Baixar livros de Meio Ambiente
Baixar livros de Meteorologia
Baixar Monografias e TCC
Baixar livros Multidisciplinar
Baixar livros de Música
Baixar livros de Psicologia
Baixar livros de Química
Baixar livros de Saúde Coletiva
Baixar livros de Serviço Social
Baixar livros de Sociologia
Baixar livros de Teologia
Baixar livros de Trabalho
Baixar livros de Turismo
 
 