TCC DESENVOLVIMENTO DE UM PROTÓTIPO DE PRÓTESE DE DEDO ROBÓTICO COM ARDUINO - Thiago A Assis.pdf

FACULDADE ESTÁCIO DE CURITIBA
CURSO DE ENGENHARIA ELÉTRICA
GRADUAÇÃO
THIAGO AFONSO DE ASSIS
DESENVOLVIMENTO DE UM PROTÓTIPO DE PRÓTESE DE DEDO
ROBÓTICO COM ARDUINO
CURITIBA
2023

THIAGO AFONSO DE ASSIS
DESENVOLVIMENTO DE UM PROTÓTIPO DE PRÓTESE DE DEDO
ROBÓTICO COM ARDUINO
Trabalho de Conclusão de Curso
apresentado como requisito parcial para
obtenção do grau de Bacharel no curso
de Engenharia Elétrica da Faculdade
Estácio de Curitiba.
Orientador: Prof. Me. Thiago Alberto
Ramos Gabriel
Coorientador: Prof. Me. Henrique Marin
van der Broocke Campos
CURITIBA
2023

AGRADECIMENTO
Desejo expressar minha imensa gratidão a todos que foram essenciais para
o sucesso deste estudo. Primeiramente, manifesto minha profunda apreciação ao
Professor coorientador Henrique Marin Van Der Broocke Campos, por sua inabalável
dedicação e apoio ao longo de toda a empreitada.
Quero estender meu sincero agradecimento à minha família, especialmente a
minha irmã e os meus pais, minha âncora, que incessantemente me motivaram a
superar desafios e jamais desistiram de mim. A educação e o afeto partilhados são
tesouros inestimáveis que carrego no coração.
Por último, expresso minha gratidão aos meus amigos Priscila Angelica Assis
Ulrich, Rafael Penteado da Silva, que sempre se mantiveram leais e incansáveis em
todos os momentos, agradeço pelo encorajamento, motivação e apoio inabalável.

“The mind that opens itself to a new
idea will never go back to its original
size".
Albert Einstein.

RESUMO
Este estudo integra as disciplinas de biomecânica e robótica para conceber um
protótipo de prótese de dedo robótico com Arduino, controlado por dados de
eletromiografia que capturam os movimentos dos músculos responsáveis pelo
movimento de um dedo indicador humano. A bioeletricidade registrada por
eletromiografia de superfície é utilizada para reproduzir esses movimentos em um
micro servo motor de passo. A pesquisa explora a viabilidade de processar sinais de
eletromiografia por meio de uma placa acessível, como o Arduino, para controlar o
motor e operar a prótese. O objetivo final é obter um controle efetivo do protótipo de
prótese, utilizando sinais de eletromiografia coletados do músculo flexor do dedo
indicador humano. A apresentação dos resultados visa facilitar a disseminação desse
estudo interdisciplinar, promovendo a inclusão social de indivíduos que necessitam de
próteses acessíveis e eficientes.
Palavras-chave: Prótese de dedo robótico, eletromiografia, robótica, Arduino,
bioeletricidade, biomecânica

ABSTRACT
This study integrates the fields of biomechanics and robotics to develop a robotic finger
prosthesis prototype with Arduino, controlled by electromyography data capturing the
movements of muscles responsible for the human index finger's motion. Bioelectricity
recorded by surface electromyography is used to replicate these movements in a micro
stepper motor. The research explores the feasibility of processing electromyography
signals through an accessible board, such as Arduino, to control the motor and operate
the prosthesis. The ultimate goal is to achieve effective control of the prosthetic
prototype using electromyography signals collected from the human index finger's
flexor muscle. The presentation of results aims to facilitate the dissemination of this
interdisciplinary study, promoting social inclusion for individuals in need of accessible
and efficient prostheses.
Keywords: Robotic finger prosthesis, electromyography, robotics, Arduino,
bioelectricity, biomechanics..

LISTA DE ILUSTRAÇÕES
Figura 1 - Estrutura de um musculo esquelético .......................................................24
Figura 2 - Representação esquemática no plano coronal da transição entre o tendão
e o músculo...............................................................................................................24
Figura 3 - Estrutura da unidade motora.....................................................................25
Figura 4 - Partes de um neurônio e direção do impulso nervoso (potencial de ação)
..................................................................................................................................26
Figura 5 - Processo de formação da fibra muscular..................................................26
Figura 6 - Estrutura de um musculo esquelético .......................................................27
Figura 7 - Membrana Plasmatica ..............................................................................28
Figura 8 - Os principais tipos de transporte de substâncias através da membrana
plasmática. ................................................................................................................29
Figura 9 - Potencial de repouso ................................................................................31
Figura 10 - Bomba de Na+/K+ ATPase.....................................................................32
Figura 11 - Potencial de despolarização ...................................................................32
Figura 12 - Potencial de membrana ..........................................................................33
Figura 13 - Unidades motoras...................................................................................39
Figura 14 - Potencial de ação da unidade motora.....................................................40
Figura 15 - Condução por volume de PAFMs ...........................................................42
Figura 16 - PAFM das linhas de observação.............................................................44
Figura 17 PAFM como um sistema trifásico..............................................................46
Figura 18 - Registro difásico de um potencial de ação..............................................47
Figura 19 - Registro trifásico definido por amplitude, duração e tempo de subida....48
Figura 20 - Eletrodo de superfície circular típico .......................................................50
Figura 21 - Interface entre a pele e o eletrodo ..........................................................51
Figura 22 - Circuito equivalente de um eletrodo........................................................51
Figura 23 - Efeito da distância entre eletrodos sobre PAFM em configuração bipolar
..................................................................................................................................53
Figura 24 - Relação da distância entre eletrodos, o espaçamento dos dipolos e o
comprimento de onda do PAFM................................................................................54
Figura 25 - AmpOp com encapsulamento DIP8........................................................55
Figura 26 - AmpOp somador simples de duas entradas ...........................................56
Figura 27 - Propriedade do CMRR de um AmpOp....................................................58
Figura 28 - AmpOp básico formado por duas unidades somadoras .........................59

Figura 29 - Circuito com dois resistores em série .....................................................59
Figura 30 - Circuito esquemático das impedâncias do AmpOp.................................60
Figura 31 - Representação do Rise-time e overshoot...............................................62
Figura 32 - Sistema sem aterramento de segurança ................................................64
Figura 33 - Sistema com aterramento de segurança ................................................65
Figura 34 - Loop de terra em equipamento conectado em tomadas diferentes ........66
Figura 35 - Loop de terra em equipamento conectado em tomadas diferentes ........67
Figura 36 - Interferência na alimentação elétrica através do acoplamento capacitivo
entre a linha de força e os cabos do equipamento....................................................67
Figura 37 - Interferência na linha de força através do acoplamento capacitivo entre a
linha de força e o corpo humano...............................................................................69
Figura 38 - Fonte de tensão para circuito EMG.........................................................70
Figura 39 - Placa protoboard de 830 furos................................................................71
Figura 40 - Circuito de EMG......................................................................................72
Figura 41 - Pinagem do INA106................................................................................72
Figura 42 - Pinagem do INA072................................................................................73
Figura 43 - Sinal corrente contínua, meia onda e onda completa .............................74
Figura 44 - SIGNAL CONDITIONING - Smoothing + Amplification...........................74
Figura 45 - Eletrodo utilizado para registrar a atividade muscular.............................76
Figura 46 - Regiões do antebraço onde foram posicionados os eletrodos................76
Figura 47 - Cabo garra de jacaré. .............................................................................77
Figura 48 - Arduíno UNO ..........................................................................................77
Figura 49 - Código base de verificação do sinal EMG ..............................................78
Figura 50 – Gráfico do sinal EMG músculo em repouso ...........................................79
Figura 51 - micro servo motor SG90 .........................................................................81
Figura 52 - 4 Pilhas AA de 1,5 volts ..........................................................................81
Figura 53 - Imagem digital do protótipo em 3d..........................................................82
Figura 54 - Protótipo impresso em impressão 3d......................................................82
Figura 55 - Montagem protótipo em 3d com motor ...................................................83
Figura 56 - Projeto pronto para o funcionamento......................................................84
Figura 57 – Funcionamento da análise .....................................................................85
Figura 58 - Código e análise do músculo em repouso ..............................................86
Figura 59 - movimento do dedo indicacor .................................................................86
Figura 60 - Código e análise do movimento do músculo...........................................87

LISTA DE TABELAS
Tabela 1 - Efeitos do choque elétrico em pessoas adultas, jovens e sadias.............66
Tabela 2 - Relação tensão Arduno e EMG................................................................80

LISTA DE ABREVIATURAS E SIGLAS
A/D Analógico-digital TDF Transformada discreta de Fourier
ADP Difosfato de adenosina TF Transformada de Fourier
AmpOp Amplificador operacional TTL Lógica transistor-transistor
ASM Amplitude de spike média UM Unidade motora
ATP Trifosfato de adenosina VCFM Velocidade de condução da fibra muscular
bit Dígito binário VCVS Estrutura de fonte de tensão controlada por tensão
BW Largura de faixa vmr Valor médio retificado
CA Corrente alternada
CC Corrente contínua
CI Circuito integrado
CMRR Razão de rejeição de modo comum
D/A Digital-analógico
ddp Diferença de Potencial
DEP Função de densidade espectral de potência
DIP Encapsulamentos em linha dupla
ECG Eletrocardiograma
EMG Eletromiografia
EMGs Eletromiografia de superfície
EQ Erro de quantização
FCC Função de correlação cruzada
fem Força eletromotriz
FFT Transformada rápida de Fourier
FPM Frequência de potência média
FPMd Frequência de potência mediana
FSM Frequência de spike média
IBGE Instituto Brasileiro de Geografia e Estatística
INA Amplificador de Instrumentação
ISEK Sociedade Internacional de Eletrofisiologia e Cinesiologia
MFB Estrutura de realimentação múltipla
ms Valor quadrático médio
mse Erro quadrático médio
PA Passa-Altas
PAFM Potencial de ação da fibra muscular
PAMC Potencial de ação composto
PAUM Potencial de ação da unidade motora
PB Passa-Baixas
PF Passa-Faixas
PT Potência Total
RF Rejeita-Faixas
rms Valor médio quadrático
RSR Relação sinal-ruído
RV Razão entre variâncias
SI Sistema internacional de Unidades
SIHSUS Sistema de Informações Hospitalares do Sistema Único de Saúde
SR Slew-rate
TA Taxa de atenuação

LISTA DE SIMBOLOS
Símbolo Descrição
A Ampère
A área
Ag-AgCl Prata-cloreto de prata
C capacitância
C coulomb
Ca Cálcio
Cl Cloro
cm centímetro
dB Decibéis
E Campo elétrico
F Farad
F Força
f Frequência
fc Frequência de corte
G Ganho
GND Nível zero de tensão
Hz Hertz
i corrente elétrica
I corrente elétrica
J Densidade de corrente
J Joule
k Constante adimensional dielétrica
k Constante de proporcionalidade
K Potássio
kg quilograma
l Comprimento
m metro
ms milisegundo
mV milivolt
N Newton
Na Sódio
P Potência
Pr Amplitude do ripple
q Carga elétrica
Q Carga elétrica
r Distância radial
R Resistência
s segundo
T Tempo
U Potencial Elétrico
V volt
VAC Tensão de alimentação em corrente alternada
VCC Tensão de alimentação em corrente contínua
Vp Tensão de pico
Vpp Tensão de pico a pico
Vref Tensão de referencia
W Trabalho
W watt
Xc Reatância capacitiva
Z Impedância
ε Força eletromotriz
ε Permissividade elétrica
λ Comprimento de onda
µm micrometro
µV microvolt
ρ Resistividade elétrica

σ Condutividade elétrica
σ Desvio padrão
τ Constante de tempo em circuito RC
ϕ Ângulo de fase
Ω Ohm
ω Velocidade angular

SUMÁRIO
1. INTRODUÇÃO....................................................................................................17
1.1. OBJETIVO GERAL ....................................................................................18
1.2. OBJETIVOS ESPECÍFICOS ......................................................................18
1.3. JUSTIFICATIVA .........................................................................................19
1.4. METODOLOGIA.........................................................................................21
1.5. ORGANIZAÇÃO DO TRABALHO..............................................................21
2. EMBASAMENTO TEÓRICO...............................................................................23
2.1. ANATOMIA E FISIOLOGIA........................................................................23
2.1.1 Anatomia ..............................................................................................23
2.1.2 Fisiologia..............................................................................................25
2.1.3 Proteínas das Membranas ..................................................................27
2.1.4 Potencial de Repouso .........................................................................30
2.1.5 Potencial de Ação................................................................................32
2.1.6 Velocidade de Condução ....................................................................35
2.1.7 Unidade Motora....................................................................................37
2.2. BIOELETRICIDADE ...................................................................................40
2.2.1 Potenciais Conduzidos por Meio de Um Volume..............................41
2.2.2 Representação Trifásica do Potencial de Ação da Fibra Muscular.45
2.3. INSTRUMENTAÇÃO..................................................................................48
2.3.1 Eletrodo ................................................................................................49
2.3.2 Amplificador Operacional ...................................................................55
2.3.3 Segurança ............................................................................................63
3. DESENVOLVIMENTO ........................................................................................70
3.1. CIRCUITO DE SINAL EMG........................................................................70
3.1.1 Fonte De Tensão para Circuito EMG..................................................70
3.1.2 Montagem do Circuito EMG................................................................70
3.1.3 Componentes e aplicação ..................................................................71
3.1.3.1. Amplificador.........................................................................................72
3.1.3.2. Amplificação e Filtragem ....................................................................73
3.1.3.3. Suavizar Sinal Amplificação e Filtragem ...........................................74
3.2. TRANSDUÇÃO DO SINAL ........................................................................75
3.2.1 Eletrodo ................................................................................................75
3.2.2 Arranjo dos Eletrodos.........................................................................76

3.2.3 Cabos....................................................................................................76
3.3. ARDUINO UNO ..........................................................................................77
3.3.1 Verificação do Sinal EMG ...................................................................78
3.4. MICRO SERVO MOTOR SG90 ..................................................................80
3.4.1 Alimentação do micro servo motor....................................................81
3.5. PROTÓTIPO EM IMPRESSÃO 3D.............................................................81
3.5.1 Montagem do protótipo do dedo indicador.......................................82
4. APLICAÇÃO DISCUSSÃO DOS RESULTADOS OBTIDOS .............................84
4.1. DIFICULDADES ENCONTRADAS.............................................................87
4.2. MELHORIAS PARA FUTUROS PROJETOS.............................................88
5. CONCLUSÃO .....................................................................................................89
REFERÊNCIAS.........................................................................................................90
APENDICE A – Código de controle do Servo motor ............................................96
APENDICE B – Código do circuito EMG................................................................97
APENDICE C – Investimentos ao longo do desenvolvimento do trabalho ........98

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1. INTRODUÇÃO
De acordo com as observações de Kame e Gabriel (Kamen & Gabriel, 2015,
p. ix), a Eletromiografia (EMG) desempenha um papel multifacetado em diversas
áreas, com aplicações que se estendem a análises clínicas de biofeedback,
engenharia biomédica, biomecânica, diagnóstico neuromuscular, e outras disciplinas.
Uma variedade de profissionais, incluindo engenheiros, médicos, fisioterapeutas,
cinesiologistas e ergonomistas, faz uso significativo dessa tecnologia.
Neste contexto, os biosinais produzidos pelo corpo humano podem ser
processados e aproveitados para o desenvolvimento de sistemas que visam auxiliar
em diversas tarefas e funções.
Os sinais eletromiográficos (EMG) são basicamente registros elétricos que
mostram como as células musculares geram eletricidade quando os músculos se
contraem. (Basmajian & De Luca, 1985). A eletromiografia é amplamente usada na
área da saúde para identificar como os músculos e os nervos que os controlam estão
funcionando. Essa técnica também é aplicada para examinar fatores fisiológicos como
cansaço/fadiga muscular, velocidade de transmissão dos sinais elétricos, análise da
marcha, pesquisas sobre lesões e controle de próteses, entre outras aplicações.
(COSTA PININGA, 2017).
Segundo as observações de Kame e Gabriel (Kamen & Gabriel, 2015, p. ix),
há uma crescente ao longo da história, a pesquisa e as aplicações que dependem dos
sinais gerados pelo corpo humano. Os primeiros registros de eletrização dos corpos
remontam ao século XVIII, quando o cientista italiano Luigi Galvani fez a descoberta
da "eletricidade animal". Foi observado que os músculos de sapos contraíam quando
expostos a uma fonte de eletricidade estática. No entanto, essa descoberta inicial
permaneceu sub-explorada até o advento de tecnologias mais avançadas.
Apesar da lacuna de anos desde os experimentos de Galvani, a EMG
encontrou uma ampla variedade de aplicações ao longo do tempo. Sendo “apenas um
punhado de artigos de pesquisa utilizando técnicas de EMG foi publicada no início dos
anos 1950. Hoje, mais de 2500 publicações de pesquisas surgem a cada ano” (Kamen
& Gabriel, 2015, p. ix).

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‘
Apesar do constante crescimento deste campo de pesquisa, é importante
notar que a interpretação dos sinais de EMG permanece um tópico em constante
evolução e discussão (Kamen & Gabriel, 2015).
1.1. OBJETIVO GERAL
O objetivo desse projeto tem como propósito aprofundar o conhecimento
sobre as bases fisiológicas e biofísicas da eletromiografia, com o intuito de aplicá-las
no desenvolvimento de um protótipo de prótese biomecânica artificial. Isso será
realizado por meio da utilização de técnicas de instrumentação para a captação e
análise dos sinais de eletromiografia.
1.2. OBJETIVOS ESPECÍFICOS
Para alcançar o objetivo geral estabelecido, utilizaremos objetivos específicos
que guiarão o trabalho em direção à conclusão bem-sucedida do objetivo geral do
projeto, serão seguidas as seguintes diretrizes específicas:
1. • Identificar os fundamentos fisiológicos subjacentes aos sinais de
Eletromiografia (EMG);
2. • Analisar a anatomia do corpo humano, com foco no sistema nervoso e
na geração do potencial de ação muscular;
3. • Explorar os princípios biofísicos essenciais relacionados à carga elétrica
na gravação de potenciais de ação muscular;
4. • Definir a função dos eletrodos na detecção de diferenças de potencial
elétrico na musculatura;
5. • Estabelecer um modelo de instrumentação adequado para a
amostragem de sinais de EMG;
6. • Desenvolver um método de processamento e filtragem dos sinais de
EMG, identificando as posições apropriadas para a extração desses sinais;
7. • Implementar técnicas de detecção e filtragem para remover
interferências de ruído nos sinais de EMG;
8. • Avaliar a intensidade dos sinais de EMG em resposta aos movimentos
realizados nos músculos.

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‘
9. • Desenvolver um sistema com Arduino capaz de interpretar os sinais de
EMG processados e indicar os movimentos executados pelos dedos.
10.• Construir um protótipo de dedo indicador em impressora 3d para imitar
o movimento de um dedo humano.
11.• Adaptar o micro servo motor ao protótipo de prótese do dedo indicador
sem restringir movimentos.
12.• Sincronizar o movimento do micro servo motor com o sinal de EMG
obtido.
13.• Refinar os movimentos do protótipo.
1.3. JUSTIFICATIVA
Conforme o Censo 2022 “população com deficiência no Brasil foi estimada em
18,6 milhões de pessoas de 2 anos ou mais, o que corresponde a 8,9% da população
dessa faixa etária. O indicativo faz parte da Pesquisa Nacional por Amostra de
Domicílios (PNAD): Pessoas com Deficiência 2022,” (MDHC,2023, p).
As amputações de “De acordo com especialistas, mais da metade dos casos
acontecem com quem tem doenças como diabetes, pressão alta e insuficiência renal
crônica. Pacientes que fumam, têm idade avançada ou casos na família também têm
mais chance de agravar esses quadros.” (Jornal Hoje, 2022).
A pandemia de covid-19, exigiu que muitos recursos da saúde fossem
realocados priorizando o combate da pandemia ocasionando no adiamento de
consultas e tratamentos de pacientes não possibilitando uma maior prevenção da
amputação, ao mesmo tempo que pessoas com doenças arteriais previas como o
diabetes ao contato com o SARS-CoV-2, tinham agravamento nos quadros
tromboembólico (formação de coágulos) acarretando a necessidade de amputações
(Jornal Hoje, 2022).
Segundo o SBACV “Mais de 282 mil cirurgias de amputação de membros
inferiores (pernas ou pés) foram realizadas no Sistema Único de Saúde (SUS) entre
janeiro de 2012 e maio de 2023. É o que mostra levantamento produzido pela
Sociedade Brasileira de Angiologia e de Cirurgia Vascular (SBACV). Ao analisar a
série histórica, percebe-se o aumento desses procedimentos por todo o País. Há
estados onde o volume de amputações aumentou mais do que 200% entre 2012 e
2013. Só em 2022, no País, os registros alcançaram a marca de 31.190

20
‘
procedimentos realizados, o que significa que – a cada dia – pelo menos 85 brasileiros
tiveram seus pés ou pernas amputadas na rede pública de saúde” (SBACV, 2023).
Pessoas com deficiência tem uma dificuldade maior para serem inseridas nas
escolas e mercado de trabalho em relação ao restante da população “Enquanto 93,9%
das crianças sem deficiências de 6 a 14 anos frequentam o ensino fundamental, essa
taxa é de 89,3% entre as crianças com deficiência na mesma faixa etária. O número
fica menor entre pessoas mais velha: 71,3% das pessoas com deficiência entre 11 e
14 anos frequentam o ensino fundamental, contra 86,1% das pessoas sem deficiência.
Já no ensino médio, a taxa de frequência é de 54,4% entre as pessoas com deficiência
de 15 a 17 anos, contra 70,3% das pessoas sem deficiência. No ensino superior, na
faixa entre 18 e 24 anos de idade, a frequência é de, respectivamente, 14,3% e 25,5%.
No mercado de trabalho, o acesso é ainda menor, segundo o IBGE. O nível de
ocupação é de 26,6% entre as pessoas com deficiência, contra 60,7% entre a
população brasileira total”. (Miato, 2023).
A adoção de próteses robóticas oferece a possibilidade de melhorar
significativamente a qualidade de vida. Um estudo recente, publicado na revista
Nature, demonstrou que oito indivíduos com paraplegia devido a lesões medulares
crônicas, alcançaram uma notável recuperação parcial das sensações e do controle
muscular em seus membros inferiores após passarem por um extenso treinamento de
12 meses. Esse treinamento envolveu o uso de dispositivos robóticos controlados pelo
cérebro. Os resultados destacam a promissora capacidade da tecnologia robótica em
proporcionar melhorias significativas na vida das pessoas com lesões medulares
(Donati, Ana et al., 2016, p.1).
Conforme afirmado por Nicolelis (2016, Estadão), sobre pesquisa utilizando
dispositivos robóticos em paraplégicos “Depois de um ano, as sensações e o controle
muscular de quatro dos pacientes foram modificadas de maneira tão considerável que
os médicos mudaram seus diagnósticos de paralisia completa para paralisia parcial,
segundo o artigo. A maior parte dos pacientes apresentou melhora no controle da
bexiga e nas funções dos intestinos, reduzindo sua dependência de laxantes e
catéteres, [...] essas mudanças reduzem o risco de infecções que são altos entre
pacientes com paralisia crônica”.

21
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1.4. METODOLOGIA
Nesta pesquisa, buscamos aplicar de forma prática os conhecimentos
abrangentes adquiridos no campo da eletromiografia. Esses conhecimentos serão
integralmente incorporados no desenvolvimento de um projeto físico com aplicação
concreta.
“A variável quantitativa é determinada em relação aos dados ou à proporção
numérica, mas a atribuição numérica não deve ser feita ao acaso, porque a variação
de uma propriedade não é quantificada cientificamente” (FACHIN, 2006, p. 78).
Portanto, a abordagem adotada para a pesquisa será predominantemente
quantitativa, uma vez que o sinal eletromiográfico resultante da atividade muscular
pode ser quantificado numericamente, de acordo com as técnicas de análise de EMG.
Uma boa definição de pesquisa explicativa, indicada por Gil (2008, p. 28), “são
aquelas que têm como preocupação central identificar os fatores que determinam ou
que contribuem para a ocorrência dos fenômenos”. Dessa maneira, esta pesquisa se
insere igualmente no âmbito da pesquisa explicativa, pois visa identificar os
fenômenos fisiológicos e bioelétricos e elucidá-los, fundamentando-se em suas
origens e manifestações, por meio da análise das propriedades do sinal EMG gerado
na prática.
Por apresentar característica de método experimental “aquele em que as
variáveis são manipuladas de maneira preestabelecida e seus efeitos suficientemente
controlados e conhecidos pelo pesquisador para observação do estudo” (FACHIN,
2006, p.43). Dessa forma, a pesquisa adota uma abordagem experimental, em que a
manipulação das variáveis independentes, representadas pelos sinais EMG
processados, resulta na geração de movimentos nas variáveis dependentes,
exemplificadas pela prótese artificial.
1.5. ORGANIZAÇÃO DO TRABALHO
Este trabalho seguirá um método organizacional que consiste na subdivisão
das etapas em capítulos distintos.
O capítulo 2, será o “Embasamento Teórico”, nele serão apresentados os
fundamentos teóricos resultantes das pesquisas realizadas. Este capítulo será
dividido em quatro seções:

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‘
• Anatomia e Fisiologia: Abordará o funcionamento do sistema muscular,
suas propriedades e relevância para o projeto.
• Bioeletricidade: Explorará as propriedades da eletricidade e sua relação
com o movimento muscular.
• Instrumentação: Detalhará o desenvolvimento dos métodos de captação
do sinal por meio de circuitos elétricos e seus componentes.
• Processamento: Descreverá a maneira pela qual o sinal será
processado para análise.
Capítulo 3: Desenvolvimento do Projeto - O terceiro capítulo relatará o
progresso e os resultados práticos obtidos durante a execução do projeto, bem como
quaisquer observações relevantes fundamentadas no embasamento teórico.
Capítulo 4: Conclusões - O último capítulo apresentará as conclusões
alcançadas ao longo da análise e desenvolvimento, consolidando as principais
descobertas e insights decorrentes deste trabalho.

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2. EMBASAMENTO TEÓRICO
2.1. ANATOMIA E FISIOLOGIA
Ambas são duas áreas das ciências biológicas, a primeira, anatomia estuda
as estruturas e como elas estão conectadas entre si, a segunda, fisiologia estuda
como as partes funcionam. (Tortora & Derrickson, 2016, p. 28).
Uma analogia para ficar mais claro, seria imaginar que o corpo humano é
similar a um carro, a anatomia seria como desmontar o carro e observar todas as
peças individuais, como o motor, as rodas, os bancos e os fios. É como aprender
sobre as partes e como elas estão conectadas, a fisiologia seria como entender como
o carro funciona quando todas essas peças estão juntas. É como aprender como o
motor transforma a gasolina em energia para fazer o carro se mover, como as rodas
giram quando você pisa no acelerador e como os bancos fornecem conforto para os
passageiros, de tal forma que um complementa o outro.
Para Oliveira, Oliveira et al (2012, p. 1), “A eletromiografia (EMG) é o estudo
da função muscular por meio da averiguação do sinal elétrico que emana do músculo,
sendo também, o estudo da atividade da unidade motora”.
Mesmo que os cientistas vejam o sinal EMG como um tipo de eletricidade que
pode ser estudada com computadores, ele realmente começa dentro dos nossos
músculos. Isso significa que a forma como nossos músculos são feitos e como
funcionam, é muito importante quando estamos tentando entender e usar o sinal EMG
(Kamen & Gabriel, 2015, p. 2).
2.1.1 Anatomia
Segundo Tortora e Derrickson (2016), cada músculo que temos no nosso
corpo é como um órgão próprio. E dentro desses músculos, existem milhares de
células longas chamadas fibras musculares ou células musculares (figura 1).

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‘
Figura 1 - Estrutura de um musculo esquelético
Fonte: (Pedrohms, 2010)
Conforme indicado por Kamen e David (2015, p. 2), o registro e interpretação
adequados dos sinais de eletromiografia (EMG) exigem consideração das
características anatômicas, como variações no comprimento, compartimentação e
composição das fibras musculares, que podem afetar significativamente o sinal EMG.
Essas características diferem entre músculos e indivíduos.
O comprimento das fibras musculares varia, estendendo-se do tendão
proximal ao tendão distal do músculo (Figura 2). Essas variações no comprimento
podem resultar em diferenças nos potenciais de ação de uma fibra muscular, e a
posição dos eletrodos na parte proximal ou distal do músculo captará os potenciais de
ação das fibras localizadas entre esses eletrodos (Kamen & Gabriel, 2015, p. 2).
Figura 2 - Representação esquemática no plano coronal da transição entre o tendão
e o músculo
Fonte: Mskrad, https://www.mskrad.com.br/musculo-2, 2023.
Pode haver variação nas características das fibras musculares, dependendo
da profundidade no músculo. Essa variação aponta que quanto mais profundo, maior

25
‘
a concentração de fibras menores, de contração lenta, enquanto na superfície, é
encontrada uma maior concentração de fibras maiores, de contração rápida. Acredita-
se que essa diferença nos tipos de fibras esteja relacionada ao acesso diferenciado
ao suprimento de sangue, que é maior para as fibras de contração lenta localizadas
mais profundamente (Kamen & Gabriel, 2015, p. 2).
Outro fator crucial na interpretação do sinal EMG é a compartimentação
muscular, relacionada à anatomia muscular em uma escala macroscópica. Muitos
músculos possuem compartimentação, com cada compartimento desempenhando
funções específicas dentro da função global do músculo (Figura 3 - Estrutura da
unidade motora). Grupos de neurônios motores podem inervar esses compartimentos
de maneira particular ou até múltiplos compartimentos. Na interpretação do sinal de
eletromiografia (EMG), é crucial verificar se o registro capturado reflete o movimento
total do músculo ou se representa apenas o sinal de um compartimento do músculo.
(apud KAMEN; GABRIEL, 2015, p. 3).
Figura 3 - Estrutura da unidade motora
Fonte: (2019; OTA TAKAHASHI, 2006)
2.1.2 Fisiologia
Os neurônios e as fibras musculares são células excitáveis devido à sua
capacidade de manifestar excitabilidade elétrica, respondendo a estímulos
específicos por meio da produção de sinais elétricos, conhecidos como potenciais de
ação ou impulso nervoso (Tortora & Derrickson, 2016, p. 223), descrito na figura 4 .

26
‘
Figura 4 - Partes de um neurônio e direção do impulso nervoso (potencial de ação)
Fonte: Neuropod, https://neuropod.com.br/2020/11/22/se-pudesse-ouvir-um-neuronio-o-que-ele-diria/
(2023)
As fibras musculares desempenham um papel fundamental nos músculos
esqueléticos, constituindo seus principais componentes. Possuindo um diâmetro que
varia de 10 a 100µm em sua fase madura e um comprimento médio de
aproximadamente 10cm, podendo atingir até 30cm em certas situações. Elas se
originam durante o desenvolvimento embrionário, resultando da fusão de numerosas
células mesodérmicas chamadas mioblastos e apresentam múltiplos núcleos
(conforme ilustrado na figura 5). Após esse processo de fusão, perdem a capacidade
de se dividir e, devido ao seu desenvolvimento anterior ao nascimento, persistem ao
longo de toda a vida (Tortora & Derrickson, 2016, p. 425).
Figura 5 - Processo de formação da fibra muscular
Fonte: Planetabiologia, https://planetabiologia.com/tecido-muscular/.
Os núcleos das fibras musculares esqueléticas estão situados logo abaixo do
sarcolema, a membrana plasmática dessas células musculares. No sarcolema,
existem inúmeros túbulos transversos (T), funcionando como canais que se estendem
da superfície até o centro da fibra muscular. Eles se abrem para o exterior da fibra,
preenchendo-se com líquido intersticial. Esse sistema permite que os potenciais de

27
‘
ação musculares percorram o sarcolema e os túbulos T, espalhando-se rapidamente
pela fibra muscular. Como resultado, o potencial de ação é propagado praticamente
de forma instantânea por todas as partes da fibra. O sarcoplasma, citoplasma da fibra
muscular, envolve pequenos filamentos chamados miofibrilas, cercados por um
sistema de sacos membranosos cheios de líquido, conhecidos como retículo
sarcoplasmático. Os túbulos T atuam como elementos cruciais na transmissão
profunda do potencial de ação pelas miofibrilas para ativar diferentes partes da fibra
muscular (vide figura 6) (Tortora & Derrickson, 2016, p. 425).
Figura 6 - Estrutura de um musculo esquelético
Fonte: Leandro Mattos, https://anatomia-papel-e-caneta.com/sistema-muscular/
(02/08/2023)
2.1.3 Proteínas das Membranas
Os pesquisadores Pease, Lew e Johnson (2008, p. 32), notaram que as
células são revestidas por membranas semipermeáveis que restringem a difusão
(movimento de partículas ou moléculas de áreas de maior concentração para áreas
de menor concentração, buscando um equilíbrio) de certas substâncias essenciais.
Portanto, é necessário um mecanismo que permita esse transporte. Isso é alcançado
por meio de uma combinação especial de moléculas proteicas adaptadas à
membrana. Embora as proteínas sejam componentes vitais da membrana, os estudos
sobre sua estrutura e organização são relativamente recentes. As proteínas das
membranas são classificadas como extrínsecas, as quais estão ligadas à superfície

28
‘
da membrana e intrínsecas, que residem no interior e atravessam de um lado a outro
da membrana. (figura 7).
Figura 7 - Membrana Plasmatica
Fonte: Vanessa Sardinha dos Santos,
https://mundoeducacao.uol.com.br/biologia/membrana-plasmatica.htm
Na membrana celular, existem canais, poros ou bombas de proteínas que
atuam como passagens para transportar íons a favor ou contra um gradiente de
concentrações (gradiente é a diferença de concentração de substâncias entre dois
meios). Esses canais podem ser abertos ou fechados e são altamente seletivos em
relação às substâncias transportadas. Quando o transporte ativo ocorre contra o
gradiente iônico, ele exige um gasto energético adicional, ao passo que o transporte
passivo, a favor do gradiente, utiliza a energia armazenada no próprio gradiente para
a difusão facilitada. Existem mecanismos para controlar a abertura ou fechamento dos
canais de passagem, sendo que proteínas vitais/essenciais para a transmissão de
sinais ao longo dos axônios são reguladas por forças elétricas (tensão). Uma das
funções primordiais das proteínas da membrana é manter as concentrações
intracelulares de íons sódio (Na+) mais baixas do que as concentrações do ambiente
externo, enquanto mantêm as concentrações de íons potássio (K+) mais altas que no
ambiente externo. Durante a condução dos sinais ao longo do axônio, ocorrem fluxos
iônicos intensos e temporários através da membrana. Devido à impermeabilidade das
membranas aos íons polares (íons que possuem uma distribuição desigual de cargas,

29
‘
resultando em uma carga positiva em uma extremidade e uma carga negativa na
outra), essa homeostasia (equilíbrio interno das concentrações de íons) é alcançada
pelo transporte ativo dos cátions Na+ (íons de sódio) e K+ (íons de potássio) através
da membrana durante a polarização do potencial da membrana (quando há uma
diferença de carga elétrica entre o interior e o exterior da célula) e pela difusão
facilitada durante a despolarização (quando essa diferença de carga diminui). Isso
resulta em um componente interno da célula carregado positivamente (uma carga
elétrica positiva no interior da célula), o que impede a difusão passiva dos cátions
(íons com uma carga positiva) como Na+ (íon de sódio), K+ (íon de potássio) ou íon de
cálcio (Ca2+) de volta através da membrana em resposta aos gradientes de
concentração transmembrana (diferenças nas concentrações de íons entre o interior
e o exterior da célula), após serem estabelecidos pelo transporte ativo dos íons. Esse
processo é influenciado pela equação de Nernst, que descreve como os gradientes
de concentração afetam o potencial elétrico da membrana. (figura 8). A diferença nas
concentrações de íons através da membrana cria um potencial elétrico na membrana
celular. Esse potencial elétrico é determinado com base na equação de Nernst e
contribui para o potencial elétrico total da membrana. Como resultado, a membrana
possui um potencial elétrico constante que pode ser utilizado de forma operacional,
incluindo na transmissão de sinais. (PEASE; LEW e JOHNSON, 2008, p. 32).
Figura 8 - Os principais tipos de transporte de substâncias através da membrana
plasmática.
Fonte: COSTA, S.O.P. (coord.) - Genética Molecular e de Microorganismos. São Paulo, Manole, 1987

30
‘
De acordo com Pease, Lew e Johnson (2008, p. 33), se a estrutura proteica
gerar um vazio físico na membrana, o esforço necessário para transportar íons através
dela é reduzido. Permitindo que os íons se difundam para o interior da cavidade,
encurtando a distância que precisam percorrer durante o transporte.
2.1.4 Potencial de Repouso
Em situações de repouso, a membrana celular apresenta uma diferença de
carga elétrica de -70mV entre o interior e o exterior. Esse desequilíbrio ocorre devido
a processos ativos e passivos. Os ânions proteicos carregados negativamente não
conseguem atravessar a membrana devido ao seu tamanho ou à sua ligação à
estrutura da membrana, resultando em uma carga negativa permanente no interior da
célula Esse desequilíbrio atrai os cátions. As concentrações variadas de íons, como
sódio (Na+), potássio (K+), cloreto (Cl-) e outros ânions, criam um gradiente de tensão
que é fundamental para o funcionamento celular (KAMEN; GABRIEL, 2015, p. 5).
Embora a membrana celular atue como uma barreira para a maioria dos íons,
alguns canais específicos permitem a passagem passiva de íons através deles. Essa
permeabilidade é especialmente muito alta para os íons de potássio (K+), um pouco
menos alta para os íons de cloreto (Cl-) e menor ainda para sódio (Na+), esta relação
fica K+>Cl->Na2+ . Devido à sua natureza, o íon K+ é capaz de difundir-se de maneira
mais eficaz para o interior da célula. Sua carga positiva o atrai em direção aos ânions
carregados negativamente presentes no interior da célula, resultando em um aumento
de sua concentração dentro da célula. À medida que a concentração de íons de
potássio (K+) aumenta no interior da célula, sua entrada é progressivamente impedida
pela crescente pressão osmótica (pressão que os íons exercem sobre a membrana
celular devido ao gradiente de concentração), desses íons através da membrana. Isso
ocorre até que a atração elétrica do potássio para dentro da célula equilibre a força
gerada pelo gradiente de concentração que o repele. Nesse ponto, é atingido o
equilíbrio do potássio (K+), o que resulta em uma tensão na membrana de -90mV.
Simultaneamente, o equilíbrio do sódio (Na+) é alcançado em +60mV e de -70mV para
o íon cloreto (Cl-). Um problema ocorre devido ao aumento da carga positiva de íons
de potássio (K+) no interior da célula. Isso gera uma atração elétrica para íons de
cloreto (Cl-) ao mesmo tempo em que dificulta ainda mais a entrada de íons de sódio
(Na+) (PEASE; LEW e JOHNSON, 2008, p. 33).

31
‘
Em condições de repouso, a concentração de sódio (Na+) é maior no exterior
da membrana e menor no interior da fibra muscular. Por outro lado, a concentração
de potássio (K+) é mais baixa no exterior da membrana e maior no interior da fibra
(figura 9). As fibras musculares de contração lenta apresentam um potencial de
repouso mais positivo, devido à sua maior permeabilidade ao íon sódio (Na+) e a uma
atividade intracelular mais acentuada desse íon em comparação com as fibras
musculares de contração rápida. (KAMEN; GABRIEL, 2015, p. 5).
Figura 9 - Potencial de repouso
Fonte: Adaptado de Robert Bear e David Rintoul, Ion channel activity at rest, during depolarization
and and hyperpolarization, https://www.lecturio.com/pt/concepts/potencial-de-membrana/
A manutenção do potencial de membrana no axônio é efetuada pela ação da
bomba de Na+/K+ ATPase. Essa proteína se conecta ao interior da membrana,
ligando-se a três íons de Na+ intracelulares e a uma molécula de trifosfato de
adenosina (ATP). A energia necessária para a configuração da proteína é fornecida
pela hidrólise do ATP em difosfato de adenosina (ADP). Após isso, em contato com o
espaço extracelular, os três íons de Na+ são expulsos. O ADP é liberado quando a
configuração externa da proteína se conecta a dois íons de K+ presentes no espaço
extracelular, revertendo a proteína ao seu estado original. Isso faz com que os íons
de K+ sejam expostos ao espaço intracelular e liberados. Essa série de reações,
envolvendo apenas uma única proteína da membrana, desempenha um papel crucial
no transporte ativo dos dois principais cátions envolvidos na condução dos sinais
axonais. (figura 10) (PEASE; LEW e JOHNSON, 2008, p. 34).

32
‘
Figura 10 - Bomba de Na+/K+ ATPase
2.1.5 Potencial de Ação
As fibras musculares são tecidos excitáveis e, quando sofrem uma
despolarização de cerca de 10mV ou mais, geram uma resposta denominada
potencial de ação da fibra muscular (PAFM) (Figura 11). Esse potencial é
desencadeado na junção neuromuscular e se propaga ao longo da fibra muscular em
ambas as direções a partir da junção. Na primeira etapa do PAFM, a permeabilidade
do Na+ é aumentada, permitindo que o íon se desloque para o interior da célula,
alterando temporariamente a polaridade celular para cerca de +10mV. Conforme a
permeabilidade do Na+ aumenta, o mesmo fenômeno ocorre com a permeabilidade do
K+. O fluxo de K+ resulta no retorno do potencial da membrana ao estado de repouso
(figura 12) (KAMEN; GABRIEL, 2015, p. 5).
Figura 11 - Potencial de despolarização

33
‘
Figura 12 - Potencial de membrana
Fonte: Kamen e Gabriel (2015)
A energia da membrana polarizada em repouso é armazenada sob a forma
de seu gradiente de tensão, da mesma forma que seus gradientes de concentrações
de Na+ e K+ através da membrana. Com a entrada repentina de íons de Na+ na
membrana, essa energia armazenada é convertida em um campo elétrico ativo, ou
seja, um potencial de ação. A condução nervosa é o processo de propagação do
potencial de ação ao longo de todo o comprimento do axônio. Esse fenômeno ocorre
devido à atração dos íons de Na+ presentes no meio extracelular para dentro do
axônio. Essa atração é gerada pela carga negativa interna da membrana durante o
seu estado de repouso, juntamente com a baixa concentração de Na+ no interior da
célula. Porém, a membrana celular impede ativamente o fluxo de íons de sódio (Na+)
para o seu interior. Como citado anterior mente, a membrana possui canais proteicos
que normalmente são condutores de íons de Na+, esses canais permanecem
fechados durante o estado de repouso da membrana. A abertura desses canais é
desencadeada por mudanças na conformação das proteínas, ativadas por
determinadas mudanças locais de tensão. Nos axônios, os canais de íons de sódio se
abrem quando um campo elétrico é aplicado, resultando em uma queda na tensão da
membrana para aproximadamente -55mV, uma mudança de cerca de 15mV,
desencadeada pela aplicação do campo elétrico. Os canais permanecem fechados

34
‘
quando submetidos a estímulos mais brandos devido à estabilização do potencial de
repouso, que é alcançada pela saída contínua de íons de potássio (K+). Esta
estabilização impede a abertura dos canais em resposta a estímulos menos intensos,
uma vez que o equilíbrio do potencial de repouso é mantido pela corrente de saída
dos íons de potássio (K+). Ao ocorre um estímulo elétrico relevante, isso afeta
eletricamente a proteína do canal, resultando na mudança de sua estrutura
ocasionando na abertura do canal na parte externa da membrana. Utilizando
equipamentos específicos é possível observar e registrar a manifestação de um
campo elétrico consequente do rápido fluxo de Na+ através da membrana. Esse fluxo
livre de íons de sódio para o interior da membrana gera uma mudança na carga da
membrana, induzindo uma elevação positiva de até +35mV, o que, somado ao valor
inicial, resulta em um acréscimo total de +105mV. Caso a passagem contínua de íons
continuasse até alcançar o equilíbrio, a tensão na membrana aumentaria cada vez
mais, utilizando como base a equação de Nernst. No entanto, há a presença de uma
segunda proteína, com a função de regular o canal atual para fechá-lo
aproximadamente 1ms após sua abertura, interrompendo a entrada de Na+. Esse
mecanismo indica que a mudança da estrutura da proteína é sensível ao tempo e não
pela sensibilidade da tensão. Um segundo fator para o fechamento do canal é a
influência da abertura tardia dos canais de potássio, que acelera a saída deste íon do
axônio e neutralizando o pico positivo causado pelo sódio (Na+), resultando na saída
contínua de potássio(K+) até que a carga da membrana retorne ao seu valor de
repouso. Desta forma, esse processo colabora para a restauração do potencial inicial
da membrana, permitindo a normalidade do funcionamento celular. A propagação do
sinal ao longo do axônio em direção à placa motora terminal ocorre devido à geração
de um campo elétrico quando os canais de (Na+) são abertos, alcançando um nível
que possibilita a abertura dos canais adjacentes. Desta forma o processo propaga o
sinal ao longo da membrana o que permite o fluxo de correntes iônicas locais de um
canal para o outro ao longo do axônio. Quando um sinal é conduzido de forma normal,
ele se inicia em uma ponta da extremidade do axônio e se propaga até a outra ponta
do mesmo. Além disso, os sinais originados em um ponto intermediário se propagam
simultaneamente em direções proximal e distal ao longo do axônio. Este mecanismo
de propagação garante que o impulso nervoso avance e se estenda ao longo do
comprimento do axônio, permitindo a comunicação eficiente entre os neurônios. (Apud
PEASE; LEW e JOHNSON, 2008, p. 34).

35
‘
A permeabilidade do íon sódio (Na+) desempenha um papel crítico na
regulação do tempo do potencial de ação. Após a transmissão do impulso nervoso,
surge um período refratário no qual a excitabilidade da membrana diminui. Durante
esse intervalo breve, a membrana torna-se totalmente refratária (ou seja incapaz de
responder a novos estímulos, independentemente da força do estímulo) e todos os
canais de sódio (Na+) são fechando. Em seguida, há um período de refratariedade
relativa, caracterizado pela abertura de alguns canais de (Na+) desta forma gerando
um potencial de ação e caso haja um estímulo excitatório que seja suficientemente
intenso para ultrapassar o aumento do limiar necessário para a excitação. (KAMEN;
GABRIEL, 2015, p. 5).
Durante o estado refratário, não há canais de sódio (Na+) disponíveis para
abertura, independentemente do nível de tensão. A fase de refratariedade relativa
começa quando os canais de sódio começam a se reconfigurar para o estado de
equilíbrio, um processo que acontece em intervalos variados entre os diferentes
canais. Os canais são abertos de forma aleatória, respondendo em maior número ao
estímulo, e isso retorna os níveis de tensão necessários para desencadear a
despolarização ao estado normal. Este período refratário influencia a frequência
máxima de disparos, pois controla o intervalo máximo entre os sinais transmitidos.
Essencialmente, determina o limite de informações que um único axônio pode
transmitir, pois o mecanismo de despolarização mantém a amplitude das descargas
constantes, e a taxa de disparo é a única variável para a informação codificada
(PEASE; LEW e JOHNSON, 2008, p. 35).
2.1.6 Velocidade de Condução
A eficiência na transmissão de informações no corpo depende criticamente da
velocidade de condução. O sistema de transporte ativo move todos os componentes
estruturais e fontes de energia pelo corpo celular. No entanto, o movimento físico mais
rápido das moléculas ao longo do axônio leva algumas horas, tornando o método de
sinalização por onda de despolarização rápida essencial devido a esse transporte
lento. Essas considerações destacam a importância da velocidade na eficiência do
processo de comunicação celular.A garantia da importância da velocidade e
confiabilidade do sinal ocorre por meio de modificações celulares. Cada canal de Na+
aberto resulta em um fluxo finito de íons, provocando uma alteração finita no campo

36
‘
elétrico. A abertura de um canal distante requer um somatório das forças de campo
geradas pelos canais ativos em determinado momento. Devido à abertura aleatória e
indeterminada dos canais, é necessário um tempo finito para sua conclusão em uma
região específica, aumentando a geração do campo elétrico. Esses processos
destacam a complexidade e a precisão envolvidas nas modificações celulares que
asseguram a eficácia do sinal. Devido à transmissão das correntes elétricas na
velocidade da luz, acredita-se que sua atuação seja instantânea. Nesse contexto, as
características da proteína do canal desempenham um papel crucial na explicação da
velocidade de condução ao longo do axônio. O canal da proteína de Na+ apresenta
semelhanças com um capacitor, pois requer estar carregado eletricamente antes de
modificar sua configuração e se abrir. Esse tempo necessário para a carga interfere
na condução da corrente ao longo do axônio, evidenciando a complexidade do
processo eletrofisiológico. (Pease, Lew, & Johnson, 2008, p. 35).
As propriedades do PAFM desempenham um papel crucial na modulação do
sinal EMG à medida que se propaga ao longo da fibra muscular. A velocidade de
condução da fibra muscular (VCFM), comparada à rapidez das cargas na condução
nervosa, que excede 100m/s, apresenta-se de forma mais lenta, situando-se entre 2
a 6m/s. Do ponto de vista fisiológico, diversas características da fibra muscular
exercem influência na VCFM. Concentrações elevadas de K+ extracelular e um pH
intracelular reduzido contribuem para a diminuição da VCFM, independentemente da
concentração de Na+ e do pH extracelular. Notavelmente, valores mais baixos de pH
ocasionam uma redução significativa na VCFM, especialmente durante episódios de
fadiga. A temperatura do músculo exerce influência significativa na velocidade de
condução da fibra muscular (VCFM), apresentando um aumento em temperaturas
mais elevadas e uma diminuição em temperaturas mais baixas. Além disso, o diâmetro
da fibra muscular está diretamente relacionado à velocidade de condução, sendo que
maiores diâmetros resultam em uma maior velocidade. Observa-se que a VCFM é
mais elevada nas proximidades da placa motora e menor nas regiões próximas ao
tendão. Em situações em que a fibra muscular é alongada, a velocidade de condução
diminui, atribuída à redução do diâmetro efetivo da fibra. Esses elementos fisiológicos
desempenham um papel crucial na compreensão da dinâmica da condução nervosa
e fornecem insights valiosos para a análise do sinal EMG. A velocidade de condução
da fibra muscular (VCFM) revela-se menor em fibras musculares de maior tamanho e
mais próximas da superfície. Desde 1912, é conhecido que as fibras musculares de

37
‘
contração rápida apresentam uma velocidade de condução superior em comparação
às fibras de contração lenta. Diversos estudos apontam para a diminuição da VCFM
em situações de fadiga muscular, enquanto sua aceleração é notável com o
envelhecimento, sendo mais rápida em adultos do que em crianças. Contudo, é
essencial considerar que diversos problemas fisiológicos podem impactar a avaliação
da VCFM, destacando a necessidade significativa de padronizar as análises durante
a aquisição do sinal EMG. Essas nuances oferecem uma compreensão aprofundada
das complexidades da condução nervosa e contribuem para uma interpretação mais
precisa dos dados de eletromiografia (Kamen & Gabriel, 2015, pp. 7-9).
2.1.7 Unidade Motora
Embora cada fibra muscular esquelética possua exclusivamente uma junção
neuromuscular, é importante destacar que o axônio de um neurônio somático motor
se ramifica, estabelecendo junções neuromusculares com diversas fibras musculares
distintas. Esse intricado padrão de conexões neurais evidencia a complexidade da
regulação neuronal no controle da função muscular, permitindo uma interação
sinérgica entre o sistema nervoso e o muscular para coordenar movimentos e manter
a homeostase fisiológica (Tortora & Derrickson, 2016, p. 444).
As fibras musculares sob o controle de um único neurônio constituem o que
chamamos de unidade motora (UM). É relevante observar que, enquanto alguns
neurônios motores regulam apenas uma fibra muscular, a maioria está associada ao
controle de múltiplas fibras. O tamanho da unidade motora desempenha um papel
crucial na delicadeza do controle motor, sendo um indicativo da complexidade e
precisão necessárias para regular o movimento. Quanto menor a unidade motora,
mais sutil e preciso é o controle sobre as fibras musculares, destacando a intrincada
relação entre o sistema nervoso e a execução precisa dos movimentos musculares.
Sempre que uma unidade motora é estimulada, ocorre uma contração no músculo
esquelético. A intensidade dessa contração é influenciada por dois fatores principais:
a frequência do estímulo e a quantidade de unidades motoras envolvidas. Importante
ressaltar que um espasmo muscular é essencialmente uma resposta a um estímulo
que resulta em uma contração momentânea. No contexto das contrações musculares,
observa-se que a maioria delas ocorre com o aumento da velocidade do estímulo. À
medida que a velocidade de estímulo aumenta, a força de contração também

38
‘
aumenta, atingindo um nível máximo que se mantém constante. Esse fenômeno
destaca a complexidade da relação entre a estimulação nervosa e a resposta
muscular, evidenciando a importância da coordenação desses fatores para o
funcionamento eficiente do sistema neuromuscular. A contração da fibra muscular é
um processo notavelmente binário: ela ocorre de forma extrema, contraindo-se ou
permanecendo em repouso. Dentro de uma unidade motora, todas as fibras
musculares se contraem simultaneamente, e a força exercida pelo músculo é
diretamente proporcional à quantidade de unidades motoras ativas. O sistema
nervoso desempenha um papel crucial no controle preciso da força de contração,
ajustando o número de unidades motoras ativadas conforme necessário durante os
movimentos musculares. Embora apenas um grupo específico de neurônios motores
seja ativo durante um determinado movimento, a resposta desses neurônios ocorre
de maneira simultânea e gradual. A interconexão entre as fibras musculares de cada
unidade motora contribui para a direção consistente da tração exercida no tendão,
mesmo com o aumento das unidades motoras ativadas. Esse mecanismo proporciona
um aumento suave, mas contínuo, na força de contração muscular, como ilustrado na
Figura 13, demonstrando a sofisticada coordenação entre o sistema nervoso e o
sistema muscular no controle do movimento. O alcance máximo de força em um
músculo é atingido quando todas as unidades motoras se contraem em resposta ao
estímulo máximo. Entretanto, essas contrações em intensidade máxima são breves,
devido ao rápido consumo da reserva de energia pelas fibras musculares. Para evitar
a fadiga prematura, as unidades motoras são ativadas de maneira alternada, seguindo
um padrão de revezamento. Enquanto algumas unidades estão contraídas, outras
descansam e se recuperam. Esse mecanismo eficiente de revezamento permite uma
gestão mais sustentável da força muscular ao longo do tempo, assegurando um
desempenho prolongado sem exaurir rapidamente os recursos energéticos do
músculo, conforme destacado por Martini, Timmons e Tallitsch (2009, pp. 247-249).

39
‘
Figura 13 - Unidades motoras
Fonte: Adaptado de Tortora e Derrickson (2016)
As fibras musculares em uma unidade motora são dispersas por todo o
músculo, evitando agrupamentos. Essa distribuição facilita a coordenação e resposta
eficaz aos estímulos nervosos, promovendo um movimento muscular integrado
(Tortora & Derrickson, 2016).
Para Tortora e Derrickson (2016, p. 445), quando uma unidade motora é
estimulada por um potencial de ação no neurônio motor, ocorre uma breve contração
em todas as fibras dessa unidade, caracterizando o fenômeno como um abalo
muscular. Este evento ilustra a sincronização da resposta muscular à estimulação
nervosa.
Segundo Kamen e Gabriel (2015, p. 10-11), A soma das descargas das fibras,
desencadeadas pelo disparo de uma unidade motora, produz um potencial de ação
da unidade motora (PAUM). A amplitude do PAUM é influenciada pelos potenciais de
ação das fibras musculares individuais. A presença de vários ramos de axônio em
algumas fibras musculares da unidade motora contribui para a complexidade do
PAUM, gerando formas com numerosos picos. Se ocorrer um disparo simultâneo das
fibras musculares com axônios de mesma extensão dentro da unidade motora, o
potencial de ação da unidade motora (PAUM) pode ser breve e ter grande amplitude.
Nesse cenário, o eletromiograma de superfície é determinado pela soma algébrica de
todos os PAUMs, possibilitando o registro por meio de eletrodos e amplificadores
adequados (figura 14).

40
‘
Figura 14 - Potencial de ação da unidade motora
Durante a contração muscular, é possível que uma unidade motora emita
duas cargas separadas por um curto intervalo interpulso, sendo mais comum no início
desse processo. Se essa descarga dupla ocorrer em várias unidades motoras em um
curto período, a análise do eletromiograma é impactada. O recrutamento da unidade
motora acontece conforme seu tamanho, com unidades menores ativadas para forças
baixas e as maiores para forças elevadas. Esse recrutamento segue uma ordem
inversa, mantendo as unidades menores sempre ativas devido à necessidade de
baixa força muscular. A frequência dos potenciais de ação da unidade motora varia
com a taxa de disparo, tornando o disparo de descarga dupla um evento não linear
que causa grandes mudanças na força muscular. Além disso, podem ocorrer disparos
simultâneos de pares de unidades motoras, conhecidos como sincronização (Kamen
& Gabriel, 2015, p. 14).
2.2. BIOELETRICIDADE
Este capítulo tem como objetivo fornecer uma breve explicação sobre a
natureza da carga elétrica. Essa abordagem visa esclarecer conceitos fundamentais
relacionados a esse fenômeno.
A medida fundamental do EMG é o volt, conforme destacado por Kamen e
Gabriel (2015, p. 18). O sinal EMG origina-se da variação de potencial elétrico nas
membranas das células musculares.
A compreensão do EMG demanda técnicas de avaliação funcional,
envolvendo instrumentação e processamento do sinal resultante. A clareza nessa
análise requer um entendimento prévio dos fundamentos da eletricidade.

41
‘
2.2.1 Potenciais Conduzidos por Meio de Um Volume
Conforme Kamen e Gabriel (2015, p. 23) a condução por volume refere-se ao
registro do Potencial de Ação de Fibra Muscular (PAFM) no líquido extracelular e
tecidos. Essencial para a análise do sinal Eletromiográfico (EMG), esse processo
explica como o tamanho e a forma do potencial dependem da localização do eletrodo.
O PAFM mantém sua forma constante ao se mover ao longo da fibra muscular,
possibilitando a compreensão das mudanças na posição do eletrodo por meio de suas
fases de despolarização e repolarização. As fases de despolarização e repolarização
na fibra muscular podem ser entendidas como cargas positivas e negativas,
respectivamente, que se encontram adjacentes. Essas cargas, interligadas pelos
eventos fisiológicos, são representadas como um sistema dipolo.
Pease, Lew e Johnson (2008, p. 78) destacam que os tecidos conjuntivos e o
líquido intersticial desempenham o papel de volumes condutores ao redor das fontes
geradoras. Isso resulta na propagação instantânea de um campo elétrico a partir de
uma fonte representada como dipolo. Dentro desse volume condutor, as correntes
percorrem caminhos infinitos entre as terminações negativas e positivas do dipolo,
com as maiores intensidades de corrente seguindo vias diretas. Ao examinar a
distribuição do potencial elétrico em um volume condutor, é crucial compreender os
caminhos da corrente que resultam nos gradientes de potencial. Esses caminhos são
representados como um conjunto de linhas pelas quais as correntes fluem,
conectando a fonte ao receptor do dipolo. Quanto maior o número de linhas de
corrente percorrendo uma área, maior será o gradiente de potencial.
Kamen e Gabriel (2015, pp. 23-26) propõem a criação de um sistema de
coordenadas entre as cargas positivas e negativas do dipolo para referenciar a
localização do eletrodo. Um exemplo ilustrativo pode ser concebido considerando
duas linhas de observação ao longo do eixo y, uma próxima e outra distante do dipolo,
enquanto na direção x o eletrodo assume diferentes posições, cobrindo o dipolo,
passando sobre ele e se afastando dele (figura 15). Para compreendermos as
diversas formas que o PAFM pode assumir ao movermos o eletrodo, é essencial
considerar três fatores fundamentais. Primeiro, o dipolo, composto por cargas opostas
e iguais, determina o potencial líquido com base na diferença entre as distâncias
radiais de cada carga até o eletrodo. A carga mais próxima influencia o potencial
líquido, registrado pelo eletrodo e representado em µV, destacando a amplitude do

42
‘
PAFM. Em segundo lugar, a transformação do PAFM é guiada pelas alterações na
diferença entre as distâncias radiais conforme o eletrodo se move ao longo da linha
de observação. Por fim, a relação geométrica entre o dipolo e o eletrodo determina
como a diferença entre as distâncias radiais se modifica à medida que o eletrodo se
desloca pela linha de observação. Essa relação varia de acordo com a linha de
observação.
Figura 15 - Condução por volume de PAFMs
Quando estamos observando de longe, se as distâncias r1 e r2 forem muito
maiores que a distância b entre as cargas no dipolo, a diferença Δr é muito pequena.
Na posição P1, r1 e r2 são praticamente iguais, resultando em um potencial líquido
zero. Ao mover o eletrodo de P1 para P3, ocorre uma deflexão negativa devido ao
aumento de Δr, e a carga negativa é a mais próxima. Uma grande distância radial
também causa uma variação em Δr. Conforme o eletrodo se move ao longo da linha
de observação distante, há um aumento constante no potencial líquido negativo. O
ângulo entre r1 e r2 indica a taxa de mudança de Δr entre P1 e P3. Mesmo com o
aumento de Δr entre P1 e P3, esse valor permanece pequeno devido à grande
distância radial.
Quando olhamos de longe, o potencial líquido é baixo, resultando em um
PAFM com baixa amplitude. Δr atinge seu ponto máximo perto de P3 na observação
distante, antes de chegar à carga negativa. O potencial líquido negativo então diminui
em direção a zero no centro do dipolo, com r1 e r2 tornando-se iguais, sem nenhuma
carga dominante. Ao mover o eletrodo pelo centro do dipolo e além, há um aumento

43
‘
gradual de Δr. Nesse caso, a carga positiva próxima ao eletrodo domina o potencial
líquido, revertendo a polaridade do PAFM. A máxima positividade ocorre próximo à
posição P5 do eletrodo. A distância entre os picos de carga positiva e negativa é maior
do que a distância b entre as duas cargas do dipolo, pois as máximas acontecem fora
do dipolo. O PAFM resultante tem baixa amplitude, aumentando gradualmente as
máximas que ocorrem além da distância do dipolo, dando-lhe uma aparência larga
(Figura 18) (Kamen & Gabriel, 2015, pp. 24 - 25).
Segundo Kamen e Gabriel (2015, pp. 25 - 26), mesmo quando a linha de
observação está próxima do dipolo, a distância radial na posição P1, permanece
grande o suficiente para tornar Δr insignificante, resultando em um potencial líquido
zero em P1. Ao mover-se de P1 para P2, as distâncias r1 e r2 diminuem, mas não há
mudança significativa em Δr, já que a linha de observação está muito próxima do
dipolo, mantendo o potencial líquido próximo a zero. O ângulo entre r1 e r2 parece
permanecer constante entre P1 e P2, com mudanças significativas ocorrendo à
medida que o eletrodo se aproxima do dipolo. Conforme o eletrodo se move acima de
P2, o Δr começa a mudar, resultando em um aumento rápido do potencial líquido
negativo próximo à linha de base. Quando o eletrodo se aproxima de P3, Δr muda
abruptamente, levando a um aumento significativo da negatividade. Esse aumento é
muito maior na linha de observação próxima, tornando o potencial líquido negativo
substancialmente maior e, como resultado, o PAFM tem uma amplitude maior devido
à geometria do sistema. O pico do PAFM é atingido precisamente sobre a carga
negativa do dipolo. A partir desse ponto, o potencial líquido negativo diminui em
direção a zero em P4. A situação é espelhada em P4 do eletrodo, mas ao contrário.
Isso resulta em um aumento da positividade líquida do potencial, atingindo o máximo
diretamente sobre a carga positiva. A positividade líquida diminui entre a carga
positiva e a posição P5 do eletrodo, quase chegando a zero adiante. Como as
máximas negativas e positivas atingem seus picos exatamente sobre suas respectivas
cargas no dipolo, a distância entre os picos do PAFM é igual à distância do dipolo.
Portanto, o formato do PAFM, quando visto da linha de observação próxima, é alto e
estreito em comparação com a linha de observação afastada (figura 16).

44
‘
Figura 16 - PAFM das linhas de observação
Pease, Lew e Johnson (2008, pp. 78 - 79) explicam que o corpo é conhecido
por ser um condutor variado e limitado, o que torna a análise das linhas de corrente
complexa e imprevisível devido às diferentes resistências dos tecidos. A capacitância,
que representa a capacidade de armazenar carga, é uma característica crucial do
volume condutor para determinar o potencial elétrico. Se a capacitância for alta, será
necessária uma distância maior para criar uma diferença de potencial, mas se for
baixa, a mesma corrente resultará em um aumento abrupto no potencial. Se a
capacitância for constante, uma corrente gerada rapidamente resulta em um potencial
conduzido em volumes mais distantes em comparação com uma geração lenta.
Assim, a capacitância opera de maneira semelhante à resistência em corrente
alternada. O termo 'impedância' é usado para representar a resistência total efetiva
contra a corrente alternada, combinando os efeitos de resistência e capacitância.
Alguns potenciais sinápticos nos núcleos do sistema nervoso central formam um
sistema esférico dipolar do tipo transmissor-receptor. A corrente central é recebida
adjacente à fonte que a circunda, e as linhas de corrente têm vida curta confinada no
núcleo, tornando difícil registrar potenciais em volumes condutores distantes. À
medida que nos afastamos da fonte geradora, ocorre uma redução proporcional ao
quadrado da distância no fluxo de corrente. Isso faz com que o dipolo crie uma
diferença de tensão entre o eletrodo registrado na fibra muscular e o eletrodo de
referência em um ponto distante neutro. O eletrodo registrará um valor positivo ou

45
‘
negativo, dependendo da orientação em relação às cargas opostas do dipolo. Os
fatores cruciais para a amplitude do potencial registrado incluem a quantidade de
carga fluindo por uma área específica, a área da superfície do dipolo e a distância até
o eletrodo registrado.
2.2.2 Representação Trifásica do Potencial de Ação da Fibra Muscular
O Potencial de Ação da Fibra Muscular (PAFM) pode ser visualizado como
um sistema trifásico (+ - +). Cada etapa desse processo, marcado por eventos
eletroquímicos, é representado abaixo da fibra muscular, como se estivesse sendo
registrado por um eletrodo extracelular. Esses eventos acontecem simultaneamente
à propagação do potencial de ação ao longo da fibra muscular, da esquerda para a
direita em direção ao eletrodo. Quando os íons de Na+ entram na fibra muscular,
gerando uma forte negatividade no espaço extracelular, ocorre a despolarização. Esse
ponto é um dreno de corrente, atraindo cargas positivas. Ao posicionar o eletrodo
sobre esse evento, registramos um potencial negativo (Figura 19, posição 1). Devido
à intensidade do dreno de corrente, ele atrai íons positivos na área da membrana em
frente à despolarização. Essa área, denominada fonte de corrente (current source), é
fraca, pois os íons positivos são atraídos para o dreno. Colocando um eletrodo nesse
ponto, registramos uma pequena positividade (Figura 19, posição 2). À medida que
os íons positivos saem da fonte de corrente, a diferença de carga na membrana
diminui, levando à despolarização passiva da fibra muscular. Esse processo origina a
repolarização, uma forte fonte causada pelo movimento iônico dos íons de K+ fora da
fibra muscular. Ao posicionar um eletrodo sobre o evento de despolarização, podemos
registrar uma intensa positividade (Figura 17). À medida que o Potencial de Ação da
Fibra Muscular (PAFM) se move pela fibra muscular da esquerda para a direita em
direção ao eletrodo, a região líder do movimento é detectada primeiro, seguida pela
despolarização e, por último, pela repolarização. O Potencial de Ação Unificado
Muscular (PAUM) é trifásico porque representa a soma linear de todas as fibras
musculares envolvidas (Kamen & Gabriel, 2015, pp. 26 - 27).

46
‘
Figura 17 PAFM como um sistema trifásico
Ao colocar dois eletrodos na superfície de um músculo, o eletrodo mais
próximo (A) fica negativo em comparação ao eletrodo mais distante (B) quando um
sinal elétrico se move até o local do registro. Seguindo a convenção da eletrofisiologia,
o registro é feito acima da linha base. Quando chega à área de despolarização, o
registro volta à linha base devido à igualdade dos dois eletrodos. À medida que o sinal
avança para o próximo evento, o eletrodo mais distante se torna negativo em relação
ao mais próximo (B<A). Assim, o registro é feito abaixo da linha base até retornar à
linha base. Quando a atividade nervosa está suficientemente longe para não afetar a
região dos eletrodos, é gerado um sinal elétrico com duas fases (figura 18) (Pease,
Lew, & Johnson, 2008, p. 79).

47
‘
Figura 18 - Registro difásico de um potencial de ação
Fonte: Adaptado de Pease, Lew e Johnson (2008)
De acordo com Pease, Lew e Johnson (2008, pp. 80 - 81), a forma da onda
do sinal elétrico varia com a posição dos eletrodos em relação à origem dos sinais.
Portanto, ao mover os eletrodos, é possível registrar diferentes formas do sinal elétrico
gerado pela mesma unidade motora. Ao afastar o eletrodo da unidade motora, a fase
de elevação rápida positiva-negativa-positiva, conhecida como tempo de subida, é
reduzida. O tempo de subida é crucial para determinar a proximidade do eletrodo à
fonte geradora. No entanto, a amplitude medida não é indicativa dessa proximidade,
pois pode ser reduzida devido ao menor tamanho dos diâmetros das fibras musculares
(figura 19).

48
‘
Figura 19 - Registro trifásico definido por amplitude, duração e tempo de subida
Fonte: Pease, Lew e Johnson (2008)
O potencial elétrico gerado em resposta a um estímulo é chamado de
potencial de ação reunido (massed action potential) ou onda M. Ele também é
conhecido como potencial de ação muscular composto (PAMC) devido à soma total
de todos os potenciais de ação musculares individuais (PAUMs) (Kamen & Gabriel,
2015, p. 27).
2.3. INSTRUMENTAÇÃO
O sinal eletromiográfico (EMG) é inicialmente enviado a um amplificador, que
eleva sua baixa voltagem a um nível adequado para processamento e análise. Em
seguida, um circuito elétrico filtra as frequências indesejadas do sinal EMG, reduzindo
o ruído ambiental e de outras fontes ao redor. Posteriormente, o sinal é armazenado
em memória digital para análises futuras (Kamen & Gabriel, 2015, p. 27).
Segundo Pease, Lew e Johnson (2008, p. 93) destacam que as principais
funções do eletromiógrafo incluem registrar, amplificar e exibir o sinal neurofisiológico
de baixa amplitude, enfrentando os desafios de ruídos internos inerentes aos
dispositivos eletrônicos e interferências do ambiente circundante. O eletromiógrafo
precisa ampliar seletivamente os potenciais neuromusculares enquanto reduz o
impacto do ruído ambiente. Com avanços em hardwares e softwares, a moderna
instrumentação aprimora a relação sinal/ruído.

49
‘
Dessa forma, os sinais EMG captados pelos eletrodos de superfície são
encaminhados para um amplificador, que eleva a amplitude do sinal, permitindo sua
digitalização com alta precisão por meio de conversores analógico-digital (A/D) antes
de ser transmitido para um computador (Kamen & Gabriel, 2015, p. 56).
Neste capítulo, serão abordados os princípios fundamentais de cada
componente utilizado na instrumentação EMG. As características e o desempenho
desses componentes influenciam tanto o ruído quanto o sinal coletado. Portanto, é
necessário compreender os conceitos básicos apresentados no capítulo de
bioeletricidade e o papel desempenhado pela instrumentação EMG.
2.3.1 Eletrodo
De acordo com Karvinen & Karvinen (2018, p. 16), sensores são componentes
elétricos que atuam como dispositivos de entrada. Embora nem todas as entradas
sejam explicitamente sensores, a maioria delas faz uso desse tipo de componente.
Eletrodos funcionam como sensores, captando os potenciais elétricos
gerados pelos nervos e músculos (figura 20). É crucial que um eletrodo tenha uma
impedância baixa para garantir um contato preciso entre os geradores do sinal e o
eletrodo (Pease, Lew, & Johnson, 2008, p. 93). Existem dois tipos básicos de
eletrodos: invasivos e de superfície. Neste estudo, serão utilizados eletrodos de
superfície.
Os eletrodos de superfície são colocados sobre a pele, diretamente acima do
músculo avaliado. Esses eletrodos são feitos de metais condutores. Sua função é
converter o potencial elétrico gerado pelo músculo em um sinal elétrico, que é então
transmitido por meio de cabos até as entradas do amplificador. Esse processo é
conhecido como transdução de sinal. O Potencial de Ação da Fibra Muscular (PAFM)
gera correntes extracelulares que se propagam da membrana até o eletrodo de
superfície. Os gradientes de potencial são produzidos à medida que o dipolo se
propaga ao longo da fibra muscular, resultando no fluxo de corrente pelos fluidos
extracelulares. Essas variações no gradiente de potencial causam um fluxo de
corrente nos cabos dos eletrodos, devido à condutância capacitiva na interface metal-
eletrólito nos contatos do eletrodo. Assim, correntes pequenas nos cabos são
identificadas pelo amplificador e amplificadas a um nível suficiente para registro.
Portanto, o eletrodo atua como um conversor dos potenciais iônicos gerados pelos

50
‘
músculos em sinais elétricos, os quais são amplificados por um amplificador (Kamen
& Gabriel, 2015, pp. 56 - 57).
Figura 20 - Eletrodo de superfície circular típico
Fonte: Bonfim & Ronnov, 2019
Pease, Lew, & Johnson, (Pease, Lew, & Johnson, 2008, pp. 93 - 94) destacam
a importância de limpar a superfície da pele onde os eletrodos serão posicionados.
Loções e perfumes, por não serem bons condutores de eletricidade, podem afetar a
qualidade do sinal. Além disso, células mortas na pele apresentam alta resistência
elétrica. O condutor, que funciona como uma antena, tem a capacidade de captar
ruídos e interferências. É importante ressaltar que quanto maior o comprimento do
condutor, maior será a susceptibilidade ao ruído.
Os eletrodos de superfície são fabricados com materiais condutores
revestidos de metais preciosos ou aço inoxidável. Aplica-se um gel eletrolítico na área
da pele onde o eletrodo será colocado, reduzindo a resistência do registro (RS) através
da pele. Quando o metal entra em contato com o gel, ele atrai íons do gel, sendo o
tipo de íon (positivo ou negativo) determinado pela interação específica entre o metal
e o gel. Isso resulta em um aumento na concentração de um tipo de íon na superfície
do eletrodo.
Os íons com cargas opostas alinham-se próximo à superfície do eletrodo,
porém um pouco mais distantes, deixando um pequeno espaço no gel com carga
neutra. O metal libera íons no gel, resultando em um excesso de elétrons livres no
metal. O tipo de íon liberado no eletrólito é a origem da atração do eletrólito para a
superfície do metal. Essas interações eletroquímicas formam uma camada dipolar de
carga na interface eletrodo-eletrólito, comportando-se como um capacitor. Essa
interface entre gel, pele e eletrodo pode impactar o sinal EMG (figura 22), sendo a
fonte da impedância de entrada para o sinal EMG do músculo para o eletrodo (Kamen
& Gabriel, 2015, p. 57).

51
‘
Figura 21 - Interface entre a pele e o eletrodo
Um eletrodo pode ser representado por um circuito equivalente (figura 22). A
resistência do gel (RS) está conectada em série com a capacitância da superfície
dipolar do eletrólito na superfície do eletrodo (Ce). As resistências das reações
químicas podem ser consideradas como um resistor em paralelo (Rf). Este circuito
equivalente pode ser analisado de maneira simples, considerando mudanças na área
da superfície do eletrodo. Se a área da superfície diminuir, a RS aumenta e a Ce
diminui. Isso resulta em um aumento na impedância do eletrodo (Kamen & Gabriel,
2015, p. 57).
Figura 22 - Circuito equivalente de um eletrodo
As características físicas do eletrodo podem causar uma queda de tensão
dependente da frequência, impactando a detecção do sinal EMG ao alterar amplitude

52
‘
e frequência. Para estabilizar a reação entre o metal e o eletrólito, cria-se uma
diferença de potencial na camada dipolar. O gel ao redor do eletrodo alcança um
potencial diferente do restante, conhecido como potencial de meia-célula. Esse
potencial resulta em um offset de corrente contínua resultado dessa diferença de
potencial no sinal biológico, mas esse efeito é neutralizado com mais de um eletrodo.
Qualquer instabilidade nessa reação pode gerar variações irregulares de potencial no
eletrodo, propagando ruído na ausência de um sinal biológico. Eletrodos de superfície
em análises EMG usam revestimento de prata-cloreto de prata (Ag-AgCl) com gel
contendo cloreto de sódio (NaCl) ou potássio (KCl), garantindo alta estabilidade
eletroquímica (Kamen & Gabriel, 2015, pp. 58 - 59).
Os eletrodos podem ser organizados em configurações monopolar ou bipolar.
Na configuração monopolar, há uma superfície de detecção ativa, enquanto na
configuração bipolar existem duas superfícies ativas. A configuração monopolar utiliza
três eletrodos: o G1 é ativo, posicionado sobre a área ativa do músculo; o G2 é de
referência, localizado para medir a diferença de potencial em uma região neutra, como
um tendão; e o terceiro é o terra, situado distante do G1 e G2 em uma área óssea. O
músculo possui pontos motores, áreas com muitas placas motoras terminais, onde
uma leve estimulação elétrica causa uma contração mínima, sendo essenciais para a
análise (Kamen & Gabriel, 2015, pp. 65 - 67).
A distância entre eletrodos em uma configuração bipolar de registro de
superfície é crucial, pois impacta a amplitude e o conteúdo de frequência do sinal
EMG. Os potenciais (PAFM, PAUM e PAMC) podem ser visualizados como dipolos
viajantes. O dipolo, ao passar por G1, cria uma fase negativa abaixo da linha de base.
Ao se propagar pelas fibras musculares até G2, inverte o sentido do sinal. Embora o
sinal sob ambos os eletrodos seja bifásico, a soma é trifásica [G1+(-G2)]. O registro
bipolar adiciona fases interpretadas como componentes de frequência mais alta que
o sinal monopolar. Ao aumentar a distância entre G1 e G2, o dipolo percorre uma
trajetória mais longa (Δd2> Δd1), mantendo a velocidade de condução constante, mas
prolongando o tempo para atingir G2 (Δt2> Δt1), impactam na análise do sinal.
A soma dos potenciais permanece trifásica, mas o sinal EMG é mais
prolongado e tem amplitude maior. Esses potenciais mais longos geram sinais de
baixa frequência em EMG (figura 23). O contrário ocorre com distâncias entre
eletrodos mais próximas. Como a amplitude e o conteúdo de frequência dos sinais
EMG variam com a distância entre eletrodos, os potenciais evocados são mais bem

53
‘
registrados em configuração monopolar para evitar distorções associadas aos
eletrodos bipolares. (Kamen & Gabriel, 2015, pp. 67 - 68).
Figura 23 - Efeito da distância entre eletrodos sobre PAFM em configuração bipolar
O dipolo de propagação deve ser considerado para o PAFM, PAUM e PAMC,
no entanto, o espaçamento entre os polos é maior nos dois últimos. A uma velocidade
de condução v específica, duas cristas consecutivas do potencial de ação, em um
comprimento de onda λ, estarão sob os dois eletrodos simultane v mente (figura 24).
Dessa forma, a combinação de G1 e G2 resultará em um cancelamento de onda.
Quando o comprimento de onda (λ) é igual à distância ( d) entre os eletrodos, a
frequência (f) cancelada no sinal EMG será f=v/d. As frequências que envolvem
múltiplos simples (n=1, 2, 3, ...) de v também serão canceladas. Quando o
espaçamento entre os dipolos é igual a d, as fases (λd) negativa e positiva estarão
centralizadas sob G1 e G2 (figura 46b). Consequentemente, ocorre uma combinação
perfeita das duas fases. Nesse caso, o comprimento de onda (λ) é duas vezes a
distância (d), resultando em f=v/2d. Frequências com múltiplos ímpares (n=1, 3, 5, ...)

54
‘
da velocidade de condução estarão presentes no sinal EMG, enquanto a relação
f=v/2d sempre se simplificará algebricamente para λ=d para frequências múltiplos
pares (n=2, 4, 6, ...) da velocidade de condução, levando ao cancelamento. Os valores
que não são inteiros terão uma atenuação parcial. Portanto, o sistema permite a
passagem de algumas frequências do sinal EMG e bloqueia outras (Kamen & Gabriel,
2015, pp. 68 - 69).
Figura 24 - Relação da distância entre eletrodos, o espaçamento dos dipolos e o
comprimento de onda do PAFM
A separação entre os eletrodos apresenta desafios, impactando a
seletividade, amplitude e conteúdo de frequência do sinal. Reduzir essa distância
torna os registros mais seletivos, pois abrange uma quantidade menor de tecido
(Kamen & Gabriel, 2015, pp. 69 - 70).
A distância entre os eletrodos no registro de superfície varia de 5 a 20 mm,
dependendo do músculo analisado. Distâncias muito curtas podem causar problemas,
como a formação de pontes de sal, reduzindo a diferença de potencial entre os
eletrodos e diminuindo a amplitude do sinal EMG. Evitar excesso de gel é crucial para
evitar esse problema. Durante contrações estáticas, recomenda-se posicionar os
eletrodos a 20 mm da zona de inervação para minimizar a dispersão temporal. Colocar
os eletrodos próximos, mas não diretamente sobre a zona de inervação, permite a
soma dos potenciais de ação com uma dispersão temporal mínima, resultando em
uma maior amplitude EMG. Portanto, o ponto motor refere-se à região do músculo

55
‘
com uma alta concentração de placas motoras terminais, identificável por meio de
uma leve estimulação elétrica. Por outro lado, as zonas de inervação são áreas mais
extensas do músculo, abrangendo as ramificações das placas motoras terminais, indo
além do ponto motor. Para uma melhor captação dos Potenciais de Ação Muscular
Compostos (PAMCs), recomenda-se a configuração monopolar diretamente sobre o
ponto motor. Já a configuração bipolar é mais adequada em estudos de movimento,
posicionando os eletrodos cerca de 20 mm distantes do ponto motor (Kamen &
Gabriel, 2015, pp. 70 - 72).
2.3.2 Amplificador Operacional
Segundo Pease, Lew e Johnson (2008, p. 94), o amplificador operacional
(AmpOp) é fundamental no estudo da EMG. Ele tem três conexões: ativa, referência
e terra. O AmpOp não amplifica individualmente os sinais de cada entrada, mas sim a
diferença de potencial entre os eletrodos ativo e referência, agindo como um
amplificador diferencial. Isso é valioso para melhorar a relação entre sinal e ruído. Os
AmpOps geralmente têm pelo menos oito terminais, com o encapsulamento DIP
(Dual-In-Line Package) sendo o mais comum (figura 25). No mundo, há muitos
fabricantes de circuitos integrados (CI), e cada um pode ter sua própria codificação
para o produto. O mesmo CI pode ser feito por diferentes fabricantes, por isso é crucial
conhecer a folha de dados (datasheet) de cada componente antes de usá-los
(Pertence Jr, 2015, pp. 6 - 8).
Figura 25 - AmpOp com encapsulamento DIP8
Fonte: Bonfim e Ronnov, 2019
Os valores da EMG podem variar consideravelmente, dependendo do tipo de
contração, do tamanho do músculo e de outros fatores relacionados a métodos e
técnicas. Uma contração isométrica, por exemplo, pode gerar uma tensão de pico a
pico de 5mV em um eletrodo de superfície. Amplitudes de pico a pico superiores a

56
‘
30mV estão relacionadas a potenciais evocados, pois nesse caso não ocorre o
cancelamento das ondas provenientes da contração voluntária. Devido à pequena
magnitude dessas tensões, é necessário o uso de instrumentação especial para o
registro do sinal EMG. Os principais critérios a serem considerados na aplicação de
um amplificador são: ganho, impedância de entrada, taxa de rejeição de modo comum
e resposta de frequência do amplificador em relação aos sinais adquiridos (Kamen &
Gabriel, 2015, p. 72).
Devido ao desequilíbrio nos transistores internos de um amplificador
operacional real, mesmo com aterramento, ocorre uma tensão na saída chamada de
tensão de offset. O ajuste de offset é crucial ao lidar com aplicações que envolvem
sinais de baixa amplitude, na ordem de milivolts (Pertence Jr, 2015, pp. 8 - 9).
Os fabricantes geralmente incluem dois terminais para conectar um
potenciômetro e ajustar ou anular a tensão chamada de offset. Esse equilíbrio corrige
uma pequena diferença de tensão entre a base e o emissor (VBE) dos transistores,
conhecida como tensão de offset de entrada Vi(offset), que é amplificada para produzir
a tensão offset de saída Vo(offset). Essa informação está disponível no datasheet.
Quando o amplificador operacional não possui essa opção de ajuste, é necessário
aplicar circuitos resistivos externos, método recomendado pelos fabricantes por ser
simples e prático (Pertence Jr, 2015, pp. 40 - 43).
A principal função do ganho é amplificar a amplitude do sinal de entrada,
possibilitando a conexão com conversores A/D na saída do amplificador (Kamen &
Gabriel, 2015, p. 74). As entradas G1 e G2 são combinadas na unidade somadora
(figura 26).
Figura 26 - AmpOp somador simples de duas entradas

57
‘
A entrada 1 é chamada de entrada não inversora, enquanto a entrada 2 é a
inversora. A entrada 1 está em fase com a saída, ao passo que a entrada 2 está
defasada em 180° em relação à entrada 1. Desta forma a tensão de saída é
proporcional à diferença entre as duas tensões de entrada (Kamen & Gabriel, 2015,
p. 70), conforme expresso por:
𝑽𝟎 = 𝑨(𝑮𝟏 − 𝑮𝟐) (1)
O "A" representa um multiplicador variável, o qual varia de acordo com cada
Amplificador Operacional (AmpOp), dependendo da magnitude original do sinal. Esse
fator é ajustável e específico para cada AmpOp.
Os amplificadores diferenciais reais têm a função de amplificar os sinais que
são comuns às entradas ativa e de referência. Esses amplificadores tratam de
fortalecer os sinais que são compartilhados por ambas as entradas, contribuindo para
a eficácia do processo (Pease, Lew, & Johnson, 2008, p. 94).
Ao posicionar dois eletrodos de forma bipolar sobre um músculo, o sinal
registrado no eletrodo G1 surge alguns milissegundos antes de chegar ao eletrodo
G2, devido à propagação do potencial de ação ao longo da fibra. Essa diferença de
tempo, chamada de latência, depende da velocidade de condução do sinal (VCFM) e
da distância entre os eletrodos. Importante notar que os eletrodos G1 e G2 não captam
exatamente o mesmo sinal simultaneamente. Se ocorrer um sinal idêntico nos dois
eletrodos ao mesmo tempo, isso é denominado modo comum, considerado um ruído
no sistema. Essa distinção temporal entre os eletrodos é fundamental para
compreender e corrigir interferências no registro do sinal. (Kamen & Gabriel, 2015, p.
72).
Pertence Jr (2015, pp. 49 - 51) indica que uma fonte de ruído próxima interfere
nos terminais de entrada do amplificador, gerando sinais indesejados com a mesma
amplitude e fase. Esses sinais se somam aos sinais originais e seriam amplificados
se não fosse a presença da razão de rejeição de modo comum (CMRR: common-
mode-rejection ratio). O CMRR desempenha o papel crucial de rejeitar ou atenuar
sinais idênticos aplicados simultaneamente nas entradas do amplificador operacional
(AmpOp), conforme demonstrado na figura 27. Esse conceito é essencial para
preservar a integridade do sinal desejado, minimizando interferências indesejadas.

58
‘
Figura 27 - Propriedade do CMRR de um AmpOp
Fonte: Bonfim e Ronnov (2019)
Um ruído de 60Hz proveniente da alimentação elétrica pode interferir na linha
de base dos dois eletrodos. Devido ao atraso Δt entre os sinais em G1 e G2, causado
pela propagação ao longo do músculo, a entrada G2 é invertida. Isso possibilita que
os componentes positivos e negativos do modo comum se anulem, preservando
apenas o sinal biológico original. Esse processo é finalizado multiplicando pelo ganho
estabelecido pelo amplificador operacional (AmpOp). Essa técnica contribui para a
eliminação do ruído elétrico, assegurando a precisão na detecção do sinal biológico:
𝑽𝟎 = 𝑨[(𝑮𝟏 + 𝒓𝒖í𝒅𝒐) − (𝑮𝟐 + 𝒓𝒖í𝒅𝒐)] (2)
Devido às variações naturais na resistência dos eletrodos em contato com a
pele entre G1 e G2, é impossível obter amplificadores operacionais (AmpOps)
idênticos. Isso resulta em diferenças no sinal de modo comum nos dois terminais. Para
lidar com esse desafio, o Common-Mode Rejection Ratio (CMRR) é selecionado com
base em sua eficácia em minimizar a interferência do ruído. Essa abordagem visa
garantir uma ótima rejeição do sinal indesejado, conforme representado na figura 28
(Kamen & Gabriel, 2015, pp. 73 - 74).

59
‘
Figura 28 - AmpOp básico formado por duas unidades somadoras
Fonte: Adaptado de Kamen e Gabriel (2015)
Pease, Lew e Johnson (2008, p. 96)descrevem o amplificador com base em
sua resistência à entrada. É crucial que essa resistência seja elevada, diferentemente
dos eletrodos, uma vez que uma resistência baixa pode reduzir o potencial fisiológico.
Segundo Kamen e Gabriel (2015, pp. 74 - 77), a impedância (Z) é uma
resistência que varia com a frequência da corrente alternada (CA). Sua magnitude é
influenciada pelos elementos resistivos e capacitivos do circuito. Portanto, a elevada
impedância de entrada de um AmpOp é uma característica crucial. Utilizando a Lei
das Malhas de Kirchhoff, que estabelece que a soma das tensões em uma malha
fechada é zero, podemos aplicar conceitos de circuito em série (figura 29) para
entender que uma impedância maior resulta em uma melhor análise do sinal nas
entradas.
Figura 29 - Circuito com dois resistores em série

60
‘
A diminuição na tensão de saída está relacionada à diminuição da tensão em cada
resistor no circuito fechado, como mostrado por:
𝑽𝟎 = 𝑽𝒊 (
𝑹𝟐
𝑹𝟏 + 𝑹𝟐
)
(3)
Essa observação é crucial porque o músculo e o AmpOp formam um circuito,
e o AmpOp atrai corrente para dentro do circuito ao estar conectado aos pontos de
medição da tensão. Isso resulta na redução da diferença de potencial entre os
eletrodos, diminuindo a tensão registrada pelo AmpOp em relação à real. Esse efeito,
conhecido como "reduzir as cargas" (Loading down) do circuito, destaca a importância
de Z, a resistência nos terminais de entrada que determina a quantidade de corrente
extraída pelo AmpOp da fonte de tensão. Portanto, a alta impedância de entrada é
importante, devido à limitada capacidade de corrente do músculo, que atua como fonte
de tensão. Entretanto, há um aspecto desfavorável relacionado à perda de tensão no
eletrodo devido às propriedades inerentes da impedância, resultando na redução da
magnitude do sinal original antes de alcançar o AmpOp. As impedâncias do eletrodo
(Re) e da entrada do AmpOp (Ri) combinam-se para formar um circuito em série. Dois
desses circuitos, um para G1 e outro para G2, surgem porque cada eletrodo está
conectado à sua própria subunidade amplificadora (figura 30). G1 e G2 estão
associados a impedâncias de entrada, resistência interna da entrada e resistência de
modo comum (Rmc) em contato com o solo. Uma impedância de entrada na ordem de
10^9 Ω é mais do que adequada para acomodar os eletrodos de superfície.
Figura 30 - Circuito esquemático das impedâncias do AmpOp
Fonte: Adaptado de Kamen e Gabriel (2015)

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