Ing. Sergiu – Claudiu Hârtopanu [609774]

UNIVERSITATEA TEHNICĂ
,,GHEORGHE ASACHI” DIN IAȘI
Facultatea de Inginerie Electrică,
Energetică și Informatică Aplicată

CERCETĂRI PRIVIND REALIZAREA ȘI CONTROLUL UNUI
ECHIPAMENT DE TIP FES – MĂNUȘĂ ROBOTICĂ
INTELIGENTĂ PENTRU RECUPERAREA FUNCȚIILOR
MOTORII ALE MÂINII
– TEZĂ DE DOCTORAT –

Conducător de doctorat:
Prof. Dr. Ing. Gheorghe Livinț

Doctorand: [anonimizat]. Sergiu – Claudiu Hârtopanu

Iași, 2015

Mulțumiri

Realizarea și finalizarea științifică a unei teze de doctorat este posibilă numai în
condiția unei î ndrumări științifice calitative realizată cu profesionalism și a unor condiții
adecvate necesare desfășurării activită ții de cercetare.
Aduc mulțumiri deosebite conducătorului științific al tezei de doctorat prof. univ. dr.
Gheorghe Livinț, pentru sprijinul, îndrumarea și sugestiile oferite în vederea eleborării
cercetării.
Adresez deosebite mulțumiri prof. univ. dr. Marian – Silviu Poboroniuc pentru
încrederea și ajutorul oferit în perfecționarea și motivarea mea.
Le mulțumesc în mod egal colegilor din laboratorul Al gCon (Algoritmi de Control)
prof. univ. dr. D orin Lucache, conf. dr. ing Georgel Paicu, Ș.l. dr.ing. Elena Dănilă, dr. ing.
Dănuț Irimia, ing. Florin Serea, pentru ajutorul oferit și atmosfera plăcută din cadrul
laboratorului.
O parte din cercetări s -au realizat în cadrul Institutul de Cercetări Eco nomice și
Sociale „Gh. Z ane” al Academiei Române din Iaș i prin proiectul “Innovation and
Development in the Patterning and Representation of Knowledge Through PhD and Post -PhD
Fellowships” POSDRU/159/1.5/S/133675.
Realizarea acestei lucrări, nu ar fi fost posibilă făra ajutorul familiei, căreia doresc
să-i mulțumesc pentru sprijinul moral și înțelegere.

Cuprins
Introducere

Capitolul 1. Fundamentarea cercetării orientată către sisteme hibride
FES – Exoschelet pentru recuperarea mâinii
la persoanele cu handicap neuromotor 3
1.1 Cadru general 3
1.2 Ce este accidentul vascular c erebral? 4
1.3 Incidența accidentelor vasculare cerebrale 6
1.4 Stimularea electrică funcțională – studiu comparativ 9
1.5 Noutăți în domeniul sistemelor rob otice FES – Exoschelet 20
1.6 Concluzii 32

Capitolul 2 . Analiza riscurilor în implementarea unui sistem FES – Exoschelet 33
2.1 Cadru general 33
2.2 Factori de risc în implementarea unui sistem Fes – Exoschelet 34
2.3 Principalii factori de risc în implementarea unui sistem FES – Exoschelet 35
2.4 Analiza calitativă și cantitativă a riscurilor în implementarea unui sistem
Fes – Exoschelet 38
2.5 Metoda Hazop în analiza calitativă și cantitativă a riscurilo r 45
2.5.1 Caracteristicile analizei Hazop 45
2.5.2 Fazele analizei Hazop 46
2.6 Particularizarea metodei Hazop pentru sistemul Fes – Exoschelet 48
2.7 Concluzii 51

Capitolul 3 . Modela rea matematică a mâinii 52
3.1 Cadru general 52
3.2 Structura anatomică a mâini i 52
3.2.1 Dispozitivul osos al mâinii 52
3.2.2 Musculatura și tendoanele mâinii 53
3.3 Modelul dinamic al mâinii 57
3.4 Concluzii 66

Capitolul 4 . Structura hardware ș i softw area sistemului FES – Exoschelet
pentru recuperarea mâinii pacienților cu AVC 67
4.1 Cadru general 67
4.2 Proiectarea mecanică a mănușii 67
4.3 Sistemul senzorial 70
4.4 Sistemul de acț ionare pentru exoschelet 71
4.5 Kitul de dezvoltare Aduino Uno 75
4.6 Stimularea electrică funcțională cu ajutorul neur ostimulatorului Moutiostim8 78
4.7 Concluzii 84

Capitolul 5 . Teste de laborator 86
5.1 Cadru general 86
5.2 Teste de laborator 87
5.3 Instrucțiuni pent ru montarea sistemului de recuperare 91
5.4 Teste pe subiecți sănătoși 92
5.5 Teste pe subiecți care au suferit accident vascular cerebral 97
5.6 Concluzii 100

Capitolul 6 . Concluzii finale, contribuții personale și dezvoltări viitoare 102

Bibliografie 108
Anexa 1 115
Anexa .2 116
Anexa .3 118
Anexa .4 121

Introducere

1
INTRODUCERE
Teza de doctorat intitulată ,, Cercetări privind realizarea și controlul unui echipament de
tip FES – Mănușă robotică inteligentă pentru recuperarea funcț iilor motorii ale mâinii” cuprinde
șase cap itole.
Capitolul 1 prezintă fundamentarea cercetării orientată către sisteme hibride FES –
Exoschelet pentru recuperarea mâinii la persoanele cu handicap neuromotor . În prima parte a
acestui capitol sunt definite noțiunile teoretice despre accidentul vascu lar și incidența acestuia,
iar în partea a doua este prezentat un studiu comparativ despre stimularea electrică funcțională
(FES) ș i noutăți din domeniul sistemelor robotice FES și exoschelet.
Capitolul 2 este dedicat analizei principalilor factori de risc ce pot să apară în realizarea
acestui prototip. S -au determinat factorii de risc ce pot să apar ă încă din faza de proiectare pâna
în faza de funcționare a acestuia , folosind metoda Hazop de analiză a riscurilor. Această anali ză
este importantă pentru a preven i din timp eventualele probleme și pentru a evita costuri le
suplimentare.
În capitolul 3 este descris modelul matematic al mâinii plecân d de la structura
anatomică a acesteia. Mâna umană este un sistem articulat, având 26 de grade de libertate.
Sistemul mâ nă umană are un număr mare de constrângeri, astfel existând dependențe între
degete și articulații. Pentru a modela articularea degetelor este necesară descrierea structurii
cinematice a mâinii umane. Din acest motiv, fiecare deget este considerat un lanț cinematic cu
baza în palmă și cu fiecare vârf de deget , drept efector final.
Capitolul 4 al tezei prezintă cercetările realizate pentru dezvoltarea unui exoschelet
care sprijină activitățile mâinii prin utilizarea control ului și arhitecturi i virtuale pentr u
dexteritate și prindere cu ajutorul unui dispozitiv care acționează în paralel cu mâna, în scopul
de a compensa o anumită funcție pierdut ă. În plus, cu tehnică de reabilitare FES, acesta are un
mare potențial inovator și de aplicabilitate în clinici . Rea lizarea acestei mănuși trebuie să se
bazeze pe următoarele criterii și nevoi:
a) structur a mecanică nu poate fi integrată separat de si stemul senzorial, de acționare ș i
control;
b) acest sistem trebuie să respecte trei caracteristici pentru controlarea forței de prindere:
 acest sistem suportă forț e de prindere proporționale cu forțele de prindere umane;
 acest sistem nu deranjează mișcarea degetului uman;
 ansamblul format din exoschelet și deget ul uman ar trebui să realizeze aceeași variație
a mișc ării ca și dege tul uman . Astfel în acest capitol este prezentată structura hardware și cea

Introducere

2
software necesară realizării unui balans controlat între stimularea electrică funcțională și
exoschelet.
Capitolul 5 descrie procesul de analiză a rezultatelor experimentale cu pr ivire la
funcționarea și folosirea sistemului creat pentru recuperarea persoanelor ce au suferit un
accident vascular. S -au analizat timpii de răspuns ai motoarelor în funcție de senzorii , ce
detectează nivelul de flexie și extensie al degetelor , precum și activarea proporțională a
stimulării electrice cu extensia mâinii.
Teza se încheie cu Capitolul 6 în care sunt prezentate concluzii, contribuții personale
precum și perspective de dezvoltări viitoare.

Capito lul 1

3
CAPITOLUL 1
Fundamentarea cercetării orientată că tre sisteme hibride
FES – Exoschelet pentru recuperarea mâinii la persoanele cu
handicap neuromotor

1.1 Cadru l general
Comunitatea științifică a devenit tot mai interesat ă de Robotică de reabilitare , o ramură
a Roboticii și a Mecatronicii , care se ocupă cu studiul sistemelor robotice complexe având ca
scop restabilirea funcțiilor umane , pentru oameni i care suferă traumatisme majore , rezultate în
urma accidentelor vasculare cerebrale și a bolilor cerebrovasculare (AVC ).
Stimularea electrică funcțională est e o tehnologie folosită cu succes în procesul de
reabilitare al persoanelor cu handicap neuromotor. În momentul actua l este comun acceptată
ideea că stimularea electrică produce contracția mușchilor prin introducerea artificială a unui
tren de impulsuri în nervii care deservesc mușchi i respectivi . Dispozitivele care furnizează
aceste trenuri de impulsuri poartă numele de neuroproteze.
Stimularea electrică funcțională – FES (functional electric al stimulation) se utilizeaz ă
pentru realizarea mișcărilor funcți onale controlate, prin inter mediul stimului electric.
Contracție musculară generată este activă, iar declanșarea secvențelor contracției se face de
către c omputer sau terapeut. E lectrozii sistemului pot fi implantați sau de suprafață.
Noutatea acestui sist em constă în realizarea unui balans controlat între stimularea
electrică și mișcarea mecanică produsă de exoschelet. Prin exoschelet se înțelege înveliș ul
exterior sau schelet artificial, în cazul nostru o mănușă cu tendoane artificiale acționate de
servom otoare liniare.
Din punct de vedere al reabilitării după un accident vascular cerebral, este
important ca pacientul să continue exercițiile terapeutice , pentru o recuperare de succes . Se știe
că recuperarea pacienților care au suferit o leziune a creierulu i este influențată în mare măsură
de activitatea senzo -motorie.
Importanța recuperării pentru persoanele care au suferit un accident vascular este
esențială atât din punctul de vedere al beneficiilor aduse direct pacientului, cât și din punctul
de vedere a l societății, bolnavul putând relua autoîntreținerea sau chiar activitatea productivă.
Centrele de recuperare sunt punctele -cheie care contribuie la creșterea supraviețuirii și a
calității vieții zilnice pentru pacienții cu accidente vasculare. Popescu C.D et al 2006

Capito lul 1

4
1.2 Ce este accidentul vascular c erebral?
OMS definește accidentul vascular cerebral ca «un sindrom clinic cu dezvoltare rapidă,
cu tulburarea globală sau focală funcției cerebrale, cu durata mai mare de 24 ore sau care duce
la deces fără nici un motiv nonvascular evident» Manea M. et al 2014, Aho K et al, 1980 .
Accidentul vascular cerebral apare atunc i când un vas de sânge, care furnizează sânge
la nivelul unei zone a creierului , se sparge sau este blocat de un cheag sangvin. Ca rezultat,
acea parte a corpului care este controlat ă de zona afectat ă a creierulu i nu mai poate funcționa
în parametri neurologici normali .
În cazul în care apar urmările unui AVC este necesar un tr atament de urgență, exact ca
și în cazurile de infarct miocardic. Dacă tratamentul medical este început câ t mai curând după
apariția simptomelor, cu atât mai puține celule nervoase vor fi afectate permanent.
De obicei , simptomele apar brusc la câteva minute după suferirea atacului și sunt de
cele mai multe ori severe provocând moartea țesutului cerebral . Accidente le vasculare
cerebrale , care rămân stabile timp de 2 sau 3 zile sunt numite accidente vasculare cerebrale
finalizate . Accidente vasculare poate fi ischemic sau hemoragic. Cel mai întâlnit tip de accident
vascular cerebr al (80% din AVC) este cel ischemic care se produc e atunci când vasul de sânge
este blocat, fie de un cheag dezvoltat la nivelul unei artere ce irigă creie rul, fie de un cheag ce
poate să migreze din orice regiune a corpului (figura 1 .1). Principali i factor i de risc sunt
reprezentați de :
 hipertensiunea arterial ă;
 diabetul zaharat tip 2;
 creșterea grăsimilor în sânge;
 fumatul;
 obezitatea;
 sedentarismul;
 consumul exagerat de alcool.

Capito lul 1

5

Fig. 1 .1 AVC Ischemic , www1
Accidentul vascular hemoragic (figura 1.2) se produce atunci când un vas de sânge se
rupe, sângele se acumulează și realizează compresia țesutului cerebral din jur. Acest tip de
accident cerebral e ste întâlnit mai rar, în aproximativ 10 – 20% din cazuri. Printre cauzele care
determin ă instalarea unui accident vascular ischemic se numără :
 arterioscleroza;
 embolia vasculară ;
 artrite;
 traumatisme directe ale vaselor cervicale;
 compresiuni ale vaselor;
 tulburări de coagulare ale sângelui;
 aritmiile cardiace;
 prolapsul de valvă mitral ă;
 infarctul mioc ardic;
 hipertensiunea arteriala.

Fig.1.2 AVC Hemoragic www2

Capito lul 1

6
Simptomele variază în funcție de locația de sângerare și cantitatea de ț esut cerebral afectat.
De cele mai multe ori , simptomele apar brusc, f ără avertisment, mai ales în timpul activității.
Ele pot să apară și să dispară (episodic) sau să se agraveze încet în timp. Acestea pot fi:
 comă;
 stare de somnolență;
 dificultate î n vorbire;
 inconștiența;
 dificultate în citire și scriere;
 pierderea echilibrului;
 amorțeală.
Pentru persoanele ce au suferit un accident vasular este recomandat să nu ia în greutate
deoarece pe un sistem osos deficitar kilogramele în plus reprezintă un efort mai mare din partea
pacientului. Deasemenea pentru pacientii care stau nemișcați un timp mai îndelungat apare
distrofia mu sculară, în acest caz este recomandată stimularea ele ctrică pentru prevenirea
distrofi ei musculare instalate.

1.3 Incidența accidentelor vasculare cerebrale
În prezent una din cele mai mari amenințări pentru populație, la nivel mondial , o reprezintă
accid entele vasculare cerebrale, care devin o problemă majoră de sănătate a populației. Prin
incidență înțelegem frecvența cazurilor de accidente vasculare cerebrale, înregistrate într-o
anumită perioadă de timp pe un anumit teritoriu.
La nivel mondial, acciden tul vascular cerebral reprezintă una din cauzele principale de
morbiditate și mortalitate, Lopez AD, et al, 2006 , anual provocând decesul a cinci milioane de
oameni și dizabiliăți severe altor cinci milioane. Potrivit Organizației Mondiale a Sănătății în
anul 2001 s -au înregistrat 5,5 milioane de decese prin accidente vasculare cerebrale și anual
circa 15 milioane de persoane supraviețuiesc unui accident vascular cerebral.
La nivel global, există diferențe majore în incidența mortalității prin accidente vas culare
cerebrale și anume între America și Japonia, Europa de Vest și Europa de Est. Ratele de
mortalitate prin AVC diferă și î ntre grupurile rasiale, spre exemplu negrii sunt predispuși de
două ori mai mult să moară din cauza acestei boli decât albii. Rat e ridicate de incidență AVC
au în special chinezii și japonezii. Mariana -Alis Neagoe, 2013
Letalitatea prin accidente vasculare cerebrale este de 11% pentru femei și 8,4% pentru
bărbați. Studii prospective arată că această afecțiune crește an de an, atât c a incidență cât și ca

Capito lul 1

7
prevalență, apreciindu -se de experții Organizației Mondiale a Sănătății, că accidentele
vasculare cerebrale vor deveni până în anul 2030 principala cauză de mortalitate.
În Europa, incidența AVC variază de la țară la țară, fiind estim ate între 100 și 200 de
accidente vasculare cerebrale noi la 100.000 de locuitori anual, reprezentând o imensă povară
economică.
În România, se înregistrează aproximativ 300 de accidente vasculare cerebrale noi la suta
de mii de locuitori, față de o medie europeană de până în 200 de AVC, aproximativ 900.000
de cetățeni au suferit una sau două accidente vasculare cerebrale. Vârsta la care accident ul
vascu lar cerebral apare în România a început să scadă, multe cazuri noi sunt diagnosticate sub
40 de ani. Potrivit stati sticilor OMS România se situează pe primul loc în ceea ce privește
mortalitatea cât și invaliditatea majoră. Popescu BO, 2009
În anii 2008 – 2010 ( Neagoe M.A., et al,2010) s-a realizat un studiu pe teritoriul țării
noastre asupra incidenței AVC. Studiul s -a realizat pe un număr de 468, 635 de pacienți, din
care 212,714 au fost bărbați (45,4%) și 255,921 (54,6%) femei, diagnosticați cu accident
vascular cerebral, afecțiune documentată prin date ce au fost furnizate de către spitale în
perioada 2008 – 2010. În figura 1.3 este reprezentată această i ncidență in funcție de sex și
vârstă. Cele mai multe cazuri de accident vascular cerebr al s-au înregistrat în București și în
județele Bacău, Vâlcea, Prahova. C ele mai puține afecțiuni de acest tip s e înreg istrează în
județele Harghita, Sălaj și Covasna (figura 1.4).

Fig.1.3 Incidența AVC în România , în funcție de vârstă și sex 278 259 85039401536856428 5549061435
18112
554191 244 980408219716511066180387494
29307
998
020000400006000080000100000120000140000160000
sub 10 ani 10-20 ani 21-30 ani 31-40 ani 41-50 ani 51-60 ani 61-70 ani 71-80 ani 91-90 ani peste 90
ani Barbati Femei

Capito lul 1

8

Fig. 1.4 Incidența AVC în funcție de județ
Studiile statistice au demonstrat că accidentele vasculare cerebrale apar în 75% di n
cazuri după vârsta de 65 de ani, vârstă la care și recuperarea post AVC este mult mai dificilă. 0 5000 10000 15000 20000 25000 30000 35000BucurestiBacauVilceaPrahovaConstantaDoljHunedoaraSuceavaArgesAlbaOltBihorClujTeleormanGorjIasiBuzauGalatiDimbovitaBrasovMuresIalomitaMaramuresBrailaTimisBotosaniCaras-SeverinVasluiNeamtSatu-MareGiurgiuCalarasiMehedintiAradIlfovSibiuVranceTulceaBistrita-nasaudHargitaSalajCovasna

Capito lul 1

9
Potrivit ultimelor statistici ale OMS, accidentele vasculare cerebrale vor deveni, până
în anul 2030, principala cauză a mortalității în lume, ajungând la apr oximativ opt milioane de
morți anual. La nivel global între 2 – 4% din costurile serviciilor de sănătate se duc spre
accidentele vasculare cerebrale, iar în zonele dezvoltate depășesc 4%. Strong , 2007 . Un studiu
realizat în anul 1990 arată c ă Marea Britan ie a cheltuit 7,6 miliarde de lire sterline, Australia
1,3 miliarde de dolari australieni iar SUA 40,9 miliarde de dolari, ceea ce rezultă că s -au
cheltuit circa 100 de dolari pe locuitor într -un an. Rosamond W, 2008
Medi cii specialiști susțin că, cei care suferă un accident vascular cerebral, o treime mor în
primul an după accident, o treime rămân cu handicap permanent, iar restul se recuperează,
www3 . S-a demonstrat că a tacul cerebral are cel mai mare grad de prevenire datorită factorilor
de risc modifica bili, comuni cu ai altor afecțiuni cardiovasculare ce oferă oportunități de
prevenire.

1.4 Stimularea electrică funcțională – studiu comparativ
Creierul este un organ care are capacitate mare de refacere, însă nu se poate regenera în
totalitate. Porțiunil e encefalului neafectate de accidentul vascular cerebral pot prelua cu succes
funcția țesutului cerebral lezat, datorită capacității cortexului de a forma noi reflexe
condiționate dezvoltate prin învățare repetată. Astfel se explică necesitatea exercițiile intensi ve
și repetitive în modifica rea fiziologiei neorocortexului, care atrage după sine recuperarea
abilităților motorii funcționale.
Scopul recuperării medicale este de a permite persoanelor cu di zabilități atingerea și
menținerea funcției optime fizi ce, intelectual e, psihologice și/sau sociale , International
classification of functioni ng disability and Health, 2001 . Scopurile recuperării medicale se pot
extinde de la intervenții pentru diminuarea dezabilităților la interveniții mai complexe cu
scopul de a încuraja participarea activă. Partea de recuperare concentrată pe activitățile vieții
curente, este asociată cu prognostic funcțional mai bun Kwakkel G, et al, 2004 – Langhorne P,
et al, 1996 .
Recuperarea post -AVC se face încă din faza acută, cu exerc iții de mobilizare pasivă și
activă ajutate (asistate) zi lnic, precum: ridicarea treptată a pacientului din pat, șederea în scaun
și identificarea deficitelor de comunicare. Ulterior, bolnavul este trimis la fizioterapie sau la
terapie ocupațională în scau nul cu rotile.
Urmează ca pacientul internat să exerseze activitățile de transfer (din pa t în scaunul cu
rotile și invers ), activitățile pregătitoare pentru mers, practicarea activităț ii cotidiene de

Capito lul 1

10
autoîngrijir, îmbrăcare și antrenarea comunicării. Se va urma, de asemenea, și o terapie prin
care pacientul este învățat să înghită. În această etapă, se învață mersul asistat (eventual cu
ajutorul unor dispozitive de mers) și deplasarea la baie. Pacientul poate rămâne cu tulburări de
limbaj, caz în care este nevoie de logopedie. După ce bolnavul este externat, familia joacă un
rol important în tratamentul de recuperare a acestuia. Toți membrii familiei învață programul
stabilit de medic la domiciliu.
Pacientul care a suferit un AVC învață acum să -și ia singur medicamentele. Începe să
facă in dependent trans ferul din/în scaunul cu rotile și să se deplaseze cu acesta . În această etapă,
bolnavul este mai sigur pe forțele lui și se descurcă de unul singur în bucătărie și în baie,
urmează o dietă adecvată și începe s ă comunice. Ultima etapă, care durează mai mult, în funcție
de intensitatea AVC, constă în programe de exerciții efectuate în mod activ sau pasiv
(electrostimulare/electrogimnast ică sau gimnastică pasivă). www3
Stimularea electrică, denumită și elect rotera pie, amintită încă din anii 400 î.C., când a
fost menționată utilizarea peștelui torpilă – Torpedo nobiliana , pentru a reduce rea și
controla rea durererii anumitor părți ale corpului uman. Acest pește poate produce șocuri
electrice cu valori între 100 V și 150 V, astfel încât prins viu din lacuri, și plasat deasupra
părților dureroase ale corpului omenesc, se spune că avea proprietatea de a alina durerea. În
anii 1965, electroterapia și -a recâștigat popularitatea odată cu apariția și validarea unei noi
teorii legată de percepția durerii. Această teorie afirmă că percepția durerii depinde de balansul
între activitatea în fibrele n ervoase de diametre mari și mici. Astfel, s -a lansat ipoteza că o
creștere a activității în fibrele nervoase de diametre mari ar res trânge activitatea în fibrele
nervoase de diametre mici, blocând astfel transmisia semnalelor durerii către creier (calea
aferentă). În cazul ideal, poarta de trecere a acestor semnale aferente, cu rol în percepția
durerii, este închisă, prin activarea ade cvată a fibrelor nervoase de diametre mari Gersh MR, et
al, 1992 . Stimularea electrică activează inițial fibrele nervoase de diametre mari, și doar prin
creșterea intensității stimulării electrice sunt activate și fibrele nervoase de diametre mici.
În zile le noastre este comun acceptată definiția că stimularea electrică produce
contracția mușchilor, prin introducerea artificială a unui tren de impulsuri în nervii care
deservesc acești mușchi. Astfel, în cazul persoanelor cu leziuni la nivelul sistemului ner vos
central (SNC), stimulul electric aplicat artificial înlocuiește comanda, acum deficitară, care
înaintea producerii evenimentului nedorit era generată voluntar de către sistemul nervos central
valid. Stimularea electrică se poate realiza cu electrozi de suprafață sau implantați Dupont A. C.
et al., 2002, Loeb GE, et al, 2001 . Deoarece, în general, stimularea electrică va produce o
contracție musculară suficientă pentru realizarea unei mișcări funcționale ( exp. extensia

Capito lul 1

11
articulației genunchiului prin stimu larea mușchilor cvadricepși, flexiunea dorsală a piciorului
prin stimularea mușchiului tibial anterior), tehnica poartă numele de stimulare electrică
funcțională (FES în literatura de specialitate în limba engleză). Condiția de bază pentru a realiza
contra cția unui mușchi pe baza aplicării stimulării electrice este ca nervul care va comanda
contracția acestuia, să fie intact. Astfel, în cazul unui subiect cu accident vascular cerebral
(AVC), este afectat sistemul nervos central, dar sistemul nervos periferi c rămâne intact.
Prin activarea secvențială a lojelor musculare, de exemplu la nivelul membrelor, se
poate produce o mișcare complexă mimând activități care anterior afectării sistemului nervos
central erau efectuate voluntar. Prin aplicarea tehnicilor de stimulare electrică funcțională unii
pacienți paralizați (leziuni medulare la nivel toracic T7 -T12), pot efectua acțiuni de transfer
scaun cu rotile -pat, scaun cu rotile -toaletă, exerciții de menținere a ortostațiunii, Poboroniuc
M, et al, 2004, Poboroniuc M, et al, 2002 sau chiar exerciții de mers, Fuhr T, et al, 2001 . Dacă
leziunea medulară se află la un nivel sub T12/L1 atunci nervii periferici ar putea fi lezați, partea
situată distal a acestora degenerând, si astfel nu s -ar mai pute a produce excitarea electrică.
Condiția necesară pentru ca stimularea electrică să producă contracția mușchiului vizat este ca
partea din sistemul nervos central (SNC) cât și cea din sistemul nervos periferic (SNP) care
face legătura în tre mușchi și encefal să fie intactă .
Mișcarea corpului , totală sau parțială, în mediul său de viață căt și interacțiunea lui cu
stimulii extermi se realizază cu ajutorul s istemul nervos al vieții de relație care conține două
subsisteme: sistem nervos central (SNC) și sistem nervos periferic ( SNP). Anatomic sistemul
nervos periferic stabilește legătura dintre stimulul natural sau artificial și SNC prin structuri de
tip receptor , iar fiziologic are capacitatea de a tra nsmite impulsul nervos la centrii encefalului.
SNP (figura 1.6) este format di n 12 perechi de nervi cranieni și 31 perechi de nervi spinali.
Nervii pe taseul lor prezintă ganglioni nervoși. În funcție de tipul de informație transmisă nervii
pot fi senzitivi (transmit informații de la receptor spre centrii nervoși), nervi motori (tr ansmit
informații de la centri nervoși spre efectori) și nervi micști care conțin atît fibre ner voase
motorii cît și senzitive. S istemul nervos central conține măduva spinării și encefalul (figura 1.5)
format din: trunchi cerebral (bulb rahidian, puntea lui Varolio, mezencefal), cerebel,
diencefalul și emisfrele cerebrale.

Capito lul 1

12

Fig. 1.5 Sistemul nervos central Gh. P. Cuculici et al

Fig. 1.6 Sistemul nervos periferic Gh. P. Cuculici et al
La baza funcției sistemului nervos stă actul reflex care are ca suport anatomic arcul
reflex. Reflexul reprezintă reacția de răspuns a centrului nervos la stimularea unei zone
receptoare. Reacția reflexă poate fi inhibitoare sau excitatoare. Arcul reflex este format din

Capito lul 1

13
cinci componente anat omice: receptorul, calea aferentă, centrul nervos (centrul de comnadă),
calea eferentă și efectorul. Niculescu Th.C. et al,2009.
Receptorul este structura anatomică excitabilă la variațiunile de potențial ale stimulilor.
Receptorii pot fi: celule epiteliale specialiate și diferențiate în c elule senzoriale, corpusculi
senzitivi și terminațiuni butonate ale dendritelor. Receptorul transformă energia excitantului în
influx nervos (impuls nervos). Un receptor poate fi stimulat de orice formă de energie cu o
intensitate mult mai mare decât enrgi a specifică. Roșu I. et al, 2009.
Calea aferentă este reprezentată de nervi senzitivi care conduc impulsul nervos de la
receptor la centru de analiză. Receptorul stabilește un contact sinaptic cu dendritele neuronilor
senzitivi din ganglionul spinal sau a g anglionilor de pe traseul nervilor senzitivi.
Unitare morfofuncțională a sistemului nervos este neuronu l care prin prelungirile sale
neuronale formează substanța albă a SNC, iar corpul neuronal formează substanța cenușie. Cele
două substanțe au așezări dif erite în sistemul nervos central. Substanța cenușie în măduva
spinării este localizată central sub forma literei H, iar substanța albă este situată periferic sub
formă de cordoane. În trunchiul cerebral substanța cenușie este localizată central sub formă d e
nuclei, iar la nivelul cerebelui este organizat sub formă de nuclei dar și periferic fărmînd scoarța
cerebeloasă. Emisfrele cerebrale conțin susbstanță cenușie la exterior care formeaxă scoarța
cerbrală (nevraxul). Nevraxul este organizat în zone motorii și în zone senzitive. Zonele motorii
sunt responsabile de co ordonare motricității voluntare Siegfried Brehme et al, 1999. Mișcările
involuntare sunt dirijate de centrii motori subcorticali. Nevraxul cortical și subcortical are
limite reduse de regenerare bilologică chiar dacă reprezintă o parte importantă anatomică și
fiziologică a corpului. Un avantaj este că în nevrax se pot forma reflexe condiționate învățate
prin care creierul recuperează prin adaptare sau substituire (scaun cu rotile, proteze mecani ce)
o serie de necesități locomotorii pierdute pe parcursul vieții. Astfel când rezultatele evoluției
spontane și recuperarea sunt sub așteptări, stimularea electrică funcțională poate veni în
sprijinul reabilitării cu rezultate mult mai bune, inducând fun cții neuronale modulate extern.
Conceptul de stimulare electrică funcțională a fost propus încă din anii 1960, de către
Liberson, Liberson W et al, 1961 . Experimentul efectuat prin plasarea unor electrozi de
suprafață în apropierea nervului sciatic poplite u extern (SPE), a evidențiat activarea flexiunii
dorsale a piciorului unui subiect cu hemiplegie. Activarea stimulului electric în concordanță cu
mersul s -a realizat prin plasarea unui comutator plat sub călcâi. Concluziile acestui experiment,
publicate d e către Liberson, au evidențiat o îmbunătățire semnificativă a mersului pacienților
hemiplegici care au testat acest tip de neurostimulator.

Capito lul 1

14
În general, stimularea electrică poate fi utilizată în scop terapeutic sau funcțional.
Dintre beneficiile utilizăr ii stimulării electrice în scop terapeutic și funcțional se pot enumera
Poboroniuc Marian -Silviu, et al, 2006 :
– îmbunătățirea tonusului muscular și împiedicarea atrofierii mușchiului paralizat;
– reducerea spasticității;
– îmbunătățirea circulației sanguine și a sănătății pielii;
– încurajează revenirea controlului voluntar a musculaturii paralizate;
– reducerea subluxației la nivelul umărului (în hemiplegie) și prevenirea durerilor
asociate cu aceasta;
– prevenirea sau corecția contracturilor articulare;
– stabilizare a articulațiilor șoldului, genunchiului și piciorului, utile în acțiuni de
menținere a ortostațiunii, mișcări de transfer scaun -pat, scaun -toaleta, etc. (de exemplu
la pacienți cu AVC);
– asistență în desprinderea piciorului de pe sol pentru efectuarea unui pas (cazul flexiunii
dorsale deficitare a piciorului).
Lezarea sistemului nervos central prin accident vascular cerebral (AVC), scleroză
multiplă, leziuni medulare la un nivel peste T12, etc., lasă intact sistemul nervos periferic, astfel
încât aparatele p entru electrostimulare transcutanată actuale urmăresc activitatea electrică a
nervilor motori periferici ale acelor mușchi care pot produce mișcarea dorită a membrelor și
care nu pot fi controlați voluntar.
Se pot distinge două concepte importante:
 cu cât electrodul este mai aproape de țesutul țintă cu atât este mai ușor a izola câmpul
electric aplicat la o regiune mai mică;
 efectul câmpului electric aplicat este mai mare asupra axonilor cu diametru mai mare,
înveliți în teaca de mielină, aflați în vecinăta tea locului de generare a câmpului electric.
Nervii motori, care vor genera contracția musculară, pot fi activați prin intermediul
electrozilor plasați pe suprafața pielii, la suprafața mușchiului, în mușchi, pe nervul motor sau
în nervul motor. Indiferent de tipul de electrozi utilizați în aceste cazuri de electrostimulare,
aceștia trebuie să satisfacă cerințe legate de compatibilitate țesut -material electrod,
compatibilitate mecanică și eficacitate în a transfera sarcina electrică necesară în stimulare fă ră
a deteriora materialul electrodului sau țesutul muscular.
Comanda pentru contracție sau relaxare a unui mușchi este primită de la creier prin
intermediul conexiunilor sistemului nervos. Utilizarea stimulării electrice în scop terapeutic
este legată tocm ai de excitabilitatea acestei unități de bază a corpului omenesc, care acționează

Capito lul 1

15
asupra elementelor receptoare/transmițătoare. Conexinea dintre celula nervosă și fibra
musculară se numește placă motorie.
Celula nervoasă (neuronul) este alcătuită din nucl eu, membrană celulară, citoplasma cu
un aspect fluid localizată între nucleu și membrana celulară. Neuronul prezintă mai multe
prelungiri groase la bază, subțiri spre vârf numite dendrite și o prelungire mare, unică numită
axon care se termină cu arborizaț ia axonică finalizată la rândul ei cu butonii terminali bogați în
vezicule cu mediatori chimici. Între butonii terminali ai arborizației axonice și corpul celular
sau dendritele altui neuron se stabilesc legaturi de tip sinapsă care transmite informația că tre
alte celule ale corpului, sau părți ale corpului. Între butonul terminal al axonului (segment
presinaptic) și dendrita sau corpul celular al altui neuron sau un alt tip de celulă (segment
postsinaptic) se află spațiul sinaptic unde se unde se descarcă mediatorul chimic din veziculele
butonului terminal pentru a facilita transmitere impulsului nervos.
Membrana celulară este compusă din două straturi de molecule lipidice între care se
interpune un strat de molecule proteice. Semnalele electrice sunt obți nute prin modificări ale
diferențelor de potențial ale membranei celulei nervoase. Una dintre proprietățile de bază ale
celulei nervoase este excitabilitatea și constă în a răspunde la stimuli de diverse tipuri și de
a-i converti în impulsuri nervoase. Un stimul este definit ca fiind orice eveniment care poate
altera potențialul electric al membranei celulei nervoase. Dacă o modificare locală a
potențialului electric are o amplitudine suficientă, acest lucru va genera un potențial de acțiune
care va fi dir ecționat către axon străbătându -l, cu pierderi foarte mici în amplitudine. Acest
potențial de acțiune, sau „impuls” , este unitatea de bază a mesajului prin intermediul căruia se
realizează comunicarea nervoasă.
În cazul aplicării stimulului electric prin i ntermediul unor electrozi plasați la suprafața
pielii, curentul electric circulă între cei doi electrozi (figura 1.7), astfel la suprafața de contact
dintre electrod – piele are loc o conversie între curentul circulând prin cablurile care cuplează
electroz ii la stimulator (aparat de electrostimulare transcutanată) și curentul format din ioni
(Na+ și K+) care circulă prin țesutul de sub piele.

Capito lul 1

16

Fig.1.7. Generarea potențialului de acțiune în apropierea punctului motor prin stimulare
electrică cu electrozi d e suprafață Poboroniuc Marian -Silviu, et al, 2006
Electrodul pozitiv (anod) va atrage ionii negativi și va respinge ionii pozitivi, în timp
ce electrodul negativ (catod) va atrage ionii migratori pozitivi și îi va respinge pe cei negativi.
Efectul va consta într-o mișcare ordonată a particulelor purtătoare de sarcină electrică. Astfel,
mișcarea ionilor de sodiu și potasiu de -a lungul membranei axonului va cauza potențialul de
acțiune și deci producerea impulsului nervos Poboroniuc Marian -Silviu, et al, 2006.
Trebuie remarcat faptul că producerea potențialului de acțiune prin aplicarea stimulului
electric, la suprafața pielii, depinde în mod critic de impedanța electrod -piele (suma
elementelor rezistive și capacitive care se opun curgerii curentului electric), de orientarea și
dimensiunile electrozilor, și de parametrii stimulului electric aplicat. Așezarea electrozilor în
proximitatea nervilor are mare importanță. Producerea potențialului de acțiune are probabilitate
mai mare de realizare în axonii mai largi, deoarece aceștia prezintă o impedanță mai scăzută.
Componentele necesare transmiterii stimulului electric de la neurostimulator la
tandemul muschi -nerv sunt electrozii de electrostimulare. De neglijat este aria suprafeței
electrozilor, deoarece o suprafață mare poate conduce la o difuzie a sarcinii electrice care poate
afecta excitația nervoasă dorită, pe când o arie prea mică poate avea ca rezultat o densitate mare
a sarcinii electrice, putând provoca disconfort utilizatorului sau chiar arsuri ale pielii. În funcție
de modul de plasare a electrozi lor aceștia pot fi de două tipuri : electrozi plasați direct pe
suprafața pielii și electrozi implantați .
A) Electrozi i plasați direct pe suprafața pielii se mai numesc și electrozi transcutana ți, ceea
ce înseamnă pur și simplu "pe suprafața pielii ". Condițiile care se cer a fi îndeplinite de
către acest tip de electrozi, pentru a permite o utilizare de durată în sisteme de control
FES, pot fi sintetizate astfel:
 impedanță scăzută;
 să asigure o densitate uniformă a cur entului electric pe suprafață sa;

Capito lul 1

17
 să fie ușor de aplicat /(desprins) pe/ (de pe) piele;
 flexibilitate pentru a menține un bun contact cu pielea chiar pe porțiunile de curbură ;
 aplicarea pe piele să nu conducă la o iritare a acesteia în decursul unei utiliz ări de durată.
Aria acestor electrozi este în general de peste 5 cm2, în funcție de mărimea mușchiului
care se dorește a fi stimulat (figura 1.8.). Electrozii pentru stimulare transcutanată de suprafață
pot fi utilizați atât în configurație monopolară, cât și bipolară.

Fig. 1.8 Tipuri de electrozi pentru stimulare transcutanată cu gel (tip Pals Plus) Poboroniuc
Marian -Silviu, et al, 2006
Parametrii stimulului electric utilizat depind de forma de undă a stimulului electric
aplicat, aria suprafeței electr ozilor în contact cu pielea, materialul electrozilor, poziția lor
deasupra unei loje mu sculare, impedanța pielii, etc. În general, pentru o formă de undă bifazică
cu pulsuri dreptunghiulare, curentul are valori de peste 30 mA, durata pulsurilor este prescr isă
între 100 μs și 300 μs, frecvența este de 40 Hz, iar impedanța electrozilor este între 1 kΩ și 5
kΩ.
O primă limitare a tehnicilor de control FES care utilizează electrozi de suprafață,
constă în aceea că nu se pot stimula în mod selectiv mușchi i de di mensiuni mici. De asemenea,
mușchii de adâncime nu pot fi stimulați fără a stimula mușchii care se află mai aproape de
suprafața pielii. Mai mult, este dificil a realiza o gradare de finețe a forței dezvoltate de mușchi
prin contracția provocată de stimulu l electric, deoarece mișcarea relativă între electrod, odată
cu pielea, și mușchi va modifica relația intensitate stimulare – forță dezvoltată.
A) Electrozi implantați.
Electrozii implantați se pot împărți în două categorii:
 electrozi implantați în mușchi, pe ntru excitarea motoneuronilor Marian Poboroniuc, et
all, 2005;
 electrozi conectați la nerv Poboroniuc Marian -Silviu, et al, 2006 .

Capito lul 1

18
Prin comparație cu electrozii pentru electrostimulare transcutanată, electrozii implantați
oferă o mai bună selectivitate, rep etabilitate la nivel de intensitate a contracției produse și
poziționare permanentă.
De asemenea, senzația produsă de stimulul electric este mult mai confortabilă pentru
utilizator, electrozii fiind poziționați la distanță față de receptorii durerii, iar amplitudinea
curentului stimulului electric necesară pentru a produce o aceeași contracție musculară ca și în
cazul electrozilor de suprafață, este mult mai redusă. Potențialele dezavantaje sunt legate de
posibile infecții și deteriorarea în timp a electro dului și țesutului din imediata vecinătate,
datorată unor procese chimice electrod -țesut, care pot impune intervenții chirurgicale.
Electrozii implantați, suturați pe mușchi, conțin o parte conductivă de 3 mm diametru
care va fi în permanent contact cu muș chiul, suportul acestuia fiind învelit într -un polimer.
Electrozii de acest tip sunt implantați chirurgical, pe mușchi, în apropierea punctului motor.
Electrozii elicoidali (figurile 1.9 și 1.10), sunt realizați în așa fel încât să se înfășoare în
jurul ne rvilor care se dorește a fi stimulați. Aceștia se pot prezenta sub forma unui tub, sau sub
forma unei spirale. Există și varianta înțepării nervului și introducerii unor electrozi în
interiorul acestuia, dar avantajul electrozilor elicoidali constă în acee a că intervenția
chirurgicală se simplifică și se reduce riscul deteriorării nervului.

Fig. 1.9 Structura unui electrod elicoidal cu înveliș siliconic și contacte la care
se conectează cablurile de alimentare Poboroniuc Marian -Silviu, et al, 2006
În cazu l electrozilor implantați intramuscular, o contracție consistentă se poate obține
pentru parametri ai stimulului electric, de valori: amplitudine curent 20 mA și durată puls 200
μs, fiind de ordinul a 10% din sarcina electrică care ar fi fost necesară pent ru stimularea cu
electrozi de suprafață. Impedanța electrozilor implantați intramuscular este de 300 Ω, dar
valoarea totală aimpedanței țesutului și suprafeței anodului ajunge la valori de 1,5 kΩ.

Capito lul 1

19

Fig. 1.10 Electrod elicoidal tip FhG -IBMT Poboroniuc Mari an-Silviu, et al, 2006
Neurostimulatoarele pentru exerciții sunt proiectate pentru reabilitarea musculaturii
vizate pentru suportul mersului, prin exerciții. Stimulatoarele furnizează trenuri de impulsuri,
care modulează semnale de excitație nervoasă care în mod normal sunt generate de către
sistemul nervos central către structurile nervoase valide. Dacă am dori să modelăm matematic
un astfel de circuit electric, acesta ar cuprinde modele matematice pentru stimulator, electrozi
și țesuturi stimulate. Țesutu rile musculare se comportă ca un conductor ionic având o
impedanță cuprinsă între 10 Ω și 100 Ω, iar electrozii sunt conductori capacitivi cu o impedanță
între 500 Ω și 5 kΩ, inducând un defazaj între 10o și 30o.

Fig. 1.11 Parametrii corespunzători unei forme de undă a stimulului electric
Parametrii stimulului electric (figura 1.11) care pot fi controlați sunt:
 curentul;
 tensiunea;
În general, stimulatoarele sunt dispozitive electronice cu impedanță mare de ieșire,
furnizând curent constant.
În lucrarea ”Utilizar ea stimulării electrice funcțio nale în recuperarea bolilor neurologice”
Popescu C.D. et all prezintă un studiu de caz cu privire la beneficiile stimulării electrice pentru
persoanele cu AVC și SM (scleroză multiplă) ce a fost efectuat în cadrul Clinicii de Neurologie
a Spitalului de Recuperare Iași. Pentru acest studiu au fost selectați 11 pacienți, cu acordul din

Capito lul 1

20
partea lor. Studiul a durat 12 săptămâni în urma căruia la pacinții cu AVC testele de viteză a
mersului au demonstrat o creștere de 16 % cu stimulare și o scădere de 14% a efortului de mers.
Pentru pacienții cu SM viteza mersului s -a mărit cu circa 21% cu stimulare iar efortul de mersa
scăzut cu 16%. În continuare vor fi prezentate câteva noutăți în domeniul sistemelor robotice
FES – Exoschelet.

1.5 Noutăți în domeniul sistemelor robotice FES – Exoschelet
Există multe concepte prezentate în literatura de specialitate care permit evaluarea
structurii, caracteristicile și în special anatomia funcțională a mâinii. Numeroase studii au
permis dezvoltarea unor structuri cinematice de a reproduce cât mai mult posibil cinematica
mâinii.
Din punct de vedere istoric, primele utilizări ale exoscheletelor pentru mâini au fost în
dispozitive de protezare pentru înlocuirea membrelor pierdute. D.S. Chi ldressîn lucrarea sa
descrie primul exoschelet realizat pentru cavalerul von Berlichingen, în 1509, care și -a pierdut
mâna în luptă, la o vârstă fragedă. Acest dispozitiv cu arc a fost util în luptă, dar, din păcate,
destul de inutil pentru funcțiile de zi cu zi. După dispozitivul făcut pentru Berlichingen,
numeroase alte modele de exoschelete au fost făcute din 1509 până la ora actuală. Unele
dispozitive facilitau închidere a voluntară iar altele închidere a involuntar ă. (R. M. Murray et al,
1994) Câteva exe mple de cercetare pe mâini ,utilizând mai multe degete pot fi găsite în lucrarea
lui Skinner ( F. Skinner, 1975 ), Okada ( T. Okada, 1982 ), Hanafusa și Asada (H. Hanafusa et
al, 1982) . Mâna Okada a fost o mână cu trei degete acționate prin intermediul unui ca blu.
Aceasta realiza sarcini precum ar fi atașarea unei piulițe pe un șurub. Exoschelete realizate mai
târziu sunt cele precum Salisbury Hand (de asemenea , cunoscut sub numele deStanford / JPL)
(M.T. Mason et al, 1985) , Utah / MIT ( S. Jacobsen, et al, 198 4), NYU (J. Demmel et al, 1988) ,
Styx (R. M. Murray et al 1992).
Dispozitivele care furnizează stimulul electric poartă numele de neuroproteze . Acestea
au evoluat pe parcursul timpului, de la cele care furnizau stimulul electric pe un număr redus
de canale de stimulare, stimulând astfel un număr redus de loje musculare Poboroniuc Marian –
Silviu, et al, 2006 , dar eficace în a corecta o dizabilitate neuromotorie (exemplu:
imposibilitatea producerii flexiunii dorsale a piciorului), până la cele cu un număr mar e de
canale de stimulare, controlabile prin intermediul calculatorului sau cu tehnici de control
implementate în microcontrolere Simcox S., et all, 2004 . Neuroprotezele de ultimă generație
urmăresc obiective complexe cum ar fi inițierea și menținerea acțiu nilor de transfer scaun cu

Capito lul 1

21
rotile – toaletă, scaun cu rotile – pat, a ortostațiunii și chiar coordonarea mersului, la pacienții
paralizați. Acestea integrează modele matematice ale sistemului stimul electric – mușchi, a
corpului uman și a interacțiunii cor pului uman cu mediul înconjurător (forțe la nivelul brațelor
rezultate din suportul oferit de bastoane, sau cadru pe rotile, forțe de interacțiune cu scaunul la
așezare, etc.). La atingerea obiectivului concură mai multe elemente: tehnicile de control
integrate în neuroproteză, poziția electrozilor, numărul de senzori necesari a fi plasați pe corpul
pacientului, și nu în ultimul rând gradul de participare a pacientului la procesul de recuperare
neuromotorie.
Neurostimulatorarele Microstim 2v2 și Odstock Fou r Channel Stimulator pot fi utilizate
pentru exerciții ale mușchilor slăbiți sau paralizați (figura 1.12). Construcția lor este simplă și
utilizarea implică un număr redus de reglaje în sarcina utilizatorului. Intensitatea stimulului
electric de ieșire est e crescută/decrescută în rampă la începutul/sfârșitul fiecărui ciclu de
stimulare, pentru a produce o senzație confortabilă. Alimentarea acestora se realizează de la o
baterie PP3 standard de 9V, putând fi utilizate în ambulatoriu pentru exerciții zilnice.

a b
Fig. 1.12 Neurostimulatorul cu două canale de stimulare MS2V2 ( a) și
neurostimulatorul cu patru canale de stimulare O4CHS ( b)
La n eurostimulatorul MS2V2 (figura 1.12.a), reglajul intensității stimul ului electric
furnizat pe fiecare dintre cele două canale de stimulare se face prin intermediul a două butoane
de control care se rotesc în sens orar. Pe panoul central al aparatului se află un selector al
modului de lucru. Modurile alternant, simultan sau cu suprapunere, permit stimularea a două
grupe musculare în același timp, în opoziție sau, respectiv în opoziție cu suprapunere (pentru
menținerea unei forțe active atunci când sunt stimulate două grupe de mușchi una după
cealaltă).
Neurostimulatorul O4CH S (figura 1.12.b) oferă variante de stimulare a patru grupe
musculare, care pot fi utile în executarea unor exerciții complexe mimând chiar mersul la

Capito lul 1

22
pacienții paraplegici, în poziția așezat. Până la momentul în care un pacient paralizat ar ajunge
să mearg ă prin controlul artificial al musculaturii, primul pas este de a controla ridicarea în
picioare, menținerea ortostațiunii, și așezarea, care se pot constitui și într -un exercițiu benefic
pentru pacient. Dacă pacientul poate controla echilibrul trunchiului , cerințele minimale pentru
ca acesta să mențină ortostațiunea sunt legate de capacitatea mușchilor cvadricepși de a susține
corpul, atunci când contracția acestora este generată prin stimulare electrică.
Pe lângă stimularea mușchilor cvadricepși, mai pot fi vizați și mușchii fesieri (gluteus
maximus) care pot oferi stabilitate în jurul șoldului și astfel pot ajuta în menținerea ortostațiunii.
Mai mult, un utilizator paraplegic al unui neurostimulator care ar fi reglat să -l ajute la
efectuarea unor exerciț ii de menținere a ortostațiunii, are nevoie de obicei de un timp de cel
puțin de trei luni de zile de exerciții în poziția stând așezat, pentru reabilitarea mușchilor vizați.
Neurostimulatoare cu mai multe canale de stimulare, programabile . Există deja une le
neurostimulatoare portabile, cu microprocesor sau microcontroler (Compex Motion, ExoStim,
Sincox S., et al, 2004 ), care au fost dezvoltate în scopul îmbunătățirii funcționalității membrelor
superioare sau inferioare la subiecți cu AVC, scleroză multiplă , leziuni medulare, etc.. Dar, de
obicei, acestea au opțiuni limitate în prescrierea parametrilor stimulului electric, dependente de
aparat, opțiunile de control fiind de asemenea fixate. Pe baza informațiilor primite de la un set
de senzori, împreună cu u n algoritm de control, este activată o secvență preprogramată a
stimulului electric. Noua generație de stimulatoare electrice transcutanate (Compex Motion
Poboroniuc Marian -Silviu, et al, 2006 , MotionStim8 Negard N, et al, 2005 ), Stanmore
Stimulator Poboro niuc Marian -Silviu, et al, 2006 – figura 1.13) permite o mai mare
flexibilitate în programarea unor aplicații specifice, adaptate utilizatorului, și implementarea
unor strategii de control avansate.

Fig. 1.13 Stimulatorul Stanmore + genunchiere prevăzute cu potențiometre pentru
măsurători ale unghiului articulației genunchiului

Capito lul 1

23
Dispozitivele robotizate pentru reabilitare sunt mașini pentru exercitii sofisticate,
menite să ghideze utilizatorul prin mișcări repetate. La ora actuală pentru recuperarea
membru lui superior se folosesc dispozitive cum ar fi InMotion2 și InMotion3, ReoGo, Amadeo
si E100 Myomo.
Robotul InMotion 2 (Fig. 1.14 ) este utilizat pentru reabilitarea intensivă , pentru
recuperarea pacienților care au suferit accidente vasculare cerebrale sau leziuni cerebrale, dar
și pentru pacienții care au putere sau mișcare limitată în extremități le superioare .

Fig. 1.14 Robotul pentru recuperarea membrului superior, InMotion 2 www 4
InMotion2 se bazează pe principiul de neuroplasticitate (capacitatea creieruluide a se
adapta ) și are urmatoarele intervenții terapeutice :
 oferă o provocare;
 exercițiile sunt repetitive;
 angajează pacientul cognitiv.
Studiile de cercetare de la Institutul de Tehnologie din Massachusetts au arătat că
persoanele care au sufe rit un AVC au avut îmbunătățiri semnificative prin folosirea robotului
InMotion 2 pentru recuperarea mișcării membrului superior.
Brațul pacientului este poziționat într-un suport conectat la brațul robotizat ca î n figura
1.14. Calculatorul solicită pacien tului să efectueze o cerință , cum ar fi conectarea unor puncte
sau acele unui ceas , care este urmărită vizual pe ecran . Dacă pacientul nu are abilitatea
completă de a mișca degetele, robotul ajută la mișcarea brațului pacientului. În cazul în care
pacient ul poate iniția deplasarea pe cont propriu , robotul se oprește și permite continuarea
mișcării pacientului . Brațul robotic execută patru mișcări de bază, care fac parte din mai multe
planuri de terapie : pasiv , activ de asistare , activ de mișcare și reziste nță progresivă .

Capito lul 1

24
Robotul pe ntru recuperare ReoGo (figura 1.15) este un dispozitiv care funcționează în
3 dimensiuni și este special conceput pentru a ajuta la reabilitarea extremităților superioare.

Fig. 1.15. Robotul pentru recuperarea membrului superior , ReoGo www 5
Doar terapia asistată de roboți poate fi aplicată de la scurt timp după accidentul vascular
cerebral , atunci când membrele pacientului sunt complet pasive . Terapia este foarte eficientă ,
deoarece ghidează și motivează pacientul să revină din n ou la mișcarea autonomă .
ReoGo funcționează pe un spectru larg de pacienț i (pacienți acuți cât și cronici) are 5
moduri de operare care cresc treptat complexitatea sarcinii si mișcării, c rește motivația
pacientului , folosind exerciții extrem de eficiente și jocuri captivante cu relevanță directă
pentru activitatea funcțională, oferă o mai bună gestionare a terapiei cu evaluarea corectă și
analiza progresului.
Pentru rezultate maxime , ReoGo permite terapeutului de a personaliza modelul de
exercițiu , modul de interacțiune și numărul de repetiții pentru fiecare pacient .
Sistemul Amadeo (figura 1.16) este utilizat în reabilitarea pacienților care prezintă
disfuncții motorii ale membrului superior distal . Acesta este singurul dispozitiv mecatronic
pentru reabil itarea degetului disponibile pe piață , care permite fiecărui deget în parte , inclusiv
degetul mare , să se deplaseze în mod independent și separat .

Fig. 1.16. Robotul pentru recuperarea membrului superior, Amadeo www6

Capito lul 1

25
Unele măsurători a forței de prindere sunt predominant axate pe evaluarea forț ei de
prindere voluntară maximă. D e asemenea este importantă ș i evaluarea capacitații de a controla
forțele de prindere care sunt utilizate în timpul apucării și manipulării obiectelor. GFTS -ul
(GRIP FORCE TRACKING SYSTEM FOR ASSESSMENT AND REHABILITATION ) (figura 1.17) a fost
dezvoltat ca un instrument de evaluare pentru efectele de terapie fizica sau de a instrui pacientul
care a suferit un accident vascular cerebral. GFTS implică metode de pregătire prin
biofeedb ack și c onstă din două dispozitive de mă surare a forței având forme diferite (unul în
formă de cilindru și unul plat), care se conectează la un calculator personal printr -o interfață.
În timpul exercițiului persoana aplică forța de prindere conform feedba ckului viz ual pe
semnalul țintă (figura 1.18), reducând la minimum diferența dintre țintă și răspunsul efectiv.

Fig. 1.17 Sistem de antrenament și evaluare a forței de prindere
M. Poboroniuc, et al , 2006

Fig. 1.18 Eroa rea de urmărire a semnalului de r eferință M. Poboroniuc, et al , 2006

Capito lul 1

26
Dispozitivul în formă de cilindru permite aplicarea unei forțe de prindere de pâna la
300 N și măsurarea acestora cu o acuratețe de 0,02%. Cel de al doilea dispozitiv format din
doua părți metalice este folosit la recup erarea degetelor. P oate măsura o forță de pîna la 360N
cu o acuratețe de 0,01%.
Patru pacienți ce au suferit un accident vascular cerebral (tabelul 1) au participat la un
studiu realizat cu dispozitivul GFTS. Toate investigațiile s -au realizat in cadrul Spitalului de
Recuperare din Iaș i, sub supravegherea persoanelor autorizate.
Tabel 1 .1 Pacienti cu AV C M. Poboroniuc, et al , 2006

Pacient

Vârsta
[ani] Sex
Timp de la
AVC
[luni]
Partea afectată a
corpului
P1 58 Bărbat 6 Dreapta
P2 60 Bărbat 4 Dreapt a
P3 65 Bărbat 9 Stânga
P4 41 Femeie 12 Stânga

Principala dificulate în tratare pacienților ce au suferit un AV C este aceea de a reduce
timpul de spitalizare î n vederea perioadei de recuperare. Aceștea sunt nevoiți de a se întoarce
acasă și de a cont inua cu tratamentul ambulatoriu până va fi consultat din nou după 4 – 5
săptămâni într -o nouă perioadă de spitalizare.
Pacientul P1 (f igura 1.19) care a efectuat testul de urmarire a sinusoidei a realizat un
RRMSE = 2.15 (eroarea relativă a rădacinii pătra tice dintre forța stabilită și forța de apăsare a
pacientului într -un timp stabilit) în timp ce forța medie maximă a fost de 42.5 N.

Fig. 1.19. Rezultatele pacientului P1 M. Poboroniuc, et al , 2006
Este important să observăm că pacientul are dificulta te în a elibera cilindrul, astfel fiind
dificil de a atinge punctele de minim ale sinusoidei. Tratamentul pentru acest pacient nu a aratat
o îmbunătațire relevantă folosind acest dispozitiv după trei săptamâni de reabilitare.
0 10 20 30 40 50 60024681012
time [s]Force [N]Patient P1, Right hand, Lateral Grip (RRMSE=2.15)

Capito lul 1

27
Pentru aceeași cerință pacient ul P3 a realizat un RRMSE = 0.85 și o medie a forței maxime de
28.5 N. Pacientul P4 a realizat un RRMSE = 1.5 și o medie a forței maxime de 26.3 N. Pentru
acești trei pacienți s -a ajuns la concluzia că este nevoie de o altă ședință afară de cele trei
săptă mâni pentru a obține rezultate relevante.

Fig. 1.20 Rezultatele pacientului P2 M. Poboroniuc, et al , 2006
S-a putut remarcat că pacientul P2 a obținut rezultate interesante pe perioada celor trei
săptămâni. Forța maximă a fost în intervalul 68 -70N iar RRMSE -ul a scăzut de la 1.2 la 0.85.
In ultimii ani, noi cercetari au f ost dezvoltate in vederea imbunătăț irii funcțiilor motorii
a membrelor superioare ș i inferioare la persoanele care au suferit un accident vascular. Î n
general spitalele investesc foarte mult î n domeniul de reabilitare, pentru persoanele ce au suferit
un accident vascular cerebral. Deș i nici una din descoperirile de pâ nă azi nu reprezintă un
remediu. M ulte din ele pot oferi îmbunătățiri semnificative, ce permit persoanelor care a u
suferit AVC îmbunătățirea folosirii membrului afectat (S. Krut et al 2005, L. Birglen et al,
Deng Xiujuan et al 2007, L. Lucas et al 2004, Wen -Hua Chen et al ).
Cele mai multe dispozitive exoschelet existente nu au fost elaborate în scopuri de
reabilitare . Unele d ispozitive exoschelet au fost concepute pentru sistemele master -slave , iar
unele au fost concepute ca dispozitivele deforce feedback (U. Mali et al 2006, J. Iqbal et al
2011, L.Birglen et al 2002, E. Brokaw et al 2011 , R. Guerra et al ).
Fuhai Zhang în lucra rea Designul prezintă realiz area unui exoschelet al mâ inii (fig ura
1.21). Pentru reabilitare a creat un dispozitiv ușor de purtat. Exoscheletul este conceput ca un
dispozitiv portabil , fiecare deget având trei articulații numite metacarpofalangiene (MCP),
interfalangiene proximale (PIP) și interfalangiene distale (DIP). Mecan ismul glisant paralel
0 10 20 30 40 50 6005101520
time [s]Force [N]Patient P2, Right hand, Lateral Grip (RRMSE=0.71)

Capito lul 1

28
asigură contactul forțelor dintre exoschelet și deget, care este p erpendicular pe osul degetului
și nu provoacă nici o leziune.

Fig. 1.21. Designul exoscheletul ui mâinii pentru recuperare Fuhai Zhang, et al, 2013
Dispozitivul este compus din două părți principale : exoschelet și actuatorii , care
acționează degetele prin intermediul unui cablu . Mecanismul fun damental este arătat î n figura
1.22. Roata dințată se rot ește pe cele două pârghii asigurând mișcarea optimă a degetului.
Atunci când roata dințată se roteste pe primul segment asigură mișcarea de flexie, iar când se
rotește pe al doilea segment asigură mișcarea de extensie a degetului.

Fig. 1.22 Mecanismul articulațiilor Fuhai Zhang, et al, 2013
Sistemul poate fi adaptat pentru toate degetele având o gamă completă de miscare
asigurând flexia și extensia degetelor. Mecanismul este format din trei articulații identice cu
cele ale degetului uman (DIP, PIP și MC P). Lungimile falangelor fiind diferite, părțile
mecanismul se poate ajusta prin schimbarea poziției șuruburilor de conectare. Pentru a avea o
lungime cât mai mică a mecanismului degetului, părțile ace stuia se suprapun ca î n figura 1.23.

Capito lul 1

29

Fig. 1.23. Mec anismul ajustabil pentru articulații Fuhai Zhang, et al, 2013
Sistemul de con trol este prezentat î n figura 1.24. În timpul unei terapii de reabilitare
pacientul trebuie sa urmeze anumite exercitii si programe. Senzorii de poziție unghiulară ș i cei
de fo rță au un rol foarte important î n acest proces de reabilitare. Senzorii de poziție au două
roluri: de a realiza poziționarea servomotorului și pentru a ofe ri un feedback asupra poziției
încheieturii. De asemenea la fiecare încheietură se află și câte un pote nțiometru folosit pentru
a detecta poziția absolută.

Fig. 1.24 Sistemul de control Fuhai Zhang, et al, 2013
Ca un rezultat al adoptării acestui tip de mecanism, paralel cu falangele, exoscheletul
exercită o forță perpendiculară pe falange în timpul rec uperării, care poate cauza accidentări.
Pentru a evita acest luc ru s-au folosit senzori care măsură această forță (Nitta Corporation,

Capito lul 1

30
FlexiForce) . Senzorii au fost amplasați între exoschelet si deget , iar e xperimentul a fost realizat
pentru fiecare înche ietură a degetului.
O altă lucrare , publicată de Akhlaquor Rahman ,Md Akhlaquor Rahman, et al, 2012 ,
prezintă un dispozitiv folosit pentru recuperarea funcțiilor motorii ale mâinii la persoanele ce
au suferit un accident vascular cerebral . Din cele 21 de grade de libertate ale degetelor mâinii ,
acest prototip permite15 grade de libertate . Dispozitivul este proiectat pentru a fi portabil , astfel
încât utilizatorul să se poată angaja și în alte activități în timpul folosirii dispozitivului . Acest
prototip ofer ă o flexie completă și o mișcare de extindere individuală a degetelor de la mâna
stângă, bazate pe mișcările degetelor mâinii drepte (membrul sănătos ). Mănușa are pe fieca re
deget senzori pentru a percepe mișcarea de flexie si extensie, această mănușă cont rolează
exoscheletul de pe mâna stângă. Designul măn ușii este prezentat în figura 1.25.

Fig. 1.25 Designul exoscheletului Md Akhlaquor Rahman, et al, 2012
Deși dispozitivul poate efectua mișcarea de extensie și flexie nu poate efectua mișcarea
de abducți e/aducție a mâinii . Dezavantajul acestui prototip constă în imposibilitatea efectuării
mișc ării de aducție și subducție a î ncheieturii mâinii. Un alt dezavantaj este mărimea și
greutatea exoscheletului carea îl face greu de aplicat pe mâ na unui pacient. Ma jorita tea studiilor
arată că atunci câ nd pacientul efectuează exerciții active (cu implicare și din partea pacientului)
acestea au un randament mai mare asupra recuperării.
Specialiștii de la Gloreha au dezvoltat o mănușă pentru recuperare capabilă să
mobil izeze pasiv articulațiile metacarpofalangiene, interfalangiene proximale și articulațiile
interfalangiene distale, în același timp (figura 1.26), de asemenea, oferind o varietate largă de
exercitii de reabilitare, inclusiv secvențială și simultană, flexia și extensia pentru toate degetele,
mișcările funcționale, precum și alte combinații de mișcări.

Capito lul 1

31

Fig.1.26 Dispozitivul de reabilitare Gloreha www 7
Dispozitivul Gloreha este indicat sa fie folosit atât în cazul parezelor cât și a inabilității
de mișcare a mâinii în urma unui accident vascular.
Un alt exoschelet pentru recuperarea mâinii, după un accident vascular cerebral, este
Hand of Hope (figura 1.27) , exoschelet acționat de servomotoare electrice. Hand of Hope
detectează intenția pacientului de mișcare prin intermediul semnalelor EMG (Electromiogramă
– înregistrarea activităților electrice ale mușchilor ) , sintetizând astfel mișcările de flexie și
extensie ale mâinii.

Fig. 1.27 Hand of Hope , www 8
Acest sistem implică pacientul atât activ , prin reali zarea anumitor obiective (jocuri), cât
și pasiv în efectuarea exercițiilor pentru recuperare.
Un sistem asemănător cu Hand of Hope, care îmbină electromiograma cu un exoschelet,
este descris în lucrarea ”The effects of post -stroke upper -limb training with an
electromyography (EMG) -driven hand robot”, X.L. Hu, et al, 2013. Lucrarea prezintă și un
studiu pe un numar de 10 pacienți , care au suferit un accident vascular cerebral , cu privire la

Capito lul 1

32
îmbunătațirile mișcărilor membrului superior folosind acest dispozi tiv. Toți subiecții au
participat la 20 de ședințe la care s -au efectuat exerciții de apucare a anumitor obiecte. Folosind
acest dispozitiv s -a observat o îmbunătățire semnificativă î n timpul efectuării mișcărilor de
flexie și extensie a mâinii crescând de xteritatea pentru apucarea obiectelor. În lucrarea sa
Laurent Vigouroux , et al, 2007, este pre zentat un studiu cu privire la determinarea forței de
prehensiune a degetelor folosind semnalul EMG.
Majoritatea sistemelor de recuperare, dupa AVC, se bazează pe așa numitul fenomen
de neuroplasticitate, care presupune realizarea unor noi legături neuronale. Principiul cheie ce
presupune o nouă reorganizare corticală constă în stimularea activităț ii cerebrale. Chiar și
exercițile simple de tipul interacțiunilor sociale pot spori reorganizarea corticală, însă cu toate
acestea, simplele interacțiuni nu poate reconstitui o anumita zonă deteriorată a creerului.
Stephanie Liou, 2010. De asemenea un articol scris de cei de la New York Times descrie noi
terapii de reabili tare, ce ajută la această reorganizare corticală, pentru persoanele care au suferit
un accident vascular cerebral. New York Times on the web. Science/Health, August 28, 2001

1.6 Concluzii
În cazul în care apar simptome ale unui AVC este necesar un tratam ent de urgență,
exact ca și î n cazurile de infarct miocardic. În cazul în care tratamentul medical este început
cât mai curând după apariția simptomelor, cu atât mai puține celule nervoase vor fi afectate
permanent.
Odată cu avansarea tehnologiei și clinice le de recuperare sunt tot mai interesate de
investiții în noi tehnologii , în vederea recuperării persoanelor cu AV C.
La nivel mondial, accidentul vascular cerebral es te a treia cauza de mortalitate și pe an
ce trece incidența lor este în creștere.
Stimul area electrică funcțională s -a dovedit a fi foarte utilă în cazul pacienților cu AV C
și SM. Mai sus au fost prezentate ma i multe dispozitive pentru recuperare atâ t cu stimulare
electrică cât și fără.
Toate tehnologiile de reabilitare pleacă de la ideea de neuroplasticitate ( ,,Capacitatea
creierului de a -și schimba structura și de a se reorganiza funcțional în acord cu experiența de
interacțiune cu mediul” ). Liviu Crisan, 2013.

Capitolul 2

33
CAPITOLUL 2
Analiza riscurilor în implementarea unui sistem FES – Exoschelet

2.1 Cadru general
Termenul de risc a devenit foarte popular în ultimii ani, folosit în multe domenii,
precum industrie și pol itică. În literatură cuvantul ,, risc” are foarte multe înțelesuri. Multe tipuri
de risc sunt discutate, precum: riscul economic, ris cul politic, riscul militar, riscul investițiilor,
etc.
Riscul poate fi definit ca un eveniment incert sau un set de ev enimente, ce ar putea să
apară, având un anumit efect asupra atingerii obiectivelor. Fiecare organizație gestionează
riscurile într -un an umit fel, dar nu întotdeauna într -un mod vizibil, consegvent sau repetabil
pentru a sprijini eficient luarea deciziilor. Scopul managementului riscurilor este de a
îmbunătăți controlul intern și să sprijine o mai bună luare a deciziilor, printr -o bună înț elegere
a riscurilor individuale și expunerea globală la riscul care există la un anumit moment. În
consecință, termenul "gestionarea riscurilor" se referă la aplicarea sistematică a principiilor, o
abordare și un proces pentru sarcinile de identificare si evaluare a riscurilor, iar apoi
planificarea și punerea în aplicare a analizei acestora. Acest lucru oferă un mediu disciplinat
pentru luarea deciziilor. Pentru ca managementul riscurilor să fie eficient trebuie ca riscurile să
fie identificate, controlat e și evaluate. Gestionarea riscurilor este însăși esența supravețuirii
afacerii și a creșterii economice.
Gestionarea riscurilor este de natură să îmbunătățească performanța în raport cu
obiectivele, contribuind la:
 utilizarea mai eficientă a resurselor;
 reducerea costurilor;
 o concentrare mai bună pentru a forma st rategii mai eficiente.
Multe dintre aceste beneficii sunt aplicabile atât în sectorul public cât și privat. Întrucât
sectorul privat se concentrează în principal pe declarațiile acționarilor și conservarea valorilor
acestora, rolul sectorului public este de a efectua cost -eficient, în conformitate cu legislația și
politicile guvernamentale.

Capitolul 2

34
2.2 Factori de risc în implementarea unui sistem Fes – Exoschelet
Cea mai importantă fază a procesului managementului de risc reprezintă identificarea
riscului, constând în anticiparea pericolelor potențiale care există în cadrul entității. Evaluarea
riscului poate fi realizată la diferite niveluri ale sistemului. Obiectivele și evenimentele în cauză
stabil esc domeniul de aplicare al evaluării riscurilor ce urmează să fie întreprinse.
Factorii de risc ce pot să apară î n implementarea unui astfel de dispozitiv pot fi:
 interni;
 externi.
Riscurile interne se referă la:
 neclaritatea obiectivelor sau a priorită ților;
 lipsa de coerență în efectuarea sarcinilor;
 definirea imprecisă a unor responsabi lități/activități în realizarea
echipamentului.
Riscul tehnologic apare din cau za nerespectării modernizărilor și inova țiilor în
domeniul producției. Acesta se referă la aspecte cum ar fi: estetica și v iabilitatea produsului
sau a tehnologiilor de fabricație.
Riscul de producție cuprinde riscurile aferente utilizării sau dezvoltării de tehnologii
noi. Riscul de producție se referă la aspecte care conduc la nerealizarea produsului în termenii
prevăzuți.
Riscul de gestionare a resurselor materiale și de aprovizionare este foarte strâns legat
de riscu l de producție și duce la pierderi importante oricărei firme.
Riscul financiar , reprezintă evaluarea riscurilor legate d e o denaturare semnificativă a
situațiilor financiare ale organizației.
Riscul documentației. În anumite cazuri documentația poate include erori sau omisiuni,
sau eventual este semnată de persoane care nu au competența să o aprobe sau care nu respectă
legile țării.
Riscul de preț apare ca o neconcordanț ă a prețului în timp, în momentul încheierii
contractului și cel al înc asării sau al plăț ii. Ac est risc îl simțim în momentul î ncheierii unor
contracte pe termen mai lung sau cu livrarea eș alonată, a acest ora, pe mai mulț i ani, dacă prețul
e fix.
Riscuri de natură biologică pot influența pacientul în folosirea acestui tip de dispozitiv.
Cel mai important factor extern de risc este competivitatea. Din factorii externi ce pot
influenț a implementarea acestui sistem amintim:

Capitolul 2

35
Riscuri comunitare ce apar atunci când într -o anumită comunitate apare întreruperea
serviciilor cum ar fi apa sau electricitatea.
Riscurile de reglementare ce rezultă în urma unor anumite anulări de autorizații.
Riscuri comerciale rezul tate în urma unor embargouri, blocade economice, nivelul
costurilor.
Riscurile politice apar la scimbările regimului politic și a guvernului ducând la o
nesiguranță în afaceri. Tarifele și barierele de comerț, modul de impozitare, modul de angajare
al per sonalului, expropriere/naționalizare fac parte din riscurile politice.

2.3 Principalii factori de risc în implementarea unui sistem FES -Exoschelet
Există o serie de factori specifici ce se iau în considerare atunci când se analizează
riscurile unui proie ct, produs sau afaceri. Înainte de începerea oricărei activități legate de
producție trebuie să stabilim cele mai importante tipuri de risc.
Evaluarea din timp și continuă a gradului de risc pentru un anumit produs este benefică
în ceea ce privește corect area greșelilor și permite, pe viitor, proiectarea unui dispozitiv cu o
probabilitate scăzută în a produce o vătămare utilizatorului.
Un proces de management a riscurilor cuprinde câțiva pași esențiali, reprezentați în
figura 2 .1. Pentru a putea control a riscurile, este necesar ca întâi să fie identificate pericolele.
Prin evaluarea potențialelor consecințe ale pericolelor și a probabilității ca ele să apară, se
poate estima un grad de risc. Valoarea acestuia este comparată cu un criteriu de acceptabili tate,
iar dacă este prea mare se implementează strategii pentru diminuarea lui. Riscul nu poate fi
eliminat complet, de aceea riscul rămas trebuie controlat. ( Dejeu M. T. et al , p2)

Capitolul 2

36

Fig. 2.1 . Managementul riscului pentru pericolele identificate. ( Midrigan Georgel, p13)

Capitolul 2

37
Riscul de producție apare în timpul cercetărilor științifice, proiectării, în timpul
aprovizionării și deservirii.
Riscurile de cercetare științifică și de proiectare sunt cauzate de existența probabilității
că rezultatele lucrări lor să nu corespundă cu cele planificate din timp, ceea ce generează
pierderi. Acest tip de risc este caracterizat de următorii factori:
a) Factori i obiectivi cuprind:
 probleme în finanțarea cercetării;
 depășirea cheltuieli lor pentru cercetare;
 lipsa unui uti laj;
 creșterea prețului unei anumite piese.
b) Cauzele apariției factorilor subiectivi sunt următoarele:
 obținerea unor rezultate necorespunzătoare celor planificate.
 neatingerea parametrilor tehnici. Această cauză are un risc enorm în
vederea realizării aces tui dispozitiv, dar pierderile vor fi mai mici decât în
cazul obținerii unor rezultate negative.
 obținerea rezultate lor ce depășesc posibilitățile tehnice si tehnologice
ale producerii necesare pentru realizarea exoscheletului.
Riscurile biologice cum a r fi: incomoditatea folosirii dispozi tivului, iritații, amorțirea
mâinii sau arsuri.
Riscurile de aprovizionare sunt foarte strâns legate de riscurile de producție, care duc
la pierderi semnificative în realizarea dispozitivului de recuperare. În această categorie
distingem următoarele tipuri de riscuri:
 riscul de a nu găsi furnizorul pentru necesarul de resurse (Exemplu:
riscul de a nu gasi producători interni de motoare necesare acționării
exoscheletului, fapt care va duce la căutarea unuor producăori externi, astfel
vom depinde de activitățile economice externe).
 riscul de a nu găsi un furnizor care să ofere prețul pe care l -am planificat
anterior. Această situatie se poate datora următoarelor cauze:
– creșterea prețurilor la materialele folosite;
– în planul de activitate nu au fost prevăzute contracte legate de furnizori.
 riscul de refuzare a furnizorilor planificați de a încheia contracte de
livrare. Acest risc poate să apară în următoarele condiții:
– furnizorul să se orienteze spre concurenți;

Capitolul 2

38
– modifică rile prețurilor la materia primă pentru furnizor;
– intrarea în faliment a furnizorului.
Luând în considerare acești factori de risc ne permitem să determinăm norma de
producție fără pierderi.
Riscul apariției cheltuielilor de producție neprevăzute, cauzân d reducerea venitului.
Acesta apare atunci când prețurile pentru materialele pe care dorim să le folosim sunt mai mari
decât cele prevăzute. O cauză ce determină acest risc este reducerea furnizorilor de produse.

2.4 Analiza calitativă și cantitativă a r iscurilor în implementarea unui sistem
Fes – Exoschelet
Analiza riscului implică parcurgerea a două etape:
 cea calitativă;
 cea cantitativă.
Analiza cantitativă pornește de la premisa că datele de intrare se pot modifica în orice
moment, având un rol orien tativ, necuantificând exact riscul.
Analiza de risc calitativă pornește de la datele de intrare exacte, bine definite și bine
cuantificate în funcție de momentul de apariție și reacția generată de sistem când este perturbat.
Cuantificarea se face, de ase menea și în funcție de importanța riscului astfel existând
posibilitatea exprimării prin formule matematice.
Prin analiza cantitativă, riscurile care intervin asupra proiectului sunt bine definite, iar
efectul acestora poate fi estimat cu acuratețe. O ana liză cantitativă:
 cuantifică rezultatele posibile pentru proiect și evaluează probabilitatea de
realizare a obiectivelor specifice ale proiectului
 oferă o abordare cantitativă de a lua decizii atunci când există incertitudini
Pentru a efectua o analiză ca ntitativă a riscu rilor, vom avea nevoie de date v iabile, un
model de proiect bine dezvoltat și listele prioritare ale riscurilor de proiect.
Pentru analiza riscului asupra acestui sistem vom utiliza standardul ANSI/AAMI/ISO
14971, ce definește trei zone de risc: zona acceptată, zona nedorită și zona intolerabilă (figura
2.2).

Capitolul 2

39

Fig. 2.2 Schema de analiză a riscurilor
Pentru o mai bună analiză a riscurilor ce pot să apară la realizarea și funcționarea a cestui
sistem s -au format două echipe de identificare și evaluare a riscurilor, menționate mai sus: o
echipă formată din medici și o echipă tehnică. Cele două echipe trebuie să identifice riscurile
ce pot să apara în realizarea acestui sistem de recuperare. Echipa formată din medici evaluează
riscurile din p unct de vedere medical , iar echipa tehnică din punct de vedere tehnic. După o
ședință de tip Brainstorming fiecare echipă a propus următoarele riscuri ce pot să apară în
realizarea acestui tip de dispozitiv pentru reabilitarea pacientilor care au suferit u n accident
vasular, folosind metoda Delphi:
 Riscurile de cercetare științifică:
a1 – probleme în finanțarea cercetării;
a2 – depășirea cheltuielelor pentru cercetare;
a3 – lipsa unui utilaj;
a4 – creșterea prețului unei anumite piese;
a5 – obținerea unor rezultate necorespunzătoare celor planificate;
a6 – neatingerea parametrilor tehnici;
a7 – nesincronizarea între mișcarea exoscheletului și cea a mâinii;
a8 – complexitatea designului;
 Riscurile biologice:
b1 – incomoditatea folosirii dispozitivului;
b2 – arsuri;
b3 – iritații;

Capitolul 2

40
b4 – amorțirea mainii;
 Riscurile de aprovizionare:
c1 – riscul de a nu găsi furnizorul pentru necesarul de resurse;
c2 – riscul de a nu găsi un furnizor care să ofere prețul pe care l -am planificat
anterior;
c3 – riscul de refuzare a furnizorilor planificați de a încheia contracte de
livrare;
c4 – intrarea în faliment a furnizorului;
 Riscurile de proiectare:
d1 – prezența unor semnale parazite;
d2 – semnalul de comanda are o valoare peste limita permisă;
d3 – tensiun e de alimentare prea mică;
d4 – date incomplete de la senzori;
d5 – alimentarea sistemului cu polaritate inversă;
d6 – semnale măsurate incorect;
d7 – un semnal de comandă este transmis mai târziu/devreme decât momentul
prevăzut;
d8 – blocarea unor compone nte electronice;
d9 – motorul M2/M1 acționează înaintea motorului M1/M2;
d10 – stimulul electric nu ajunge la nervii mâinii.
Metoda Delphi se folosește la obținerea unor previziuni de la un grup țintă, răspunzând
unor seturi de chestionare. Această tehnic ă se utilizează în domenii precum afaceri, tehnologie,
știință, educație, sănătate și alte domenii.( Lazăr Cornelet al , 2008, ). Metoda Delphi, își
propune să identifice un consens din partea experților, pe problema de cercetare în cauză.
Această metodă e ste definită în principal , ca ,, o metodă de măsurare în rândul experților din
grup".( Burns T. et al, 2000 ).
După identificarea riscurilor de către cele două echipe, următorul pas este ca pentru
fiecare risc să i se atribuie o notă medie pe o scară de la 1 la 7.

Capitolul 2

41
Tabel 2.1 Note obținute pentru fiecare risc
Nr. Riscuri N1 N2 Media
1 a1 – probleme în finanțarea cercetării 3 3 3
2 a2 – depășirea cheltuielelor pentru cercetare 2 2 2
3 a3 – lipsa unui utilaj 2 1 1,5
4 a4 – creșterea prețului unei anumite piese 2 2 2
5 a5 – obținerea unor rezultate necorespunzătoare celor planificate 4 4 4
6 a6 – neatingerea parametrilor tehnici; 3 4 3,5
7 a7 – nesincronizarea între mișcarea exoscheletului și cea a mâinii 4 6 5
8 a8 – complexitatea designului; 4,5 7 5,75
9 b1 – incomoditatea folosirii dispozitivului 1,5 1 1,25
10 b2 – arsuri 3 1 2
11 b3 – iritații 1,5 1 1,25
12 b4 – amorțirea mainii 5 3 3,75
13 c1 – riscul de a nu găsi furnizorul pentru necesarul de resurse 3,5 3,5 3,5
14
c2 – riscul de a nu gă si un furnizor care să ofere prețul pe care l –
am planificat anterior 3 5 3,75
15 c3 – riscul de refuzare a furnizorilor planificați de a încheia
contracte de livrare 1 1 1
16 c4 – intrarea în faliment a furnizorului 6 4,5 5,25
17 d1 – prezența unor se mnale parazite 6 7 6,5
18 d2 – semnalul de comanda are o valoare peste limita permisă 5 6 5,5
19 d3 – tensiune de alimentare prea mică 4 6 5
20 d4 – date incomplete de la senzori 4,5 5,5 5
21 d5 – alimentarea sistemului cu polaritate inversă 4 6 5
22 d6 – semnale măsurate incorect 4,25 5,75 5
23 d7 – un semnal de comandă este transmis mai târziu/devreme
decât momentul prevăzut 1 3 2
24 d8 – blocarea unor componente electronice 2,5 6 4,25
25 d9 – motorul M2/M1 acționează înaintea motorului M1/M2 2,75 4,5 4,125
26 d10 – stimulul electric nu ajunge la nervii mâinii 3,75 6,75 5,25
*N1 – Notă echipă medicală;
N2 – Notă echipă tehnică.

Capitolul 2

42
Atribuirea gradului de severitate a riscului pentru fiecare risc în parte se face cu ajutorul
matricii de risc din fi gura 2.3. Criteriul de poziționare în matricea de risc, ține seama de doi
factori principali: gradul de severitate și probabilitatea de apariție. Acești factori sunt ordonați
crescător de la stânga la dreapta, respectiv de jos în sus. Creșterea probabilită ții
de aparitie foarte des d1
frecvent d8 a8
ocazional b1 b4, c2, a7, d3 d4, d10
singular a4 a6, c1 a1, d2, d5, d6
improbabil c3 a3, b3 a2, b2, d7 a5, d9 c4,
neglijabil marginal serios critic catastrofal
Creșterea gradului de severitat e

Fig. 2.3 Matricea riscurilor
Matricea cuprinde trei zone principale, după cum urmează: zona verde (zonă acceptată),
zona galbenă, (zonă nedorită), zona roșie (zonă intolerabilă). Prin implementarea măsurilor de
corectare/revenire se urmăreste trecere a, din zona roșie spre zonele galben și verde, a tututor
factorilor de risc.
În funcție de riscurile identificate mai sus, aflate în zona intolerabilă, au fost propuse
următoarele soluții în vederea reducerii gradului de severitate:
a7 – intențiomăm să f olosim senzori pentru a detecta intenția pacientului de mișcare a
membrului superior;
a8 – vom folosi o manușă din material prin interiorul căreia vom introduce tendoane
artificiale pentru a evita un design complex și reducerea costurilor de realizare;
d1 – aplicarea unor filtre;
d2 – stabilim un prag de minim și maxim, din soft, a semnalul de comandă;
d3 – folosirea surselor de tensiune ce respectă specificațiile sistemului;
d4 – verificarea cablajului;
d5 – folosirea unei mufe specialea pentru a nu inversa polaritatea precum și montarea
unui led care să indice dacă sistemul este alimentat corect;
d6 – vom folosi două sisteme de măsurare a parametrilor;
d8 – instalarea unui buton de reset a sistemului;

Capitolul 2

43
d10 – verificarea tensiunii de alimentarea a neurostimulatorului, verificarea conexiunilor
și eventual a erorilor apărute în soft.
În matricea riscurilor, de mai jos, după implementarea soluțiilor de prevenire observăm
ca o parte din riscuri s -au mutat în zona acceptată, iar altele în zona nedori tă, astfel reușind să
scoatem din zona intolerabilă potențialii f actori de risc (figura 2.4). Creșterea probabilității
de aparitie foarte des
frecvent
ocazional b1 b4, c2, a8, d8 a7
singular a4,d6 a6, c1, d10 a1,d1,d4
improbabil c3 a3, b3 a2, b2, d7 a5, d9 c4,d2, d3, d5
neglijabil marginal serios critic catastrofal
Creșterea gradului de severitate

Fig. 2.4 Matricea riscurilor, după implementarea soluțiilor de prevenire
Pasul următor este o nouă revizuire din partea celor două echipe, urmând ca riscurile să
fie din nou supuse evaluarii celor două echipe, obținându -se o nouă matrice (figura 2.5).
Tabel 2.2 Note obținute pentru fiecare risc după implementarea soluțiilor de prevenire
Nr. Riscuri N1 N2 Media
1 a1 – probleme în fin anțarea cercetării 3 3 3
2 a2 – depășirea cheltuielelor pentru cercetare 2 2 2
3 a3 – lipsa unui utilaj 2 1 1,5
4 a4 -creșterea prețului unei anumite piese 2 2 2
5 a5 – obținerea unor rezultate necorespunzătoare celor planificate 4 4 4
6 a6 – neati ngerea parametrilor tehnici; 3 4 3,5
7 a7- nesincronizarea între mișcarea exoscheletului și cea a mâinii 2 3 2,5
8 a8 – complexitatea designului; 4,5 7 5,75
9 b1 – incomoditatea folosirii dispozitivului 1,5 1 1,25
10 b2 – arsuri 3 1 2
11 b3 – iritații 1,5 1 1,25
12 b4 – amorțirea mainii 5 3 3,75

Capitolul 2

44
13 c1 – riscul de a nu găsi furnizorul pentru necesarul de resurse 3,5 3,5 3,5
14
c2 – riscul de a nu găsi un furnizor care să ofere prețul pe care l –
am planificat anterior 3 5 3,75
15 c3 – riscul de ref uzare a furnizorilor planificați de a încheia
contracte de livrare 1 1 1
16 c4 – intrarea în faliment a furnizorului 6 4,5 5,25
17 d1 – prezența unor semnale parazite 6 7 6,5
18 d2 – semnalul de comanda are o valoare peste limita permisă 3 6 4,5
19 d3 – tensiune de alimentare prea mică 4 1,5 2,75
20 d4 – date incomplete de la senzori 4,5 1 2,75
21 d5 – alimentarea sistemului cu polaritate inversă 1 1 1
22 d6 – semnale măsurate incorect 2 2 2
23 d7 – un semnal de comandă este transmis mai târziu/devr eme
decât momentul prevăzut 1 3 2
24 d8 – blocarea unor componente electronice 2,5 4 3,25
25 d9 – motorul M2/M1 acționează înaintea motorului M1/M2 2,75 2,5 2,125
26 d10 – stimulul electric nu ajunge la nervii mâinii 3,75 3,25 3,5
* N1 – Notă echipă m edicală;
N2 – Notă echipă tehnică.
În figura 31 avem clasificarea riscurilor după ultima evaluare a celor două echipe, ce
au considerat că dupa luarea măsurilor de precauție nu mai există riscuri intolerabile care pot
afecta d esfășurarea acestui proiect. Putem observa că repartizarea riscurilor este acum în zona
acceptată și in zona nedorită. Creșterea
probabilității
de aparitie foarte des
frecvent
ocazional b1 b4, c2, a8,
singular a4,d4 a6,c1,d10, d8 a1,d1,
improbabil c3, d5 a3, b3 a2,b2,d7, a7,d3,d6, d9 a5,d2 c4,
neglijabil marginal serios critic catastrofal
Creșterea gradului de severitate

Fig. 2.5 Matricea riscurilor, după implementarea tuturor soluțiilor de prevenire

Capitolul 2

45
Se poate observa că după analiza riscurilor făcută de cele doua echipe s -a reușit
eliminarea acelor riscuri ce se aflau în zona intolerabilă.

2.5 Metoda Hazop în analiza calitativă și cantitativă a riscurilor
Metoda de analiza a riscurilor și op erabilității (HAZard and OP erabili ty Analysis,
HAZOP) este o tehnică structurată și sistematică utilizată pentru examinarea sistemelor și
pentru managementul riscurilor. Această metodă este în special folosită ca o tehnică pentru
identificarea pericolelor potențiale într -un sistem precum ș i pentru identificarea problemelor
de interoperabilitate care ar putea conduce la produse sau acțiuni neconforme. ( Midrigan
Georgel, p3), (Manufacturing Technology Committee –Risk Management Working Group Risk
Management Training Guides ).

2.5.1 Caracteris ticile analizei Hazop
Analiza Hazop o putem împărți în cinci etape:
• prima etapă presupune indentificarea scopului și a obiectivelor proiectului;
• a doua etapă este cea de selecție a echipei;
• a treia etapă constă în pregătirea studiului;
• a patra e tapă constă în efectuarea analizelor aferente proiectului;
• a cincea etapă presupune înregistrarea și clasificarea rezultatelor.
Aplicând această metodă vom urmări:
• să identificăm potențialele pericole din sistem.
• să identificăm potențialele perturb atii care pot afecta operabilitate sistemului,
identificarea cauzelor generatoare de perturbații sau abateri operaționale care ar putea
conduce la distorsiuni ale rezultatelor .
Beneficiul utilizării acestei metode este că pe baza cunoștințelor rezultate, ce le -am
obținut prin identificarea riscurilor, este posibilă stabilirea măsurilor de precauție.
Metoda HAZOP se bazează pe teoria care presupune că evenimentele de risc sunt
cauzate de abateri de la specificațiile de proiectare sau de operare. ( Midrigan Georgel, p3)
Aplicarea metodei HAZOP este detaliată în cadrul standardului IEC 61882 (Hazard and
Operability Studies (HAZOP) Application Guide)( Midrigan Georgel, p4).
Pentru aplicarea metodologiei HAZOP, la acest proiect luăm în considerare următoarele
definiții:

Capitolul 2

46
• Hazard – reprezintă o sursă potențială de risc determinată de orice operațiune care
ar putea declanșa, o eliberare catastrofală din punct de vedere cantitativ, de substanțe
chimice, toxice, inflamabile sau explozibile sau orice alte procese p ericuloase care
ar putea duce la vătămare corporală.
• Avarie – starea prin care un obiect, proces sau mediu ambiant se deteriorează. În
această categorie de stare intră și cazurile de rănire fizică sau de deteriorare a
sănătății oamenilor.
• Risc – cantitatea cuantificată între probabilitatea de apariție a efectelor nocive
cumulată cu factorul de gravitate a acestora.
Pentru implementarea analizei cu ajutorul metodei HAZOP vom folosi cuvinte cheie .
Aceste cuvinte cheie sunt folosite co nform Standardu lui IEC61882, pentru: identificarea
abaterilor de la specificația de proiectare se realizează printr -un chestionar folosind cuvinte
prestabilite ce formează ,,Ghidul de cuvinte". Rolul cuvântului din acest ghid este de a stimula
gândirea imaginativă , de a asigura concentrarea asupra studiului urmărit și obținerea de idei
în urma discuțiilor .(Midrigan Georgel, p4)

2.5.2 Fazele analizei Hazop
Metoda presupune crearea unei echipe de evaluarea riscurilor care identifică ghidul de
cuvinte, ce se va aplica cel mai bine pentru problema sau situația supusă analizei . Mai jos
prezentăm tabelul cuvintelor uzuale pentru ghidul HAZOP :
Tabel 2.3 Cuvinte uzuale pentru ghidul HAZOP (Midrigan Georgel, p8)
Cuvânt
cheie Semnificație Cuvânt
cheie Semnificație
Nu Negarea completă a
specificației de proiectare Parte a Modificare
calitativă/descreștere
Altul
decât Substituție completă Precum și Modificare calitativă/creștere
Mai mult Creșterea cantitativă Înainte de
Relativ la ordine sau secvență
Mai puțin Descreștere cantita tivă În urmă
de
Mai
devreme Relativ la moment de timp Invers Logică opusă specificației de
proiectare
Mai târziu Altele dacă este nevoie…

Capitolul 2

47
Cuvintele cheie din tabelul de mai sus pot genera interpretări deoarece acestea nu
descriu stările intermediare p rin care poate trece proiectul. Pentru a dezvolta acuratețea analizei
se pot adăuga alte cuvinte cheie suplimentare care aduc precizări asupra abaterilor și a direcției
acestora. Este important ca setul de cuvinte suplimentare să fie definit și declarat în ainte de a
începe examinarea proiectului pentru a elimina sau a diminua subiectivismul analizei. Odată
selectate și definite cuvintele cheie suplimentare acestea vor permite ca procesul sau proiectul
analizat să fie descompus pe elemente separate crescând acuratețea analizei.
În tabelul de mai jos dăm câteva exemple de cuvinte cheie și abaterile a sociate lor,
preluate din ghidul d e cuvinte prezentat în tabelul 2.4 .
Tabelul 2.4 Exemple de cuvinte cheie (Midrigan Georgel, p 9 – 10)
Tip abatere Cuvânt –
cheie Exemplu de interpretare Exemplu de interpretare
pentru sisteme electronice
de control
Negativ Nu Nu este identificată nici o parte a
specificațiilor de proiectare (ex. nu
există tensiune/curent) – Nu există semnal măsurat
– Nu există semnal de
comandă
Modificare
cantitativă Mai mult Creștere cantitativă a unui parametru
(ex. curent peste limita maximă) – Semnal de comandă cu
valoare peste limită
– Sarcină prea mare, rezistență
mică
Mai
puțin Descreștere cantitativă a unui
parametru (ex. tensiune sub limita
minimă) – Tensiune alimentare mică
– Rezistență prea mare
Modificare
cantitativă Precum
și – Prezența distorsiunilor
– Execuția simultană a unei operațiuni – Prezență semnal parazit de
la senzori
– Prezență semnal fals
Parte a Numai o parte a specificațiilor este
atinsă – Date incomplete
– Semnal incomplet de la
senzori
Substituție Invers – Tensiune de comandă cu polaritate
inversată
– Proces reversibil (sens invers) Semnal de comandă cu
polaritate inversă
Altul
decât Se identifică un alt rez ultat decât cel
specificat la proiectare (ex. are loc o
deplasare necontrolată) – Semnale măsurate (date)
incorecte
– Semnale de comandă
incorecte
Timp Mai
devreme O operație are loc mai devreme decât
momentul prevăzut (ex. deplasare
necontrolată) Un se mnal de comandă este
transmis mai devreme decât
momentul prevăzut

Capitolul 2

48
Mai
târziu O operație are loc mai devreme decât
momentul prevăzut (ex. întârzieri în
acționare) Un semnal de comandă este
transmis mai târziu decât
momentul prevăzut
Ordine sau
secvență Înainte O operație are loc înaintea altei
operații decât trebuie (ex. succesiune
incorectă într -un sens) Motorul M2 acționează
înaintea motorului M1
După O operație are loc după altă operații
decât trebuie (ex. succesiune
incorectă într -un sens opus) Moto rul M1 acționează
înaintea motorului M2

Combinațiile dintre cuvintele cheie suplimentare și caracteristicile abaterilor asociate lor
pot fi interpretate și cuantificate diferit în cadrul proceselor și sistemelor din componența
proiectului. Pot exista sit uații când unui cuvânt cheie suplimentar i se as ociază o abatere
semnificativă î n cadrul unui proces și o abatere nesemnificativă în cadrul altui proces din cadrul
sistemului sau a proiectului. De aceea trebuie luat în considerare că fiecare interpretare t rebuie
documentată în mod explicit în funcție de proprietățile sale și de cuvântul cheie suplimentar
utilizat. Dacă există pentru același cuvânt cheie mai multe interpretări sensibile sau pentru o
interpretare mai multe cuvinte cheie suplimentare acestea ar trebui listate și clasificate pentru
a vedea cum este afectat sistemul sau proiectul.

2.6 Particularizarea metodei Hazop pentru sistemul Fes – Exoschelet
Siguranța este pusă pe primul loc în desfășurarea activităților de recuperare fara pericol
pentru persoane, pentru sistem și pentru mediul inconjurător.
Sistemul va conține un neurostimulator ce va oferi impulsuri electrice în vederea
contracției musculare și exoscheletul ce se va atașa pe mână. Stimulul electric ajunge la nervi
prin intermediul electr ozilor amplasați pe exteriorul pielii mâinii, producând astfel mișcarea de
flexie și extensie. Cu ajutorul senzorilor amplasați pe mănușă vom sesiza intenția pacientului
de mișcare. Senzorii de asemenea ne oferă și un feedback asupra pozitiei degetelor. Se mnalele
de la senzori sunt preluate și prelucrate de către microcontroler. Exoscheletul va interveni la
finețea mișcărilor, acolo unde pacientul nu mai are forța necesară efectuării mișcării.
În cadrul acestei analize vom lua în considerare riscurile intr oduse de componentele
sistemul de recuperare, modul de operare și mediul înconjurător. În tabelul de mai jos este
particularizată metoda Hazop pentru sistemul Fes – Exoschelet.

Capitolul 2

49
Titlul: Analiza calitativă și cantitativă a riscurilor în implementarea unui s istem Fes –
Exoschelet
Parte analizată Sistemul Fes – Exoschelet
Nr. Element Operația Cuvânt
cheie Abatere Cauze posibile
1 FES Stimularea
musculaturii
pacientului NU Stimulul electric nu
ajunge la nervii mâinii Eroare soft.
Contact imperfect
între mufe .
Amplasarea
incorectă a
electrozilor.
2 Sistemul de
acționare a
exoscheletului Flexia și
extensia totală a
mâinii NU Motoarele nu sunt
acționate corespunzător. Prezența unor
semnale parazite.
Semnalul de
comandă are o
valoare peste limita
permisă
3 Sistemul de
alimentare al
exoscheletului Pornirea
sistemului Mai puțin Tensiune de alimentare
prea mică Epuizarea bateriei
4 Sistemul senzorial
al exoscheletului Citirea datelor
de la senzori Parte a Numaio parte
aspecificațiilor de este
atinsă ( date incomple te de
la senzori) Contacte imperfecte
în mufele senzorilor
5 Sistemul de
alimentare al
exoscheletului Flexia și
extensia totală a
mâinii NU Alimentarea sistemului cu
polaritate inversă. Neatenția
utilizatorului
6 Sistemul senzorial
al exoscheletului Flexia și
extensia totală a
mâinii Altul
decât Se identifică un alt
rezultat decât cel
specificat la proiectare
(Semnale măsurate
incorect) Neatenția
operatorului
7 Sistemul FES –
Exoscheletului Flexia și
extensia totală a
mâinii Mai
devreme Un semnal de coman dă
este transmis mai
târziu/devreme decât
momentul prevăzut Greșeli în realizarea
softului
8 Sistemul FES –
Exoscheletului Flexia și
extensia totală a
mâinii NU Blocarea unor
componente electronice Tensiuni mai mari
sau erori in softul
sistemului
9 Sistem ul de
acționare al
exoscheletului Flexia și
extensia totală a
mâinii Înainte /
După motorul M2/M1
acționează înaintea
motorului M1/M2 Greșeli în realizarea
softului.
Semnal parazit

Capitolul 2

50
Titlul: Analiza calitativă și cantitativă a riscurilor în implemen tarea unui sistem Fes –
Exoschelet
Parte analizată Sistemul Fes – Exoschelet
Nr. Element Operația Consecințe Elemente de
siguranță Acțiuni necesare
1 FES Stimularea
musculaturii
pacientului Sistemul de
rabilitare
propus nu va
funcționa Compilator
pentru verificarea
softului.
Folosire de mufe
cu siguranță. Verificarea tensiunii de
alimentarea a
neurostimulatorului, a
conexiunilor și a eventual
a erorilor apărute în soft.
2 Sistemul de
acționare a
exoscheletului Flexia și
extensia
totală a
mâinii Sistemul nu va
funcționa
corespunzător
Motoarele se
extind mai mult
decât este
nevoie Aplicarea unor
filtre pentru
reducerea
zgomotului.
Stabilirea unui
prag de minim și
maxim, din soft, a
semnalul de
comandă;
Aplicarea unor filtre
pentru reducerea
zgomotului.
Verificarea senzorilor.

3 Sistemul de
alimentare al
exoscheletului Pornirea
sistemului Sistemul nu va
porni Baterie de
rezervă Înlocuirea bateriei
4 Sistemul
senzorial al
exoscheletului Citirea
datelor de la
senzori Actționarea
aleatorie a
motoarelor Folosirea de mufe
cu siguranță Verificarea conexiunilor
5 Sistemul de
alimentare al
exoscheletului Flexia și
extensia
totală a
mâinii Sistemul nu va
funcționa.
Folosirea de mufe
cu siguranță. Verificrea conexiunei
sursei de alimentare.

6 Sistemul
senzorial al
exoscheletului Flexia și
extensia
totală a
mâinii Sistemul va
funcționa
defectuos Atenție sporită Se vor executa mai multe
măsurători
7 Sistemul FES –
Exoscheletului Flexia și
extensia
totală a
mâinii Actționarea
aleatorie a
motoarelor Verificarea și
testarea softului
de către mai
multe persoane
de specialitate Verificarea și testarea
softului de către mai multe
persoane de specialitate
8 Sistemul FES –
Exoscheletului Flexia și
extensia
totală a
mâinii Sistemul nu va
funcționa.
Respectarea
specificații lor
fiecărei
componente. Amplasarea unui buton de
reset.

9 Sistemul de
acționare al
exoscheletului Flexia și
extensia
totală a
mâinii Sistemul va
funcționa
defectuos Verificarea și
testarea softului
de către mai
multe persoane
de specialitate Verificarea și testarea
softului de către mai multe
persoane de specialitate

Scopul analizei factorilor de risc pentru acest sistem îl constitue identificarea din timp a
caracteristicilor necorespunzătoare ale produsului, care pot influența nefavorabil siguranța în
exploatare și performanțele acestuia, afectând negativ eficiența procesului de reabilitare. Odată

Capitolul 2

51
identificate, aceste caracteristici trebuie eliminate, sau efectele lor minimizate, prin modificări
atât în proiectare cât și în fabricație, înainte ca produ sul să fie comercializat.
Prin aplicarea metodei Hazop s -a reușit identificarea cauzelor și consecințelor ce pot duce
la o funcționare defectuasă a sistemului. Astfel în urma acestei analize s -au luat măsuri de
siguranță suplimentare. Totodată s -au determi nat și acțiuni necesare pentru a evita apariția
acestor riscuri. Pentru aplicarea acestei metode s -au folosit cuvinte cheie conform Standardului
IEC61882.

2.7 Concluzii
Scopul analizei factorilor de risc pentru acest sistem îl constitue identificarea din timp
a caracteristicilor necorespunzătoare ale produsului, care pot influența nefavorabil siguranța în
exploatare și performanțele acestuia, afectând negativ eficiența procesului de reabilitare. Odată
identificate, aceste caracteristici trebuie eliminate, sau efectele lor minimizate, prin modificări
atât în proiectare cât și în fabricație, înainte ca produsul să fie comercializat.
Putem observa că în urma ședinței de tip Brainstorming s -a reușit identificarea riscurilor
și scoaterea acestora din zona into lerabilă, riscuri ce puteau să aducă consecințe grave.
Prin aplicarea metodei Hazop s -a reușit identificarea cauzelor și consecințelor ce pot
duce la o funcționare defectuasă a sistemului. Astfel în urma acestei analize s -au luat măsuri
de siguranță supli mentare. Totodată s -au determinat și acțiuni necesare pentru a evita apariția
acestor riscuri. Pentru aplicarea acestei metode s -au folosit cuvinte cheie conform Standardului
IEC61882.
Pentru orice produs ar trebui efectuată o astfel de analiză în vederea reducerii riscurilor.
Odată cu reducerea riscurilor se reduc și costurile realizării acestui sistem.
A fost prezentat, de asemenea, un rezumat al tehnologiilor fundamentale și provocările
în cercetarea actuală. Este promițător că există deja câteva exosc helete pentru aplicații de
reabilitare. Cu toate acestea, dezvoltarea acestor sisteme de reabilitare are încă multe provocări
care trebuiesc depășite pentru utilizare practică.

Capitolul 3

52
CAPITOLUL 3
Modelarea matematică a mâinii

3.1 Cadru general
Mâna este cel mai perfecționat instrument locomotor uman. Aceasta se datorează
capacităților multiple de mișcare a degetelor acționate de un sistemul musculo – tendinos
complex. Cele mai multe mișcări ale măinii se datorează policelui care prin mișcările sale se
poate opune celorlalte degete (opozabilitatea policelui). Mâna este capabilă să execute
prehensiuni foarte diferite, de la cele mai complexe la cele mai fine. Mișcările complexe ale
măinii au determinat la om o dezvoltare putermică a emisferelor cerebrale. Mișc ările complexe
ale măinii drepte au determinat dexvoltarea asimetrică a emisferelor cerebrale. Emisfera stângă
este mai bine dezvolt ată la dreptaci. Integritatea mâinii este absolut esențială pentru
funcționarea zilnică . Mâna poate fi afectată de mai multe boli, î n mod special leziuni
traumatice. Pentru medicii sau fizioterape utii care trateaza leziunile mâînii, cunoaș terea
aprofunda ta a anatomiei este fundamentală pentru o îngrijire medicală de calitate. Recuperarea
urmărește refacerea unor funcții diminua te, creșterea nivelului funcț ional sau realizarea unor
mecanisme compensatorii în si tuații de readaptare funcțională . Pentru realizarea modelării
matemetice trebuie să ne axăm pe structura anatomică a mâinii, dimensiunile și constrângerile
acesteia, care v or fi prezentate în continuare.

3.2 Structura anatomică a mâinii
3.2.1 Sistemul osos al mâinii
Scheletul de bază al pumnului și mâinii conține un numă r de 27 de oase (figura 3.1 ).
Aceste oase sunt grupate în trei regiuni osoase:
 carpul mâinii este fomat din 8 oase cubice numite carpiene, așezate pe 2 rânduri.
Oasele primului rând sunt: scaful, semilunarul, piramidal și pisiform, iar oasele rândului
al doile sunt trapezul, trapezoidul, capitatul și osul cu cârlig. Carpul este puțin
voluminos are o lungine medie de 3 cm și o lățime de 5 cm .Toate oasele carpiene
participă la funcționarea încheieturii mâinii cu excepț ia osului pisiform, care este un os
sesamoid prin ca re trece tendonul muș chiului flexor ulnar al carpienelor. Osul scafoid
servește ca legătură între cele două rânduri ș i de aceea est e mai vulnerabil la fracturi.
Rândul distal al oaselor ca rpiene este foarte puternic ataș at de baza celui de -al doilea ș i

Capitolul 3

53
al treilea met acarpian, formand o unitate fixă . Toate celelalte structuri (unități mobile)
se mișcă în relație cu unitatea stabilă .
 regiunea metacarpiană este formată din 5 oase lungi n unite meta carpiene, dispuse în
evantai formând scheletul palmei,
 regiune falangelor formată din 14 oase alcătuiește degetele. Policele este format din
două falange, iar restul degetelor din trei falange.
Regiunea metacarpienelor și a falangelor formează coloanele osoase ale mânii notate
cu I-V, care reprezintă degetele mâ inii. Acestea au câte un nume specific: police, indice,
medius, inelar și degetul mic (auricular) .

Fig. 3 .1 Structura osoas ă a mâinii
Mâna contine 5 oase metacarpiene. Fiecare metacarpian prezintă o bază, trunchi, gât ș i
un cap. Primul os metacarpian (al policelui) este cel mai sc urt si mai mobil. Se articulează
proximal cu osul trapez. Celelal te 4 met acarpiene se articulează cu trapezoidul, capitatul ș i osul
cu cârlig, la nivelul bazei. Fiecare cap metacarpian se articulează distal cu falanga proximală a
fiecărui deget.

3.2.2 Musculatura ș i tendoanele mâinii
Aparatul muscular al mânii este fo rmat din mușchi extrinseci (ai anteb rațului ca poziție)
se inserează la nivelul scheletului mâ inii prin tendoane lungi și mușchi proprii (intrinseci)
dispuși doar pe fața palmară și în spațiile interosoase (figura 3 .2).

Capitolul 3

54

Fig. 3 .2 Musculatura și tendoanel e mâinii
a) Mușchii proprii ai mâinii (intrinseci) sunt așezați în regiunile:
1. regiunea laterală formată din mușchi care pun în mișcare policele. Acești mușchi
sunt: mușchiul abductor al policelui, mușchiul opozant al policelui, mușchiul scurt al
policel ui și mușchiul aductor al policelui. Mușchii sunt denumiți în funcție de mișcarea
efectuată.
2. regiunea medială conține mușchiul flexor al degetului mic, mușchiul aductor al
degetului mic și mușchiul opozant al degetului mic.
3. regiunea mijlocie cuprinde mușchii lombricali și cei interosoși. Mușchii lombricali
sunt atașați tendoanelor mușchiului flexor profund al degetelor. Ei se noteaza cu I -V
dinspre police spre degetul mic. Mușchii interosoși au dispunerea: în spațiul dintre
metacarpiene, palmară și do rsală. Ei flectează falanga proximală și ex tind falanga medie
și distală. Interosoșii palmari apropie degetele de axul mâinii, iar cei distali îndepărtează
degetele de axul mâinii.
Mușchii intrinseci s unt împărțiți în 4 grupe: tenară, hipotenară, lumbrical ă și mușchii
interosoși.
Grupul tenar constă în adductorul scurt al policelui, flexorul scurt al policelui, opozantul
policelui si muschii adductori ai policelui. Toți sunt inervați de ramuri ale nervului median, cu
excepția adductorilor policelui și capăt ului profund al flexorului scurt, care sunt ine rvați de
nervul ulnar. Aceștia î și au originea la ni velul retinaculului flexorilor ș i oaselor carpiene, și se
inseră la nivelul falangei proximale a policelui.

Capitolul 3

55
Grupul hipotenar constă în: palmarul scurt, abdu ctorul degetului mic, flexorul degetului
mic, opozantul degetului mic. Toți acesti mușchi sunt inervați de nerv ul ulnar. Acest grup de
mușchi î și are originea î n retinaculul flexorilor și oasele carpiene și se inseră la baza falangei
proximale a degetului mic.
Mușchii lumbricali contribuie la flexia articulațiilor metacarpofalangiene și la extensia
articulațiilor interfalangiene. Ei î și au originea în tendoanele flexorilor digitali profunzi la
nivelul palmei și se inseră la nivelul aspectului radial al ten doanelor ex tensorilor la nivelul
degetelor.
Lumbricalii indexului și ai degetului III sunt inervați de ramuri din nervul median, iar
ai inelarului și degetului mic sunt inervați de ramuri din nervul ulnar.
Grupul interosos consta în 3 mușchi ventrali ș i 4 dorsali, care sun t inervați de nervul
ulnar. Ei î și au originea la nivelul metacarpienelor și formează niște benzi laterale î mpreună cu
lumbricalii. Interosoșii dorsali realizează abducția degetelor, în timp ce interosoșii ventrali
realizează adducția deg etelor spre axul mâinii.
b) Mușchii extrinseci sunt grupați în musc hi extensori și mușchi flexori.
1. Extensorii extrinseci – Mușchii extensori sunt toți extrinseci, cu excepția unuia
singur care este implicat în extensia articu lației interfalangiene. Toți mușchii extensori
extrinseci sunt inervați de nervul radial. Acest grup de mușchi constă în trei extensori ai
articulației pumnului ș i un grup mare de extensori ai policelui ș i degetelor.
Mușchiul extensor scurt radial al carpului este principalul extens or al art iculației
pumnului, ală turi de extensorul lung radial al carpului și extensorul ulnar al carpului care
realizează deviaț ia radia lă și respectiv ulnară. Primul î și are inserția la baza metacarpianului
III, iar ultimii doi se inserează la baza celui de-al doil ea și al cincilea metacarpian.
Extensorul comun al degetelor, extensorul propriu indexului și extensorul degetului
mic, efe ctuează extensia degetelor. Ei î și au inserția la baza falangei mijlocii și la baza falangei
distale. Abductorul policelu i, extensorul scurt al policelui și extens orul lung al policelui
determină extensia acestuia. Inserția lor se găsește la baza metacarpianului I, falanga proximală
și, respecti v, falanga distala a policelui.
Retinaculul extensorilor previne supraîntinderea tendoanelor de la nivelul îcheieturii și
separă tendoanele în 6 compartimente. Extensorii comuni ai degetelor prezintă o serie de
tendoane pentru fiecare deget în parte, având un corp muscular comun și cu punți
intertendinoase între ele. Indexul și degetul mic au fiecare funcții de extensii independente prin
extensorul propriu al indexul ui și extensorul degetului mic.

Capitolul 3

56
2. Flexorii extrinseci constau în 3 flexori ai î ncheieturii și un grup mare de flexori ai
policelui și degetelor. Aceștia sunt inervați de ne rvul median, cu excepția flexorului ulnar al
carpului și a flexorului digital profund al inelarului și degetului mic care sunt inervați de nervul
ulnar.
Mușchiul flexor radial al carpu lui este principalul flexor al î ncheieturii, alături de
flexorul ulnar al carpului și lungul palmar, care lipsește la 15% din populație. Inserția lor se
află la baza metacarpianului III, baza metacarpianului V și, respectiv, fascia palmară. Flexorul
ulnar al carpului este în primul rând un deviator ulnar. Cei 8 flexori digita li sunt împărțiți în
grupe superficiale și profunde. Alături de flexorul lung al policelui, care se inserează la nivelul
falangei distale a policelui, aceștia trec prin canalul carpian pentru a asigua flexia a rticulațiilor
interfalangiene.
La nivelul palme i, tendonul flexorului s uperficial al degetelor se găseș te alături de
tendonul profund. Apoi se divide la nivelul falangei proximale și se reuneș te dorsal cu tendonul
profund pentru a se insera la nivelul falangei mijlocii. Flexorul digital profund perfore aza
tendonul superficial pentru a se insera la nivelul falangei distale. Relația dintre tendoanele
flexorilor și articulația pumnului, articulația metacarpofalangiană și cea interfalangiană este
menținută printr -un sistem reticulat care previne efectul de supraîntindere.
Teci tendinoase sinoviale: acoperă tendoanele mușchilor flexori (m. flexor radial al
carpului, m. flexor lung al policelui și m. flexori superficial și profund ai degetelor; policele și
degetul mic au teci digitocarpiene, la nivelul degetel or 2 – 4 existând discontinuitate
mediopalmara) si extensori ai degetelor (for mează 6 compartimente figura 3 .3), căro ra le
ușurează alunecarea (Niculescu C. Th. et all , 2009; Roșu I. et al 2009)

Fig. 3 .3 Tendoanele degetului

Capitolul 3

57
În continuare vom studi a modelul matematic al mâinii plecâ nd de la cele descrise mai sus ș i anume
de la anatomia acesteia.
3.3 Modelul dinamic al mâinii
Mâna umană (f igura 3.1 ) este un sistem articulat, având 26 de grade de libertate .
Sistemul mână umană are și un număr mare de constrângeri. Astfel există dependențe între
degete și articulații. Pentru a modela articularea degetelor este necesară descrierea structurii
cinematice a mâinii umane. Din acest motiv, scheletul mâinii poate fi reprezentat precum în
figura 3 .4, în care fi ecare deget este considerat un lanț cinematic cu baza în palmă și cu fiecare
vârf de deget drept efector final. (Rhee T. et al, 2006 )
Constrângerile la care este supusă mâna umană pot fi divizate în trei mari categorii:
a) constrângerile de tipul I sunt re prezentate de limitările mișcării unui deget datorate
anatomiei mâinii (constrângeri statice).
b) constrângerile de tipul II sunt limitările impuse în articulații în t impul mișcării
(constrângeri di namice).
c) constrângerile de tipul III includ acele limitări necesare pentru a realiza o mișcare
naturală, care nu este acoperită de stadiul actual al cercetării.

Fig. 3 .4 Abstractizarea scheletului mâinii umane
a) Constrangeri de tipul I
Acest tip de constrângeri se referă la limitările domeniului de mișcă ri ale degetelor
determinate de anatomia mâinii. Se consideră doar domeniul de mișcări care pot fi realizate
fără aplicarea unor forțe externe, precum îndoirea degetelor spre partea exterioară a mâinii

Capitolul 3

58
folosind ceala ltă mână. Acest tip de constrân geri se r eprezintă cu ajutor ul următoarelor
inegalități ( Lin J et al 2001) :
0° ≤ θ MCP -F≤ 90o
0° ≤ θ PIP≤ 110°
0° ≤ θ DIP≤ 90°
-15° ≤ θ MCP -AA≤ 15°
Unde:
□ θMCP -F reprezintă variabila articulară a articulație metacarpofalangeale pentru flexare;
□ θ MCP -AA reprezintă va riabila articulară a articulație metacarpofalangeale pentru abducție sau
aducție;
□ θ PIP reprezintă variabila articulară a articulației proximal interfalangeale;
□ θ DIP reprezintă variabila articulară a articulației distal interfalangeale;
O altă constrâng ere susține că degetul mic oferă o mișcare de abducție sau aducție
redusă, motiv pentru care, pentru acest deget, se fol osește următoarea aproximare ( Lin J et al
2001) :
θMCP -AA= 0
Această aproximare poate determina reducerea unui grad de libertate din cele 20 ale
degetelor. Deasemenea articulația CMC a degetului opozabil asigură o mișcare de abducție
limitată, motiv pentru care, de re gulă, se aproximează astfel ( Lin J et al 2001) :
θCMC -AA= 0
Drept rezultat, mișcarea degetului mare poate fi caracterizată de trei parametri în loc de
patru. Pe lângă acestea, degetele index, mijlociu, inelar și mic sunt manipulatoare planare
deoarece articulațiile DIP, PIPși MCP ale fiecărui deget se mișcă într -un singur plan
(articulațiil e DIP și PIP oferă un singur grad de lib ertate, pentru flexare).
b) Constrangeri de tipul II
Acest tip de constrângeri se referă la limitările impuse în articulații în timpul mișcării
degetelor. Ele sunt denumite constrângeri dinamice și pot fi clasificate în constrângeri:
□ intradeget (între artic ulațiil e aceluiași deget);
□ interdeget (între articulațiil e dintre degete).
Constrângerea intra deget cea mai utilizată se bazează pe anatomia mâini i și stipulează că,
pentru a în doi articulația DIP trebuie îndoită și articulația PIP, pentru cazul degetelo r index,
mijlo ciu, inel ar și mic (figura 3 .5) (Sanso R.M. et al, 1994 ). Din punct de vedere formal,
afirmația anterioară se exprimă astfel ( Lin J et al 2001) :
θDIP= 2/3 θ PIP

Capitolul 3

59

Fig. 3.5 Relația dintre articulațiile DIP și PIP
Datorită acestei aproximări, m odelul care inițial avea 20 de grade de libertate se reduce
la un model cu 16 grade de libertate. Literatura de specialitate a demonstrat faptul că degradarea
de performanță este nesemnificativă în cazul exprimării poziției mâinii folosind constrângerile
din relațiile anterioare. Un exemplu de constrângere inter deget este următorul: îndoirea
degetulu i mic din articulația MCP deter mină, în mod natural, și îndoirea degetului inelar din
aceeași articulație. Până în pr ezent, acest tip de constrângeri nu au fost cuantificate sub forma
unor ecuații .
c) Constrangeri de tipul III
Constrangerile sunt impuse de modul natural în care se mișcă mâna și sunt destul de
dificil de detectat. Constrângerile de tipul III diferă de cele de tipul II, deoarece ele nu au nici
o legăt ură cu limitările impuse de anatomia mâinii ci, mai degrabă, ele reprezintă un rezultat al
mișcărilor naturale și comune. Deși naturalețea mișcării mâinii diferă de la persoană la
persoană, ea este similară la toată lumea. Un exemplu relevant este acela de îndoire a de getelor
în același timp și nu câte unul pe rând.
Pănă î n present , acet tip de constrangeri nu a fo st exprimat sub forma unor ecuaț ii.
Modelul propus (figura 3.6 ) prezinta diferențe față de modelul n atural, din necesitatea de a obț ine
o simp lificare a procesului de modelare. Î n figura de m ai jos palma este de lungime p ș i diametru 2d 1+d2.
Degetele centrale respectă gradele de libertate și structura degetelor naturale, sunt
paralele între ele și plas ate la distanțele marcate pe figura 3 .6. Degetul opozabil, diferă d e
modelul natural prin faptul că are doar două falange și trei grade de libertate. Baza degetului
opozabil este plasată la distanța d2 față de palmă, în planul palmei și distanța d3, pe o axă
perpendiculară pe planul palmei. Baza cel ei dea doua falange este plasată față de baza degetului
opozabil la distanță d5, măsurată pe o axă perpendiculară pe planul palmei.

Capitolul 3

60

Fig. 3 .6 Modelul propus pentru mâna umană
Pentru a putea modela mișcarea degetelor mâinii se folosește modelul cinematic d irect,
ce exprimă mișcarea vârfului fiecărui deget în raport cu sistemul de referință fix, atașat primei
cuple cinematice a încheieturii. Pentru variabilele arti culare comune tuturor degetelor: q1, q2,
q3, s-au stabilit constrângerile următoare:
-90o≤ q 1 ≤90o -π/2≤ q 1 ≤ π/2
-15o≤ q2 ≤15o sau -π/12≤ q 2 ≤ π/12
-15o≤ q3 ≤15o -π/12≤ q 3 ≤ π/12
În ceea ce privește constrangerile degetului o pozabil, acestea sunt exprimate astfel:
-15o≤ q 4o≤ 15o -π/12≤ q 4o ≤ π/12
0o≤ q 5o ≤ 90o sau 0 ≤ q 5o ≤ π/2
0o≤ q 6o ≤ 90o 0 ≤ q 6o ≤ π/2
Pentru a putea realiza studiu, este necesar să se atribuie valo ri tuturor mărimilor care
apar în sistemul determinat. Pentru aceasta, s -au considerat mărimile specifice unei mâini de
adult, mărimi exprimate de relațiile următoare:
Tabelul 3.1 : Dimensiunile fiecărei falange a degetului
Deget

Nr. falanga deget 1
(opoza bil) deget 2
(arătator) deget 3 (m)
(mijlociu) deget 4 (i)
(inelar) deget 5 (c)
(mic)
f1 3,5 cm 4,5 cm 5 cm 5 cm 4 cm
f2 2,5 cm 3 cm 3,5 cm 3,5 cm 2,5 cm
f3 – 2 cm 2,5 cm 2 cm 2 cm

Capitolul 3

61
Mărimi generale ale palmei sunt prezentate mai jos:
P = 10 cm = 0.1 m
d1 = 3 cm = 0.03 m
d2 = 2 cm = 0.02 m
d3 = 2 cm = 0.02 m
d4 = 3 cm = 0.03 m
In figura 3.7 modelul este descris de 4 corpuri rigide (I, II, II, VI), conectate prin trei
articulații. Având în vedere faptul că fiecare corp rigid are nevoie de 2 puncte pentru a fi
descrise corect și că articulațiile sunt descrise în mod explicitcu 2 puncte independente,
modelul necesitând un număr total de 8 puncte (P1, P2, P3, P4, P5, P6, P7, P8).

Fig. 3 .7Modelul dinamic al mâinii
Pentru realizarea modelului matematic s -a plecat de la modelul unui robot planar cu
doua grade de libertate (M. Shahab, 2008) , continuând cu modelul robotului planar cu trei
grade de libertate (J. Kardos 2010 ), considerând astfel structura degetului ca î n figura 3.8 .

Capitolul 3

62

Fig. 3.8 Structura degetului.
Dinamica directă pentru sistemul prezentat în figura 3.8 se face pe baza metodei Euler
– Lagrange, începând cu următoarele ecuații J. K. Salisbury M.T. Mason, et al, 1986 :
)321cos(3)21cos(21cos1      l l lx
(1)
)3 2 1sin(3)2 1sin(21sin1      l l ly
(2)
Viteza unghiulară este calculată în raport cu axa Oz:
dtid
i

(3)
Viteza unghiulară este :
1 1
(4)
21 2 
(5)
321 3 
(6)
Viteza liniară acentrului de masă pentru fiecare segment al degetulu ia fost determinată
prin utilizarea formulei Euler -Lagrange.
11121
1  Sl x
(7)
11121
1  Cl y
(8)

Capitolul 3

63

)2 1(12221
111 2       Sl Sl x (9)
)2 1(12221
1112       Cl Cl y
(10)
)3 2 1(123221)2 1(12221
111 3          Sl Sl Sl x
(11)
)3 2 1(123221)2 1(12221
1113          Cl Cl Cl y
(12)
2
12
141)11121(2)11121(2
12
1 1      l Cl Sl y x v   
(13)
2))2 1(12221
111((2))2 1(12221
111((2
22
2 2
  
   
  
Cl ClSl Sl y x v
(14)
2))3 2 1(123221)2 1(12221
111(2))3 2 1(123221)2 1(12221
111(2
32
3 3
   
    
  
ClCl Cl SlSl Sl y x v
(15)
Energia cinetica se exprima astfel:
 3
1)2 2(21
iil vimiK 
(16)
2
33212
22212
11212
33212
22212
1121

l ll vm vm vm K
  
(17)
O matrice exprimând energia cinetică are următoarea formă :









321
33 32 3123 22 2113 12 11
)321(21




A A AA A AA A A
K
(18)
3l2l1l)3C3l2l23C3l1l2C2l1l22
3l412
2l2
1l(3m)3C2l1l2
2l412
1l(2m2
1l1m41
1A
    
(19)
]32)332 233122122
3212
22(3)3322
221(2[21
12
l l Cll Cll Cll ll m Cll l m A
      
(20)
3)332 23312
321(321
13l Cll Cll l m A    
(21)

Capitolul 3

64

12 21A A (22)
32)3322
3212
1(32
3241
22ll Cll l lm lm A 
(23)
3)3322
321(321
23l Cll l m A   
(24)
31 31A A
(25)
23 32A A
(26)
32
3341
33l lm A 
(27)
Energia cinetica este următoarea:
2
333322322
222 31132211222
111(
21
 
A AA A A A K
    
 
(28)
Energia potențială se exprima astfel:
3
1)igyim(21
ip )P(
(29)
1S1gl1m21
1p
(30)
)12S2l21
1S1l(g2m2p  
(31)
)123S3l21
2S2l1S1l(g3m3p  
(32)
Lagrangian este compus din:
PKL
(33)
Prin utilizarea procedurii Lagrange -Euler, ecuația de mișcare pentru cele trei grade de
libertate a degetului pot fi scris ă ca:
iiL
iL
dtd








(34)
Aceste ecuații sunt utilizate în simulare pentru a proiecta sistemul , astfel în Matlab s -a
realizat modelul cinematic direct (figura 3.9 ) și invers figura (3.10 ). Pentru sistemul cinematic
direct se introduc dimensiunile falangelor și unghiuril e pe care le formează acestea obținând
punctele din spațiu în care se poate afla vârful degetului. Cinematica inversă se referă la
procesul invers, adică având o poziție dorită pentru vârful degetului modelul ne va oferi valorile
unghiurilor articulațiilor astfel încât să se localizeze vârful degetului la locația specificată.

Capitolul 3

65

Fig.3.9 Modelul cinematic direct

Fig. 3.10 Modelul cinematic invers
De asemenea pentru construcția elementelor măn ușii avem nevoie de mărimile standard
ale mâinii. În tabelul 3.2, avem prezentate mărimile standardizate ale mânii pentru persoanele
care depășesc vârsta de 40 de ani. Am ales aceasta vârsta deoarece aceste perso ane sunt mai
expuse unui accident vascular cerebral decât cele sub 40 de ani.

Capitolul 3

66
Tabelul 3.2 Mărimile standar d ale mâinii A Guide to EN Standards for Glove
mărimi Bărbați Femei
inch cm inch cm
XS 7 18 6 15
S 7 ½ – 8 20 6 ½ 16 ½
M 8 ½ – 9 23 7 18
L 9 ½ – 10 25 7 ½ 19
XL 10 ½ – 11 28 8 20
XXL 11 ½ – 12 30 8 ½ 23

Aceste dimensiuni sunt folositoare la realizarea mănușilor pentru fiecare pacient în
parte, astfel asigurând folosirea acestui dispozitiv pentru toate categoriile de pacienții.

3.4 Concluzii
Mâna asigură desfășurarea multor activități motorii care stau la baza dezvoltării
cortexului motor care determină o bună integrare a organismului în mediul de viață prin funcția
de relație.
O bună cunoaștere a aparatului locomotor al mâinii (sistemul osos și musculo -tendinos
al mâinii) stă la baza recuperării capacității de miș care a membrului superior și parțial a
centrului nervos de analiză a mișcărilor mâinii.
Modelarea matem atică ne ajută la simularea mișcar ilor mâinii în programul Matlab, la
dezvoltarea unor idei de control pentru acționarea ex oscheletului, precum și în cazul în care nu
avem disponibili pacienți.
Mai multe simulări și modele matematice care au stat la baza realizării modelului
cinematic direct și invers sunt prezentate în articolele avându -i ca autori pe Pramod Kumar
Parida , et al, 201 2;Kim SengFok , et al, 2010;Ali Esteki, et al, 1997.
Toate dimensiunile determinate mai sus vor folosi la realizarea exoscheletului, mănușii
pentru recuperarea persoanelor care au suferit un accident vascular.

Capitolul 4

67
CAPITOLUL 4
Structura hardware si sof tware a sistemului FES – Exoschelet
pentru recuperarea mâinii paci enților cu AVC

4.1 Cadru general
Acest dispozitiv este un exoschelet care sprijină activitățile mâinii prin utilizarea unui
control și a unei arhitecturi virtuale pentru dexteritate , prinde re și manipulare . Cu alte cuvinte,
este un dispozitiv medical care acționează în paralel cumâna, în scopul de a compensa o
anumită funcție pierdut ă. În plus, cu tehnica de reabilitare FES, acesta are un mare potențial
inovator și aplicabilitate în clinici .
Provocarea acestui proiect constă în realizarea mecanică a mănușii integrând
senzorii necesari detectării mișcării , acționarea ș i controlul acesteia. Impactul așteptat va fi
în îmbunătățirea vieții oamenilor cu deficiențe și reducerea indirecta, a cheltu ielilor de
reabilitare în Spitalele de Recuperare.
Realizarea acestei mănuși se bazează pe următoarele criterii ș i nevoi:
a) structur a mecanică nu poate fi integrată separat de si stemul senzorial, de acționare ș i
control;
b) acest sistem trebuie să respect e trei caracteristici pentru controlarea forței de prindere:
 acest sistem suportă forțe de prindere proporționale cu forțele de prindere umane;
 acest sistem nu deranjează mișcarea degetului uman;
 ansamblul format din exoschelet și degetul umanar trebui să realizeze aceeași variație
a mișcării ca și degetul uman .
Există multe concepte prezentate în literatura de specialitate care permit evaluarea
structurii, caracteristicile și în special anatomia funcțională a mâinii. Numeroase studii M.C.
Carrozze et al 20 03, L.Birglen et al 2003, L. Biagiotti et all 2009, F. Lotti et all 2005, T.
Lalibert´e et al 1998 , au permis dezvoltarea unor structuri cinematice de a reproduce cât mai
mult posibil cinematica mâinii.

4.2 Proiectarea mecanică a mănușii
Pentru realizarea acestui sistem trebuie să avem î n vedere trei componente principale:
palma cu încheietura mâinii, degetele (patru) și degetul opozabil. Un prim prototip realizat , a
fost cel cu așa numitul sistem ,, 4 bare” . Arhitectura globală a exoscheletu lui pentru un singur

Capitolul 4

68
deget se poate vedea în fig ura 4 .1. Este ușor de observat configurația fiecărei falang e a
degetului și mecanismul de control de t ip ,, 4 – bare". Soluția propusă demonstrează
flexibilitatea și robustețea care sunt necesare pentru a îndeplini obiectiv ele de mișcare a
degetului.

Fig. 4 .1 Arhitectura globală a unui singur deget
cu sistemul de tip ”4 bare” ( N. Popescu et all 2013 )
Dezavantajele acestuia au fost: dificultatea montării pe mâna unui pacient care a suferit
un accident vascular, iar la o fo losire mai îndelungată provoca leziuni. Avanta jul acestui
exoschelet (figura 4 .2) este a cela că forțele se distribuiau î n mod egal pe fiecare segment al
degetului – falangă.

Fig 4 .2 Primul prototip folosind sistemul 4 bare
O altă soluție mai practică este cea de a înlocui sistemul de 4 bare, cu tendoane, figura
4.3.1, acționate de servomotoare liniare. Ne propunem ca acest prototip să realizeze două tipuri

Capitolul 4

69
de exerciț ii: primul fiind un exercițiu predefinit, sistemul detectând intenția pacientului de
mișca re a mâi nii cu ajutorul unui senzor de î ndoire mon tat pe unul din degete , executând
mișcările de flexie și extensie, iar cel de al doilea exercitiu este cel impus de mișcările
membrului drept, cel sănatos. Pentru realizarea celui de al doilea tip de exerci țiu se va monta
pe mâna dreapta o mănușă cu senzori ce va detect a mișcarea degetelor (figura 4 .3.2).

Fig. 4.3.1 Structura tip mănușă Fig 4 .3.2 Mănușa cu senzori pentru c opierea
mișcării mâinii sănătoase
Mănușa a fost reali zată dintr -un material din piele, pe care s -au montat cleme din metal,
pentru fixarea tendoanelor (figura 4 .4). Un capăt al tendonului este fixat de clema din vârful
degetului iar celălalt de brațul actuatorului, acesta trecând prin interiorul unei cămăși. Cămașa
este fixată, la un capăt, de clema montată pe partea superioară a mănușii, iar celălalt capăt este
fixat de platforma care susțin e motoarele. Mănușa se prinde de fiecare deget în doua puncte cu
ajutorul unui scai ca in figura de mai jos.

Fig. 4 .4 Modul de prindere a mănușii
În interiorul mănușii avem montat un senzor de îndoire , pentru a detecta intenția
pacientului de a mișca mâna și pentru a obține un răspuns cu privire la poziția degetelor (figura

Capitolul 4

70
4.5.2). O astfel de mănușă cu senzori pentru de tecția gradului de îndoire a degetelor a fost
dezvoltată și studiata de către Reinhard Gentne în lucrarea ” Development and evaluation of a
low-cost sensor glove for assessment of human finger movements in neurophysiological
settings ”.
În subcapitolul urmă tor vom prezenta sistemul senzorial necesar de tecției mișcării
mâinii precum ș i de a furniza un feedbac k cu privire la poziția mâinii ș i a motoarelor.

Fig. 4.5.1 Modul de prindere Fig 4 .5.2 Modul de amplasare al senzorul ui
al clemelor pe mănușa pentru detectarea intenției de mișcare

4.3 Sistemul s enzorial
Dupa cum am menționat mai sus, intenționăm să folosim acest dispozitiv pentru
mișcare continuă, predefinită, de flexie/ extensie cât și penru exerciții care imită membrul
sănătos. În acest scop pe interiorul mănușilor avem amplasați senzori de îndoire pentru
sesizarea mișcarii. Senzorii de îndoire oferă o rezistență proporțională cu unghiul de îndoire.
În figura următoare a vem modul de conectare a senzorului la microcontroller.

Fig. 4.6 Senzorul de îndoire

Capitolul 4

71
Acest tip de senzor este operațional într -un interval de temperatură de -350C până la
+800C și are un ciclu de funcționare d e circa 1 milion de mișcări dacă este montat
corespunzător.
În interiorul senzorului de îndoire sunt elemente rezistive de carbon într -un substrat
subțire, flexibil. Cu un astfel de senzor, la o îndoire de 0 grade va oferi o rezistență de 10K, iar
la 90 de grade va da 30 -40 K ohmi.
Senzori de îndoire avem montați pe cele cinci degete ale mănușii (figura 4 .3.2) care
trebuie pusă pe mâna sănatoasă, dar mai avem un senzor și pe manușa pentru mâna lezată.
Pinul de semnal (OUT) se montează la un pin analogic al plăcii Arduino Uno, pinul de
masa (GND), la p inul GND al microcontrollerului, iar pinul de alimentare (VCC) la pinul de
5V.
Acest senzor de îndoire îl putem folosi atât pentru a sesiza intenția de mișcare a
pacient ului cât ș i pentru a detecta nivelul de extensie ș i flexie. A cest lucru se mai poate s esiza
și cu ajutorul pinului de feedback (mov) al motorului Firgelli, astfel la o flexie completă avem
o tensiune de 0 V , iar la o extensie completă avem 3.3 V.

4.4 Sistemul de acționare pentru exoschelet
Ultima îmbunătățire a servomotoarelor o constitui e dezvoltarea servomotoarelor
digitale care au avantaje funcționale semnificative față de servomotoarele standard. În
principiu, un servomotor digital este asemănător cu un servomotor standard, cu excepția unui
microprocesor care analizează semnalele de in trare și controlează motorul. Una dintre diferențe
constă în modul de procesare a semnalelor de intrare și transmiterea puterii inițiale la
servomotor, reducând timpul mort, crescând rezoluția și generând un cuplu de menținere
superior. La servomotoarele c onvenționale, în faza de repaus, alimentarea motorului de curent
continuu este întreruptă. În cazul servomotoarelor digitale, în momentul în care este primită o
comandă, sau când se aplică un cuplu la axul de ieșire servomotorul răspunde prin alimentarea
cu tensiune a motorului.
Controlul trebuie să fie simplu, cu un sistem de acționare capabil să exercite forțe de
apucare mari L. Birglen et al 2004, A. Wegeet al 2005, D. Reynaerts 1995 .
Controlul poziției axului în cazul servomotoarelor digitale se face pr in intermediul unor
impulsuri pozitive cu o durată variind între 0,5 ms și 2,5 ms (cazul poziționării între -90° și
+90°), cu o frecvență de 50 Hz.
Avantajele evidente ale servomotoarelor digitale sunt:

Capitolul 4

72
 controlul poziției rotorului prin intermediul unui si ngur semnal de comandă, foarte ușor
de generat de majoritatea microcontrolerelor;
 sistemul de control integrat care realizează controlul automat al poziției rotorului
funcție de semnalul de referință;
 dimensiunile și masa reduse.
Pentru alegerea unor motoa re optime a fost necesar un studiu amănunțit asupra forțelor
care le dezvoltă mușchii degetelor. In tabelul 8 avem forțele dezvoltate de fiecare deget. Studiul
a fost făcut pe un număr de doua persoane, fiecare persoană repetând testul de cinci ori pentru
fiecare deget. Sofia Olandersson et al, 2005. Mai multe detalii despre forțele pe care le poate
dezvolta membrul superior sunt prezentate în studiul ”Finger force capability: measurement
and prediction using anthropometric and myoelectric measures” de Ange la DiDomenico Astin.
În plus s -a analizat dacă forțele exercitate de deget pot fi estimate folosind electromiografia de
suprafață (EMG) pe locațiile antebrațului. Astfel de procese sunt de utilitate la proiectarea și
evaluarea interfețelor om -mașină care i mplică intensiv degetul, deoarece integrarea
capacităților de forță ale degetului sunt necesare pentru a reduce riscul de accidentare la nivelul
membrelor superioare.
Tabel 8 . Forțe dezvoltate de mâna umană
Persoana testata/ Deget II -V Forța deget [N] Forța mâna [N]
Persoana 1
Degetul II 21.8

173.3 Degetul III 21.2
Degetul IV 18.6
Degetul V 10.8
Persoana 2
Degetul II 38.6
216.7 Degetul III 46.6
Degetul IV 38.0
Degetul V 28.2

Acționar e electrică a sistemului este realizat de servomotoare precum FIRGELIL12
(figura 4 .7) care poate să dezvolte o forță de până la 150N la blocare . Specificațiile generale
ale acestui servo motor sunt:
 dimensiuni: 66 x 30 x 57.1 mm;
 greutate: 56 g;
 forța d ezvoltată de motor la 12v: 45N.

Capitolul 4

73

Figura 4.7 Servomotorul liniar Firgelli L12
Mai multe detalii despre forț ă, vitez ă, curent si dimensiuni se pot o bserva în graficele
din figura 4 .8 și anexa 1.
Avantajele folosirii acestui tip de actuator liniar sunt:
 dimensiuni mici;
 ușor de comandat ,
 oferă la ieșire o tensiune între 0 -3,3V proporțională cu poziția tijei motorului ;
 forța de tragere si cea de împingere sunt egale;
 ușor de montat.

Fig. 4 8 Variația vitezei ș i a curentului în funcție de forță
Acest tip de actuator liniar este prevăzut cu doi cone ctori (anexa 1) fiecare având câ te
trei fire dispuse astfel:
a) pentru comanda motorului în curent ( se aplică un curent de intrare cuprins î ntre 4 – 20
mA) (verde) ;
b) pentru comanda motorului î n tensiune (se poate aplic a o tensiune cuprinsă î ntre 0 -5 V
sau un semnal PWM) (albastru) ;
c) oferă un semnal de ieșire cu o tensiune cuprinsă î ntre 0 – 3.3 V, astfel oferind un
feedback cu privire la poziția actuatorului (mov) ;
d) este pentru semnal de intrare RC (alb) ;

Capitolul 4

74
e) alimentare V+ (roșu) ;
f) potențialul de masă V- (negru) .
Atunci când actuatorul este alimentat el scanează rep etitiv toate intrările: a), b) ș i d)
până când găsește un semnal de intrare valid potrivit celor patru tipuri de semnale. Când este
detectat un semnal, pe una din intrări , actuatorul se va inițializa retrăgând tija în interior și va
dezactiva interfețele care nu primesc nici un fel de semnal până la realimentarea acestuia.
Modul de interfața 0 – 5 V permite ac tuatorului să fie controlat doar cu o baterie ș i un
poten țiometru pentru a semnala poziția dispozitivului de acționare – o interfață simplă pentru
prototipuri sau proiecte de automatizări casnice.
Modul de interfața 4 – 20 mA este compatibil cu dispozitivele PLC, de obicei utilizate
în aplicații industriale.
Mod ul de interfața RC servo este compatibil cu servo precum cele de la Futaba sau
Hi – Tec. Pentru comanda actuatorului cu acest tip de interfață e ste necesară o tensiune pozitivă
de 5 V și un puls modulat în l ățime. Un puls de 1.0 ms comandă retragere comple tă a tijei , iar
pentru un puls de 2.0 ms comandă extinderea totală a acesteia.
Modul de interfața PWM acest mod permite control al dispozitivului de acționare cu
ajutorul unui singur pin de ieșire digitală (PWM) dintr -un microcontroler extern. Pentru
acțio narea servomotorului este necesar un PWM cu o frecventa de 1KHz astfel pentru un factor
de umplere de 1% brațul servomotorul este retras complet iar pentru 100% este extins la maxim.
Pentru comanda servomotoarelor Firgelli L12 vom folosi mod ul de interfață PWM. În
figura 4 .9 avem standul de testare pentru motoarele liniare.

Fig. 4 .9 Standul de testare

Capitolul 4

75
În figura următoare avem schema de conexiu ni dintre sistemul de acționare și sistemul
senzorial.

Fig.4.10 Schema de conexiu ni dintre sistemul de acționare și sistemul senzorial
Datele de la senzori și motoare sunt preluate de către microcontrollerul Arduino Uno.
Aceste date sunt prelucrate și transmise serial către un computer.

4.5 Kitul de dezvoltare A rduino Uno
Microcontrollerul Arduino Uno este cea ma i importantă componentă a sistemului.
Convertorul analog -digital și modulatorul PWM s -au folosit pentru trimiterea și primirea de
semnale de la și spre dispozitivele ce comunică cu mediul exterior. Sen zorii de îndoire transmit
semnale analogice către micro controller proportionale cu nivelul de flexie/extensie a mâinii,
astfel în funcție de aceasta, prin intermediul strategiei de control ce a fost implementată,
microcontrollerul generează un semnal PWM pentru motoarele liniare Firgelli L12. De
asemenea semna lul de la senzori este transmis serial prin intermediul interfeței RS 323 către
Matlab, program necesar pentru stimularea electrică funcțională.
Kitul de dezvoltare Arduino Uno este dotat cu un controller Atmega 328 (figura 4.11 ).
Acesta are 14 pini de int rare/ieșire digitali (dintre care 6 pot fi utilizați ca ieșiri PWM), 6 intrări
analogice, un oscilator ceramic de 16 MHz, o mufă USB pentru conexiune și o mufă jack pentru
alimentare.

Capitolul 4

76

Fig. 4.11 Distribuția pinilor pentru controllerul Atmega 328
După ce în figura 4 .10 e descrisă schema principală a conexiunilor hardware, vom
dedica și o secțiune de descriere pentru maparea pinilor conform figurii 4.11 . În tabelele de
mai jos sunt redate conexiunile corespunzătoare senzorilor de îndoire, tensiunilor de fe edback
a motoarelor și PWM -urile corespunzătoare fiecărui motor. Conexiunile de mai jos redau
sistemului ce realizează copierea mișcărilor mâinii sănătoase.
Tabel 9 Conexiunile dintre senzori și microcontroller
Senzor corespunzător Pin ATmega 328
Flex 1 23
Flex 2 24
Flex 3 25
Flex 5 26
Flex 6 27
Senzorul Flex 6 ne ajută la determinarea poziției degetelor de la mâna lezată, iar restul
pentru copierea mișcărilor mâinii sănătoase.
Tabel 10 Conexiunile pinilor de comandă a motoarelor
Motor Pin ATmega 328
PWM 1 4
PWM 2 5
PWM 3 6
PWM 4 7
PWM 5 8

Capitolul 4

77
Tabel 11 Conexiunile pinilor de feedback a motoarelor
Feedback motor Pin ATmega 328
Feed 1 9
Feed 2 10
Feed 3 11
Feed 4 12
Feed 5 13
În continuare vom prezenta și conexiunile necesare pentru cel de al doilea tip de
exercițiu și anume cel în care vom detecta intenția pacientului de a mișca degetul, intenție
sesizată cu senzorul de îndoire montat ca în figura 4 .5.2.
Tabel 12 Conexiunile pinilor de feedback a motoarelor
Feedback motor Pin ATmega 328
Feed 1 23
Feed 2 24
Feed 3 25
Feed 4 26
Feed 5 27
Tabel 13 Conexiunile pinilor de comandă a motoarelor
Motor Pin ATmega 328
PWM 1 4
PWM 2 5
PWM 3 6
PWM 4 7
PWM 5 8
Tabel 14 Conexiunile dintre senzori și microcontroller
Senzor corespunzător Pin ATmeg a 328
Flex 1 28
În acest caz vom folosi un singur senzor de îndoire pentru detecția intenției de mișcare
a mâinii de către pacient, iar pinii de feedback ai motorului îi vom folosi pentru determinarea
poziției degetelor.

Capitolul 4

78
4.6 Stimularea electrică func ționala cu ajutorul neurostimulatorului
Motio nStim8
Pentru stimularea electrică vom folosi neurost imulatorul Motionsim8 (Figura 53 ),
deoarece este un neurostimulator programabil cu 8 canale de stimulare electrică transcutanată.
Acesta a fost dezvoltat atât pentru utilizarea zilnică de către terapeuți și/sau pacienți, cât și
pentru cercetare, acesta conținând un mod de lucru denumit „ ScienceMode ”.

Fig. 4.12 Stimulatorul Motion Stim8
ScienceMode este un protocol de comunicație serială pentru controlul stimu latorului
MOTIONSTIM8 cu ajutorul unui calculator prin intermediul interfeței standard RS232. În
cadrul ScienceMode , pot fi adoptate 2 strategii de stimulare:
1. Single Pulse Mode : trimiterea unei comenzi către neurostimulator cauzează
trimiterea unui singur puls cu parametrii doriți (amplitudinea curentului și lățimea
pulsului) pe un anumit canal. Neurostimulatorul generează pulsul imediat după
procesarea comenzii. Secvențele complexe de stimulare pot fi generate prin
trimiterea succesivă a mai multor comenzi .
2. Channel List Mode : generarea secvențelor de stimulare complexe este cu mult
simplificată față de modul anterior. Utilizatorul poate specifica o listă de canale de
stimulare, pe care vor fi generate în mod repetat pulsuri sau grupuri de pulsuri
(dublete s au triplete). Frecvența de stimulare a fiecărui canal poate fi aleasă din două
frecvențe specificate, dintre care frecvența mai mare este un multiplu al frecvenței
mai mici.
Comunicația dintre neurostimulator și calculator se face cu o viteză de 115200 Bit i/sec
(8 biți de date, fără bit de paritate, un bit de stop). Cele 8 canale ale stimulatorului sunt
multiplexate, împărțind o singură sursă de curent. Toate pulsurile sunt bipolare, distanța dintre

Capitolul 4

79
partea pozitivă și cea negativă fi ind de 100 µs (conform f igurii 4.13 ). Parametrii semnalului
care pot reglați pentru fiecare canal de stimulare sunt:
Lățimea pulsului:
 roate fi variată între: 0 și 10 -500 µs;
 Rezoluția: 1 µs;
Amplitudinea curentului:
 poate fi variată între: 0 și 127mA;
 rezoluția: 1mA.
După cum s-a menționat anterior, înainte de pornirea modului Channel List ,
neurostimulatorul trebuie inițializat. Pe durata inițializării, trebuie specificată o listă a canalelor
fizice ce urmează a fi activate. Lista canalelor este codată într -un byte denumit Chan nel_Stim,
al cărui LSB corespunde canalului de stimulare nr. 1, iar bitul cel mai semnificativ, MSB,
corespunde canalului de stimulare nr. 8. Ulterior, pe durata stimulării, neurostimulatorul va
genera pulsurile cu o perioadă tS1 pe canalele selectate.

Fig. 4.13 Pulsul bipolar cu definirea lățimii pulsului și a amplitudinii curentului

Fig. 4.14 Exemplu de trimitere a pulsurilor de tip singular și dublet în modul Channel List pe
primele 2 canale de stimulare, Scholz et al.(2004).
Timp
Amplitudinea
curentului
pulsului
Curent
100 µs
Lățimea pulsului

Capitolul 4

80
Într-o perioadă a semna lului, poate fi generat un singur puls bipolar, un dublet sau un
triplet. Dubletele reprezintă două pulsuri bipolare cu aceeași amplitudine și durată a pulsului
în aceeași perioadă tS1, cu o distanță între pulsuri de tS2 (figura 4.14 ). În mod similar, trip letele
reprezintă trei pulsuri bipolare în aceeași perioadă tS1, cu o distanță între ele de tS2.
Microcontrollerul a fost programat să furnizeze prin intermediul portului serial, valorile
în procente ale semnalului oferit de sistemul senzorial și cel de a cționare. Astfel la 100%
senzorul furnizează valoarea maximă de registru ( mâ na se află în poziția de flexie). Valoarea
maximă în procente a semnalului furnizat de către motor este atunci când mâna se afla în poziția
de flexie (tija actuatorului este retra să). Anexa 2 prezintă programul ce a fost încărcat în
microcontrollerul Arduino Uno.
În matlab vom analiza semnalele oferite de sistemul senzorial și sistemul de acționare
pentru a determina momentul în care putem activa stimularea electrică și intensitat ea acesteia.
În Anexa 3 avem codul sursă pentru citirea , interpretarea și furnizarea stimulului electric.
Noutatea acestui sistem constă în utilizarea combinată a unei mănuși robotice cu
sistimularea electrică funcțional ă, în scopul de a restabili funcțiil e pierdute la pacienții care au
suferit un accident vascular cerebral . Balansul dintre stimularea electrică și mănușa se va
realiza prin intermediul mediului de dezvoltare Matlab, în care s -au creat mai multe bl ocuri
(figura 4.15 ).

Fig. 4.15 Blocurile de contr ol pentru stimulul electric

Capitolul 4

81
Pentru controlul și interfațarea neurostimulatorului MOTIONSTIM8 cu sistemul
exoschelet, au fost dezvoltate patru blocuri Simulink (figura 4.15), după cum urmează:
 blocul MotionStim8 – are în spate o funcție Matlab de tipu l „Level 2 s -function”
care realizează inițializarea și controlul în timp real a neurostimulatorului .
Codul sursă pentru acest bloc este atașat în anexa 4 ;
 blocul COMinterface – are în spate o funcție „mexw64” dezvoltată în mediul de
programare C++ – realizează controlul portului serial la care este conectat
neurostimulatorul;
 blocul RTclock – are în spate o funcție „mexw64” dezvoltată în mediul de
programare C++ – generează pasul de simulare în timp real.
 blocul read_sensors – are o funcție de tipul tipul „Level 2 s -function” care
realizează citirea datelor de la senzorii mănușii și trimiterea acestora către blocul
MotionStim8;
Blocul Simulink pentru controlul neurostimulatorului MOTIONSTIM 8 prezintă două
intrări și cinci ieșiri. Prin intermediul portului de intrare „Ch control”, funcției de control a
neurostimulatorului i se furnizează semnalele de referință pentru modificarea lățimii pulsurilor
pentru fiecare canal activat. Intrarea „Enable” este utilizată pentru activarea funcției de control
a neurostimu latorului. Ieșirile „Data 1”, „Data 2” și „Data 3” sunt utilizate pentru transmiterea
comenzilor de inițializare și actualizare a parametrilor către neurostimulator prin intermediul
unui port serial. Ultimele două ieșiri ale blocului, „PW” și „CRT”, sunt u tilizate pentru
monitorizarea și/sau înregistrarea valorilor latimii pulsurilor și respectiv a curentilor de
stimulare generate pe fiecare canal al neurostimulatorului.
Blocul de Simulink al neurostimulator ului are o interfață grafică (figura 4.16 ) în care
trebuie să trecem valorile maxime ale pulsului, curentului, timpul de întârziere a unui stimul
pe un canal față de celelalte precum selectarea canalelor de stimulare și a portului de
comunicare.

Capitolul 4

82

Fig. 4.16 Prescrierea parametrilor pentru fiecare canal de stimulare
Această interfață are și un buton numit Test FES, prin intermediul căruia avem opțiunea
de a testa stimulul electric . Astfel înainte de începerea exercițiilor t rebuie să stabilim limita
maximă a stimulul ui electric. Valoarea pulsului se stabile ște din butoanele +/ – din partea stânga
a interfeței grafice ( figura 4.17 ) iar valoarea curentului din partea dreaptă.

Fig. 4.17 Interfața grafică pentru testarea inițială a nivelului de suportabilitate a stimulului
electric

Capitolul 4

83
Această interfață mai conțin e butoane pentru:
 oprirea stimulării în caz de urgență;
 selectarea porturilor de comunicație ;
 selectarea frecvenței de stimulare ;
 buton de conectare;
 selectarea canalelor de stimulare .
Atât pentru lățimea pulsului, cât și pentru curentul de stimulare al fi ecărui canal de
stimulare activat, limitele supereioare trebuiesc deduse înainte de începerea sesiunii de lucru
pentru fiecare utilizator în parte.
După realizarea acestor teste de stimulare, se va introduce valoarea pulsului și a
curentului în blocul Simu link Motionstim8 ( figura 4.16 ).
Amplasarea corectă a electrozilor pentru stimularea electric ă se poate observa în
figurile 4.18 și 4.19 . O pereche de sonzori trebuie amplasată în zona nervilor extensori (cana lul
2 de stimulare din figura 4.1 9), iar cealalt ă pereche trebui e să cuprindă nervul ulnar și cel radial
(canalul 2 de stimulare).

Fig. 4.18 Amplasarea electrozilor pe membrul superior pentru obținerea extensiei

Capitolul 4

84

Fig. 4.1 9 Modul de amplasare al electrozilor
Stimularea electrică trebuie activată do ar în timpul mișcării de extensie. O activare
greșită ar duce la o mișcare defectuasă a mâinii.

4.7 Concluzii
Provocarea acestui proiect constă în realizarea balansului dintre exoschelet și
stimularea electrică, precum și integrarea sistemul senzorial, de acționare si control al mănușii.
S-a realizat un prim prototip din materiale metalice acționat de servomotoare, dar s -a
dovedit că este dificil de montat pe mâna afectată a unui pacient și provoacă leziuni la o folosire
mai îndelungată. Astfel am renunț at la acest prototip și ne -am axat pe dezvoltarea unei manuși
de piele acționata de motoare liniare prin intermediul unor tendoane artificiale.
Alegerea unor motoare adec vate pentru realizarea mișcărilor de flexie și extensie a
mâinii a fost un alt pas im portant. După un studiu amănunțit asupra forțelor de prindere s -a
ajuns la concluzia că motoarele Firgeli L12 dezvolta un cuplu suficient pentru realizarea acestor
mișcări.
Am ales neurostimulatorul M otionStim 8 deoarece este un stimulator programabil și
putem stimula opt grupe musculare. Foarte important este regiunea în care amplasăm electrozii

Capitolul 4

85
pentru stimulare. Aceșt ia trebuiesc poziționați astfel încât să prindă fasciculațiile nervoase
specifice grupei musculare care executa mișcările de flexie și extens ie a mâinii.
Pentru sistemul de recuperare s -a realizat o interfață grafică pentru activarea stimulării
electrice și controlul exoscheletului. Cu ajutorul acestei interfețe se poate testa funcționarea
dispozitivului și setarea parametrilor necesari stimulă rii electrice.

Capitolul 5

86
Capitolul 5
TESTE DE LABORATOR

5.1 Cadru general
Pentru a întelege cum s -a realizat balans ul între controlul realizat de exoschelet și
stimularea electrică, în continuare vom detalia modul de funcționare al sistemului pentru
recuperarea pacienților ce au suferit un accident vascular. În următoarea figură este prezentată
schema hardware a sistemului ce detaliază modul de conexiune dintre exoschelet și stimularea
electrică.

Fig. 5.1 Structura Hardware a prototipului
Semnalele d e la senzorii m ănușii sunt achiziționate ș i prelucrate de către
microcontrolerul Arduino Uno și transmise prin itermediul interfeței seriale RS232 către blocul
de control dezvoltat în limbajul de programare Matlab sub formă de procente. Intensitatea
stimul ului electric crește direct proporțional cu procentul afișat în Matlab. La 100% avem
stimulare maximă și descrește proporțional pe partea de flexie.

Capitolul 5

87
5.2 Testarea sistemului de stimulare, de acționare și senzorial în mediul de
laborator
În mediul de labora tor au fost testați senzorii pentru două cazuri menționate mai
devreme (primul caz este î n care vom copia mișcările mâinii sănătoase și cel în care
intenționăm sesizarea mișcării mâinii cu deficit de control neuromotor ). Pe axa y ale
următoarelor 3 grafic e este exprimată valoarea de registru a convertorului analogic digital cu
o rezoluție de 8 biți (0-256 (valoarea maximă )), dată d e senzorii de îndoire , iar pe axa x este
reprezentat timpul. În cazul în care dorim să copiem mișcarile mâinii sănatoase obține m
următoarele semnale de la senzori, pentru fiecare deget, la efectuarea unei mișcări de flexie –
extensie:

Fig. 5.2 Valorile senzorilor la efetuarea mișcării de flexie -extensie
Pentru acest caz problema întâlnită este viteza motoarelor. La efectuarea miș cării de
flexie, care durează o secundă, durata de răspuns a motoarelor este de șapte secunde. Având în
vedere cazurile de utilizare a acestui sistem și anume pentru recuperarea persoanelor care au
suferit un accident vascular, este indicat ca aceste mișcă ri să se facă mai lent pent ru învățarea
lor de către acesta. În graficul de mai jos avem relația dintre timpul de răspuns a senzorului și
cel al motoarelor.

Capitolul 5

88

Fig. 5.3 Timpul de răspuns dintre flexia/extensia totală a mâinii sănătoase și flexia/extensia
mâinii cu deficit locomotor .
Pentru primul caz , în care mănușa va efectua mișcări de flexie și extensie atunci când
identifică intenția pacientului de mișcare vom folosi senzorul de îndoire atât pentru detecția
intenției de mișcare a mâinii cât și pentru a detecta pozitia degetelor (de flexie sau extensie) .
În figura de mai jos avem încercuite variațiile semnalului oferit de senzor ca răspuns la intenția
pacientului de a mișca mâna. Putem observa că avem o rezoluție destul de bună a senzorului
cu privire la detecția mișcării degetului. Datele au fost furnizate când mâna era în poziția de
extensie.

Fig. 5.4 Intenția de mișcare a mâinii

Capitolul 5

89
În figura următoare putem observa variația semnalelor în funcție primul semnal, cel al
senzorului ce detectează intenția d e mișcare a mâinii. Semnalul doi este al motorului care
variază invers proporțional cu primul semal ul oferit de senzor . Putem observa semnalul de
stimulare atunci când mâna se află în flexie totală este 0 și crește odată cu extensia mâinii
(100%) .

Fig. 5.5 Variația semnalelor în funcție de semnalul senzorului
Pentru ac est tip de exercițiu vom monitoriza at ât semnalul de la senzorul montat pe
interiorul mănușii pentru mâna cu deficit locomotor cât și cel de la motoare. Dacă semnalul de
ieșire al motoarel or are o valoarea a tensiunii de 3,3 V, tija motorului este extins ă la maxim
adică 100 %, po ziția mâinii fiind în extensie totală, iar când tensiunea este de 0V, adica de 5% ,
mâna este în flexie totală. În mediul de laborator a u fost testat emotoarele pentr u exercițiul de
flexie și extensie. S emnalul de la senzori și cel de la motoare este dat în procente .

Fig.5.6 Semnalele furnizate de senzori și motoare în procente
Semnalul verde este valoarea PWM -ului în us, corespunzătoare unui canal de stimulare,
iar cel albastru de către senzorul rezistiv de îndoire. Graficul din figura 5.6 este obținut în urma

Capitolul 5

90
executării repetate a mișcărilor de extensie – flexie. Startul exercițiului este din poziția de flexie
totală, executând trei repetări de extensie -flexie și t erminându -se apoi tot în poziția de flexie
totală. Se poate obsera un mic decalaj î ntre cele doua semnale ș i asta din cauză că la flexia
mănușii a intervenit și forța mâini , subiectul forțând închiderea și deschiderea membrului
superior.

Fig.5.7 Activare a stimulării electrice
În figura 5.7 putem observa evoluția semnalului de stimulare , care estre invers
proporțional cu semnalul oferit de senzorul amplasat în interiorul mănușii, pentru mâna cu
deficit locomotor și direct proporțional cu semnalul oferit de motoare .

Fig. 5.8 Activarea stimulării electrice la copierea mișcării mâinii sănătoase
În graficul de mai sus se poate observa înt ârzierea de 7 secunde de la flexie până la
extensia mâinii, precum și semnalul de stimulare caracteristic exercițiului de copiere a mâinii
sănătoase .

Capitolul 5

91
După realizarea măsurătorilor menționate mai sus s -a trecut la testarea întregului sistem
în mediul de la borator. Datele cu privire la funcționarea acestui dispozitiv pentru recuperare au
fost extrase în timp real pentru cele d ouă tipuri de exerciții .

5.3 Instrucțiuni pentru montarea sistemului de recuperare
Sistemul realizat pentru recuperarea membrului superior stângse alimenteaza la o
tensiune de 12 V cu un curent maxim de 1A. Comanda sistemului se realizează prin intermedi ul
interfeței realizată în Simulink. Butonul 1 (figura 5.9 ) este pentru activarea (poziț ia
întrerupător ului în 1) / întreruperea (poziț ia întrerupătorului în 0) stimulării electrice pe cele
doua canale , astfel putând folosi sistemul atât cu stimulare elect rică cât și făra aceasta. Butonul
trebuie să fie în poziția 0 și mănușa în flexie totală.

Fig. 5.9 Activarea stimulării electrice
Înaintea montării mănușii, se amplasează electrozii pe membrul superior stâng, apoi
urmând a se urma pașii descriși mai jos pentru stabilirea valoarii stimulului el ectric (figura
5.10). Aceasta se accesează prin dublu clic pe blocul cu stimulator din interfaț a grafică .
Pasul 1 – Deschiderea ferestrei pentru testarea stimulării electrice prin apăsarea
butonului Test FES ;
Pasul 2 – Alegerea portului de comunicație PC -Stimulator;
Pasul 3 – Apăsarea butonului Conect pentru conectarea stimulatorului la PC;

Capitolul 5

92
Pasul 4 – Selectarea canalului de stimulare (Canalul 1 sau 2);
Pasul 5 –Selectarea valorii curentului de stimulare folosind butoanele +/ – (se
recomandă să se înceapă cu valoarea minimă );
Pasul 6 – Selectarea valorii PWM -ului.
După efectuarea acestor pași se închide fereastra de aleger ea parametrilor, urmând să
efectuăm aceeași pași și pentru alegerea parametrilor pentru următ orul canal de stimulare.

Fig. 5.10 Pași ce trebuiesc parcurși pentru stabilirea amplitudinii stimulului electric
Când butonul pentru selectarea tipului de exercițiu se află în 0 exoscheletul va copia
mișcările mâinii sănătoase , iar când se va afla în po ziția 1 va executa exercițiul predefinit, de
flexie și extensie a mâinii cu detectarea intenției de mișcare a subiectului.
Pe interfața grafică se află și un buton în caz de urgență care oprește stimularea electrică.

5.3 Teste pe subiecți sănătoși
La ac est studiu au participat un număr de doi subiecți sănatoși în vederea testării
dispozitivului. Fiecare subiect a testat mănușa pentru ambele tipuri de exerciții (predefinit cu
și fără intenție de mișcare și exercițiul pentru copierea mâini sănătoase) . Graf icul de mai jos
prezintă exercițiul de flexie/extensie , cu detecția mișcării . Semnalele reprez entate cu albastru
și roșu reprezintă valoarea stimulului electric, iar cel cu verde poziția mâinii . Stimularea
electrică crește proporțional cu extensia membrul ui superior cu deficit locomotor. Când mâna
se află în poziția de flexie totală, nivelul semnalului oferit de senzorul de întoir e (verde) are o
valoare de 100% , iar când este în extensie totală are o valoare de 0%. Porțiunile încerc uite și

Capitolul 5

93
numerotate de la 1 – 3 reprezintă intențiile de mișcare ale subiectului. Sistemul realizează o
mișcare de extensie și flexie într-un interval de timp de 5 – 6 secunde , așteptând din nou intenția
subiectului de a mișca mâna pe ntru a executa o noua mișcare. Pentru acest sub iect s -a ales o
vloare a stimulului electric pentru canalul 1 de stimulare 265 us și un curent de 9 mA, iar pentru
canalul 2, 305 us și un curent de 10 mA. Stimulul electric cu valoare mai mare este pentru
stimularea mușchilor extensori ai mâinii , iar cel cu valoare mai mică pentru mușchii extensori
ai degetelor

Fig. 5.11Semnalele corespunzătoare exerci țiului predefinit cu intenție de mișcaare

Fig. 5.12 Semnalele corespunzătoare exercițiului predefinit fără intenție de mișcaare
Subiectul 1 a realizat ș i un exercițiu predifinit de flexie /extensie a mâinii fără detecția
intenției de mișcare (figura 5. 12). Durata necesară pentru efectuarea unui exercițiu de
flexie/extensie depinde de timpul cât menținem activată stimularea electrică . Pentru primele
doua exerciții am menținut stimularea electrică, atunci când mâna se afla în poziția de extensie
timp de 5 s, , iar pentru ultimul exercițiu am menținut stimululu electri timp de 7 s. În cazul
acestui tip de exercițiu motoarele reușesc să execute mișcarea compl etă de flexie -extensie în
timp de 5 s.
Pentru cel de al doilea exercițiu (copierea mâinii sănatoase) s -au realizat doua teste,
unul pentru a determinarea timpului de flexie/extensie a mâinii cu deficit locomotor în cazul în
care mâna sănătoasă este închisă /descisă într -o secundă (figura 5.13 ). Cel de al doilea test a

Capitolul 5

94
fost realizat în cazul în care mâna sănătoasă și cea cu deficit locomotor efectuează mișcarile în
același timp. Stimularea electrică în acest caz este menținută constant la valoarea maximă timp
de 5 s pentru fiecare mișcare de extensie.

Fig. 5.13 Semnalele corespunzătoare exercițiului de copier a mâinii sănătoase (caz 1)
Din graficul de mai sus se observă ca la închiderea /deschiderea într-o secundă a mâiii
sănătoase, mâna cu deficit locomotor ajunge în poziția de flexie/extensie în 4 s. Interesant de
observant este și faptul că degetul mare (semnalul de culoare magenta) nu ajunge nici odată în
poziția de flexie totală, deoarece atât flexia mâinii sanătoase cât și a celei cu deficit locomotor
se face cu poziția degetului mare p este celelalte degete (figura 5.14 ). De asemenea mănușa cu
senzori o putem folosi ca instrument de testare pentru stabilirea gradului de mobilitate,
dexteritate a mâinii cu deficit locomotor.

Fig. 5.14 Flexia/extensia co rectă a mâinii

Capitolul 5

95
În cel de al doilea caz (figura 5.15 ) putem observa relatiile dintre valorile semnalelor
de la mâna stângă și cea dreaptă. În cazul acesta nu mai apare timpul de întârziere al motoarelor
deoarece flexia și extensia mâinii sănatoase s -a real izat în același timp cu mișcările mâinii
deficitare. Timpul necesar efectuării unui exercițiu este de 14 s.

Fig. 5.15 Semnalele corespunzătoare exercițiului de copier a mâinii sănătoase (caz 2)
În continuare vom analiza aceleași cazuri pentru subiectu l numărul 2. Se va începe cu
stabilirea amplitudinii semnalului de stimulare. Pentru acest subiect s -a stabilit o valoare a
PWM -ului pe canalul 1 de 300 us cu un current de 10 mA, iar pe canalul 2 340us cu un current
de 10 mA. P rimul caz analizat este pent ru exercițiul de flexie/extensie a mâinii cu intenție din
partea pacientului de mi șcare (figura 5.16 ).

Fig. 5.16 Semnalele corespunzătoare exercițiului predefinit cu intenție de mișcaare

Capitolul 5

96
Față de primul subiect pentru același tip de exercițiu s -a modifica t valoarile stimulului
electric și putem observa că detecția intenției de mișcare s -a realizat mai rapid față de primul
subiect fiind necesară o singuă mișcare a degetului, deoarece mănușa era mai bine fixată pe
mână.

Fig. 5.17 Semnalele corespunzătoare exercițiului predefinit fără intenție de mișcaare
Subiectul numărul doi reușește să execute acest tip de exercițiu mai repede decât
primul, efectuândul în 10 secunde spre deosebire de 15 secunde cât a durat la primul subiect.

Fig. 5.18 Semnalele corespun zătoare exercițiului de copier a mâinii sănătoase
În figura 5.18 se observă un decalaj între semnalele oferite de senzorii amplasați pe
două mănușe. Această neconcordanță, încercuită și numerotată de la 1 – 3, apare numai la flexia
mâinii cu deficit loco motor, deoarece nu a fost strânsă bine mănușa pe mâna subiectului.

Capitolul 5

97
Putem observa că atât testele în mediul de laborator câ t și cele pe subiecți au răspuns
așteptărilor dorite, concluzie care duce mai departe și la efectuarea de teste pe pacienți care au
suferit accidente vasculare cerebrale.

5.4 Teste pe subiecți care au suferit accident vascular cerebral
Testele s -au realizat în cadrul Spitalului de Recuperare din Iași pe un număr de doi
pacienți. Înaintea testării dispozitivului pe pacienți a fost te stat de către echipa medicală din
cadrul spitaului primind astfel acceptul pentru testarea acestuia pe subiecți cu AVC (figura
5.19). Fiecare subiect a realizat atât ecercițiul în care mâna cu deficit neuromotor copie mâna
sănătoasă cât și exercițiul prede finit de flexie/extensie.

Fig 5.19 Testarea dispozitivului de către echipa medicală
Primul subiect este de sex feminin, 55 de ani cu un AVC hemoragic emisferic dreapta
cu o vechime de 13 luni.

Fig. 5.20 Montarea electrozilor și a mănușii pe mâna prim ului subiect

Capitolul 5

98

Fig. 5.2 1 Semnalele corespunzătoare exercițiului de copier a mâinii sănătoase
În figura 5.2 1 putem observa că pacientul nu a reușit flexia și extensia totală a mâinii
cu deficit neuromotor deoarece avea spasticitate la nivelul membrului, r eușind mai mult
mișcarea de flexie decât cea de extensie. Pentru acest subiect s -au stabilit următorii parametri
pentru stimularea electrică: pentru primul canal s -a stabilit o valoare a PWM -ului de 230us cu
o valoare a curentului de 14 mA, iar pentru cana lul doi s -a stabilit o valoare a PWM -ului de
220us cu un curent de 18 mA. Datorită spasticității la nivelul membrului superior, la sfatul
medicului specialist s -a renunțat la exercițiul predefinit de flexie/extensie totală a mâinii.
Cel de al doilea subie ct este de sex masculin în vărstă de 41 de ani ,cu un AVC ischemic
emisferic drept , cu o vechime de 9 luni, a realizat ambele exerciții. Parametrii pentru stimularea
electrică au fost următorii: pentru primul canal s -a stabilit o valoare a PWM -ului de 260 us cu
o valoare a curentului de 1 9 mA, iar pentru canalul doi s -a stabilit o valoare a PWM -ului de
250us cu un curent de 20 mA.

Fig. 5.22 Montarea electrozilor și a mănușii pe mâna subiectului doi

Capitolul 5

99

Fig. 5.22 Semnalele corespunzătoare exercițiului de cop ier a mâinii sănătoase

Fig. 5.23 Semnalele corespunzătoare exercițiului de copier a mâinii sănătoase
Pacientul a realizat exercițiul de copiere a mâinii sănaoase de doua ori. La primul
exercițiu (figura 5.22) se observă că pacientul nu reușește să exe cute mișcarea de extensie totală
a mâinii cu deficit. Pentru a reuși extensia totală a mâinii în cel de al doilea exercițiu (figura
5.23) s -a mărit PWM -ul pentru stimularea electrică la 280us pe canalul 1 de stimulare și 300us
pe canalul 2 de stimulare, va lorile curentului rămânând aceleași.
În cazul ambilor pacienți la acest tip de exercițiu au așteptarea ca și mâna cu deficit
neuromotor să execute mișcarea la fel de repede ca cea sănătoasă.
Pentru exercițiul în care pacientul realizează exercițiul prede finit de flexie/extensie
(figura 5.24) , a reușit să realizeze cu succes aceste mișcări. Pe graficul de mai jos, unde timpul

Capitolul 5

100
de flexie,extensie, este mai mic, pacientul s -a implicat activ în aceste mișcari, forțând
deschiderea mâinii.

Fig. 5.23 Semnalele coresp unzătoare exercițiului de flexie/extensie
a mâinii cu deficit neuromotor
Pentru a obține un răspuns de la pacient cu privire la îmbunătățirea mișcării mâinii vom
folosi așa numitul sistem GFTS, care măsoară forțele de prindere descri se în capitolul 2 . Unele
măsurători a forței de prehensiune sunt predominant axate pe evaluarea forței de prindere
voluntară maximă, dar, de asemenea este importanta si evaluarea capacitații de a controla
forțele de prindere care sunt utilizate în timpul apucă rii și manip ulării obiectelor. Astfel vom
evalua forța de strângere a pacientul ui înainte de efectuarea ședințelor de exerciții și după
sfârșitul acestora. Cu alte cuvinte GFTS -ul este utilizat pentru a cuantifica îmbunătățirile în
controlul forței de prehensiune . De asemenea am putea estima și de câte ședințe ar avea nevoie
pacientul pentru o recuperare mai bună.

5.5 Concluzii
S-a realizat în mediul de laborator at ât structura software cât și ce a hardware, ce au fost
testate î n mediul de dezvoltare Matlab.
O problem ă întâlnită a fost timpul de întârziere, de 7 secunde , de la flexie până la
extensia mâinii. Pentru exercițiul în care mâna cu deficit locomotor trebuie să copie mișcările
celei săna toase s -a constatat că dacă membrul sănătos ajunge în poziția de extensie într-o
secundă, mâna cu deficit locomotor ajunge î n aceeași poziție cu o întârziere de 7 secunde.

Capitolul 5

101
Aceasta problemă nu este una gravă deoarece mișcările trebuiesc executate cât mai încet pentru
ca pacientul sa aibă la dispoziție timp necesar pentru a reânvă ța mișcările.
Înaintea oricăror teste clinice prototipul va fi testat intensiv în mediul de laborator , în
vederea îmbunătățirii tehnicilor de control care permit echilibru între părțile acționate mecanic
și sistemul FES.

Capitolul 6

102
Capitolul 6
Concluzii finale , contribuții personale și dezvoltări viitoare

În acest capitol sunt prezentate concluziile finale ce pot fi evidențiate în urma cercetării
asupra dezvoltării unui sistem FES – Exoschelet ce ajută la recuperarea mâinii persoanelor ce
au suferit un AVC.
Studiere a proceselor necesare de recuperare al membrului superior este o temă de
cercetare actuală, deoarece mâna este cel mai perfecționat instrument locomotor uman. Aceasta
se datorează capacităților multiple de mișcare a degetelor acționate de un sistemul musc ulo-
tendinos complex. Aceasta este capabilă să execute prehensiuni foarte diferite, de la cele mai
complexe la cele mai fine. Mișcările complexe ale m âinii au determinat la om o dezvoltare
putermică a emisferelor cerebrale. Mâ na poate fi afectată de mai mu lte boli, î n mod special
leziuni traumatice. Recuperarea urmărește refacerea unor funcții diminuate, creș terea nivelului
funcț ional sau realizarea unor m ecanisme compensatorii în situaț ii de readaptare funcțională.
Pentru realizarea modelării matemetice tr ebuie să ne axăm pe structura anatomică a mâinii,
dimensiunile și constrângerile acesteia, care vor fi prezentate în continuare. Cercetările actuale
urmăresc crearea de metode de recuperare noi și dezvoltarea de sisteme robotice care să a jute
la o recupera re mai rapidă a persoanelor cu dezabilități.
În acest scop am desfășurat o activitate de cercetare care a implicat un volum de muncă
considerabil, derulat în cadrul unui laborator bine dotat, atât din punct de vedere tehnic, dar
mai ales din punct de veder e profesional și uman, de asemenea, am beneficiat de sprijinul și
îndrumarea conducătorului programului meu doctoral, dl. Prof. Gheorghe Livinț.
În cazul în care apar simptome ale unui AVC este necesar un tratament de urgență,
exact ca și î n cazurile de in farct miocardic. În cazul în care tratamentul medical este început
cât mai curând după apariția simptomelor, cu atât mai puține celule nervoase vor fi afectate
permanent.
Odată cu avansarea tehnologiei și clinicile de recuperare sunt tot mai interesate în
investirea de tehnologii noi în vederea recuperării persoanelor cu AV C deoarece la nivel
mondial, accidentul vascular cerebral este a treia cauza de mortalitate și pe an ce trece incidența
lor este în creștere.
Stimularea electrică funcțională s -a dovedit a fi foarte utilă în cazul pacienților cu AV C
și SM.

Capitolul 6

103
Majoritatea sis temelor pentru recuperare pleacă de la ideea de neuroplasticitate,
capacitate a creerului de a se reorganiza cortical.
Prin realizarea unui studiu cu privire la analiza riscurilor s -a reușit identificarea din
timp și evitarea acestora din faza de proiect pâna la realizarea practică a dispozitivului. Aceasta
analiză de risc s -a realizat cu ajutorul metodei HAZOP și a standardului ANSI/AAMI/ISO
14971, ce definește trei zone de risc: zona ac ceptată, zona nedorită și zona intolerabilă .
Modelarea matem atică ne-a ajutat la simularea mișcarilor mâinii în programul Matlab,
la dezvoltarea unor idei de control pentru acționarea exoscheletului, precum și în cazul în care
nu avem disponibili pacienți. Pentru a realiza acest model matematic a fost necesar un studiu
amănunțit asupra aparatului locomotor al mâinii.
S-a reușit realizarea a două prototipuri, unul cu un exoschelet metallic iar celalalt sub
formă de mănușă acționată cu ajutorul unor șufe met alice.
Înaintea oricăror teste clinice prototipul va fi testat intensiv în mediul de laborator , în
vederea îmbunătățirii tehnicilor de control care permit echilibru între părțile acționate mecanic
și sistemul FES.
Testele în mediul de laborator câ t și ce le pe subiecți au avut aș teptările dorite, concluzie
care duce mai departe și la efectuarea de teste pe pacienți care au suferit accidente vasculare
cerebrale.

Pricipalele contribuții personale la dezvoltarea domeniului abordat
1. Analiza foactorilor de risc în implementarea acestui prototip folosind metoda Hazop.
Scopul analizei factorilor de risc pentru acest sistem l -a constituit identificarea din timp
a caracteristicilor necorespunzătoare ale produsului, care pot influența nefavorabil siguranța în
exploatare și performanțele acestuia, afectând negativ eficiența procesului de reabilitare. Odată
identificate, aceste caracteristici trebuie eliminate, sau efectele lor minimizate, prin modificări
atât în proiectare cât și în fabricație, înainte ca produs ul să fie comercializat. S -a putut observa
că în urma ședinței de tip Brainstorming s -a reușit identificarea riscurilor și scoaterea acestora
din zona intolerabilă, riscuri ce puteau să aducă consecințe grave. Astfel prin aplicarea metodei
Hazop s -a reușit identificarea cauzelor și consecințelor ce pot duce la o funcționare defectuasă
a sistemului. Astfel în urma acestei analize s -au luat măsuri de siguranță suplimentare. Totodată
s-au determinat și acțiuni necesare pentru a evita apariția acestor riscuri. Pentru aplicarea
acestei metode s -au folosit cuvinte cheie conform Standardului IEC61882.

Capitolul 6

104
1. S-a realizat modelarea matematică a mâinii pornind de la studierea aparatului
locomotor al mâinii.
O bună cunoaștere a aparatului locomotor al mâinii (sistemul osos și musculo -tendinos
al mâinii) a stat la baza recuperării capacității de mișcare a membrului superior și parțial a
centrului nervos de analiză a mișcărilor mâinii. Modelarea matemetică ne ajută la simularea
mișcarilor mâinii în programul Matlab. Toate dime nsiunile mâinii determinate în capitolul 3
au folosi la realizarea exoscheletului, mănușii pentru recuperarea persoanelor care au suferit
un accident vascular.
3. S-au realiza t două prototipuri de exoschelete , prim ul prototip din materiale
metalice acționa t de servomotoare, dar s -a dovedit că este dificil de montat pe mâna lezată a
unui pacient și provoacă leziuni la o folosire mai îndelungată. Astfel am renunțat la acest
prototip și ne -am axat pe dezvoltarea unei manuși de piele acționata de motoare liniar e prin
intermediul unor tendoane artificiale.
4. Alegerea unor motoare adec vate pentru acționarea exoscheletului în vederea
realiz ării mișcărilor de flexie și extensie a mâinii a fost un alt pas important. După un studiu
amănunțit asupra forțelor de prind ere s-a ajuns la concluzia că motoarele Firgeli L12 dezvolta
un cuplu suficient pentru realizarea acestor mișcări.
Am ales neurostimulatorul M otionS tim8 deoarece este un stimulator programabil și
putem stimula opt grupe musculare. Foarte important este reg iunea în care amplasăm electrozii
pentru stimulare. Aceștea trebuiesc poziționați astfel încât să prindă fasciculele nervoase
specifice grupei musculare care executa mișcările de flexie și extensie a mâinii.
5. Pentru acest prototip s-a realizat o interfaț ă grafică pentru activarea stimulării
electrice și controlul exoscheletului. Cu ajutorul acestei interfețe se poate testa funcționarea
dispozitivului și setarea parametrilor necesari stimulării electrice.
6. Au fost analizate rezultate le experimentale cu p rivire la funcționarea și folosirea
sistemului creat pentru recuperarea persoanelor ce au suferit un accident vascular. S-au
analizat timpii de răspuns ai motoarelor în funcție de senzorii ce detectează nivelul de flexie și
extensie al degetelor precum și activarea proporțională a stimulării electrice cu exte nsia mâinii.
O problem întâlnită a fost timpul de întărziere, de 7 secunde de la flexie până la extensia mâinii.
Pentru exercițiul în care mâna lezată trebuie să copie mișcările celei sănatoase s -a cons tatat că
dacă mâna sănătoasa ajunce în poziția de extensie într -o secundă, mâna lezata ajunge î n aceeași
poziție cu o întârziere de 7 secunde. Aceasta problemă nu este una gravă deoarece mișcările

Capitolul 6

105
trebuiesc executate cât mai încet pentru ca pacientul să aibă la dispoziție timp necesar pentru a
reânvăța mișcările.
7. O parte din rezultate și contribuții au fost diseminate pe parcursul elaborării
tezei de doctorat prin intermediul următoarelor lucrări și premii :
1. Hartopanu S., Poboroniuc M. S Serea F., Irimia D.C., Livint G. New Issues on FES and
Robotic Glove Device to Improve the Hand Rehabilitation in Stroke Patients, 6th
International Conference on Modern Power System 2015, At Cluj Napoca, ISSN 1841 –
3323, BDI indexed.
2. Hartopanu S., Poboroniuc M. S., Serea F., Livint G., Towards human arm rehabilitation
in stroke patients by means of a hybrid FES&robotic glove, in Proceedings of the 8th
International Conference and Exposition on Electrical and Power Engineering, IEEE
Catalog Number CFP -1447S -USB, Iași, Româ nia, ISSN: 978 -1-4799 -5848 -1, 2014,
DOI: 10.1109/ICEPE.2014.6969886 , pp. 148 -152, 16 -18 October 2014, indexed
IEEExplore.
3. Serea F., Poboroniuc M. S., Hartopanu S., Olaru R., Preliminary Tests on a Hybrid
Upper Arm Exoskeleton for Upper Arm Rehabilitation f or Disabled Patients, in
Proceedings of the 8th International Conference and Exposition on Electrical and Power
Engineering, IEEE C atalog Number CFP -1447S -USB, Iași, Româ nia, ISSN: 978 -1-
4799 -5848 -1, 2014, DOI: 10.1109/ICEPE.2014.6969887, pp. 153 -157, 16 -18 October
2014, indexed IEEExplore.
4. Hartopanu S., Poboroniuc M. S., Serea F., Irimia D.C., Livint G., Design of a Hybrid
FES-Mechanical Intelligent Haptic Robotic Glove, in Proceedings of the 17th
International Conference on Systems Theory, Control and co mputing ICSTCC2013,
Sinaia, Româ nia, 11 -13 October 2013, pp.687 -692, ISBN 978 -1-4799 -2228 -4, ISBN
978-1-4799 -2227 -7, IEEE catalog Number CFP1336P -CDR, DOI:
10.1109/ICSTCC.2013.6689040. indexed Web of Science Thomson Reuters &IEEE
Xplore.
5. Poboroniuc M. S., S erea F., Hartopanu S., Development of Mechatronic Systems
Aiming to Rehabilitate Upper Limb in CVA Patients, in Proceedings of the 9th
International Conference on Electromechanical and Power systems SIELMEN2013,
Chisinau, Republic of Moldavia, 17 -18 Octobe r 2013, pp.142 -146, ISBN 978 -606-13-
1560 -4.
6. Serea F.,Poboroniuc M. S., Irimia D.C., Hartopanu S., Olaru R., Preliminary Results on
a Hybrid FES -Exoskeleton System Aiming To Rehabilitate Upper Limb in Disabled

Capitolul 6

106
People, in Proceedings of the 17th Internationa l Conference on Systems Theory,
Control and computing ICSTCC2013, Sinaia, Romania, 11 -13 October 2013, pp.722 –
727, ISBN 978 -1-4799 -2228 -4, ISBN 978 -1-4799 -2227 -7, IEEE catalog Number
CFP1336P -CDR, DOI: 10.1109/ICSTCC.2013.6689046 . indexed Web of Science
Thomson Reuters &IEEE Xplore.
7. Florin Serea, Marian Poboroniuc, Sergiu Hartopanu, Dănuț Irimia, Towards Clinical
Implementation of an FES&Exoskeleton to Rehabilitate the Upper Limb in Disabled
Patients, 20th International Conference on Control Systems and Sc ience, Bucharest,
Romania (2015), pp.827 -832, Published by CPS, DOI 10.1109/CSCS.2015.114, IEEE
Computer society .
8. Prezentarea lucrării ”The analysis of uncetrainties in the Man -Machine Comunication”
din cadrul conferinței internaționale “Globalization, Int ercultural Dialogue and
National Identity” ediția a doua, din Tîrgu Mureș Universitatea Petru Maior. Lucrarea
va fi indexată in Thomson Reuters Web of Knowledge (ISI).
9. Prezentarea lucrării ” Metode de management pentru analiza datelor în dezvoltarea unui
sistem Fes -Exoschelet” pentru conferința internațională “Humanities and Social
Sciences Today. Classical and Contemporary Issues” organizată în cadrul proiectului
“Innovation and Development in the Patterning and Representation of Knowledge
Through PhD and Post-PhD Fellowships” POSDRU/159/1.5/S/133675.
10. Serea F., Hartopanu S., Poboroniuc M. S., New upper limb rehabilitation method in
paralyzed people by means of FES and exoskeletons, in Proceedings of the 6th Edition
of EUROINVENT – European Exhibition of Cr eativity and Innovation 2014, Editors:
A.V. Sandu& I.Sandu, Alexandru Ioan Cuza Publishing House, ISBN: 978 -606-714-
037-8, RO54/pp.207, GOLD MEDAL award.
11. Hartopanu S., Serea F., Poboroniuc M. S., A new rehabilitation method based on a
hybrid FES -mechatroni c intelligent robotic glove, in Proceedings of the 6th Edition of
EUROINVENT – European Exhibition of Creativity and Innovation 2014, Editors:
A.V. Sandu& I.Sandu, Alexandru Ioan Cuza Publishing House, ISBN: 978 -606-714-
037-8, RO54/pp.204, GOLD MEDAL award .
12. GOLD MEDAL award & CYBERLIFE award : Poboroniuc M. S., Irimia D.C., Serea
F., Hartopanu S., Future Medical Devices controlled by means of Brain -Computer
Interface. of the 6th Edition of EUROINVENT 2014, ISBN: 978 -606-714-037-8
13. Serea Florin, Hartopanu Ser giu, Diploma de Excelenta pentru Cel mai bun proiect
inovativ,cu titlul “Sistem Robotic Pentru Recuperarea Membrului Superior” din cadrul

Capitolul 6

107
proiectului Operational Comun Romania -Ucraina -Republica Moldova 2007 -2013
Granițe comune Soluții comune – Proiect MIS -ETC Code1498 “Formarea unei retele
de infrastructura inovatoare în regiunea transfrontalieră”.
14. Sergiu Hartopanu, Florin Serea, Danut Irimia, Poboroniuc M. S., Advanced devices
based on FES, BCI and Exoskeletons to improve rehabilitation in hemiplegia, 20 14
Catalogue of the Workshop BringITOn, pp.30 -31, 14 -15 November, Iasi, Romania,
2014, ISSN 2285 -0929. Mentiune II.
15. Florin Serea, Sergiu Hartopanu, Danut Irimia, Poboroniuc M. S., FES -Exoskeletons
hybrid systems (Sisteme hibrid FES -EXOSKELETON), 2014 Targ ul International de
Inventii si Idei Practice INVEST -INVENT 2014, 12 -15 Noiembrie, Iasi, România.
Diplomă de excelență și medalia targului. Diplom and Medal.
Pe viitor se va încerca conectarea acestui dispozitiv cu un echipament BCI (Brain
Computer Interfa ce) ce analizează activitatea corticală, pacientul reuși nd astfel cu puterea
minții să î și miște membrul lezat.
Se dorește și dezvoltarea unui nou tip de exercițiu și anume introducerea unui semnal
sinusoidal pe interfața grafică ce trebuie urmărit de cătr e pacient prin flexia și extensia mâinii.
Pentru a dezvolta acestui tip de exercițiu este necesară o mănușa cu senzori cum e și cea pentru
mâna sănătoasă folosită în copierea mișcarilor. Această mănușă o putem folosi, pe lângă
dispozitivul GFTS și pentru e valuarea pacientului, astfel putând estima nivelul flexie/extensie
a fiecărui deget al mâinii cu deficit locomotor.
Astfel de mănuși robotice pot avea aplicabilitate și în alte domenii precum medii toxice,
medii în care omul nu poate avea acces, medicină l a roboți pentru operații, etc.

Bibliografie

108
Bibliografie:
1. DA. Wege and G. Hommel, (2005): “Development and control of a hand exoskeleton
for rehabilitation of hand injuries," IEEE/RSJ International Conference on Intelligent
Robots and Systems, Edmonton, Canada.
2. Aho K, Harmsen P, Hatano S, (1980) Cerebrovascular disease in the community: results
of a WHO collaborative study, Bulletin of the World Health Organization, vol. 58, no.
1, pp. 113 –130.
3. Ali Esteki, Joseph Mansour, (1997), "A Dynamic Model of the Hand with Ap plication
in Functional Neuromuscular Stimulation", Annals of Biomedical Engineering, Vol.
25, pp. 440 -451,
4. Angela DiDomenico Astin, (1999),"Finger force capability: measurement and
prediction using anthropometric and myoelectric measures", Master of Sci ence in
Industrial and Systems Engineering, Blacksburg, Virginia.
5. Ansell Occupational,(2003) A Guide to EN Standards for Gloves
6. Biagiotti L., Lotti F., Melchiorri L., Vassura G., (2009): “ How Far Is the Human Hand?
A Review on Anthropomorphic Robotic End -effectors”, DEIS – DIEM, University of
Bologna.
7. Birglen L. and Gosselin C., (2004): “Kinetostatic Analysis of Underactuated Fingers,”
IEEE Trans. Rob. Aut.,20(2), pp. 211 -221.
8. Birglen L. and Gosselin C., (2004): “Optimal Design of 2 -Phalanx Underactuated
Fingers,” Proc. Intl. Conf. Intel.Manip. Grasp., Genova, Italy, pp. 110 -116.
9. Burns T., Fiander M., Bernard A. (2000) – A Delphi approach to characterising relapse
as used in UK clinical practice, International Journal of Social Psychiatry, vol. 46, no.
3
10. Carrozze M.C. , Vecchi F., Sebastiani F., Cappiello G., Roccella S., Zecca M.,
Lazzarini R. and Dario P.,(2003) “Experimental Analysis of an Innovative Prosthetic
Hand with Proprioceptive Sensors,” Proc. IEEEIntl. Conf. Rob. Aut., Taipei, Taiwan,
pp. 223 0-2235.
11. Cezar. Th. Niculescu, Bogdan Voiculescu, Cristina Niță, Radu cârmaciu, (2009)
Anatomia si fiziologia omului.Compendiu,edit. Corint, Bucuresti, pag. 100 -103
12. D. Reynaerts (1995): “Control methods and actuation technology for whole -hand
dexterous man ipulation” Ph.D. dissertation, Prod. Eng. Mach. Design Autom., Catholic
Univ. Leuven, Leuven, Belgium.

Bibliografie

109
13. D. S. Childress. Artificial hand mechanisms. In Mechanisms Conference and
International Symposium on Gearing and Transmissions, San Francisco, CA, Octobe r
1972.
14. Deng Xiujuan , Lu Zhen: (2007) „Underactuated Robot Dynamic Modellingand
Control Based on Embedding Model” 12th IFToMM World Congress, Besançon
(France), June18 -21.
15. Dupont A.C (2002), Clinical trials of BION® microstimulators, Proceedings of the 7t h
annual conference of IFESS, pp.180 -182, Ljubljana, Slovenia
16. E. Brokaw, I.Black, R. Holley, P. Lum, (2011) „Hand Spring Operated Movement
Enhancer (HandSOME): A Portable, Passive Hand Exoskeleton for Stroke
Rehabilitation,” IEEE Trans.on Neural Systems a nd Rehabilitation Engineering, VOL.
19, NO. 4, August2011 391 -398.
17. F. Skinner, (1975): Designing a multiple prehension manipulator. Journal of
Mechanical Engineering, 97(9):30 –37.
18. Fuhai Zhang, Lei Hua, Yili Fu, Hongwei Chen, Shuguo Wang, (2013) Design and
development of a hand exoskeleton for rehabilitation of hand injuries, State Key
Laboratory of Robotics and System, Harbin Institute of Technology, 150001 Harbin,
China
19. Fuhr T., Quintern J., Riener R., Schmidt G. (2001), Walk! – Experiments with a
Coopera tive Neuroprosthetic System for the Restoration of Gait, Proc. 6th Conf. of the
IFESS, 1 -3
20. Gersh, MR. (1992) Transcutaneous electrical nerve stimulation (TENS) for
management of pain and sensory pathology. In Electrotherapy in rehabilitation.
Philadelphia: F.A. Davis Company
21. Gh. P. Cuculici, Frank H. Netter, M.D.: ”Atlas de anatomie umană”, ediția a treia.
22. H. Hanafusa, H. Asada, (1982): A robotic hand with elastic fingers and its application
to assembly process. In M. Brady et al., editor, Robot Motion: Pl anning and Control,
pages 337 –360. MIT Press.
23. International classification of functioning disability and Health, (2001)
24. Ionel Roșu, Călin Istrate, Monica Silvester (2009), Enciclopedia corpului uman, edit.
Corint, Bucuresti, pag. 46 -51
25. J. Demmel, G. Laffer riere, J. Schwartz, M. Sharir (1988): Theoretical and experimental
studies using a multifinger planar manipulator. In IEEE International Conference on
Robotics and Automation, pages 390 –395

Bibliografie

110
26. J. Iqbal, N. Tsagarakis, D. Caldwell, (2011) “Design of a Wearable Direct -driven
Optimized Hand Exoskeleton Device,” ACHI 2011 : The Fourth International
Conference on Advances in Computer -Human Interactions, pp 142 -148.
27. J. Kardoš (2010): The simplified dynamic model of a robot manipulator.
28. Kim Seng Fok, Siaw Meng Chou, (2010), "Development
ofafingerbiomechanicalmodelanditsconsiderations", Journal ofBiomechanics43,
p.701 –713.
29. Kwakkel G, van Peppen R, Wagenaar RC, Wood Dauphinee S, Richards C, Ashburn
A, Miller K, Lincoln N, Partridge C, Wellwood I, Langhorne P (2004) Eff ects of
augmented exercise therapy time after stroke: a meta -analysis. Stroke 2004;35:2529 –
2539
30. L. Birglen and C. Gosselin, (2003): “On the Force Capabilities of Underactuated
Fingers,” Proc. IEEE Intl. Conf. Rob. Aut., Taipei, Taiwan, pp. 1139 -1145.
31. L. Birglen and C. Gosselin,(2004): “Kinetostatic Analysis of Underactuated Fingers,”
IEEE Trans. Rob. Aut.,20(2), pp. 211 -221.
32. L. Birglen,C. M. Gosselin, „Geometric Design of Three -Phalanx Underactuated
Fingers” Natural Sciences and Engineering Research Counc il of Canada Report, pp 1 –
11
33. L. Lucas, M. DiCicco,Y. Matsuoka (2004): „An EMG -Controlled Hand Exoskeleton
for Natural Pinching „J. Of Robotics and Mechatronics Vol.16 No.5, pp 1 -9.
34. L.Birglen, C.Gosselin, (2002) “ Fuzzy Enhanced Control of an Underactuated Finger
UsingTactile and Position Sensors”, IEEEE Trans on Industrial Electronics, vol 44, No
4,August, pp 732 -738.
35. Lalibert´e T. and Gosselin C., (1998): “Simulation andDesign of Underactuated
Mechanical Hands,” Mech.Mach. Th., 33(1), pp. 39 -57.
36. Langhor ne P, Wagenaar RC, Partridge C. (1996) Physiotherapy after stroke: more is
better? Physiotherapy Res Int.
37. Laurent Vigouroux, Franck Quaine, Annick Labarre -Vila, David Amarantini, Francois
Moutet, (2007), "Using EMG data to constrain optimization procedure improves finger
tendon tension estimations during static fingertip force production", Journal of
Biomechanics 40, p.2846 –2856
38. Lazăr Cornel, Lazăr Mirela (2008) Delphi – The Highest Qualitative Forecast Method,
BULETINUL Universității Petrol – Gaze din Ploi ești, 31 -36

Bibliografie

111
39. Liberson W., Holmquest H., Scott M. (1961), Functional electrotherapy: Sstimulation
of the common peroneal nerve synchronized with the swing phase of gait of hemiplegic
subjects, Arch Phys Med Rehabil 42, pp. 202 -205.
40. Lin J., Wu Z., Huang T.S ., (2001), Modeling the Constraints of Human Hand Motion,
Maryland Proc. of 5thAnnual Federated Laboratory Symposium
41. Liviu Crisan, (2013), Neuroplasticitatea: adaptarea creerului la mediu, Laboratorul de
Neurostiinte ale Emotiei si Cognitiei
42. Loeb GE, Peck RA, Moore WH, Hood K. (2001), BION system for distributed neural
prosthetic interfaces, Medical Engineering&Physics 23: 9 -18.
43. Lopez AD, Mathers CD, Ezzati M, Jamison DT, Murray CJ. (2001), Global and
regional burden of disease and risk factors: systematic analysis of population health
data. Lancet 2006; 367:1747 -1757.
44. Lotti F. and Vassura G., (2005): ” A Novel Approach to Mechanical Design of
Articulated Fingers for Robotic Hands” DIEM, Mech.Eng. Dept, University of
Bologna.
45. M. T. Mason, J. K. Salisbury (19 85): Robot Hands and the Mechanics of Manipulation.
MIT Press.
46. Manea M. , Golea G., Mălăescu R., (2014):Accidentul vascular cerebral arterial
ischemic la copil, Revista de Neurologie și Psihiatrie a Copilului și Adolescentului din
România Septembrie 2014 – vol. 17 – nr. 3
47. Manufacturing Technology Committee –Risk Management Working Group Risk
Management Training Guides
48. Mariana -Alis Neagoe (Septembrie 2013), Accidentele vasculare cerebrale -Problemă de
sănătate publică, ACTA MEDICA TRANSILVANICA; 2(3):17 -20
49. Md Akhlaquor Rahman, Adel Al -Jumaily, (2012) Design and development of a hand
exoskeleton for rehabilitation following stroke, International Symposium on Robotics
and Intelligent Sensors
50. Midrigan Georgel, Evaluarea riscurilor prin analiza Hazop pentru proces ul operațional
de primire într -o stație de cale ferată a trenurilor care circulă pe baza înțelegerii
telefonice pe rețeaua administrată de CNCF „CFR” – SA, p. 3,4,8 -10,13
51. Murray M. R., Zexiang L., Sastry S. S., (1994): A Mathematical Introduction to Robotic
Manipulation

Bibliografie

112
52. Neagoe M.A, Armean P., Lupan C. (2012): ”Tendința factorilor de risc conven'ionali
la pacienții spitalizați cu AVC în perioada 2008 -2010”, REVISTA MEDICALÅ
ROMÂNÅ – VOLUMUL LIX, NR. 1, p. 37 -40.
53. Negard N. O., Schauer T., Gersigny J., Hesse S. , Raisch J. (2005), Application
programming interface and PC control for the 8 channel stimulator MOTIONSTIM8,
10th Annual Conference of the International FES Society, July, Montreal, Canada
54. New York Times on the web. Science/Health, August 28, 2001, Thera pies Push Injured
Brains and Spinal Cords Into New Paths
55. Niculescu Th. C., Bogdan V., Niță C., Cârmaciu R, Sălăvăstru C., Ciornei C., (2009):
”Anatomia și fiziologia omului. Compendiu”, Editura Corint, București, pag. 126
56. Poboroniuc M. (2004), Controlul r obotilor. Controlul mișcării umane prin stimulare
electrică funcțională, Editura POLITEHNIUM Iasi.
57. Poboroniuc M., Popescu C.D., Ignat B. (2005), Stimularea electrică funcțională.
Controlul neuroprotezelor. Editura POLITEHNIUM, Iași
58. Poboroniuc M., Wood D., Donaldson N., Riener R.(2004), Stanmore Stimulator
Application Programme to sustain a Standing -Up, Standing and Sitting -Down Chained
Motion in Paraplegia, 9th Annual Conference of the International FES Society,
September 6 -9, pp. 225 -227, 2004, Bournemouth , UK, ISBN 1 -85899 -191-9.
59. Poboroniuc M.S. (2006), Elemente de programare și control a neuroprotezelor, Casa de
Editură VENUS, Iași.
60. Popescu BO, Bajenaru O. ( 2009), Elemente esențiale de neurologie clinică – Editura
Medicală Amaltea;
61. Popescu C.D., Bajenaru O., Fior Muresanu D., Bohotin V., Buia R., Popescu B.O.
(2006): Protocol terapeutic pentru recuperarea deficientelor neurologice la pacienti
dupa accident vascular cerebral si traumatism cranio -cerebral.
62. Popescu N, Ivanescu M., Popescu D., (2013): "Exoske leton Design of an Intelligent
Haptic Robotic Glove" pp. 196 -202.
63. Pramod Kumar Parida, Bibhuti Bhusan Biswal, (2012),"Design and Analysis of a
Multifingered Robot Hand", International Journal of Robotics and Automation (IJRA),
Vol. 1, No. 2, June 2012, pp . 69-77
64. R. Guerra, C. Iurian, L. Acho, „Velocity Observer for Mechanical Systems”, New
Developments in Robotics, Automation and Control, pp 111 -117.

Bibliografie

113
65. R. M. Murray (1992): Nilpotent bases for a class of non -integrable distributions with
applications to traje ctory generation for nonholonomic systems. Technical Report
CIT/CDS 92 -002, California Institute of Technology, October 1992.
66. Reinhard Gentne, Joseph Classen, (2009), Development and evaluation of a low -cost
sensor glove for assessment of human finger move ments in neurophysiological settings,
Journal of Neuroscience Methods, p.138 -147.
67. Rhee T., Neumann U., Lewis J.P., (2006) Human Hand Modeling from Surface
Anatomy, AcmSIGGRAPH Symposium on Interactive 3D Graphics and Games.
68. Rosamond W, Flegal K, Fur ie K, Go A, Greenlund K, Haase N, Hailpern SM, Ho M,
Howard V, Kissela B, Kittner S, Lloyd -Jones K, McDermott M, Meigs J, Moy C,
Nichol G, O'Donnell C, Roger V, Sorlie P, Steinberger J, Thorn T, Wilson M, Hong Y
(2008) for the American Heart Association Statisti cs Committee and Stroke Statistics
Subcommittee. Circulation;117:e25 -el46.
69. Roșu I, Istrate C., Silvester M., (2009): ”Enciclopedia corpului uman”, edituta Corint,
București, pag. 74 -75
70. S. Jacobsen, J. Wood, K. Bigger, E. Iverson, (1984): The Utah/MIT hand: Work in
progress. International Journal of Robotics Research, 4(3):21 –501
71. S. Krut, „ A Force -Isotropic Underactuated Finger” Proceedings of the 2005 IEEE
International Conference on Robotics and Automation Barcelona, Spain, April 2005,
pp 2325 -2331
72. Salisb ury J. K.,Mason M.T. (1985): “Robot Hands and the Mechanics of
Manipulation”, MIT Press, Cambrige, MA.
73. Sanso R.M., Thalmann D., (1994), A Hand Control and Automatic Grasping System
for Synthetic Actors. Oslo :s.n.,
74. Shahab M. (2008): 2DOF Robotic Manipulat or, Control design and simulation.
75. Siegfried Brehme, Irmtraut Miencke, (1999) ”Compendiu de biologie”, tradus de
Simona Vasilescu, editura ALL, București, pag 222 – 228,
76. Simcox S., Davis G., Bariiskill A., Middleton J. (2004), A portable, 8 -channel
transcu taneous stimulator for paraplegic muscle training and mobility – A technical
note, Journal of Rehabilitation Research and Development, pp. 41 -52
77. Sofia Olandersson, Helene Lundqvist, Martin Bengtsson (2005): “Finger -Force
Measurement -Device for hand rebilit ation” Chicago.
78. Stephanie Liou, (2010), Neuroplasticity, Huntington's Outreach Project for Education
at Stanford

Bibliografie

114
79. Strong K, Mathers C & Bonita R (2007) Preventing stroke: saving lives around the
world. Lancet Neurology 6, 182 –187.
80. Strong K, Mathers C, Bo nita R. (2007), Preventing stroke: saving lives around the
world. Lancet Neurol.; 6:182 -187.
81. T. Okada (1982): Computer control of multijointed finger system for precise object –
handling. IEEE Transactions on Systems, Man and Cybernetics, SMC -12(3):289 –299.
82. Tudor Mircea Dejeu, Andrei Rusu, Rareș Săcară, Analiza factorilor de risc pentru
produsele specific ingineriri reabilitării, p 2
83. U. Mali and M. Munih, (2006): "HIFE -haptic interface for finger exercise,"
IEEEIASME Transactions on Mechatronics, vol. 11,pp. 93-102.
84. Wen -Hua Chen,D.J.Ballance, P.J.Gawthrop, J.O’Reilly (2000) “A Nonlinear
Disturbance Observer for Robotic Manipulators”, IEEEE Trans on Industrial
Electronics, vol 47, No 4,August, pp 932 -938.
85. www1.http://blog.mymed.ro/wp -content/uploads/2010/05/AV C-ischemic –
300×281.jpg
86. www2http://jurnalspiritual.eu/wp -content/uploads/2015/01/accident_vascular.jpg
87. www3.realitatea.net/romania -este-printre -primele -locuri -in-lume -in-privinta –
mortalitatii -prin-accident -vascular -cerebral_281647.html
88. www4.clicksanatate.ro /Primele -6-luni-cruciale -dupa -un-atac-cerebral_0_6249.html
89. www5. http://www.allinahealth.org/ahs/ski.nsf/page/ar_robot
90. www6. http://www.zog -design.com/?p=1027
91. www7. http://www.gloreha.com/index.php/en/
92. www8. http://blog.rehab -robotics.com/2015_03_01_archiv e.html
93. X.L. Hu, K.Y. Tong , X.J. Wei, W. Rong, E.A. Susanto, S.K. Ho, (2013), "The effects
of post -stroke upper -limb training with an electromyography (EMG) -driven hand
robot", Journal of Electromyography and Kinesiology 23, p.1065 –1074
94. Xian, C.; de Queir oz, M. S.; Dawson, D. M. & McIntyre, M. L.” A Discontinuous
Output Controller and Velocity Observer for Nonlinear Mechanical Systems”.
Automatica, 40, 4, (April 2004) 695 –700

Anexe

115
Anexa 1

Anexe

116
Anexa 2
void setup() {
// initialize serial communication at 9 600 bits per second:
Serial.begin(9600);
analogWrite(3, 10);
analogWrite(5, 10);
analogWrite(6, 10);
analogWrite(10,10);
}
// the loop routine runs over and over again forever:
void loop()
{
if (Serial.read()== 'n')
{
int buttonPin = 2;
int buttonS tate = 0;
pinMode (buttonPin, INPUT);
buttonState= digitalRead(buttonPin);
if (buttonState == LOW)
{
// read the input on analog pin 0:
int sensorValue1 = analogRead(A0);
int sensorValue2 = analogRead(A1);
int sensorValue3 = analogRead(A2);
int senso rValue4 = analogRead(A3);
int sensorValue5 = analogRead(A4);
int senzor1=(sensorValue1 -500);
int senzor2=(sensorValue2 -460);
int senzor3=(sensorValue3 -555);
int senzor4=(sensorValue4 -508);
int motor1=senzor1;
int motor2=senzor2;
int motor3=senzor3;
int mo tor4=senzor4;
analogWrite(3, motor1);
analogWrite(5, motor2);
analogWrite(6, motor3);
analogWrite(10, motor4);
int stim=((sensorValue5 -525)/2);
Serial.println(stim);
}
if (buttonState == HIGH)
{
int sensorValue6 = analogRead(A5);
int buttonMot1 = 8;
pinMode (buttonMot1, INPUT);
int flex=sensorValue6 -525;
int PozitieMot1=digitalRead(buttonMot1);
PozitieMot1==LOW;
if (sensorValue6>600 && PozitieMot1==LOW)

Anexe

117
{
analogWrite(3,1);
}
if (sensorValue6>600 && PozitieMot1==HIGH)
{
analogWrite(3,255);
}
Serial.println(flex);
// Serial.print(',');
}
}
}
Anexa 3

function sample_level2_s_function (block)
setup(block);
end

%% block setup
function setup(block)
% Register Dialog Params
block.NumDialogPrms = 1;
block.Dia logPrmsTunable = { 'NonTunable' };

% Register number of ports
block.NumInputPorts = 0;
block.NumOutputPorts = 1;

% Setup port properties to be inherited or dynamic
block.SetPreCompInpPortInfoToDynamic;

% % Override input port properties
% block.InputPort (1).Dimensions = 1;
% block.InputPort(1).DatatypeID = 0;
% block.InputPort(1).Complexity = 'Real';
% block.InputPort(1).SamplingMode = 'Inherited';
% block.InputPort(1).DirectFeedthrough = false;

% block.InputPort(2).Dimensions = 1;
% block.InputPort(2).D atatypeID = 0;
% block.InputPort(2).Complexity = 'Real';
% block.InputPort(2).SamplingMode = 'Inherited';
% block.InputPort(2).DirectFeedthrough = false;
%
% block.InputPort(3).Dimensions = 1;
% block.InputPort(3).DatatypeID = 0;
% block.InputPort(3).Comp lexity = 'Real';
% block.InputPort(3).SamplingMode = 'Inherited';
% block.InputPort(3).DirectFeedthrough = false;
%
% block.InputPort(4).Dimensions = 1;
% block.InputPort(4).DatatypeID = 0;
% block.InputPort(4).Complexity = 'Real';
% block.InputPort(4).Sa mplingMode = 'Inherited';
% block.InputPort(4).DirectFeedthrough = false;

% Override output port properties

Anexe

118
block.OutputPort(1).Dimensions = 1;
block.OutputPort(1).DatatypeID = 0;
block.OutputPort(1).Complexity = 'Real';
block.OutputPort(1).SamplingMode = 'sample' ;

% block.OutputPort(2).Dimensions = 1;
% block.OutputPort(2).DatatypeID = 0;
% block.OutputPort(2).Complexity = 'Real';
% block.OutputPort(2).SamplingMode = 'sample';

% Register sample times
block.SampleTimes = [ -1 0];

% Register functions
block.RegBlockMethod( 'SetInputPortSamplingMode' ,
@SetInputPortSamplingMode);
block.RegBlockMethod( 'PostPropagationSetup' , @DoPostPropSetup);
block.RegBlockMethod( 'InitializeConditions' , @InitializeConditions);
block.RegBlockMethod( 'Update' , @Update);
block.RegBlockMethod( 'Outputs' , @Output);
block.RegBlockMethod( 'Terminate' , @Terminate); % Required
end

%% SETINPUTPORTSAMPLINGMODE ***********************************************
function SetInputPortSamplingMode(block, idx, fd)
block.InputPort(idx).Sampling Mode = fd;
end

%% PostPropagationSetup
function DoPostPropSetup(block)
block.NumDworks = 3;

% dwork1
block.Dwork(1).Name = 'ComPort' ;
block.Dwork(1).Dimensions = 1;
block.Dwork(1).DatatypeID = 0; % double
block.Dwork(1).Complexi ty = 'Real'; % real
block.Dwork(1).UsedAsDiscState = false;

% dwork2
block.Dwork(2).Name = 'out_val' ;
block.Dwork(2).Dimensions = 1;
block.Dwork(2).DatatypeID = 0; % double
block.Dwork(2).Complexity = 'Real'; % real
block.Dwork(2).UsedAsDiscState = false;

% dwork3
block.Dwork(3).Name = 'buff';
block.Dwork(3).Dimensions = 16;
block.Dwork(3).DatatypeID = 0; % double
block.Dwork(3).Complexity = 'Real'; % real
block.Dwork(3).UsedAsDiscState = false;
end

%% InitializeConditions
function InitializeConditions(block)
block.Dwork(3).Data = zeros(16,1);

global senz_com_port

Anexe

119
comp =block.DialogPrm(1).Data;
senz_com_port = serial(comp, 'BaudRate' ,9600);
senz_com_port.Terminator = 'CR';
fopen(senz_com_p ort);

% …

end

%% %%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%% UPDATE FUNCTION %%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%
function Update(block)
global senz_com_port;

fprintf(senz_com_port, 'n');

if senz_com_port.BytesAvailable>1
valstr=fscanf(senz_com_port);
try
val = str2num(valstr);
if val<0;
val = 0;
elseif val>100
val = 100;
end
for i=2:16
block.Dwork(3).Data(i) = block.Dwork(3).Data(i -1);
end
block.Dwork(3).Data(1) = val;
block.Dwork(2).Data = round(mean(block.Dw ork(3).Data));
% disp(num2str(block.Dwork(2).Data));
catch
disp('Error: valoarea citita nu poate fi convertita' )
end
end

%…

end

%% Output function
function Output(block)
block.OutputPort(1).Data = block.Dwork(2).Data; % init_vector
end
%% Terminate
function Terminate(block)
global senz_com_port;
fclose(senz_com_port);
clear globalsenz_com_port ;
end

Anexe

120

Anexa 4
function motionstim8_control(block)

setup(block)
end
%% block setup
function setup(block)

try
channel_list = block_GetSimulinkParameter(block, 'channel_list' );
com_port = block_GetSimulinkParameter(block, 'com_port' );
freq = block_GetSimulinkParameter(block, 'freq');
MaxPW = block_GetSimulinkParameter(block, 'MaxPW');
MaxCrt = block_GetSimulinkParamet er(block, 'MaxCrt' );
RiseTime = block_GetSimulinkParameter(block, 'RiseTime' );
FallTime = block_GetSimulinkParameter(block, 'FallTime' );
Delay = block_GetSimulinkParameter(block, 'Delay');
OnTime = block_GetSimulinkParameter(block, 'OnTime' );
catch
channel_list = zeros(1,8);
block_SetSimulinkParameter(block, 'channel_list' ,channel_list);
com_port = 'COM1';
block_SetSimulinkParameter(block, 'com_port' ,com_port);
freq = 50;
block_SetSimulinkParameter(block, 'freq',freq);
MaxPW = zeros(1,8);
block_SetSimulinkParameter(block, 'MaxPW',MaxPW);
MaxCrt = zeros(1,8);
block_SetSimulinkParameter(block, 'MaxCrt' ,MaxCrt);
RiseTime = 2*ones(1,8);
block_SetSimulinkParameter(block, 'RiseTime' ,RiseTime);
FallTime = one s(1,8);
block_SetSimulinkParameter(block, 'FallTime' ,FallTime);
Delay = zeros(1,8);
block_SetSimulinkParameter(block, 'Delay',Delay);
OnTime = zeros(1,8);
block_SetSimulinkParameter(block, 'OnTime' ,OnTime);
end

% Register Dialog Params
block.NumDialogPrms = 0;

Anexe

121

% Register number of ports
block.NumInputPorts = 2;
block.NumOutputPorts = 4;

% Setup port properties to be inherited or dynamic
block.SetPreCompInpPortInfoToDynamic;

% Override input port properties
block.InputPort(1).Dimension s = 1;
block.InputPort(1).DatatypeID = 0;
block.InputPort(1).Complexity = 'Real';
block.InputPort(1).SamplingMode = 'Inherited' ;
block.InputPort(1).DirectFeedthrough = false;

block.InputPort(2).Dimensions = 1;
block.InputPort(2).DatatypeID = 0;
block.InputPort(2).Complexity = 'Real';
block.InputPort(2).SamplingMode = 'Inherited' ;
block.InputPort(2).DirectFeedthrough = false;

% Override output port properties
block.OutputPort(1).Dimensions = 6;
block.OutputPort(1).DatatypeID = 0;
block.OutputPort(1) .Complexity = 'Real';
block.OutputPort(1).SamplingMode = 'sample' ;

block.OutputPort(2).Dimensions = 25;
block.OutputPort(2).DatatypeID = 0;
block.OutputPort(2).Complexity = 'Real';
block.OutputPort(2).SamplingMode = 'sample' ;

block.OutputPort(3).Dimen sions = 8;
block.OutputPort(3).DatatypeID = 0;
block.OutputPort(3).Complexity = 'Real';
block.OutputPort(3).SamplingMode = 'sample' ;

block.OutputPort(4).Dimensions = 8;
block.OutputPort(4).DatatypeID = 0;
block.OutputPort(4).Complexity = 'Real';
block.OutputPort(4).SamplingMode = 'sample' ;

% Register sample times
block.SampleTimes = [ -1 0];

% Register functions
block.RegBlockMethod( 'SetInputPortSamplingMode' ,
@SetInputPortSamplingMode);
block.RegBlockMethod( 'PostPropagationSetup' , @DoPostPropSetup);
block.RegBlockMethod( 'InitializeConditions' , @InitializeConditions);
block.RegBlockMethod( 'Update' , @Update);
block.RegBlockMethod( 'Outputs' , @Output);
block.RegBlockMethod( 'Terminate' , @Terminate);
end

%% SETINPUTPORTSAMPLINGMODE ************************ ***********************
function SetInputPortSamplingMode(block, idx, fd)
block.InputPort(idx).SamplingMode = fd;
end

Anexe

122

%% PostPropagationSetup
function DoPostPropSetup(block)
block.NumDworks = 19;

% Channel List (List of enabled channels)
block.Dwork(1).N ame = 'Channel_List' ;
block.Dwork(1).Dimensions = 8;
block.Dwork(1).DatatypeID = 0; % double
block.Dwork(1).Complexity = 'Real'; % real
block.Dwork(1).UsedAsDiscState = false;

% Stimulation Frequency
block.Dwork(2).Name = 'Frequency' ;
block.Dwork(2).Dimensions = 1;
block.Dwork(2).DatatypeID = 0; % double
block.Dwork(2).Complexity = 'Real'; % real
block.Dwork(2).UsedAsDiscState = false;

% Maximum Pulse Widths set in the GUI
block.Dwork(3).Name = 'MaxPulseW' ;
block.Dwork(3).Dimensions = 8;
block.Dwork(3).DatatypeID = 0; % double
block.Dwork(3).Complexity = 'Real'; % real
block.Dwork(3).UsedAsDiscState = false;

% Pulse Widths
block.Dwork(4).Name = 'PulseW' ;
block.Dwork(4).Dimensions = 8;
block.Dwork(4).DatatypeID = 0; % double
block.Dwork(4).Complexity = 'Real'; % real
block.Dwork(4).UsedAsDiscState = false;

% Maximal Currents per channel set in the GUI
block.Dwork(5).Name = 'MaxCurrents' ;
block.Dwork(5).Dimensions = 8;
block.Dwork(5).DatatypeID = 0; % double
block.Dwork(5).Complexity = 'Real'; % real
block.Dwork(5).UsedAsDiscState = false;

% Actual Currents per channel
block.Dwork(6).Name = 'Currents';
block.Dwork(6).Dimensions = 8;
block.Dwork(6).DatatypeID = 0; % double
block.Dwork(6).Complexity = 'Real'; % real
block.Dwork(6).UsedAsDiscState = false;

% Channel modes
block.Dwork(7).Name = 'Ch_mode' ;
block.Dwork( 7).Dimensions = 8;
block.Dwork(7).DatatypeID = 0; % double
block.Dwork(7).Complexity = 'Real'; % real
block.Dwork(7).UsedAsDiscState = false;

% Rise Time for each channel
block.Dwork(8).Name = 'Rise_Time' ;
block.Dwork(8).Dim ensions = 8;
block.Dwork(8).DatatypeID = 0; % double
block.Dwork(8).Complexity = 'Real'; % real

Anexe

123
block.Dwork(8).UsedAsDiscState = false;

% Fall Time for each channel
block.Dwork(9).Name = 'Fall_Time' ;
block.Dwork(9).Dimension s = 8;
block.Dwork(9).DatatypeID = 0; % double
block.Dwork(9).Complexity = 'Real'; % real
block.Dwork(9).UsedAsDiscState = false;

% Delay for each channel
block.Dwork(10).Name = 'Delay';
block.Dwork(10).Dimensions = 8;
block.Dwork(10).DatatypeID = 0; % double
block.Dwork(10).Complexity = 'Real'; % real
block.Dwork(10).UsedAsDiscState = false;

% Initialization vector
block.Dwork(11).Name = 'Init_vec' ;
block.Dwork(11).Dimensions = 6;
block.Dwork(11).DatatypeID = 0; % double
block.Dwork(11).Complexity = 'Real'; % real
block.Dwork(11).UsedAsDiscState = false;

% Update vector
block.Dwork(12).Name = 'Update_vec' ;
block.Dwork(12).Dimensions = 25;
block.Dwork(12).Dat atypeID = 0; % double
block.Dwork(12).Complexity = 'Real'; % real
block.Dwork(12).UsedAsDiscState = false;

% Timings
block.Dwork(13).Name = 'Timings' ;
block.Dwork(13).Dimensions = 9;
block.Dwork(13).DatatypeID = 0; % double
block.Dwork(13).Complexity = 'Real'; % real
block.Dwork(13).UsedAsDiscState = false;

% PW increase steps
block.Dwork(14).Name = 'PW_inc_step' ;
block.Dwork(14).Dimensions = 8;
block.Dwork(14).DatatypeID = 0; % double
block.Dwork(14).Complexity = 'Real'; % real
block.Dwork(14).UsedAsDiscState = false;

% PW decrease steps
block.Dwork(15).Name = 'PW_dec_step' ;
block.Dwork(15).Dimensions = 8;
block.Dwork(15).DatatypeID = 0; % double
block.Dwork(15).Complexity = 'Real'; % real
block.Dwork(15).UsedAsDiscState = false;

% On Time for each channel
block.Dwork(16).Name = 'OnTime' ;
block.Dwork(16).Dimensions = 8;
block.Dwork(16).DatatypeID = 0; % double
block.Dwork( 16).Complexity = 'Real'; % real
block.Dwork(16).UsedAsDiscState = false;

% Single Shot flags

Anexe

124
block.Dwork(17).Name = 'SingleShot' ;
block.Dwork(17).Dimensions = 2;
block.Dwork(17).DatatypeID = 0; % double
block.Dwork(17).Compl exity = 'Real'; % real
block.Dwork(17).UsedAsDiscState = false;

% On time Timings
block.Dwork(18).Name = 'OntTimings' ;
block.Dwork(18).Dimensions = 8;
block.Dwork(18).DatatypeID = 0; % double
block.Dwork(18).Complexity = 'Real'; % real
block.Dwork(18).UsedAsDiscState = false;

% Single shot flags for each channel
block.Dwork(19).Name = 'S_Shot_flags' ;
block.Dwork(19).Dimensions = 8;
block.Dwork(19).DatatypeID = 0; % double
block.Dwork(19).Comple xity = 'Real'; % real
block.Dwork(19).UsedAsDiscState = false;
end

%% InitializeConditions
function InitializeConditions(block)
channel_list = block_GetSimulinkParameter(block, 'channel_list' );
if any(channel_list)
block.Dwork(1).Data = channel_li st';
else
error('Please activate at least one channel.' );
end

block.Dwork(2).Data = block_GetSimulinkParameter(block, 'freq');
block.Dwork(3).Data = block_GetSimulinkParameter(block, 'MaxPW')';
block.Dwork(4).Data = zeros(8,1);
block.Dwork(5).Data = blo ck_GetSimulinkParameter(block, 'MaxCrt' )';
block.Dwork(6).Data = zeros(8,1);
block.Dwork(7).Data = zeros(8,1); % all the channels are initiated in
single pulse mode. we do not use yet doublets or triplets
block.Dwork(8).Data = block_GetSimulinkParameter(blo ck,'RiseTime' );
block.Dwork(9).Data = block_GetSimulinkParameter(block, 'FallTime' );
block.Dwork(10).Data = block_GetSimulinkParameter(block, 'Delay');

% Neurostimulator update frequency: 50Hz

% Calculating stimulus increase and decrease steps for each cha nnel
for i = 1:8
block.Dwork(14).Data(i) =
block.Dwork(3).Data(i)/((block.Dwork(8).Data(i)*42.5)); % Increase step
block.Dwork(15).Data(i) =
block.Dwork(3).Data(i)/((block.Dwork(9).Data(i)*42.5)); % Decrease step
end

block.Dwork(16).Data = block_G etSimulinkParameter(block, 'OnTime' );
block.Dwork(17).Data = [0;0];
block.Dwork(18).Data = zeros(8,1);
block.Dwork(19).Data = zeros(8,1); % 0-channel is PW is 0, 1 – increasing
PW, 2 – max PW, 3 – decreasing PW
% Initializing the serial port
global Serial_po rt;
com_port = block_GetSimulinkParameter(block, 'com_port' );
Serial_port = serial(com_port, 'BaudRate' ,115200);

Anexe

125
fopen(Serial_port);
Serial_port.Terminator = 'CR';

%% Motionstim8 initialization
% Channel_Stim list Byte
Channel_Stim = strcat(num2str(block.Dw ork(1).Data(8)), …
num2str(block.Dwork(1).Data(7)),num2str(block.Dwork(1).Data(6)), …
num2str(block.Dwork(1).Data(5)),num2str(block.Dwork(1).Data(4)), …
num2str(block.Dwork(1).Data(3)),num2str(block.Dwork(1).Data(2)), …
num2str(block.Dw ork(1).Data(1)));
Ident = 0; %Command identification number
Main_Time = round((1000/block.Dwork(2).Data – 1)/0.5);
Group_Time = 9; % Parameter for doublets and triplets, necesary for
checksums
Channel_Lf = 0; % Not implemented >> we do not use it
N_Factor = 0; % For channels specified in low frequency channel list >> we
do not use them
Ch_dec = bin2dec(Channel_Stim);
C = dec2bin(N_Factor + Ch_dec + Channel_Lf + Group_Time + Main_Time);
Checksum_init_bin = [C(length(C) -2), C(length(C) -1), C(length(C))];
%checksum modulo8
Ident_bin = dec2bin(Ident,2);
N_Factor_bin = dec2bin(N_Factor,3);
Group_Time_bin = dec2bin(Group_Time,5);
Main_Time_bin = dec2bin(Main_Time,11);
Channel_Lf_bin = dec2bin(Channel_Lf,8);

%% Channel mode initialization command
Byte_init_1= '';% Initialization Byte 1
Byte_init_1(1) = '1';
Byte_init_1(2) = Ident_bin(1);
Byte_init_1(3) = Ident_bin(2);
Byte_init_1(4) = Checksum_init_bin(1);
Byte_init_1(5) = Checksum_init_bin(2);
Byte_init_1(6) = Checksum_init_bin(3);
Byte_init_1(7) = N_Factor_bin(1);
Byte_init_1(8) = N_Factor_bin(2);
Byte_i_1 = bin2dec(Byte_init_1);

Byte_init_2= ''; % Initialisation Byte 2
Byte_init_2(1) = '0';
Byte_init_2(2) = N_Factor_bin(3);
Byte_init_2(3) = Channel_Stim(1);
Byte_init_2(4) = Channel_Stim(2);
Byte_init_2(5) = Channe l_Stim(3);
Byte_init_2(6) = Channel_Stim(4);
Byte_init_2(7) = Channel_Stim(5);
Byte_init_2(8) = Channel_Stim(6);
Byte_i_2 = bin2dec(Byte_init_2);

Byte_init_3= ''; % Initialisation Byte 3
Byte_init_3(1) = '0';
Byte_init_3(2) = Channel_Stim(7);
Byte_init_3(3 ) = Channel_Stim(8);
Byte_init_3(4) = Channel_Lf_bin(1);
Byte_init_3(5) = Channel_Lf_bin(2);
Byte_init_3(6) = Channel_Lf_bin(3);
Byte_init_3(7) = Channel_Lf_bin(4);
Byte_init_3(8) = Channel_Lf_bin(5);
Byte_i_3 = bin2dec(Byte_init_3);

Anexe

126

Byte_init_4= ''; % Initialisation Byte 4
Byte_init_4(1) = '0';
Byte_init_4(2) = Channel_Lf_bin(6);
Byte_init_4(3) = Channel_Lf_bin(7);
Byte_init_4(4) = Channel_Lf_bin(8);
Byte_init_4(5) = '0';
Byte_init_4(6) = '0';
Byte_init_4(7) = Group_Time_bin(1);
Byte_init_4(8) = Group_Time _bin(2);
Byte_i_4 = bin2dec(Byte_init_4);

Byte_init_5= ''; % Initialisation Byte 5
Byte_init_5(1) = '0';
Byte_init_5(2) = Group_Time_bin(3);
Byte_init_5(3) = Group_Time_bin(4);
Byte_init_5(4) = Group_Time_bin(5);
Byte_init_5(5) = Main_Time_bin(1);
Byte_ini t_5(6) = Main_Time_bin(2);
Byte_init_5(7) = Main_Time_bin(3);
Byte_init_5(8) = Main_Time_bin(4);
Byte_i_5 = bin2dec(Byte_init_5);

Byte_init_6= ''; % Initialisation Byte 6
Byte_init_6(1) = '0';
Byte_init_6(2) = Main_Time_bin(5);
Byte_init_6(3) = Main_Time_b in(6);
Byte_init_6(4) = Main_Time_bin(7);
Byte_init_6(5) = Main_Time_bin(8);
Byte_init_6(6) = Main_Time_bin(9);
Byte_init_6(7) = Main_Time_bin(10);
Byte_init_6(8) = Main_Time_bin(11);
Byte_i_6 = bin2dec(Byte_init_6);

initialization_vector = [Byte_i_1 Byte _i_2 Byte_i_3 Byte_i_4 Byte_i_5
Byte_i_6];
block.Dwork(11).Data(1:6)=initialization_vector(1:6);
fwrite(Serial_port,initialization_vector);

end

%% Update function %%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%
function Update(block)
if block.Dw ork(13).Data(9) == 0
block.Dwork(13).Data(9) = block.CurrentTime;
end
if block.CurrentTime >= block.Dwork(13).Data(9)+0.02 % execute once at 20
miliseconds
block.Dwork(13).Data(9) = block.CurrentTime;
switch block.InputPort(2).Data
case 1 % TIME BA SED
if block.InputPort(1).Data == -1 % -1 for LEFT class
%CH –––––––––––––––––––––
for ii=1:4
if block.Dwork(1).Data(ii) % if ch ii is enabled
if block.Dwork(10).Data(ii)>0 % if there is a delay set for channel ii
if block.Dwork(13).Data(ii) == 0 % start counting the delay for CHi
block.Dwork(13).Data(ii) =
block.CurrentTime; % start counting the delay for CHi
end

Anexe

127
% if delay for channel ii passed start increasing the PW
if block.Curren tTime >= block.Dwork(13).Data(ii)+ block.Dwork(10).Data(ii)
block.Dwork(6).Data = block.Dwork(5).Data;
% current
block = increase_PW(block,ii); % increase
the PW for channel ii with PW_inc_ste p
end
else% if no delay, start incresing the PW for channel ii when the block
input is 1
block.Dwork(6).Data = block.Dwork(5).Data; %
current
block = increase_PW(block,ii);
end
end
end
% decreasing th e PW for the second group of channels if any is > 0
if any(block.Dwork(4).Data(5:8)>0)
for ii = 5:8
if block.Dwork(1).Data(ii)
block.Dwork(13).Data(ii) = 0; % resetting the
timings
block = decrease_PW (block,ii);
end
end
end
elseif block.InputPort(1).Data == 1 % 1 for RIGHT class
for ii=5:8
if block.Dwork(1).Data(ii) % if ch ii is enabled
if block.Dwork(10).Data(ii)>0 % if there is a delay set for channel ii
if block.Dwork(13).Data(ii) == 0 % start coun ting the delay for CH1
block.Dwork(13).Data(ii) =
block.CurrentTime; % start counting the delay for CH1
end
% if delay for channel ii passed start increasing the PW
if block.CurrentTime >= block.Dwork(13).Data(ii)+ block.Dwo rk(10).Data(ii)
block.Dwork(6).Data = block.Dwork(5).Data;
% current
block = increase_PW(block,ii); % increase
the PW for channel ii with PW_inc_step
end
else% if no delay, start incresing the PW for channel ii when the block
input is 1
block.Dwork(6).Data = block.Dwork(5).Data; %
current
block = increase_PW(block,ii);
end
end
end
% decreasing the PW for the second group of channels if any is > 0
if any(block.Dwork(4).Data(1:4)>0)
for ii = 1:4
if block.Dwork(1).Data(ii)
block.Dwork(13).Data(ii) = 0; % resetting the
timings
block = decrease_PW(block,ii);
end
end
end
else
if any(block.Dw ork(4).Data>0)

Anexe

128
for ii = 1:8
if block.Dwork(1).Data(ii)
block.Dwork(13).Data(ii) = 0; % resetting the
timings
block = decrease_PW(block,ii);
end
end
end
end
% setting all the currents to 0 if PW = 0
if block.Dwork(4).Data == [0;0;0;0;0;0;0;0]
block.Dwork(6).Data = [0;0;0;0;0;0;0;0];
end
write_to_serial(block,1);
case 2 % SINGLE SHOT
if block.Dwork(17).Data ==[0;0]
if block.InputPort(1).Data == -1
% Enable Single shot for lef t hand
block.Dwork(17).Data = [1;0];
% set the flags to 0
block.Dwork(19).Data(1:4)=0;
elseif block.InputPort(1).Data == 1
% Enable Single shot for right hand
block.Dwork(17).Data=[0;1];
% set the flags to 0
block.Dwork(19).Data(5:8)=0;
elseif block.InputPort(1).Data == 0
% Do nothing for the moment
end
end
% Single shot for left hand: ==================================
if block.Dwork(17).Data(1)==1
for ii=1:4
if block.Dwork(1). Data(ii) % if ch ii is enabled
if block.Dwork(10).Data(ii) > 0 && block.Dwork(19).Data(ii) == 0 % if there
is a delay set for channel ii
if block.Dwork(13).Data(ii)==0
block.Dwork(13).Data(ii) =
block.CurrentTime; % start cou nting the delay for CH ii
end
% if delay for channel ii passed start increasing the PW
if block.CurrentTime >= block.Dwork(13).Data(ii)+ block.Dwork(10).Data(ii)
block.Dwork(19).Data(ii) = 1;
block.Dwork(6).Data = block.Dwork(5).Data;
% current
block = increase_PW(block,ii); % increase
the PW for channel ii with PW_inc_step
end
if block.Dwork(4).Data(ii) == block.Dwork(3).Data(ii) &&
block.Dwork(19).Data(ii)==1
% if max reached, start counting the on -time
block.Dwork(18).Data(ii) =
block.CurrentTime;
block.Dwork(19).Data(ii) = 2;
end
if (block.CurrentTime >=
(block.Dwork(18).Data(ii)+block.Dwork(16).D ata(ii))) &&
block.Dwork(19).Data(ii) == 2
block.Dwork(19).Data(ii) = 3;
end
if block.Dwork(19).Data(ii) == 3

Anexe

129
% Start decreasing the PW
if block.Dwork(1).Data(ii)
block.Dwork(13).Data(ii)= 0;
block = decrease_PW(block,ii);
end
end

else% if no delay, start incresing the PW for channel ii
if block.Dwork(19).Data(ii)==0 || block.Dwork(19).Data(ii)==1
block.Dwork(6).Data = bloc k.Dwork(5).Data;
% current
block = increase_PW(block,ii);
block.Dwork(19).Data(ii)=1; % set Channel
ii in rising time
if block.Dwork(4).Data(ii) == block.Dwork(3).Data(ii)
% if max has been re ached, start counting the on -time
block.Dwork(18).Data(ii) =
block.CurrentTime;
block.Dwork(19).Data(ii) = 2;
end

elseif block.Dwork(19).Data(ii)==2 % counting the on -time
if block.Cu rrentTime >= (block.Dwork(18).Data(ii)+block.Dwork(16).Data(ii))
% if on-time passed, start decreasing the PW
block.Dwork(19).Data(ii)=3;
if block.Dwork(1).Data(ii)
block.Dwork(13) .Data(ii)=0;
block = decrease_PW(block,ii);
end
end
elseif block.Dwork(19).Data(ii)==3
if block.Dwork(1).Data(ii)
block.Dwork(13).Data(ii)=0;
block = decrease_PW(block,ii);
if any(block.Dwork(4).Data ~=0)
else
% when everything comes back to 0, reset the Dwork(17)
block.Dwork(17).Data = [0;0];
end
end
end
end
end
end
end

if block.Dwork(17).Data(2)==1 % Single shot for right hand
for ii=5:8
if block.Dwork(1).Data(ii) % if ch ii is enabled
if block.Dwork(10).Data(ii) > 0 && block.Dwork(19).Data(ii) == 0 % if there
is a delay set for channel ii
if block.Dwork(13).Data(ii)==0
block.Dwork(13).Data(ii) =
block.CurrentTime; % start counting the delay for CH ii
end
% if delay for channel ii passed start increasing the PW
if block.CurrentTime >= block.Dwork(13).Data(ii)+ block.Dwork(10).Data(ii)
block.Dwor k(19).Data(ii) = 1;
block.Dwork(6).Data = block.Dwork(5).Data;
% current

Anexe

130
block = increase_PW(block,ii); % increase
the PW for channel ii with PW_inc_step
end
if block.Dwork(4).Data(ii) == bloc k.Dwork(3).Data(ii) &&
block.Dwork(19).Data(ii)==1
% if max reached, start counting the on -time
block.Dwork(18).Data(ii) =
block.CurrentTime;
block.Dwork(19).Data(ii) = 2;
end
if (block.Curren tTime >=
(block.Dwork(18).Data(ii)+block.Dwork(16).Data(ii))) &&
block.Dwork(19).Data(ii) == 2
block.Dwork(19).Data(ii) = 3;
end
if block.Dwork(19).Data(ii) == 3
% Start decreasing the PW
if block.Dwork(1).Data(ii)
block.Dwork(13).Data(ii)=0;
block = decrease_PW(block,ii);
end
end

else% if no delay, start incresing the PW for channel ii
if block.Dwork(19).Data(ii)==0 || block.Dwork(19).Data(ii)==1
block.Dwork(6).Data = block.Dwork(5).Data;
% current
block = increase_PW(block,ii);
block.Dwork(19).Data(ii)=1; % set Channel
ii in rising time
if block.Dwork(4).Data (ii) == block.Dwork(3).Data(ii)
% if max has been reached, start counting the on -time
block.Dwork(18).Data(ii) =
block.CurrentTime;
block.Dwork(19).Data(ii) = 2;
end

elseif block.Dwor k(19).Data(ii)==2 % counting the on -time
if block.CurrentTime >= (block.Dwork(18).Data(ii)+block.Dwork(16).Data(ii))
% if on-time passed, start decreasing the PW
block.Dwork(19).Data(ii)=3;
if block.Dwork(1).Data(ii)
block.Dwork(13).Data(ii)=0;
block = decrease_PW(block,ii);
end
end
elseif block.Dwork(19).Data(ii)==3
if block.Dwork(1).Data(ii)
block.Dwork(13 ).Data(ii)=0;
block = decrease_PW(block,ii);
if any(block.Dwork(4).Data ~=0)
else
% when everything comes back to 0, reset the Dwork(17)
block.Dwork(17).Data = [0;0];
end
end
end
end
end
end
end

Anexe

131
write_to_serial(block,1);
case 3 % sergiu's FES

senz = (100 -block.InputPort(1).Data)/100; %inverted
normalized value
% disp(num2str(senz));
block.Dwork(4).Data = round(block.Dwork( 3).Data*senz);
block.Dwork(6).Data = block.Dwork(5).Data; % current

end
end
end% end of the update function %%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%

%% Increase PW function

function block = increase_PW(block,ch)

if block.Dwork(4).Dat a(ch) < block.Dwork(3).Data(ch)
block.Dwork(4).Data(ch) =
block.Dwork(4).Data(ch)+block.Dwork(14).Data(ch); % PW + PW_inc_step for
the selected channel
else
block.Dwork(4).Data(ch) = block.Dwork(3).Data(ch);
end
end
%% Decrease PW function
function block = decrease_PW(block,ch)
if block.Dwork(4).Data(ch)>block.Dwork(15).Data(ch)
block.Dwork(4).Data(ch) = block.Dwork(4).Data(ch) –
block.Dwork(15).Data(ch);
else
block.Dwork(4).Data(ch)=0;
end
end

%% Update variables and write to serial port
function write_to_serial(block,w_flag)
Pulse_W = round(block.Dwork(4).Data); % Pulse_W = [PW_Ch1; PW_Ch2;
PW_Ch3; PW_Ch4; PW_Ch5; PW_Ch6; PW_Ch7; PW_Ch8]
Pulse_C = block.Dwork(6).Data; % Same form as Pulse_W
if w_flag == 1
j = find (block.Dwork( 1).Data); % find the enabled channels index
Ident_u = 1;
Mode = block.Dwork(7).Data;
% Binary conversion
C_u = dec2bin(sum(Mode) + sum(Pulse_W) + sum(Pulse_C),8);
Checksum_u_bin = [C_u(length(C_u) -4), C_u(length(C_u) -3),…
C_u(leng th(C_u)-2), C_u(length(C_u) -1), C_u(length(C_u))]; %
checksum
Ident_u_bin = dec2bin(Ident_u,2); %
modulo32
Mode_bin = dec2bin (Mode,2);
Pulse_W_bin = dec2bin(Pulse_W,9);
Pulse_C_bin = dec2bin(Pulse_C,7);

% Update bytes
Byte_update_1= ''; % Update Byte 1
Byte_update_1(1) = '1';

Anexe

132
Byte_update_1(2) = Ident_u_bin(1);
Byte_update_1(3) = Ident_u_bin(2);
Byte_update_1(4) = Checksum_u_bin(1);
Byte_update_1(5) = Checksum_u_bin(2);
Byte_update_1(6 ) = Checksum_u_bin(3);
Byte_update_1(7) = Checksum_u_bin(4);
Byte_update_1(8) = Checksum_u_bin(5);
Byte_u_1 = bin2dec(Byte_update_1);

% NOTE! For each channel activated in the channel list, the next three
% bytes are sent in increasing order w ith respect to the channel number.

for i=1:sum(block.Dwork(1).Data)
Byte_update_2= ''; % Update Byte 2
Byte_update_2(1) = '0';
Byte_update_2(2) = Mode_bin(j(i),1);
Byte_update_2(3) = Mode_bin(j(i),2);
Byte_update_2(4 ) = '0';
Byte_update_2(5) = '0';
Byte_update_2(6) = '0';
Byte_update_2(7) = Pulse_W_bin(j(i),1);
Byte_update_2(8) = Pulse_W_bin(j(i),2);
Byte_u_2 = bin2dec(Byte_update_2);

Byte_update_3= ''; % Update Byte 3
Byte_update_3(1) = '0';
Byte_update_3(2) = Pulse_W_bin(j(i),3);
Byte_update_3(3) = Pulse_W_bin(j(i),4);
Byte_update_3(4) = Pulse_W_bin(j(i),5);
Byte_update_3(5) = Pulse_W_bin(j(i),6);
Byte_update_3(6) = Pulse_ W_bin(j(i),7);
Byte_update_3(7) = Pulse_W_bin(j(i),8);
Byte_update_3(8) = Pulse_W_bin(j(i),9);
Byte_u_3 = bin2dec(Byte_update_3);

Byte_update_4= ''; % Update Byte 4
Byte_update_4(1) = '0';
Byte_update_4(2) = Pulse_C_bin(j(i),1);
Byte_update_4(3) = Pulse_C_bin(j(i),2);
Byte_update_4(4) = Pulse_C_bin(j(i),3);
Byte_update_4(5) = Pulse_C_bin(j(i),4);
Byte_update_4(6) = Pulse_C_bin(j(i),5);
Byte_update_4(7) = Pulse_C_bin(j(i) ,6);
Byte_update_4(8) = Pulse_C_bin(j(i),7);
Byte_u_4 = bin2dec(Byte_update_4);

Update_matrix(i,:)=[Byte_u_2 Byte_u_3 Byte_u_4];
end
update_vec = Update_matrix(1,:);
if (i>1)
for k=2:i
update_vec = cat(2,update_vec, Update_matrix(k,:));
end
end
Update_vector = cat(2,Byte_u_1,update_vec);
block.Dwork(12).Data(1:length(Update_vector))=Update_vector(1,:);
global Serial_port;
fwrite(Serial_port,Update_vector);
end

Anexe

133
end% end of write to serial function

function Output(block)
block.OutputPort(1).Data = block.Dwork(11).Data; % init_vector
block.OutputPort(2).Data = block.Dwork(12).Data; % update vector
block.OutputPort(3).Data = block.Dwork(4).Data; % PW
block.OutputPort(4).Data = block.Dwork(6).Data; % CRT
end

%% TERMINATE **************************************************************
function Terminate(block)
global Serial_port;
fclose(Serial_port);
clear globalSerial_port ;
end