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Faculdade de Engenharia da Universidade de Porto
CONTROLO POSTURAL E MARCHA HUMANA:
ANÁLISE MULTIFACTORIAL
Andreia Sofia Pinheiro de Sousa
MONOGRAFIA
PROGRAMA DOUTORAL EM ENGENHARIA BIOMÉDICA
Orientador:
Prof. Doutor João Manuel R. S. Tavares
Prof. Auxiliar do Departamento de Engenharia Mecânica
Faculdade de Engenharia da Universidade do Porto
Julho de 2010
Andreia Sousa iii
RESUMO
Todos os comportamentos motores incluem controlo postural, um processo
neural complexo envolvido na organização da estabilidade e orientação do corpo no
espaço. Tendo em conta esta relação intrínseca, o tema central desta Monografia
relaciona-se com o controlo postural e a marcha humana. O principal objectivo que
se pretendeu alcançar com a sua realização foi o estudo e a análise dos
mecanismos propostos para interpretar as estratégias de controlo postural e marcha.
A análise do movimento e controlo controlo postural tem tido um
desenvolvimento crescente; no entanto, a classificação de diferentes padrões
biomecânicos, quer estáticos, quer dinâmicos, como mais ou menos eficientes,
implica a conjugação de vários factores e a quantificação de múltiplas variáveis, o
que justifica a implementação de novos estudos nesta área. Assim, a revisão de
estudos sobre as temáticas referidas servirá de base para delinear o projecto de
Doutoramento em Engenharia Biomédica, constituindo assim uma primeira
introdução ao tema da Tese definida.
A abordagem utilizada para o desenvolvimento desta Monografia foi constituída
pelas seguintes etapas principais: a) revisão dos componentes e subsistemas do
sistema de controlo postural e da sua influência em parâmetros de outros sistemas,
como a hemodinâmica; b) revisão dos mecanismos propostos para interpretar a
marcha; c) revisão da instrumentação disponível para quantificar variáveis
biomecânicas relativas ao controlo postural e a marcha humana.
Andreia Sousa v
ÍNDICE
I. INTRODUÇÃO E ESTRUTURA DA MONOGRAFIA ................................................................. 1
1.1 Enquadramennto........................................................................................................................................ 1
1.2 Estrutura .................................................................................................................................................... 2
II. CONTROLO POSTURAL ............................................................................................................... 5
2.1 Introdução .................................................................................................................................................. 5
2.2 Subsistemas de controlo postural ............................................................................................................... 8
2.3 Subcomponentes de controlo postural ....................................................................................................... 9
2.4 Controlo do equilíbrio sem perturbações da postura ............................................................................... 16
2.5 Controlo de equilíbrio durante perturbações da postura .......................................................................... 18
2.6 Ajustes posturais durante o movimento ................................................................................................... 19
2.7 controlo postural e retorno venoso .......................................................................................................... 24
III. MARCHA HUMANA .................................................................................................................. 27
3.1 Introdução ................................................................................................................................................ 27
3.2 Fases do ciclo de marcha .......................................................................................................................... 29
3.3 Neurofisiologia/controlo motor da Marcha .............................................................................................. 32
3.4 Aspectos biomecânicos da marcha ........................................................................................................... 36
3.5 Modelos explicativos da marcha .............................................................................................................. 38
3.6 Controlo energético da marcha ................................................................................................................ 53
3.6 Análise da actividade muscular durante o ciclo de marcha ....................................................................... 58
3.7 Caracterização cinética da marcha ............................................................................................................ 63
IV. INSTRUMENTAÇÃO BIOMECÂNICA .................................................................................... 65
4.1 Introdução ................................................................................................................................................ 65
4.2 Análise cinemática do movimento ............................................................................................................ 66
4.3 Análise cinética......................................................................................................................................... 73
4.4 Actividade electromiográfica .................................................................................................................... 78
V. CONSIDERAÇÕES FINAIS ......................................................................................................... 84
5.1 Conclusões ............................................................................................................................................... 84
Andreia Sousa vi
5.2 Perspectivas de trabalhos futuros ............................................................................................................ 84
BIBLIOGRAFIA ................................................................................................................................ 86
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ÍNDICE DE FIGURAS
Figura 2.1: Integração e organização da informação proveniente dos diferentes
subsistemas de controlo postural. .......................................................................... 9
Figura 2.2: Esquema representativo das principais vias e funções envolvidas na
propriocepção. (As linhas finas representam as vias aferentes e estruturas
associadas a propriocepção; as linhas grossas representam as vias eferentes
associadas a acções motoras levando a movimento esquelético. A parte superior da
figura representa as estruturas nervosas superiores que controlam a atenção e
motivação. A parte inferior da figura representa o sistema autónomo que regula a
propriocepção.) ..................................................................................................... 14
Figura 3.1: Esquema representativo do ciclo de marcha. .................................... 28
Figura 3.2: Representação esquemática do conceito de dois níveis do GPC. (As
esferas verdes representam populações de interneurónios. Os losangos
representam conjuntos de motoneurónios sinergistas.) ....................................... 32
Figura 3.3: Ilustração dos mecanismos do GPC induzidos por impulsos excitatórios
provenientes da Região Locomotora Mesencefálica. (As populações de
interneurónios estão representadas por esferas. As conexões sinápticas excitatórias
e inibitórias estão representadas através de linhas e círculos respectivamente. As
populações de motoneurónios estão representadas por losangos.) .................... 33
Figura 3.4 : Ilustração gráfica do conjunto dos seis determinantes da marcha.. .. 38
Figura 3.5: Ilustração gráfica do primeiro determinante da marcha,
a rotação pélvica. ................................................................................................. 38
Figura 3.6: Ilustração gráfica do segundo determinante da marcha, a inclinação
pélvica. ................................................................................................................. 39
Figura 3.7: Ilustração gráfica do terceiro determinante da marcha, flexão do joelho
em apoio unipodálico. ........................................................................................... 40
Figura 3.8: Ilustração gráfica do quarto e quinto determinantes da marcha, pé e
joelho. ................................................................................................................... 41
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Figura 3.9: Ilustração gráfica do sexto determinante da marcha, o deslocamento
lateral da pelvis. .................................................................................................... 42
Figura 3.10: Duas teorias explicativas da marcha: (a) Os seis determinantes da
marcha reduzem o deslocamento vertical e horizontal do centro de gravidade; (b) A
teoria do pêndulo invertido postula que o membro em fase de apoio é mantido em
extensão funcionando como um pêndulo invertido. .............................................. 44
Figura 3.11 : Os princípios da marcha dinâmica representados em robots: A fase de
apoio unipodálico pode ser produzida por dinâmica passiva com os membros agindo
como pêndulos como na teoria do pêndulo invertido. Uma característica da marcha
dinâmica é que existe uma colisão entre o membro em fase de balanço e o solo,
havendo dissipação de energia. A energia pode ser recuperada passivamente como
na dinâmica passiva num plano inclinado ou activamente através
da propulsão. ........................................................................................................ 47
Figura 3.12 : Diagrama geométrico da redirecção da velocidade do CM pelos
membros posterior e anterior: O trabalho teórico realizado por cada membro é
proporcional ao quadrado das forças integradas e normalizadas à massa com
trabalho positivo realizado pelo membro posterior e negativo pelo membro anterior.
(a) Se a propulsão é igual à magnitude da colisão, a quantidade de trabalho positivo
e negativo é minimizada e não é necessário trabalho durante a fase de apoio
unipodálico. b) Se a colisão exceder a propulsão o próximo passo inicia com uma
velocidade menor. Para manter a mesma velocidade é realizado trabalho positivo
adicional durante a fase de apoio ou executando marcha em plano inclinado. (c) Se
a propulsão excede a colisão é necessário trabalho negativo adicional para
desacelerar o pêndulo. ......................................................................................... 50
Figura 4.1: Diagrama de vector recolhido num indivíduo saudável durante
a marcha. .............................................................................................................. 76
Andreia Sousa ix
ÍNDICE DE TABELAS
Tabela 3.1: Fases e subfases do ciclo de marcha. .............................................. 28
Tabela 3.2: Parâmetros de tempo e espaço relevantes na análise de marcha.... 29
I. INTRODUÇÃO E ESTRUTURA DA MONOGRAFIA
1.1 ENQUADRAMENNTO
Esta Monografia relaciona-se essencialmente com o sistema de controlo
postural e a marcha humana.
A evidência sugere que o equilíbrio em posição ortostática é naturalmente
instável. Pequenos desvios de uma posição corporal erecta perfeita resultam num
binário corporal induzido pela força da gravidade. Como resultado, torna-se
necessária a criação de binários correctivos para compensar o binário destabilizante
induzido pela força de gravidade. Este processo de controlo não está ainda
claramente esclarecido, havendo mesmo alguma controvérsia acerca da
organização de sistemas sensoriais e motores que contribuem para a estabilidade
postural. Contudo, vários estudos demonstraram que a postura pode ser perturbada
pela estimulação de vários sistemas sensoriais [Day, 1997; Horak, 1996a; Johanson,
1991; Kavounoudias, 1999; Lee, 1975a; Peterka, 1995], realçando a importância das
estratégias de controlo postural.
A coordenação entre postura e movimento envolve o controlo dinâmico do
centro de massa (CM) na base de suporte [Stapley, 1999]. A análise quantitativa
deste controlo insere-se no domínio da biomecânica, envolvendo o estudo estático e
dinâmico de sistemas biológicos [Hall, 1999]. A marcha, apesar de constituir um
exemplo de um movimento rítmico, é influenciada por um conjunto multifactorial
resultante da interacção ou do processo de organização própria de vários sistemas.
O estudo de interacções sensoriomotoras dinâmicas durante a marcha é de
interesse para determinar como respostas reflexas, resultantes de perturbações,
podem levar a correcções na marcha e para revelar mecanismos de integração
sensoriomotora [Rossignol, 2006].
A adaptação do sistema biológico humano inclui a alteração da resposta dos
receptores neurais [Theunissen, 2000], e alterações da função do sistema nervoso
CAPÍTULO II: CONTROLO POSTURAL
Andreia Sousa 2
central e autónomo [LeBlanc, 1975; Pia, 1985]. A adaptação e habituação são
comuns nos sistemas biológicos para controlo do movimento [Eccles, 1986; Ferrel,
2000]. Exercícios repetidos diária e semanalmente melhoram o controlo postural [Hu,
1994; Ledin, 1990; Perrin, 1998], e podem gerar adaptações estruturais e funcionais
no sistema neuromuscular [Hakkinen, 1996]. A prática de treino de equilíbrio
promove melhorias na performance do controlo postural, tanto em indivíduos
saudáveis [Balogun, 1992; Heitkamp, 2001; Hoffman, 1995; Rozzi, 1999], como em
indivíduos com lesão [Mattacola, 1997; Rozzi, 1999].
Assim sendo, dada a capacidade de reorganização do sistema de controlo
postural no sentido de uma melhor performance do movimento, é pertinente
compreender os mecanismos e estratégias de controlo postural, estático e dinâmico,
e de que forma esses mecanismos influenciam variáveis de outros sistemas. Dada a
multidimensionalidade do movimento torna-se importante a identificação e
correlação de factores, internos e externos, relevantes, e de variáveis descritivas que
permitam caracterizar adequadamente padrões cinéticos e cinemáticos, trabalho
executado e energia dispendida. A referida identificação de factores e variáveis é de
elevada importância, não só em Ciências da Saúde como também Desporto,
Engenharia, entre outros domínios.
1.2 ESTRUTURA
Tendo em conta a informação acima exposta esta Monografia foi dividida em
três grandes temas distribuídos ao longo dos 4 capítulos restantes:
Capítulo II: Controlo Postural
Este capítulo é dedicado a uma abordagem ao sistema de controlo postural.
São apresentados os subsistemas, as estratégias e mecanismos associados ao
controlo postural. É também apresentada uma abordagem ao modo como se
processa o equilíbrio sem perturbações e com perturbações da postura. Dentro
deste último tema, são distinguidas as perturbações esperadas e não esperadas do
CM. Adicionalmente, é abordada a forma como o sistema de controlo postural se
organiza durante o movimento. Numa última fase é apresentada a influência no
controlo postural em variáveis de outros sistemas, como o vascular.
CAPÍTULO II: CONTROLO POSTURAL
Andreia Sousa 3
Capítulo III: Marcha Humana
De uma forma genérica, este capítulo está orientado no sentido de fazer uma
análise em termos de controlo motor, mais direccionada para a componente
biomecânica. No sentido de aceder a este conceito, é feita uma abordagem às
principais variáveis a ter em conta na análise da marcha, bem como as teorias
existentes e referenciados como explicativas para o fenómeno. Ao longo da
apresentação das várias teorias procurou fazer-se uma análise comparativa, com o
objectivo de perceber de que modo os diferentes modelos se completam ou
divergem, e até que ponto se afastam ou aproximam da realidade. São referidos
aspectos relativos ao controlo energético da marcha humana seguida de uma
caracterização electromiográfica e cinética da mesma.
Capítulo IV: Instrumentação biomecânica
Neste capítulo são abordados aspectos essencialmente relacionados com os
meios que permitem aceder aos três componentes tradicionais da análise da
marcha: factores cinéticos, cinemáticos e electromiográficos. Numa fase inicial é
apresentada uma parte introdutória, onde são expostas, de uma forma sucinta, as
bases da biomecânica da marcha em termos operacionais. Seguidamente,
encontram-se descritos meios actualmente existentes que permitem aceder, de
forma válida e rigorosa, aos diferentes parâmetros enunciados. Nesta fase,
procurou-se estabelecer uma análise comparativa entre os diferentes meios
tecnológicos, de maneira a poder aferir uma escolha que permita uma maior
eficiência, em função dos objectivos propostos, num trabalho de investigação.
Capítulo V: Considerações finais
Neste capítulo são apresentadas as principais conclusão e os trabalhos futuros
a realizar no âmbito da Tese de Doutoramento em Engenharia Biomédica.
Andreia Sousa 5
II. CONTROLO POSTURAL
2.1 INTRODUÇÃO
A manutenção de uma postura estável assume grande relevância para o
movimento. Para os humanos esta tarefa é particularmente desafiante dado que
aproximadamente 2/3 da massa corporal é dificilmente equilibrada sobre os
membros inferiores, que promovem uma base de suporte estreita, a uma distância
do solo de cerca de 2/3 da altura corporal. Este aspecto impõe grande exigência em
termos de controlo postural e equilíbrio. O equilíbrio em bipedismo ortostático é
naturalmente instável [Peterka, 2004], sendo, no entanto, fundamental para a
execução segura da maior parte dos movimentos [Winter, 1990]. Quando o sistema
de controlo postural se deteriora, como por exemplo com a idade, os resultados
podem ser devastadores, como originar quedas em idosos que têm sido
identificadas como um grave problema de saúde pública [Baker, 1985].
Praticamente todos os comportamentos motores pressupõem controlo
postural, um processo neural e complexo envolvido na organização da estabilidade e
orientação do corpo no espaço [Massion, 1998]. O controlo postural pode ser
definido como a habilidade para manter o equilíbrio em relação à acção da força
gravítica através da manutenção ou retorno do centro de massa1 (CM) na base de
suporte. Em posição ortostática existe um equilíbrio instável dado que a força
gravítica tem que ser equilibrada continuamente através de energia muscular [Horak,
1987]. A posição do CM, bem como a configuração geométrica dos segmentos
corporais, é rigorosamente controlada relativamente à superfície de apoio e direcção
da força gravítica [Gurfinkel, 1995; Massion, 1992b; Nashner, 1985a]. Sem o nível
apropriado de controlo postural, uma tarefa normal como a marcha torna-se de difícil
realização [Riccio, 1988].
1 Ponto equivalente ao total da massa corporal no sistema global de referência e é a média ponderada do CM de cada segmento corporal num espaço 3D. Constitui uma variavel passiva controlada pelo sistema de controlo de equilíbrio. A projecção vertical do CM no solo é muitas vezes designada de centro de gravidade (CG), sendoa sua unidade de medida o metro [Winter, 1995].
CAPÍTULO II: CONTROLO POSTURAL
Andreia Sousa 6
Assim, o controlo postural já não é considerado apenas como um sistema ou
um conjunto de reflexos de equilíbrio e “endireitamento". Mais do que isso, o controlo
postural constitui uma tarefa motora complexa, derivada da interacção de múltiplos
processos sensoriomotores, cujos principais objectivos do controlo postural são a
orientação postural e o equilíbrio postural. A orientação postural envolve o controlo
activo do alinhamento e o tónus corporal em relação à força de gravidade, base de
suporte, ambiente visual e referências internas. A orientação espacial no controlo
postural é baseada na interpretação de informação convergente sensorial
proveniente de sistemas somatossensoriais, visuais e vestibulares. Adicionalmente,
o equilíbrio postural envolve a coordenação de estratégias sensoriomotoras para
estabilização do CM durante desequilíbrios internos e externos na estabilidade
postural [Horak, 2006].
O equilíbrio em posição vertical é conseguido quando o CM é posicionado
sobre a base de suporte e está alinhado com o centro de pressão2 (CP). Qualquer
perturbação externa, como uma translação súbita da superfície de suporte, ou
interno, como um movimento rápido do membro superior e inferior, altera a
projecção do CM para os limites da base de suporte e o alinhamento entre o CM e o
CP, o que pode resultar num desequilíbrio postural. Para minimizar o perigo de
perda de equilíbrio, o sistema nervoso central (SNC) utiliza ajustes posturais
antecipatórios (APA) através da activação de músculos do tronco e membros
inferiores desencadeada por mecanismos de feedforward previamente ao
desequilíbrio [Aruin, 1995b; Belenkiy, 1967; Li, 2007; Massion, 1992b], bem como
ajustes posturais compensatórios (APC) que são iniciados por sinais sensoriais de
feedback [Alexandrov, 2005; Park, 2004]. Os APC constituem mecanismos de
restauro da posição do CM após uma perturbação.
2 É o ponto de localização do vector de força de reacção do solo vertical. Representa uma média ponderada das pressões sobre a superfície de apoio que está em contacto com o solo. É totalmente independente do CM. Se um pé está no solo, o somatório do CP está dentro do pé, já se os dois pés estão em contacto com o solo, o somatório do centro de pressão situa-se entre os dois pés. Se só existe uma plataforma de forças, só o somatório dos CP está disponível, pois são necessárias duas plataformas de força para aceder às alterações do CP em cada pé. A localização do CP em cada pé é o reflexo directo do controlo neural da musculatura da tibiotársica. O aumento dos flexores plantares move o CP anteriormente, o aumento da actividade inversora move o CP lateralmente, sendo a unidade de medida o metro. Na literatura existe frequentemente uma má utilização desta variavel pois é referinda como CM [Winter, 1995].
CAPÍTULO II: CONTROLO POSTURAL
Andreia Sousa 7
Vários estudos têm demonstrado que a magnitude dos APA depende da
direcção [Aruin, 1997; Santos, 2008] e magnitude do desequilíbrio [Aruin, 1996;
Bouisset, 2000] e que estes são afectados pelas características da acção motora
usada para induzir o desequilíbrio [Arruin, 2003; Shiratori, 2007], configuração
corporal [Arruin, 2003; van der Fits, 1998] e medo de queda [Adkin, 2002].
A literatura actual defende que a resposta dos APC depende da direcção e
magnitude do desequilíbrio na dimensão da base de suporte [Dimitrova, 2004;
Henry, 1998; Horak, 1986; Jones, 2008], da previsibilidade do desequilíbrio
[Burleigh, 1996], de instruções [Mcllroy, 1993] e do envolvimento numa tarefa
secundária, tal como segurar um objecto com as mãos [Bateni, 2004]. No entanto,
estão descritos padrões distintos de activação muscular do membro inferior e tronco,
designados de estratégia da anca e tornozelo, em resposta a translação da
superfície de apoio [Horak, 1986]. Um dos objectivos dos APA é minimizar os efeitos
do futuro desequilíbrio [Massion, 1992a], sendo a presença de APA não dispensa os
APC para controlo postural, uma vez que estes últimos envolvem correcções em
tempo real [Bouisset, 1987] e regulação da actividade [Crenna, 1987; Friedli, 1984].
Segundo [Santos, 2009], existe uma relação entre os APA e os APC no controlo da
postura e a possibilidade de utilização óptima dos APA no controlo postural. Ao
examinarem os padrões de activação muscular entre os períodos de controlo
postural antecipatório e compensatório foram encontradas diferenças na magnitude
e sequência de activação muscular dependendo da disponibilidade dos APA.
Este capítulo encontra-se organizado de forma a explorar os subsistemas de
controlo postural, a sua acção individual e de que forma em conjunto interagem para
promover o controlo postural. Dado que a compreensão do controlo postural requer
a consideração de vários subsistemas fisiológicos que permitem a habilidade para
manutenção da postura, realização de marcha e interacção com o ambiente, de
maneira segura e eficiente, serão exploradas subsistemas importantes para controlo
postural. É também apresentada uma abordagem ao modo como se processa o
equilíbrio sem perturbações e com perturbações da postura. Dentro deste último
tema, serão distinguidas as perturbações previsíveis e imprevisíveis do CM, sendo
dada maior relevância às perturbações não esperadas. Numa última fase será dada
relevância aos ajustes posturais durante o movimento.
CAPÍTULO II: CONTROLO POSTURAL
Andreia Sousa 8
2.2 SUBSISTEMAS DE CONTROLO POSTURAL
Os subsistemas que formam o sistema de controlo postural incluem os
seguintes, Figura 2.1: 1) sistema sensorial, composto por sistema vestibular, visual
e proprioceptivo; 2) sistema nervoso central (SNC) e 3) sistema
musculosquelético.
O sistema proprioceptivo consiste em receptores musculares, articulares e
cutâneos que promovem informação acerca do estado do sistema efector (por
exemplo, comprimento muscular, tensão desenvolvida, orientação relativa dos
segmentos) e informação acerca do ambiente (como temperatura, condição da
superfície de contacto, distribuição da pressão, presença de algum estímulo tóxico).
O sistema vestibular promove informação acerca da orientação corporal no
enquadramento inercial de referência e aceleração corporal. O sistema visual tem
sido categorizado como um sistema proprioceptivo, na medida em que promove não
só informação acerca do ambiente, como também acerca da orientação e
movimento corporal, sendo por isso referido como extraproprioceptivo [Lee, 1975b].
Assim, é claro que a informação usada para manutenção postural provém de várias
fontes. A redundância permite não só compensar a deteriorização de um sistema,
mas também permite a verificação de inputs (às vezes contraditórios) através da
comparação destes antes da realização da acção. O conjunto de inputs que chegam
ao sistema necessitam de ser avaliados e integrados, e um plano de acção
apropriado tem de ser decidido a nível do SNC. Este plano de acção é executado
pelo sistema musculosquelético para regular a postura e o movimento [Winter,
1990]. O modelo interno da posição corporal é continuamente actualizado com base
neste feedback multissensorial e esta representação interna é usada para comandos
de feedforward para controlo da posição corporal no espaço, tendo em conta as
restrições ambientais [Massion, 1994; Mergner, 1998].
O facto de a resposta do sistema de controlo postural ser vital para as
actividades da vida diária, leva a pensar que o plano de acção para lidar com
situações de desequilíbrio tem de ser programado em vez de organizado com base
na necessidade. Investigadores tentaram identificar estes planos de acção,
mimetizando uma variedade de desequilíbrios, nomeadamente deslocamentos da
CAPÍTULO II: CONTROLO POSTURAL
Andreia Sousa 9
superfície de apoio, perturbações externas previsíveis e imprevisíveis, perturbações
internas [Friedli, 1988; Nashner, 1976, 1982; Santos, 2009; Winter, 1993; Wolfson,
1986]. Estes planos manifestam-se através de padrões de actividade muscular,
identificados através de electromiografia, e têm sido identificados como sinergias
posturais. A activação muscular gera forças que agem para corrigir o desequilíbrio;
esta acção pode ser monitorizada através da recolha das forças exercidas pelo
corpo, do cálculo dos momentos articulares e da recolha da cinemática do
movimento [Winter, 1990].
Figura 2.1: Integração e organização da informação proveniente dos diferentes subsistemas
de controlo postural (adaptado de [Winter, 1990]).
2.3 SUBCOMPONENTES DE CONTROLO
POSTURAL
2.3.1 RESTRIÇÕES BIOMECÂNICAS
As restrições biomecânicas na oscilação postural exercem uma grande
influência nos padrões de coordenação postural [Buchanan, 2003]. O corpo pode ser
comparado a um pêndulo simples quando a oscilação corporal é menor que 0.5 Hz
[McCollum, 1989]. Para oscilações superiores a 0.5 Hz o corpo oscila como um
FORÇAS EXTERNAS
OBJECTIVO DA
TAREFA
POSTURA CORPORAL E MOVIMENTO
INTEGRAÇÃO SENSORIAL
RECEPTORES SENSORIAIS: VISUAL, VESTIBULAR E
PROPRIOCEPTIVO
SINERGIAS POSTURAIS
CAPÍTULO II: CONTROLO POSTURAL
Andreia Sousa 10
pêndulo invertido duplo com o fulcro a nível da anca [Yang, 1990]. Estes argumentos
sugerem que o valor de 0.5 Hz constitui uma restrição biomecânica na produção de
padrões posturais específicos [Nashner, 1989].
Uma das restrições biomecânicas mais importantes no controlo postural é o
controlo do CM dentro da base de suporte. Em apoio, os limites de estabilidade, área
na qual o indivíduo pode mover o seu CM, mantendo o equilíbrio sem mudar a base
de suporte, têm a forma de um cone [McCollum, 1989]. Assim sendo, o equilíbrio
não constitui uma posição particular no espaço, sendo determinado pelo tamanho da
base de suporte e as limitações da amplitude articular, força muscular e informação
sensorial disponível para detectar os limites. O SNC possui uma representação
interna deste cone de estabilidade, que usa para determinar como o indivíduo se
deve mover para manter o equilíbrio [Horak, 2006].
2.3.2 ESTRATÉGIAS DE MOVIMENTO /EQUILÍBRIO
No plano sagital, diferentes estratégias podem ser usadas para manutenção
do equilíbrio com o mínimo de esforço. Assim, podem ser usadas três estratégias
para manutenção do equilíbrio em apoio: duas estratégias mantêm os pés fixos e a
outra altera a base de suporte através do passo [Horak, 1987; Mcllroy, 1996]. A
estratégia do tornozelo (a mais utilizada) envolve alteração do CM através da
rotação do corpo relativamente à tibiotársica, como um mecanismo semelhante a um
pêndulo invertido, com movimento mínimo nas articulações da anca e joelho. Esta
acção é caracterizada pela activação dos músculos anteriores e posteriores de distal
para proximal e é importante quando ocorrem pequenos distúrbios em apoio em
superfície firme. A estratégia da anca, na qual o corpo exerce um binário de forças a
nível da anca para mover rapidamente o CM, é usado em superfícies de suporte
estreitas ou não rígidas, que não permitem o adequado binário de forças ao nível do
tornozelo quando o CM tem de ser movido rapidamente [Horak, 2000] ou quando o
CM se situa perto dos limites da base de suporte [Horak, 1987; Karlsson, 1997]. A
estratégia da anca é caracterizada pela activação dos músculos anteriores e
posteriores de proximal para distal. Esta activação precoce dos músculos do tronco
e anca movem o CM sobre a base de suporte, de modo a manter a postura [Frank,
1990]. A estratégia do passo realinha a base de suporte sobre o CM corporal com
passos rápidos ou saltos na direcção da fonte de desequilíbrio externo [Horak,
1987]. Esta estratégia é utilizada sobretudo durante a marcha, e quando a
CAPÍTULO II: CONTROLO POSTURAL
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manutenção no mesmo lugar não é importante. No entanto, mesmo que seja
utilizada a estratégia do passo em resposta a um desequilíbrio externo, há uma
tentativa prévia de retornar o CM para a posição inicial, exercendo um binário
angular. Indivíduos com risco aumentado de queda têm um predomínio de utilização
das estratégias do passo e anca em relação a indivíduos com baixo risco de queda,
que usam sobretudo a estratégia do tornozelo para manter a estabilidade postural
[Maki, 2000]. No entanto, o medo de queda leva ao uso adicional da estratégia da
anca [Adkin, 2000]. Perturbações maiores ou danos no sistema de feedback podem
forçar estratégias adicionais, como por exemplo, movimentos do joelho e dos
membros superiores [Karlsson, 1997].
Embora sejam desencadeadas estratégias de movimento posturais a 100 ms
em relação a um desequilíbrio externo, os indivíduos podem influenciar a selecção
da estratégia e a magnitude da sua resposta por influência de intenções,
experiências e expectativas [Burleigh, 1994; Horak, 1996b; Shupert, 1999]. As
estratégias posturais antecipatórias ajudam a manter a estabilidade, antecipando a
compensação para um desequilíbrio. Indivíduos com respostas posturais
automáticas pouco coordenadas mostram instabilidade postural em respostas a
desequilíbrios externos, enquanto sujeitos com APA pouco coordenados mostram
instabilidade no inicio do movimento [Horak, 1996c].
O uso de cada estratégia depende da configuração da superfície de apoio e
da intensidade do desequilíbrio. Os ajustes posturais ocorrem não só como resultado
de feedback sensorial em resposta a perturbações externas e inesperadas, mas
também como resultado de feedforward em antecipação a perturbações previsíveis
[Horak, 1987]. Para corrigir pequenos desvios é muitas vezes usada a estratégia do
tornozelo, enquanto para correcções maiores é usada a estratégia da anca
[Johanson, 1993]. Alguns autores referem que a estratégia do tornozelo é suficiente
para corrigir desequilíbrios que ocorrem durante uma postura natural [Fitzpatrick,
1992; Kuo, 1993], enquanto outros referem que a mistura das duas estratégias é
mais benéfica [Day, 1993; Horak, 1990; Kuo, 1993; Yang, 1990]. Adicionalmente,
[Yang, 1990] defende que a manutenção do equilíbrio exige uma relação fixa entre
os binários articulares, que torna a tarefa de controlo postural mais simples para o
sistema nervoso.
CAPÍTULO II: CONTROLO POSTURAL
Andreia Sousa 12
O estudo de [Kuo, 1993], através de recurso a técnicas de optimização
determinou as acelerações da anca e tornozelo que requerem a menor quantidade
de actividade muscular para repor o corpo numa posição mais estável em resposta
ao desequilíbrio. Estes cálculos tiveram em consideração dois objectivos posturais
diferentes: a posição (manutenção do alinhamento corporal) e a estabilidade
(manutenção da projecção do CM dentro dos limites de estabilidade). Numa situação
de predominância do objectivo de manutenção do alinhamento, o modelo prevê a
utilização da estratégia do tornozelo para controlo da postura. Por outro lado,
quando o objectivo de estabilidade foi optimizado ou o desequilíbrio foi maior
exigindo uma resposta de maior amplitude e rapidez, o modelo prevê a utilização da
estratégia da anca para responder a desequilíbrios em superfícies de apoio não
rígidas [Kuo, 1993]. De acordo com este modelo, a estratégia da anca exige menos
actividade do que a estratégia do tornozelo para efectuar o mesmo movimento do
CM numa superfície de suporte não rígida, o que reforça mais uma vez a ideia de
que a escolha da estratégia postural depende do objectivo postural e do ambiente
[Kuo, 1995]. Já em [Horak, 1986] foi também encontrado que a área da base de
suporte condiciona a estratégia a ser usada. Quando a base de suporte diminui,
torna-se mais difícil manter o equilíbrio, sendo adoptada a estratégia da anca. A
informação sensorial, as características músculo-esqueléticas, os graus de liberdade
e as restrições da tarefa são também factores decisivos da estratégia a adoptar
[Maurer, 2000].
Segundo [Runge, 1999], durante translações rápidas da superfície de apoio a
estratégia da anca é adicionada à estratégia do tornozelo para produzir um contínuo
de respostas posturais. Não foram verificados binários de forças a nível da anca que
não acompanhados de binários de forças a nível do tornozelo sugerindo que a
biomecânica corporal pode transformar padrões de controlo discretos num contínuo
de correcções posturais. Para distinguir entre distúrbios suficientemente pequenos
para serem controlados pela estratégia do tornozelo e aqueles necessários para
desencadear a estratégia da anca, o SNC necessita de informação proveniente de
receptores posturais para estimar o movimento do CM [Massion, 1992a]. No entanto,
é possível obter estabilização apenas com uma parte da informação sensorial
completa. Uma correcta estabilização dos sujeitos demonstra que os receptores da
parte superior do corpo são suficientes para diferenciar os dois tipos de distúrbio,
que a informação articular da tibiotársica não é usada exclusivamente na
CAPÍTULO II: CONTROLO POSTURAL
Andreia Sousa 13
determinação da resposta, e que existe feedback dos receptores dos membros
superiores para os músculos da perna. Por outro lado, pacientes com disfunção
vestibular são capazes de resistir a distúrbios, o que indica que a utilização isolada
dos receptores sensoriais da tibiotársica ou do pé é suficiente para a estabilidade
[Horak, 1990].
Na organização do controlo postural, o SNC tem de gerir a redundância dos
graus de liberdade, resultante da grande quantidade de músculos e articulações
participantes. Em [Bernstein, 1984] é sugerido que o problema motor colocado pelo
excedente dos graus de liberdade pode ser resolvido pela organização funcional
motora em sinergias ou classes de padrões de movimento. As sinergias permitiriam
ao SNC reduzir o número de sinais aferentes necessários para gerar ou guiar o
movimento, e uma redução do número de actividades eferentes envolvidas no
controlo motor. Por outro lado, [Nashner, 1985a] sugeriu que o SNC usa sinergias
motoras fixas para organizar o controlo postural. Duas décadas de investigação,
considerando indivíduos adultos em apoio ortostático, levaram ao reconhecimento
do carácter subtil do controlo postural. Os ajustes posturais não são considerados
sinergias fixas [Nashner, 1985a], mas sinergias flexíveis, em que a atividade dos
músculos participantes é ajustada às condições específicas da tarefa [Allum, 1993,
1994; Diener, 1988; Horak, 1986; Keshner, 1988; Macpherson, 1994].
2.3.3 ESTRATÉGIAS SENSORIAIS
A informação sensorial proveniente dos sistemas somatossensorial, Figura
2.2, visual e vestibular tem de ser integrada para interpretar ambientes sensoriais
complexos. À medida que os sujeitos alteram o seu ambiente, necessitam de
reorganizar a sua dependência relativa em cada um dos sentidos. Num ambiente
bem iluminado com uma base de suporte firme, indivíduos saudáveis apoiam-se em
informação somatossensorial (70%), visual (10%) e vestibular (20%) [Peterka, 2002].
No entanto, quando em superfícies de apoio instáveis ocorre um aumento da
informação vestibular e visual, na medida em que diminui a dependência dos inputs
somatossensoriais para orientação postural [Peterka, 2002]. A habilidade para
distribuir o peso da informação sensorial, dependendo do contexto sensorial, é
importante para a manutenção da estabilidade quando um indivíduo se move de um
contexto para outro [Peterka, 2002].
CAPÍTULO II: CONTROLO POSTURAL
Andreia Sousa 14
A análise da Figura 2.2 permite verificar que as estruturas nervosas superiores
que controlam a atenção e motivação podem suprimir sugestões tácteis, visuais,
auditivas e vestibulares e focar a atenção no sentido de optimizar a propriocepção
através da modulação do estado das estruturas cerebelares e reticulares. Estas
estruturas modulam as vias rubroespinais e rubro-bulboespinhais que ajudam a
modular a resposta através do recrutamento do sistema gamma. As vias motoras
associadas ao movimento usam uma representação do ”sistema de controlo”, na
qual as forças musculares aplicadas aos segmentos corporais são
(matematicamente) integradas para produção de velocidade dos segmentos
corporais e depois integradas mais uma vez para o posicionamento dos segmentos
corporais (postura). O feedback sensorial das forças referidas tem origem nos
órgãos tendinosos de Golgi. O feedback de sensação de velocidade e de posição é
promovido principalmente pelo fuso neuromuscular, os únicos receptores sensoriais
cujo output é centralmente modificável via motoneurónios gamma.
Figura 2.2: Esquema representativo das principais vias e funções envolvidas na
propriocepção. As linhas finas representam as vias aferentes e estruturas associadas a
propriocepção; as linhas grossas representam as vias eferentes associadas a acções
motoras levando a movimento esquelético. A parte superior da figura representa as
estruturas nervosas superiores que controlam a atenção e motivação. A parte inferior da
figura representa o sistema autónomo que regula a propriocepção (adaptado de [Ashton-
Miller, 2001]).
CAPÍTULO II: CONTROLO POSTURAL
Andreia Sousa 15
2.3.4 ORIENTAÇÃO NO ESPAÇO
A habilidade para orientar as partes corporais relativamente à gravidade, superfície
de apoio, ambiente circundante visual e referências internas constitui um
componente crítico para o controlo postural. Indivíduos com o sistema nervoso
saudável alteram automaticamente o modo como o corpo se orienta no espaço em
função do contexto e tarefa [Horak, 2006].
2.3.5 CONTROLO DA DINÂMICA
O controlo do equilíbrio durante a marcha e durante a mudança de um
conjunto postural para outro requer um controlo motor complexo de um CM em
movimento. Ao contrário do apoio estático, durante a marcha ou durante a transição
de um conjunto postural para outro, num indivíduo saudável, o CM não está no
interior da base de suporte [Winter, 1993]. A estabilidade postural durante a marcha
resulta da colocação do membro em fase de balanço sob o CM quando este se
desloca no sentido inferior. No entanto, a estabilidade lateral deriva da combinação
do controlo lateral do tronco e colocação lateral do pé [Bauby, 2000]. Idosos com
risco de queda tendem a ter excursões laterais do CM maiores do que o normal e
colocação lateral do pé mais irregular [Prince, 1997].
2.3.6 PROCESSAMENTO COGNITIVO
São necessárias várias fontes cognitivas para o controlo postural [Teasdale,
2001]. Posturas estáticas constituem uma capacidade motora de equilíbrio das
actividades da vida diária que é automaticamente regulada por estruturas nervosas
subcorticais e motoneurónios [Lacour, 1993]. Embora o controlo postural estático
seja considerada uma tarefa simples, está descrito que requer fontes cognitivas
[Lajoie, 1993]. São necessárias fontes cognitivas mínimas em ambientes sem
perturbações, mas em condições de equilíbrio mais desafiantes (apoio numa
superfície estreita, apoio unipodálico, marcha em terreno difícil), as tarefas posturais
são mais exigentes do ponto de vista cognitivo. É necessário um aumento da
contribuição das estruturas corticais envolvidas na tarefa motora (córtex pré-motor
[Rushworth, 2003]) e na representação corporal interna 3D (lobo parietal [Michel,
2003; Pérennou, 2001; Rushworth, 2003]), quando as tarefas posturais são
CAPÍTULO II: CONTROLO POSTURAL
Andreia Sousa 16
complexas ou difíceis e/ou quando as habilidades de equilíbrio estão limitadas
devido a envelhecimento normal ou patológico. Assim sendo, os tempos de reacção
e a performance numa tarefa cognitiva diminuem à medida que a dificuldade da
tarefa postural aumenta [Teasdale, 2001]. Dado que o controlo postural e outros
processos cognitivos partilham fontes cognitivas, a performance das tarefas
posturais é alterada por tarefas cognitivas secundárias [Camicioli, 1997].
2.4 CONTROLO DO EQUILÍBRIO SEM
PERTURBAÇÕES DA POSTURA
Para aceder ao controlo da postura, vários autores têm analisado o
movimento do CM e do CP [Koozekanani, 1985; Koozekanani, 1980; Shimba, 1984].
Apesar de por vezes serem associadas, estas duas variáveis não são iguais. O CP é
o sinal variável no tempo disponível através da plataforma de força e é
erroneamente referido como a oscilação do CM, durante uma postura estática, o CP
multiplicado pela a força de reacção do solo é igual ao momento gerado pelos
músculos da tibiotársica. Assim sendo, o CP reflecte o padrão motor do tornozelo e
consequentemente a resposta do SNC para corrigir o desequilíbrio do CM. Os
movimentos do CM podem ser calculados através da integração no tempo da
aceleração horizontal (obtida através de plataforma de forças) multiplicado por 2.
Infelizmente, este cálculo é frequentemente sujeito a erros resultantes da falta de
conhecimento das condições iniciais e erros de integração devido a vieses do sinal
da plataforma de forças, e erros que se acumulam ao longo do tempo. O movimento
do CM pode ser determinado através da antropometria e cinemática dos segmentos
corporais ou determinado aproximadamente através da monitorização do movimento
da anca, por exemplo, através de um potenciómetro [Wright, 1971].
O CP tem sido usado mais frequentemente que o CM para avaliar o controlo
postural durante postura estática sem perturbações. No entanto, as medições do CP
fornecem conhecimentos limitados no que diz respeito ao controlo motor,
abrangendo variáveis como amplitude média, intervalo, variabilidade, área, direcção
dominante e espectro de frequência de excursões sobre uma duração fixa (10 a 20
s) [Winter, 1995]. Em [Lucy, 1985] é referido que a média da variabilidade (root mean
square da amplitude) do CP para adultos saudáveis em apoio sobre os dois
CAPÍTULO II: CONTROLO POSTURAL
Andreia Sousa 17
membros com olhos abertos é de 2.61 ± 1.01 mm para a direcção antero-posterior e
1.79 ± 0.41 mm para a direcção mediolateral. Estes valores aumentam com a idade,
sendo que neste estudo entre os 70 e os 90 anos de idade a média da variabilidade
para as direcções antero-posterior foram 3.04 ± 1.34 mm. Para indivíduos jovens
saudáveis estes valores aumentam com os olhos fechados, em indivíduos idosos
esta diferença diminui, demonstrando menor estabilidade visual.
A maioria dos estudos nesta temática avalia o controlo postural com base em
medições que detectam as excursões medio-laterais e antero-posteriores do CM e
CP. Tipicamente, é assumido que grandes excursões ou variabilidade do CM e CP
são indicativas de instabilidade postural. Quando analisado o controlo postural desta
perspectiva, emergem duas questões. Por um lado, a investigação tem sugerido que
alguns graus de variabilidade postural podem ser funcionais, na medida em que
proporcionam informação que pode ser usada para explorar activamente o controlo
do espaço (entre o indivíduo e o ambiente) durante uma actividade [Van Emmerik,
2002]. Por outro lado, medições realizadas sem atingir os limites individuais de
estabilidade são arbitrárias. Por exemplo, uma dada excursão dentro de uma base
de suporte larga é menos destabilizante que a mesma excursão numa base mais
estreita. As medições dos limites de estabilidade permitem verificar como o CM varia
dentro da base de suporte individual. Assim sendo, uma certa magnitude de
variabilidade dentro dos limites de estabilidade é compreendida como menos
destabilizante que a mesma magnitude de oscilação próximo dos limites de
estabilidade [Fiedler, 2005].
De acordo com [Goldie, 1989], diferentes parâmetros podem medir diferentes
aspectos da postura. Por exemplo, a variabilidade do CP é vista como uma medida
de controlo postural central [Murray, 1975]. A variabilidade da velocidade pode
reflectir a estratégia de controlo postural utilizada para manutenção do equilíbrio
[Riach, 1994]. A variabilidade da força reflecte as acelerações do CM [Riach, 1993].
Uma revisão efectuada por [Winter, 1995] indica que a medição mais
frequentemente recolhida é o somatório do CP a partir de uma única plataforma de
forças. Têm também sido referidos os somatórios do CP nas direcções
anteroposteriores e mediolaterais. A posição mais frequentemente adoptada é a
posição lado a lado e o controlo mais discutido é o da direcção anteroposterior
usando a estratégia do tornozelo.
CAPÍTULO II: CONTROLO POSTURAL
Andreia Sousa 18
2.5 CONTROLO DE EQUILÍBRIO DURANTE
PERTURBAÇÕES DA POSTURA
Perturbações do CM durante bipedismo podem resultar de forças previsíveis,
normalmente de origem interna, bem como forças inesperadas provenientes do
ambiente externo. A habilidade para executar movimentos com segurança depende
da execução de ajustes posturais apropriados para corrigir este tipo de distúrbios
[Winter, 1990].
2.5.1 PERTURBAÇÕES PREVISÍVEIS DO CM
Tal como já foi anteriormente referido, muitos dos desequilíbrios
(perturbações) experienciados durante as actividades da vida diária podem ser
antecipados, prevenindo a perda de estabilidade postural, como é o caso do
desequilíbrio provocado pelo movimento de membros e tronco [Winter, 1990]. Neste
estudo não será dada relevância a estratégias em resposta a este tipo de
perturbações.
2.5.2 PERTURBAÇÕES INESPERADAS DO CM
No caso de perturbações da postura inesperadas, as reacções são
desencadeadas pelo input sensorial que detecta desvios em relação ao esperado.
Tal como já foi referido, estes desvios da postura podem ser detectados pelos
receptores proprioceptivo, visual e vestibular. Em [Nashner, 1976, 1982; Nashner,
1978] foi usada uma plataforma móvel (com 30 cm de comprimento e durante 250
ms) para avaliar a contribuição relativa destes inputs sensoriais para a regulação da
postura. Uma translação posterior da plataforma provoca uma oscilação anterior do
sujeito. A posição do CM é reposta pela activação dos músculos posteriores dos
membros inferiores e tronco com um período de latência de 90 a 110 ms após o
movimento da plataforma. A contribuição dos inputs proprioceptivo, visual e
vestibular para o desencadeamento deste ajuste postural foi avaliada pela
manipulação da orientação da plataforma e ambiente visual. Os resultados destes
estudos sugerem que os receptores musculares agem como sistema de primeiro
alerta para o desencadeamento de ajustes posturais rápidos (90-110 ms) para
CAPÍTULO II: CONTROLO POSTURAL
Andreia Sousa 19
preservar a postura. A visão, por outro lado, desencadeia compensações mais lentas
(185-250 ms), mas também actua para atenuar ajustamentos posturais rápidos
quando existe conflito de informação sensorial. Os inputs vestibulares parecem
desencadear compensações lentas (185-250 ms), embora promovam uma
orientação absoluta de referência para comparação com outros inputs sensoriais. Os
receptores musculares podem transmitir informação falsa, levando a ajustes
posturais desnecessários e destabilizantes. Este tipo de ajustes posturais
inapropriados é observado durante movimentos do ambiente circundante [Lee,
1975b] e rotação da superfície de apoio [Nashner, 1976]. No entanto, indivíduos
normais são capazes de atenuar estas respostas após várias exposições, através da
comparação proveniente dos outros sistemas com os inputs sensoriais do sistema
vestibular. Os estudos apresentados em [Nashner, 1985a] sugerem que o controlo
postural em posição erecta é regulado por um número limitado de sinergias
posturais.
2.6 AJUSTES POSTURAIS DURANTE O
MOVIMENTO
Os ajustes posturais que acompanham o movimento servem para prevenir ou
minimizar o deslocamento do CM, permitindo uma performance de movimento
segura e eficiente [Frank, 1990]. A coordenação refere-se a uma relação óptima
entre os eventos. A investigação para perceber como o SNC optimiza a regulação da
postura erecta durante o movimento está numa fase inicial. A investigação em
controlo postural tem focado primariamente a regulação da postura erecta perante a
exposição a um desequilíbrio externo, como o movimento na base de suporte
[Nashner, 1985b]. No entanto, a regulação da postura erecta é fundamental para
uma performance segura e eficiente de muitos dos movimentos voluntários [Frank,
1990].
2.6.1 ESTRATÉGIAS DE CONTROLO DA POSTURA DURANTE MOVIMENTOS VOLUNTÁRIOS
Podem ser adoptadas várias estratégias para manutenção da postura durante
movimentos dos membros e tronco, que variam de acordo com o grau de segurança
CAPÍTULO II: CONTROLO POSTURAL
Andreia Sousa 20
promovido e a energia dispendida. Em primeiro lugar, os distúrbios posturais
impostos pelo movimento podem ser corrigidos por estratégias de feedback. Os
mecanismos gerais associados às estratégias de feedback consistem na
estimulação dos receptores sensoriais (visuais, vestibulares, cutâneos e
proprioceptivos) que desencadeiam ajustes posturais automáticos. As estratégias de
feedback são a primeira defesa em relação a perturbações externas inesperadas. Os
ajustes posturais desencadeados por feedback são rápidos, inferiores a 100 ms,
regulando a postura numa base de situação de crise [Nashner, 1976]. Uma segunda
estratégia para controlo postural envolve preparações realizadas antes do
movimento, que incluem a definição de uma postura mais estável através do
aumento da base de suporte e o aumento da rigidez articular através de co-
contracção. Os desequilíbrios podem ser controlados através de ajustes posturais
que ocorrem simultaneamente ou antes do início do movimento voluntário. Os
mecanismos gerais de controlo postural envolvem o efeito antecipatório do
movimento na postura e a coordenação da activação dos ajustes posturais e o
movimento desejado, de modo a minimizar os distúrbios posturais. Este mecanismo
de controlo foi definido como feedforward [Cordo, 1982].
Em [Gahery, 1987] foram classificadas três estratégias de controlo postural:
ajustes posturais compensatórios, ajustes posturais preparatórios e ajustes posturais
de acompanhamento. Cada indivíduo pode seleccionar uma ou outra estratégia
dependendo da percepção da necessidade da segurança no movimento do CM e da
eficiência motora. Os ajustes posturais preparatórios estabelecem uma margem
larga de segurança mas são ineficientes para a regulação da postura. Partindo do
pressuposto que as condições da tarefa são conhecidas, os ajustes posturais de
acompanhamento promovem um método seguro e eficiente de regulação da
postura. Finalmente, os ajustes posturais compensatórios promovem eficiência mas
não necessariamente segurança no controlo postural. As reacções posturais
compensatórias podem actuar muito tarde ou ter magnitude ineficiente para
recuperação da postura [Frank, 1990].
Considerando a postura e as exigências focais de um dado movimento, torna-
se evidente que mesmo um simples movimento requer um controlo complexo. O uso
do mesmo conjunto de sinergias posturais desencadeadas por mecanismos de
feedback constitui uma solução que permite simplificar o controlo da postura. Os
CAPÍTULO II: CONTROLO POSTURAL
Andreia Sousa 21
acompanhamentos posturais e reacções posturais compensatórias partilham o
mesmo objectivo de manutenção da postura. Assim sendo, é possível que partilhem
padrões de output motor.
A observação indicada em [Brown, 1987] de que a reprogramação de uma
resposta postural requer menos tempo que uma resposta focal sugere que os
acompanhamentos posturais podem ser controlados por sinergias posturais pré-
estruturadas, já referidas anteriormente. Em [Cordo, 1982] é indicada a evidência de
que os ajustes posturais que acompanham o movimento voluntário e reacções
posturais compensatórias podem ter sinergias posturais comuns ao verificar a
activação dos mesmos grupos musculares (gastrocnemio e isquiotibiais) e da
mesma sequência de activação em três situações de desequilíbrio: 1) translação
posterior da superfície de apoio, 2) translação anterior do sujeito com este a puxar
uma pega, e 3) translação do sujeito com este a empurrar uma pega. Além disso, o
tempo e magnitude relativa dos isquiotibiais e gastrocnemio mantiveram-se
constantes nas condições referidas. Em [Frank, 1990] foi repetido o estudo de
[Cordo, 1982] sendo apenas monitorizadas as reacções posturais dos músculos do
tronco e dos músculos dos membros inferiores. Para desequilíbrios provocados a
nível do tronco, os músculos desta estrutura podem desempenhar um importante
papel. As reacções posturais foram evocadas por deslocamentos anteriores e
posteriores de uma pega segurada pelos sujeitos, a quem foi pedido que
mantivessem a posição da pega contra uma pré-carga de 20 N; em intervalos
aleatórios foi aumentada a força (de 80 N, durante 200 ms). Os ajustes posturais que
acompanham o movimento foram avaliados tendo sido indicado aos sujeitos puxar
ou empurrar uma pega com uma pré-carga de 20 N. As reacções posturais
compensatórias e de acompanhamento manifestaram-se através de padrões de
activação muscular semelhantes. O desequilíbrio posterior foi controlado por um
aumento da activação dos músculos posteriores (gastrocnémio medial, bicípete
femoral e longuíssimo) em relação aos músculos anteriores (tibial anterior e recto
femoral; o recto abdominal não teve uma activação consistente). O músculo
gastrocnemio medial foi o primeiro a ser activado, seguido dos músculos bicípete
femoral e longuíssimo, respectivamente. Para o desequilíbrio posterior, os músculos
anteriores (tibial anterior e recto femoral) apresentaram maior actividade e foram os
músculos que apresentaram actividade mais precoce. A ordem de activação ocorreu
de distal para proximal. Adicionalmente tem sido demonstrado que os APA,
CAPÍTULO II: CONTROLO POSTURAL
Andreia Sousa 22
associados a movimentos voluntários foram atenuadas ou ausentes quando a
postura era ou muito estável (Nardone e Schieppati, 1988; Nouillot et al., 1992) ou
instável (Aruin et al., 1998; Slijper e Latash, 2000). Em particular, os APA a nível da
musculatura ventral e dorsal do tronco e músculos da perna diminuiram
acentuadamente em condições de instabilidade postural quando foi pedido aos
indivíduos para libertarem uma carga com os braços estendidos (Aruin et al., 1998).
Com base nos resultados deste estudo, foi sugerido que se ocorrer instabilidade
corporal, o CNS suprime os APA, a fim de evitar perturbações adicionais do
equilíbrio causadas pelos mesmos.
2.6.2 EQUILÍBRIO DINÂMICO DURANTE A MARCHA
A tarefa de manter o equilíbrio durante a marcha deve ser avaliada antes de
se analisar o modo como o sistema de controlo motor acompanha a tarefa, dado que
a maior parte da literatura aborda o controlo postural em situações estáticas, tendo
por base a manutenção do CM no interior da base de suporte. No entanto, durante a
marcha o CM pode nunca passar a área do pé: na fase de duplo apoio, este situa-se
entre os dois pés; no início da fase de apoio unipodálico o CM situa-se posterior e
medial a nível do calcâneo em apoio; com o momento anterior do corpo, o CM move-
se para a frente mas pode não passar a área da base de suporte [Winter, 1995].
Adicionalmente, em [Shimba, 1984] é verificado que o CM é movido para a frente do
lado de fora do bordo medial do pé. Assim sendo, durante a fase de propulsão o CM
move-se para a frente do pé na medida em que os flexores plantares geram a maior
parte da energia para propulsionar o CM para cima e para a frente. Deste modo,
pode considerar-se que o controlo da postura durante a marcha não requer que o
CM se situe no interior da base de suporte [Shimba, 1984; Winter, 1990], sendo o
controlo é conseguido através da adopção de novas posturas ao longo da trajectória
[Massion, 1984].
A análise do controlo postural é de grande importância para a compreensão
dos mecanismos de equilíbrio e na construção de ajudas ortopédicas, como
ortóteses. Os métodos mais comuns para aceder ao controlo postural são baseados
na análise das forças de reacção do solo e do CP. Têm sido usados vários
parâmetros derivados destas duas variáveis para caracterizar o controlo postural,
nomeadamente a direcção dominante do CP, a área coberta pelo CP, a amplitude
CAPÍTULO II: CONTROLO POSTURAL
Andreia Sousa 23
média, amplitude pico a pico, o desvio padrão e a frequência do espectro do CP ou
da força de reacção do solo [Winter, 1990]. Foi estabelecida uma relação, embora
fraca, entre as duas variáveis, e tem sido mostrado que as medições de força
promovem uma medição mais fiável e válida que as medições do CP [Goldie, 1989].
No entanto, as medições mencionadas não conseguem revelar que tipo de
estratégia foi usado para controlar a oscilação do corpo. Para indivíduos com
alterações de equilíbrio é não apenas desejável avaliar a amplitude de oscilação
corporal mas também investigar como a oscilação é controlada [Winter, 1990].
2.6.3 COORDENAÇÃO ENTRE POSTURA E MOVIMENTO
Têm sido descritos dois mecanismos de controlo para facilitar a ligação entre
postura e coordenação do movimento e para minimizar as perturbações no CM. Têm
sido descritas sinergias posturais ou “axiais”, coordenadas com deslocamentos
opostos dos segmentos superiores e inferiores (primeiramente notados por
[Babinski, 1899]) como responsáveis pela minimização dos deslocamentos do CM
durante inclinação anterior e posterior do tronco [Alexandrov, 1998]. De uma
perspectiva mecânica, em [Eng, 1992] é demonstrado que a interacção entre
binários articulares e a compensação de centros de massa focais individuais e
segmentos posturais permite a estabilização do CM durante movimentos bilaterais
dos membros superiores. Os comandos de feedforward que activam os músculos
responsáveis pelo controlo postural têm sido interpretados como criadores de forças
de inércia que compensam forças externas ou internas criadas por segmentos
móveis, minimizando perturbações no CM [Bouisset, 1981, 1987].
A coordenação entre postura e movimento envolve o controlo dinâmico do CM
na base de suporte [Stapley, 1999]. Os autores do trabalho mencionado referem é
necessário que haja deslocamento de CM dentro da base de suporte para que haja
coordenação entre postura e movimento. Uma teoria que está por detrás do controlo
da postura e movimento é a existência de duas vias de controlo descendentes: uma
responsável pelo controlo do movimento e outra pela manutenção do equilíbrio
[Massion, 1992a]. Contudo, esta teoria não pode ser aplicada ao movimento corporal
global, devido à existência de segmentos posturais (anca) que participam em
aspectos focais do movimento e APA que criam as condições dinâmicas necessárias
CAPÍTULO II: CONTROLO POSTURAL
Andreia Sousa 24
para o deslocamento anterior do CM. Estes resultados corroboram as sugestões de
um controlador comum para comandos focais e posturais [Aruin, 1995a].
2.7 CONTROLO POSTURAL E RETORNO
VENOSO
A bomba músculo-esquelética tem sido considerada um mecanismo rápido e
localizado pela qual o fluxo sanguíneo pode ser aumentado através de uma
actividade do músculo esquelético [Folkow, 1970]. Acredita-se que a contracção
muscular ajuda a perfusão muscular através do esvaziamento da circulação venosa,
que baixa a pressão venosa durante o relaxamento, aumentando o gradiente de
pressão no músculo e facilitando assim um aumento do fluxo arterial [Folkow, 1970;
Laughlin, 1987; Sheriff, 1998]. No entanto, a verificação directa destes pressupostos
é de difícil concretização, dado que as metodologias correntes não permitem medir
directamente a pressão venosa dentro do músculo. A evidência para a bomba
muscular provem de estudos que mediram a pressão venosa manipulada pelo
posicionamento do membro acima ou abaixo do nível do coração [Folkow, 1970;
Leyk, 1994; Shoemaker, 1998; Tschakovsky, 1996]. O mecanismo sustentado por
estes estudos é de que as alterações na pressão sanguínea induzidas pela
contracção muscular são maiores do que as induzidas pela elevação do membro
acima do nível do coração. O aumento do retorno venoso em resposta a uma
contracção única [Tschakovsky, 1996] ou exercícios rítmicos [Leyk, 1994;
Shoemaker, 1998] quando o membro foi colocado num nível abaixo do coração foi
atribuído à bomba muscular. No entanto, vários estudos não encontraram evidência
para a influência da bomba muscular do fluxo sanguíneo no músculo esquelético
[Laughlin, 1999; Magder, 1995; Naamani, 1995]. Estes resultados negativos podem
resultar do carácter não fisiológico das contracções musculares induzidas por
electro-estimulação aplicada nestes estudos. Tal como foi sugerido por [Laughlin,
1999], a bomba muscular pode ser mais efectiva em exercício dinâmico
relativamente a contracções estimuladas devido à activação sequencial das fibras
musculares em relação à activação simultânea de todas as fibras. Assim, a
influência da bomba muscular no aumento da perfusão do músculo esquelético
durante o exercício constitui um tema de forte investigação.
CAPÍTULO II: CONTROLO POSTURAL
Andreia Sousa 25
A base conceptual para a compreensão da bomba muscular advém de uma
extensão da Lei de Ohm, que descreve o fluxo (�) através das veias como o produto
entre o gradiente de pressão ao longo das veias (�� − ��) e a condutância vascular:
� = (�� − ��) × �� ��â����.
As limitações tecnológicas não permitem a medição directa da pressão venosa
do músculo esquelético, e neste sentido os investigadores têm sido forçados a fazer
inferências acerca da pressão venosa dentro do músculo através de medições e
cálculos indirectos. No entanto, as forças mecânicas de contracção têm-se revelado
suficientes para iniciar e manter o fluxo sanguíneo ao longo de músculos isolados
[Sheriff, 1998]. Vários estudos-chave têm sido realizados com base na ideia de que
a contracção que induz alterações na pressão venosa é maior quando a pressão
venosa de base aumenta através da manipulação do membro em exercício. O
estado de equilíbrio do fluxo sanguíneo foi maior durante postura em decúbito
inclinado com a cabeça elevada comparada com a postura em decúbito [Folkow,
1971; Leyk, 1994]. De modo similar, o fluxo sanguíneo no antebraço foi maior com o
membro posicionado abaixo do coração do que quando este foi colocado acima do
coração [Shoemaker, 1998; Tschakovsky, 1996]. Adicionalmente, [Tschakovsky,
1996] aplicou insuflações rápidas no antebraço para imitar o efeito da contracção
muscular, verificando que estas aumentaram o fluxo sanguíneo do antebraço
quando o membro foi posicionado abaixo do coração, o mesmo não ocorreu quando
o membro foi colocado acima do coração. O aumento do fluxo sanguíneo em
resposta a contracções ou insuflações, quando o membro foi colocado abaixo do
nível do coração, promovem evidência para suportar o papel da bomba muscular na
regulação do fluxo sanguíneo muscular durante o exercício.
A manutenção postural em superfície de apoio instável exige níveis
superiores de controlo do sistema eferente e requer uma alteração essencial no
modo de utilização de informação proprioceptiva [Ivanenko, 1997]. Neste sentido, o
equilíbrio em posição ortostática tem sido descrito como eficaz para reabilitação
[Wester, 1996] e prevenção de lesões músculo-esqueléticas [Bahr, 1997; Caraffa,
1996; Wedderkopp, 1999]. No entanto, a estabilidade e o treino muscular têm sido
considerados de forma independente. Em [Nigg, 2006], através dos resultados
apresentados, é colocada a hipótese de que a utilização de um calçado instável
poderá funcionar como um dispositivo de treino de estabilidade e fortalecimento
CAPÍTULO II: CONTROLO POSTURAL
Andreia Sousa 26
muscular. Por outro lado, o exercício dinâmico causa um maior fluxo sanguíneo, de
carácter menos heterogéneo relativamente a exercício isométrico intermitente,
estando estas respostas relacionadas com um aumento da actividade
electromiográfica [Laaksonen, 2002].
Efectivamente, durante o exercício dinâmico, o ritmo de contracção de
músculos esqueléticos periféricos resulta na compressão de veias intramusculares, e
confere uma quantidade considerável de energia cinética ao sangue venoso,
facilitando o seu retorno ao coração. Tem sido demonstrado que a bomba músculo-
esquelética é efectiva no esvaziamento dos vasos venosos dado que mais de 40%
do volume sanguíneo intramuscular pode ser transferido centralmente com uma
contracção muscular única [Stewart, 2004]. Adicionalmente, a grande maioria do
retorno venoso durante exercício muscular dinâmico ocorre durante a fase
concêntrica de contracção, corroborando a ideia de que um aumento da pressão
intramuscular proporciona uma importante fonte de energia para o retorno venoso ao
coração durante o exercício [Hogan, 2003]. Segundo [Sadamoto, 1983], a pressão
intra-muscular (PIM) está relacionada com a actividade EMG de superfície durante
exercício estático. De facto, parece haver consenso de que, em contracções
isométricas voluntárias e na ausência de fadiga, a actividade EMG aumenta da
mesma forma que a PIM [Aratow, 1993; Jarvholm, 1991; Korner, 1984; Sjogaard,
2004].
Andreia Sousa 27
III. MARCHA HUMANA
3.1 INTRODUÇÃO
A locomoção humana pode ser definida como a acção através da qual o corpo
se move através do espaço aquático, aéreo e terrestre. É conseguida através de
movimentos coordenados dos segmentos corporais aproveitando a vantagem de
uma interacção de forças internas e externas [Cappozzo, 1984] e é acompanhada
através da acção do sistema neuro-músculo-esquelético. Tanto na locomoção
saudável como patológica, é possível obter medições significativas, como por
exemplo vários efeitos e manifestações da locomoção que directa ou indirectamente
espelham a função do sistema músculo-esquelético podem ser medidas directa ou
indirectamente de modo a medir a função do sistema neuro-músculo-esquelético. A
análise da locomoção engloba três níveis distintos de variáveis físicas: dados
cinemáticos, que descrevem a geometria do movimento; dados cinéticos que
constituem as forças e os momentos exercidos quando o corpo interage, e
alterações bioelétricas associadas à actividade do músculo esquelético, designadas
de sinais electromiográficos. No seu conjunto, estes dados promovem um retrato do
fenómeno da marcha [Medved, 2001].
A compreensão do movimento humano do ponto de vista biomecânico é
extremamente importante para várias áreas do conhecimento, desde a realidade
virtual até ao desporto, passando pela medicina e ergonomia [Corraza, 2006].
Na área da medicina, a análise e quantificação do movimento tem permitido um
maior conhecimento dos efeitos de patologias [Capecci, 2006], da maturação e
desenvolvimento, e da capacidade de aquisição de movimentos humanos
seleccionados. Este tipo de medições revela características deste fenómeno que não
são acessíveis através de observação visual ou outros métodos clínicos. O campo
de aplicação mais promissor nesta área é provavelmente o que se relaciona com
construção de próteses e ortóteses para extremidades em patologias e traumas do
sistema locomotor, isto é, em reabilitação médica. Estas questões têm certamente
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 28
contribuído significativamente para a motivação para a medição de estruturas em
movimento.
A ergonomia e a saúde ocupacional, ou seja, a interacção homem-máquina,
constituem também áreas que podem beneficiar da medição de estruturas em
movimento. As patologias músculo-esqueléticas profissionais estão a aumentar,
representando actualmente grande impacto económico [Leamon, 1994]. Está
provado que estas doenças resultam de esforço biomecânico repetido, causado por
más decisões ergonómicas e por exposição ocupacional [Silverstein, 1987]. Existe
um conjunto de situações múltiplas relacionadas com o trabalho, onde é de todo o
interesse estimar quantitativamente o padrão de sobrecarga induzido por certas
acções dinâmicas ou posições corporais estáticas e em relação ao dispêndio
energético do organismo. Este tipo de procedimentos pode promover uma base para
melhoria do processo de trabalho, através de detecção de factores de risco, e
simultaneamente uma diminuição de acções crónicas potencialmente traumáticas,
bem como a realização de uma intervenção mais adequada, e a monitorização da
sua eficiência.
Outra área de investigação associada ao movimento humano está relacionada
com o desporto. Os dados obtidos relativos ao movimento corporal podem ser
importantes do ponto de vista de aquisição de uma boa técnica, para correcção de
erros técnicos e optimização do processo de formação.
Finalmente, relativamente à biónica, o movimento humano pode representar um
modelo de concepção de locomoção automática e de robots. Assim sendo, a
medição do movimento humano pode promover informação relevante neste campo.
Nos laboratórios de investigação em todo o mundo, o trabalho tem sido levado a
cabo por um espírito interdisciplinar, incorporando a biologia e a engenharia. A
fisiologia, biomecânica, cinesiologia, robótica, ergonomia, neurociência e inteligência
artificial fundem-se neste esforço. Através de simulações computorizadas da
locomoção, e comparando os resultados com dados reais, o objectivo é resolver
problemas como o design artificial de músculos esqueléticos, a construção de robots
móveis, controlo telerrobótico, construção de próteses inteligentes, entre outros.
Estas questões podem ser relevantes para a indústria biomédica, militar e indústrias
de consumo [Medved, 2001].
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 29
O capítulo está organizado em duas grandes temáticas: a
neurofisiologia/controlo motor e aspectos biomecânicos da marcha. O enfoque é
dirigido para os aspectos biomecânicos, procurando-se perceber os aspectos a ter
em consideração na biomecânica da marcha, bem como os modelos de base que
suportam os achados cinéticos, cinemáticos e energéticos.
3.2 FASES DO CICLO DE MARCHA A marcha pode ser descrita como uma progressão translacional do corpo como
um todo, produzida por movimentos rotatórios de segmentos corporais coordenados.
A marcha normal é rítmica e é caracterizada pela alternância entre movimentos
propulsivos e retropulsivos das extremidades inferiores [Norkin, 1992].
As fases do ciclo de marcha incluem as actividades que ocorrem desde o ponto
de contacto inicial de uma extremidade e o ponto em que a mesma extremidade
contacta novamente o solo. Durante cada ciclo cada extremidade passa por duas
fases, uma fase de apoio e uma fase de balanço [Norkin, 1992], Figura 2.1.
A fase de apoio inicia-se no instante em que uma extremidade contacta com o
solo (heel strike) e continua enquanto o pé estiver em contacto com o mesmo. Esta
fase corresponde a aproximadamente 60% do ciclo de marcha. A fase de balanço
inicia quando o membro inferior descola do solo e termina antes do ataque ao solo
do mesmo membro. Esta fase constitui cerca de 40% do ciclo de marcha [Norkin,
1992]. A fase de apoio pode também ser denominada de fase postural, onde 25%
corresponde a uma fase de duplo apoio [Hoppenfeld, 1990]. Em [Hoppenfeld, 1990],
a fase de balanço é designada de fase de movimento.
3.2.1 SUBDIVISÕES
As fases de apoio e de balanço estão representadas na Figura 3.1. Na Tabela
3.1 encontram-se apresentadas as diferentes subfases do ciclo da marcha propostas
em [Norkin, 1992].
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 30
Figura 3.1: Esquema representativo do ciclo de marcha (adaptado de [Vaughun, 1999]).
Tabela 3.1: Fases e subfases do ciclo de marcha.
Fase de apoio Fase de balanço
Ataque ao solo: instante no qual o pé (calcâneo) de uma extremidade contacta com o solo [Norkin, 1992]. Constitui o início do ciclo da marcha e representa o ponto no qual o centro de gravidade corporal está na sua posição mais baixa [Vaughun, 1999].
Foot-flat: fase onde a planta do pé toca no chão [Vaughun, 1999].
Fase média de apoio : ponto no qual o peso corporal está directamente sobre a extremidade inferior de suporte, há um suporte unilateral de carga [Norkin, 1992]. Esta fase ocorre quando o membro contralateral passa pelo membro em apoio e quando o centro de gravidade está na sua posição mais alta [Vaughun, 1999].
Propulsão (push off): ponto em que o pé de referência descola do chão [Norkin, 1992].
• Heel-off: ocorre quando o calcâneo perde o contacto com o solo e a propulsão é iniciada [Vaughun, 1999].
• Toe-off: fase final de apoio onde o pé descola do chão [Vaughun, 1999].
Aceleração: inicia quando o pé de referência deixa o solo e continua até ao ponto em que a extremidade oscilante está directamente debaixo do corpo [Norkin, 1992].
Fase média de balanço : ocorre quando a extremidade ipsilateral passa directamente por baixo do corpo [Norkin, 1992].
Desaceleração : ocorre após a fase média oscilante quando a tibia passa para além da direcção vertical e o joelho estende para o ataque ao solo [Norkin, 1992].
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 31
3.2.2 VARIÁVEIS DE TEMPO E ESPAÇO
Os parâmetros de tempo e espaço são fundamentais na marcha. A medição
das variáveis associadas, apresentadas na Tabela 3.2, promove uma descrição
básica da marcha. Estas fornecem informação quantitativa que é afectada por
factores como idade, género, peso, tamanho e forma dos componentes ósseos,
distribuição da massa pelos componentes corporais, mobilidade articular, força
muscular, hábitos e estado psicológico [Norkin, 1992; Whitle, 2007].
Tabela 3.2: Parâmetros de tempo e espaço relevantes na análise de marcha.
Variáveis de tempo Variáveis de distância
Tempo de apoio:
- unipodálico: período em que apenas uma extremidade está apoiada no solo. Este valor aumenta com a idade e diminui com o aumento da velocidade da marcha.
- bipodálico: período em que os dois membros se encontram em contacto com o solo.
Tempo debalanço
Comprimento do passo : é a distância linear entre dois pontos de contacto sucessivos de extremidades opostas. Existe uma relação proporcional entre a duração dos passos e a simetria na marcha.
Tempo do passo : quantidade de tempo decorrido num único passo.
Tempo da passada: quantidade de tempo decorrido na distância linear entre dois eventos sucessivos que são realizados pelo mesmo membro.
Comprimento da passada : distância linear entre dois eventos sucessivos acompanhados pela mesma extremidade durante a marcha. Este parâmetro é afectado pelo comprimento da perna, altura, idade, género e outras variáveis.
Cadência: número de passos por unidade de tempo; pode ser expressa como o número de passos por segundo ou por minuto.
Largura da base de sustentação : distância linear entre o ponto médio do calcâneo de um membro inferior e o mesmo ponto no membro contra lateral.
Velocidade: deslocamento realizado por unidade de tempo.
Grau de descolamento dos dedos : ângulo formado pela colocação do pé; pode ser encontrado medindo o ângulo formado por cada linha de progressão do pé e a linha que intersecta o centro do calcâneo e o segundo dedo.
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 32
3.3 NEUROFISIOLOGIA/CONTROLO MOTOR DA
MARCHA O controlo motor do movimento constitui um assunto complexo. No estado
normal, a organização neural permite tempos de activação muscular apropriados e
uma activação coordenada, entre os sistemas musculares na execução de uma
infinita variedade de padrões de ajustes e adaptações posturais, e sinergias de
movimento de acordo com as necessidades. Torna-se assim pertinente a
classificação de subgrupos clínicos, no sentido de detectar estratégias adoptadas
para controlo postural e de padrões de movimento. É necessário reconhecer a
disfunção do controlo motor e a necessidade de sistemas de classificação
relacionados.
Os humanos produzem uma variedade de movimentos rítmicos através de
padrões de marcha, corrida, ciclismo, natação, entre outros [Loeb, 1999]. Destes,
será dada ênfase ao fenómeno da marcha. A marcha é influenciada por um conjunto
multifactorial resultante da interacção ou do processo de organização própria de
sistemas neurais e mecânicos, entre os quais a dinâmica músculo-esquelética, um
programa central baseado num circuito espinal geneticamente determinado –
Gerador de Padrão Central (GPC), a modulação pelos centros nervosos superiores e
a modulação aferente [Arechavaleta, 2008; Borghese, 1996; Horak, 1996a; Mazzaro,
2005; McCollum, 1995; Segers, 2006].
O GPC designa as redes espinhais que podem gerar padrões de actividade
ritmica mesmo na ausência de feedback externo ou controlo supraespinal, sendo
capaz de gerar padrões locomotores básicos e, através de várias vias descendentes,
controlar a marcha [Amstrong, 1986; Rossignol, 2006]. Consiste em duas metades
de um centro gerador rítmico e uma rede geradora de padrão. O centro gerador
rítmico define o ritmo da locomoção e a duração das fases flexoras e extensoras e
controla a actividade da rede geradora de padrão. A rede geradora de padrão
contém populações de interneurónios, cada uma delas promovendo excitação de
motoneurónios sinergistas múltiplos, e está ligada a outras populações geradoras de
padrão através de redes de conexão inibitórias. A activação de uma população
geradora de padrão activa a sinergia muscular correspondente. A rede geradora de
padrão medeia um input rítmico do gerador rítmico para motoneurónios e distribui-o
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 33
através de conjuntos de motoneurónios. Dependendo do input do gerador rítmico e
das interacções entre a rede geradora de padrão, cada população geradora de
padrão é activa dentro de fases particulares do ciclo de marcha e produz uma
activação sincronizada específica de cada fase do grupo correspondente de
conjuntos de motoneurónios sinergistas. O feedback aferente e perturbações
espontâneas podem afectar o GPC também a nível do gerador rítmico, produzindo
alterações do ritmo da locomoção, ou ao nível da rede geradora de padrão,
alterando o nível de activação dos motoneurónios e/ou o tempo de transição de fase
sem mudar a fase do ritmo da locomoção gerado pelo gerador rítmico [Rybak, 2006],
Figura 3.2.
No entanto, estas redes espinais são normalmente moduladas por inputs
periféricos e supraspinhais. O feedback aferente adapta dinamicamente, através de
uma relação recíproca, a resposta do GPC às exigências ambientais [Amstrong,
1986; Rossignol, 2006]. O estudo de interacções sensoriomotoras dinâmicas durante
a locomoção é importante para perceber como é que respostas reflexas podem levar
a correcções na locomoção, resultantes de perturbações e para revelar mecanismos
de integração sensoriomotora [Rossignol, 2006]. O feedback aferente assume vários
papéis na regulação da produção de padrões motores, tal como a produção de
detalhe no padrão temporal de sequência de activação muscular, controlo da
transição de uma fase do movimento para outra, e o aumento da actividade motora
decorrente [Pearson, 1993]. Os inputs provenientes do fuso neuromuscular
(particularmente dos músculos da anca) podem redefinir o ritmo da locomoção
fictícia. A transição entre as fase de apoio e de balanço é desencadeada por sinais
aferentes provenientes da região da anca quando esta faz extensão próxima do final
da fase de apoio. A fase de balanço é iniciada quando o membro está em extensão
(estiramento dos músculos flexores da anca) e em descarga (força reduzida nos
músculos extensores detectada pelos Orgãos Tendinosos de Golgi dos músculos
extensores). Assim sendo, os sinais proprioceptivos regulam o tempo de passagem
de uma rotação posterior para uma rotação anterior do membro durante o ciclo de
marcha. Como já foi referido anteriormente, a coordenação intersegmento temporal
representa uma variável de controlo do GPC, cujo grau de autonomia na produção
das leis cinemáticas descritas em relação ao controlo supraspinal é ainda
desconhecido [Lacquaniti, 1999].
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 34
Figura 3.2: Representação esquemática do conceito de dois níveis do GPC. (As esferas
verdes representam populações de interneurónios. Os losangos representam conjuntos de
motoneurónios sinergistas. adaptado de [Rybak, 2006]).
A nível supraspinal foram identificadas regiões circunscritas a nível do
mesencéfalo e telencéfalo relevantes na activação e no controlo da intensidade da
operação do GPC, na manutenção do equilíbrio, na adaptação dos movimentos a
condições externas e na coordenação da locomoção com outros actos motores
[Armstrong, 1986; Jordan, 1986; Orlovsky, 1991]. A Região Locomotora
Mesencefálica (RLM), Figura 3.3, estabelece conexões monossinápticas para
neurónios reticulospinais que activam redes espinais para iniciar a locomoção e
recebe inputs de várias regiões do mesencéfalo e diencéfalo, gânglios da base
[Brudzynski, 1985; Garcia-Rill, 1990; Grillner, 1985], e hipotálamo [Sinnamon, 1993].
Foram também identificadas outras regiões locomotoras no diencéfalo [Parker,
1983], cerebelo [Orlovsky, 1991], e outras zonas cerebrais, sendo o córtex cerebral
relevante na locomoção [Beresovskii, 1988; Orlovsky, 1991].
O contexto determina a mistura de influências supraspinais e espinais na
geração de movimento, tornando-se claro que o GPC gera padrões flexíveis e
adaptáveis por mecanismos plásticos [Mackay-Lyons, 2002].
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 35
Figura 3.3: Ilustração dos mecanismos do GPC induzidos por impulsos excitatórios
provenientes da Região Locomotora Mesencefálica. (As populações de interneurónios estão
representadas por esferas. As conexões sinápticas excitatórias e inibitórias estão
representadas através de linhas e círculos, respectivamente. As populações de
motoneurónios estão representadas por losangos. adaptado de [Rybak, 2006]).
Existe evidência que suporta a ideia de que a cinemática global da marcha é
controlada (Shen, 1995; Borghese, 1996; Grasso, 1998; Lacquaniti, 1999;
Lacquaniti, 2002). A cinemática dos membros é relativamente invariante em vários
modos de locomoção, enquanto os padrões de actividade electromiográfica
necessários para produzir os padrões cinemáticos podem variar consideravelmente
[Grasso, 1998; Ivanenko, 2004]. Estes dados sugerem que o circuito neural pode de
certa forma especificar a cinemática dos membros [Lacquaniti, 1999; Lacquaniti,
2002]. Se assim for, os padrões de activação muscular devem derivar, de certa
forma, de um sinal de controlo cinemático em concordância com os requisitos
cinéticos do sistema biomecânico. O sinal de controlo biomecânico básico pode
exercer a sua acção através de um apropriado modelo de dinâmica inversa e
feedback periférico que determina o binário muscular necessário para atingir
objectivos cinemáticos [Ivanenko, 2004].
Em [Ivanenko, 2004], é sugerido que as modulações que ocorrem nas redes
espinais podem ser o elemento chave numa espécie de modelo inverso que adapta
os padrões-modelo de actividades globais a requisitos cinéticos e cinemáticos dos
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 36
membros durante a locomoção. De acordo com [Bianchi, 1998] existem resultados
experimentais que demontram a existência de leis coordenativas que diminuem os
graus de liberdade. Em humanos, as redes neurais envolvidas no controlo dos
movimentos rítmicos durante a locomoção originam padrões complexos e variáveis
de actividade num largo número de músculos. No entanto, quando a marcha é vista
de uma análise mais global (cinemática, cinética e energia) os padrões parecem,
segundo [Borghese, 1996], mais simples e consistentes. Por outro lado, segundo
[Horak, 1996a; McCollum, 1995], os sinais neurais controlam sinergias musculares
flexíveis para uma coordenação intersegmento, levando a uma diminuição dos graus
de liberdade no parâmetro espaço da mecânica da marcha. Neste sentido, [Winter,
1991] mostra a existência de uma covariância cinética entre o binário da anca e
joelho, de tal modo que a soma das suas variabilidades é menor que a variabilidade
de cada articulação isolada. Por sua vez, [Borghese, 1996] defende uma lei de
coordenação cinemática. As alterações temporais dos ângulos de elevação dos
membros inferiores relativamente às direcções vertical e anterior não são
independentes, covariam ao longo de um plano comum às fases de apoio e
oscilante.
3.4 ASPECTOS BIOMECÂNICOS DA MARCHA
A análise quantitativa do movimento humano insere-se no domínio da
Biomecânica, ciência que envolve o estudo de sistemas biológicos de uma
perspectiva mecânica, englobando a estática e a dinâmica [Hall, 1999]. A análise do
movimento foca-se na cinemática, estudo do movimento dos corpos sem referência
das forças envolvidas, e descreve aspectos temporais do padrão de movimento,
como posição, ângulos, velocidade e aceleração dos segmentos corporais e
articulações. Quando características antropométricas são aplicadas à dinâmica
inversa, a análise quantitativa do movimento permite o cálculo da cinética: estudo
das forças e momentos envolvidos.
Com o objectivo de aceder ao conceito simplificado do fenómeno de locomoção
é conveniente considerar o comportamento do CM durante o ciclo de movimento.
Estima-se que em adultos do género masculino e feminino este se situe na linha
média a uma distância do solo que corresponde a 55% da estatura. Tomando como
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 37
referência a coluna vertebral, o CM situa-se aproximadamente antes da segunda
vértebra sacral (S2) [Saunders, 1953].
A trajectória descrita pelo CM no plano de progressão é uma curva sinusoidal,
verificando-se que este se desloca duas vezes na vertical durante um ciclo de
movimento desde a posição de ataque ao solo do pé até o ataque ao solo
subsequente do mesmo pé (passada). O CM do corpo desloca-se também
lateralmente no plano horizontal com um plano de progressão que descreve uma
curva sinusoidal. A curva é ondulada, sem irregularidades e é similar, em forma, à
verificada no deslocamento vertical [Gard, 2004; Norkin, 1992]. A amplitude pico-a-
pico é descrita como sendo de cerca de 4 a 5 cm para adultos, em velocidade
livremente escolhida, segundo vários autores citados em [Gard, 2004], que cita ainda
investigadores que usaram o deslocamento vertical do CM para estimar as trocas de
energia mecânica, a eficiência, o trabalho, e para descrever a simetria, como
indicador da qualidade da marcha. Segundo [Gard, 2004], a captura de imagem
usando um marcador a nível sacral (S2) permite uma aproximação do movimento
vertical do CM a velocidades baixas e livres durante a marcha. No entanto, a análise
segmentar corporal ou técnicas com uso de plataformas de força promoverão
provavelmente uma melhor estimativa a velocidades de marcha rápidas ou em
indivíduos com marcha patológica.
A primeira lei de Newton para o movimento postula que todos os corpos
mantêm o seu estado de repouso ou movimento uniforme, a menos que lhes seja
imposta uma força. A translação do corpo com o menor dispêndio energético será a
translação através de uma trajectória sinusoidal de pequena amplitude, na qual as
deflexões são graduais. Tendo em conta que a força resulta do produto da massa
pela aceleração em função do tempo, mudanças abruptas na direcção do
movimento levam a um elevado dispêndio energético. Durante a translação do CM
ao longo de uma trajectória sinusoidal de baixa amplitude existe conservação de
energia [Saunders, 1953]. Em [Kerrigan, 1995], é confirmado o papel da
biomecânica normal da marcha na minimização do consumo energético, dado que o
deslocamento vertical da pélvis durante a marcha, quando controlado para o peso
corporal, constitui um forte preditor do consumo energético com marcha a diferentes
velocidades.
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 38
3.5 MODELOS EXPLICATIVOS DA MARCHA
Como já referido anteriormente, a marcha humana resulta de uma complexa
interacção de forças musculares, movimentos articulares e comandos motores
neurais. Muitas das variáveis internas contribuintes da marcha têm sido medidas e
quantificadas durante o último século, entre elas a actividade electromiográfica, o
binário muscular, as forças de reacção do solo (FRS), o movimento dos membros e
custos energético-metabólicos. Este conjunto de dados requer uma interpretação e
organização dos princípios fundamentais que elucidam os mecanismos da marcha.
Durante várias décadas duas teorias dominaram o estudo da marcha: os seis
determinantes da marcha e a analogia a um pêndulo invertido .
3.5.1 TEORIA DO PÊNDULO INVERTIDO
Segundo o modelo do pêndulo invertido, a marcha humana pode ser
comparada a um mecanismo semelhante a um pêndulo, onde a energia cinética é
convertida em energia potencial gravítica e vice-versa, conservando mais de 60 a
70% da energia mecânica necessária (paradigma do pêndulo invertido) [Cavagna,
1966]. A força mais importante que determina o pêndulo invertido é a gravidade
(F=mg, onde m constitui a massa e g a constante gravitacional), a qual tem de ser
pelo menos igual à força centrípeta (=mv2/L, onde L corresponde ao comprimento da
perna e v à velocidade horizontal). A razão entre as duas forças corresponde ao
número Froude (=v²/gL), apresentado por Alexander, 1989 e citado em [Komura,
2005].
Segundo este modelo, a maior parte do trabalho realizado durante a marcha
não é realizado através de trabalho muscular activo, mas por um mecanismo passivo
de troca de energia cinética e potencial, uma vez que o CM, por acção de um
pêndulo invertido, oscila de acordo com o membro em fase de apoio, reduzindo o
trabalho necessário para elevar e acelerar o CM. De modo similar, o trabalho
muscular necessário para oscilar o membro é reduzido devido a um mecanismo
semelhante a um pêndulo, onde ocorrem trocas entre energia cinética e potencial à
medida que o membro se desloca no sentido anterior [Griffin, 2003].
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 39
Fazendo uma análise biomecânica do deslocamento do CM de acordo com
este modelo verifica-se que no final da fase aérea o centro de gravidade da cabeça,
membros e tronco se situa posteriormente; durante a fase inicial de apoio, este
começa a elevar-se sobre o membro, seguindo o ataque ao solo. A elevação do
centro de gravidade é gerada pela energia cinética. À medida que o centro de
gravidade atinge a elevação máxima vertical na fase média de apoio, a velocidade
do CM diminui à medida que a energia cinética é convertida em energia potencial na
elevação do centro de gravidade. Esta energia potencial é reconvertida em energia
cinética na fase final de apoio, quando o centro de gravidade passa sobre o pé,
desce e a velocidade aumenta. Este processo possibilita a transferência de energia
entre passos sucessivos, bem como a manutenção de um valor aproximadamente
constante do nível de energia mecânica total (soma da energia cinética e potencial)
[Waters, 1999].
3.5.2 TEORIA DOS SEIS DETERMINANTES DA MARCHA
Segundo esta teoria, a marcha é caracterizada pela existência de um conjunto
de mecanismos que são considerados determinantes no padrão de marcha, Figura
3.4. Por exemplo, a rotação pélvica, a inclinação e a flexão do joelho na fase de
apoio minimizam a absorção do choque e suavizam os pontos de inflexão do centro
de gravidade e FRS vertical consequente [Griffin, 2003; Norkin, 1992]. São
explicados de seguida os determinantes da marcha.
a) Rotação pélvica
Num nível de marcha normal, a cintura pélvica roda alternadamente para a
direita e para a esquerda relativamente à linha de progressão, Figura 3.5. A
magnitude desta rotação é de aproximadamente 8º (4º na fase de balanço e 4º na
fase de apoio) [Norkin, 1992; Saunders, 1953]. Dado que a cintura pélvica é uma
estrutura rígida, esta rotação ocorre alternadamente em cada lado que passa por
uma rotação interna relativa, para externa durante a fase de apoio unipodálico. A
rotação pélvica baixa o arco de passagem do CM através da elevação das
extremidades do arco, e como consequência, os ângulos de inflexão na intersecção
de arcos sucessivos são menos abruptos e o custo energético é menor. A perda de
energia potencial é mais gradual e a força necessária para alterar a direcção do CM
no próximo arco é menor. A rotação angular da anca, em flexão e extensão, é
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 40
reduzida e a energia necessária para a oscilação interna do membro é conservada
[Saunders, 1953].
Figura 3.4 : Ilustração gráfica do conjunto dos seis determinantes da marcha (retirado de
[Medved, 2001]).
b) Inclinação da pélvis
Como já mencionado, o CM desloca-se lateralmente sobre a extremidade em
carga duas vezes durante um ciclo. O deslocamento é produzido pela inclinação
lateral da pélvis do lado oposto ao membro em apoio. Para permitir a inclinação
pélvica, o membro na fase aérea deve efectuar flexão do joelho, Figura 3.6. A
inclinação pélvica do lado do membro em fase de balanço ocorre de forma abrupta
no final da fase de duplo apoio. A trajectória do CM é diminuida, a trajectória pélvica
suavizada e, através da flexão do joelho, a energia é conservada por um
encurtamento efectivo do pêndulo [Medved, 2001].
Figura 3.5: Ilustração gráfica do primeiro determinante da marcha, a rotação pélvica
(retirado de [Medved, 2001]).
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 41
c) Flexão do joelho na fase de apoio unipodálico
Constitui ums característica da marcha a passagem do peso do corpo sobre a
extremidade enquanto o joelho está em flexão. O membro em carga inicia a fase de
apoio unipodálico através do ataque ao solo com o joelho em extensão completa, de
seguida o joelho começa a flectir e continua até o pé estar apoiado no solo, Figura
3.7. A média da flexão é de cerca de 15º. Imediatamente antes do período de carga
completa médio o joelho, passa uma vez mais para extensão, o que é
imediatamente seguido por flexão terminal do joelho. Este período de fase de apoio
ocupa cerca de 40% do ciclo de marcha e é referido como o período de duplo
bloqueio do joelho, uma vez que este é primariamente bloqueado em extensão,
desbloqueado em flexão e bloqueado novamente em extensão seguido de uma
flexão final [Saunders, 1953].
Estes três determinantes, rotação e inclinação pélvica e flexão do joelho agem
no sentido de baixar o arco de translação do CM. A rotação pélvica eleva a
extremidades do arco, a inclinação pélvica e flexão do joelho deprimem o seu pico
máximo [Norkin, 1992; Saunders, 1953].
Figura 3.6: Ilustração gráfica do segundo determinante da marcha, a inclinação pélvica
(retirado de [Medved, 2001]).
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 42
Figura 3.7: Ilustração gráfica do terceiro determinante da marcha, flexão do joelho em apoio
unipodálico (retirado de [Medved, 2001]).
d) Pé e joelho
Os resultados encontrados e reportados revelam que existe uma estreita
relação entre deslocamentos angulares do pé e joelho, podendo mesmo ser
estabelecidos dois arcos que se intersectam durante a fase de apoio unipodálico. O
primeiro arco ocorre no contacto do calcâneo e é descrito pelo raio formado pelo
calcâneo. O segundo arco é formado pela rotação do pé sobre o centro estabelecido
no ante pé em associação com a propulsão. No contacto do calcâneo, o pé está em
dorsiflexão e o joelho em extensão completa, de modo que a extremidade está no
seu comprimento máximo e o centro de gravidade encontra o seu ponto mais baixo
de deslocação ascendente. A flexão plantar rápida associada ao início da flexão do
joelho mantém o centro de gravidade na sua progressão a um mesmo nível durante
algum tempo, baixando e revertendo suavemente a curvatura no início do seu arco
de translação. O término deste arco é igualmente achatado e suavemente invertido
pela flexão do segundo joelho associado à propulsão. O efeito da rotação do pé no
deslocamento do joelho e o CM são ilustrados na Figura 3.8. A obliteração das
inflexões abruptas nos pontos de intercepção dos arcos do centro de gravidade
reduz o custo energético [Norkin, 1992; Saunders, 1953].
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 43
Figura 3.8: Ilustração gráfica do quarto e quinto determinantes da marcha, pé e joelho
(retirado de [Medved, 2001]).
e) Deslocamento lateral da pélvis
O sexto determinante está relacionado com o deslocamento lateral da pélvis ou
pela adução relativa da mesma, Figura 3.9. Se as extremidades fossem paralelas a
quantidade de deslocamento seria metade do intervalo do eixo qu passa pelas
ancas, que é aproximadamente igual a 3 cm. O deslocamento lateral excessivo é
corrigido pela existência do ângulo tibiofemural (ângulo Q), o que, juntamente com a
adução relativa da anca, reduz o deslocamento para 1.75 cm, de maneira a
aproximar o deslocamento vertical. Neste sentido, o desvio do CM é na maioria das
vezes simétrico nos planos horizontal e vertical. Os factores que permitem o
armazenamento de energia e a sua recuperação envolvem o tempo necessário para
contracção muscular no deslocamento dos segmentos móveis. À medida que o CM
se desloca ao longo da sua trajectória sinusoidal de baixa amplitude, a energia é
dispendida durante a elevação e apenas uma parte da porção desta energia é
recuperada na sua descida. O resultado é um dispêndio energético contínuo [Norkin,
1992; Saunders, 1953; Waters, 1999].
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 44
Figura 3.9: Ilustração gráfica do sexto determinante da marcha, o deslocamento lateral da
pelvis (retirado de [Medved, 2001]).
3.5.3 TEORIA DOS SEIS DETERMINANTES VERSUS TEORIA DO PÊNDULO INVERTIDO
A teoria dos seis determinantes da marcha, defendida em [Saunders, 1953],
propõe um conjunto de aspectos cinemáticos que ajudam a reduzir a deslocação do
CM corporal, baseando-se na premissa de que os deslocamentos verticais e
horizontais são energeticamente dispendiosos. Movimentos como a flexão do joelho
durante a fase de apoio e as rotações da cintura pélvica são coordenados para
reduzir a deslocação do CM. Em contraste, a teoria do pêndulo invertido propõe que
a marcha é energeticamente menos dispendiosa se durante a fase aérea o membro
se comportar como um pêndulo descrevendo um arco. A teoria do pêndulo invertido
entra em conflito com a teoria dos seis determinantes da marcha, Figura 3.10, sendo
que as duas teorias de marcha servem o princípio da redução do dispêndio
energético, mais no sentido de oposição do que no sentido de complementaridade
[Doke, 2007].
A teoria dos seis determinantes da marcha tem sido largamente aceite; em
[Kuo, 2005] são vários estudos que assentam nesta teoria. No entanto, a teoria
carece de evidência experimental. Segundo [Kuo, 2007], estudos recentes revelam
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 45
que existem determinantes (flexão do joelho, rotação da cintura pélvica sobre um
eixo vertical) que possuem um papel menos significativo na redução do
deslocamento vertical do CM. O referido trabalho cita ainda outros estudos que
revelam que existe um maior dispêndio metabólico quando os indivíduos reduzem de
forma voluntária o deslocamento vertical do CM, comparando com a marcha normal.
Os determinantes são talvez melhor vistos como descrições cinemáticas de certos
aspectos da marcha, cuja origem é sujeita a debate.
Segundo [Cavagna, 1966], a energia cinética e potencial gravítica do centro de
gravidade actua mais como seria esperado se o membro na fase de apoio
unipodálico se comportar como um pêndulo invertido. Paralelamente, se o membro
na fase aérea oscilar como um pêndulo, explica a fase de balanço, conforme
[Mochon, 1980], citado em [Kuo, 2007]. Contudo, as teorias do pêndulo apresentam
também algumas controvérsias. Se o pêndulo oscila livremente, qual a razão do
dispêndio energético na marcha? É necessário perceber como a marcha se desvia
do comportamento do pêndulo e de que forma esta alteração pode estar associada a
dispêndio energético. Uma explicação possivel para o custo energético do membro
em apoio é de que este não se comporta passivamente. Em vez disso, pode agir
como um pêndulo forçado com trabalho muscular utilizado para acelerar e
desacelerar do pêndulo. No entanto, dada a possibilidade de acção passiva, sem
dispêndio energético, não faz sentido a preferência por uma alternativa mais
dispendiosa. Poderia também ser esperada a existência de uma determinada
velocidade baixa para a qual o custo energético fosse zero. No entanto, custo
metabólico é de facto substancial para todas as velocidades. Outra possibilidade é
de que a energia seja despendida para produzir força muscular necessária para
manter o joelho em extensão. No entanto, a configuração do membro inferior não
requer elevadas forças musculares para a manutenção da extensão. Nem a
produção de força isométrica explica a razão do dispêndio energético aumentar com
a velocidade de marcha. Nenhuma explicação parece justificar o dispêndio
energético na marcha. Para além do exposto, a teoria do pêndulo invertido não tem
em consideração o trabalho realizado pelos membros individualmente na fase de
duplo apoio [Griffin, 2003], nem é explicada a existência de dois picos de FRS
[Pandy, 1988]. Outra limitação tem a ver com o facto de não serem tidos em
consideração os custos que são considerados como não responsáveis por trabalho,
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 46
tal como a força isométrica para estabilização e suporte de peso corporal [Kuo,
2005].
Figura 3.10: Duas teorias explicativas da marcha (adaptado de [Kuo, 2005]): (a) Os seis
determinantes da marcha reduzem o deslocamento vertical e horizontal do centro de
gravidade; (b) A teoria do pêndulo invertido postula que o membro em fase de apoio é
mantido em extensão, funcionando como um pêndulo invertido.
3.5.4 TEORIA DA MARCHA DINÂMICA
Uma explicação para o dispêndio energético na marcha é o trabalho mecânico
realizado pelos músculos [Hill, 1953; Woledge, 1985]. Existe uma relação próxima
entre o trabalho e o custo metabólico durante a marcha em declive. A eficiência da
marcha em declive positivo e negativo, definido como o trabalho realizado contra
gravidade dividido pelo custo metabólico, aproxima-se de 25% e -120%,
respectivamente, e são semelhantes aos que se verificaram na realização de
trabalho positivo e negativo em músculos isolados [Margaria, 1976]. Para marcha a
nível do solo, no entanto, não é claro como se processa a exigência de trabalho
mecânico, uma vez que não existem forças dissipativas externas ao sujeito, nem o
trabalho é realizado contra gravidade, como em casos de declive [Donelan, 2002a;
Kuo, 2007]. De acordo com [Kuo, 2007] e [Donelan, 2002a], o trabalho negativo não
é realizado pelo ambiente externo, mas sim pelo próprio corpo. A marcha é assim
vista como auto-resistida, com a realização de trabalho positivo para compensar o
trabalho negativo. Existe uma variedade de métodos para quantificar o trabalho
mecânico realizado no corpo e membros [Burdett, 1983; Cavagna, 1977; Willems,
1995], no entanto, nenhum deles não prediz nem explica onde e porquê a energia é
dissipada. Assim, apesar da existência de estudos que procuraram explicar os
fenómenos de dissipação de energia ocorridos, existem ainda muitas interrogações
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 47
acerca do modo como se estabelece a relação entre a não-conservação de energia
mecânica e as variáveis cinéticas e cinemáticas do padrão de marcha.
Os princípios da marcha dinâmica foram inicialmente desenvolvidos para a
construção de marcha em robots [McGeer, 1990a], sem ter em consideração
músculos, movimento nas articulações ou mesmo o comportamento humano
empírico. A marcha dinâmica é uma extensão da teoria do pêndulo invertido. Assim
sendo, tal como no modelo do pêndulo, o membro em apoio pode oscilar como um
pêndulo invertido com o movimento da pélvis descrevendo um arco. O peso corporal
pode ser suportado passivamente através de um estabilizador a nível do joelho
prevenindo a hiperextensão. Em [McGeer, 1990b] foi verificado que ao projectar os
pés para a frente da perna, o momento extensor pode ser aplicado passivamente.
De modo similar, o movimento do membro oscilante pode ser desencadeado
inteiramente pela dinâmica pendular. As proporções relativas da coxa e perna fazem
com que o movimento natural proporcione facilmente flexão do joelho suficiente para
mover o pé para apoiar no solo na fase de apoio. O movimento combinado dos
membros em apoio e fase área não requer trabalho activo nem mesmo produção de
força activa. De acordo com [McGeer, 1990a, 1990b], o paradoxo do pêndulo
invertido não é resolvido pela fase de apoio unipodálico.
Vários modelos de marcha baseados num pêndulo invertido prevêem que o
trabalho não é solicitado dentro de cada passo, mas sim entre passos [Alexander,
1995; Garcia, 1998; Kuo, 2002; McGeer, 1990a]. A marcha dinâmica difere do
modelo do pêndulo invertido na finalização de cada ciclo de marcha, fase de duplo
apoio. Esta fase da marcha é de difícil modelização devido ao facto de os membros
formarem uma cadeia cinética fechada, sem uma analogia óbvia e simples como no
modelo do pêndulo invertido. A abordagem da marcha dinâmica, no entanto, resolve
esta dificuldade, ao entender a transição entre passos como análoga a uma colisão.
Na marcha dinâmica, a conservação de energia da fase de apoio unipodálico é
interrompida pela colisão do membro oscilante com o solo, Figura 3.10. A colisão
está associada a libertação de energia de forma inelástica no local de impacto, ao
longo do membro e mesmo de outras partes corporais. Para além da perda
energética, o maior efeito da colisão é alterar a velocidade dos membros e do CM. A
alteração de velocidade é necessária devido à troca dos membros em apoio, onde o
arco pendular descrito por um membro em apoio deve ser seguido por outro arco
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 48
realizado pelo outro membro. Na maior parte dos exemplos da marcha dinâmica, os
modelos de colisão são inelásticos, com dissipação de energia através de trabalho
negativo realizado pelo corpo. O trabalho negativo pode ser realizado activamente,
através de activação muscular, através de deformação de tecidos moles e em
múltiplas localizações corporais [Kuo, 2005]. Na marcha dinâmica passiva, o
membro anterior realiza trabalho negativo no CM e reduz a magnitude da velocidade
do CM, de modo que a fase de apoio unipodálica seguinte inicie com menor
velocidade que a precedente. A gravidade promove a energia necessária para
restaurar a velocidade em robots em plano inclinado [Garcia, 1998]. Na marcha
dinâmica activa a perda energética pode ser reduzida em 75% através da aplicação
de um impulso propulsor imediatamente antes da colisão [Kuo, 2002]. A redução da
perda energética ocorre uma vez que a propulsão reduz a velocidade de colisão.
Os princípios da marcha dinâmica fornecem apenas uma abordagem
simplificada para a mesma. O conceito de marcha dinâmica refere-se a um conjunto
de sistemas nos quais a dinâmica passiva dos membros domina o movimento, com
a mínima actuação no sentido de manter o comportamento periódico. A marcha
dinâmica é uma extensão da teoria do pêndulo e oferece também uma potencial
resolução para a controvérsia da teoria do pêndulo invertido sob a forma de colisões
de dissipação de energia entre o membro e o solo, Figura 3.11. Estas colisões
apresentam, elas próprias, a oportunidade para testar e, mais importante, distinguir
novas formas de “ver e pensar” a marcha humana [Kuo, 2005, 2007].
De acordo com [Donelan, 2002a], o trabalho realizado na transição passo a
passo pode explicar 60-70% do dispêndio energético da marcha. Os membros mais
anterior e posterior devem realizar trabalho negativo e positivo, respectivamente, no
CM, no sentido de redireccionar a velocidade entre os passos. Esta é uma forma de
co-contracção entre os membros, que deve ser idealmente mantida curta em
duração e distância. O trabalho realizado na transição entre os passos é menor do
que aquele realizado para baixar o CM e prediz um maior componente do custo
metabólico da marcha. Tal como a analogia a um pêndulo invertido explica como o
apoio unipodálico pode ser realizado com pouco trabalho mecânico, uma nova
analogia ajuda a explicar como o centro de gravidade requer redirecção e como o
trabalho deve ser realizado. O custo de redirecção pode ser reduzido aumentando
activamente a velocidade dos membros relativamente ao corpo [Kuo, 2005, 2007].
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 49
Em [Kuo, 2007], é apresentada uma analogia entre a marcha humana e o
movimento de uma bola, Figura 3.12. A bola, quando impulsionada, descreve uma
trajectória balística num arco parabólico, sendo redireccionada entre as fases de voo
livre de uma velocidade de uma direcção inferior no final do arco de voo livre para
uma direcção superior no início do próximo arco. Durante a redirecção é necessária
a realização de trabalho positivo e negativo. Não há necessidade de impulsionar,
elevar ou acelerar horizontalmente a bola. Durante a fase de apoio unipodálico o
pêndulo suporta o CM, não havendo necessidade de realizar trabalho, processo
similar à fase de voo livre da bola. Durante a fase de duplo apoio o CM tem de ser
redirecionado através de forças direccionadas ao longo de cada membro. O membro
posterior e anterior realizam trabalho positivo e negativo no centro de gravidade,
respectivamente.
Figura 3.11 : Os princípios da marcha dinâmica representados em robots (adaptado de [Kuo,
2007]): A fase de apoio unipodálico pode ser produzida por dinâmica passiva, com os
membros agindo como pêndulos, como na teoria do pêndulo invertido. Uma característica
da marcha dinâmica é que existe uma colisão entre o membro em fase de balanço e o solo
de forma dinâmica passiva num plano inclinado ou activa através da propulsão [Kuo, 1999].
Tal como já foi referido, para manter uma velocidade constante é necessário
trabalho positivo para substituir a perda de energia devida ao trabalho negativo. O
trabalho positivo pode ser realizado em qualquer altura durante o passo, no entanto,
o modelo simples proposto em [Kuo, 1999] prevê que seja mais vantajoso que a
perna anterior realize trabalho negativo ao mesmo tempo que o membro posterior
realiza trabalho positivo. Se o trabalho positivo é realizado predominantemente antes
da fase de duplo apoio, será necessária maior quantidade de energia para
redireccionar a velocidade do CM. Como consequência, é necessário mais trabalho
positivo para manter a mesma velocidade [Donelan, 2002c]. Segundo [Kuo, 2005]
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 50
durante a fase de duplo apoio a aceleração é a taxa de variação da velocidade do
CM (����) ou pela lei de Newton:
����= �� ������+���� �! + #�,
onde ����� e ���� � são as FRS dos membros anterior e posterior, M a massa corporal
e #� a aceleração gravitacional.
Figura 3.12 : Diagrama esquemático do modelo do pêndulo invertido simples que não requer
energia para o movimento do pêndulo mas sim para redireccionar o CM entre os passos
(adaptado de [Kuo, 2007]).
O trabalho realizado pelos membros contribui para a energia cinética. A curta
duração causa deslocamento durante a fase de duplo apoio de aproximadamente
zero. A energia cinética antes e após cada impulso é proporcional ao quadrado da
magnitude de vcm a cada instante e o trabalho realizado em cada impulso à
transformação em energia cinética que produz. Cada trabalho do membro é
proporcional à diferença do quadrado da velocidade [Kuo, 2007]. Assim, tem-se:
����$ − ����%
= 1' (�))���� � + 1
' (�))�*�+� � + (#))� �
= �, ��� + �-�� � . #� �,
/�� � = �0 '(���% tan 4)0
,
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 51
/��� = − 12 '(���% tan 4)0
onde vcm constitui a velocidade escalar (dos membros que realizam trabalho positivo
e negativo), e α metade do ângulo entre os membros [Kuo, 2005]. A transição passo-
a-passo é óptima quando as fases de propulsão e colisão são de igual magnitude e
realizadas com curta duração. A marcha é teoricamente mais dispendiosa se os
membros não realizarem igual quantidade de trabalho durante a fase de duplo apoio,
uma vez que é necessário trabalho adicional para manter a velocidade constante.
Por exemplo, se a colisão for maior que a propulsão, o pêndulo invertido irá iniciar o
próximo passo de modo mais lento que o anterior, sendo necessário trabalho
positivo durante a fase de apoio unipodálico para fazer a diferença, Figura 3.13. Este
trabalho pode ser realizado pela gravidade em declive ou por binários activos da
tibiotársica. Em contraste, uma propulsão que exceda a colisão irá causar uma
energia adicional ao pêndulo. É vantajoso não realizar trabalho positivo e minimizar
o tempo e deslocamento da transição passo-a-passo [Kuo, 2007].
Os modelos de colisão dinâmica podem ser escalados para uma variedade de
massas e escalas de comprimento. Os joelhos possuem pouco efeito na transição
entre passos, embora esse efeito seja útil para aumentar a distância ao solo e para a
fase de oscilação. O rolamento do pé leva a uma translação do CM durante a fase
de apoio unipodálico. A inclusão da dinâmica do plano frontal com a antropometria
da pélvis causa um trabalho de transição entre passos dependente da largura do
passo [Donelan, 2001]. O modelo simples de [Kuo, 1999] prevê que os custos da
colisão aumentam com o quadrado da largura do passo. No entanto, este constitui
apenas uma pequena parte do custo metabólico da marcha normal, uma vez que os
humanos realizam marcha com uma largura do passo relativamente pequena. Os
custos de transição associados ao comprimento do passo compreendem uma
fracção maior do custo metabólico da marcha normal. Os modelos consideram dois
componentes importantes para o custo da marcha: o custo associado ao
comprimento do passo e o custo associado ao aumento da frequência do passo
devido ao movimento dos membros relativamente ao corpo [Kuo, 2001]. Prevê-se
que a taxa de trabalho para a transição entre passos aumenta com a quarta potência
do comprimento do passo. No entanto, o aumento da velocidade é acompanhado
pelo aumento proporcional do comprimento do passo. Assim sendo, o custo
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 52
metabólico do movimento dos membros depende mais fortemente da frequência do
passo [Kuo, 2001].
Figura 3.13 : Diagrama geométrico da redirecção da velocidade do CM pelos membros
posterior e anterior (adaptado de [Kuo, 2005]): O trabalho teórico realizado por cada
membro é proporcional ao quadrado das forças integradas e normalizadas à massa com
trabalho positivo realizado pelo membro posterior e negativo pelo membro anterior. (a) Se a
propulsão é igual à magnitude da colisão, a quantidade de trabalho positivo e negativo é
minimizada e não é necessário trabalho durante a fase de apoio unipodálico. b) Se a colisão
exceder a propulsão, o próximo passo inicia com uma velocidade menor. Para manter a
mesma velocidade é realizado trabalho positivo adicional durante a fase de apoio ou
executada marcha em plano inclinado. (c) Se a propulsão excede a colisão é necessário
trabalho negativo adicional para desacelerar o pêndulo.
O trabalho positivo realizado pelos músculos deriva de energia metabólica e
mecânica armazenada nos componentes elásticos durante a fase precedente de
trabalho negativo. A máxima eficiência da transformação de energia química é de
cerca de 0 (zero) a 25. A eficiência global do trabalho positivo realizado durante o
exercício expresso pela razão trabalho positivo realizado pelos músculos/energia
química usada pelos músculos, dá uma indicação da importância relativa dos
componentes contrácteis versus componentes elásticos. De facto, um valor entre 0
(zero) a 25 deve indicar que parte do trabalho positivo é realizada por elementos
elásticos estirados por uma força externa durante a fase precedente de trabalho
negativo. A contribuição da energia elástica é maior na corrida do que na marcha,
aspecto que está de acordo com os mecanismos rígido versus capacidade de
adaptação destes dois exercícios [Cavagna, 1977].
A marcha dinâmica ajuda a solucionar o conflito entre as duas teorias mais
defendidas. A trajectória do CM referida pela teoria dos seis determinantes da
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 53
marcha requer trabalho positivo e negativo substancial realizado pelos dois membros
no CM e uma larga magnitude de binário do joelho para suportar o peso corporal. A
vantagem da marcha como um pêndulo invertido é que o centro de gravidade pode
ser transportado durante o passo com baixo trabalho ou binário. No entanto, a
consequência deste tipo de marcha é a necessidade de fazer a transição entre
passos. A marcha dinâmica inclui transição passo-a-passo num ciclo de marcha
periódico e completo, cujo movimento é gerado predominantemente por dinâmica
passiva dos membros.
3.6 CONTROLO ENERGÉTICO DA MARCHA
A locomoção humana envolve o deslocamento do corpo no espaço com o
mínimo de dispêndio energético mecânico e fisiológico. Embora o objectivo da
marcha seja progressão na direcção anterior, o movimento de membros é baseado
na necessidade de manter um deslocamento do CM da cabeça, tronco e membros
superiores de baixa amplitude e simétrico nas direcções vertical e lateral. Este
aspecto permite a conservação de energia cinética e potencial e é o princípio
biológico de conservação de energia [Inman, 1981; Saunders, 1953].
No final da fase de balanço da marcha, o CM da cabeça, tronco e membros
superiores está posterior em relação ao membro que se desloca no sentido anterior.
Durante a fase inicial de apoio, o CM da cabeça, tronco e membros superiores
começa a elevar-se sobre o membro inferior após o ataque ao solo. Esta elevação é
gerada por energia cinética. Quando o CM atinge a elevação vertical máxima na fase
média de apoio, a velocidade do CM diminui, à medida que a energia cinética é
convertida em energia potencial. Esta energia potencial é convertida em energia
cinética na fase final de apoio, quando o CM passa para a frente do pé e a
velocidade aumenta. Este processo permite a transferência de energia entre passos
sucessivos, bem como manter um nível aproximado de energia mecânica [Inman,
1981; Minetti, 1995; Saunders, 1953].
O design dos membros inferiores e o uso eficiente de músculos biarticulares
permite aos músculos contrairem com alteração mínima do seu comprimento,
aproximando-se da eficiência de contracções isométricas [Elftman, 1966]. Assim
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 54
sendo, a velocidade de encurtamento do músculo durante a contracção e a
necessidade de actividade concêntrica ineficiente é minimizada. A energia elástica
dos músculos estirados também contribui para um aumento da economia,
especialmente durante marcha rápida e corrida [Gleim, 1990]. A interrupção do ciclo
de marcha normal e as características de conservação do movimento de tronco e
membros resulta num aumento do dispêndio energético [Inman, 1981; Saunders,
1953]. No entanto, em resposta a alterações da marcha, o indivíduo irá adaptar-se,
efectuando substituições compensatórias para minimizar o aumento energético
adicional [Inman, 1981]. A eficiência das compensações depende da severidade do
distúrbio e da capacidade cardiovascular e músculoesquelético do indivíduo [Waters,
1999].
Vários estudos apontam para a existência de um conjunto de factores que são
responsáveis pelo dispêndio energético ocorrido durante a marcha. Por exemplo, em
[Kuo, 2005] é evidenciada a necessidade energética durante a fase de duplo apoio
para redireccionar a velocidade do CM. Por outro lado, outros investigadores
consideram outras variáveis associadas ao dispêndio energético, tal como o suporte
de peso corporal, o movimento de membros ou o controlo de estabilidade [Donelan,
2002b; Liu, 2006; Neptune, 2001a; Zajac, 2003].
Recolhas electromiográficas têm mostrado padrões de actividade em vários
músculos que são activados durante a locomoção e que podem exibir uma grande
variabilidade entre passos. No entanto, a média da actividade de um conjunto de
passos possui um padrão de actividade média característico para cada ciclo e este é
semelhante em indivíduos normais [Winter, 1991]. Estes padrões de actividade
parecem ser diferentes para cada músculo, no entanto existem características que
são comuns a vários. De facto existe uma evidência analítica de que vários
músculos partilham certos padrões de actividade [Winter, 1991; Yakovenko, 2002].
Embora estejam descritos na literatura, por exemplo em [Inman, 1981; Perry, 1992;
Sutherland, 1966; Winter, 1991], o mesmo padrão pode ser constituído por
diferentes combinações de músculos. O padrão muscular varia não só de indivíduo
para indivíduo como é afectado pela fadiga, velocidade [Whitle, 2007].
Indivíduos saudáveis que realizam marcha a velocidade auto-seleccionada
geralmente adoptam um comprimento da passada de 1.4 a 1.5 m com comprimentos
de passo de 0.7 a 0.75 m [Kabada, 1990; Murray, 1970; Murray, 1964]. A velocidade
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 55
de marcha é igual ao produto de metade do comprimento da passada e a cadência.
Indivíduos saudáveis realizam marcha com uma cadência de 110 passos/minuto a
velocidade livremente escolhida. Velocidades de marcha mais elevadas são
acompanhadas pelo aumento simultâneo na cadência e comprimento da passada
em indivíduos normais [Murray, 1967].
Tal como já foi referido,o modelo simplificado de [Kuo, 1999], prevê que os
custos da colisão aumentam com o comprimento do passo, compreendendo uma
fracção significativa do custo energético da marcha. Estes modelos sugerem dois
componentes principais para o custo da marcha: o custo relacionado com o aumento
do comprimento do passo e o custo relacionado com o aumento da sua frequência
[Kuo, 2001]. A taxa de trabalho mecânico aumenta nitidamente com a quarta
potência do comprimento do passo [Kuo, 2001]. Vários padrões motores
relacionados com energia têm sido identificados como influenciadores da magnitude
do comprimento do passo [Winter, 1985]. De acordo com [Ralston, 1969; Winter,
1976], dado que a fase de balanço constitui a fase de maior requerimento energético
durante a marcha, torna-se pertinente analisar as fases de geração de energia
mecânica e de absorção de energia que aceleram e desaceleram o membro inferior
imediatamente antes e durante a fase de balanço. Assim, a maior geração de
energia, num segmento, no ciclo de marcha é gerada pelos flexores plantares
durante o “pushoff” [Winter, 1983], e é responsável pela aceleração para cima e para
a frente do membro inferior. Simultaneamente a esta actividade dos flexores
plantares (durante 40%-60% da passada na marcha), o joelho flecte sobre o controlo
excêntrico do músculo quadricípete femoral. No final da fase de apoio (50% da
passada), os flexores plantares iniciam uma contracção concêntrica, iniciando a fase
de “pull-off” que passa pelo “toe-off” até a fase média de apoio (80% da passada).
Finalmente, a maior desaceleração do membro é conseguida pelos músculos
isquiotibiais que contraem excentricamente para reduzir a velocidade do pé para um
valor próximo do zero para o ataque ao solo. Em [Winter, 1992], foi verificada a
existência de quatro padrões motores concêntricos e excêntricos durante as fases
final de apoio e oscilante para controlo do comprimento do passo. O comprimento do
passo e a velocidade de marcha foram aumentados por um aumento da actividade
dos flexores plantares durante a fase de “push-off” e pelo aumento da actividade dos
flexores da anca durante a fase de “pull-off”. O comprimento do passo, pode ser
reduzido pelo aumento da actividade excêntrica do músculo quadricípite femoral
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 56
durante a fase final de apoio e pelo aumento da actividade excêntrica dos músculos
isquiotibiais durante a fase final de balanço.
A maior parte dos indivíduos normais caminham na sua velocidade normal
entre 1 a 1.7 m/s [Waters, 1989]. Neste intervalo, as curvas de dispêndio energético
são relativamente achatadas, indicando a existência de uma eficiência uniforme
virtual na marcha em velocidade auto-seleccionada [Masani, 2002; Murray, 1964].
Existem estudos que demonstram que existe uma velocidade óptima, na qual o
dispêndio energético durante a marcha é mínimo [Bunc, 1997]. Em [Masani, 2002], é
ainda indicado que a variabilidade do comprimento do passo é mínimo, durante a
velocidade óptima. Segundo [Borghese, 1996], existe uma mudança de parâmetros
de marcha em função da velocidade, do aumento do comprimento do passo, da
diminuição da duração do ciclo e da duração da fase de apoio com o aumento da
velocidade. O comprimento do passo aumenta com a velocidade, principalmente
como resultado do aumento do deslocamento anterior durante a fase de apoio
unipodálico. No entanto, a cinemática global dos membros parte de forma
significativa de modelos preditivos que envolvem movimentos do tipo pêndulo
invertido. Os mesmos autores também constataram que a velocidade da rotação
angular da anca sobre o pé é sinusoidal durante a fase de balanço mas é quase
constante durante variações de velocidade.
As FRS constituem uma medição representativa da marcha, uma vez que
constituem uma força externa na marcha e afectam a aceleração do CM corporal.
Em [Masani, 2002], é verificada a existência de uma dependência entre a
variabilidade das FRS e a velocidade da marcha, que indica que o sistema
neuromuscular é mais estável a velocidades normais. Este fenómeno de optimização
sugere que escolhemos a velocidade energeticamente mais eficiente durante a
marcha. Segundo o estudo referenciado, o sistema de controlo motor é mais estável.
De notar que foi encontrada uma velocidade óptima apenas para Fy e a variabilidade
para Fx e Fz aumenta com a velocidade. Enquanto Fy afecta a fase de propulsão, Fx
afecta o deslocamento lateral e Fz afecta o deslocamento vertical do corpo. Neste
sentido, a variabilidade de Fx e Fy podem ser vistas como representativas da
estabilidade do mecanismo do controlo de equilíbrio. Os resultados deste estudo
sugerem que a optimização do sistema neuromuscular só é observada no caso do
mecanismo de propulsão, enquanto a instabilidade do mecanismo de controlo de
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 57
equilíbrio aumenta com a velocidade [Masani, 2002]. Segundo vários autores, a
estabilização do equilíbrio lateral na marcha humana requer um dispêndio energético
significativo, dado que o movimento activo dos membros para ajustar a colocação
mediolateral do pé no solo requer custo metabólico [Donelan, 2004; Donelan,
2002b]. Segundo [Borghese, 1996], o padrão de FRS altera sistematicamente com a
velocidade. Este aspecto reflecte as alterações paralelas que ocorrem na dinâmica
do CM no plano sagital e no deslocamento lateral do peso corporal para o membro
que suporta o peso. Os padrões de alteração nos ângulos de flexão-extensão da
anca e tibiotársica variam de acordo com a velocidade. O estudo realizado em
[Raynor, 2002] tentou perceber qual a causa para a transição de marcha para
corrida e de corrida para marcha. Entre as variáveis estudadas, constituíram factores
determinantes para as transições referidas a necessidade de manter uma eficiência
metabólica, a necessidade de manter uma carga esquelética abaixo de um nível de
força crítico ou simplesmente devido a factores mecânicos, a variáveis cinéticas de
tempo do primeiro pico de força e a taxa de carga.
A análise da marcha bípede demonstra a existência de uma ressonância
biomecânica associada ao comportamento semelhante a um pêndulo invertido da
estrutura esquelética e rigidez muscular [Holt, 1990]. Estes factores podem contribuir
para a estabilidade na velocidade normal [McGeer, 1990a]. A realização de marcha
a velocidades que se encontram fora destes valores de frequência de ressonância
requerem maior controlo activo neuromuscular para manter um movimento estável
periódico [Ralston, 1958]. Por outras palavras, velocidades de marcha mais rápidas
aumentam o momento segmentar, solicitando maior esforço para atenuar distúrbios
cinemáticos. Por outro lado, durações de passo pequenas limitam o tempo para as
correcções neuromusculares para compensar distúrbios cinemáticos ou erros de
controlo. Velocidades de marcha mais baixas requerem controlo activo que está fora
de fase em relação aos mecanismos passivos do sistema do pêndulo invertido. Em
[England, 2007], é sugerido que os sujeitos podem ser temporalmente menos
estáveis a velocidades mais baixas do que em velocidades altas, mas espacialmente
mais estáveis a velocidades mais baixas. Para além disso, os resultados sugerem
que o controlo neural é mais efectivo no controlo de distúrbios cinemáticos a
velocidades mais baixas do que mais altas.
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 58
Torna-se claro que os músculos trabalham em conjunto ao longo do ciclo de
marcha para redistribuir energia ao longo dos segmentos para suportar a propulsão
do corpo no sentido anterior. No entanto, os músculos não só têm de gerar força
para causar redistribuição de energia segmentar mas também necessitam de
produzir trabalho para repor a perda de energia ocorrida durante o impacto no solo,
as perdas de energia mecânica quando os músculos agem excentricamente e a
perda energética devido a viscosidade de estruturas que causam rigidez articular
passiva. Simulações no plano sagital sugerem que os isquiotibiais, flexores plantares
e extensores da anca uniarticulares produzem a maior parte da energia mecânica ao
longo do ciclo [Neptune, 2002].
3.6 ANÁLISE DA ACTIVIDADE MUSCULAR
DURANTE O CICLO DE MARCHA
O tipo de actividade muscular exigida durante a marcha depende da natureza
do momento articular na extremidade em apoio e a direcção do movimento
desejado. Se o momento do vector da força de reacção do solo tende a causar
movimento numa determinada direcção, o músculo age para controlar ou restringir
(contracção excêntrica) [Norkin, 1992]. De acordo com [Winter, 1987], os músculos
distais são os mais activos e os que apresentam menor variabilidade enquanto os
músculos proximais são menos activos e de padrão mais variável. Ainda de acordo
com o mesmo autor, a variabilidade do padrão electromiográfico é maior nos
músculos biarticulares, distais e proximais, relativamente aos músculos
uniarticulares. É apresentada de seguida uma análise da acção muscular nos planos
sagital e frontal ao longo do ciclo de marcha.
3.6.1 PLANO SAGITAL
a) Fase de ataque ao solo
Durante a subfase de ataque ao solo (AS), em cada articulação, os músculos
são activados no sentido de preparar a recepção de peso corporal. Segundo [Liu,
2006] e [Zajac, 2003], os músculos extensores do joelho e extensores da anca são
os principais responsáveis pela desaceleração longitudinal durante a primeira fase
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 59
de apoio. Os músculos extensores da anca possuem um papel importante na
desaceleração longitudinal, impedindo a progressão durante a primeira parte da fase
de apoio [Liu, 2006]. A acção do músculo quadricípete é responsável por trabalho
positivo quando o membro em apoio se estende antes da fase média [Kuo, 2007;
Neptune, 2008]. No entanto, as condições de carga e tempo admitem a possibilidade
de alguma recuperação elástica do joelho para um grau desconhecido, que pode ser
considerada como consequência directa da colisão, uma vez que a quantidade de
extensão depende da quantidade de flexão que ocorre durante a colisão. A extensão
completa do joelho minimiza a força necessária para suportar o peso corporal na
fase seguinte, minimizando o dispêndio metabólico na fase média de apoio, exigindo
no entanto trabalho prévio [Kuo, 2007]. Em [Liu, 2006] e [Neptune, 2002], foi
verificado que os músculos vastos são os que assumem um papel mais activo dentro
do músculo quadricípete na fase de AS.
Já no que diz respeito à acção dos músculos flexores plantares, existe alguma
controvérsia. Segundo [Liu, 2006; Neptune, 2008], os músculos flexores plantares
possuem pouca influência na fase de ataque ao solo. No entanto, em [Neptune,
2001a], é indicado que os músculos solear e gastrocnemio medial iniciam o suporte
do tronco na fase inicial de apoio, juntamente com outros músculos, devido à sua
contribuição individual para a força segmentar da anca, que tem uma componente
vertical elevada, o que acelera o tronco para cima antes da fase média de apoio
(<30%) e desacelera o movimento para baixo do tronco.
b) Fase de recepção de carga/ Foot Flat - Fase média de apoio
Segundo [Norkin, 1992], nesta fase ocorre trabalho positivo dos extensores da
anca, que contraem concentricamente entre o ataque ao solo e o apoio completo do
pé no solo. De acordo com [Perry, 1992], apenas os músculos vastos se encontram
activos nesta subfase. Os extensores do joelho realizam também trabalho negativo
(absorção de energia) actuando excentricamente para controlar a flexão do joelho na
mesma fase. Os flexores plantares realizam trabalho negativo quando a tíbia roda
sobre o pé durante o período de apoio que vai desde o apoio do pé no solo à fase
média de apoio. O modelo defendido por [Neptune, 2001b], permite concluir que a
função primária do músculo gastrocnemio medial é suportar o troco durante a fase
média de apoio agindo de forma isométrica [Holf, 1983; Woledge, 1985]. Durante a
fase média de apoio, o joelho faz extensão cerca de 15º no final da fase de carga e
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 60
5º no final da fase média de apoio. Existe um momento de flexão no joelho, que
constitui um movimento indesejado, sendo pois necessária uma contracção
concêntrica dos extensores do joelho para opor o momento de flexão e produzir
extensão [Norkin, 1992]
Após a fase média, a pré-carga é caracterizada por.um trabalho substancial
realizado pelo músculo gastrocnemio isometricamente, podendo realizas trabalho
positivo. A pré-carga pode, em última instância, permitir o trabalho positivo gerado
pela anca sobre a passada e contribuir para a fase de propulsão. Estes mecanismos
podem explicar a razão do trabalho de pré-carga aumentar com o trabalho de
propulsão [Kuo, 2007]. O trabalho positivo dos extensores do joelho ocorre durante
este período para estender o joelho após a fase de apoio do pé [Norkin, 1992].
c) Fase de propulsão
Segundo [Liu, 2006], é na segunda fase de apoio que os músculos solear e
gastrocnemio medial produzem a maior aceleração. O trabalho positivo durante a
fase de propulsão (P) é atribuído à tibiotársica. Algum deste trabalho pode resultar
de acumulação de energia elástica no tendão, no entanto, existem razões que
explicam a razão de os músculos realizarem trabalho activo. Em primeiro lugar, a
perda de energia na colisão não pode ser gerada pelo músculo e apenas uma
fracção é armazenada e utilizada elasticamente. Em segundo lugar, a proporção
entre o trabalho e a energia metabólica na transição entre passos indica que a
propulsão é activa [Doke, 2007]
A geração de energia na P pelos flexores plantares corresponde ao maior
trabalho realizado no ciclo de marcha e é responsável pela aceleração vertical e
horizontal anterior. A sinergia de músculos flexores plantares para manter o suporte
de peso corporal e a progressão anterior do tronco e perna é também consistente
com a marcha baseada num pêndulo invertido [Farley, 1998; Mochon, 1980].
Durante a fase terminal da fase de apoio (50% do passo), os flexores da anca
iniciam a contracção concêntrica [Winter, 1991]. O trabalho positivo dos flexores
plantares e flexores da anca na última parte da fase de apoio e no início da fase de
balanço aumentam o nível de energia do corpo. Os trabalhos apresentados em
[Neptune, 2008] e [Liu, 2006], permitem concluir um predomínio de actividade do
músculo gastrocnemio no início da P. Segundo [Winter, 1991], a geração de energia
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 61
na P pelos flexores plantares corresponde ao maior trabalho realizado no ciclo de
marcha e é responsável pela aceleração vertical e horizontal anterior. Por outro lado,
segundo [Zajac, 2003], a fase final de P possui um maior contributo do músculo
solear.
Simultaneamente à contracção dos flexores plantares (durante 40 a 60% do
ciclo de marcha), no final da fase de apoio o joelho flecte sobre o controlo da acção
excêntrica do músculo quadricípete contribuindo significativamente para a propulsão
anterior do tronco na fase final de apoio [Neptune, 2008]. Segundo [Winter, 1991], na
fase final de apoio o joelho flexiona com o controlo excêntrico do músculo
quadricípete. Já de acordo com [Neptune, 2002], na fase final de apoio o recto
femoral age para acelerar a extensão do joelho e da anca. Estas conclusões
baseadas na análise de simulações, são consistentes com a noção que o reto
femoral está activo quando há flexão rápida do joelho [Perry, 1992], mas são
inconsistentes com a elevação da perna para a frente na fase de balanço ou flexão
da anca para acelerar o membro na fase de balanço [Annaswamy, 1999]. Segundo
[Neptune, 2002], o recto femoral na fase final de apoio age energicamente de modo
próprio e como os vastos na fase inicial de apoio. Na fase final de apoio, o recto
femoral é antagonista à contribuição do músculo gastrocnemio para iniciar a fase de
balanço mas agonista para a contribuição do solear para acelerar o tronco para a
frente.
d) Fase de balanço
Na fase de balanço não existe força de reacção ao solo, a extremidade move-
se em cadeia cinética aberta. É necessária actividade muscular para acelerar e
desacelerar a extremidade oscilante e elevar ou manter a extremidade contra a força
de gravidade, de maneira a que o pé descole do chão e seja colocado numa posição
óptima para o contacto do calcâneo. A aceleração é garantida pela contracção
concêntrica dos flexores da anca e extensores do joelho, permanecendo estes
inactivos na fase de balanço média e terminal. A desaceleração é garantida pela
actividade excêntrica dos extensores da anca e flexores do joelho. Os músculos
activos na fase final de balanço são o tibial anterior, o longo extensor dos dedos e o
longo extensor do hálux [Norkin, 1992]. Em [Whitle, 2007], é referido o papel dos
isquiotibiais para prevenção da hiperextensão do joelho no final da fase de balanço.
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 62
De acordo com [Jonkers, 2003], o músculo BF tem a capacidade de substituir a
acção do músculo gluteo máximo quando este apresenta fraqueza.
3.6.2 PLANO FRONTAL
Fazendo uma análise no plano frontal, verifica-se que durante a fase de apoio,
a actividade muscular é essencial, uma vez que as articulações estão em posição de
congruência articular mínima (loose packed position). A estabilização da anca é
promovida pela actividade dos músculos glúteo médio e mínimo e tensor da fascia
lata. A rápida transferência de carga mediolateral requer um suporte dinâmico do
valgo do joelho pelo vasto medial, semitendinoso e gracilis, prevenindo um aumento
do vagus fisiológico do joelho. Na tibiotársica e pé, o peso corporal é transferido do
calcâneo, passando pelo bordo lateral do pé durante a fase de carga. No final da
fase de apoio os cinco metatarsos estão em carga; subsequentemente, o peso é
transferido da cabeça dos cinco metatarsos para o hálux, na fase de pré-oscilação. A
pronação da articulação subtalar é iniciada na fase de ataque ao solo, como
resultado de ser exercida carga no calcâneo, lateralmente ao eixo de movimento. A
pronação subtalar continua durante os primeiros 25% da fase de apoio, como
resposta à aceitação de peso, e permite uma maior adaptação do pé à superfície de
apoio. O músculo tibial anterior é o único inversor activo durante o ataque ao solo
que pode restringir a eversão. Durante a fase de apoio é necessária actividade do
músculo tibial posterior para controlar a pronação. Na fase média de apoio o pé
inicia a supinação e retorna à posição neutra no final na fase média de apoio
[Norkin, 1992].
A pronação do pé em cadeia cinética fechada provoca a rotação interna da
tíbia, enquanto a supinação provoca uma força para rotação lateral. Do mesmo
modo, a rotação tibial também influencia a posição do pé. Os músculos tibial
posterior, solear e gastrocnemio contraem excentricamente para controlar a
pronação que ocorre após o ataque ao solo e para controlar a rotação interna da
tíbia [Norkin, 1992].
Durante a fase média de apoio, a necessidade de estabilidade mediolateral
encontra-se diminuída. O tensor da fascia lata continua a sua estabilização. O
músculo glúteo diminui a sua actividade durante a fase média de apoio e nenhuma
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 63
actividade é exercida na fase de pré-oscilação. Os músculos adutores da anca
iniciam a sua actividade na fase terminal de apoio e contraem excentricamente na
fase de pré-oscilação, para controlar a transferência de peso para o membro
contralateral. Este controlo também é feito pelos flexores plantares. No joelho, a
actividade dos estabilizadores dinâmicos (semitendinoso, gracilis e vasto medial
oblíquo) cessa na fase média de apoio [Norkin, 1992].
3.7 CARACTERIZAÇÃO CINÉTICA DA MARCHA
Para uma melhor compreensão dos requisitos energéticos da marcha e do
papel dos factores determinantes da mesma é necessário perceber as forças
envolvidas. Durante a marcha, as forças externas que agem no corpo são a inércia,
a gravidade e as forças de reacção do solo (FRS). A força de inércia resulta das
propriedades inerciais dos segmentos corporais, é proporcional à aceleração do
segmento e age na direcção oposta da aceleração. A força de gravidade age no
sentido de baixar o CM de cada segmento corporal. A FRS representa a força
exercida pelo solo sobre o pé e é igual em magnitude e oposta em direcção à força
que o corpo exerce sobre o solo [Norkin, 1992; Perry, 1992].
Como já foi anteriormente evidenciado, as acelerações do CM estão
directamente relacionadas com a FRS. No início da fase de apoio, os músculos
contribuem para uma força de reacção do solo vertical que excede o peso corporal,
acelerando o CM no sentido superior. Durante a fase média de apoio, as forças de
reacção do solo são inferiores ao peso corporal, causando uma aceleração do CM
no sentido inferior. Durante a fase final de apoio os músculos contribuem novamente
para um aumento da força de reacção do solo, que é maior que o peso corporal,
acelerando o CM no sentido superior. Existem períodos similares de aceleração e
desaceleração na direcção longitudinal, lentificando a progressão anterior do centro
de gravidade [Kuo, 2007; Liu, 2006]. Durante a segunda fase de apoio os músculos
geram FRS que aceleram o CM no sentido anterior.
A componente vertical da FRS é a que apresenta maior magnitude, o que conta
com a aceleração do CM na direcção vertical durante a marcha [Inman, 1981].
Durante os primeiros 100 ms, a componente vertical da FRS (Fz) atinge um máximo
Trabalho positivo
Trabalho negativo
Trabalho negativo
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 64
de 120% do peso corporal, caindo para 60 a 80% durante a fase de apoio
unipodálico [Perry, 1992]. O centro de gravidade é localizado no centro da pélvis e
descreve um movimento sinusoidal durante a marcha [Saunders, 1953]. Neste
sentido, quando a aceleração é positiva, Fz tem de ser maior que o peso corporal. A
aceleração positiva ocorre durante a fase de duplo apoio, quando o centro de
gravidade está no seu ponto mais baixo. Quando o centro de gravidade está no seu
ponto mais alto durante a fase de apoio unipodálico a aceleração é negativa e Fz
tem de ser menor que o peso corporal [Inman, 1981; Perry, 1992; Winter, 1991]. As
FRS horizontais (anteroposterior e mediolateral) são consideravelmente menores do
que Fz. A componente anteroposterior (Fy) tem uma amplitude de 20% do peso
corporal. Na fase de ataque ao solo, Fy é negativa. Este aspecto é causado pela
acção de paragem do pé que se posiciona anteriormente ao CM. Na fase de
propulsão Fy é positiva quando o corpo se move para a frente. A componente
medio-lateral (Fx) está relacionada com o equilíbrio durante a marcha. A sua
magnitude é menor que 10% do peso corporal na maior parte das situações. A
componente Fx age primariamente na direcção medial durante a fase de resposta a
carga, agindo depois lateralmente durante o resto do período de apoio. A força
lateral atinge o seu pico máximo na fase terminal [Inman, 1981; Perry, 1992; Winter,
1991].
O peso e a força de atrito constituem duas forças básicas na força de reacção
ao solo. O peso está relacionado com a Fz decorrente do peso corporal e de
qualquer aceleração e/ou desaceleração que actua no corpo. Essa componente é
necessária para se contrapor à acção da gravidade e deve ser igual ao peso
corporal, para manter a altura do CM acima da superfície de contacto. Desta forma,
uma força de reacção do solo vertical menor que o peso indica que o CM acelera
para baixo. A força de atrito refere-se à componente horizontal e não é influenciada
directamente pela gravidade. As acelerações são no sentido anteroposterior e
mediolateral. A componente vertical da FRS apresenta uma magnitude maior que as
restantes e é caracterizada por dois picos e um vale, e geralmente esses picos
apresentam uma magnitude superior ao peso corporal. O primeiro pico é observado
na primeira metade do período de apoio, e o segundo pico é observado no final do
período de apoio e representa o impulso contra o solo para iniciar o próximo passo.
O mínimo local resulta da amortização da componente vertical do movimento
resultante da actividade no joelho representa o período em que o pé se encontra em
CAPÍTULO III: MARCHA HUMANA
Andreia Sousa 65
posição plana [Vaughun, 1999]. Verifica-se a existência de um pico nos primeiros
milissegundos de apoio, nem sempre evidente na marcha que se refere à força de
impacto [Nigg, 2002]. Ainda segundo [Nigg, 2002], esta força resulta do impacto
entre dois corpos e a magnitude pode sofrer influência de vários factores, entre eles
a velocidade e o tipo de calçado.
O CP durante a marcha move-se segundo um padrão característico que varia
com e sem utilização de calçado e com diferentes tipos de calçado. Na marcha sem
calçado, o CP inicia o deslocamento do bordo lateral do calcâneo no inicio da fase
de apoio e move-se de uma forma praticamente linear através do mediopé
lateralmente à linha média, movendo-se posteriormente para o lado medial com uma
grande concentração na cabeça do primeiro metatarso. O CP move-se
posteriormente para o primeiro e segundo dedos durante a fase terminal de apoio
[Norkin, 1992].
Andreia Sousa 65
IV. INSTRUMENTAÇÃO BIOMECÂNICA
4.1 INTRODUÇÃO
Como já referido nos capítulo anteriores o controlo postural estático e dinâmico
constituem fenómenos multifactoriais, pelo que a sua análise requer a consciência
de que esta possui vários componentes: 1) estabilização de uma estrutura
multissegmentar esquelética, intrínseca e extrinsecamente; 2) produção interna de
energia a partir dos músculos e a transmissão e modificação da energia através dos
segmentos esqueléticos até ao ponto de uma reacção externa com a superfície de
contacto; 3) um sistema de controlo apropriado, com redundância e retro-
alimentação [Konin, 2006].
A análise de movimento constitui a quantificação de padrões de movimento e
forças durante a tarefa, o que constitui, respectivamente, a cinemática e cinética. O
processo actual para realizar esta análise envolve medições (cinéticas e
cinemáticas), armazenamento, recuperação, processamento, análise e apresentação
de resultados. Os sistemas tecnológicos ópticos revolucionaram a medição prática
da cinemática. Medições cinéticas e cinemáticas permitiram a definição de padrões
normais e várias variáveis chave que são actualmente vistas como características da
marcha [Gill, 2007]. Em termos biomecânicos, o corpo em análise pode ser
considerado como um conjunto de elementos rígidos, designados por segmentos
corporais, ligados pelas articulações [Davy, 1987]. No caso de actividades
dinâmicas, como a marcha, a posição e orientação dos segmentos variam
consideravelmente com o tempo [Veltink, 1993].
Este capítulo discute aspectos relativos à instrumentação normalmente
disponível para quantificar aspectos relativos a controlo postural e movimento. Numa
primeira instância são referidos os mecanismos existentes para aceder aos
componentes cinemáticos do movimento, sistemas de seguimento não visíveis e
sistemas de seguimento visíveis. Do mesmo modo, é feita uma breve exposição
CAPÍTULO IV: INSTRUMENTAÇÃO BIOMECÂNICA
Andreia Sousa 66
acerca dos vários mecanismos disponíveis, bem como das suas vantagens,
desvantagens e limitações. Em segundo lugar serão apresentadas descrições
tecnológicas e funcionais dos dispositivos necessários para aceder aos aspectos
cinéticos, medição das forças de reacção, pressão plantar e actividade muscular.
4.2 ANÁLISE CINEMÁTICA DO MOVIMENTO A cinemática pode ser descrita como o estudo da estrutura harmónica do
padrão de movimento do qual importa obter informações de tempo, espaço,
velocidade e aceleração. A base deste estudo, do ponto de vista clínico, constitui o
padrão de movimento angular e o seu controlo [Konin, 2006]. Sendo a análise
cinemática o estudo dos padrões e geometria do movimento, a chave principal é a
observação no sentido de se obter um registo de dados visuais. Este registo permite
uma análise detalhada no momento da avaliação e proporciona o registo
permanente para comparação posterior.
A compreensão dos aspectos cinemáticos do movimento humano é importante
para várias áreas do conhecimento, como a medicina e a biologia. A medição do
movimento pode ser usada para avaliar a performance funcional dos membros
inferiores em condições normais e anormais. O conhecimento cinemático é essencial
para um diagnóstico correcto, um plano de intervenção adequado, nomeadamente
em termos de intervenção cirúrgica ortopédica e design de dispositivos protésicos
utilizados para restaurar a função da marcha, entre outras aplicações.
4.2.1. ANÁLISE DE IMAGEM
Nos últimos anos tem-se verificado um interesse crescente pela análise de
imagem de movimentos humanos. Este domínio abrange, entre outros, o
reconhecimento facial, reconhecimento de gestos e o seguimento e análise de
movimentos corporais. De um modo mais abrangente, pode ser referido que as
técnicas de captura de movimento humano são usadas para uma grande variedade
de aplicações, desde a animação digital para entretenimento até à análise
biomecânica no desporto e aplicações clínicas, sendo que as duas últimas requerem
maior robustez e precisão [Corraza, 2006]. Efectivamente, o interesse pelo
movimento humano assume um carácter multidisciplinar. A título de exemplo podem
ser referidos estudos realizados no âmbito da psicologia com moving light displays
CAPÍTULO IV: INSTRUMENTAÇÃO BIOMECÂNICA
Andreia Sousa 67
(MLD) ligados a partes corporais, que mostram que os observadores humanos
podem, quase instantaneamente, reconhecer padrões de movimento fisiológico. Na
área gestual têm sido também realizados diversos estudos acerca do modo como os
humanos usam e interpretam o gesto. Pode ser também salientada a aposta por
parte de áreas de coreografia em disponibilizar descrições de nível elevado para o
movimento humano para a notação de dança, ballet e teatro [Gravila, 1996]. Em
cinesiologia, o objectivo principal tem sido desenvolver modelos do movimento
humano que expliquem não só o seu funcionamento mecânico, como também
identificar padrões associados a uma maior eficiência mecânica. O procedimento
típico envolve a recolha de dados tridimensionais (3D) do movimento em análise,
seguida de análise cinemática e computação das forças e binários. Os dados 3D são
tipicamente obtidos de um modo não invasivo, por exemplo através da colocação de
marcadores no corpo [Gravila, 1996]. De seguida, são apresentadas algumas
soluções tecnológicas existentes relevantes para aquisição de dados cinemáticos.
De acordo com a localização do sensor os sistemas de seguimento podem ser
classificados como visíveis com marcadores, visíveis sem marcadores ou não
visíveis.
a) Sistemas de imagem com marcadores
Esta é uma técnica que usa sensores ópticos, isto é câmaras de imagem, para
seguir movimentos humanos que são capturados através da colocação de
identificadores anatómicos. Uma das grandes desvantagens do uso de sensores
ópticos e marcadores é que estes são difíceis de usar quando se pretende aceder
de maneira exacta à componente de rotação articular, levando à incapacidade de
representação completa de um modelo 3D dos sujeitos [Zhou, 2004].
A colocação de marcadores na superfície cutânea constitui o método mais
frequente para medir o movimento humano. A maioria das técnicas de análise
correntes adoptam modelos onde o membro é assumido como um segmento rígido e
aplicam algoritmos para obter uma estimativa óptima do seu movimento. Um dos
modelos é proposto em [Spoor, 1988], sendo descrita uma técnica que, usando o
erro mínimo da raiz quadrada da média, diminui o efeito da deformação entre dois
passos. Este aspecto limita o campo de aplicação do método, uma vez que os
marcadores colocados na pele irão sofrer um movimento não rígido. A abordagem
do modelo rígido foi expandida em [Lu, 1999], passando da procura da
CAPÍTULO IV: INSTRUMENTAÇÃO BIOMECÂNICA
Andreia Sousa 68
transformação do corpo rígido em cada segmento individual à procura de
transformações rígidas múltiplas, concebendo modelos da anca, do joelho e da
tibiotársica como articulações esferoidais. A dificuldade nesta abordagem é
modelizar as articulações como articulações esferoidais onde todas as translações
são tratadas como artefactos, o que constitui uma clara limitação visto que as
articulações apresentam movimentos acessórios de translacção. A correlação entre
os ângulos de flexão e extensão nas trajectórias dos artefactos dos marcadores
cutâneos pode ser determinada pelo acesso a artefactos [Lucchetti, 1998]. Uma
limitação desta abordagem é assumir que o movimento cutâneo durante movimentos
quase estáticos é o mesmo do que em actividades dinâmicas [Lucchetti, 1998]. Uma
técnica mais recente baseia-se na aplicação de um maior número de marcadores
colocados em cada segmento corporal de forma a minimizar os efeitos do
movimento dos tecidos moles. Contudo, o tempo necessário para a aplicação dos
marcadores constitui uma limitação desta técnica [Corraza, 2006; Munderman,
2006].
Muitos dos métodos referidos introduzem um estímulo neurossensorial no
sistema durante a medição do movimento humano. Por exemplo, a inserção de
pinos ósseos pode introduzir artefactos na observação do movimento devido a
anestesia local ou interferência com estruturas músculoesqueléticas. Em alguns
casos, estes artefactos podem levar mesmo a uma interpretação incorrecta do
movimento [Corraza, 2006; Munderman, 2006].
Existem vários modos de captar o movimento humano. Actualmente, o método
óptico passivo constitui a tecnologia dominante [Munderman, 2006]. Esta técnica
serve-se da colocação de marcadores revestidos de um material reflector num ou
mais segmentos móveis, articulações e outros pontos-chave para analisar o
movimento. Várias câmaras de vídeo, geralmente com estreboscópios (strobes)
próximos da lente, capturam a luz que incide nos marcadores e é reflectida para as
mesmas, enviando posteriormente a informação para um software que determina
vários aspectos do movimento capturado, incluindo posição, ângulos, velocidade e
aceleração. Geralmente, o sistema computacional de análise de movimento
consegue exportar a informação obtida para uso em software de animação [King,
2007; Munderman, 2006]. Existem outras estratégias para captura de movimento
corporal, por exemplo, o uso de Light-Emitting Diodes (LEDs) como marcadores para
promover a informação necessária para as câmaras. Tal representa uma técnica
CAPÍTULO IV: INSTRUMENTAÇÃO BIOMECÂNICA
Andreia Sousa 69
óptica activa [King, 2007; Munderman, 2006]. Os sistemas activos emitem
informação luminosa no espectro visível ou radiação infravermelha sob a forma de
Light Amplification by Stimulated Emission of Radiation (LASER), padrões luminosos
ou pulsos modulados. Em geral, os sistemas activos promovem boa definição em
medições 3D mas requerem ambientes laboratoriais controlados e estão geralmente
limitados a movimentos de baixa amplitude [Corraza, 2006; Munderman, 2006].
b) Sistemas de imagem sem marcadores
Embora a análise de movimento tenha sido comummente reconhecida como
clinicamente útil, a rotina do uso da análise da marcha tem tido um crescimento
muito limitado. Esta limitação está relacionada com vários factores, nomeadamente
a aplicabilidade da tecnologia existente para aceder a problemas clínicos e o tempo
e custo necessários para recolha, processamento e interpretação de dados [King,
2007; Munderman, 2006]. O movimento dos marcadores é usado para inferir o
movimento relativo entre dois segmentos adjacentes com o objectivo de definir o
movimento da articulação. O movimento dos tecidos moles relativamente à
referência óssea é o factor primário que limita a resolução de um movimento articular
detalhado usando marcadores sobre a pele [Corraza, 2006; Munderman, 2006;
Rosenhahn, 2008].
O próximo avanço crítico na captura de movimento humano é o
desenvolvimento de um sistema não invasivo e sem marcadores que seja de
elevada resolução e fiabilidade. Uma técnica para estimar a cinemática que não
requeira marcadores anatómicos pode expandir, de maneira significativa, a
aplicabilidade da captura do movimento humano. A eliminação desta necessidade
pode reduzir consideravelmente o tempo de preparação do indivíduo, possibilita uma
maior eficiência de tempo e potencia melhor acesso ao movimento humano na
investigação e prática clínicas [King, 2007].
O método de seguimento sem marcadores explora sensores externos, como
câmaras, para seguir o movimento do corpo humano. A exploração deste método é
assim motivada pela limitação dos sistemas baseados em marcadores: 1) a
identificação de referências ósseas pode não ser exacta; 2) os tecidos moles que
cobrem as referências ósseas podem mover-se, levando a dados com ruído; 3) o
marcador por si só pode deslocar-se devido à própria inércia. No entanto, esta
CAPÍTULO IV: INSTRUMENTAÇÃO BIOMECÂNICA
Andreia Sousa 70
técnica requer um grande potencial computacional para atingir a eficiência e reduzir
o tempo de latência dos dados. São exigidas elevadas velocidades de aquisição das
câmaras, pois uma taxa de aquisição inferior a 60 aquisições por segundo promove
uma largura de banda insuficiente para uma representação de dados válida [Zhou,
2004]. Apesar dos avanços verificados nesta área, a velocidade de processamento e
o preço constituem problemas para aplicações de captura de movimento mais
especializadas e mais extensas. A validade externa constitui também um desafio, de
acordo com o perito em captura de movimento biomecânico David J. Sturman, citado
em [King, 2007].
A captura de movimento sem marcadores, como já foi referido, oferece uma
solução atractiva para os problemas associados ao método baseado em
marcadores. No entanto, o uso do método sem marcadores para capturar o
movimento humano para aplicações biomecânicas e clínicas tem sido também
limitado pela complexidade de adquirir aspectos cinemáticos 3D. O problema de
estimar o movimento livre do corpo humano, ou mais geralmente de um objecto sem
marcadores, do ponto de vista de várias câmaras não tem a correspondência
espacial e temporal garantida intrinsecamente pelos marcadores [Corraza, 2006].
Alguns modelos promovem métodos para ultrapassar algumas das
complexidades associadas ao uso de técnicas de aquisição sem marcadores. Um
modelo a priori do sujeito, por exemplo, pode ser usado para reduzir o número total
de graus de liberdade do problema. Uma outra opção consiste em aumentar o
número de câmaras usadas, de maneira a que uma maior quantidade de dados
esteja disponível para um dado número de graus de liberdade. Neste sentido, a
robustez da abordagem sem marcadores pode ser aumentada incrementando o
número de câmaras e limitando o espaço de pesquisa de possíveis configurações
espaciais para as configurações anatómicas mais apropriadas. Esta última estratégia
pode ser conseguida usando um modelo humano para identificar o movimento do
sujeito [Corraza, 2006].
A capacidade para medir padrões de marcha sem o risco de um estímulo
artificial produzir artefactos não desejados, que podem mascarar padrões naturais
de movimento, constitui uma importante necessidade para aplicações clínicas
emergentes. Até à data, os métodos sem marcadores não estão disponíveis em
CAPÍTULO IV: INSTRUMENTAÇÃO BIOMECÂNICA
Andreia Sousa 71
larga escala, uma vez que a captura exacta do movimento sem marcadores constitui
ainda um desafio técnico.
4.2.2 SISTEMAS DE SEGUIMENTO NÃO VISÍVEIS
Neste tipo de sistemas, os sensores são colocados em determinadas
localizações anatómicas para adquirir informação de movimento. Os sensores são
normalmente classificados como mecânicos, acústicos, inerciais, de rádio,
microondas e magnéticos [King, 2007; Munderman, 2006; Zhou, 2004]. Os sistemas
acústicos seguem o movimento através de receptores que recebem sinais de
transmissores aplicados geralmente através de uma cinta ao corpo do sujeito em
estudo. Por outro lado, os sistemas mecânicos medem mecanicamente o movimento
físico corporal. Já os sistemas electromagnéticos usam um transmissor central e
sensores que recolhem a posição e orientação de partes de objectos que se movem
com base em alterações do campo magnético envolvido [King, 2007; Munderman,
2006]. A título de exemplo, dentro dos sensores de inércia podem ser referidos os
acelerómetros, que convertem acelerações lineares, angulares ou uma combinação
destas num sinal de output [Baumberg, 1994]. Existem três tipos de acelerómetros:
piezoeléctricos, piezorresistivos, e capacitivos [Zhou, 2004]. Este tipo de sensor
requer grande poder de processamento, o que aumenta o tempo de latência
envolvido. Além disso, a resolução e a largura de banda são normalmente limitados
pela interface do circuito usado [Bouten, 1997].
Sistemas exosqueléticos
Dentro destes sistemas está incluída a electrogoniometria, que consiste na
medição de ângulos entre segmentos. Os dispositivos usados são designados de
electrogoniómetros. Tipicamente, estes dispositivos usam transdutores
electromecânicos e potenciómetros rotacionais. Nos potenciómetros rotacionais, as
alterações da resistência eléctrica têm uma relação linear com o ângulo do eixo de
rotação. Assim sendo, a aplicação de uma voltagem constante às extremidades fixas
do potenciómetro, a voltagem entre as conexões móveis e fixas serão linearmente
proporcionais ao ângulo de rotação do eixo:
Â�#�7� = ���+����8 × ��7��#89.
CAPÍTULO IV: INSTRUMENTAÇÃO BIOMECÂNICA
Andreia Sousa 72
As conexões do potenciómetro são fixas mecanicamente, devendo os cabos
estar paralelos aos segmentos corporais entre os quais se pretende medir o ângulo.
O sinal eléctrico resultante constitui uma medida análoga do ângulo. Os ângulos
entre os segmentos corporais são espaciais, isto é, uma determinação completa do
ângulo compreende três dimensões espaciais. O desenvolvimento destes
dispositivos levou ao aparecimento de sistemas que usam três potenciómetros
ortogonais posicionados em cada articulação a medir, criando uma unidade que é
ligada à unidade correspondente de medida das articulações vizinhas. As medições
decorrentes dos electrogoniómetros correspondem directamente aos ângulos. Dado
que os ângulos são informação que é necessária para estudos da análise da
locomoção, esta característica é vantajosa. É evidente, no entanto, que embora os
electrogoniómetros sejam capazes de fornecer informação de movimento de
articulações específica, não são capazes de quantificar uma informação cinemática
global e completa. Os electrogoniómetros podem ser utilizados para a medição da
locomoção a velocidade baixa, por exemplo em medicina de reabilitação, geralmente
em medições clínicas da marcha e investigação. Constituem um instrumento de fácil
utilização e pouco dispendioso, com fiabilidade satisfatória [Medved, 2001].
4.2.3 OUTROS MÉTODOS
O movimento do esqueleto pode também ser medido directamente usando
abordagens alternativas aos usuais sistemas de marcadores cutâneos. Estas
abordagens incluem estereorradiografia, pinos ósseos, dispositivos de fixação
externos ou técnicas de fluoroscopia. Embora estes métodos promovam medidas
directas do movimento do esqueleto, são invasivos ou expõem a sujeito em análise a
radiação. Mais recentemente, a ressonância magnética a tempo real promove in vivo
medições ósseas, ligamentares, musculares de forma não invasiva e praticamente
inofensiva. No entanto, todos estes métodos impedem de certa forma padrões
naturais de movimento, exigindo algum cuidado quando se tenta extrapolar este tipo
de medições para padrões naturais de locomoção [Munderman, 2006; Rosenhahn,
2008].
CAPÍTULO IV: INSTRUMENTAÇÃO BIOMECÂNICA
Andreia Sousa 73
4.3 ANÁLISE CINÉTICA
A cinética constitui o estudo das forças que influenciam o movimento. Estas
forças têm relação com as tensões mecânicas, internas e externas [Konin, 2006;
Norkin, 1992]. Em termos externos existem as forças de reacção do solo (FRS),
gravidade e inércia. As forças musculares individuais constituem em grande parte as
forças internas [Konin, 2006; Norkin, 1992].
4.3.1 MEDIÇÃO DAS FORÇAS DE REACÇÃO DO SOLO E PRESSÃO PLANTAR
a) Plataformas de forças
As plataformas de força permitem a medição do vector de força total (FRS)
ocorrida na locomoção durante o contacto entre o corpo e o solo. Para além destes
valores, a plataforma de força fornece também o momento do vector força, os
valores das coordenadas planares de x e y do centro de pressão. O resultado destas
medições é expresso através de gráficos de tempo. A plataforma de forças constitui
um instrumento muito utilizado para estudos da locomoção e em posturas
aproximadamente estáticas para analisar, por exemplo, a estabilidade postural e o
equilíbrio [Medved, 2001].
As plataformas de força fornecem as FRS na superfície de apoio durante a
marcha. Estas forças são representadas habitualmente na forma de um vector ao
longo do tempo, considerando-se a sua acção 3D. Assim, a plataforma quantifica a
variação dinâmica da FRS durante a fase de contacto. Nesta fase ocorre
transferência de forças externas, o que determina alterações no movimento corporal
[Orlin, 2000].
Geralmente, estes sensores possuem uma superfície de contacto relativamente
dura em relação à planta do pé. São construídos a partir de metal, cerâmica ou outro
material que tenha um elevado módulo de elasticidade [Urry, 1999]. As plataformas
de força consistem em duas superfícies rígidas, uma superior e uma inferior, que são
interligadas por sensores de força. Há três modos de construção da plataforma
segundo o posicionamento dos sensores: 1) plataforma com um único sensor no
CAPÍTULO IV: INSTRUMENTAÇÃO BIOMECÂNICA
Andreia Sousa 74
centro, 2) plataforma triangular com três sensores, e 3) plataforma rectangular com
quatro sensores; esta última é a mais utilizada dentro das plataformas comerciais
disponíveis para análise da marcha. Nas plataformas rectangulares que medem as
três componentes de FRS, cada um dos quatro sensores regista a força aplicada
nas direcções mediolateral (X), anteroposterior (Y) e vertical (Z).
A capacidade para seguir um sinal com componentes de 10 a 15 Hz constitui
um requisito mínimo de performance para um transdutor. Estudos que envolvam
maiores frequências, tais como impactos, necessitam de um aumento proporcional
na frequência natural do transdutor. Transdutores com frequência de resposta
superior 200 Hz têm sido usados para forças sob o calcâneo, enquanto uma
frequência de resposta 50Hz tem sido recomendada para o antepé [Urry, 1999].
Os problemas ligados ao uso de plataformas de forças estão ligados ao
elevado número de passos necessários para recolher os dados e ao facto de os
indivíduos alterarem o padrão de marcha de maneira a que os seus passos
coincidam com a plataforma, problema este que pode ser anulado com o uso de
palmilhas [Orlin, 2000].
b) Transdutores de pressão
Os componentes típicos de um sistema usado para medir pressões plantares e
FRS incluem um dispositivo de medição de pressão e força, respectivamente, que
consiste em sensores numa plataforma ou em palmilha; um computador para
aquisição, armazenamento e análise; e um monitor para observação dos dados
[Peterson, 1982].
A pressão plantar pode ser estudada através de sistemas de medição
dedicados. Estes sistemas de medição originam mapas de pressão, dos quais é
possível obter a magnitude das pressões, padrões da distribuição espacial das
pressões e variações dinâmicas nos padrões de magnitude [Orlin, 2000]. Os
sistemas de medição plantar actualmente utilizados são constituídos por
transdutores de força resistivos e capacitivos, e podem apresentar-se sob a forma de
tapete ou palmilha [Delisa, 1998].
As técnicas de medição podem utilizar transdutores de pressão individuais,
posicionados em localizações anatómicas específicas na face plantar. Uma
CAPÍTULO IV: INSTRUMENTAÇÃO BIOMECÂNICA
Andreia Sousa 75
vantagem deste sistema é a elevada taxa de amostragem sendo por isso
seleccionado com frequência para actividades de alta velocidade, como corrida. No
entanto, é preciso ter em atenção vários aspectos quando se usa este método para
aquisição de dados: 1) sensores discretos podem actuar como um objecto estranho;
2) a falta de consistência entre o material utilizado para fabricar o sensor e a pele
pode levar a valores falsamente elevados; 3) os sensores podem deslocar-se em
actividades dinâmicas [Eaton, 1997]. Podem também ser utilizado um conjunto de
sensores organizados em linhas e colunas (matriz). Usando medidas em matriz
pode-se aceder à distribuição de pressões que age sobre a superfície plantar. O uso
de matrizes possui a vantagem de não ser preciso tomar nenhuma decisão a priori
acerca das áreas a monitorizar, uma vez que pode ser acedida uma maior área de
superfície plantar de uma única vez [Orlin, 2000].
Os dispositivos de medição da pressão plantar possuem uma superfície de
contacto flexível, tal como a borracha ou o plástico, que pode distorcer de forma
imprevisivel, fazendo variar a sua resposta de acordo com a magnitude e distribuição
da carga. Um sensor de pressão ideal, sob condições de força constante, dará um
output inversamente proporcional à área. Os sensores de força resistivos
posicionam-se entre estes dois ideais e detectam a força e área de contacto
independentemente. Assim, a área sobre a qual a carga é aplicada deve ser tida em
consideração e só podem ser executadas medições reproduzíveis se a área de
contacto se mantiver constante [Urry, 1999]
Tem sido sugerido que limites de pressão de 0 (zero) a 200 KPa (0 a 2 Kgcm-
2) são necessários para a posição estática, enquanto limites de ≈ 0 (zero) a 1000
KPa (0 a 10 Kgcm-2) são mais adequados para a marcha. Pressões extremas foram
detectadas na posição estática no limite de ≈ 2000 a 3000 KPa (20 a 30 Kgcm-2)
[Urry, 1999].
O uso de sensores em palmilhas tem como desvantagem a existência de um
menor número de sensores, resultando numa menor resolução. Acresce ainda que a
grande maioria deste tipo de dispositivos apenas consegue aceder à componente
vertical da força de reacção do solo [Orlin, 2000].
CAPÍTULO IV: INSTRUMENTAÇÃO BIOMECÂNICA
Andreia Sousa 76
4.3.2 REPRESENTAÇÃO DO SINAL CINÉTICO
a) Diagrama de vector
O diagrama de vector constitui uma representação gráfica da sequência
espaciotemporal dos dois vectores componentes da força de reacção do solo no
plano sagital ou frontal. Este tipo de representação pode ser obtida após a medição
e conversão analógica-digital do sinal através de plataformas de força.
Figura 4.1: Diagrama de vector recolhido num indivíduo saudável durante a marcha
(retirado de [Medved, 2001]).
b) Estabilometria
Uma aplicação das plataformas de força é a avaliação da estabilidade postural.
Em posturas corporais aproximadamente estáticas, como já foi referido, a projecção
do CM está dentro da base de suporte. Esta área é determinada pelo "perímetro
lateral“ dos dois pés. Mais precisamente, a base funcional de suporte pode ser
definida como ligeiramente menor que a área de suporte. A razão para este aspecto
reside no facto de os músculos agirem para controlar o peso corporal sobre o antepé
ou retropé. Em princípio, para seguir o movimento do CM no espaço e tempo é
necessária a aplicação de uma abordagem baseada numa dinâmica inversa
baseada na medição de variáveis cinemáticas e num modelo biomecânico corporal,
enquanto a electromiografia dá uma indicação da função neuromuscular. As
plataformas de força permitem uma avaliação aproximada do tempo de alteração da
posição do CM através de um procedimento simples, prático e rápido que permite
medir a estabilidade postural. Normalmente é usada uma representação gráfica dos
sinais de medição com um diagrama x-y da inter-relação dos valores das
coordenadas do CP no plano horizontal, que dá uma indicação da oscilação corporal
[Medved, 2001].
CAPÍTULO IV: INSTRUMENTAÇÃO BIOMECÂNICA
Andreia Sousa 77
Numa medição aproximadamente estática, as forças horizontais e binários
podem ser negligenciados. Presume-se que a plataforma é carregada somente na
direcção vertical. Para satisfazer esta condição, deve observar-se o seguinte:
∑ �; = 0 = = − �1 − �2 − �3 − �4, (4.1)
�� = = �1 + �2 + �3 + �4 = �;,
onde Fz designa o sinal de output da plataforma, que é igual à soma eléctrica das
quatro forças de reacção internas. Este sinal é a medição da força vertical resultante
aplicada. O próximo requisito para o equilíbrio estático é de que a soma dos
momentos em cada eixo seja igual a zero:
∑ '@ = 0 = =A + (�1 + �4 − �2 − �3)(B0),
(4.2)
�� =A = (�2 + �3 − �1 − �4) CB0D = '@,
onde Mx constitui o sinal de output correspondente, que iguala a combinação de
quatro sinais de reacção multiplicado pelo factor representante do comprimento
efectivo da alavanca, a metade da distância entre os sensores, cujo valor é
constante e determinado pelo procedimento de calibração. Os símbolos a e b
representam as coordenadas do ponto do CP nas direcções x e y, respectivamente.
Substituindo R pela expressão 4.1 e dividindo com este valor obtém-se:
(4.3)
A = (E0$EF%E�%EG)B(E�$E0$EF$EG)0 = �H
EI ,
(4.4)
� = (EF$EG%E�%E0)B(E�$E0$EF$EG)0 = − �J
EI .
Desta forma, as coordenadas do CP na plataforma são calculados em casos
quasi estáticos [Medved, 2001].
CAPÍTULO IV: INSTRUMENTAÇÃO BIOMECÂNICA
Andreia Sousa 78
4.4 ACTIVIDADE ELECTROMIOGRÁFICA
4.4.1 ELECTROMIOGRAFIA
O músculo é um tecido excitável que contrai em resposta a uma estimulação
nervosa. Qualquer resposta mecânica é precedida de um padrão de activação
neural assíncrono e uma resposta eléctrica das fibras musculares. A electromiografia
(EMG) é o estudo da função muscular através da recolha do sinal eléctrico do
músculo. Por outras palavras, detecta as alterações do potencial eléctrico muscular
quando este é sujeito a um impulso nervoso motor [Basmajian, 1985; Soderberg,
1992; Whitle, 2007].
Tem sido demonstrado que a EMG constitui um método válido na medição da
actividade muscular e que os resultados obtidos com os eléctrodos de superfície
fornecem informação suficiente para a análise dessa actividade [Basmajian, 1985]. A
EMG pode indicar o número de unidades motoras activadas em situações normais e
patológicas do músculo [Basmajian, 1985].
Tendo em conta que na análise da marcha se pretende uma informação global
de músculos superficiais, será dada maior atenção à EMG de superfície. O sinal
obtido pela EMG de superfície tem sido considerado como representativo da
actividade total das fibras do músculo.
4.4.2 CARACTERÍSTICAS DO SINAL ELECTROMIOGRÁFICO
Alguns factores influenciam a amplitude pico-a-pico do sinal electromiográfico
detectado, o número e tamanho das fibras musculares activas, o tamanho e
orientação dos eléctrodos de detecção relativamente às fibras musculares activas e
a distância entre as fibras activas e os eléctrodos de detecção. A frequência do sinal
é influenciada pelo tamanho e distância entre os eléctrodos e a distância entre os
eléctrodos de detecção e as fibras activas. A confluência destes factores torna
impossível especificar uma amplitude pico-a-pico e a frequência definida [DeLuca,
1993; Soderberg, 1992].
A frequência do sinal EMG varia entre 25 a vários kHz. A amplitude do sinal
varia de 100 µV a 90 mV, dependendo do tipo de sinal e eléctrodos usados. No caso
CAPÍTULO IV: INSTRUMENTAÇÃO BIOMECÂNICA
Andreia Sousa 79
de eléctrodos de superfície, os níveis de sinal são geralmente baixos, tendo picos de
amplitude na ordem de 0.1 a 1 mV [DeLuca, 1993].
4.4.3 TÉCNICAS DE RECOLHA
a) Selecção dos eléctrodos
Os eléctrodos podem ter vários tamanhos, se de superfície ou de profundidade,
e possuem um ou dois discos compostos por cloreto de prata de 1 a 5 mm de
diâmetro. A escolha depende essencialmente do objectivo a que se propõe a
medição [Soderberg, 1992].
Podem ser eléctrodos passivos ou activos. Na configuração passiva, o
eléctrodo consiste na detecção da corrente na pele através da interface
eléctrodo/pele e não possui elevada resistência de input, sendo por isso afectado
pela resistência da pele (a resistência da pele é diminuída usando álcool a 70%,
remoção de pêlos e abrasão no sentido de remover elementos electricamente não
condutores) [Basmajian, 1985].
b) Localização dos eléctrodos
Segundo [Basmajian, 1985], a colocação dos eléctrodos deve efectuar-se no
ponto médio da distância entre o ponto motor e o tendão, no caso de contracções
isométricas, e no ponto médio do ventre muscular no caso de contracções
isotónicas. Dado que a impedância do músculo é anisotrópica, os eléctrodos devem
estar paralelos às fibras musculares. A magnitude da impedância na direcção
perpendicular é maior 7 a 10 vezes do que ao longo da direcção longitudinal
[Basmajian, 1985]. Dada a duração dos eventos eléctricos e a velocidade de
condução, o espaçamento do eléctrodo deve rondar 1 a 2 cm [Merletti, 1997;
Soderberg, 1992].
4.4.3 PROCESSAMENTO DO SINAL ELECTROMIOGRÁFICO
Tipicamente são utilizados dois tipos de análise: no domínio temporal são
exemplos a amplitude média do sinal rectificado, o root mean square (RMS), o
integral do sinal electromiográfico; no domínio das frequências podemos apontar a
CAPÍTULO IV: INSTRUMENTAÇÃO BIOMECÂNICA
Andreia Sousa 80
frequência média, a mediana da frequência, a moda da frequência, a frequência
máxima [Basmajian, 1985].
Durante várias décadas considerou-se que a melhor forma de processar o
sEMG era calculando o integral do mesmo. Os avanços efectuados ao nível dos
dispositivos electrónicos durante as últimas décadas tornaram possível calcular o
RMS e a média do valor rectificado do sEMG. Embora estas duas variáveis
representem a medição da área abaixo da curva do sinal considerado, somente o
valor do RMS é provido de um significado físico, na medida em que é uma medida
do poder do sinal e é o parâmetro que reflecte de forma mais completa a correlação
fisiológica do comportamento da unidade motora durante a contracção muscular. Por
esta razão, o valor do RMS é o mais utilizado na maior parte das aplicações
[Basmajian, 1985]. Este valor depende do número de unidades motoras activadas,
da taxa de activação, da área da unidade motora, da duração da activação da
unidade motora, da velocidade de propagação do sinal eléctrico, da configuração
eléctrica e das características dos instrumentos utilizados [Basmajian, 1985; DeLuca,
1993].
Em termos de aplicações, normalmente a EMG é utilizada no sentido de:
determinar o tempo de activação do músculo, ou seja, detectar o início e o final da
excitação muscular; detectar o grau de actividade recrutado pelo músculo e/ou obter
um índice de fadiga muscular [Basmajian, 1985].
Os sinais devem ser livres de artefactos mecânicos, ruído eléctrico e cross talk
(descrito a seguir). Se estes sinais não são eliminados e o sinal recolhido possui
estes elementos não desejados será difícil separá-los posteriormente. É possível
reduzir os artefactos eléctricos e mecânicos através de filtragem, no entanto, o
mesmo não é possível relativamente ao cross talk [DeLuca, 1993; Soderberg, 2000;
Soderberg, 1992; Turker, 1993].
a) Artefactos
Os artefactos podem resultar de movimentos dos eléctrodos e dos cabos
[Reaz, 2006; Soderberg, 2000]. Contudo, a interferência da rede (50-60Hz) constitui
o artefacto mais comum [Reaz, 2006]. Embora os artefactos de movimento
correspondam a um nível baixo do espectro EMG (menos de 30 Hz), têm uma
CAPÍTULO IV: INSTRUMENTAÇÃO BIOMECÂNICA
Andreia Sousa 81
amplitude suficiente para serem dificilmente removidos com um simples filtro passa-
alto [Soderberg, 1992].
b) Ruído
O ruído térmico é essencialmente gerado nos eléctrodos, nos cabos que ligam
os eléctrodos ao amplificador e componentes internos da instrumentação
[Soderberg, 1992]. O ruído relativamente ao equipamento é causado em grande
parte pela natureza dos eléctrodos de recolha e as características do amplificador.
Os eléctrodos introduzem ruído térmico proporcional à raiz quadrada da resistência
das superfícies de detecção e não pode ser totalmente eliminado; no entanto, pode
ser reduzido pela limpeza dos contactos dos eléctrodos. Os amplificadores causam
também algum ruído, devido às propriedades físicas dos semicondutores usados.
Este ruído não pode também ser totalmente eliminado, podendo no entanto ser
reduzido para baixos valores com o uso de amplificadores de baixo consumo
alimentados por bateria. O ruído gerado internamente ao pré-amplificador constitui o
maior componente do total do ruído do amplificador [Soderberg, 1992].
Normalmente é observado um ruído de frequência entre 50 a 60 Hz,
especialmente quando a pele não é preparada, os eléctrodos não estão
completamente ajustados à pele, e quando é usada uma configuração monopolar.
Este ruído pode aparecer como uma onda sinusoidal no traçado EMG ou picos
regulares quando os dados são filtrados com um filtro passa-alto. A eliminação deste
ruído pode ser feita usando um eléctrodo-terra ou referência [DeLuca, 1996]. O
eléctrodo-terra é colocado numa superfície electricamente neutra, tal como uma
proeminência óssea próxima dos eléctrodos de recolha [Basmajian, 1985].
c) Crosstalk
O crosstalk resulta da recolha de actividade eléctrica de outros músculos que
não estão em análise [Basmajian, 1985].
Andreia Sousa 83
Andreia Sousa 84
V. CONSIDERAÇÕES FINAIS
5.1 CONCLUSÕES
A análise biomecânica do movimento e controlo postural humano constitui um
domínio complexo, que implica a conjugação de vários factores e a quantificação de
múltiplas variáveis. Existe uma relação intrínseca entre movimento e controlo
postural. Este último e controlado por vários subsistemas nos seus vários
subcomponentes. Dada a complexidade deste sistema, a sua compreensão ainda
não é clara na literatura, tornando pertinente e necessária a realização de estudos
com vista a aprofundar factores determinantes no controlo postural, particularmente
no que diz respeito à coordenação entre postura e movimento.
A marcha humana, vista como um movimento rítmico, constitui um fenómeno
complexo modulado por um gerador de padrão central, informação aferente e
comandos supra-espinais, podendo ser quantificada por variáveis cinéticas e
cinemáticas. É a quantificação destas variáveis que permite aceder, classificar e
comparar diferentes padrões de marcha como mais ou menos eficientes. Em termos
biomecânicos, essa eficiência pode ser expressa em termos do trabalho
desenvolvido e do dispêndio energético associado.
Dada a multidimensionalidade da análise do movimento existem ainda muitos
aspectos que permanecem por explicar e/ou clarificar. Este défice condiciona a
avaliação do movimento em casos de alterações biomecânicas que possam estar
associadas a determinadas patologias ou disfunções, em casos de avaliação de
próteses e/ou ortóteses, eficácia/sucesso de intervenções médicas, monitorização
de um plano de intervenção, conjuntamente com mecanismos de biofeedback
orientados no sentido de garantir uma maior eficiência energética e funcional.
5.2 PERSPECTIVAS DE TRABALHOS FUTUROS
De uma forma global, pretende-se no âmbito da Tese de Doutoramento em
Engenharia Biomédica estudar do ponto de vista biomecânico diferentes movimentos
CAPÍTULO V: CONSIDERAÇÕES FINAIS
Andreia Sousa 85
humanos, identificando e correlacionando factores, internos e externos, relevantes, e
variáveis descritivas que permitam caracterizar adequadamente padrões cinéticos e
cinemáticos, trabalho executado e energia despendida. Procurar-se-á estabelecer
uma relação entre os diferentes níveis, nomeadamente dinâmica músculo-
esquelética, modulação aferente e eferente. Dada a eficiência do movimento
humano estar tão dependente do controlo postural, a análise acima referida será
efectuada no sentido de perceber o processo de coordenação entre postura e
movimento.
Numa perspectiva biomecânica, procurar-se-á examinar de que forma factores
cinemáticos influenciam padrões cinéticos e de que forma o sistema se adapta em
função de alterações destas variáveis. Paralelamente, torna-se pertinente detectar
quais as variáveis, cinéticas e/ou cinemáticas, que possuem maior influência no
deslocamento do centro de massa e consequentemente no dispêndio energético,
traduzido, por exemplo, no consumo de oxigénio. A correlação entre as diferentes
variáveis permitirá obter a caracterização de padrões de marcha mais eficientes em
termos de dispêndio energético.
Constitui também objectivo de trabalho futuro a manipulação de factores
externos que condicionam os padrões de movimento humano, nomeadamente, da
marcha, e estratégias de controlo postural, em relação à qual irão ser analisados os
factores identificados, de maneira a perceber de que forma o sistema biomecânico
se adapta a alterações da informação aferente, como por exemplo, a variação da
inclinação do plano de apoio, a instabilidade do calçado, entre outros. Procurar-se-á
também perceber de que formas estas alterações na informação aferente afectam
variáveis de outros sistemas.
A primeira fase do trabalho de Doutoramento corresponde ao estudo
bibliográfico detalhado do controlo postural, caracterização biomecânica do
movimento humano normal, com maior incidência nos movimentos de carácter
rítmico, como a marcha, e metodologias para quantificação de variáveis
biomecânicas. A segunda fase corresponderá a análise dos parâmetros acima
referidos em subgrupos clínicos. Esta parte do projecto terá como objectivo principal
verificar de que forma o sistema biomecânico se adapta, em termos de correlações
cinéticas e cinemáticas, após lesão de áreas referidas como relevantes na marcha e
controlo postural. Com base na análise efectuada em indivíduos sem patologia, será
CAPÍTULO V: CONSIDERAÇÕES FINAIS
Andreia Sousa 86
procurado o principal problema causado pela lesão entre as adaptações
biomecânicas inerentes. Adicionalmente, será estudada a evolução das adaptações
biomecânicas com o tempo.
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