CONTROLO POSTURAL E MARCHA HUMANA: ANÁLISE ...

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

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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.

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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

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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

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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

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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.


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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.

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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].


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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].


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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.


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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


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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


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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


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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.


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


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].


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]).


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


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


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.


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


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


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


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,


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


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


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.


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


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].


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].


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].


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.


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


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].


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].


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


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


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.


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].


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


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]).


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



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].


Andreia Sousa 43

Figura 3.8: Ilustração gráfica do quarto e quinto determinantes da marcha, pé e joelho


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].


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


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,


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


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


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].


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]


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

,


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


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


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


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


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


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


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.


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


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


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


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.


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


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


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


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


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


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


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


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


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.


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].


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


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


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].


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


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].


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].


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


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


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


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

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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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