Estudo Biomecânico na Marcha de Indivíduos Amputados do...

Faculdade de Engenharia da Universidade do Porto

Estudo Biomecânico na Marcha de Indivíduos Amputados do Membro Inferior

José António Luz Viegas

VERSÃO DE TRABALHO TEÓRICO

Relatório realizado no âmbito da Unidade Curricular de Preparação da Dissertação

Mestrado em Engenharia Biomédica

Orientador: Professor Doutor João Manuel R. S. Tavares (FEUP/DEMec)

Co-orientador: Professora Doutora Andreia S. P. Sousa (ESTSP)

Porto, 22 de Janeiro de 2017

i

Resumo

A presente Dissertação enquadra-se especificamente na análise da marcha de

indivíduos com amputações de membro inferior. Na actualidade a marcha é uma actividade

da vida diária que apresenta um grande impacto relativamente a factores físicos,

psicológicos e sociais. A análise da marcha tornou-se então numa ferramenta tanto de

avaliação clínica como também de investigação do movimento humano.

A amputação é a cirurgia mais antiga da história da medicina, definida como o corte

cirúrgico parcial ou total de um determinado segmento corporal. Com o decorrer das

épocas vieram-se a desenvolver diferentes membros artificiais por diferentes materiais

como madeira, couro e alumínios, no qual proporcionava locomoção dos amputados,

embora realizando uma marcha desajeitada. Foi então que após as grandes guerras

mundiais tornou-se fulcral a reabilitação das pessoas lesadas desta época. O objectivo de

colocar um membro artificial apenas pela estética ou proporcionar uma mobilidade mínima

tornou-se uma ideia vaga, o ideal principal era promover conforto, tal como reabilitar e

promover uma marcha o mais semelhante a marcha de indivíduos com os membros

inferiores sãos.

O objectivo desta Dissertação baseia-se na comparação de parâmetros

espaciotemporais, cinemáticos e cinéticos da marcha entre indivíduos amputados e os

indivíduos sem qualquer patologia.

Esta Dissertação encontra-se dividida em duas partes: a primeira parte apresenta uma

revisão bibliográfica de forma a abordar os conceitos teóricos da temática, como a

anatomia e fisiologia do membro inferior, amputação e próteses de membro inferior,

análise biomecânica e ferramentas/instrumentos para a sua realização e os conceitos do

ciclo de marcha; a segunda parte baseia-se no trabalho experimental que se pretende

realizar no estudo biomecânico, onde se realizará a comparação dos diversos parâmetros

referidos anteriormente.

iii

Abstract

The present dissertation is specifically focused on the gait analysis of individuals

with lower limb amputations. At present, walking is an activity of daily living that has a

great impact on physical, psychological and social factors. The gait analysis then became a

tool for both clinical evaluation and research into human movement.

The amputation is the oldest surgery in the history of medicine, defined as the

partial or total surgical cut of a certain body segment. Throughout the epochs different

artificial limbs were developed by different materials such as wood, leather and

aluminum, in which it provided locomotion of the amputees, although carrying out an

awkward march. It was then that after the great world wars the rehabilitation of the

injured people of this time became central. The aim of placing an artificial limb only for

esthetics or providing minimal mobility became an empty idea; the main ideal was to

promote comfort, such as rehabilitating and promoting a gait the most similar to walking

of individuals with healthy lower limbs.

The aim of this Dissertation is based on the comparison of spatiotemporal,

kinematic and gait parameters of gait between amputated individuals and individuals

without any pathology.

This dissertation is divided into two parts: the first part presents a bibliographical

review in order to approach the theoretical concepts of the subject, such as anatomy and

physiology of the lower limb, amputation and lower limb prostheses, biomechanical

analysis and tools / instruments for Its realization and the concepts of the running cycle;

The second part is based on the experimental work to be carried out in the biomechanical

study, where the various parameters referred to above will be compared.

iv

Agradecimentos

Ao orientador Professor João Manuel R.S. Tavares pela disponibilidade, orientação e bases

bibliográficas fornecidas para elaboração do que é o conhecimento teórico para aplicação na

dissertação.

À co-orientadora Professora Andreia S.P. Sousa pela orientação, bases bibliográficas e apoio

informativo relativamente a comissão de ética e de laboratórios biomecânicos.

À Dra. Ermelinda Nicolau e ao Dr. Carlos Quelhas, directores da empresa Padrão Ortopédico,

relativamente a área de ortoprotesia, pelo interesse, apoio e parceria já demonstrado pela

temática.

v

Índice

Resumo………………………………………………………………………………………………………………………………………… i

Abstract………………………………………………………………………………………………………………………………………… iii

Agradecimentos…………………………………………………………………………………………………………………………… iv

Índice…………………………………………………………………………………………………………………………………………… v

Lista de Figuras…………………………………………………………………………………………………………………………… Ix

Lista de Tabelas…………………………………………………………………………………………………………………………… Xii

Abreviaturas e Simbolos ……………………………………………………………………………………………………………… Xiv

Capítulo 1 – Introdução………………………………………………………………………………………………………………… 1

1.1. Objectivo Geral………………………………………………………………………………………………………………… 2

1.2. Motivação…………………………………………………………………………………………………………………………… 2

1.3. Estrutura…………………………………………………………………………………………………………………………… 3

Capítulo 2 – Anatomia & Fisiologia……………………………………………………………………………………………… 5

2.1. Terminologia e Planos do Corpo Humano………………………………………………………………………… 5

2.1.1. Termos de Descrição e Referência………………………………………………………………………………… 5

2.2. Anatomia e Fisiologia………………………………………………………………………………………………………… 6

2.2.1. Sistema Ósseo………………………………………………………………………………………………………………… 7

2.2.2. Sistema Articular e Ligamentos……………………………………………………………………………………… 9

2.2.3. Sistema Muscular…………………………………………………………………………………………………………… 10

2.3. Processo Fisiológico da Marcha………………………………………………………………………………………… 14

Capítulo 3 – Amputação e Próteses de Membro Inferior……………………………………………………………… 17

3.1. Amputação de Membro Inferior………………………………………………………………………………………… 17

3.1.1. Condições Gerais…………………………………………………………………………………………………………… 18

3.1.2. Etiologia da Amputação………………………………………………………………………………………………… 19

3.1.3. Níveis de Amputação e Classificação do Nível Funcional……………………………………………… 20

3.2. Próteses de Membro Inferior……………………………………………………………………………………………… 22

3.2.1. Componentes Protésicos………………………………………………………………………………………………… 24

3.2.1.1. Encaixe Protésicos……………………………………………………………………………………………………… 24

3.2.1.2. Meios de Suspensão……………………………………………………………………………………………………… 24

vi

3.2.1.3. Joelhos Protésicos……………………………………………………………………………………………………… 25

3.2.1.4. Pés Protésicos……………………………………………………………………………………………………………… 27

3.3. Tipos de Próteses de Membro Inferior……………………………………………………………………………… 28

3.4. Fabricação de Próteses de Membro Inferior……………………………………………………………………… 34

Capítulo 4 – Métodos de Análise de Marcha………………………………………………………………………………… 37

4.1. Análise da Marcha……………………………………………………………………………………………………………… 37

4.1.1. Análise Visual do Ciclo da Marcha………………………………………………………………………………… 38

4.2. Sistemas de Medição de Análise da Marcha……………………………………………………………………… 38

4.2.1. Parâmetros de Medição da Marcha………………………………………………………………………………… 39

4.2.1.1. Parâmetros Espaciais…………………………………………………………………………………………………… 39

4.2.1.2. Parâmetros Temporais ……………………………………………………………………………………………… 40

4.2.2. Cinemetria ……………………………………………………………………………………………………………………… 41

4.2.2.1. Potenciómetro……………………………………………………………………………………………………………… 41

4.2.2.2. Electrogoniómetro……………………………………………………………………………………………………… 42

4.2.2.3. Acelerómetro……………………………………………………………………………………………………………… 42

4.2.2.4. Giroscópio…………………………………………………………………………………………………………………… 43

4.2.2.5. Sistemas de Vídeo-câmara…………………………………………………………………………………………… 43

4.2.3. Dinamometria………………………………………………………………………………………………………………… 44

4.2.3.1. Plataformas de Força…………………………………………………………………………………………………… 44

4.2.3.2. Baropodometria…………………………………………………………………………………………………………… 44

4.2.4. Electromiografia……………………………………………………………………………………………………………… 44

4.3. Parâmetros de Análise do Ciclo de Marcha……………………………………………………………………… 45

4.3.1. Parâmetros Cinemáticos………………………………………………………………………………………………… 45

4.3.2. Parâmetros Cinéticos……………………………………………………………………………………………………… 47

4.4. Aplicações da Análise de Marcha……………………………………………………………………………………… 49

Capítulo 5 – Sistemas de Análise de Movimento………………………………………………………………………… 51

5.1. Posição da Câmara……………………………………………………………………………………………………………… 51

5.2. Velocidade da Câmara, Frequência de Amostragem e Velocidade do Obturador…………… 52

5.3. Sincronização das Câmaras………………………………………………………………………………………………… 52

5.4. Calibração Espacial da Imagem………………………………………………………………………………………… 53

5.4.1. Calibração Estática………………………………………………………………………………………………………… 53

5.4.2. Calibração Dinâmica……………………………………………………………………………………………………… 54

5.4.3. Correcção das Lentes……………………………………………………………………………………………………… 54

5.5. Captação dos Dados…………………………………………………………………………………………………………… 55

5.5.1. Aglomerados e Marcadores……………………………………………………………………………………………… 55

5.5.2. Colocação de Marcadores e Erros Relacionados…………………………………………………………… 56

5.6. Digitalização, Transformação e Filtração de Dados………………………………………………………… 57

5.6.1. Transformação………………………………………………………………………………………………………………… 57

vii

5.6.2. Filtração de Dados………………………………………………………………………………………………………… 57

5.7. Configuração das Câmaras para Captação do Movimento………………………………………………… 58

5.8. Modelos Anatómicos e Conjunto de Marcadores……………………………………………………………… 59

5.8.1. Calibração Anatómica de Marcadores Estáticos …………………………………………………………… 62

5.8.2. Localização dos Marcadores Dinâmicos………………………………………………………………………… 62

5.8.3. Métodos de Identificação dos Marcadores……………………………………………………………………… 62

5.8.4. Sistemas de Coordenadas……………………………………………………………………………………………… 63

Capítulo 6 – Análise do Ciclo de Marcha……………………………………………………………………………………… 64

6.1. Divisão das Fases do Ciclo de Marcha………………………………………………………………………………… 66

6.2. Observação Detalhada do Ciclo de Marcha……………………………………………………………………… 68

6.3. Modelos Biomecânicos……………………………………………………………………………………………………… 76

6.3.1. Teoria do Pêndulo Invertido…………………………………………………………………………………………… 76

6.3.2. Teoria dos Seis Determinantes da Marcha……………………………………………………………………… 77

Capítulo 7 – Ciclo de Marcha nos Amputados……………………………………………………………………………… 79

7.1. Causas para Marcha Anormal……………………………………………………………………………………………… 80

7.2. Marcha de Amputados………………………………………………………………………………………………………… 80

7.2.1. Análise de Marcha em Amputados Transtibiais……………………………………………………………… 82

7.2.2. Análise de Marcha em Amputados Transfemorais ………………………………………………………… 83

7.3. Desvios Corporais da Marcha …………………………………………………………………………………………… 84

7.4. Alinhamento de Próteses de Membro Inferior…………………………………………………………………… 86

7.4.1. Transmissão de Forças Durante a Marcha……………………………………………………………………… 88

7.4.2. Biomecânica dos Encaixes……………………………………………………………………………………………… 89

Capítulo 8 – Trabalho Prático Futuro…………………………………………………………………………………………… 90

8.1. Materiais e Métodos…………………………………………………………………………………………………………… 90

8.2. Resultados e Conclusões Esperados…………………………………………………………………………………… 91

ix

Lista de figuras

Figura 1- Posição anatómica, com os 3 planos de referência e 6 direcções fundamentais (Wittle, 2007). 6

Figura 2 - Ossos do membro inferior (Wittle, 2007). 7

Figura 3 - Ossos do pé (tarsos, metatarsos e falanges) (Wittle, 2007). 8

Figura 4 - Tipos de articulações sinoviais. Anfiartrose; Efipiartrose; Trocleartrose; Trocartrose; Enartrose; Condilartrose (da esquerda para a direita e de cima para baixo) (Seeley et al., 2003). 9

Figura 5 - Músculos do membro inferior, vista anterior e posterior (Wittle, 2007). 11

Figura 6 - Músculos agonistas para flexão da anca. (1) Grande psoas; (2) Ilíaco; (3) Recto femoral; (4) Costureiro (P. P. Correia, 2012). 11

Figura 7 - Músculos agonistas da extensão da coxa. (1) Grande glúteo; (2) Bicípite Femoral; (3) Semitendinoso; (4) Semimebranoso (P. P. Correia, 2012). 12

Figura 8 - Músculos agonitstas da extensão da perna. Músculo quadricípete crural (1) Crural; (2) Vasto externo; (3) Vasto interno; (4) Recto femoral (P. P. Correia, 2012). 12

Figura 9 - Músculos agonistas da flexão da perna. (1) Semitendinoso; (2) Semimembranoso; (3) Bicípite femoral (longa porção); (4) Bicípite femoral (curta porção) (P. P. Correia, 2012). 13

Figura 10 - Músculos agonistas da flexão plantar. Músculo tricípite sural (1) Gémeo interno; (2) Gémeo externo; (3) Solear (P. P. Correia, 2012). 14

Figura 11- Componentes principais da base funcional da marcha (Vaughan et al., 1999). 15

Figura 12 - Representação dos movimentos do membro inferior(Wittle, 2007). 16

Figura 13 - Método de amputação realizado na Idade Média (Carvalho, 2003). 18

Figura 14 - Principais níveis de amputação de membro inferior (Comprehensive Prosthetics & Orthotics, 2016). 21

Figura 15 - Divisão do Coto segundo o seu comprimento (Comprehensive Prosthetics & Orthotics, 2016). 21

Figura 16 - Classificação das próteses. Prótese endosquelética (esquerda) e prótese exosquelética (direita) (Muilenburg & A. Bennett Wilson, 1996). 23

x

Figura 17 - Sistemas de suspensão através de liners (Eshraghi et al., 2013; Ossur, 2016). 25

Figura 18 - Joelho de bloqueio manual e joelho de autofreio (Endolite, 2016; Ossur, 2016). 26

Figura 19 - Joelho policêntrico, jolho de sistema hidráulico e joelho de microprocessador (da esquerda para direita) (Endolite, 2016; Ossur, 2016). 27

Figura 20 - Pé protésico não articulado, monoaxial e multiaxial (da esquerda para direita) (Endolite, 2016). 28

Figura 21 - Pés de resposta dinâmica (Endolite, 2016). 28

Figura 22 - Tipos de encaixes transtibiais, PTB, KBM e PTS (da esquerda para direita) (Pedrinelli, 2004). 30

Figura 23 - Forma dos encaixes quadriláteros e CAT-CAM, na vista transversal (Munarriz et al., 2003). 32

Figura 24 - Desenho lateral dos encaixes CAT-CAM (esquerda) e MAS (direita) (Traballesi et al., 2011). 33

Figura 25 - Impressão tridimensional de encaixe transtibial (Rodin4D, 2016). 36

Figura 26 - Parâmetros espaciais (Richards, 2008). 40

Figura 27 - Parâmetros temporais (Richards, 2008). 40

Figura 28 - Equipamento de análise de marcha utilizado em laboratório com 6 a 12 câmaras de movimento, 2 a 4 plataformas de força e sensores EMG (Davis & Deluca, 2006). 43

Figura 29 - Parâmetros de estudo para análise do movimento (A. Completo & Fonseca, 2011). 45

Figura 30 - Definição da convenção dos ângulos dos segmentos anatómicos e articulares (A. Completo & Fonseca, 2011). 46

Figura 31 - Relação entre modelo anatómico, modelo do segmento e o diagrama de corpo livre (A. Completo & Fonseca, 2011). 47

Figura 32 - Marcadores passivos e aglomerados (Richards, 2008). 56

Figura 33 - Modelo anatómico simples (Richards, 2008). 59

Figura 34 - Modelo anatómico de Vaughn (Richards, 2008). 60

Figura 35 - Modelo anatómico Helen Hayes (Richards, 2008). 61

Figura 36- Ciclo de marcha humana com as principais fases (Perry, 1992). 65

Figura 37 - Ciclo de marcha e posições do membro inferior(Wittle, 2007). 67

Figura 38- Contacto inicial: FRS do MI direito na forma de vector no início do contacto do calcanhar (Wittle, 2007). 68

Figura 39 - Contacto inicial: FRS do MI direito, na forma de vector no fim do contacto do calcanhar (Wittle, 2007). 69

Figura 40 - Resposta de carga: FRS do MI após o CI, na forma de vector (Wittle, 2007). 70

Figura 41 - Apoio médio: FRS do MI após o AI, na forma de vector (Wittle, 2007). 71

xi

Figura 42 - Apoio final: FRS do MI após o AM, na forma de vector (Wittle, 2007). 72

Figura 43 - Pré-balanço: FRS do MI após AF, na forma de vector (Wittle, 2007). 73

Figura 44 - Balanço inicial: FRS na forma de vector (Wittle, 2007). 74

Figura 45 - Balanço médio: posicionamento dos membros nesta fase (Wittle, 2007). 75

Figura 46 - Balanço final: posicionamento dos membros nesta fase (Wittle, 2007). 76

Figura 47 - Ciclo de Marcha dos Amputados (Rajt’úkova et al., 2014). 82

Figura 48 - Desvios posturais, inclinação excessiva e movimento de torção (Rajt’úkova et al., 2014). 85

Figura 49 - Alinhamento das Próteses TT. (a) Linha de construção; (b) Linha de carga (Rajt’úkova et al., 2014). 87

Figura 50 - Alinhamento de próteses TF. (a) Linha de construção; (b) Linha de carga (Rajt’úkova et al., 2014). 88

Figura 51 - Divisão dos encaixes por secção (Rajt’úkova et al., 2014). 89

Figura 52 - Vista transversal, do tipo de processo de recolha de dados para captação e análise do movimento (Vickers, Palk, Mcintosh, & Beatty, 2008). 91

xiii

Lista de tabelas

Tabela 1- Posicionamento dos componentes de acordo a construção de próteses TT e TF (Rajt’úkova et al., 2014). 34

Tabela 2 - Anomalias comuns da marcha e direcção de observação (Wittle, 2007). 38

Tabela 3 - Determinação de objectivos e actividade do grupo muscular nas diferentes fases e períodos do ciclo de marcha (A. Completo & Fonseca, 2011). 67

Tabela 4 - Parâmetros espaciotemporais do Grupo de Controlo (Kadaba et al., 1989). 92

Tabela 5 - Parâmetros da amplitude articular do Grupo de Controlo (Kadaba et al., 1989). 92

Tabela 6 - Parâmetros de forças e momentos do Grupo de Controlo (Kadaba et al., 1989). 93

Tabela 7 - Parâmetros electromiográficos do Grupo de Controlo (Kadaba et al., 1989). 93

Tabela 10 - Comparação do parâmetro do tempo do passo em diferentes velocidades (Nolan et al., 2003). 94

Tabela 9 - Comparação do parâmetro de impulsão em diferentes velocidades (Nolan et al., 2003). 94

Tabela 8 - Comparação do parâmetro de FRS em diferentes velocidades (Nolan et al., 2003). 95

Tabela 11 - Comparação do parâmetro do tempo da fase de apoio em diferentes velocidades (Nolan et al., 2003). 95

Tabela 12 - Comparação do parâmetro do tempo da fase de balanço em diferentes velocidades (Nolan et al., 2003). 95

Tabela 13 - Comparação do consumo de oxigénio em diferentes velocidades (Schmalz et al., 2002). 96

Tabela 14 - Comparação das diferentes amplitudes ao nível das amputações TF (Klotz et al., 2011). 97

xv

Abreviaturas e Símbolos

Lista de abreviaturas

3D 3 Dimensões

ABAD Amplitude Abdução/Adução

AF Apoio Final

AG Amplitude Global

AI Apoio Inicial

AM Apoio Medial

AVD Actividade de Vida Diária

BF Balanço Final

BI Balanço Inicial

BM Balanço Medial

CAT-CAM Countered Adducted Trochanteric – Controled Allignment Method

CI Contacto Inicial

CG Centro de Gravidade

CCM Coeficientes de Correlação Múltipla

CV Coeficiente de Variação

DLT Direct Linear Transformation

DP Desvio Padrão

EMG Electromiografia4

FE Amplitude da Amplitude Flexão/Extensão

FRS Força de Reacção ao Solo

I Membro Intacto

IF Infravermelhos

KBM Kondylen Bettung Munster

LABAD Perda da Amplitude Abdução/Adução

LAG Perda da Amplitude Global

LED Díodo Emissor de Luz

LFE Perda de Flexão/Extensão

MAS Marlo Anatomical Socket

MI Membro Inferior

xvi

P Membro Protetizado

PB Pré-Balanço

PE Polietileno

PP Polipropileno

PTB Patellar Tendon Bearing

PTS Prothese Tibiale Supracondyliennne

SGA Sistema de Coordenadas das Articulações

SGC Sistema Global Coordenadas

SGS Sistema de Coordenadas dos Segmentos

SLA Stereolithography

SLS Selective Laser Sintering

SNC Sistema Nervoso Central

SNP Sistema Nervoso Periférico

TF Transfemoral

TSB Total Surface Bearing

TT Transtibiais

vGRF Força Vertical de Reacção ao Solo

VM Valor Médio

Lista de símbolos

ω Velocidade angular

α Ângulo do segmento corporal

θ Ângulo da articulação

Ax Aceleração linear

Ec(l) Energia cinética linear

Ec(a) Energia cinética angular

Ep Energia potencial gravítica

Et Energia total

F Força

Fc Força centrípeta

Fz1 Pico de força vertical da reacção ao solo registado

g Aceleração gravítica

L Comprimento de um segmento

m Massa

M Momento articular

P Potência da articulação

Pm Potência muscular

Vx Velocidade linear

xvii

W Energia muscular

1

Capítulo 1

Introdução

A análise do ciclo de marcha é uma temática que abrange diversas áreas científicas desde a área

da saúde como a anatomia e fisiologia do corpo humano até as áreas de engenharia como a

biomecânica.

O estudo do ciclo de marcha é uma ferramenta importante não só de diagnóstico para avaliação

de patologias neuro-musculo-esqueléticas e avaliação clínica do seguimento das lesões e eventuais

doenças. Desta forma é possível classificar a natureza e gravidade e a eventual necessidade da

utilização de dispositivos médicos, como as próteses, de forma a reabilitar e de proporcionar maior

independência ao indivíduo.

A amputação é definida como o corte cirúrgico parcial ou total de um segmento corporal, esta

pode ter diferentes etiologias tal como diferentes níveis de amputação. Este corte vai levar a

limitações da mobilidade do indivíduo, dependendo do tipo de amputação mais a um tipo que a

outro, no entanto para indivíduos com amputações nos membros inferiores. Seja qual for o nível de

amputação nos membros inferiores esta vai levar a incapacidade de locomoção, a excepção das

amputações parciais dos dedos (desarticulações interfalângicas) que permitem a realização da

marcha mas não a adequada.

A falta de mobilidade do membro amputado que por sua vez leva a atrofia muscular e a

eventuais incapacidades da amplitude articular do membro e desta forma começaram a ser

desenvolvido membros artificiais, denominadas por próteses. No início do desenvolvimento as

próteses foram criadas para proporcionar uma maior estética e para permitir algum movimento e

proporcionar equilíbrio na posição ortostática. Na actualidade as próteses já não servem para

melhorar a estética ou permitir algum movimento, elas são desenvolvidas para proporcionar um

melhor conforto ao membro amputado, segundo a anatomia e fisiologia do individuo, proporcionar

uma marcha mais próxima a de um individuo são, melhorando a estabilidade e segurança, as

próteses são utilizadas não só para reabilitação mas para a vida quotidiana do indivíduo como para

actividades recreativas e desportivas.

O desenvolvimento das próteses deve-se ao investimento da investigação da sinergia entre

da fisiologia humana, ao nível articular e do segmento corporal do pé e da engenharia relativamente

a materiais e análise da mecânica não só dos indivíduos como dos materiais.

2 Fundamentação Teórica

1.1. Objectivo Geral

O desenvolvimento do tema desta dissertação “Estudo Biomecânico na Marcha de Indivíduos

Amputados do Membro Inferior” tem como objectivo principal a análise e comparação das

informações recolhidas dos parâmetros cinemáticos, cinéticos e electromiográficos do ciclo de

marcha.

Para além da comparação dos parâmetros outro objectivo da dissertação é observar a amplitude

articular do membro amputado com e sem prótese, numa posição estática e equilibrada de forma a

analisar eventuais causas que possam limitar amplitude articular referida por alguns autores nas

referências utilizadas para descrição da dissertação.

Nesta primeira fase pretende-se adquirir o maior conhecimento teórico relativamente as

temáticas da anatomia e fisiologia humana, amputações e próteses existentes, os métodos e

sistemas de análise do movimento e os padrões do ciclo de marcha naturais tal como os de

indivíduos amputados.

1.2. Motivação

A origem desta dissertação foi encorajada pelo interesse na área de análise biomecânica do

ciclo de marcha, sobretudo em indivíduos com uma patologia que os limita a realizar uma das

principais actividades físicas do ser humano. Apesar dessa incapacidade quando é colocado um novo

membro artificial é possível observar uma diferença enorme e óbvia em termos da locomoção. No

entanto essa locomoção apresentará lacunas devido a compensações de movimento e alguns desvios

posturais para realização da marcha.

Através das ferramentas de análise de marcha é possível diagnosticar, avaliar e investigar uma

determinada patologia mas também compreender os movimentos e a mecânica para sua realização

e dessa forma procurar soluções não só para serem utilizadas na reabilitação mas no dia-a-dia do

indivíduo.

Apesar dos valores dos parâmetros a serem observados sejam diferentes é possível sempre

melhorar e/ou reduzir essa diferença seja ao nível da reabilitação, seja ao nível da aplicação dos

diferentes componentes existentes. A aplicação de próteses deve servir não só ajudar o indivíduo

amputado relativamente aos factores físicos, psicológicos ou sociais, a prótese deve fazer a ligação

física com o ambiente exterior a este, deve se tornar não no membro artificial e mecânico mas no

novo membro que faça parte do individuo.

Existe uma grande variabilidade de componentes de próteses desde os joelhos protésicos, de

mecânicos a microprocessadores até os pés que não realizam qualquer movimento ao de resposta de

dinâmica com retorno do gasto energético. Relativamente aos encaixes podemos verificar a

existência de certos encaixes e a sua importância no entanto é uma área que necessita ser

observada e analisada, desde o contacto com o coto, as forças biomecânicas existentes até mesmo

o design do encaixe utilizado e os seus materiais.

3

1.3. Estrutura

A presente dissertação encontra-se organizada em oito capítulos. O primeiro capítulo apresenta

a introdução ao trabalho e no qual se baseia o enquadramento do trabalho, a motivação e o

objectivo geral do mesmo. Com o início do segundo capítulo inicia-se a descrição dos conteúdos

teóricos, abordado inicialmente os conceitos da anatomia e fisiologia do membro inferior do ser

humano. Relativamente ao terceiro capítulo, este aborda os conceitos da amputação, as etiologias e

os níveis de amputação, tal como os conceitos das próteses e seus componentes. O quarto capítulo

apresenta os tipos de parâmetros existentes e que tipos de instrumentos são utilizados para a

realização do estudo biomecânico como a análise de marcha. O quinto capítulo aborda os sistemas

de análise do movimento e os seus processos. O sexto capítulo apresenta os conceitos teóricos da

análise do ciclo de marcha, desde a divisão a observação detalhada da marcha. Seguido do último

capítulo teórico da dissertação, o sétimo capítulo refere-se ao ciclo de marcha em indivíduos

amputados, desde as principais causas e desvios da marcha aos alinhamentos e biomecânica dos

encaixes das próteses.

O último capítulo da presente dissertação, o oitavo capítulo, refere-se agora ao trabalho

experimental, referindo que tipos de materiais e métodos se pretende utilizar para realização do

estudo como os parâmetros que se pretende observar e analisar para a realizar do trabalho

experimental.

5

Capítulo 2

Anatomia & Fisiologia

O capítulo 2 “Anatomia e Fisiologia” apresenta os conceitos gerais da terminologia e planos do

corpo humano, tal como a anatomia e fisiologia do membro inferior e ainda os movimentos e o

processo fisiológico da marcha.

2.1. Terminologia e Planos do Corpo Humano

O conceito da posição anatómica, também denominada por posição ortostática é compreendida

por uma posição de pé e erecta, com a face voltada para a frente e com os membros superiores

posicionados ao longo do corpo com as faces palmares voltadas para a frente. Um individuo está

numa posição de supinação quando deitado de costas e numa posição de pronação quando deitado

de barriga para baixo (Seeley, Stephens, & Tate, 2003).

A posição do corpo afecta a descrição das partes do corpo, isto significa que uma determinada

parte anatómica pode estar acima de outra na posição ortostática mas numa determinada posição,

como a supinação ou pronação essas duas partes podem estar na mesma posição. Desta forma para

evitar eventuais confusões os termos de descrição são baseados segundo a posição anatómica,

independentemente da posição do indivíduo.

2.2.1. Termos de Descrição e Referência

Os termos de descrição têm a funcionalidade de descrever partes do corpo humano. Os termos

de direita e esquerda mantêm-se como termos de descrição da terminologia anatómica.

Relativamente a analogia de em cima e em baixo são substituídos por superior e inferior,

correspondentemente, e a analogia de frente e atrás, corresponde respectivamente, anterior e

posterior.

Nos seres humanos a descrição de superior é utilizado como cefálico, que significa em direcção

à cabeça, pois é o ponto anatómico mais elevado do corpo humano, inversamente a descrição de


inferior é utilizado como caudal, que significa em direcção à cauda ou seja ao final da coluna

vertebral. Estes dois termos podem ser utilizados para descrever movimentos do tronco mas não ao

nível de movimento dos membros.

Relativamente a palavra anterior, que significa “antes de”, e ventral significa abdómen, isto

significa que a superfície anterior do corpo humano, sendo o abdómen a região mais proeminente

numa posição anatómica. A palavra posterior, significa “depois de”, e dorsal significa costas/dorso,

sendo a superfície dorsal mais proeminente na região posterior.

O termo proximal significa, “mais próximo”, enquanto distal, “mais distante”, sendo termos

utilizados para referir estruturas lineares, como os membros, que se encontram ligados ao corpo por

uma extremidade proximal e uma extremidade distal a uma região anatómica mais distal.

Outros termos utilizados e aplicados são os termos como interno, termo utilizado quando uma

determinada região se encontra mais próxima da linha média e o termo externo quando esteja

afastado da mesma linha. Por fim os termos superficial e profundo referem-se, a uma e estrutura

mais perto da superfície do corpo e em direcção ao interior do corpo, respectivamente(Seeley et

al., 2003; Vaughan, Davis, & C., 1999; Wittle, 2007).

2.2. Anatomia e Fisiologia do Membro Inferior

O corpo humano encontra-se dividido por regiões anatómicas como a cabeça, o tronco e os

membros superiores e inferiores. Nesta dissertação será realizada apenas uma abordagem ao nível

do membro inferior sendo a região de incidência do trabalho.

Figura 1- Posição anatómica, com os 3 planos de referência e 6 direcções fundamentais (Wittle, 2007).

7

O membro inferior (MI) encontra-se dividido em coxa, perna, tornozelo e pé. No qual a coxa

estende-se desde a anca até o joelho, a perna estende-se do joelho até ao tornozelo.

Os membros inferiores (MI) funcionam como o suporte do corpo humano e são essenciais para o

ser humano se colocar em posição ortostática e realização da marcha. O MI está ligado ao corpo

através da cintura pélvica, estrutura bastante firme. O MI é a estrutura do corpo humano que

apresenta a função de suportar e realizar o movimento do corpo (Correia, 2012; Muscolino, 2006;

Seeley et al., 2003).

Nesta secção vão ser abordados apenas as estruturas anatómicas do MI, a nível ósseo, articular e

ligamentos tal com ao nível muscular.

2.2.1. Sistema Ósseo

Ao estudar o esqueleto humano pode ser observado que a região dos MI conta com cerca de 62

ossos desde a cintura pélvica até a falange mais distal do pé. Ao nível da cintura pélvica apenas têm

2 ossos, osso coxal. Na restante região do MI observa-se 2 fémures, 2 tíbias, 2 perónios, 2 rótulas, 14

ossos do tarso (2 calcâneos, 2 astrágalos, 2 cubóides, 2 escafóides e 2 de cada 1º,2º e 3º

cuneiforme), 10 ossos do metatarso (2 de cada 1º, 2º, 3º, 4º e 5º metatarso) e por fim 28 falanges (2

falanges proximais, mediais e distais para cada dedo, excepto o hálux, dos dedos grandes, que

apresentam apenas duas falanges cada um)(Muscolino, 2006; Seeley et al., 2003).

A cintura pélvica, conhecida como anca, é formada pelos ossos coxais direito e esquerdo, no

qual se reúnem através da fixação com o sacro, de forma a formar a bacia óssea também conhecida

como pélvis. O sacro consiste num conjunto de 5 vertebras fundidas e o cóccix. O osso coxal é

Figura 2 - Ossos do membro inferior (Wittle, 2007).


formado pela fusão de três ossos na fase de desenvolvimento, o ílion (virilha), o ísquion (anca) e a

púbis, no qual se reúnem perto do acetábulo, que se encontra no lado lateral do osso coxal, com

forma uma forma de tigela e o local no qual o fémur irá se ligar de forma a criar a articulação entre

a coxa e o fémur.

A ligação entre o acetábulo do osso coxal e do fémur é dada pela cabeça do fémur, devido às

suas características de proeminência e arredondado, criando um colo bem definido. A nível proximal

o fémur tem duas tuberosidades, o grande trocânter (na região lateral ao colo) e o pequeno

trocânter (região posterior), ambos são pontos de inserção de músculos que unem a coxa e anca. Ao

nível distal o fémur apresenta côndilo interno e externo que superfícies lisas e arredondadas que se

articulam com a tíbia e numa localização proximal a estes côndilos estão os epicôndilos interno e

externo, que tal como o grande e pequeno trocânter é pontos importantes de inserção muscular.

O osso da rótula é importante na articulação do joelho de modo a criar uma superfície articular

lisa na extremidade distal do fémur e modificando o ângulo do tendão entre o quadricípite crural e

a tíbia. Com a modificação do ângulo a força aplicada pelo músculo da tíbia é ampliada, o que vai

levar a uma menor contracção muscular.

A perna é a zona do MI que se situa entre o joelho e o tornozelo e consistem em apenas 2 ossos,

a tíbia e o perónio. A tíbia é o osso desta região que suporta a maior parte do peso. A extremidade

distal da tíbia é alargada formando o maléolo interno (medial) que contribui na face interna da

articulação do tornozelo. Relativamente ao perónio tem uma cabeça proximal para se articular com

a tíbia e na sua extremidade distal ele alarga ligeiramente de forma a criar a face externa da

articulação do tornozelo, o maléolo externo (lateral). Estes maléolos podem ser facilmente

observados devido a sua proeminência de ambos os lados.

Na região óssea mais distal do MI o pé é composto por ossos társicos, metatársicos e falângicos.

Na região proximal localizam-se os ossos társicos, onde o astrágalo articula-se com a tíbia e perónio,

criando a articulação do tornozelo, e o calcâneo é o osso que se localiza abaixo do astrágalo e o

suporta. Em relação aos ossos metatársicos e as falanges do pé, são a região medial e distal do pé

respectivamente. No geral o pé apresenta uma forma convexa a nível dorsal e concavo a nível

ventral o que forma as arcadas plantares do pé. Estas arcadas são conhecidas como arcada

longitudinal interna e externa e a arcada transversal (Muscolino, 2006b; Pina, 1999; Seeley et al.,

2003).

Figura 3 - Ossos do pé (tarsos, metatarsos e falanges) (Wittle, 2007).

9

2.2.2. Sistema Articular e Ligamentos

Ao nível das articulações do MI estas são maioritariamente articulações do tipo sinoviais. Este

tipo de articulação contém líquido sinovial o que permite um movimento considerável entre os ossos

que aí se articulam. As principais articulações do MI a articulação da anca, joelho, tornozelo e

articulações do pé.

As articulações sinoviais podem ser classificadas segundo a forma das superfícies articulares:

anfiartrose (forma plana), superfícies planas opostas de dimensões semelhantes no qual ocorre um

deslizamento entre eles; efipiartroses (forma em sela) consiste em duas superfícies articulares em

forma de sela orientadas em ângulo recto, uma em relação a outra; trocleartroses (forma em

roldana) consiste numa escavação em forma de duplo cone, em que os troncos se unem pela base

menor, na extremidade que se aplica numa saliência correspondente do outro osso; trocartroses

(forma cilíndrica) consiste numa apófise óssea cilíndrica que roda em anel composto parcialmente

por osso e ligamentos; enartroses (forma esférica) consistem numa cabeça esférica na extremidade

de um osso e num encaixe que é adjacente; e condilartroses (contorno elíptico) são articulações

esféricas modificadas, de forma elipsoidal, no qual não permite rotação (Muscolino, 2006b; Seeley

et al., 2003).

A articulação coxofemoral (anca), como referido anteriormente é composta pela cabeça do

fémur e do acetábulo do osso coxal é uma articulação do tipo enartrose, articulação multi-axial, por

permitir movimentos bastante amplos em todos os eixos de rotação, abdução/adução e

extensão/flexão.

Figura 4 - Tipos de articulações sinoviais. Anfiartrose; Efipiartrose; Trocleartrose; Trocartrose; Enartrose; Condilartrose (da esquerda para a direita e de cima para baixo) (Seeley et al., 2003).


Em termos de ligamentos que unem a articulação coxofemoral eles são: o transverso do

acetábulo; iliofemoral; pubofemoral; isquiofemoral; e o ligamento redondo. Estes ligamentos têm a

função de tornar a articulação mais estável e com um determinado movimento controlado.

Relativamente a articulação do joelho é possível dividir devido a sua complexidade articular.

Esta é composta por uma articulação sinovial anfiartrose entre o fémur e a patela, articulação

patelofemoral, no qual apenas se movimenta num plano, sendo mono-axial. A outra articulação

existente é do tipo sinovial trocleartrose entre o fémur e a tíbia, é uma articulação que também só

permite um tipo de movimento, mono-axial (flexão e extensão).

Ainda na articulação do joelho existem diversos ligamentos: tendão rotuliano; asas da rótula;

poplíteo oblíquo; poplíteo arqueado; lateral interno e externo; cruzado anterior e posterior;

coronário; transverso; menisco-femoral (anterior-posterior).

A seguinte articulação é a articulação tibiotársica (tornozelo), constituída pela tíbia, perónio e

astrágalo é classificada como uma articulação sinovial do tipo trocleartrose. Esta articulação

permite bastante movimento, sendo uma articulação multi-axial.

Ao nível das restantes articulações do pé, as articulações tarsometatarsais, intermetatarsais,

metatatrsofalângicas e as interfalângicas são articulações do tipo anfiartroses.

Os ligamentos ao nível do tornozelo e das arcadas dos pés têm a função de manter os ossos e as

arcadas nas devidas posições. Esses ligamentos são: o lateral interno e externo; feixe perónio-

calcaniano; feixe perónio-astragaliano; grande ligamento plantar do pé; ligamento calcâneo-cubóide

plantar; e pequeno ligamento plantar do pé (Muscolino, 2006; Pina, 1999; Seeley et al., 2003).

2.2.3. Sistema Muscular

Os músculos são os principais responsáveis pelo movimento corporal, devido a ligação aos ossos

e controlo postural. As principais características funcionais dos músculos são a contractilidade,

capacidade do músculo tem de contracção para uma determinada força; excitabilidade, capacidade

de resposta que um músculo tem num determinado estímulo; extensibilidade, estiramento que um

determinado músculo possui; e a elasticidade, capacidade do músculo retornar a repouso após

estiramento.

Para a realização de um determinado movimento é necessário que ocorra uma contracção

muscular. Existem 4 tipos de contracções musculares: contracção isotónica, no qual o músculo

produz uma tensão constante durante a contracção, ocorre um encurtamento do músculo; a

contracção isométrica, o músculo produz um aumento na tensão durante a contracção e o

comprimento mantêm-se constante durante a contracção; a contracção concêntrica, quando a

tensão aumenta ocorre um encurtamento muscular; e a contracção excêntrica, o músculo produz

uma determinada tensão e comprimento muscular aumenta.

Quando se fala de tónus muscular deve se ter em conta que este é a tensão constante produzida

pelos músculos durante longos períodos de tempo e é este o principal responsável por manter os MI

erectos tal como o restante corpo.

A musculatura do membro inferior é dividida segundo os movimentos realizados ao nível da

coxa, perna e tornozelo, pé e os seus dedos (Muscolino, 2006b; Seeley et al., 2003).

11

O músculo que se localizam na região da coxa, na maioria, têm como origem a anca e vão se

inserir no fémur. Esta região devido a articulação existente permite movimentos nos 3 planos

anatómicos realizando os movimentos de extensão/flexão, abdução/adução e rotação

externa/interna. No movimento de flexão da coxa os principais músculos agonistas passam na região

anterior e são conhecidos como: o psoasilíaco; o recto femoral, o costureiro o tensor da fáscia lata

e o pequeno glúteo. A extensão da coxa é realizada por músculos agonistas na região posterior da

coxa como: o grande glúteo, a longa porção do bicípite femoral, o semimembranoso e o

semitendinoso (Correia, 2012; Muscolino, 2006).

Figura 5 - Músculos do membro inferior, vista anterior e posterior (Wittle, 2007).

Figura 6 - Músculos agonistas para flexão da anca. (1) Grande psoas; (2) Ilíaco; (3) Recto femoral; (4) Costureiro (Correia, 2012).


A abdução da coxa é realizada pelos músculos que se localizam no lado externo da articulação

coxofemoral: os 3 glúteos (pequeno, médio e grande), o tensor da fáscia lata e o costureiro.

Relativamente a adução da coxa, os músculos localizam no lado interno da articulação e com origem

na púbis: os 3 adutores (pequeno, médio e grande), o pectíneo e o recto interno. Para a realização

da rotação externa existe uma variedade de músculos agonistas como: o grande glúteo, o

psoasilíaco, os adutores, o costureiro e todos os músculos pelvi-trocantéricos (piramidal da bacia,

obturador interno, obturador externo, gémeo superior, gémeo inferior e o quadrado crural. No

sentido inverso da rotação (interno) da coxa apenas existem 2 músculos agonistas: o pequeno glúteo

e o tensor da fáscia lata.

Ao nível da perna os movimentos realizados são no plano sagital com movimentos de extensão e

flexão. Os principais músculos agonistas da flexão são 3 músculos posteriores da coxa: o

semitendinoso, o semimembranoso e o bicípite femoral. Os músculos secundários para este

movimento são: os gémeos, o poplíteo, o recto interno e o costureiro. No movimento de extensão

apenas um único músculo é agonista, o quadricípite crural, que se divide em 4 porções, o crural, o

vasto externo, vasto interno e o recto femoral, sendo os vastos os que contribuem mais neste

movimento.

Figura 7 - Músculos agonistas da extensão da coxa. (1) Grande glúteo; (2) Bicípite Femoral; (3) Semitendinoso; (4) Semimebranoso (Correia, 2012).

Figura 8 - Músculos agonitstas da extensão da perna. Músculo quadricípete crural (1) Crural; (2) Vasto externo; (3) Vasto interno; (4) Recto femoral (Correia, 2012).

13

Ainda na perna esta apresenta uma certa rotação interna da perna, no qual os músculos

agonistas envolvidos são: semitendinoso, semimembranoso, o recto interno, o costureiro e o

poplíteo. Para rotação externa os agonistas serão: o bicípite femoral (principal) e o tensor da fáscia

lata (secundário). A mobilidade da estrutura do pé este é capaz de realizar movimentos como a

flexão plantar e flexão dorsal; eversão e inversão; rotação interna e rotação externa; flexão e

extensão dos dedos; e adução e abdução dos dedos. Estes movimentos são possíveis devido à

sinergia entre os músculos presentes no MI. Estes músculos podem ser divididos em músculos

extrínsecos, realizam flexão plantar/dorsal, eversão/inversão e rotação interna/externa do pé; e os

intrínsecos, realizam a flexão/extensão e adução/abdução dos dedos (Correia, 2012).

Os músculos extrínsecos são divididos em 3 grupos: compartimento anterior (extensor comum

dos dedos e próprio do hálux, tibial anterior e peronial anterior); compartimento posterior

(músculos superficiais: gémeos, plantar delgado, solhar; músculos profundos: longo flexor comum

dos dedos e do hálux, poplíteo e tibial posterior); compartimento externo (curto e longo peronial

lateral);

Os músculos intrínsecos localizados na região plantar do próprio pé: abdutor do 5º dedo e hálux,

adutor do hálux, curto extensor dos dedos, curto flexor do 5º dedo, hálux e comum dos dedos,

interósseos dorsais e plantares, lombricóides e o quadrado de Sylvius (longo flexor comum dos

dedos) (Muscolino, 2006; Seeley et al., 2003).

Figura 9 - Músculos agonistas da flexão da perna. (1) Semitendinoso; (2) Semimembranoso; (3) Bicípite femoral (longa porção); (4) Bicípite femoral (curta porção) (Correia, 2012).


2.3. Processo Fisiológico da Marcha

Segundo Enoka (1988), a locomoção é um processo que ocorre devido a sinergia entre a

programação dos centros supre espinhais e que envolve os padrões de actividade muscular da

marcha (Vaughan et al., 1999).

O output neural que resulta dessa programação supre espinhal é como se fosse um comando

transmitido para o tronco cerebral e medula espinhal. A execução desse comando envolve 2

componentes:

A activação dos centros neurais inferiores que subsequentemente estabelecem a sequência dos

padrões de actividade muscular;

O feedback sensorial dos músculos, articulações e dos outros receptores modificam o

movimento.

O movimento é realizado pela interacção entre o sistema nervoso central (SNC), o sistema

nervoso periférico (SNP) e o sistema musculosquelético. Desta forma quando os músculos são

activados é gerado uma tensão nos mesmos, que vai criar uma determinada força e levar a um

determinado momento, através das articulações (Correia, 2012; Vaughan et al., 1999).

Este processo é realizado através de uma sequências de acontecimentos que ocorrem no

decorrer da locomoção:

1. Registo e activação do comando de marcha no SNC;

2. Transmissão dos sinais de marcha para SNP;

3. Contracção muscular que vai gerar consequentemente tensão nessa região;

4. Geração de forças e de momentos através das articulações;

5. Regulação das forças articulares e dos momentos dos segmentos rígidos do esqueleto

baseados na sua antropometria;

6. Deslocamento dos segmentos de maneira a proporcionar uma marcha funcional;

Figura 10 - Músculos agonistas da flexão plantar. Músculo tricípite sural (1) Gémeo interno; (2) Gémeo externo; (3) Solear (Correia, 2012).

15

7. Criação das forças de reacção ao solo (FRS) (Vaughan et al., 1999).

A realização da marcha depende do controlo motor, ou seja, padrão complexo e de coordenação

dos sinais nervosos, enviados para os músculos que por sua vez realizam movimento nas

articulações, dessa forma movendo os segmentos corporais de uma determinada região. O SNC é

onde são gerados os impulsos nervosos, não se localizam num só ponto mas numas rede de neurónios

localizados nas diversas secções do cérebro e da espinhal medula (Wittle, 2007).

Recordando os movimentos do MI, anteriormente referidos, são definidos como:

Flexão da Coxa – movimento da coxa na direcção da região anterior;

Extensão da Coxa – movimento da coxa na direcção da região posterior;

Abdução da Coxa – movimento de elevação (abertura) da coxa no sentido lateral do

membro;

Adução da Coxa – movimento de depressão (encerramento) da coxa no sentido medial do

membro;

Rotação interna – movimento de rotação do membro em direcção da região medial;

Rotação externa – movimento de rotação do membro em direcção da região lateral;

Flexão da perna – movimento da perna na direcção da região posterior;

Extensão da perna – movimento da perna na direcção da região anterior;

Flexão dorsal – movimento dos pés na direcção da região anterior da perna (flexão);

Flexão plantar – movimento dos pés na direcção da região posterior da perna (extensão);

Eversão – movimento do pé que consiste em virar a região tibiotársica, de modo a que a

superfície plantar fique voltada para a zona medial;

Figura 11- Componentes principais da base funcional da marcha (Vaughan et al., 1999).


Inversão – movimento do pé que consiste em virar a região tibiotársica, de modo a que a

superfície plantar fique voltada para a zona lateral;

Adução – movimento em direcção da linha mediana em plano transversal;

Abdução – movimento de afastamento da linha mediana em plano transversal (Correia,

2012; Muscolino, 2006; Pina, 1999).

O pé pode ainda realizar um outro tipo de movimento ao nível da articulação astrágalo-

calcaneana, num plano oblíquo e composto por três tipos de movimento referidos anteriormente,

realização de pronação do pé, sendo a junção dos movimentos de eversão, flexão dorsal e abdução

do pé; e supinação, junção dos movimentos de inversão, flexão plantar e adução (Correia, 2012;

Muscolino, 2006; Pina, 1999).

Figura 12 - Representação dos movimentos do membro inferior(Wittle, 2007).

17

Capítulo 3

Amputação e Próteses de Membro Inferior

O capítulo 3 “Amputação e Próteses de Membro Inferior” apresenta os conceitos gerais da

amputação, como as condições gerais, etiologias e níveis de amputação. Ainda neste capítulo serão

abordados os conceitos gerais das próteses desde a sua classificação, aos componentes e aos

métodos de fabricação.

3.1. Amputação de Membro Inferior

A palavra amputação é derivada do latim “ambiputatio” com significado: “ambi”, ao redor ou

em volta de, e “putatio”, cortar ou retirar. Esta é definida como corte cirúrgico total ou parcial de

um membro. Esta palavra encontra-se relacionada acontecimentos de terror, derrota e mutilação e

de certa forma transmite uma noção de incapacidade e dependência (Mann, Teixeira, & Mota,

2008)(Carvalho, 2003; Pedrinelli, 2004).

Segundo Dennis Barbosa a amputação é a cirurgia mais antiga realizada na história da medicina.

Em algumas escavações arqueológicas foram encontrados membros amputados referentes ao

período neolítico (Pedrinelli, 2004).

A descrição mais antiga sobre a descrição de técnicas de amputação pertence a Hipócrates (460-

377 a.C.), considerado o pai da medicina científica daquela época. Essas amputações eram

realizadas por guilhotinas, nos tecidos necróticos sem sensibilidade, no qual gangrena era a única

indicação para amputações e a cauterização era realizada através de óleo e ferro quente (Carvalho,

2003; Pedrinelli, 2004).


O século XV é caracterizado pelo início da protetização dos cotos, onde foram criados membros

de ferro acoplados a armaduras, pois a maioria dos amputados da época eram guerreiros.

Desde o século XX com a 1ª e 2ª Guerra Mundial houve uma evolução ao nível das amputações

sendo que na 1ª o conceito era realizar cotos cónicos para permitir a protetização sem qualquer

cuidado relativamente ao nível de amputação ou cuidados com os amputados, no qual a partir da 2ª

guerra o conceito alterou, a preocupação não era simplesmente protetizar os amputados era

permitir maior conforto ao nível do coto, maior funcionalidade e se possível sem dores.

Foi a partir de eventos históricos como as guerras que se iniciou o estudo mais aprofundado em

relação a indivíduos amputados, que desde essas épocas, houve um aumento do conhecimento e da

prática médica cirúrgica relativamente aos meios de amputação e forma do coto. Apesar de

actualmente de se saber o mesmo ou pouco mais que algumas décadas atrás a nível da prática

cirúrgica, os membros artificias, as próteses tornaram-se as ferramentas de estudo para optimização

da qualidade de vida dos amputados e no qual têm ocorrido uma evolução relativamente aos

componentes que fazem parte destes membros artificiais (Carvalho, 2003; Pedrinelli, 2004b)

3.1.1. Condições Gerais

As amputações podem ser indicadas como tratamento não urgente para casos de doença ou

malformações, ou podem ser indicadas como tratamento urgente, devido a um trauma ou infecção

grave.

Actualmente as amputações são dedicadas primeiramente para a eliminação dos tecidos moles e

ósseos que são irremediáveis e depois da eliminação ocorre a preocupação de reconstruir o coto a

nível ósseo, muscular e cutâneo de forma a proporcionar maior funcionalidade ao coto, mobilidade

e capacidade de sustentação.

Figura 13 - Método de amputação realizado na Idade Média (Carvalho, 2003).

19

Para se considerar que um determinado se encontra em boas condições, este deve ser firme,

sem aderência cicatriciais ou contracturas articulares e neuromas, no qual vai depender de alguns

factores, como:

Mioplastia: utilizada para fixação das extremidades dos músculos antagónicos e para

protecção do coto ósseo distal;

Miodese: é a reinserção dos músculos e tendões seccionados à extremidade óssea

amputada, proporcionado à musculatura e poder de contracção;

Hemostasia: é a cauterização dos vasos sanguíneos, de forma a conter a hemorragia;

Neurectomia: deve-se realizar um corte com leve tracção nervosa, de forma a proteger o

coto nervoso pelos tecidos musculares de forma a prevenir neuromas terminais;

Tecidos ósseos: uma boa ressecção das arestas e arredondamento das bordas distais de

forma a evitar a saliência óssea;

Suturas: devem ser realizadas em planos para evitar aderências cicatriciais e tensões

elevadas;

Posicionamento: deve se posicionar correctamente o coto de forma a evitar retracções e

encurtamento muscular.

O sucesso do processo de reabilitação de um amputado não depende apenas nestes factores ou

no trabalho de uma equipa multidisciplinar, composta por médios e técnicos de saúde mas também

pela aceitação da amputação, colaboração na reabilitação e motivação e dedicação do próprio

indivíduo (Pedrinelli, 2004b).

3.1.2. Etiologia da Amputação

Relativamente a etiologia ou processos de causa fisiológica que leva as amputações dos MI

podem ser: vasculares, traumáticas, tumorais, congénitas ou infecciosas.

As amputações por causa vascular atingem indivíduos com uma faixa etária mais avançada e

mais susceptíveis a doenças degenerativas. Este tipo de indivíduos apresenta insuficiência arterial e

encontram-se num grupo com factores como a hipertensão, altos níveis de colesterol e tabagismo.

Dentro deste tipo de etiologia encontram-se patologias vasculares como doenças arteriais, venosas e

linfáticas. Eles podem apresentar ainda neuropatia periférica que pode ser causada por doenças

sistemáticas (diabetes mellitus), distúrbios nutricionais (alcoolismo), doenças infecciosas e

alterações medulares (espinha bífida).

Caso esta amputação esteja no parâmetro de neuropatia diabética, significa que manifesta

alterações do sistema autónomo, alterações motoras e sensoriais. Este tipo de patologia apresenta

perda de sensibilidade, vibratória, térmica, táctil e dolorosa tal como o aumento de risco de

ulceração. Este tipo de patologia em indivíduos amputados aumenta as dores e o consumo de

oxigénio durante a realização de actividades, devido a necessidade de oxigenar os músculos.

Relativamente às amputações traumáticas ocorre maioritariamente em indivíduos de uma faixa

etária mais jovem, no qual ocorre devido a acidentes de trabalho ou devido a acidentes de viação.


Outras causas que levam a este tipo de etiologia são minas perdidas em certos países, ou descargas

eléctricas, queimaduras muito graves ou armas de fogo.

As amputações tumorais afectam principalmente as crianças e adolescentes, esta etiologia tem

vindo a diminuir consideravelmente devido aos resultados obtidos em diagnósticos precoces,

processos como radioterapia e quimioterapia e cirurgias conservadoras. Estes tumores afectam não

só as partes moles do membro como envolvem o sistema nervoso e a musculatura.

Os indivíduos com amputações de etiologia congénita apresentam deformidades irregulares que

podem impossibilitar a protetização ou que dificultam a funcionalidade do membro amputado. Este

tipo de amputação deve ocorrer ou acontece nos primeiros anos de vida do indivíduo, para uma

eventual reabilitação precoce e maior aceitação do por parte do indivíduo.

O último tipo da etiologia de amputação é o tipo menos frequente devido aos avanços realizados

laboratorialmente e de desenvolvimento de medicamentos. Este tipo de amputação pode criar

lesões cutâneas que podem levar a necroses das extremidades e estão relacionadas com processos

traumáticos e vasculares(Carvalho, 2003; Pedrinelli, 2004).

3.1.3. Níveis de Amputação e Classificação do Nível Funcional

Como referido anteriormente é denominado coto ao membro residual, também conhecido como

o novo membro, é o principal responsável pelo controlo das próteses durante o ortostatismo e na

deambulação. Para que isso seja possível é necessário apresentar boas características como foi

mencionado nas condições gerais: o coto deve ser estável, a pele deve se encontrar num bom

estado, ausência de neuromas, boa circulação arterial e venosa, boa cicatrização e a ausência de

edema.

Para uma boa protetização de amputados do MI devem apresentar bons locais de cicatrização,

com boa descarga da carga realizada e deve estar de acordo com os princípios básicos cirúrgicos. Os

níveis de amputação de MI são:

Desarticulação Interfalângica;

Desarticulação Metatarsofalangiana;

Desarticulação Lisfranc (tarsometatársica);

Desarticulação de Chopart (metatársica);

Desarticulação de Syme ou Pirogoff ou Boyd (desarticulação tibiotársica);

Amputação Transtibial;

Desarticulação do Joelho;

Amputação Transfemoral;

Desarticulação da Anca (Carvalho, 2003; Pedrinelli, 2004; Periago, 2009).

21

As amputações transtibiais e transfemorais são amputações que podem ser divididas segundo o

tamanho do coto, isto significa, em três níveis:

1/3 Distal, é o nível que apresenta maior comprimento do coto (alavanca);

1/3 Medial, é o nível que apresenta um comprimento médio do coto;

1/3 Proximal, é o nível que apresenta menor comprimento do coto (Carvalho, 2003).

A avaliação a nível funcional é feita com base em avaliações físicas, psicológicas e sociais,

realizadas no período de reabilitação antes da protetização. A classificação pelos níveis funcionais

deve ser utilizada de imediato na decisão médica e abranger todos os componentes existentes da

prótese para cada indivíduo como o encaixe, meio de suspensão, pés protésicos e joelhos, caso

aplicável.

Figura 14 - Principais níveis de amputação de membro inferior (Comprehensive Prosthetics & Orthotics, 2016).

Figura 15 - Divisão do Coto segundo o seu comprimento (Comprehensive Prosthetics & Orthotics, 2016).


A prescrição destes componentes deve ser baseada segundo o potencial funcional e intelectual

do indivíduo amputado, seguindo 3 parâmetros:

História clínica do indivíduo amputado (como patologias, tempo e tipo de amputação);

Estudo clínico (como condições do coto e funcionalidade do membro residual e membros

superiores);

Desejo do indivíduo amputado de superação para retomar a sua vida.

A classificação do nível funcional engloba 5 níveis, de 0 a 4, desde o indivíduo amputado menos

activo até indivíduos com elevado grau de actividade, respectivamente. Os níveis funcionais de um

amputado são então:

Nível 0 – indivíduos sem potencial para transferir o peso para o membro protetizado,

devido a condições clínicas ou limitação do aparelho locomotor, como ou sem produtos de

apoio e no qual a prótese não trará benefícios à qualidade de vida. Conhecidos como

indivíduos sem mobilidade;

Nível 1 – indivíduos que apresentam condições e potencial para utilização da prótese e

transferência de peso para mesma, realização de marcha em superfícies planas e numa

determinada cadência; Denominados como indivíduos de mobilidade domestica;

Nível 2 – indivíduos que apresentam condições e potencial, com ou sem auxílio de produtos

de apoio de ultrapassar barreiras arquitectónicas, como degraus e terrenos irregulares.

Estes indivíduos são conhecidos pela mobilidade activa mas com certas limitações;

Nível 3 – indivíduos que apresentam condições e potencial de marcha com diversas

cadências e realizam transferência de peso para prótese com maior facilidade, com

capacidade de ultrapassar barreiras arquitectónicas mais complexas, e realização de

actividades profissionais, terapêuticas ou recreativas com a prótese. Denominados por

indivíduos com mobilidade activa;

Nível 4 – indivíduos que apresentam um potencial com a prótese que exceda as condições

físicas necessárias para além da marcha, ou seja, apresentam capacidade de elevado

esforço físico, realização de actividades de alto impacto, como a realização de desporto e

mesmo de competição. Estes indivíduos são conhecidos por possuir uma mobilidade muito

activa (Carvalho, 2003; Pedrinelli, 2004b).

3.2. Próteses de Membro Inferior

As próteses são as ferramentas que vão substituir uma determinada região inexistente do

organismo. No início de fabricação de próteses estas eram confeccionadas por artesões em materiais

como couro, madeira e aço. No século XX, período pós-guerra, determinadas empresas

especializaram-se na produção de componentes pré-fabricados, no qual permitiu uma maior

dedicação na confecção de encaixes e alinhamento dos componentes.

As próteses podem ser divididas em duas categorias segundo as características próprias. Essas

categorias podem ser em próteses exosqueléticas e endosqueléticas.

23

As próteses exosqueléticas são também conhecidas como próteses convencionais,

confeccionadas com componentes de madeira ou plástico, que ervem de conexão entre o encaixe e

o pé. As paredes desta prótese para além da sustentação como param o acabamento estético. Estas

próteses podem ser utilizadas para todo o tipo de amputações, apesar dos componentes utilizados

são mais simples e não permitem aos indivíduos amputados realizar actividades sofisticadas. Este

tipo de prótese apresenta algumas vantagens como a grande nível de resistência e durabilidade, a

necessidade de pouca manutenção e podem ser utilizadas como próteses de banho no entanto

apresenta muitas desvantagens, como menos opções de componentes, dificuldades no alinhamento

e a impossibilidade de uma mudança rápida de componentes quando necessário.

As próteses endosqueléticas são conhecidas como próteses modulares, as conexões entre o

encaixe e os restantes componentes é realizada a partir de tubos e outros componentes modulares.

Pode se ter que utilizar uma espuma para revestimento estético e meia cosmética conforme as

medidas do membro contralateral (caso seja um membro não amputado). Estas próteses podem ser

utilizadas em todos os níveis de amputação, excepto em amputações parciais do pé e tornozelo.

Este tipo de prótese apresenta diversos componentes, relativamente aos joelhos existem diversos

tipos desde monocêntricos de trava manual a policêntricos de sistema hidráulico ou pneumático, a

partir de materiais como o alumínio, titânio ou aço. A fixação dos componentes é realizada por um

sistemas de parafusos que permitem adaptar um melhor alinhamento entre os componentes e

finalmente para a prótese em si, nos planos sagital, frontal e transversal. A nível funcional e

cosmético este tipo de prótese apresenta muito superior às próteses convencionais, pois permite

maior liberdade de movimentos e uso confortável para além da troca de componentes ser mais

facilitada e rápida. Apesar de se apresentar superior às próteses convencionais, este tipo de prótese

é menos resistente e necessita de maior manutenção (Carvalho, 2003; Herrero, Guillem, et al.,

2004; R. Z. Periago, 2009)

Figura 16 - Classificação das próteses. Prótese endosquelética (esquerda) e prótese exosquelética (direita) (Muilenburg & A. Bennett Wilson, 1996).


3.2.1. Componentes Protésicos

Qualquer que seja o tipo de prótese utilizada para membro inferior, todas apresentam

componentes protésicos como os encaixes, meio de suspensão, joelhos protésicos, tubos de conexão

entre componentes e pés protésicos.

3.2.1.1. Encaixe Protésico

O encaixe é o componente mais importante de uma prótese, pois qualquer que seja o tipo ou

nível de amputação, este componente é a ligação entre o coto do amputado e a prótese. Este

componente tem uma extrema importância na qualidade final da prótese e as suas funções baseiam-

se: na realização do contacto total, do encaixe com o coto sem inibir a circulação sanguínea; região

de fixação entre o coto e prótese; transmissão de forças e peso corporal; e controlo do movimento.

Para cada nível existente de amputação é possível observar diferentes tipos de encaixes. Os

pontos de pressão para fixação, descarga do peso e a suspensão da prótese são definidos e ajustados

de forma a evitar eventuais lesões do coto e movimentos de pistão entre o encaixe e o coto.

O coto do amputado por vezes sofre alterações volumétricas no período de utilização de uma

prótese e nesses casos ou se reajusta o encaixe ou troca-se. Os tipos de encaixes existentes vão ser

retratados no subcapítulo 3.3. Tipos de Próteses de Membro Inferior (Carvalho, 2003; Periago,

2009).

3.2.1.2. Meios de Suspensão

Apesar do encaixe ser o componente mais importante na prótese, ele necessita de um sistema

de fixação entre o coto e o encaixe. Este sistema é conhecido como meio de suspensão e pode

adquirir diversas formas de suspensão, como a partir de interfaces (liners) através de um sistema de

correias ou cintas.

Este componente é essencial não só pela fixação como para o sucesso na marcha do amputado,

para além de se tornar mais confortável e proporcionar ao membro mais funcionalidade.

As funcionalidades deste tipo de componente baseiam-se na fixação restrita do encaixe ao coto

de forma a evitar actuação e forças compressivas no coto durante uma determinada actividade que

possa resultar do efeito de pistão, movimento axial do coto, relativamente ao encaixe, para além

de evitar irritações da pele e criação de úlceras, desconforto ou redução da actividade do coto

(Carvalho, 2003; Klute, Berge, Biggs, & Pongnumkul, 2011; Periago, 2009).

Os meios de suspensão existentes para próteses de MI são:

Sistema de sucção – é o sistema que utiliza a própria configuração do encaixe para fixação

deste no coto através do efeito de sucção, que é mantido através de uma válvula, que se

encontra na região distal do encaixe. Este sistema permite a libertação do ar do interior

do encaixe durante a descarga do peso;

25

Sistema por pino – é o sistema que utiliza um liner, compatível com o volume do coto, no

qual a extremidade distal apresenta um parafuso, que se vai conectar a uma estrutura

agrupada na região distal do encaixe fixando o coto ao encaixe;

Cinturão de suspensão elástica – este sistema utiliza um cinturão, de material macio, que

é colocado à volta da cintura do amputado, que se estende até a região proximal do

encaixe;

Cintas de ombro – é o sistema que utiliza cintas que vão desde a prótese e cintura e

terminam nos ombros (Carvalho, 2003; Periago, 2009);

Sistema magnético – é um sistema idêntico ao sistema por pino, utiliza um liner de silicone

com uma peça magnética na região distal que se vai fixar a um íman localizado também na

região distal do encaixe e que vão ser atraídos por forças magnéticas fixando desta forma

o coto ao encaixe (Eshraghi et al., 2013).

3.2.1.3. Joelhos Protésicos

A principal funcionalidade do joelho protésico é proporcionar estabilidade na fase de apoio do

membro protetizado e o controlo do mesmo na fase de balanço da marcha.

Existem diversos tipos de joelhos mecânicos que podem ser classificados segundo a sua

funcionalidade:

Bloqueio Manual – joelho monocêntrico que apresenta um sistema de desbloqueio manual,

utilizado em casos de muita debilitação e insegurança. Para realização da marcha o joelho

encontra-se sempre em extensão, criando um padrão de marcha anormal;

Fricção – joelho monocêntrico com fricção que permite ajustes através de pressão no eixo

de rotação. Joelho que se caracteriza pela simplicidade, baixo peso e de pouca

manutenção, apesar de pouco estável e a velocidade marcha restrita;

Autofreio – joelho monocêtrico que funciona como um joelho autobloqueador, indicado

para indivíduos com baixa velocidade de marcha, fraco controlo muscular e inseguros,

apesar de ser necessário total confiança ao retirar o peso total para flexão do joelho na

fase impulso (Carvalho, 2003; Periago, 2009).

Figura 17 - Sistemas de suspensão através de liners (Eshraghi et al., 2013; Ossur, 2016).


Policêntricos – joelho policêntrico também conhecido como quatro barras, são mais

fisiológicos e comparativamente com joelho monocêntricos, apenas realizam

flexão/extensão, estes permitem movimentos de flexão do joelho, translação e rotação.

São joelhos indicados para cotos longos, com boa estabilidade e segurança, porém são

pesados e de elevado custo;

Sistema Pneumático – são joelhos compostos por cilindros controlados por sistema a ar o

qual é compressivo, podem ser joelhos monocêntricos ou policêntricos, utilizado para

naturalizar a marcha nas mudanças de velocidade e impedir flexões excessivas tal como

extensões bruscas. Este tipo de joelho é aplicável para indivíduos considerados activos e

que apresentem variações de velocidade da marcha, apesar de ser um joelho de grande

custo e de alta manutenção;

Sistema Hidráulico – são joelhos compostos por cilindros controlados por sistema de óleo,

totalmente compressivo, aplicados em joelhos monocêntricos e policêntricos, também

utilizados para naturalizar a marcha nas mudanças de velocidade e quando aparece um

obstáculo como degraus e rampas com passos alternados. Este tipo de joelho é aplicável a

indivíduos de baixa a alta actividade e apresenta as mesmas desvantagens que o sistema

pneumático;

Microprocessadores – sistema cujas características são as mais aproximadas a um joelho

fisiológico, no qual funciona através de sensores electrónicos que são os responsáveis pela

medição do ângulo de flexão do joelho e da velocidade angular da perna, dependendo do

comprimento e frequência de cada passo. Este género de joelho adapta-se

automaticamente aos diferentes tipos de terrenos e marchas não havendo a necessidade

do indivíduo ter de controlar o joelho. As suas características são estabelecidas através da

utilização de um computador com o devido software do microprocessador (Carvalho, 2003;

Periago, 2009).

Figura 18 - Joelho de bloqueio manual e joelho de autofreio (Endolite, 2016; Ossur, 2016).

27

3.2.1.4. Pés Protésicos

O pé protésico é o componente mais distal da prótese e é esta que realiza o contacto com o

solo. Este componente tem como funções a transmissão das FRS, amortecimento do impacto do pé

com o solo, compensar a ausência da articulação do tornozelo e pé.

Este componente tem uma importância fundamental pois tem que substituir a falta de

musculatura desta região e de facilitar a progressão da marcha do membro amputado. Um pé

protésico devidamente aplicado deve permitir a propulsão do MI, estabilização da carga, absorção

do choque, minimização do consumo de oxigénio e impedir que o centro de gravidade se desloque

em excesso.

Os pés protésicos são classificados segundo o movimento que permitem durante a marcha, ou

seja: pé não articulado; pé articulado (monoaxial ou multiaxial); e de resposta dinâmica.

Os pés não articulados são compostos por materiais internos de diferentes densidades e

características, que fazem com que o choque ao solo se torne num movimento harmónico. Este tipo

de pé protésico é caracterizado pela sua simplicidade, baixo custo e peso e durabilidade e apesar

de não ser capaz de realizar qualquer movimento articular é capaz de simular o movimento de

flexão dorsal devido a sua estrutura flexível. Essa estrutura flexível envolve o núcleo de madeira do

pé (parte rígida) e a estrutura flexível para além de permitir a simulação de movimento serve

também como a estética deste componente.

Os pés articulados podem se dividir em dois os pés monoaxiais e os pés multiaxiais. Os pés

monoaxiais apenas realizam o movimento do tornozelo no plano sagital, com uma flexão plantar de

15º e os pés multiaxiais são pés que permitem movimentos para além dos movimentos sagitais,

como os movimentos nos planos frontais e transversais. Estes pés são pés que adaptam a qualquer

Figura 19 - Joelho policêntrico, jolho de sistema hidráulico e joelho de microprocessador (da esquerda para direita) (Endolite, 2016; Ossur, 2016).


tipo de irregularidades do solo, apesar de serem componentes pesados e para além de necessitar de

bastante manutenção são o tipo de pé que causa instabilidade na marcha (Carvalho, 2003; Herrero,

Barberà i Guillem, et al., 2004; Pedrinelli, 2004; Periago, 2009).

Os últimos tipos de pés protésicos são os de resposta dinâmica, sendo considerados também

como não articulados, eles possuem características próprias como a compressão axial elásticas com

grande absorção de energia, no qual é transferida na fase de impulso. Estes pés são confeccionados

a partir de fibras de carbono e grafite, podendo ter ou não revestimento estético e diferentes

designs dependendo da aplicação.

Referentemente a escolha destes pés protésicos, os pés não articulados devem ser aplicados a

indivíduos com um baixo grau de actividade para além de proporcionar mais estabilidade e

segurança, comparativamente com os articulados devem ser escolhidos a indivíduos activos ou

bastante activos e com confiança que não necessitem de tanta estabilidade/segurança. Os pés de

resposta dinâmica são pés que podem ser aplicados a qualquer tipo de pessoa devido a sua principal

característica de absorção e transferência de energia (Carvalho, 2003; Herrero, Barberà i Guillem,

et al., 2004; Pedrinelli, 2004; Periago, 2009).

Figura 20 - Pé protésico não articulado, monoaxial e multiaxial (da esquerda para direita) (Endolite, 2016).

Figura 21 - Pés de resposta dinâmica (Endolite, 2016).

29

3.3. Tipos de Próteses de Membro Inferior

As próteses desenvolvidas e utilizadas até os dias de hoje são aplicadas para todos os diferentes

níveis de amputação. Desta forma é possível dividir as próteses para amputações por regiões, como:

próteses parciais de pé e de tornozelo; próteses transtibiais (TT), próteses de desarticulação do

joelho; próteses transfemorais (TF); e próteses de desarticulação da anca (Carvalho, 2003; Herrero,

Barberà i Guillem, et al., 2004; Hunter & Mackillop, 1997; Pedrinelli, 2004; Periago, 2009).

No primeiro nível, próteses parciais de pé e tornozelo a função é reequilibrar o pé, de forma a

restaurar a capacidade de carga totalmente e compensar a funcionalidade do segmento amputado.

Neste tipo de próteses encontram-se englobadas as próteses para amputações de Lisfranc, Chopart,

Pirogoff, Boyd e Syme.

Neste nível de amputação e relativamente às amputações parciais do pé (interfalângicas e

metatarsofalângianas) é possível o indivíduo amputado realizar a marcha sem a prótese e caso

aplicável é colocado uma prótese estética ou ortótese plantar com calçado especial. A aplicação

deste tipo de dispositivos tem como objectivo: preencher a região amputada para evitar desvios

laterais; equilibrar os arcos plantares; alívio de pressões de regiões excessivas; prevenção de

úlceras de pressão; e realização de um movimento natural na realização da marcha (Carvalho, 2003;

Herrero, Barberà i Guillem, et al., 2004; Hunter & Mackillop, 1997; Periago, 2009).

As próteses utilizadas para amputações de Lisfranc tem o objectivo de evitar deformações de

equinovaro, para além de preencher a região amputada, através de uma forma em sapatilha e

outras funcionalidades como a estabilização da região do calcâneo para um melhor posicionamento

do retropé, prevenindo os desvios laterais, aliviar excessos de pressão e manter a região do antepé

flexível. Outro aspecto importante sobre este tipo de prótese como todos os outros tipos é o

contacto entre o coto e a prótese, por meio de um encaixe, não deve permitir quaisquer

movimentos de atrito entre estes dois.

Relativamente a protetização de indivíduos amputados do tipo Chopart é complexa devido ao

desequilíbrio muscular que proporciona um coto em equinovaro, para além de esteticamente

desagradável, pelo aumento do volume distal do encaixe. Nestes casos existe baixa tolerância a

carga distal no coto, por isso é confeccionado um encaixe mais proximal com apoio no tendão

patelar. Este encaixe é confeccionado em resina acrílica e carbono com uma abertura posterior,

para uma colocação do coto mais fácil, com um forro interior de forma a evitar ferimentos e

movimentos internos entre o coto e o encaixe é fixado através de velcros.

As últimas próteses para amputações parciais de tornozelo e pé são as amputações de Syme,

Pirogoff e Boyd. Estas permitem a carga do peso distal, caso não haja boa aceitação deve se realizar

um encaixe com apoio pré-patelar. A borda superior do encaixe deve terminar abaixo da

tuberosidade da tíbia. O encaixe tal como nas próteses de anteriores deve ser realizada por

materiais como resina acrílica e carbono, com um encaixe interno flexível e pode conter uma

abertura posterior ou lateral para facilitar a colocação (Carvalho, 2003; Herrero, Barberà i Guillem,

et al., 2004; Periago, 2009).


A próxima região pertence às próteses TT, que podem ser exoesqueléticas ou endosqueléticas.

Para este tipo de prótese o encaixe é o responsável pelos locais de carga e suspensão da prótese.

Deve-se ter em conta que os encaixes têm regiões de carga e de alívio. As regiões de carga são

sobretudo nas regiões de tecidos moldes, como tendão infrapatelar, tecidos localizados abaixo do

côndilo tibial medial, musculatura posterior e na região distal do encaixe deve haver uma certa

carga, mas o importante é realizar o contacto total e retorno venoso. As regiões de alívio são as

áreas de saliências ósseas, como os côndilos femorais, borda inferior da patela, côndilos tibiais,

tuberosidade tibial, região anterior e extremidade distal da tíbia e a cabeça, extremidade do

perónio, tal como alguns tendões dos músculos semitendinoso, semimembranoso e bíceps femoral.

Actualmente as próteses TT possuem 4 tipos de encaixes que são os mais aplicados:

PTB (Patellar Tendon Bearing) – encaixe que possui um encaixe interno flexível; o bordo

superior do encaixe cobre metade inferior da patela e lateralmente o bordo superior

termina um pouco acima da linha articular do joelho; a carga é realizada no tendão

patelar e tecidos moles;

PTS (Prothese Tibiale Supracondylienne) – encaixe aplicado a indivíduos de coto curto;

com encaixe interno flexível; bordo superior acima da patela (vista anterior); a carga é

realizada no tendão patelar e tecidos moles; auto-suspendido devido às orelhas do encaixe

que ficam acima dos côndilos femorais e acima da patela;

KBM (Kondylen Bettung Munster) – encaixe possui um encaixe interno flexível; bordo

superior baixo, com a patela livre (vista anterior); a carga é realizada no tendão patelar e

tecidos moles; possuí o mesmo tipo de suspensão que um encaixe PTS mas com libertação

da patela;

TSB (Total Surface Bearing) – é o encaixe mais recente com a finalidade de melhorar as

distribuições de pressões no encaixe. As pressões são exercidas a nível do tendão rotuliano

com a contrapressão ao nível da poplítea mais suave; as superfícies de apoio do encaixe e

da interface estão mais distribuídas, não diferenciando as zonas ósseas da musculatura de

forma a redistribuir a pressão através da interface por todo o coto.

Figura 22 - Tipos de encaixes transtibiais, PTB, KBM e PTS (da esquerda para

direita) (Pedrinelli, 2004).

31

Apesar de alguns destes encaixes serem auto-suspendidos, por vezes é necessário a aplicação de

meio de suspensão auxiliar que pode ser um dos referidos anteriormente ou ainda a suspensão

através de joelheiras elásticas ou de neopreno (Carvalho, 2003; Herrero, Barberà i Guillem, et al.,

2004; Pedrinelli, 2004b).

Na região seguinte das amputações encontra-se as próteses de desarticulação do joelho.

Antigamente este tipo de amputação era evitada e substituída por uma amputação TF devido a

dificuldade de protetização, como a colocação adequada de joelhos protésicos, os quais havia um

grande discrepância relativamente às dimensões e o peso era maior. Nos dias de hoje este tipo de

amputação não exige tanta complexidade na protetização, devido aos diversos componentes ao

nível de funcionalidades e dimensões e até apresenta a vantagem de um maior coto, relativamente

às amputações TF e acima desta, por ter uma maior alavanca.

Estas próteses são compostas por dois encaixes, interno e externo. O encaixe interno é flexível e

o externo rígido, novamente com materiais como resina acrílica e fibra de carbono. Estes encaixes

apresentam características muito específicas, como: a carga distal do indivíduo amputado

proporciona uma boa propriocepção durante a marcha ou em posição ortostática; a fixação

supracondiliana é realizada pelo afunilamento dos dois encaixes; e o bordo superior proximal evita o

deslocamento lateral na marcha. Caso não haja aceitação deste tipo de prótese por não suportar o

peso a nível distal deve ser realizada na tuberosidade isquiática e tecidos moles como nas próteses

TF (Herrero, Barberà i Guillem, et al., 2004; Pedrinelli, 2004; Periago, 2009).

A seguinte região é das próteses para amputações TF, aplicável para os dois tipos de próteses,

exoesqueléticas e endosqueléticas. Neste tipo de próteses o encaixe não deve realizar carga distal,

devido ao tecido seccionado revestido por tecidos moles, no entanto deve efectuar contacto total

entre o coto e a prótese (Herrero, Barberà i Guillem, et al., 2004; Pedrinelli, 2004; Periago, 2009).

Para este tipo de prótese existem 3 tipos de encaixes possíveis: o encaixe quadrilátero, o

encaixe de contenção isquiática (Contoured Adducted Trochanteric-Controlled Allignment Method –

CAT-CAM) e o encaixe Marlo Anatomical Socket (MAS) (Herrero, Barberà i Guillem, et al., 2004;

Klotz, Colobert, Botino, & Permentiers, 2011; Pedrinelli, 2004; Periago, 2009; Traballesi et al.,

2011).

O primeiro encaixe é mais antigo e pode ser aplicado para qualquer caso deste tipo de

amputação, principalmente quando a musculatura é muito flácida e cotos curtos. O encaixe

quadrilátero apresenta uma forma idêntica a um quadrado, segundo o plano transversal. A parede

anterior tem uma forma achatada ao nível do triângulo de Scarpa e na parte externa é convexa,

com um limite superior de 2 cm acima do apoio isquiático. A parede posterior apoia o ísquion e é

esta parede suporta cerca de 1/3 do peso do encaixe. A parede medial é a parede com a altura

menor do encaixe, cerca de 0.5 a 1cm abaixo do apoio isquiático. A parede lateral é a parede com

maior altura do encaixe, 5cm acima do apoio isquiático e apresenta uma inclinação de 35º (adução)

para estabilização do fémur.

Este encaixe apresenta algumas desvantagens a nível prático e de utilização, como: forte

possibilidade de rotação pélvica sobre o encaixe; abdução do fémur que causa uma inclinação


lateral do coto; desconforto provocado devido a pressão realizada no ísquion; e desconforto pela

pressão causado pela abdução do fémur no interior do encaixe.

O encaixe de contenção isquiática (CAT-CAM), foi desenvolvido para colocar o fémur numa

posição mais fisiológica, proporcionar uma marcha mais harmonizada e com menor gasto

energético. Este encaixe apresenta características diferentes do encaixe quadrilátero: a medida

médio-lateral é menor que a ântero-posterior e no qual a sua diminuição força o fémur a aduzir e

manter o glúteo médio em tensão; a abertura da dimensão ântero-posterior permite a contracção

dos músculos extensores e flexores; não existe pressões ao nível do triângulo de Scarpa e dos

músculos adutores; a inclinação da região isquiática no plano frontal (aproximadamente de 30º)

alivia a pressão da tuberosidade isquiática e aumenta o apoio da musculatura glútea; o bordo lateral

proximal envolve o grande trocânter e os tecidos moles abaixo da crista ilíaca.

O encaixe CAT-CAM apresenta uma forma mais semelhante a fisiologia do membro amputado. A

sua parede anterior situa-se abaixo da prega inguinal. A parede posterior encontra-se no mesmo

limite da parede anterior, no qual as duas paredes (anterior e posterior) não realizam pressões

excessivas; A parede medial é elevada cerca de 3 a 4cm de forma a conter a tuberosidade isquiática

e para dentro, englobando o ísquion e realizar pressão no ramo isquiático. A parede lateral é a mais

alta do encaixe, englobando o grande trocânter, encontra-se em adução de forma a evitar a

abdução criada geralmente nos cotos.

O CAT-CAM é o encaixe que pode ser aplicado para todos os casos deste tipo de amputações

excepto para amputados que possuam cotos curtos ou que não se ambientem a este encaixe devido

a pressão realizada sobre a parede lateral do ísquion (Herrero, Barberà i Guillem, et al., 2004;

Pedrinelli, 2004; Periago, 2009).

Depois de terem sido realizados estudos relacionados com estes dois encaixes, Marlo Ortiz

modificou o conceito de contenção isquiática para um encaixe de contenção ísquio-ramal,

conhecido como MAS. Este encaixe em vez de envolver o ísquion envolve agora o ramo isquiopúbico.

Figura 23 - Forma dos encaixes quadriláteros e CAT-CAM, na vista transversal (Munarriz et

al., 2003).

33

A contenção do ramo isquiopúbico ocorre de 2 a 3cm acima deste ramo, com uma largura de 5 a

6cm. O bordo medial está sob o ramo isquiopúbico. A linha de corte anterior é posicionada ao nível

do ramo púbico e sobe aproximadamente 0,6cm sob a espinha ilíaca ântero-superior. Segue-se a

prega inguinal para se ligar com a parede lateral que inclui o trocânter. Ao nível posterior do

encaixe vai apresentar uma forma em “U” no ponto médio, posicionado a 1,2cm sob o ramo

isquiopúbico para os homens e 2,5cm para mulheres. Ao nível lateral a forma em “U” junta-se à

parede externa (Klotz et al., 2011; Traballesi et al., 2011).

Por último a região das próteses para desarticulação da anca, devem ser próteses

endosqueléticas devido a complexidade mecânica das articulações do joelho e da anca e a redução

do peso existente com esses componentes. Este tipo prótese utiliza um cesto pélvico, que engloba a

região abdominal realizando suspensão acima das cristas ilíacas e a carga do peso distal é realizado

sobre o ísquion e da parede lateral. O cesto pélvico tem uma abertura anterior e a fixação é feita

por meio de velcros.

A tabela 1 apresenta a construção das próteses TT e TF, baseado na tabela 2 do estudo

realizado por Rajt’úkova, Michalíková, Bednarcíkova, Balogová, & Zivcák (2014), referindo os

principais componentes protésicos e seu posicionamento tal como os tipos de correcções existentes

com os diferentes planos de execução.

Figura 24 - Desenho lateral dos encaixes CAT-CAM (esquerda) e MAS (direita) (Traballesi et al., 2011).


Construção Transtibial Transfemoral

Const

rução B

ási

ca Pé

Plano Sagital Anterior-Posterior

(AP)

Altura da Região do Calcanhar (Eficiente) - 5mm. Centro do pé adiantado cerca de 30mm da linha de construção.

Plano Transversal Rotação Externa de 5 a 7º.

Encaixe

Plano Sagital (AP)

Flexão do Encaixe –

apresenta um ângulo de flexão médio de

+5º.

Flexão do Encaixe – valor médio do ângulo de flexão de +5 a 10º.

Plano Frontal

Ângulo de adução depende do comprimento do MI são, aproximadamente 3, 7, 12º.

Joelho

Plano Sagital (AP)

-

Posição de acordo com a construção do centro de rotação, 20mm acima do tendão patelar do

segundo membro.

Corr

ecção E

státi

ca

Plano Frontal Comprimento da

Prótese. Posição ML do Pé.

Pronação-Supinação.

Comprimento da Prótese. Posição ML do Joelho/Pé.

Pronação-Supinação.

Plano Sagital (AP)

Flexão Plantar. Posição AP do Pé.

Flexão Plantar. Posição AP do Joelho/Pé.

Plano Transversal

Alteração de Pé

Protésico

Alteração de Pé Protésico

Corr

ecção D

inâm

ica

Plano Frontal

O controlo do movimento articular do joelho na fase de suporte da marcha deve ter forças ML mínimas.

Plano Sagital (AP) O controlo do movimento articular do joelho na fase de suporte deve

realizar uma extensão e flexão natural quando exercida pressão no solo.

Realização de testes de marcha em diversos ambiente e de diferentes condições.

3.4. Fabricação de Próteses de Membro Inferior

Antes de se fabricar uma prótese é necessário realizar um exame clínico, no qual inicialmente

se deve analisar o segmento corporal amputado, observar as condições do coto, estado psicológico e

desejo do amputado e a mobilidade do coto para se examinar até que ponto o amputado consegue

melhorar. Deve-se anotar os dados do indivíduo, desde o histórico clínico até às medidas do

segmento, informação sobre o desenho do dispositivo, medidas, materiais, componentes e

acessórios (Herrero, Guillem, et al., 2004; Periago, 2009).

Apesar da maioria dos componentes existentes serem pré-fabricados, os encaixes, são o único

componente que se pode pré-fabricar devido às dimensões de coto que são para além de individual

Tabela 1- Posicionamento dos componentes de acordo a construção de próteses TT e

TF (Rajt’úkova et al., 2014).

35

são pessoais a um indivíduo amputado. Existem duas formas de fabricar este tipo de dispositivos, o

fabrico tradicional ou convencional e o fabrico aditivo.

O primeiro tipo de fabrico é o método mais antigo no fabrico das próteses e inicia-se

primariamente pela recolha das dimensões (comprimentos, circunferências e dimensões médio-

lateral e ântero-posterior), do coto. Após esta primeira etapa é realizado o molde negativo do coto

no qual pode é realizado através de ligaduras de gesso, o coto é envolvido numa capa maleável para

protecção do coto, como uma pelicula aderente, onde são marcados as proeminências ósseas a lápis

para ficarem devidamente registados no molde negativo. Este é posteriormente, transformado em

molde positivo (colocação de gesso no interior do molde negativo), rectificado através de gesso, no

qual se retira material, para fazer pressões nas regiões dos tecidos moldes e outras possíveis e

acrescentar eventualmente nas regiões das proeminências ósseas para evitar lesões na pele. O

molde negativo pode ser realizado ainda através da digitalização a 3 dimensões (3D) do membro e

corrigido futuramente num software apropriado deforma a produzir o molde positivo, que é

posteriormente fabricado por espuma de poliuretano e pode se continuar a fabricar a prótese a

partir desse molde

Após rectificação do molde positivo pode se realizar dois processos que dependem da finalidade

do processo. Realiza-se ou uma termomoldagem, normalmente utilizado para realização de provas,

com materiais termoplásticos que permitam observar o interior do encaixe como polietileno (PE) e

polipropileno (PP) ou a combinação dos dois criando um copolímero; ou laminado através de

materiais como a resina acrílica e fibra de carbono, geralmente utilizados para produção do encaixe

final.

No processo final deste tipo de fabricação é realizado o alinhamento de bancada e a montagem

para depois a nível clínico se realizar as provas e os últimos ajustes de forma a adequar a prótese ao

indivíduo amputado (Herrero, Barberà i Guillem, et al., 2004; Periago, 2009).

O seguinte tipo de fabrico, fabricação aditiva, é o método mais recente no fabrico de próteses,

neste caso encaixes protésicos. O primeiro passo deste tipo de fabrico é a digitalização 3D do coto.

De seguida é realizado o processamento da digitalização, integrando o molde do coto e realizando

as correcções através do software (Alves, Braga, Simão, Neto, & Duarte, 2001; Colombo, Filippi,

Rizzi, & Rotini, 2010; Summit, 2014).

Numa terceira etapa é utilizado um dos métodos de fabricação aditiva existente, a

Stereolithography (SLA) ou a Selective Laser Sintering (SLS).

O método de SLA consiste na fabricação de objectos por adição sucessiva de camadas utiliza

resina epoxy líquida foto curável, que quando exposta a um laser de raios laser vai realizar o

processo de fotopolimorização nas zonas superficiais no qual o feixe incide. Este processo utiliza

sistemas electromecânicos de grande precisão, no qual se utiliza um modelo de varrimento para

retirar excessos. No final de um processo de SLA o dispositivo criado encontra-se no interior de

resina líquida e com suportes criados para fixação do dispositivo. Quando terminado o dispositivo

deve passar por um processo de pós-cura e posteriormente deve ser submetido a processos de

lixagem e/ou polimento (Alves et al., 2001).


O método de SLS, a sinterização selectiva por laser, este tipo de fabricação consiste na

utilização de pós finos de materiais de plástico, compósitos com matriz polimérica, metais

revestidos a termoplásticos ou ligas metálicas no qual são ligados entre si através de varrimento por

feixe laser. A câmara de construção é pré-aquecida, é laminada uma camada em pó que

corresponde à espessura de cada camada de construção, utilizando sistemas electromagnéticos de

precisão. O feixe ao incidir nas partículas provoca a fusão parcial das interfaces dos pós, obtendo

uma estrutura sólida (Alves et al., 2001; Jin, Plott, Chen, Wensman, & Shih, 2015)).

A fabricação aditiva demonstrou ser de fácil implementação e pode ser utilizado em quase todos

os materiais do tipo termoplástico. Neste tipo de processo de fabricação existe a necessidade de

criar uma estrutura de suporte que permita realizar a construção do dispositivo adequada.

A última etapa tal como no método de fabrico convencional é verificar com o indivíduo

amputado e caso seja necessário realizar os últimos acabamentos e realiza-se a entrega da prótese

final, devidamente montada e alinhada (Jin et al., 2015).

Figura 25 - Impressão tridimensional de encaixe transtibial (Rodin4D, 2016).

37

Capítulo 4

Métodos de Análise de Marcha

O capítulo 4 “Métodos de Análise de Marcha” apresenta os conceitos gerais da análise de

marcha, como os tipos de análise existentes, os parâmetros que podem ser observados, os

instrumentos que são aplicados e as aplicações da análise de marcha.

4.1. Análise da Marcha

A análise da marcha tem como objectivo principal a medição quantitativa e avaliação da

locomoção humana. Esta pode ser utilizada para duas finalidades muito distintas: uma serve ajudar

directamente no tratamento de pacientes com determinadas patologias ou mesmo limitações; a

outra finalidade serve para melhorar a compreensão da marcha, por investigação.

Ao nível dos estudos fundamentais da marcha o objectivo é compreender a relação entre os

mecanismos utilizados na locomoção para realização de actividades funcionais como uma simples

caminhada até a biomecânica desportiva de forma a evitar lesões (Davis & Deluca, 2006; Richards,

2008; Wittle, 2007).

Relativamente à análise de marcha num ambiente clínico, os médicos e profissionais de saúde,

devem interpretar e avaliar os padrões de marcha dos indivíduos portadores de deficiências, de

forma a planear protocolos de tratamento, como a prescrição de dispositivos ortopédicos ou

intervenções cirúrgicas. Desta forma a análise clínica da marcha torna-se numa ferramenta de

avaliação, permitindo determinar a gravidade e extensão de uma patologia diagnosticada

anteriormente, como amputações, paralisia cerebral, doenças degenerativas nas articulações,

esclerose múltipla, distrofia muscular, artrites reumatóides, lesões na coluna vertebral e acidentes

vasculares cerebrais (Davis & Deluca, 2006; Wittle, 2007).


4.1.1. Análise Visual do Ciclo da Marcha

A análise ao ciclo de marcha é pode ser realizada a olho nu, sendo possível retirar algumas

informações, mas não realizar um processamento exacto dos dados recolhidos. A análise visual do

ciclo de marcha é possível, mas é uma forma complicada e versátil de análise disponível. Esta

análise possuí 4 limitações: é transitória, ou seja, não proporciona qualquer registo; o olho não

consegue observar momentos de alta velocidade; é possível observar o movimento, mas não as

forças; e depende das capacidades do indivíduo observador.

Este tipo de análise é bastante utilizado na análise do ciclo de marcha a um nível de exame

clínico. Contudo, este método é muito limitado para realização da análise de marcha, ao

proporcionar uma ideia subjectiva, da marcha e possivelmente de eventuais patologias associadas.

Foi então criado um manual sobre a observação de indivíduos, pela New York University em

1986. Através da aplicação deste manual foi possível criar uma tabela com as principais anomalias

da marcha e como podem ser observadas a olho nu tal como as direcções de observação, como se

encontra mencionado na tabela 2 (Wittle, 2007).

Anormalias da Marcha Direcção de Observação

Inclinação Lateral do Tronco Vista Sagital

Inclinação Anterior ou Posterior do Tronco

Vista Sagital

Aumento da Lordose Lombar Vista Sagital

Movimento Circular do Membro Vista Frontal (anterior ou posteriormente)

Inclinação de um lado da Anca Vista Frontal (anterior ou posteriormente)

Arrastamento do Pé Vista Sagital

Flexão Plantar Excessiva durante Fase de Apoio

Vista Sagital e Frontal

Rotação Anormal da Anca Vista Frontal (anterior ou posteriormente)

Excessiva Extensão e Flexão do Joelho Vista Sagital

Controlo Inadequado da Flexão Dorsal Vista Sagital

Contacto Anormal do Pé com o Solo Vista Frontal (anterior ou posteriormente)

Rotação Anormal do Pé Vista Frontal (anterior ou posteriormente)

Impulsão Insuficiente Vista Sagital

Base de Marcha Anormal Vista Frontal (anterior ou posteriormente)

Distúrbios Rítmicos Vista Sagital

4.2. Sistemas de Medição de Análise da Marcha

Os métodos utilizados em biomecânica podem ser classificados segundo as seguintes categorias:

teórico-dedutivo ou determinístico, baseado nas leis da física e relações matemáticas; empírico-

indutivos ou indeterminísticos, baseados em relações estatísticas e experimentais; e métodos

combinados, que é uma junção dos dois anteriores.

Tabela 2 - Anomalias comuns da marcha e direcção de observação (Wittle, 2007).

39

Os procedimentos de medição podem ser assim classificados: procedimentos mecânicos, cuja

funcionalidade é a observação das grandezas por observação directa e que não se alteram

rapidamente; procedimentos electrónicos, transformação de grandezas mecânicas em grandezas

eléctricas, de forma a facilitar a medição de grandezas que se alteram rapidamente com o tempo e

se adaptar ao processamento dos dados, permitindo assim medições dinâmicas; e procedimentos

óptico-electrónicos ou processamento de imagens, no qual utiliza a representação óptica e

geométrica de um determinado indivíduo a ser analisado (A.C. Amadio, P.H. Lobo da Costa, I.C.N.

Sacco, J.C. Serrão, R.C. Araujo, 2013).

Segundo as classificações mencionadas anteriormente as diversas tecnologias para a medição de

variáveis dinâmicas no ciclo de marcha, foram divididas da seguinte forma: parâmetros espaciais e

temporais, cinemetria, dinamometria e electromiografia (EMG) (Davis & Deluca, 2006; Richards,

2008).

4.2.1. Parâmetros de Medição da Marcha

O tempo dos eventos do ciclo de marcha, como o contacto inicial e apoio final, devem ser

calculados e observados por parâmetros espaciais e temporais. Estes parâmetros podem ser obtidos

através de uma variedade de abordagens, desde a utilização de ferramentas simples, como a

utilização de uma fita e cronometro para um monitor óptico sofisticado como a aplicação de

palmilhas com sensores, colocados sob a superfície plantar.

A relação entre o comprimento da passada, frequência de passos, tempo da fase de balanço e a

velocidade da marcha para crianças e adultos tem sido estudada por diversos autores usados nas

relações entre os parâmetros espaciais e temporais de forma a investigar se a marcha sofreu alguma

modificação ou limitação a um destes níveis. Nestas relações são verificados aspectos como:

modificação do ritmo da marcha; modificação ao nível da velocidade; marcha com subidas e descida

cuja inclinação seja de 5º.

Ao nível clínico a colocação deste tipo de instrumento pode ser um desafio pelas inúmeras

deformidades dos pés e padrões de contacto com o solo. Esta dificuldade pode ser evitada através

da aplicação de palmilhas instrumentadas com sensores ao longo da superfície plantar ou através de

passadeiras instrumentadas. Estes eventos podem ser ainda quantificados pela medição de

movimento por uma camara baseada na tecnologia de plataformas de força (Richards, 2008; Wittle,

2007).

4.2.1.1. Parâmetros Espaciais

De forma a definir os parâmetros espaciais da marcha deve ter em conta os contactos realizados

pelo pé. Segundo Murray et al (1964 & 1970) e Rigas (1984)), os parâmetros espaciais da marcha

são: o comprimento do passo, o comprimento da passada, o ângulo do pé e a largura de base.

Os parâmetros do comprimento do passo e da passada são ambos definidos pela distância entre

dois contactos iniciais seja ela por diferentes pés como contacto consecutivo do mesmo pé,


respectivamente. O ângulo do pé é definido como o ângulo de orientação do pé na linha de

progressão. Relativamente a largura de base, esta é associada a distância médio-lateral realizada

pelo centro de cada calcanhar (Richards, 2008).

4.2.1.2. Parâmetros Temporais

Os tempos de contacto entre o pé e o solo na marcha são factores importantes nos parâmetros

da marcha. Se cada contacto do pé com o solo for contabilizado, torna-se possível realizar o cálculo

dos tempos dos passos como das passadas. Estes 2 tempos são definidos como os tempos entre 2

contactos iniciais consecutivos pelos dois membros e entre o contacto inicial do mesmo membro.

Para além destes parâmetros existem outros que se podem reter com estas informações, como

suporte simples e o suporte duplo. Estes 2 suportes são definidos pelo tempo em que um membro se

encontra em contacto com o solo e o tempo que ambos os membros se encontram em contacto com

o solo respectivamente.

Outro parâmetro temporal é o tempo de balanço que ocorre ao mesmo tempo que um membro

realiza o suporte simples, mas neste caso o outro membro encontra-se em oscilação (Richards,

2008).

Figura 26 - Parâmetros espaciais (Richards, 2008).

Figura 27 - Parâmetros temporais (Richards, 2008).

41

A partir de todos estes parâmetros e das informações mencionadas é possível calcular

parâmetros como a cadência e a velocidade da marcha, como é apresentado nas seguintes fórmulas:

𝑪𝒂𝒅ê𝒏𝒄𝒊𝒂 (𝒑𝒂𝒔𝒔𝒐𝒔/𝒎𝒊𝒏) = 𝑷𝒂𝒔𝒔𝒐𝒔 𝑪𝒐𝒏𝒕𝒂𝒅𝒐𝒔 𝒙𝟔𝟎

𝑻𝒆𝒎𝒑𝒐(𝒔) (I)

𝑽𝒆𝒍𝒐𝒄𝒊𝒅𝒂𝒅𝒆 (𝒎/𝒔) =𝑪𝒐𝒎𝒑𝒓𝒊𝒎𝒆𝒏𝒕𝒐 𝒅𝒐 𝑷𝒂𝒔𝒔𝒐 (𝒎)∗𝑪𝒂𝒅ê𝒏𝒄𝒊𝒂(𝒑𝒂𝒔𝒔𝒐𝒔/𝒎𝒊𝒏)

𝟔𝟎 (II)

Relativamente a estas fórmulas o número “60” refere-se ao número de segundos num minuto.

A cadência é um factor que pode ser medido com o auxílio do cronómetro. Este factor

contabiliza o número de passos durante um período de tempo pré-definido, normalmente de 10 a 15

segundos. O indivíduo deve realizar a marcha normalmente e ao chegar a velocidade que este

considera normal o observador inicia a contagem de passos. O seguinte parâmetro, a velocidade,

utiliza o cálculo do tempo em que o indivíduo leva para percorrer uma distância pré-estabelecida,

de 6 a 10 metros, no qual é necessário que o indivíduo efectue a uma velocidade que lhe é habitual

(Wittle, 2007).

Com estes parâmetros é ainda possível medir a simetria do comprimento do passo e do

comprimento da passada através da divisão entre o lado direito e esquerdo, como é referido nas

seguintes fórmulas:

𝑺𝒊𝒎𝒆𝒕𝒓𝒊𝒂 𝒅𝒐 𝑪𝒐𝒎𝒑𝒓𝒊𝒎𝒆𝒏𝒕𝒐 𝒅𝒐 𝑷𝒂𝒔𝒔𝒐 =𝑷𝒂𝒔𝒔𝒐 𝒅𝒐 𝑴𝑰 𝑬𝒔𝒒𝒖𝒆𝒓𝒅𝒐

𝑷𝒂𝒔𝒔𝒐 𝒅𝒐 𝑴𝑰 𝑫𝒊𝒓𝒆𝒊𝒕𝒐 (III)

𝑺𝒊𝒎𝒆𝒕𝒓𝒊𝒂 𝒅𝒐 𝑪𝒐𝒎𝒑𝒓𝒊𝒎𝒆𝒏𝒕𝒐 𝒅𝒂 𝑷𝒂𝒔𝒔𝒂𝒅𝒂 =𝑷𝒂𝒔𝒔𝒂𝒅𝒂 𝒅𝒐 𝑴𝑰 𝑬𝒔𝒒𝒖𝒆𝒓𝒅𝒐

𝑷𝒂𝒔𝒔𝒂𝒅𝒂 𝒅𝒐 𝑴𝑰 𝑫𝒊𝒓𝒆𝒊𝒕𝒐 (IV)

4.2.2. Cinemetria

No método de medição da cinemetria, é a medição do movimento e neste método existe um

diverso número de tecnologias para a medição do segmento corporal na posição espacial e

orientação. Neste tipo de medição encontram-se envolvidos dispositivos como o electrogoniómetro,

acelerómetro, giroscópio e sistemas de vídeo-camara (Davis & Deluca, 2006).

4.2.2.1. Potenciómetro

Os potenciómetros realizam a medição da mudança dos deslocamentos lineares ou angulares,

gravando essas mudanças em valores em valores de voltagem de saída. Os potenciómetros de

deslocamento angular permitem a realização num plano com a extensão/flexão do joelho.

Geralmente são robustos e de métodos de baixo custo na recolha de dados cinemáticos que permite

ser observado em tempo real. No entanto quando são avaliados mais do que uma articulação, pode

ocorrer uma ligeira sobrecarga dos movimentos (Richards, 2008).


4.2.2.2. Electrogoniómetro

Este dispositivo é constituído por peças muito finas e por fios sensíveis quando ocorre a torção

dos mesmos, no qual possuem braços fixos ao veio e base pegados aos segmentos corporais,

electrogoniómetros, para a realizar as medições no plano de maior interesses (Tesio, Monzani,

Gatti, & Franchignoni, 1995).

O goniómetro é um instrumento simples para medição de ângulos e amplitude do movimento de

extrema importância na posição ortostática ou na realização de um determinado movimento, no

entanto a análise dinâmica do movimento, o goniómetro têm muito pouca importância.

O electrogoniómetro tem a capacidade de realizar medições nos três planos simultaneamente ao

nível de amplitude articular, apesar de serem usados mais os electrogoniómetros biaxiais e

uniaxiais, nas medições de extensão/flexão e abdução/adução. Segundo Nicon é esperado que meça

movimentos articulares de aproximadamente de 90º em dois planos simultaneamente, sendo um

evento raro (Tesio et al., 1995)

Relativamente aos electrogoniómetros, ele apresenta a desvantagem de ser monetariamente

mais dispendioso e a apresentar uma certa limitação na medição dos ângulos relativos e numa

aplicação clínica é de difícil aplicação quando se realiza avaliações simultâneas, mas apresenta

vantagens como o dispositivo não intrusivo, que não realiza modificações mínimas da marcha e

ainda permite visualizar em tempo real e a rápida recolha de informação de um único conjunto

sobre muitos assuntos (Richards, 2008; Wittle, 2007).

4.2.2.3. Acelerómetro

Os acelerómetros são dispositivos utilizados para medir tanto as acelerações, lineares como as

angulares (caso os transdutores estejam devidamente configurados). Este tipo de instrumento

permite uma avaliação contínua e sem impedimentos de utilização dentro e fora do laboratório para

além de precisar de muita pouca energia para o seu funcionamento o que torna este instrumento

utilizável continuamente a longo prazo (Boutaayamou et al., 2015)

Para realizar a medição da aceleração dos MI é necessário colocar um acelerómetro em cada

membro. Estes dispositivos permitem um sinal de saída imediata e directa, promovendo a

visualização em tempo real e o biofeedback.

Este instrumento tende a ser de baixo custo, no qual depende da medição da aceleração da

posição do segmento corporal, caso seja uma análise de múltiplos segmentos do MI o custo pode se

tornar significativo. A sua principal desvantagem é que este apresenta uma maior facilidade para se

partir devido a sua sensibilidade ao choque numa desaceleração momentânea. Os dados de

velocidade e posição podem ser obtidos através da ingressão numérica embora se deva ter em

atenção relativamente com a selecção das condições iniciais e a manipulação de efeitos

gravitacionais (Richards, 2008; Wittle, 2007).

43

4.2.2.4. Giroscópio

O giroscópio é utilizado para medir a orientação do segmento corporal no espaço e ainda pode

ser utilizado para medir a velocidade e aceleração angular através da integração destas variáveis,

apesar de esses dados poderem ser distorcidos por eventuais deslocamentos ou derivações.

Este instrumento normalmente é utilizado em conjunto com o acelerómetro para a

quantificação de actividades de vida diária (AVD) (Richards, 2008; Tong & Granat, 1999; Wittle,

2007).

4.2.2.5. Sistemas de Vídeo-câmara

Este método de medição do movimento humano envolve a utilização de marcadores externos

que são colocados em segmentos corporais do individuo e alinhado com a trajectória específica.

Esses pontos vão ser monitorizados por um sistema de câmaras de captura de movimento,

geralmente de 6 a 12, colocados em torno de uma medição de volume.

Na análise de imagem, as técnicas de estereofotograma são usados para produzir coordenadas

instantâneas tridimensionais de cada marcador.

Os sistemas baseados em vídeo-câmara empregam tanto marcadores passivos, retrorreflectivo,

ou activos, díodos emissores de luz (LED). Os sistemas de câmara com marcador passivo incorporam

uma fonte de luz estroboscópica, com anéis de LED a volta da lente da câmara. Em seguida as

câmaras capturam a luz de volta para os marcadores de alta reflexão. Os marcadores activos do

sistema da câmara gravam a luz que é produzida pelos LED’s que estão colocados directamente no

indivíduo.

As vantagens e desvantagens deste método estão associadas com o tipo de abordagem utilizado,

como por exemplo a localização anatómica para cada marcador usado nos marcadores activos do

sistema é sabido de imediato devido a sequência de pulsação dos marcadores controlados por

computador. A interacção do individuo é necessária para identificação dos marcadores passivos do

sistema apesar dos algoritmos tenham sido criados para acelerar o processo, ou seja, de seguimento

automático. O sistema de cabos necessário para controlar os LED’s dos marcadores activos do

sistema podem, possivelmente, resultar num aumento da distracção e de alterações na marcha

(Davis III, Ounpuu, Tyburski, & Gage, 1991; Davis & Deluca, 2006; Richards, 2008; Wittle, 2007).

Figura 28 - Equipamento de análise de marcha utilizado em laboratório com 6 a 12 câmaras de movimento, 2 a 4 plataformas de força e sensores EMG (Davis & Deluca, 2006).


4.2.3. Dinamometria

As medições através da dinamometria, utilizam as FRS considerada uma forma especializada na

análise de marcha que é de grande interesse devido aos diferentes casos existentes de realização de

pressões excessivas. As medições podem ser realizadas através de palmilhas instrumentadas no

interior do calçado ou podem ser realizadas sem qualquer calçado, plataformas de força e

baropodometria (Davis & Deluca, 2006; Richards, 2008).

4.2.3.1. Plataformas de Força

Este tipo de medição, através de plataformas de força colocadas passadeiras sobre utiliza as

forças de reacção vectoriais do solo 3D, o momento de reacção vertical do solo e o ponto de

aplicação do vector da força de reacção do solo (centro de pressão). Estas plataformas de força

possuem uma dimensão superficial típica de 0,5 x 0,5m são compostos de vários medidores de

tensão ou com um conjunto de sensores piezoeléctricos rigidamente montados juntos (Davis &

Deluca, 2006; Richards, 2008; Villeger, Costes, Watier, & Moretto, 2014; Wittle, 2007).

4.2.3.2. Baropodometría

A distribuição de carga dinâmica corresponde à força de reacção vertical do solo pode ser

avaliada com o uso da matriz plana, bidimensionais com pequenos sensores piezoresistivos. A

resolução global do transdutor depende do tamanho do sensor das “células”. O conjunto de sensores

configurados para as palmilhas com calçado ou descalço de forma a proporcionar duas medições

clínicas alternativas (Davis & Deluca, 2006; Rosa, 2014; Whittle, 1996; Wittle, 2007).

4.2.4. Electromiografia

Neste tipo de medição são colocados eléctrodos na superfície da pele ou aplicação de fios finos

inseridos no músculo, através de uma agulha hipodérmica, ou a utilização de eléctrodos agulha, as

agulhas utilizadas são também agulhas hipodérmicas para medir os potenciais de tensão produzidos

pela contracção muscular. Tanto os eléctrodos por fio fino e eléctrodos de agulha são bastante

incómodos e potencializam dores ao utilizador, mas retiram informações mais apropriadas a níveis

fisiológicos da análise de marcha, comparativamente com os eléctrodos de superfície que são mais

cómodos e capta as informações dos potenciais de acção ao nível mais superficial. A actividade dos

músculos do membro inferior é avaliada segundo o tempo e a intensidade de contracção.

As variáveis dos dados recolhidos afectam a qualidade do sinal EMG, incluindo a colocação e a

distância entre os eléctrodos de gravação, as condições da pele, a distância entre o electro e o

músculos alvos, amplificação de sinal e filtragem e a taxa de aquisição de dados. As características

das diferentes fases da actividade muscular podem ser estimadas a partir do sinal EMG. Os dados

45

EMG podem ser apresentados como uma forma de onda rectificada e integrada. Para a avaliação da

intensidade da contracção, as amplitudes EMG dinâmicos são tipicamente normalizadas por um valor

de referência, como exemplo, a amplitude EMG durante a contracção voluntária máxima. Este

último ponto de observação é difícil de alcançar de forma consistente para indivíduos que tenham

um controlo limitado e isolado dos músculos individualmente, como as crianças que sofrem de

paralisia cerebral (PC) (J. H. Correia & Carmo, 2013; Davis & Deluca, 2006; Strazza et al., 2017;

Wittle, 2007).

4.3. Parâmetros de Análise do Ciclo de Marcha

A análise biomecânica do ciclo de marcha envolve a interacção entre as variáveis permitindo

através da cinemática estudar os parâmetros de posição e orientação, tal como os parâmetros da

cinética como as forças envolvidas no movimento, os parâmetros da antropometria como os padrões

do modelo corporal e ainda complementar com os parâmetros da actividade muscular proporcionada

pela EMG.

Estes parâmetros podem ser estudos individualmente ou colectivamente, sendo o último tipo de

estudo o mais completo por interligar dois ou mais parâmetros. A recolha destes parâmetros é

realizada pelos instrumentos referidos anteriormente (A. Completo & Fonseca, 2011).

4.3.1. Parâmetros Cinemáticos

O estudo cinemático tal como referido anteriormente avalia o movimento isto é feito pela

análise dos cálculos do deslocamentos, das velocidades e das acelerações lineares e angulares

observados no ciclo de marcha.

Através dos valores obtidos no modelo 3D desenvolvido no ciclo de marcha e através da

tecnologia óptica é possível adquirir a imagem em 2D para um determinado plano que se queira

estudar. Para este estudo o MI é dividido em quatro corpos rígidos (pélvis, coxa, perna e pé) que são

ligados por três articulações (anca, joelho e tornozelo).

Figura 29 - Parâmetros de estudo para análise do movimento (A. Completo & Fonseca, 2011).


Quando os segmentos anatómicos se encontram devidamente referenciados é então possível

determinar a evolução angular dos segmentos durante o ciclo de marcha. Os ângulos dos segmentos

anatómicos são determinados através das coordenadas distais e proximais das suas extremidades,

como é referido na expressão:

𝜶𝒔𝒆𝒈𝒎𝒆𝒏𝒕𝒐 = 𝐭𝐚𝐧−𝟏[

𝒀𝒑𝒓𝒐𝒙𝒊𝒎𝒂𝒍−𝒀𝒅𝒊𝒔𝒕𝒂𝒍

𝑿𝒑𝒓𝒐𝒙𝒊𝒎𝒂𝒍−𝑿𝒅𝒊𝒔𝒕𝒂𝒍] (V)

De acordo a figura 4.5 é possível verificar a definição angular dos segmentos anatómicos e das

articulações.

Por sua vez os segmentos articulares podem ser calculados pelas seguintes formas:

𝜽𝒂𝒏𝒄𝒂 = 𝜶𝒑é𝒍𝒗𝒊𝒔 − 𝜶𝒄𝒐𝒙𝒂 (VI)

𝜽𝒋𝒐𝒆𝒍𝒉𝒐 = 𝜶𝒄𝒐𝒙𝒂 − 𝜶𝒑𝒆𝒓𝒏𝒂 (VII)

𝜽𝒕𝒐𝒓𝒏𝒐𝒛𝒆𝒍𝒐 = 𝜶𝒑𝒆𝒓𝒏𝒂 − 𝜶𝒑é + 𝟗𝟎° (VIII)

Relativamente a velocidade angular esta pode ser calculada através da informação dos

deslocamentos angulares, caso a informação se encontre na forma discreta, permitindo obter o

valor do deslocamento angular num determinado tempo e desta forma obtendo o valor da

velocidade média entre duas posições angulares como é demonstrado na seguinte fórmula:

𝑽𝒙 =𝑿𝒇−𝑿𝒊

∆𝒕 (IX)

A velocidade angular dos segmentos do MI apresenta uma velocidade mais elevada ao nível do

pé seguida da perna e coxa posteriormente sendo estas velocidades alcançadas nas fases finais de

apoio ou balanço. Quanto a velocidade angular das articulações do MI dependem directamente da

cadência de passos. Neste parâmetro a velocidade de rotação mais baixa pertence ao tornozelo na

Figura 30 - Definição da convenção dos ângulos dos segmentos anatómicos e articulares (A. Completo & Fonseca, 2011).

47

fase em que se eleva o pé e a velocidade mais elevada pertence ao joelho, na fase de final de

balanço. A velocidade linear dos segmentos apresenta comportamentos semelhantes nas fases de

apoio e balanço da marcha.

O outro parâmetro cinemático é a aceleração do MI e este parâmetro pode ser realizado através

das velocidades, caso seja uma informação que esteja novamente na forma discreta, ou seja,

sabendo os valores da velocidade num determinado instante será possível calcular a aceleração

média, como é demonstrando na seguinte expressão:

𝑨𝒙 =𝑽𝒙𝒇−𝑽𝒙𝒊

∆𝒕 (X)

Ao longo do ciclo os valores da aceleração angular nos segmentos do MI apresentam diferentes

picos. Relativamente às acelerações angulares das articulações vai atingir o maior valor ao nível do

joelho e na fase final do balanço, o tornozelo apresentará valores próximos aos do joelho, quando

ocorre a elevação do pé numa fase impulsiva e articulação da anca apresenta uma aceleração

máxima, apesar de metade das outras, na mesma fase que o tornozelo. A aceleração linear dos

segmentos do MI apresenta comportamentos de aceleração idênticos para os segmentos, alcançando

os valores máximos numa fase de transição ou seja na fase de pré-balanço (A. Completo & Fonseca,

2011).

4.3.2. Parâmetros Cinéticos

Como já mencionado o estudo da cinética da marcha permite estudar as forças internas e

externas que estão envolvidas no ciclo da marcha. Através deste tipo de estudo é possível verificar

parâmetros como as forças de reacção nas articulações, os momentos articulares internos tal como

a potência e o trabalho mecânico.

Segundo Win (2005) o cálculo da cinética do movimento é comum recorrer à dinâmica inversa,

onde as forças e os momentos internos são calculados por forças e momentos externos. A

informação cinemática, antropométrica e das forças externas aplicadas no indivíduo vai permitir o

cálculo das forças de reacção e os momentos articulares. Um modelo que pode ser utilizado para o

cálculo da cinética é o diagrama de corpo livre, resultando numa uma simplificação do modelo

anatómico e dos segmentos corporais, como é observado na figura 4.6 (A. Completo & Fonseca,

2011).

Figura 31 - Relação entre modelo anatómico, modelo do segmento e o diagrama de corpo livre (A. Completo & Fonseca, 2011).


Os momentos articulares e as potências mecânicas estabelecem informação grande parte da

informação relevante numa análise biomecânica, principalmente quando se adiciona os parâmetros

obtidos por EMG. A potência mecânica (Pm, potência muscular (W)) é o resultado do produto entre

o momento articular (M, momento interno (Nm)) e a velocidade angular (ω, velocidade angular

(rad/s) de uma determinada articulação, como é representado na seguinte expressão:

𝑷𝒎 = 𝑴 𝒙 𝝎 (XI)

Através da potência é possível identificar que tipo de acção o músculo se encontra a realizar,

caso a acção seja concêntrica, então P>0, caso a acção seja excêntrica, o P<0 e se a acção for

isométrica então P=0.

No ciclo de marcha é possível medir a energia despendida através do trabalho mecânico. Desta

forma é possível calcular o trabalho realizado durante um período de tempo na marcha, isto

significa que a energia (W, energia muscular (J)) pode ser calculada pela integração da potência (P,

potência na articulação (W)) num período de tempo (tf-ti), como é possível verificar na seguinte

fórmula:

𝑾 = ∫ 𝑷 ∗ 𝒅𝒕𝒕𝒇

𝒕𝒊 (XII)

Relativamente às FRS como o nome indica é uma força que é exercida sobre o solo, com uma

determinada intensidade e de factores intrínsecos e de factores dinâmicos. Pela aplicação da 3ª Lei

de Newton é possível afirmar que a superfície de apoio devolve a força de igual magnitude e numa

direcção oposta.

Esta força pode ser dividida em 3 componentes: vertical; ântero-posterior; e médio-lateral. A

sua magnitude oscila em torno do valor do peso/massa do indivíduo, no qual varia devido ao efeito

de aceleração dos movimentos de elevação e depressão do centro de massa durante o ciclo.

Na fase inicial da marcha devido a aceleração a deslocar-se para cima o centro de massa

corporal tende a elevar-se o que coincide com a FRS, o que torna o seu valor superior ao peso do

corpo. Quando se encontra na parte final e o centro de massa do corpo tende a voltar ao inicial

verifica-se uma desaceleração o que leva uma diminuição da FRS (A. Completo & Fonseca, 2011;

Richards, 2008).

Para além dos parâmetros abordados anteriormente existe ainda a energia e trabalho do ciclo

de marcha. Estes dois encontram-se inteiramente relacionados, ou seja quando se realiza trabalho

num determinado sistema a energia no sistema aumenta O trabalho é realizado quando a força é

deslocada linearmente a uma certa distância ao longo de uma determinada linha de acção ou

quando um momento da força é deslocado em rotação de um certo ângulo. O trabalho pode ser

quantificado pela variação de energia potencial gravítica (Ep), que pode ser calculado pela seguinte

expressão:

𝑬𝒑 = 𝒎𝒈 𝒙 𝒉 (XIII)

49

Este cálculo baseia-se no produto do peso do segmento corporal (mg) valor que se obtém em

Newton (N) com o deslocamento do centro de massa do segmento (h) valor em metros (m), desta

forma obtém-se o valor de Ep em Joule (J).

Dentro deste parâmetro é possível calcular o valor da energia do movimento, conhecido como a

energia cinética, que pode ser determinada por base da velocidade linear e velocidade angular,

como pode ser verificável nas próximas fórmulas:

𝑬𝒄(𝒍) =𝟏

𝟐𝒙𝒎𝒙𝒗𝟐 (XIV)

𝑬𝒄(𝒂) =𝟏

𝟐𝒙𝑰𝒙𝝎𝟐 (XV)

No qual Ec(l) simboliza a energia cinética do movimento em translação (J), Ec(a) simboliza a

energia cinética do movimento em rotação (J), m é a massa do segmento (Kg), v a velocidade linear

do segmento (m/s), I o momento de inércia do segmento no eixo de rotação (Kg.m2) e ω a

velocidade angular do segmento (rad/s).

O último parâmetro possível de ser calculado neste tipo de estudo é a energia total do

segmento, que depende não só da massa e altura do centro de massa como também das velocidades

lineares e angulares. Pode-se afirmar que a energia total é o resultado da adição da energia

potencial gravítica, energia cinética de translação e de rotação, como é demonstrado na seguinte

expressão (A. Completo & Fonseca, 2011):

𝑬𝒕 = 𝑬𝒑 + 𝑬𝒄(𝒍) + 𝑬𝒄(𝒂) (XVI)

4.4. Aplicações da Análise de Marcha

Como referido anteriormente as aplicações da análise de marcha são divididas em duas

categorias: avaliação clínica da marcha e pesquisa do ciclo de marcha. A primeira categoria

mencionada tem o objectivo de ajudar directamente um indivíduo específico; relativamente a

segunda categoria possui o objectivo de melhorar o conhecimento da análise de marcha.

As duas categorias possuem diferenças consideráveis relativamente às técnicas aplicadas nesta

área. Na pesquisa do ciclo de marcha é possível levar um dia inteiro a preparar, realizar medições e

processar os dados obtidos, sendo considerado normal e aceitável, mas relativamente a avaliação

clínica da marcha existe a necessidade de utilizar instrumentos de fácil aplicação e de obtenção de

resultados rapidamente.

A precisão dos requisitos estudados é melhor na pesquisa do ciclo de marcha que na avaliação

clínica, por norma. Por isso existe a necessidade de verificar e interpretar os erros de forma a não

causar uma interpretação errada das condições clínicas.


Existe um grande número de patologias de nível neuromuscular e musculosquelética que leva a

distúrbios da locomoção, para além das amputações de MI as patologias as mais importantes,

relativamente a locomoção, são:

1. Paralisia Cerebral;

2. Doença de Parkinson;

3. Distrofia Muscular;

4. Osteoartrose;

5. Artrite Reumatóide;

6. Acidentes Vasculares Cerebrais (AVC);

7. Traumatismo Craniano;

8. Lesões da Coluna Vertebral;

9. Mielodisplasia;

10. Esclerose Múltipla.

Neste grupo de patologias existe um maior potencial de benefícios e melhorias relativamente a

locomoção para um determinado grupo de patologias comparativamente com outras e mesmo numa

determinada patologia é possível verificar indivíduos com uma melhor evolução de locomoção do

que os outros mas isso vai depender da gravidade da patologia de cada indivíduo (Richards, 2008;

Whittle, 1996).

51

Capítulo 5

Sistemas de Análise de Movimento

O capítulo 5 “Sistemas de Análise de Movimento” abrange o funcionamento dos sistemas de

análise do movimento, sistemas de câmara-vídeo.

Os sistemas de análise de movimento podem ser realizados a partir de uma simples camara ou

por diversas delas de forma a reconstruir os dados do movimento em 2D e 3D, o que permite a

quantificar a cinemática dos diferentes movimentos.

Para realizar esta tarefa de forma eficiente é importante considerar a recolha de dados das

camaras, o método de processamento dos dados cinemáticos em 2D e 3D, tal como os métodos de

análise e modelação desses mesmos dados. Para tal é necessário ter em conta os seguintes aspectos

da análise do movimento:

Posição das câmaras;

Velocidade da câmara, frequência de amostragem e velocidade do obturador;

Sincronização das câmaras;

Calibração espacial das imagens;

Captação de dados;

Digitalização e transformação;

Filtração de dados;

Modelos anatómicos e conjunto de marcadores (Davis III et al., 1991; Richards, 2008;

Vaughan et al., 1999).

5.1. Posição da Câmara

A recolha de dados consiste na filmagem de uma determinada actividade através da utilização

de câmaras. O número de câmaras utilizadas e a posição das mesmas são essenciais na realização de

estudos a 2D ou 3D. No caso dos estudos em 2D apenas é necessário a aplicação de 1 câmara,

posicionada no plano de interesse. Os estudos em 3D precisam de pelo menos 2 câmaras, cujas


posições devem se ortogonais (90º) de forma a obter melhor precisão e é a que apresenta melhores

resultados, apesar de ser aplicável um conjunto de câmaras que apresentem uma localização entre

60º e 120º.

O número e a posição das câmaras não só afectam o rastreamento e identificação dos

marcadores, como calcula com precisão as coordenadas finais dos marcadores e dos pontos de

interesse.

Quanto maior o número de câmaras aplicadas num determinado estudo menor será o erro no

cálculo das coordenadas em 3D, tendo em conta que as câmaras devem se localizar nos devidos

locais. Isto significa que ao se optar pela utilização de um número mínimo de câmaras isto pode

levar com alguns marcadores não sejam localizados influenciando os resultados. Contudo o número

de câmaras necessárias para um estudo depende da acção a ser analisada e dos modelos anatómicos

e conjunto de marcadores a aplicar. No caso de um ciclo de marcha a recolha de dados é simples ao

qual se pode recorrer apenas a 4 câmaras, mas quando é aplicado um conjunto de marcadores

complexos essa recolha pode fraca, sendo necessário aplicação de mais câmaras. Para determinar o

melhor sistema de câmaras é necessário observar os custos, o espaço do local e a complexidade dos

modelos anatómicos e conjunto de marcadores (Richards, 2008)

5.2. Velocidade da Câmara, Frequência de Amostragem e

Velocidade do Obturador

O número de imagens por segundo nas câmaras de vídeo standard possuem um factor limitante,

elas opera com 25 a 30 imagens por segundo fornecendo uma taxa de amostragem de 50 Hz a 60 Hz.

Nos novos desenvolvimentos da tecnologia de vídeo ocorreu melhoramentos ao nível da simplicidade

de operar, baixos custos e a criação de câmaras de alta velocidade.

A aplicação do sistema de câmaras de alta velocidade permite a recolha de movimentos com

padrões rápidos, isto significa que quanto mais rápido for realizada um determinado movimento

maior deve ser a frequência de amostragem ou a velocidade da câmara deve ser.

A velocidade do obturador ou o factor de obturação é de extrema importância quando se obtém

uma imagem nítida. A velocidade do obturador é a junção do tempo da obturação da câmara que

está aberta. Caso se encontre aberta durante muito tempo a imagem pode ficar desfocada ou

manchada. Para uma marcha “normal” a velocidade de obturação deve ser de 1/250 de um segundo

no mínimo, no qual actividades com acções muito rápidas deve ser pelo menos de 1/1000 de um

segundo (Richards, 2008).

5.3. Sincronização das Câmaras

No decorrer da filmagem de uma determinada actividade, no qual se utilize mais que uma

câmara é necessário que recolham os dados simultaneamente e só depois estes dados podem ser

combinados de forma a obter um movimento em 3D.

53

O único requisito que deve ser conhecido de forma a combinar simultaneamente as câmaras é

que todas elas devem gravar um evento distinto, ao qual se denomina de evento de sincronização.

Este varia de sistema para sistema, a luz do flash, o bip electrónico e os sinais do computador

quando iniciam a captação de uma acção. Alguns sistemas sincronizam a entrada e saída de

obturação em cada câmara, dessa forma assegura a precisão da mesma imagem é capturada por

cada câmara e não apenas uma imagem no mesmo quadrado (Richards, 2008).

5.4. Calibração Espacial da Imagem

O processo de obtenção das coordenadas em 3D é conseguido pela extrapolação de imagens 2D

no qual requer informações de duas fontes, uma externa e outra interna a câmara, referentemente

às propriedades extrínsecas e intrínsecas da mesma. Os parâmetros extrínsecos referem-se a

informação como a orientação e posição da câmara e imagem no sistema de coordenadas do

cálculo. Os parâmetros intrínsecos são mencionados como o comprimento focal e o centro da

imagem em relação a lente e aos seus parâmetros de distorção. Estes dois parâmetros podem

obtidos através de técnicas de calibração, no qual para cada parâmetro difere significativamente.

Estas calibrações são feitas ao nível da linearização das lentes ou do sistema da câmara (Richards,

2008).

5.4.1. Calibração Estática

Na imagem espacial a área no qual o movimento está a ser captado deve ser calibrado pelo

cálculo de informação posicional conhecido na imagem referenciada. Para calibrar a localização dos

pontos fixos da imagem espacial deve-se saber a área da imagem no qual ocorrerá o movimento.

Esta informação é gravada e a imagem removida para que os dados obtidos sejam recolhidos.

A precisão dos dados produzidos pelos sistemas de análise de movimento depende

consideravelmente da calibração realizada. As coordenadas da imagem devem ser extremamente

precisas, em trabalho de laboratório deve ser de ± 0.1mm nos 3 planos. Qualquer erro na

localização da calibração das coordenadas vai afectar a precisão da recolha do movimento.

O número de pontos necessários vai depender do tipo de estudo, no caso de ser em 2D, a

posição necessita de pelo menos 4 pontos co-planares que devem ser conhecidos para definir as

medições num plano. Este tipo de sistema sofre de erro de perspectiva que ocorre quando os pontos

de interesse ou os marcadores se movem demasiado perto ou longe da câmara que está a captar o

movimento. Desta forma é importante que a calibração da imagem deva ser no mesmo plano da

actividade captada.

Relativamente ao sistema de análise do movimento para calibração em 3D é necessário pelo

menos 6 pontos não co-planares. Isto significa que são necessários pontos de controlo nos 3 planos e

desta forma abranger uma maior área na recolha de dados e alcançar uma melhor precisão. De

forma a recolher uma maior área na recolha de dados com uma melhor precisão as imagens de

calibradas do sistema devem ter mais de 6 pontos de calibração.


A configuração da calibração do controlo dos pontos deve ser visível para todas as câmaras, no

qual a calibração pode estar comprometida se não seguir seriamente esta condição. A área dos

pontos de controlo devem ser aproximadamente do mesmo tamanho da actividade a ser filmada. De

acordo com os testes realizados por Dabnichki em 1997, a precisão e a confiabilidade da recolha de

dados variam segundo 5 factores: distância entre a câmara e o objecto, distância da área calibrada,

tamanho da área calibrada, posição da área calibrada e a velocidade de rotação do segmento. No

qual os resultados demonstram que o erro é relativamente sensível às pequenas mudanças dos

primeiros 4 factores (Richards, 2008).

5.4.2. Calibração Dinâmica

De forma a definir os parâmetros extrínsecos da câmara, posição e orientação, as coordenadas

globais do sistema devem ser definidas. A calibração dinâmica é conseguida de diversas formas; no

entanto a mais comum é utilizando a imagem estática para definir a origem, ou a posição zero e a

direcção dos eixos de x e y.

Adicionalmente a imagem estática é movido uma vara dinamicamente dentro do volume das

câmaras, gerando muitos valores de coordenadas ao nível 2D. Segundo Brown (1996), a posição e a

orientação das câmaras e as coordenadas 3D da vara, podem ser verificadas pelo processo de bundle

adjustment. A partir deste processo são calculados os valores da posição, orientação e as

coordenadas 3D (Richards, 2008).

5.4.3. Correcção das Lentes

As lentes de todas as câmaras são afectadas por distorções aos diferentes alcances. Isto deve-se

aos materiais e imperfeições produzidas durante o processo de fabricação. A introdução de

pequenos erros no sistema vai levar a erros de maiores dimensões na reconstrução das imagens em

2D. O estudo da distorção as lentes, realizado em alguns estudos como de Tasi (1986) utilizando um

método com 60 pontos calibrados ou como o estudo mais detalhado de Antonsson e Mann (1989) que

utilizaram mais de 12.000 pontos calibrados, os pontos devem se encontrar numa posição

conhecida, para serem filmados (Richards, 2008).

Segundo o estudo de Ladin (1990), sobre a distorção em duas dimensões, filmando a área com

posições conhecidas com espaços iguais entre os pontos, demonstrando diferenças entre estes

valores, representados como vectores, demonstrando que quando maior a magnitude do vector

maior a distorção da lente. O estudo demonstrou a possibilidade de mapear a distorção das lentes e

que os erros substanciais ocorrem frequentemente devido a distorção da lente quando a acção

filmada move-se do centro da área de interesse. Através dos muitos sistemas de análise do

movimento das câmaras, a distorção das lentes são verificadas pelos produtores e a correcção da

matriz da lente é incorporada no software, desta forma minimiza o efeito de distorção da lente

(Richards, 2008).

55

5.5. Captação dos Dados

Após a recolha dos dados estar completa, é transferido para o disco rígido do computador,

dando origem a captação dos dados. Muitos dos sistemas de análise do movimento recolhem a

informação das imagens directamente para o disco rígido, conhecidas como sistemas baseados em

vídeo ou câmara. O primeiro sistema recolhe a informação na primeira fita, transferindo de

imediato para o disco rígido, de forma a diminuir ligeiramente a resolução do sistema a imagem é

gravada em fita analógica e digitalizada novamente. Com a utilização digital dos vídeos já não

existe esta desvantagem, apesar de ter de alterar o formato quando os dados são processados pelo

computador. Relativamente ao segundo sistema este regista directamente da saída das câmaras,

mantendo a resolução.

A utilização do sistema baseado em vídeo tem a vantagem de gravar os valores do movimento na

fita, o que permite recolher a informação caso a transferência não seja bem-sucedida (Davis III et

al., 1991; Richards, 2008).

5.5.1. Aglomerados e Marcadores

Para muitos sistemas de análise de movimento é necessário colocar marcadores em vários

pontos anatómicos de forma a representar o segmento corporal. Estes marcadores podem ser

activos ou passivos. Segundo Brand e Crowninshield (1981) a utilização dos marcadores não deve

alterar ou influenciar os padrões do movimento.

Os marcadores podem ser colocados singularmente ou colocados num aglomerado de forma a

representa o segmento corporal. De acordo com Cappazzo & Cappello (1997) e Manal et al (2000) é

aceitável a aplicação de um aglomerado, ou seja, uma placa rígida com 4 marcadores.

O sistema baseado a vídeo tendem a usar um contraste claro para escuro ou escuro para claro

com o fundo. Relativamente ao sistema baseado na câmara os marcadores possuem são feitos de

materiais retro-reflectivos, Scotchlite, este material reflecte a luz emitida ao redor da câmara para

a lente da câmara. Esta técnica permite contrastar os marcadores claros num fundo escuro, com o

efeito de mostrar os marcadores como pontos brilhantes.

Segundo Chiari et al (2005), os marcadores activos produzem luz numa determinada frequência,

desta forma o sistema não necessita de iluminação o que facilita na identificação e localização dos

marcadores. Dos marcadores activos os mais utilizados são os que apresentam emissão de sinais

infravermelhos (IF) como os LED. Estes são colocados da mesma forma que os marcadores passivos,

mas estes apresentam uma fonte de energia e uma unidade de controlo para cada LED

individualmente. Este tipo de marcadores apresenta uma frequência específica o que permite a

detecção automática, isto permite vantagens como a estabilização tempo-real do movimento em 3D

ao nível da localização dos marcadores de forma a não haver erro de identificação, outra vantagem

relativamente a estes marcadores é que podem ser utilizados fora de ambiente fechado, ou seja,

interior de um laboratório (Richards, 2008).


5.5.2. Colocação de Marcadores e Erros Relacionados

Existem dois tipos de erros, relacionados com a posição dos marcadores, os erros relativos, erros

definidos por movimentos relativos entre 2 ou mais marcadores que definem o segmento rígido; e os

erros absolutos representam o movimento do marcador que deve representar uma marcação óssea.

Ambos os tipos de erros ocorrem devido às propriedades dos tecidos moles.

Os marcadores geralmente são colocados sobre a pele num determinado ponto anatómico. Em

certos casos verifica-se um certo desconforto na aplicação dos marcadores directamente sobre a

pele principalmente ao nível da pélvis, para tal é colocado um material justo ao corpo como a licra,

no qual Hazelwood (1997), consideram preferível a aplicação de uma vestimenta justa a colocação

directa na pele, pois segundo o seu estudo superestimação do movimento anatómico principalmente

na região da pélvis.

Segundo diversos estudos realizados, Cappozzo et al (1996), Ladin et al (1990) & Lesh et al

(1979) cit in Richards (2008), ambos os erros devem-se devido ao movimento dos tecidos moles

relativamente ao ponto anatómico colocado. De acordo com diversos estudos realizados por Leardini

et al (2005), Alexander & Andriacchi (2001), Lucchetti et al (1998), Cappello et al (1997) e Fuller

(1997) o movimento da pele ocorre devido ao deslizamento da pele durante a rotação das

articulações ou devido a respostas de impacto ou devido a contracções musculares.

Existem algumas sugestões para minimizar e compensar estes erros, como aplicação de um

aglomerados rígidos segundo Chéze et al (1995) e não-rígidos Ball & Pierrynowski (1998) de forma a

ajustar ao segmentos corporais. Este método não é aplicável para erros absolutos. Outra sugestão

aplicável em casos de flexão é a técnica do sistema de calibração anatómica, técnica proposta por

Cappozzo et al (1995), método que visa a identificação de imagens anatómicas para cada segmento

através da identificação dos pontos anatómicos e o segmento do marcador ou aglomerado

localizado. Com este tipo de calibração o modelo criado obtêm as mudanças relativamente aos

pontos dos marcadores entre as posições de flexão e extensão. Uma outra maneira de visualizar este

tipo de problema conhecendo a optimização global (posição e orientação), o que envolve uma

estimação simultânea de modelos segmentados e interligados. Com a utilização deste método a

soma ponderada das distâncias dos quadrados é minimizada entre os marcadores simulados e

determinados por um modelo constrangido com uma articulação esférica entre correntes

interligadas (Groen, Geurts, Nienhuis, & Duysens, 2012; Richards, 2008; Vaughan et al., 1999).

Figura 32 - Marcadores passivos e aglomerados (Richards, 2008).

57

5.6. Digitalização, Transformação e Filtração de Dados

A digitalização é o processo de identificação dos pontos no corpo usando os marcadores ou a

impressão visual dos centros articulares. Existem dois métodos de digitalização o manual e o

automático.

A digitalização manual utiliza o cursor do computador o que permite seleccionar e colocar no

computador a localização de cada articulação do corpo do indivíduo, de acordo o estudo de Ariel

(1974). Uma vez executado para a imagem a informação é armazenada no disco rígido pode se

avançar uma imagem com os mesmos pontos identificados no corpo. Isto necessita de ser executado

em cada imagem formando assim uma vara do movimento, o que permite analisar o movimento com

ou sem marcadores o que pode se tornar bastante lento, principalmente se for ao nível 3D.

A digitalização automática, segundo o estudo de Mann & Antonsson (1983) e Keemink et al

(1991) a utilização dos marcadores necessários para identificar a primeira imagem e

automaticamente localizar as seguintes. Nestes casos o ponto central dos marcadores é calculado e

desta forma produz um ponto representado em cada marcador para cada vista da câmara. Este tipo

de digitalização é a mais rápida apesar de depender da utilização dos marcadores (Richards, 2008).

5.6.1. Transformação

A transformação é a computação das coordenadas 2D e 3D dos marcadores nos pontos escolhido

no corpo. A computação é realizada por base da transformação directamente linear (DLT), tendo

sido desenvolvida por Abdel-Aziz e Karara (1971). Este método relaciona as coordenadas 2D dos

marcadores para cada câmara e a localização 3D no espaço. Para utilizar este método é necessário

que os dados gravados das diferentes câmaras estejam sincronizados, simultaneamente no momento

de uma determinada actividade.

A transformação pode ser utilizada na análise do movimento em 2D e 3D. Os cálculos das

coordenadas são realizados pelo computador desde o momento de calibração. A posição exacta dos

pontos calibrados são armazenados no computador, no qual podem ser utilizados para calcular o

ponto exacto de um marcador numa área de calibração. As coordenadas 2D e 3D de cada marcador

podem ser extraídos de um sistema e utilizado para representar um segmento como o corpo rígido

(Richards, 2008).

5.6.2. Filtração de Dados

A operação de filtração ou suavização é realizada nas coordenadas de cada marcador ou posição

para remover pequenos erros de digitalização, através de diversos algoritmos, sendo os mais comuns

os filtros digitais e as técnicas de spline.

De acordo com os estudos de Woltring (1985) e Wood & Jeenings (1979) as técnicas de spline são

peças fundamentalmente polinomiais que ligam pontos, conhecidos como knots. A técnica de

suavização mais utilizada na análise de movimento é a cúbica. Alguns softwares dos sistemas de


análise do movimento permitem que o operador escolha o algoritmo e o nível de suavização

enquanto outras realizam estas acções automaticamente. A limitação de quadrados neste tipo de

técnica faz com que o operador realize um parâmetro de suavização, de forma a controlar a

suavização e proximidade do ajuste. Segundo Woltring (1985) a validação geral cruzada desta

técnica envolve a estimação dos parâmetros baseados nos pontos de dados e prevendo o melhor

ajuste da curvatura.

Neste tipo de sistemas são utilizados filtros de passa-baixo, sendo comum o uso de filtros de 2ª e

4ª ordem de Butterworth com uma frequência de corte entre os 6 e 7 Hz dos dados da marcha. Este

tipo de filtro permite a passagem de baixa frequência e desta forma previne a passagem dos dados

das altas frequências.

Com isto têm-se vindo a desenvolver diferentes técnicas de filtragem ao nível do tempo e

frequência para a remoção dos erros de altas frequências, como séries de filtração de Fourier e

filtração digital são das mais utilizadas, contudo este tipo de filtros não consideram as altas

frequências geradas pelos impactos ou das rápidas transferências de energia (Richards, 2008).

5.7. Configuração das Câmaras para Captação do Movimento

Os sistemas de captura utilizados nos laboratórios de análise do movimento podem ser

agrupados em 2D e 3D. O tipo de sistema utilizado varia dependendo da profundidade da análise a

realizar. Os sistemas a 2D baseiam-se no uso simples das câmaras de vídeo posicionadas

ortogonalmente para capturar apenas num plano o movimento, no qual proporciona informações

importantes sobre o movimento realizado naquele plano. Este sistema pode ser configurado de três

formas diferentes. A primeira forma da configuração da câmara baseia-se na aplicação da câmara

directamente no plano sagital, desta forma permite uma análise das articulações neste plano, tendo

o cuidado de que a câmara se encontra no plano exacto para captura do movimento. A segunda

forma envolve a colocação da câmara no plano coronal, de forma a capturar a imagem da região

anterior do movimento, sendo um plano de bastante interesse para detecção de deformidades. A

última configuração baseia-se no mesmo plano que a configuração 2 mas este tende a captar a

imagem da região posterior.

Relativamente aos sistemas a 3D são utilizados o maior número de câmaras, de 4 a 10 câmaras,

de forma a obter a análise do movimento em 3D. Este último é um sistema muito mais caro que o

primeiro sistema devido ao número de câmaras, custo do hardware e a conta para suportar o

software. Este tipo de sistema pode ser configurado de 2 formas. A primeira é a configuração linear

da câmara, que permite armazenar um maior volume de dados, não sendo necessário que todas as

câmaras obtenham as mesmas imagens, contudo, existe o risco das câmaras não captarem

correctamente os dados marcadores. A segunda é a configuração em guarda-chuva, sendo aplicada

nos casos em que os marcadores são mais avançados. As câmaras são posicionadas para que pelo

menos 3 câmaras consigam captar os dados dos marcadores, no qual vai resultar num menor

resultado na calibração ao nível do volume (Davis III et al., 1991; Richards, 2008; Vaughan et al.,

1999).

59

5.8. Modelos Anatómicos e Conjunto de Marcadores

Nos dias de hoje existem diversos tipos de sistemas aplicados na análise da marcha humana.

Apesar da diversidade dos sistemas dos modelos anatómicos, estes possuem o objectivo comum de

obter valores mais fidedignos para uma melhor interpretação e análise. O que difere entre estes

sistemas são os parâmetros utilizados como: o tipo de cuidado utilizado nas medições retiradas na

antropometria; a quantidade de marcadores e como são colocados no sujeito em estudo; e a

calibração utilizada (Davis III et al., 1991; Richards, 2008; Vaughan et al., 1999).

A aplicação do conjunto de marcadores simples envolve a fixação directa dos marcadores na

pele do indivíduo, num determinado ponto anatómico e próximo do centro de rotação de uma

articulação. A posição do segmento corporal é definida por uma linha entre dois marcadores. Os

pontos anatómicos utilizados para a fixação dos marcadores são: a cabeça do 5º metatarso,

maléolos lateral, côndilos laterais femorais, grande trocânteres, crista ilíaca ântero-superior,

acrómio, côndilos laterais do úmero e no punho (Richards, 2008).

Outro modelo é a aplicação do conjunto de marcadores por Vaughan. Ao nível antropométrico

utiliza um conjunto detalhado das medidas do MI. Essas medidas baseiam-se na distância interna

entre as Cristas Ilíacas ântero-superiores, largura da anca, comprimento da coxa, circunferência

medial da coxa, comprimento da perna, circunferência da perna, diâmetro do joelho, comprimento

Figura 33 - Modelo anatómico simples (Richards, 2008).


do pé, altura do maléolo, largura do maléolo e a largura do pé. Este modelo consiste na fixação de

15 marcadores nos membros inferiores e pélvis, o que vai levar a um maior detalhe na localização

do centro articular do joelho. Os pontos anatómicos utilizados as cabeças do 5º metatarso, maléolo

lateral, calcâneo, tuberosidade tibial, epicôndilo femoral, grande trocânter, crista ilíaca ântero-

superior e o sacro (para uma melhor referência funcional da inclinação pélvica no plano sagital).

Um outro modelo é o de Helen Hayes, que tal como o modelo anterior, os marcadores vão

permitir a inclusão de um marcador no calcâneo e outro no sacro o que permite uma melhor

referência funcional do pé e da pélvis, contudo este método incluem uma vara ao nível da tíbia e

fémur, o que permite quantificar os valores das rotações que ocorrem nestes segmentos. Ao nível

antropométrico ele apenas utiliza as medições do comprimento do MI, a largura do joelho e a

largura do tornozelo (através dos maléolos). Os pontos anatómicos utilizados são: a cabeça do 2º

metatarso, maléolo lateral, calcâneo, vara na tíbia, epicôndilo femoral, vara no fémur, grande

trocânter, crista ilíaca ântero-posterior e sacro.

Figura 34 - Modelo anatómico de Vaughn (Richards, 2008).

61

Outra forma de aplicar os marcadores no estudo da marcha é através da aplicação de estruturas

rígidas ou directamente sobre a pele no qual se baseia na aplicação de um conjunto de marcadores

que representam uma determinada região em estudo. Um dos modelos que utiliza este tipo de

sistema é o modelo Cleveland Clinic MAC Orthotrack, ou pelo modelo de Sistema Técnico de

Calibração Anatómica (STCA) no qual a orientação da coxa é definida pelo usuário e indicando o

eixo do joelho.

Para além destes sistemas existem outros tantos a serem aplicados no qual se baseiam nos

mesmos princípios dos que já foram referenciados como exemplo Qualysis, Elite e Ariel, aplicados

ao nível não só da análise de marcha como também na investigação da marcha (Heisenberg, 2016).

5.8.1. Calibração Anatómica de Marcadores Estáticos

Os marcadores são colocados ao nível lateral e medial das articulações dos pontos anatómicos

nas regiões proximais e distais do segmento. Os marcadores dos pontos anatómicos são fixados nas

extremidades, ou seja, a nível distal e proximal de cada segmento de forma a relacionar os

marcadores. Para técnicas que utilizem cinemáticas 3D as coordenadas aplicadas em laboratório ou

o sistema de coordenadas global definem o segmento e transformam num sistema de coordenadas

local ou sistema de coordenadas segmentadas através das transformações de coordenadas.

Os diferentes marcadores anatómicos podem ser usados para definir os segmentos, como

exemplo: o pé, as cabeças do 1º e 5º metatarso e os maléolos, medial e lateral; tíbia, maléolos,

medial e lateral e epicôndilos femorais; fémur, epicôndilos femorais e grande trocânter; pélvis,

crista ilíaca ântero-superior e a póstero-superior (Richards, 2008).

Figura 35 - Modelo anatómico Helen Hayes (Richards, 2008).


5.8.2. Localização dos Marcadores Dinâmicos

A posição exacta dos marcadores não interessa com a utilização da técnica do sistema de

calibração anatómica, pois esta utiliza posições anatómicas relativas usadas na calibração

anatómica. Durante a colocação deve-se verificar se é possível localizar eficientemente os

marcadores ou aglomerados colocados. Para obter maior taxa de sucesso os marcadores são

colocados com um determinado ângulo entre os planos coronal e sagital.

São necessários pelo menos 3 marcadores não colineares para localizar a posição e orientação de

um corpo rígido para qualquer imagem relativamente a outra de acordo com a liberdade de 6 graus,

segundo Cappozzo et al (2005). Um número de marcadores aceitáveis é de 4 a 5 marcadores por

segmento o que permite realizar a acção mesmo que 1 ou 2 marcadores se percam no decorrer do

movimento vai recolher os dados nos 6 graus de liberdade.

Qualquer segmento corporal pode mover-se de 6 maneiras diferentes, o que em termos

funcionais demonstra-se num mecanismo adaptativo, contudo a compreensão do funcionamento do

movimento de cada segmento torna-se mais complexa. Os 6 graus de liberdade do movimento de um

segmento corporal são: 3 movimentos lineares ou translações, ao nível vertical, médio-lateral e

ântero-posterior; e 3 movimentos rotacionais ou angulares no plano transversal, coronal e sagital.

Contudo quando se estuda a interacção de 2 segmentos corporais deve-se considerar 12 graus de

liberdade, 6 graus para cada segmento (Richards, 2008).

De acordo com Richards (2008) a aplicação dos 6 graus de liberdade não proporciona muito mais

informação clínica da marcha, para o qual existem outras aplicações mais simples para determinar

as mudanças funcionais a nível cirúrgico, reabilitação e aplicação de dispositivos de auxílio na

marcha, no entanto não demonstram a interacção e funcionalidade articular do corpo o que

eventualmente levará a ocasiões de erros de medições e de informações incorrectas.

5.8.3. Métodos de Identificação dos Marcadores

Para realizar a identificação dos marcadores é necessário obter os segmentos de referência

médio-lateral e proximal e distal. Os marcadores anatómicos podem ser determinados através da

aplicação da vara com pelo menos 2 marcadores coincidentes para identificar o marcador

anatómico. Se a distância entre os marcadores for conhecida, relativamente ao final da vara, a

posição final da mesma pode ser determinada.

Os centros articulares funcionais dos conjuntos de marcadores podem ser identificados pelo

cálculo da posição entre dois segmentos corporais em movimento e define o ponto comum de

rotação desses segmentos. Este método estuda o movimento pela aplicação dos 6 graus de liberdade

de dois segmentos corporais adjacentes definidos por aglomerados e os eixos de rotação dos dois

segmentos corporais são computorizados. A partir da informação obtida na intersecção dos eixos

destes dois segmentos vai ser possível obter a posição do centro articular. Este método pode ser

utlizado para todo o tipo de articulação.

63

5.8.4. Sistemas de Coordenadas

Existem diversas formas de definir as articulações e segmentos corporais, no qual varia desde os

métodos mais simples como sistemas de coordenadas globais e trigonometria a métodos mais

avançados.

Os métodos mais comuns neste tipo de processo são: o sistema global de coordenadas (SGC);

sistema de coordenadas do segmento (SCS); e o sistema de coordenadas das articulações (SCA). O

SGC é o sistema que calcula os ângulos dos segmentos a partir dos eixos x, y, z da imagem. O SCS

utiliza os últimos pontos (proximal e distal) do segmento para determinar a orientação dos eixos x,

y, z da articulação. O SCA é o sistema que utiliza os eixos dos dois segmentos para criar um terceiro

eixo flutuante para os segmentos distais e proximais. Os últimos dois sistemas identificam o local do

sistema de coordenadas pela articulação, no que se torna anatomicamente mais significativo que

aplicação do primeiro sistema.

A existência de erros entre o sistema de coordenadas global e de segmentos deve ser reflectido

quando se realiza a interpretação dos dados do SGC. A natureza destes erros deve-se ao interesse

de estudar o movimento em mais de um plano, ou seja, para além de se estudar no plano sagital,

interligar esse plano com os planos transversal e coronal. Com este tipo de situação é necessário

verificar se as medições estão a ser realizadas correctamente.

No estudo da marcha é aplicado a sequência de Cardan sendo o método que descreve o sistema

do segmento ou global de coordenadas relativamente um ao outro. Esta sequência assume que o

eixo de x encontra-se na direcção médio-lateral, o eixo do y na direcção ântero-posterior e o eixo

do z em direcção axial. Desta forma esta sequência pode ser descrita segundo os eixos: eixo x =

flexão/extensão; eixo y = abdução/adução; eixo z = rotação interna/externa (Richards, 2008).


Capítulo 6

Análise do Ciclo de Marcha

Neste capítulo é abordado o ciclo de marcha humana “normal”, sendo referido as fases do ciclo

de marcha e os aspectos cinéticos e cinemáticos e ainda as teorias utilizadas no estudo da marcha.

O estudo do movimento humano é realizado desde há muito tempo, suscitando interesse a

grandes nomes da história, deste o tempo de Aristóteles a Galileu que evidenciaram curiosidade

sobre a temática. Apesar de ter sido durante a metade do século XX, que ocorreu a necessidade de

realizar estudos aprofundados relativamente a locomoção humana, de forma a reabilitar e de

fornecer tratamento a veteranos da II Guerra Mundial (A. Completo & Fonseca, 2011; Gafaniz,

Lopes, & Pires, 2005).

A marcha humana é uma ferramenta de diagnóstico de elevada importância na avaliação de

patologias neuromusculares e músculo-esqueléticas, seja a um nível temporário, permanente, local

ou geral. Actualmente é possível identificar um indivíduo pela sua marcha, pois cada indivíduo

possui um comportamento específico na marcha, desde sua passada, velocidade até a intensidade e

som realizado por passo. Existem diversos factores que influenciam o ciclo de marcha, estes podem

ser: factores extrínsecos, intrínsecos, fisiológicos ou patológicos e físicos ou psíquicos (Collado,

2002).

O ciclo da marcha humana consiste numa sucessão de movimentos rítmicos e alternados dos

membros inferiores e tronco, e desta forma provocando um movimento anterior do centro de

gravidade do corpo (Calhau, Pisco, Valente, & Santos, 2007). Movimento este que é desenvolvido

nos primeiros anos de vida e com o passar do tempo o sistema sensoriomotor vai se adaptar ao

movimento e automaticamente, permite caminhar sem esforço consciente, resultando assim num

processo simples e necessário para as actividades de vida diária (Mann, Teixeira, & Mota, 2008;

Winter, 1990). Esta consiste num deslocamento seguro do individuo numa posição bípede e postura

erecta com uma estabilidade adequada e com o menor gasto energético possível (Ribeiro, 2006).

Os padrões de marcha considerados normais são compreendidos num intervalo ou sucessão de

movimentos que ocorrem em cada passada, isto significa que no espaço temporal entre o contacto

65

inicial do membro de referência no solo até ao novo contacto desse mesmo membro no solo. Este

evento é composto por duas fases principais: a fase de apoio e a fase de balanço, sendo estas

subdivididas e analisadas em diversos momentos (António Completo & Fonseca, 2011).

O estudo do ciclo de marcha começa sempre com o indivíduo em posição ortostática e é iniciado

no momento em que um dos pés entra em contacto com o solo, com a zona posterior do pé, retropé

(região do calcâneo). Como exemplo se o pé direito inicia o ciclo com o primeiro contacto ao solo,

este vai terminar com o seguinte contacto ao solo do mesmo pé (Sebastião, 2009), no qual se

denomina de passada(A. Completo & Fonseca, 2011). Cada ciclo de marcha é limitado a dois

contactos ao solo, um do pé direito e outro do pé esquerdo no qual a ordem de sequência não é

relevante no ciclo.

Como já foi referido, anteriormente, um ciclo completo da marcha passa pelas duas fases

principais do ciclo: a fase de apoio, a qual o pé entra em contacto com a superfície de apoio, esta

fase têm início com o contacto inicial ao solo e termina com a descolagem da parte do antepé do

membro e a fase de balanço, em que o pé se encontra no suspenso e ao mesmo tempo a preparar o

novo contacto com a superfície de apoio, no qual esta fase é executada desde o momento da

descolagem do antepé até o seguinte contacto com a superfície de apoio.

Em condições normais a duração destas duas fases do ciclo de marcha tem uma duração de

aproximadamente 60% para a fase de apoio, sendo os restantes 40% para fase de balanço. Quando é

visualizado o membro contralateral considera-se que 50% do tempo, destaca as duas fases de apoio

duplo (apoio bipodal), no qual cada uma tem a duração de 10% do tempo. Estas duas fases

dependem e muito da velocidade do indivíduo, pois com o aumento da proporção da oscilação

durante o apoio, ocorre o aumento da velocidade geral e gradualmente reduz os períodos de apoio

duplo, que acaba por desaparecer numa transição da marcha para corrida (Perry, 1992)

Figura 36- Ciclo de marcha humana com as principais fases (Perry, 1992).


6.1. Divisão das Fases do Ciclo de Marcha

Como referido anteriormente o ciclo de marcha pode ser dividido em duas fases principais, a

fase de apoio e fase de balanço, que por sua vez podem ser divididos em subfases devido a sua

diversidade de eventos específicos e de forma a facilitar a descrição de cada uma das subfases.

No ciclo de marcha “normal” os eventos produzidos nos eventos sucessivos, para cada membro

ocorre inicialmente o contacto do calcanhar com o solo, passa a apoio completo da superfície

plantar do pé, depois ocorre a descolagem do retropé seguido da descolagem do antepé, colocando

o membro em oscilação e termina com o contacto do seguinte calcanhar.

Apesar de se observar, normalmente, este conjunto de etapas mencionadas, podem existir

determinadas alterações da marcha. Devido a este factor existe a necessidade de realizar uma

subdivisão adequada, definindo fronteiras entre as subfases existentes em qualquer ciclo de

marcha, originando as seguintes fases: fase de recepção da carga; fase média de apoio; fase de

descolagem; fase inicial de balanço; e a fase final de balanço (Winter, 1990).

A subdivisão mais utilizada na investigação e análise do ciclo de marcha e locomoção humana é

a divisão da fase de apoio em cinco subfases e a divisão da fase de balanço por outros três subfases

(Perry, 1992). Iniciando pela fase apoio a divisão é realizada da seguinte forma:

Fase de Apoio:

Contacto Inicial (CI) – momento exacto em que o pé contacta o solo com o principal

objectivo o posicionamento do membro para se iniciar o apoio, geralmente através do

calcanhar (0-2%);

Apoio Inicial e Resposta de Carga (AI) – momento prolongado até o retirar do pé oposto do

solo, no qual ocorre um período de flexão do joelho e do tornozelo, realizando a flexão

plantar controlada pelos quadríceps e o tibial anterior de forma a estabilizar o quadril (0-

10%);

Apoio Médio (AM) – momento inicial da saída do pé contralateral do solo e que contínua

até o peso corporal se encontrar na região anterior do pé apoiado (10-30%);

Apoio Final (AF) – momento inicial da elevação do retropé apoiado e estende-se até o

contacto inicial do pé oposto (30-55%);

Pré-Balanço (PB) – momento de contacto inicial do pé contralateral e termina com a

descolagem do antepé (50-60%).

No seguimento do ciclo de marcha segue-se a fase de balanço dividida na seguinte forma:

Fase de Balanço:

Balanço Inicial (BI) – momento em que o pé de apoio perde o contacto com o solo e ocorre

a aceleração do MI no sentido do movimento (60-73%);

Balanço Médio (BM) – momento em que os dois membros se cruzam e termina com a linha

longitudinal da perna em suspensão (73-87%);

Balanço Final (BF) – momento de desaceleração do MI, no qual ocorre uma preparação para

contacto com o solo, originando um novo passo (87-100%) (Perry, 1992; Sebastião, 2009).

67

Segundo as fases apresentadas e as suas subdivisões é possível determinar o objectivo mecânico

de cada uma delas tal como os grupos musculares activos e os principais músculos como é

demonstrado na tabela 3.

Tabela 3 - Determinação de objectivos e actividade do grupo muscular nas diferentes fases e

períodos do ciclo de marcha (A. Completo & Fonseca, 2011).

Fase Período Objectivo Mecânico Grupo Muscular Músculos

Fase de Apoio

Contacto Inicial

Posicionamento do pé, início da

desaceleração

Flexores dorsais do tornozelo; Extensores da anca; Flexores

do joelho

Tibial anterior;

Grande glúteo; Isquiotibiais

Apoio Inicial / Resposta de Carga

Recepção da carga, estabilização da

pélvis, desaceleração do corpo

Extensores do joelho; Abdutores da anca; Flexores

plantares do tornozelo

Médio glúteo; Vasto Interno

e Externo; Gémeos

Apoio Médio

Estabilização do joelho, preservação

do momento de força

Flexores plantares do tornozelo (contracção

isométrica)

Gémeos; Solear

Apoio Final

Aceleração do corpo para frente

Flexores plantares do tornozelo (contracção

concêntrica)

Gémeos; Solear

Pré-balanço

Preparação do balanço do membro

Flexores da anca

Ilíaco e Grande psoas; Recto femoral

Figura 37 - Ciclo de marcha e posições do membro inferior(Wittle, 2007).


Fase de Balanço

Balanço Inicial

Elevação do pé, variação da cadência

Flexores dorsais do tornozelo; Flexores da anca

Tibial anterior; Ilíaco e Grande

psoas; Recto femoral

Balanço Médio

Suspensão do pé Flexores dorsais do tornozelo Tibial anterior

Balanço Final

Desaceleração da coxa e perna,

posicionamento do pé e preparação do

contacto com o solo

Flexores do joelho; Extensores da anca; Flexores

dorsais do tornozelo; Extensores do joelho

Tibial anterior; Grande glúteo; Isquiotibiais e

Vasto Interno e Eterno

6.2. Observação Detalhada do Ciclo de Marcha

De seguida é apresentado a descrição mais detalhada do ciclo de marcha das subfases referidas

anteriormente:

Fase de Apoio: Contacto Inicial (CI)

No ciclo de marcha realiza-se inicialmente a fase de apoio, ao qual se denomina o primeiro

momento de CI. A principal preocupação é a colocação correcta do pé, no instante em que o

calcanhar contacta o solo (Perry, 1992). As direcções das forças de reacção ao solo geralmente

alteram-se para cima durante a transição do contacto ao solo e de cima para baixo durante a

resposta de carga, seguidamente (Wittle, 2007).

O tornozelo encontra-se numa posição neutra no momento de CI e após o contacto do calcanhar

o pé realiza uma ligeira supinação. A activação muscular do tibial anterior ocorre durante as fases

de balanço para manter a flexão dorsal. O joelho vai se encontrar praticamente estendido no CI,

no qual antes do primeiro contacto este realiza uma flexão. Ao nível da anca esta apresenta uma

flexão de 30º, com possibilidade de se alterar até ao final do CI. Ocorre a activação dos músculos

isquiotibiais, de forma a prevenir a hiperextensão do joelho, os grandes glúteos contraem-se e em

sinergia, estes músculos iniciam a contracção da anca, no qual se manterá até o CI do MI oposto

(Wittle, 2007).

Figura 38- Contacto inicial: FRS do MI direito na forma de vector no início do contacto do calcanhar (Wittle, 2007).

69

Neste instante ocorre um momento de extensão interna da anca, produzido pela contracção da

anca (isquiotibiais e grande glúteo). A articulação da anca move-se na direcção de extensão no qual

estes músculos realizam uma contracção concêntrica, gerando energia. O joelho demonstra um

momento flexor interno durante a contracção dos isquiotibiais, desta forma prevenindo a

hiperextensão. Quando o joelho inicia a sua flexão, ocorre uma contracção concêntrica por parte

dos isquiotibiais e desta forma quando se liberta a energia armazenada resulta numa geração de

energia de curta duração. No decorrer do contacto entre o calcâneo e o solo, ocorre uma absorção

de energia através do calcanhar e por materiais compatíveis do calçado, sendo esta uma

recuperação muito pequena na fase de apoio (Wittle, 2007).

Fase de Apoio: Apoio Inicial e/ou Resposta de Carga (AI)

No segundo momento da fase de apoio, AI, ocorre o primeiro instante de duplo apoio e a sua

finalidade é a manutenção de uma progressão suave através do desempenho do calcanhar e

simultaneamente ocorre o amortecimento do corpo sobre a superfície plantar do pé, através de uma

força de reacção vertical, relativamente ao impacto com o solo e desta forma ocorre uma

desaceleração deste movimento (Perry, 1992).

Ao nível do tornozelo a resposta de carga no ciclo de marcha ocorre a flexão plantar devido a

contracção excêntrica do músculo tibial anterior. Este movimento é complementado com a

pronação do pé e rotação interna da tíbia. O joelho vai flexionar durante este instante através da

contracção excêntrica do quadríceps, de forma a controlar a velocidade e a amplitude articular.

Relativamente a anca neste instante inicia a contracção concêntrica dos músculos extensores da

anca, grande glúteo e os isquiotibiais.

Neste instante a anca apresenta um momento de flexão interna com geração de energia durante

a resposta de carga e o joelho apresenta um momento flexor interno com geração de energia. No

tornozelo a colocação posterior do vector de força, produz um momento de flexão plantar externa.

Em indivíduos normais, este acontecimento pode sofrer de oposição através de um momento de

Figura 39 - Contacto inicial: FRS do MI direito, na forma de vector no fim do contacto do calcanhar (Wittle, 2007).


flexão dorsal interno, produzido pelo tibial anterior que realiza uma contracção excêntrica, de

forma a absorver energia e permitir ao pé um contacto subtil com o solo (Wittle, 2007).

Fase de Apoio: Apoio Médio (AM)

O terceiro momento da fase de apoio tem como objectivo principal manter a estabilidade das

articulações do joelho e da anca enquanto o corpo se move sobre um único apoio e no mesmo

instante o membro de apoio inicia a fase de balanço (Perry, 1992).

Neste momento o pé de apoio mantem a superfície plantar em contacto total com o solo, no

qual o ângulo articular é alterado da flexão plantar para flexão dorsal, devido a contracção

excêntrica do tríceps sural. Ao longo da AM ocorre a rotação externa da tíbia junto com uma

supinação do pé. O joelho alcança o pico da sua flexão e começa a estender outra vez, por

contracção concêntrica do músculo quadríceps. No caso da anca este permanece em extensão,

durante este período a contracção concêntrica do grande glúteo e dos isquiotibiais termina, pois a

extensão da anca permanece através das forças de inercia e gravitacionais. Quando o pé oposto

deixa o solo, a pélvis é suportada apenas pela zona da anca do MI que se encontra em contacto com

o solo. Este mantém-se na mesma posição devido à contracção dos abdutores da anca,

principalmente do médio glúteo e do tensor da fáscia lata.

O momento extensor interno da anca é gerado pela contracção dos músculos extensores, no qual

desaparece para ser reposto pelo momento na direcção oposta. No joelho o vector de força

permanece na região posterior da articulação produzindo um momento flexor externo sofrendo

oposição do momento extensor interno da contracção do quadríceps, estando apenas o músculo

recto femoral activo neste instante. Devido a mudança dos movimentos do joelho de flexão para

extensão, é novamente gerado energia. Relativamente ao tornozelo ocorre um aumento do

momento interno da flexão plantar, gerado pelo tríceps sural por contracção excêntrica e de

absorção energética. Neste instante ocorrendo ainda um deslocamento do vector da força para a

região do antepé (Wittle, 2007)

Figura 40 - Resposta de carga: FRS do MI após o CI, na forma de vector (Wittle, 2007).

71

Fase de Apoio: Apoio Final (AF)

No seguinte momento da fase de apoio, o AF, o objectivo é a produção de uma aceleração

adequada tal como o comprimento do passo. A aceleração é o componente que exige maior parte da

energia necessária para a realização da marcha num adulto que realize um marcha considerada

normal, em termos percentuais pode chegar até os 80% da energia, aproximadamente.

O tornozelo chega ao pico da flexão dorsal, depois de passar pelo levantamento do calcanhar.

Inicialmente o músculo do tríceps sural mantem o ângulo do tornozelo assim que o joelho começa a

sua flexão, através da flexão plantar. A tíbia realiza rotação externa tal como o pé realiza o

movimento de supinação, estando estas duas interligadas no movimento da articulação subtalar.

Com o levantamento do calcanhar os dedos permanecem no contacto com o solo e ocorre a

extensão ao nível das articulações metatarsofalângicas, tornando a região do antepé o único apoio,

criando assim uma inclinação no eixo ântero-posterior de 60º aproximadamente. Relativamente ao

joelho este encontra-se perto do pico de extensão e com a realização da flexão plantar do tornozelo

dirige a força de reacção ao solo para além do antepé como para frente da articulação do joelho.

Com a contracção do músculo dos gémeos ocorre um aumento na acção do músculo soleus na

articulação do tornozelo, de forma a iniciar a realização da flexão do joelho. Ao nível da anca esta

continua em a realizar a extensão chegando ao seu pico no momento de em que se inicia o CI do MI

contralateral. Ao nível frontal a actividade dos músculos abdutores são necessários para

estabilização da pélvis.

Com o levantamento do calcanhar ocorre um ligeiro aumento do momento interno de flexão da

anca. Relativamente ao joelho, contracção do músculo do quadríceps termina o momento interno é

revertido para se torna em flexão, pois segundo Perry (1992) a região superior do corpo move-se

mais rapidamente que a tíbia. Caso a articulação do tornozelo esteja livre o movimento de avanço

do corpo simplesmente realiza a flexão dorsal, contudo a contracção do músculo do tríceps sural

diminui a velocidade do movimento de avanço da tíbia e por isso avança-se também o fémur no

movimento de avanço, gerando desta forma um momento esterno de extensão do joelho tendo

resistência pelo momento interno de flexão. Na região do tornozelo o momento de flexão interna

Figura 41 - Apoio médio: FRS do MI após o AI, na forma de vector (Wittle, 2007).


continua a aumentar, ocorre inicialmente a contracção do soleus e posteriormente um aumento na

contracção devido a sinergia entre o soleus e os gémeos, sendo esta contracção inicialmente

excêntrica com absorção de energia (Wittle, 2007).

Fase de Apoio: Pré-Balanço (PB)

No último momento da fase de apoio a principal, PB, a principal preocupação baseia-se na

preparação do membro para a fase de balanço. Com o CI do membro contralateral, dá-se o início

desta fase terminando o instante de um único apoio e realizando uma segunda situação de duplo

apoio (Perry, 1992).

Neste momento último momento da fase de apoio é observado uma flexão plantar por parte do

tornozelo desde o CI do MI contralateral até o que o pé deixe de estar em contacto com o solo. Este

acontecimento deve-se à contracção concêntrica do tríceps sural. A extensão dos dedos ao nível das

articulações metatarsofalângicas continua e pressionar a fáscia plantar. Desta forma o pé chega ao

máximo da sua supinação, com o retropé a realizar inversão e a tíbia a realizar uma rotação

externa. Em relação ao joelho este encontra-se a realizar a flexão, estando o vector da força

localizado na região posterior do joelho, de forma a auxiliar a flexão e o músculo do recto femoral

inicia uma contracção excêntrica de forma a prevenir uma rápida flexão (Wittle, 2007). Ao nível da

anca esta vai se encontrar a realizar o movimento de extensão (entre 10º a 20º), mas neste instante

torna-se num movimento de flexão (Perry, 1992), devido ao músculo do longo adutor que funciona

como um flexor primário da anca e que gera um momento suficiente para iniciar a flexão,

particularmente quando combinado com a tensão criada nos ligamentos alongados da anca e o

efeito da gravidade (Wittle, 2007).

O pico do momento flexor interno da anca ocorre durante o CI do MI contralateral. Com a

reversão da direcção do movimento da anca, a absorção de energia torna-se agora em geração de

energia. Com a flexão do joelho o vector de força vai se localizar na região anterior a articulação

revertendo o momento externo de extensão para flexão e que por sua vez altera o momento interno

de flexão para extensão. A contracção excêntrica do músculo recto femoral vai limitar a amplitude

Figura 42 - Apoio final: FRS do MI após o AM, na forma de vector (Wittle, 2007).

73

da flexão do joelho, resultando em absorção de energia. No tornozelo o vector de força encontra-se

na região anterior, tal como no joelho. O resultado do momento de flexão dorsal é oposto pelo

momento de flexão plantar, produzido pela contracção concêntrica do tríceps sural. Os valores da

energia gerada até agora, são muito altos e vão servir para acelerar o membro que até agora se

encontrava sempre em apoio para realizar a fase de balanço (Wittle, 2007)

Fase de Balanço: Balanço Inicial (BI)

O primeiro momento da fase de balanço, BI, tem como principais objectivos a concretização de

uma separação entre o pé e o solo adequada, tal como alcançar a cadência desejada. O início da

descolagem do pé dá-se deste mesmo instante, e quando o membro se encontra suspenso, não

ocorrem quaisquer forças de reacção tal como não ocorre forças externas que actuem no membro a

não ser o peso do membro, a gravidade e a inércia (Perry, 1992).

O pico de flexão do tornozelo em flexão plantar ocorre depois da descolagem do antepé do solo.

A contracção do músculo tríceps sural termina antes da descolagem do pé do solo e o tibial anterior

inicia a sua contracção de forma a trazer o calcanhar para cima numa posição neutra ou de flexão

dorsal. Relativamente ao joelho este apresenta um ângulo de flexão aproximadamente por metade

do necessário para alcançar o pico da flexão. Esta flexão é auxiliada pela posição do momento de

reacção ao solo, no qual o vector da força se encontra na região posterior do joelho, no entanto a

intensidade da força reduz rapidamente, chegando a zero no momento que o pé deixa o solo. O

movimento do joelho deve-se em grande parte a extensão da anca, no qual o MI funciona como

“dois pêndulos”. No início desta fase o músculo do recto femoral pode se contrair excentricamente

de forma a prevenir a flexão excessiva do joelho. Ao nível da anca esta vai continuar a realizar a

flexão, no qual se encontra a ir contra gravidade e às tensões dos ligamentos da anca como da

contracção muscular do recto femoral (incluindo o quadríceps) e do longo adutor (Wittle, 2007).

Neste momento a anca apresenta um momento de flexão que se demonstra ser resultante da

gravidade da elasticidade dos ligamentos e contracção do longo adutor e o iliopsoas. Durante o PB e

BI a flexão da anca vai fazer com que ocorra uma flexão do joelho, no qual resulta na acção de

“dois pêndulos”, isto significa que no decorrer da flexão da anca o joelho realizara também um

Figura 43 - Pré-balanço: FRS do MI após AF, na forma de vector (Wittle, 2007).


momento de flexão, através da contracção excêntrica (incluindo o quadríceps) de forma a limitar a

velocidade de flexão do joelho e desta forma absorvendo energia. No tornozelo o momento de

flexão plantar reduz substancialmente no PB tal como a amplitude tal como a redução das forças de

reacção ao solo e neste instante a geração de energia na região do tornozelo é igual a zero (Wittle,

2007).

Fase de Balanço: Balanço Médio (BM)

No segundo momento da fase de balanço, BM, o principal interesse é manter a separação entre

o pé e o solo. Esta separação pode ser obtida pela extensão do joelho, mas que simultaneamente a

pélvis se mantenha relativamente numa postura horizontal, ou seja anca necessita de realizar uma

certa flexão e o tornozelo realiza a flexão dorsal (Winter, 1990).

No decorrer desta fase o tornozelo realiza um movimento de passagem de flexão plantar para

flexão dorsal ou para um postura neutra até alcançar o próximo instante. Este movimento requer a

contracção muscular do tibial anterior, apesar da força de contracção ser menor que o necessário

para o controlo do MI no próximo CI, no qual o pé apresenta uma ligeira supinação. Ao nível do

joelho, a perna funciona como um pêndulo no qual não ocorre qualquer acção muscular nesta

região. O pico da amplitude articular da flexão do joelho neste instante chega a alcançar valores

entre 60º e 70º no qual ocorre antes terminar a fase de BM após este instante o joelho tende a

realizar um momento de extensão novamente. Relativamente a região da anca, esta tende a

flexionar, aproximadamente 20º, sendo realizada uma forte contracção muscular do iliopsoas em

combinação da gravidade.

O movimento de flexão da anca é gerado pela gravidade tal como a contracção do recto femoral

e dos adutores, adicionando os ligamentos elásticos no início do movimento e a contracção do

músculo iliopsoas no final. A resposta a este movimento, corresponde ao pico de energia gerada na

anca, sendo utilizada para acelerar a oscilação do membro para a frente. A resultante da energia

cinética é posteriormente transferida para a região acima da cintura pélvica com a desaceleração

do membro em oscilação no final da fase de balanço. Entre o instante de BI e BM o joelho

demonstra um pequeno momento extensor, devido ao músculo recto femoral (incluindo o

quadríceps) que previne o joelho desde a rápida flexão até a rápida resposta do momento flexor

Figura 44 - Balanço inicial: FRS na forma de vector (Wittle, 2007).

75

transferido pela anca. Enquanto o joelho se encontra a realizar um momento de flexão, ocorre

absorção de energia. Relativamente ao tornozelo este não sofre quaisquer alterações ao nível do

momento ou de energia, mas no caso de ocorrer serão alternações muito pequenas e que apenas

envolvem o peso do pé (Wittle, 2007).

Fase de Balanço: Balanço Final (BF)

No último momento da fase de balanço e conclusão de um ciclo de marcha, BF, os principais

objectivos baseiam-se na desaceleração da perna tal como a correcta colocação da superfície

plantar no contacto com o solo (Perry, 1992).

No decorrer deste momento, antes da tíbia do membro oscilante se encontrar numa posição

vertical, o comportamento do tornozelo não é muito importante, no qual pode apresentar um certo

grau tanto de flexão plantar com dorsal antes do seguinte instante de CI de um novo ciclo de

marcha. Neste caso o músculo tibial anterior continua a contrair, controlando a posição do

tornozelo, que normalmente ocorre um aumento da sua actividade antes de realizar o novo CI de

forma a antecipar as forças de contracção necessárias durante a fase de resposta de carga.

Relativamente à região do joelho, quando a tíbia se localiza numa posição vertical ocorre durante

um período uma extensão do joelho, quase total para o seguinte CI. Esta extensão ocorre a partir da

contracção excêntrica dos músculos isquiotibiais, prevenindo o movimento de causa uma

hiperextensão repentina do joelho no final desta fase. Com o decorrer da posição vertical da tíbia a

anca tende a terminar a sua flexão, obtendo um valor de flexão aproximadamente de 27º de flexão

desde este instante até o seguinte CI. Com o aumento da contracção dos isquiotibiais durante este

instante, de forma a limitar o angulo de extensão do joelho de forma a manter a articulação da

anca numa posição flectida.

No momento em que a tíbia se posiciona verticalmente, a anca sofre um aumento no momento

de extensão, gerado pela contracção dos isquiotibiais tal como do grande glúteo que inicia a sua

contracção antes do seguinte CI. Este momento permite a transferência do momento do BF para a

região corporal superior, recuperando alguma energia cinética transmitida para o MI que vai iniciar

Figura 45 - Balanço médio: posicionamento dos membros nesta fase (Wittle, 2007).


uma nova fase. O ângulo da articulação da anca vai se encontrar estático durante o BF, ocorre uma

quantidade pequena na troca de energia da articulação. O joelho demonstra um aumento

relativamente ao momento de flexão, gerando uma contracção excêntrica dos isquiotibiais, com

absorção de energia que ocorre devido a resposta no momento de extensão gerado pela inércia da

oscilação da perna. Este momento ao nível do tornozelo como referido anteriormente sofre de uma

troca de energia muito pequena (Wittle, 2007).

6.3. Modelos Biomecânicos da Marcha

A marcha humana é o resultado de uma complexa interacção de forças musculares, movimentos

articulares e de comandos motores neurais. Desde o último século que se tem vindo a estudar as

variáveis internas que contribuem para o estudo da marcha, no qual se incluem a EMG, as FRS, o

movimento dos membros e custos energéticos e metabólicos como referidos anteriormente. Através

dos dados recolhidos por estas variáveis é possível interpretar e organizar os princípios

fundamentais do mecanismo da marcha. Existem duas teorias que se associam ao estudo da marcha:

a teoria do pêndulo invertido e os seis determinantes da marcha.

6.3.1. Teoria do Pêndulo Invertido

O modelo do pêndulo invertido refere que a marcha humana pode ser assemelhada ao

mecanismo de um pêndulo, onde a energia cinética é convertida em energia potencial gravítica e

vice-versa, mantendo cerca de 60 a 70% da energia mecânica. A força mais importante e que

determina o pêndulo invertido é a gravidade (F=mg) pelo que tem de ser igual à força centrípeta

(Fc=mv2/L). A razão entre estas duas forças vai originar o número de Froude.

Figura 46 - Balanço final: posicionamento dos membros nesta fase (Wittle, 2007).

77

𝒏º 𝒅𝒆 𝑭𝒓𝒐𝒖𝒅𝒆 =𝑽𝒆𝒍𝒐𝒄𝒊𝒅𝒂𝒅𝒆𝟐(𝒗𝟐)

𝑨𝒄𝒆𝒍𝒆𝒓𝒂çã𝒐 𝑮𝒓𝒂𝒗í𝒕𝒊𝒄𝒂 (𝒈)∗𝑪𝒐𝒎𝒑𝒓𝒊𝒎𝒆𝒏𝒕𝒐 𝒅𝒂 𝑷𝒆𝒓𝒏𝒂 (𝑳) (XVII)

Este modelo afirma que a maior parte do trabalho realizado durante a marcha não é realizado

através de trabalho muscular activo mas por mecanismo passivo de troca de energia cinética e

potencial, uma vez que o centro de gravidade (CG) por uma acção de pêndulo invertido oscila de

acordo com o membro na fase de apoio, o que reduz o trabalho necessário para elevação e

aceleração do centro de massa. Desta forma a acção muscular necessária para realização da

oscilação do membro é reduzida devido ao mecanismo semelhante a um pêndulo, a medida que o

membro se desloca anteriormente.

Quando se realiza uma análise biomecânica do deslocamento do centro de massa, observa-se

que no final do estado aéreo, o CG da cabeça, tronco e membros situam-se posteriormente ao

membro mais anterior, durante a fase inicial de apoio, iniciando a elevação sobre o membro e

seguido do contacto ao solo. A elevação do CG é gerada por energia cinética. Quando a elevação do

CG atinge o ponto máximo vertical na fase média de apoio, a velocidade do centro de massa diminui

e neste momento realiza-se a conversão de energia cinética em energia potencial. A energia

potencial é reconvertida em energia cinética no final da fase de apoio, quando o CG passa sobre o

pé e dessa forma aumentando a velocidade.

Através deste processo é possível a transferência de energia entre os passos sucessivos

realizados na marcha, bem como a manutenção do valor aproximado da constante do nível da

energia mecânica total, ou seja, a soma da energia cinética e potencial (Rico, 2014; Sousa, 2010).

6.3.2. Teoria dos Seis Determinantes da Marcha

Esta teoria caracteriza a marcha como um conjunto de mecanismos considerados determinantes

na realização e padrões da marcha. Esses mecanismos baseiam-se nos diversos movimentos

realizados pelo MI ao nível das articulações da anca, pélvis, joelho, tornozelo e pé de forma a

manter o CG num único plano horizontal. A estes movimentos se chama de determinantes da

marcha e o objectivo desta teoria é maximizar a eficácia e diminuir o gasto energético de forma a

absorver o choque e suavizar os pontos de inflexão do CG e FRS vertical (Rico, 2014; Sousa, 2010).

O CG desloca-se duas vezes no eixo vertical durante um ciclo completo da marcha. O ponto de

elevação máximo ocorre na metade da fase de apoio em que o membro que suporta o peso está em

posição vertical. O ponto mais baixo ocorre quando os dois membros suportam o peso, ou seja nas

fases de duplo apoio. A ondulação do CG é representada por ciclo, com um deslizamento que pode

chegar aos 5cm.

Rotação pélvica - produz a diminuição na amplitude das oscilações verticais onde a pélvis

oscila em relação ao eixo da região lombar da coluna vertebral. Pode se observar que um

dos lados da pélvis desloca-se anteriormente com o membro homolateral a oscilar na

mesma direcção e desta forma reduzindo os ângulos da pélvis e coxa e do membro com o


solo e diminuindo a descida da pélvis durante o passo. A cintura pélvica roda

alternadamente para direita e esquerda relativamente a linha de progressão a magnitude

é aproximadamente de 8º e desta forma produz uma diminuição da ondulação vertical do

CG de 1 cm;

Inclinação da pélvis – o movimento do centro de massa é produzida pela inclinação lateral

da pélvis que implica a flexão do joelho do membro em oscilação que mantem a energia

devido ao encurtamento do pêndulo;

Flexão do joelho na fase de apoio (unilateral) – o joelho deve-se encontrar totalmente

estendido no contacto entre a região do calcanhar e o solo para iniciar a fase de apoio do

membro, flexionando quando o CG é deslocado aproximadamente 15º até toda a superfície

plantar apoiar o solo. De seguida o peso do corpo é transferido para o pé contralateral e

ocorre a extensão do joelho até terminar a fase de apoio;

Joelho e pé – o quarto e o quinto determinante que quando são combinados realizam o

movimento do joelho e tornozelo. A articulação do tornozelo encontra-se em flexão dorsal

no momento do contacto com o solo e posteriormente para colocar toda a superfície

plantar, realiza a flexão plantar, desta forma o corpo aproxima-se do CG comum da

posição ortostática. A rotação efectuada na articulação do tornozelo desloca-se sobre o

calcanhar que suporta o peso, formando dois arcos no movimento que desaparecem devido

a flexão do joelho.

Deslocamento lateral da pélvis – o sexto determinando, o deslocamento lateral da pélvis,

ocorre para conservar o equilíbrio corporal quando o membro se levanta do solo. O

membro que realiza o suporte do peso encontra-se em adução, originando um movimento

uniforme e facilitando a conservação de equilíbrio.

A velocidade da marcha depende do comprimento do passo e não do aumento da cadência, isto

significa que os determinantes da marcha são factores que permitem uma maior velocidade de

deslocamento sem aumentar a cadência da marcha (Pedrinelli, 2004; Sousa, 2009).

79

Capítulo 7

Ciclo de Marcha nos Amputados

Neste capítulo é abordado o ciclo de marcha humana nos indivíduos amputados, sendo referido

as causas, a importância da protetização, uma análise teórica a marcha de amputações TT e TF, tal

como os principais desvios corporais realizados no decorrer da marcha e uma pequena abordagem

aos conceitos e importância do alinhamento e biomecânica do encaixe.

O ciclo de marcha apresenta algumas variabilidades, de indivíduo para indivíduo,

particularmente na utilização dos músculos. Através do ciclo de marcha “normal” é possível

identificar os parâmetros normais da marcha e os valores normais das variáveis podem ser

quantificadas (Carvalho, 2003b; Herrero, Guillem, et al., 2004; Pedrinelli, 2004b; R. Periago, 2009).

O sistema de locomoção afectado por uma determinada patologia vai produzir um padrão de

marcha com anormalidades. Estas anormalidades podem ser identificadas através da observação a

olho nu, caso não seja possível é necessário identificar através de um sistema de medição.

Para que um indivíduo possa realizar a marcha, é necessário que o sistema locomotor realize 4

condições essenciais:

Cada membro inferior deve ser capaz de suportar o restante corpo sem colapsar;

O equilíbrio deve ser mantido, estática com dinamicamente durante a fase de apoio para

cada membro;

O membro oscilante deve ser capaz de se deslocar para um posição, onde possa servir

como apoio na seguinte fase;

Ambos os membros devem ser capazes de providenciar energia/força suficiente para os

movimentar tal como avançar o restante corpo (Pedrinelli, 2004b).

Existem diversos tipos patologias que afectam de diferentes maneiras o sistema locomotor, isto

significa que dependendo do tipo de patologia teremos movimentos anormais, comparativamente

com a marcha considerada normal. Ao nível do gasto energético na marcha, indivíduos que possuam

uma determinada patologia que afecte a sua locomoção apresentam um maior gasto de energia.

Caso seja necessário deve se aplicar dispositivos como produtos de apoio, ortóteses ou mesmo


próteses, para promover a locomoção. Caso a patologia ou aplicação destes dispositivos não cumpra

uma das 4 condições mencionadas anteriormente o indivíduo não vai ser capaz de realizar a marcha.

A marcha apesar de parecer uma actividade simples é no entanto um processo bastante

complexo e a presença de uma patologia que afecte os padrões normais da marcha, torna a

execução desta actividade muito mais difícil de se realizar.

Este tipo de marcha pode resultar devido a presença de dor, isto mesmo para um indivíduo que

não possua qualquer patologia, vai levar a uma identificação da locomoção que seja mais

confortável mesmo que leve a realização de movimentos anormais (Carvalho, 2003; Pedrinelli,

2004).

7.1. Causas para Marcha Anormal

Para realizar uma marcha considerada normal é necessário que o sistema locomotor funcione

satisfatoriamente em muitos níveis. Funcionando através de uma sinergia entre os sistemas do corpo

humano, principalmente o sistema nervoso, muscular e esquelético. Se a marcha apresentar alguma

irregularidade nos padrões da marcha é de notar que estamos a presenciar um caso com limitação

ou incapacidade num destes 3 sistemas.

De forma geral o controlo de uma marcha normal é proveniente do córtex motor e de outras

regiões do cérebro. A criação da coordenação e padrões da marcha do indivíduo são fornecidos pelo

sistema extrapiramidal, no cerebelo.

As tensões geradas individualmente por cada músculo, de um determinado instante a outro, que

é modulado pelos reflexos espinais pelo que recebem input sensorial pelos receptores sensoriais dos

músculos, órgãos tendinosos de Golgi e receptores proprioceptivos. Os músculos devem ser capazes

de responder ao nível da actividade neural, de forma a realizar tensões adequadas às diferentes

situações (Pedrinelli, 2004).

As articulações devem se mover de acordo com os padrões de amplitude normais dos mesmos,

sem demonstrar qualquer dor angulações anormais. Os ossos não devem conter deformidades e

serem capazes de transmitir as forças necessárias para o movimento.

Qualquer que seja a natureza da lesão ou deformidade vai afectar a interacção dos 3 sistemas,

apresentando alterações de actuação ao nível do cérebro, espinhal medula, nervos periféricos,

músculos, articulações e ossos. Estas alterações vão levar a uma marcha anormal ou mesmo

incapacitar a marcha. Devido às patologias mencionadas no capítulo 3 e agora com a situação de

acontecimentos definidos por cada sistema demonstra a necessidade da aplicação de análise de

marcha para identificação deste tipo de deformidades e incapacidades e posteriormente o

tratamento (Carvalho, 2003; Herrero, Guillem, et al., 2004; Pedrinelli, 2004).

7.2. Marcha de Amputados

A marcha dos indivíduos amputados comparativamente com a dos indivíduos saudáveis apresenta

maiores níveis de consumo energético e um menor controlo da sucessão de desequilíbrios realizados

81

durante a marcha (Livro amputação do MI). De forma geral a amputação proporciona, em qualquer

nível, um aumento do consumo energético para realização da marcha, em relativamente a

quantidade necessário de consumo vai depender do nível da amputação, dos componentes aplicados

na prótese e do alinhamento do mesmo. Este tipo de patologia possui um maior grau de

incapacidade quanto maior for o nível de amputação do indivíduo (Wittle, 2007).

Isto significa que para além do nível de amputação o aumento da actividade muscular do

membro, dependendo das suas condições, é a principal razão para o aumento do consumo

energético. Este aumento do consumo energético deve-se ao aumento da flexão da anca necessário

na flexão do joelho realizado na fase final de apoio criado pelo esforço muscular (Schmalz,

Blumentritt, & Jarasch, 2002).

A amputação não é um resultado apenas físico mas sim de todo o mecanismo integrado entre o

tronco e os membros inferiores. Esta patologia leva a perda do mecanismo de controlo neural

(aferente e eferente) e a nível dos membros inferiores. A aplicação da prótese deve ter o objectivo

de compensação da perda funcional de forma a proporcionar uma melhor funcionalidade na marcha

e com um menor gasto energético (Livro amputação do MI). Apesar da existência da amputação e do

seu nível, se os músculos e nervos remanescentes estiverem minimamente operacionais, então

significa que os grupos musculares se encontram funcionais, permitindo realizar movimento (Wittle,

2007).

O tamanho do coto pode interferir mas não influencia muito o gasto energético da marcha para

indivíduos com amputação abaixo do joelho comparativamente com as amputações acima do joelho,

apesar de poder influenciar entre o mesmo tipo de amputação.

A marcha em amputados bilaterais é muito difícil e de grande complexidade e por isso deve

haver a preocupação de preservar as articulações de joelho de forma a obter algum tipo de marcha

(Carvalho, 2003; Pedrinelli, 2004).

A principal dificuldade na marcha dos amputados é falta de sincronização da actividade

muscular, que não recebe a devida informação proprioceptiva. Desta forma o indivíduo deve ser

capaz de substituir a funcionalidade do pé, transferindo as informações proprioceptivas e de

absorção de impacto para locais de carga do peso do coto através do encaixe da prótese.

Deste tipo de indivíduos é esperado uma marcha assimétrica, com maior oscilação do centro de

gravidade e de maior consumo energético. Para este tipo de marchas os indivíduos que sejam

amputados mas com níveis abaixo do joelho apresentam benefícios devido a preservação desta

articulação. No caso de o indivíduo ter um coto com o comprimento adequado, terá maior

estabilidade da articulação e um melhor controlo na fase de balanço. A actividade muscular

realizada pelos grupos ao nível tibial e flexores plantares deverão ser compensadas pelos pés

protésicos, tal como a acção dos extensores e flexores do joelho. Ao nível dos músculos

extensores/flexores e abdutores/adutores da anca, estes vão permitir o reequilíbrio da marcha.

Os principais aspectos a ter em conta na marcha de um indivíduo protetizado são: a maior

segurança; maior eficiência; e a transformação da marcha o mais simétrica possível. Quando

ocorrem desvios na marcha, pode-se dever a causas relacionadas com carências do indivíduo

amputado como, a fraqueza muscular, contracturas articulares ou a hipersensibilidade de


neuromas, como a causas de nível protésicos, o mau alinhamento, o encaixe aplicado não ser o mais

adequado ou a escolha incorrecta de componentes aplicáveis ao indivíduo. Esses desvios podem ser

observados nas duas fases da marcha, apesar de muitas das vezes ser de difícil avaliação e

quantificação a partir de observação clínica (Carvalho, 2003).

7.2.1. Análise de Marcha em Amputados Transtibiais

Iniciando a abordagem pelo CI deve-se observar a existência de simetria com o comprimento do

passo do membro contralateral, se a articulação do joelho realiza uma semi-flexão no contacto

inicial e se o pé mantém uma linha de progressão sem momentos rotacionais.

Nesta fase pode ocorrer ou a extensão ou flexão excessiva da articulação do joelho. A extensão

excessiva pode ser causada por uma suspensão inadequada da prótese; ou devido a excessiva flexão

plantar; ou devido a região do calcâneo ser muito flexível; ou o comprimento da prótese ser curto.

Caso ocorra a flexão excessiva, pode-se dever flexão dorsal excessiva; ou região do calcâneo ser

muito rígida; ou ainda pelo comprimento da prótese ser muito grande.

Na fase de AI o joelho deve apresentar alguns graus de flexão de forma a aliviar o impacto e

realizar uma transferência do movimento mais suave, a região do calcâneo deve ser comprimida de

forma a simular a flexão plantar e não deve ocorrer nenhum movimento do coto relativamente ao

encaixe.

A rotação do pé protésico pode ocorrer pelo facto da superfície plantar ser rígida. A extensão

excessiva pode ser provocada devido a flexão plantar excessiva, região do calcâneo muito flexível

ou a cunha da região posterior ser baixa. A flexão excessiva pode por sua vez ser provocada devido

a superfície plantar rígida, do pé protésico, ou devido a este se encontrar em flexão dorsal

excessiva. Nesta fase ainda o movimento de pistão tem relação directa com o volume do encaixe ou

o sistema de suspensão.

De seguida na fase AM o objectivo deve ser a estabilização da articulação do joelho e a

progressão suave para a fase de impulso. O apoio no bordo medial está relacionado com a pronação

do pé, com a superfície plantar do calçado assimétrica ou alinhamento com o pé numa posição mais

Figura 47 - Ciclo de Marcha dos Amputados (Rajt’úkova et al., 2014).

83

lateral do que o normal. No caso do apoio estiver no bordo lateral do pé, realiza-se a supinação do

pé, assimetria da superfície plantar do pé protésico ou alterações nessa mesma superfície.

Neste momento que o joelho se encontro em valgo ou varo, está relacionado ao alinhamento,

com uma linha de carga localizada medialmente ou lateralmente, respectivamente, em relação ao

vector da força de reacção ao solo. A inclinação lateral do tronco para o lado da prótese pode ser

causada por discrepância do comprimento da prótese relativamente ao membro são. A elevação do

calcâneo está relacionada com o excesso de flexão dorsal ou com a aplicação de salto alto, no qual

a elevação atrasada do calcâneo se encontra relacionado com os saltos baixos.

Na fase final da fase de apoio, ao longo de AF e PB, o joelho inicia a sua flexão e o calcâneo

eleva-se preparando-se para a realização da impulsão enquanto o peso é transferido para o membro

contralateral.

A flexão precoce do joelho pode ser causada pelo posicionamento posterior do pé, salto alto ou

excesso de flexão dorsal, no caso de ocorrer um atraso na flexão do joelho pode-se dever a

anteriorização do pé, salto baixo ou excesso de flexão plantar. O movimento que eventualmente

ocorra nesta fase entre o coto e o encaixe deve estar relacionado com uma suspensão inadequada

ou as paredes do encaixe se apresentarem com uma abertura maior do que suposto, para fixação do

coto.

Seguidamente ocorre a fase de balanço, sendo um movimento de progressão sem qualquer tipo

de rotações e sem qualquer contacto com o solo. Posteriormente a toda esta fase, na fase final de

balanço, caso o contacto com o solo seja inadequado, pode se dever a suspensão inadequada ou

uma flexão excessiva ou ainda ao comprimento da prótese ser demasiado comprida (Carvalho,

2003).

7.2.2. Análise de Marcha em Amputados Transfemorais

Ao realizar a abordagem pelo CI e AI, tal como realizado anteriormente, é observável que o

joelho mecânico deve estar completamente estendido e o pé deve manter o contacto total com o

solo para uma transferência do peso mais adequada.

Durante estas duas fases, a instabilidade do joelho está relacionada com a contractura dos

músculos flexores da anca ou por fraqueza dos músculos extensores. No caso da força muscular

estar adequada, deve-se analisar a prótese, observando o seu eixo de rotação, no qual não deve

estar anteriorizado, a flexão do encaixe não deve estar muito flectido, se o pé não apresenta uma

grande flexão dorsal ou se a região do calcâneo não é muito rígido, no caso de o ser, observa-se

uma rotação externa do pé, que através da interface entre o coto e o encaixe vai provocar

desconforto e irritações no coto.

Depois nas fases de AM, AF e PB vai acontecer a progressão sobre o pé protésico e a preparação

de impulsão. Durante estas fases o indivíduo pode ter que realizar uma elevação pélvica excessiva

para compensar a progressão sobre o pé, que pode estar relacionado com a excessiva flexão

plantar. Se a progressão for brusca, pode-se estar presente perante um pé com excessiva flexão

dorsal o que vai proporcionar instabilidade para o indivíduo.


Ainda durante estas fases a inclinação lateral do tronco para o lado da prótese é observado com

frequência e pode estar relacionado com dor ou desconforto na região da virilha causada por

excesso de pressão ou a parede medial ter os limites superiores muito altos, ou um alinhamento

inadequado com a linha de carga posicionada lateralmente ao pé, ou um encaixe abduzido ou por

fraqueza do glúteo médio.

Na segunda fase da marcha, fase de balanço e no início desta o indivíduo amputado deve iniciar

o balanço com a flexão da anca para posteriormente realizar a flexão do joelho protésico e

posicionar em extensão para preparar o próximo contacto inicial. Durante esta fase é possível

encontrar desvios ao nível do tronco, criação de hiperlordose, sendo compensação funcional

aplicada pelos amputados transfemorais que apresentem um coto com o comprimento no 1/3

proximal. A flexão do joelho, geralmente associada aos ajustes do joelho causados por inadequação

da resistência à flexão ou à inadequação dos músculos extensores. Observando no plano sagital, o

impacto final gerado pela extensão do joelho, na fase de BF geralmente é audível e relacionado

com os ajustes do joelho mecânico causados por insuficiente resistência na extensão ou por um

movimento brusco da flexão da anca no início da impulsão e dos músculos extensores da anca no

final da fase de balanço.

Ainda durante a fase de balanço o movimento de chicote observado, relativamente a linha de

progressão do joelho e pé devem ocorrer na mesma linha, estando associadas a uma inadequação da

colocação e suspensão da prótese. A assimetria no comprimento dos passos e na velocidade do

balanço deve ser observada durante o alinhamento dinâmico.

Ao longo do processo deve-se realizar um levantamento de questões principalmente ao nível do

desconforto e eventuais dores na fase de apoio e observar o aparecimento de eventuais

contracturas dos músculos flexores da anca. O alinhamento inadequado pode provocar instabilidade

da articulação do joelho, insegurança do indivíduo e alterações do equilíbrio que pode levar a

alterações da marcha (Carvalho, 2003).

7.3. Desvios Corporais da Marcha

Ao longo do processo deve-se realizar um levantamento de questões principalmente ao nível do

desconforto e eventuais dores na fase de apoio e observar o aparecimento de eventuais

contracturas dos músculos flexores da anca. O alinhamento inadequado pode provocar instabilidade

da articulação do joelho, insegurança do indivíduo e alterações do equilíbrio que pode levar a

alterações da marcha.

Para se realizar uma marcha sem desvios posturais e o mais fisiológica possível é necessário que

a prótese siga os princípios de construção e com o devido alinhamento. Caso contrário estes desvios

vão resultar num maior gasto energético e consumo metabólico no decorrer do movimento, pode

originar sobrecargas em determinados grupos musculares e ainda danificar tanto as estruturas

articulares como a pele, para além de ocorrer um desconforto estético da marcha, como assimetrias

nos ciclos do passo, inclinação indesejada.

Muitos destes desvios ao qual permitem verificar a incorrecta construção de uma prótese, são:

85

O amputado realiza a elevação da anca, do lado em que realiza o passo, com a finalidade

terminar o passo. Este acontecimento ocorre quando a prótese se encontra com um

comprimento muito grande ou no caso de uma resistência excessiva do joelho protésico;

O amputado pode apresentar desvios anormais do passo, lado medial ou lateral, o que

significa que o calcanhar do pé protésico vai ultrapassar a linha medial ou nem chegar

perto. Isto ocorre devido ao eixo do joelho protésico estar em rotação externa ou interna

excessivamente ou a própria prótese se encontra com uma rotação externa ou interna;

A seguinte anomalia é o movimento circular do pé, no qual o pé oscila para fora, numa

forma de arco exagerado durante a fase de balanço. Esta ocorrência deve-se a resistência

da flexão do joelho protésico, o que limita o mecanismo articular, pode causar dor e pode

se dever ao comprimento da prótese excessivamente longo;

Outro tipo de anomalia na marcha é a flexão lateral do tronco, no qual o amputado realiza

uma marcha em inclinação e os ombros tendem a deslocar-se em direcção do lado

afectado. A inclinação ocorre a prótese tem um comprimento incorrecto ou por

insuficiência de adução do encaixe ou por o amputado demonstrar hipersensibilidade;

A seguinte anomalia é a elevação excessiva do calcanhar relativamente a velocidade.

Novamente a resistência da flexão do joelho protésico ser inadequada ao amputado;

Durante a fase de apoio tardia ocorre uma flexão do joelho excessiva, este acontecimento

ocorre devido a região do calcanhar do pé protésico ser demasiado flexível e a alavanca do

pé protésico ser muito curto ou a altura do calcanhar no sapato ser demasiado elevada

para o pé protésico utilizado;

Um outro tipo de desvio é o rápido movimento de flexão plantar imediatamente ao

contacto do calcanhar. As causas devem se a resistência insuficiente no pé protésico;

A hiperextensão do joelho para o lado afectado, ocorre no membro que se encontra na

fase de apoio médio, observável no plano sagital. Isto ocorre devido a alavanca ser muito

comprido e fixo, relativamente ao peso e o nível de actividade do amputado;

O efeito de pistão é o último desvio, dos que existem na maioria para indivíduos

amputados ocorre movimento vertical durante a transferência do peso. Isto deve-se às

dimensões do encaixe serem demasiado grandes comparativamente com o volume do coto

ou o meio de suspensão seja inadequado para o amputado (Herrero, Guillem, et al., 2004;

Pedrinelli, 2004b; R. Periago, 2009).

Figura 48 - Desvios posturais, inclinação excessiva e movimento de torção (Rajt’úkova et al., 2014).


7.4. Alinhamento de Próteses de Membro Inferior

O alinhamento protésico é o principal factor na relação entre o conforto do encaixe,

estabilização das articulações e na harmonia da marcha de um indivíduo amputado. Segundoo

estudo de Schmalz et al., (2002), o alinhamento das próteses afecta claramente a amplitude do

movimento dos amputados, sendo os amputados TF mais afectados do que os TT, principalmente no

consumo energético. O alinhamento de uma prótese do tipo modular é realizado em três etapas: 1º

alinhamento de bancada; 2º alinhamento estático; e 3º alinhamento dinâmico.

O primeiro alinhamento é realizado em laboratório e não é necessário a presença do amputado.

Vai ser neste alinhamento que se determina a posição entre o encaixe e o pé protésico, no qual se

baseia por observação do coto do amputado como os desvios no plano frontal e sagital.

Após o alinhamento de bancada, durante a montagem da prótese, deve-se deixar a altura total

um pouco maior que a medição inicial do comprimento, visto que se torna mais fácil diminuir o

tamanho da prótese que o aumento da mesma.

No seguinte alinhamento, estático, deve ser realizado com o amputado. Este deve se encontrar

numa posição idêntica ao ortostatismo, no qual a participação do amputado baseia-se na

distribuição do peso sobre a prótese e membro residual. Durante o processo de alinhamento estático

o amputado não deve sentir nem dor nem desconforto no coto e o pé protésico deve se encontrar

sempre em contacto total com o solo.

Este alinhamento tem a funcionalidade de verificar a posição do coto no plano frontal e sagital,

de forma a analisar desvios em varo, valgo ou flexão do joelho, abdução ou flexão da anca e desvios

rotacionais. Neste alinhamento deve se verificar a altura e dimensões da prótese tendo em conta o

MI remanescente.

No alinhamento de amputações TT e de Syme a linha de carga deve passar pelo centro do

encaixe e posteriormente ao centro do pé, aproximadamente 10 a 20mm, dependendo do tipo de pé

protésico aplicado, no plano sagital. No plano frontal o pé protésico deve estar discretamente

posicionado lateralmente ao centro do encaixe e existe uma rotação lateral do pé que é

aproximadamente de 5mm (Carvalho, 2003; Rajt’úkova, Michalíková, Bednarcíkova, Balogová, &

Zivcák, 2014).

Para este tipo de amputações é necessário ter cuidado com as alterações realizadas no

alinhamento, como altura do salto do calçado, no plano sagital, quando se realiza o alinhamento a

altura deve ser a mesma que do salto do calçado habitual do amputado. Caso de ser um salto mais

baixo leva a uma hiperextensão do joelho e no caso de ser mais alto vai provocar uma flexão do

joelho. No plano frontal se o amputado tiver um varo ou valgo exagerado, deve-se realinhar a

prótese, sendo necessário observar e registar a posição do pé relativamente ao solo e a sua rotação.

87

(a) (b)

Relativamente ao alinhamento de próteses TF, no plano sagital a linha de carga deve passar pelo

centro do encaixe, utilizando sempre como referência o bordo superior e anteriormente ao eixo de

rotação do joelho. Caso o coto se encontre em flexão, deve-se respeitar a sua postura e a linha de

carga para o alinhamento da prótese é muito específica, no qual depende do tipo de joelho e pé

protésico. Para estes casos o objectivo fundamental é manter a estabilidade da articulação do

joelho na posição em pé. No plano frontal o alinhamento difere entre encaixes devido às suas

configurações. No encaixe quadrilátero a linha de carga deve passar mais próximo do ísquion,

proporcionalmente de 40-60% na relação da distância médio-lateral. No entanto para encaixes tipo

CAT-CAM a linha de carga deve-se encontrar no centro do encaixe (R. Periago, 2009; Rajt’úkova et

al., 2014).

No alinhamento estático de próteses TF deve-se ter cuidados de alinhamento segundo os planos:

Plano Sagital – no qual se deve observar a projecção do centro de gravidade

relativamente ao joelho e pé protésico e ter atenção a altura do salto do calçado. A

linha de carga deve passar anteriormente ao eixo de rotação do joelho, promove a

estabilidade da articulação, no caso de passar posteriormente tornará o sistema

articular bastante instável;

Plano Frontal – deve-se observar eventuais desvios anormais do coto (abdução/adução),

verificar se o eixo de rotação do joelho protésico se encontra paralelo ao solo e sem

varo ou valgo acentuado. Relativamente ao pé protésico também deve estar em paralelo

e em contacto total com o solo (Rajt’úkova et al., 2014).

Figura 49 - Alinhamento das Próteses TT. (a) Linha de construção; (b) Linha de carga (Rajt’úkova et al., 2014).


(a) (b)

O terceiro e último alinhamento, o alinhamento dinâmico, realizado após os outros dois

alinhamentos terem sido realizados, e é realizado pela observação da marcha do amputado nos

planos frontais (vista anterior e posterior), e no plano sagital, em solo plano e irregular. Os desvios

da marcha deverão ser apurados para se verificar se existe ou não relação directa com o

alinhamento da prótese (Rajt’úkova et al., 2014).

7.4.1. Transmissão de Forças Durante a Marcha

Quando um indivíduo amputado realiza a marcha com a prótese, a força gerada pelo peso é

absorvida pelo coto. Os efeitos desta força vão depender da qualidade de confecção do encaixe

protésico, alinhamento e características do coto. No entanto são tão importantes estes factores

como a correcta posição do pé protésico, directamente relacionado com os locais de pressão

sentidos pelo amputado no uso da prótese.

Ao nível mecânico, entre a relação amputação-prótese nunca se equivale ao membro são de um

indivíduo sem patologia por 3 razões:

1ª A alavanca entre a articulação da anca e o encaixe é relativamente pequena, o que reduz o

momento no qual os músculos da anca podem aplicar na prótese;

2ª Existe sempre algum tipo de movimento entre o coto e o encaixe, devido às compressões nos

tecidos moles, sendo exagerado nos casos de encaixes mal ajustados ao coto;

3ª Se o encaixe não for confortável, o indivíduo pode ser sujeito a aplicar forças excessivas na

prótese (Herrero, Guillem, et al., 2004; Pedrinelli, 2004b).

Figura 50 - Alinhamento de próteses TF. (a) Linha de construção; (b) Linha de carga (Rajt’úkova et al., 2014).

89

7.4.2. Biomecânica dos Encaixes

Qualquer que seja o encaixe das próteses de MI pode ser dividido em 3 partes:

Sector superior é região que realiza o assento do encaixe com o coto, também

conhecida como a face de assento;

Sector Medial é a região que permite o controlo do movimento correcto e restrito na

direcção posterior e anterior, durante a marcha;

Sector inferior é a região mais distal e que num caso ideal deve realizar apenas a

transferência de 10% do peso de um indivíduo amputado, evitando transferências

inadequadas de carga e danos nos tecidos moles (Rajt’úkova et al., 2014).

O encaixe deve ser capaz de realizar a transferência de carga, garantir estabilidade e fornecer o

controlo um controlo eficiente durante a mobilidade. Em ortostatismo o músculo médio glúteo

encontra-se esticado, assegurando que a pélvis é mantida numa posição de equilíbrio. Visto num

individuo saudável este acontecimento é realizado pela fixação do fémur ao chão pelo MI. No caso

de um amputado de MI essa função é assumida pelo encaixe da prótese, o que demonstra que o

desenho do encaixe deve conter uma forma adequada relativamente às dimensões de médio-laterais

e ântero-posteriores.

Segundo diversos as próteses TF que apresentam uma forma oval, no plano transversal,

demonstram uma pressão na extremidade distal do fémur excessiva realizando um movimento de

inclinação lateral para reduzir essa pressão. Apresentando uma transferência de carga não

fisiológica, realizada pela tuberosidade isquiática, reduzindo a força exercida na alavanca e ocorre

um aumento dos momentos gerados. No entanto os encaixes que demonstrem a tal forma oval ao

nível longitudinal facilitam a transferência fisiológica, uma vez que o centro de rotação se encontra

na articulação da anca e a pélvis não produz nenhum movimento de rotação, devido a posição

equilibrada, e não é necessário movimentos corporais de estabilização que não sejam naturais

(Rajt’úkova et al., 2014).

Figura 51 - Divisão dos encaixes por secção (Rajt’úkova et al., 2014).


Capítulo 8

Trabalho Prático Futuro

Este capítulo representa o futuro trabalho experimental da dissertação, que apesar de ainda não

se ter iniciado a parte prática do estudo, foi realizado uma metodologia de trabalho.

Neste capítulo será abordado os objectivos, alguns materiais necessários e metodologias tal

como eventuais resultados esperados para o trabalho experimental.

Tal como o título da dissertação indica este estudo baseia-se numa análise biomecânica da

marcha com o principal objectivo de comparação entre os indivíduos com amputações no MI e

indivíduos sem patologias. O outro objectivo é a observação e verificação da amplitude articular do

membro amputado com e sem prótese numa posição ortostática.

8.1. Materiais e Métodos

O estudo biomecânico baseia-se numa análise cinemática, cinética e electromiográfica, onde

serão observados e discutidos parâmetros espaciotemporais como a cadência, velocidade,

comprimento do passo e da passada no decorrer da marcha, tal como a amplitude articular

realizada e as forças e momentos gerados.

Antes da realização do estudo serão integrados no participante e na prótese do mesmo

marcadores e sensores, para recolha de dados e informações. O estudo deve ser iniciado quando os

participantes se sintam familiarizados com os instrumentos neles integrados.

Os participantes vão ser propostos a realizar a marcha num percurso rectilíneo, com um

comprimento entre os 10 e os 12 metros, realizando este processo aproximadamente 12 vezes.

Desta forma será pedido ao participante para iniciar 3 vezes com o pé esquerdo e o mesmo número

de vezes com o pé direito de forma a obter os valores não só individuais de cada teste como

também obter um valor médio. O participante deve ser capaz de realizar o processo 6 vezes na

91

velocidade que considere normal mais 6 vezes numa velocidade mais rápida, sendo a última fase um

potencial risco de queda, o que leva a esta fase ser de precaução na sua execução. A concretização

de cada teste deverá ter um intervalo de tempo simbólico, como exemplo 1 a 2 minutos na primeira

fase e 3 a 5 minutos a segunda.

Esta etapa deverá conter um número de 6 câmaras integradas com o sistema de captura de

movimento e incorporadas num software próprio que efectue os registos cinemáticos para análise

da captura do movimento em 2D e 3D com os 6 graus de liberdade. Simultaneamente este estudo

deverá utilizar plataformas de força de forma a medir as FRS que cada participante exerce no solo

para executar o movimento.

Para o segundo objectivo deste estudo pretende-se que o participante se encontre numa posição

ortostática e que realize os movimentos de flexão/extensão para qualquer que seja o nível de

amputação e para o plano sagital realizar os movimentos de adução/abdução para o plano frontal,

no caso de amputações TF. Desta forma será possível recolher não só recolher a amplitude articular

na marcha como também numa posição estática. Tal como o teste anterior os participantes deverão

repetir 3 vezes cada fase e para este caso também será necessário realizar para cada movimento. O

teste terá duas fases, no qual a primeira consistirá na realização de cada movimento 3 vezes, com a

prótese; na segunda fase será realizado o mesmo procedimento que na fase anterior mas sem

utilizar a prótese. Esta segunda fase deve-se proporcionar a maior segurança possível ao

participante, devido a falta de estabilidade pela razão óbvia de apresentar apenas um MI em

contacto com o solo e que eleva o risco de queda do participante.

8.2. Resultados e Conclusões Esperados

Esta etapa deverá conter um número de 6 câmaras integradas com o sistema de captura de

movimento e incorporadas num software próprio que efectue os registos cinemáticos para análise

da captura do movimento em 2D e 3D com os 6 graus de liberdade. Simultaneamente este estudo

deverá utilizar plataformas de força de forma a medir as FRS que cada participante exerce no solo

para executar o movimento.

A realização deste trabalho prático envolve a comparação de valores entre os indivíduos

saudáveis e indivíduos amputados. Neste estudo a comparação dos parâmetros será realizada

Figura 52 - Vista transversal, do tipo de processo de recolha de dados para captação e análise do movimento (Vickers, Palk, Mcintosh, & Beatty, 2008).


através do grupo de indivíduos amputados que realizaram os testes de forma a obter as informações

no estudo e que serão comparadas com os parâmetros do grupo composto por indivíduos saudáveis

mas que no qual não é necessário a realização, devido a recolha bibliográfica publicada e existente

com estes parâmetros.

Segundo o estudo realizado por Kadaba em 1989 os indivíduos sem patologias devem apresentar

valores médios (VM) e os desvios padrões (DP) semelhantes para os parâmetros espaciotemporais,

representando na tabela 4, a amplitude articular do membro esquerdo e direito, demonstrado na

tabela 5, forças e momentos existentes, apresentado na tabela 6 e os valores electromiográficos,

como demonstrado na tabela 7 (Kadaba et al., 1989).

Parâmetros Valor Médio ± Desvio Padrão (VM ± DP)

Cadência (Passo/min) 111.6 ± 8.3

Velocidade (m/s) 1.306 ± 0.170

Comprimento da Passada (m) 1.361 ± 0.12

Amplitude Articular Coeficiente de Correlação Múltipla (CCM) dos MI’s

Membro Esquerdo Membro Direito

Inclinação Pélvica 0.669 ± 0.134 0.643 ± 0.180

Flexão/Extensão da Anca 0.996 ± 0.003 0.995 ± 0.005

Flexão/Extensão do Joelho 0.994 ± 0.005 0.994 ± 0.003

Flexão Plantar/Dorsal do Tornozelo

0.975 ± 0.018 0.978 ± 0.010

Abdução/Adução da Anca 0.964 ± 0.030 0.957 ± 0.088

Varus/Valgus do Joelho 0.942 ± 0.044 0.962 ± 0.029

Rotação Pélvica 0.860 ± 0.090 0.878 ± 0.069

Rotação da Anca 0.893 ± 0.064 0.893 ± 0.072

Rotação do Joelho 0.911 ± 0.090 0.918 ± 0.053

Rotação do Pé 0.853 ± 0.080 0.885 ± 0.053

Tabela 4 - Parâmetros espaciotemporais do Grupo de Controlo (Kadaba et al., 1989).

Tabela 5 - Parâmetros da amplitude articular do Grupo de Controlo (Kadaba et al., 1989).

93

Parâmetros CCM dos MI’s

Membro Esquerdo Membro Direito

Forças

Força Vertical 0.997 ± 0.001 0.997 ± 0.001

Força Ântero-posterior 0.993 ± 0.003 0.993 ± 0.003

Força Médio-lateral 0.956 ± 0.025 0.953 ± 0.030

Torque no Centro de Pressão

0.920 ± 0.062 0.948 ± 0.04

Momentos

Flexão/Extensão da Anca 0.980 ± 0.047 0.987 ± 0.007

Flexão/Extensão do Joelho

0.971 ± 0.024 0.972 ± 0.017

Flexão Plantar/Dorsal do Tornozelo

0.992 ± 0.006 0.992 ± 0.007

Abdução/Adução da Anca 0.982 ± 0.012 0.972 ± 0.014

Abdução/Adução do Joelho

0.944 ± 0.050 0.951 ± 0.047

Abdução/Adução do Tornozelo

0.961 ± 0.029 0.937 ± 0.071

Rotação da Anca 0.916 ± 0.064 0.906 ± 0.068

Rotação do Joelho 0.879 ± 0.059 0.856 ± 0.095

Rotação do Tornozelo 0.976 ± 0.018 0.967 ± 0.030

Grupo Muscular/Músculo CMC dos MI’s Coeficiente de Variação (CV) %

Grande Glúteo 0.851 ± 0.060 56 ± 9

Médio Glúteo 0.854 ± 0.061 54 ± 9

Longo Adutor 0.746 ± 0.095 63 ± 11

Vasto Lateral 0.883 ± 0.050 56 ± 8

Recto Femoral 0.856 ± 0.052 55 ± 7

Vasto medial 0.871 ± 0.060 56 ± 8

Isquiotibiais Laterais 0.837 ± 0.070 60 ± 10

Isquiotibiais Mediais 0.811 ± 0.101 62 ± 11

Tibiais Anteriores 0.840 ± 0.066 49 ± 6

Gémeo Medial 0.899 ± 0.030 58 ± 8

Estudos mais recentes demonstram comparações entre os valores de um grupo de controlo

comparativamente com tipos de amputações como TT e TF, como pode ser verificado no estudo de

Nolan em 2003 que demonstra as diferenças relativamente aos VM e DP dos parâmetros de FRS e

espaciotemporais aos tempos de impulsão, apoio, balanço e passo em diferentes velocidades como é

possível verificar nas seguintes tabelas 8, 9, 10, 11 e 12.

Tabela 6 - Parâmetros de forças e momentos do Grupo de Controlo (Kadaba et al., 1989).

Tabela 7 - Parâmetros electromiográficos do Grupo de Controlo (Kadaba et al., 1989).


Para a tabela 8, Fz1 simboliza o VM do pico máximo registado da força para o grupo de controlo

a média de ambos os membros e ao nível dos amputados encontra-se dividido segundo o membro

protetizado (P) e o membro intacto (I) e ainda é apresentado o DP de cada dado referenciado.

Impulso

Velocidade da Marcha

(m/s)

Grupo de Controlo

Amputados TT Amputados TF

Impulso Impulso

Impulso P I P I

0.5 1.10 (0.14) 0.78 (0.09) 1.11 (0.12) 0.67 (0.22) 1.16 (0.27)

0.9 0.92 (0.08) 0.70 (0.07) 0.95 (0.19) 0.59 (0.16) 1.00 (0.22)

1.2 0.70 (0.05) 0.61 (0.01) 0.84 (0.15) 0.55 (0.13) 0.92 (0.12)

Máxima 0.52 (0.05) 0.49 (0.07) 0.67 (0.13) 0.49 (0.13) 0.83 (0.09)

A tabela 9 apresenta os VM realizados para execução da impulsão da marcha. O grupo de

controlo apresenta a média de ambos os membros e relativamente aos grupos dos amputados os

valores são divididos pelo membro P e o membro I, no qual são apresentados os valores do DP para

cada dado referenciado.

Força Vertical de Reacção ao Solo (vGRF)


(m/s)

Grupo de Controlo


Fz1 Fz1

Fz1 P I P I

0.5 1.34 (0.08) 1.16 (0.07) 1.40 (0.23) 1.15 (0.95) 1.34 (1.14)

0.9 1.32 (0.08) 1.17 (0.05) 1.40 (0.23) 1.18 (0.98) 1.35 (1.15)

1.2 1.34 (0.08) 1.18 (0.08) 1.47 (0.20) 1.19 (0.99) 1.42 (1.22)

Máxima 1.65 (0.08) 1.23 (0.08) 1.68 (0.32) 1.23 (0.14) 1.60 (0.34)

Tabela 9 - Comparação do parâmetro de impulsão em diferentes velocidades (Nolan et al., 2003).

Tabela 8 - Comparação do parâmetro de FRS em diferentes velocidades (Nolan et al., 2003).

95

Tempo de Balanço (s)


(m/s)

Grupo de Controlo


Balanço Balanço

Balanço P I P I

0.5 0.53 (0.03) 0.54 (0.08) 0.48 (0.04) 0.78 (0.17) 0.42 (0.18)

0.9 0.48 (0.04) 0.48 (0.10) 0.42 (0.05) 0.62 (0.13) 0.38 (0.12)

1.2 0.42 (0.04) 0.44 (0.04) 0.40 (0.03) 0.59 (0.09) 0.39 (0.09)

Máxima 0.37 (0.04) 0.37 (0.02) 0.35 (0.04) 0.55 (0.09) 0.38 (0.07)

Tempo do Passo (s)


(m/s)

Grupo de Controlo


Passo Passo

Passo P I P I

0.5 0.80 (0.03) 0.82 (0.08) 0.72 (0.06) 0.97 (0.05) 0.72 (0.10)

0.9 0.71 (0.03) 0.72 (0.06) 0.69 (0.04) 0.82 (0.07) 0.62 (0.08)

1.2 0.60 (0.02) 0.61 (0.03) 0.60 (0.03) 0.75 (0.04) 0.58 (0.07)

Máxima 0.45 (0.03) 0.51 (0.05) 0.50 (0.05) 0.67 (0.08) 0.53 (0.08)

O ciclo de macha de indivíduos amputados vai apresentar valores de consumo de oxigénio mais

elevados comparativamente com o do grupo de controlo como é representado na tabela de consumo

de oxigénio para não amputados e amputado TT e TF do artigo de Schmalz. Isto significa que com a

maior necessidade de consumo de oxigénio maior será o gasto energético, especialmente ao nível

Tempo de Apoio (s)


(m/s)

Grupo de Controlo


Apoio Apoio

Apoio P I P I

0.5 1.09 (0.08) 1.01 (0.07) 1.10 (0.12) 0.91 (0.21) 1.26 (0.18)

0.9 0.93 (0.06) 0.89 (0.08) 0.95 (0.12) 0.82 (0.06) 1.06 (0.06)

1.2 0.75 (0.03) 0.75 (0.04) 0.79 (0.02) 0.75 (0.07) 0.95 (0.03)

Máxima 0.53 (0.03) 0.62 (0.08) 0.64 (0.09) 0.63 (0.07) 0.80 (0.09)

Tabela 10 - Comparação do parâmetro do tempo da fase de apoio em diferentes velocidades (Nolan et al., 2003).

Tabela 11 - Comparação do parâmetro do tempo da fase de balanço em diferentes

velocidades (Nolan et al., 2003).

Tabela 12 - Comparação do parâmetro do tempo do passo em diferentes

velocidades (Nolan et al., 2003).


das amputações TF. A principal razão para este aumento é devido ao aumento da actividade

muscular do coto. Outros factores que influenciam o aumento do consumo de oxigénio são: o

alinhamento incorrecto da prótese e o aumento do momento flector da anca, necessário para a

realização da extensão do joelho.

Velocidade (km/h)

Consumo de O2 (ml/min/Kg)

Grupo de Controlo

Amputação TT

% Grupo de Controlo

Amputação TF

% Grupo de Controlo

2 7.4 9.1 123 11.4 155

3 9.0 11.0 123 14.2 158

4 11.2 13.8 123 18.1 162

5 14.1 17.2 123 23.1 164

Através destes estudos é possível retirar conclusões segundo os valores obtidos e que poderão

ser semelhantes ao trabalho experimental. Segundo Jaergers, que no geral os indivíduos amputados

realizam um ciclo da passada; os indivíduos amputados apresentam uma marcha assimétrica,

passando mais tempo sobre o membro intacto que o amputado; quanto menor o comprimento do

coto, maior a fase de apoio e menor a fase de balanço; quando realizam uma marcha com maior

velocidade demonstram uma menor assimetria; relativamente ao aumento da velocidade os

indivíduos amputados compensam com o aumento do comprimento do passo em vez do número de

passos; no geral estes apresentam uma maior amplitude no movimento de extensão na fase final de

apoio (menos em cotos curtos); e os indivíduos com cotos curtos e médios apresentam uma

transição mais rápida da extensão para flexão da anca. Estas conclusões são observadas para

indivíduos com amputações TF, no qual são apresentados os valores mais significativos. Os

indivíduos com amputações abaixo do joelho principalmente os TT, vão apresentar valores com

menor discrepância devido a preservação do maior número de articulações, no entanto segundo o

que é referido no artigo de Rueda et al., (2013), este grupo de indivíduos apresenta diferentes

estratégias de controlo motor no plano frontal, no qual está directamente relacionado com as áreas

de pressão e desconforto criadas nos momentos gerados entre o coto e o encaixe.

Através dos estudos encontrados é possível concluir que quando comparado com um grupo de

controlo a velocidade confortável dos amputados será menor, sendo a maior discrepância nas

amputações de maior nível. Quando se compara a testes cuja velocidade é mais elevada verifica-se

que a discrepância dos valores é menor comparativamente com um grupo de controlo, independente

do nível de amputação (Boonstra, Fidler, & Eisma, 1993; Detrembleur, Vanmarsenille, Cuyper, &

Dierick, 2005).

Contudo é possível verificar diferenças em alguns parâmetros entre indivíduos com o mesmo

nível de amputação, no qual se verifica que os indivíduos possam sofrer de algum trauma ou receio

Tabela 13 - Comparação do consumo de oxigénio em diferentes velocidades (Schmalz et al., 2002).

97

de queda, o que demonstra diferença nos valores obtidos quando se realiza estudos de marcha

(Parker, Hanada, & Adderson, 2013).

Ao abordar o alinhamento das próteses foi verificado que este aspecto influência nas

capacidades motoras do amputado, isto significa que o alinhamento da prótese encontra-se

directamente relacionado com a reacção dos momentos proporcionados na marcha, seja no plano

sagital como coronal. Com as alterações do alinhamento para qualquer que seja a prótese esta vai

levar a uma alteração dos valores do parâmetro da cadência da marcha (Kobayashi, Arabian,

Orendurff, Rosenbaum-chou, & Boone, 2014; Kobayashi, Orendurff, & Boone, 2013).

Relativamente ao aspecto da segunda fase da metodologia deve-se aos dados encontrados

comparativamente aos parâmetros de amplitude articular, principalmente ao nível das amputações

acima do joelho.

De acordo com o estudo desenvolvido por Klotz et al., (2011) os encaixes ao nível TF

demonstram um impacto negativo em termos de funcionalidade fisiológica da articulação da anca,

identificando o encaixe MAS como o encaixe que menos limita a amplitude articular, ao nível global

e nos planos sagital e frontal.

Valores Médios

Amplitude Articular (Plano Sagital)

Amplitude Articular (Plano Frontal)

Amplitude Global

FE ± DP (°) LFE (%) ABAD ± DP (°) LABAD

(%) AG ± DP (°) LAG (%)

Sem Encaixe 97.4 ± 15.5 - 69.6 ± 3.6 - 167.0 ±

20.8 -

Encaixe MAS 84.1 ± 15.7 12.6 54.4 ± 5.2 21.8 139.5 ±

20.4 16.4

Encaixe CAT-CAM

74.8 ± 13.9 23.2 50.6 ± 6.0 27.3 125.4 ±

19.6 24.9

Encaixe Quadrilátero

77.2 ± 14.2 20.7 50.1 ± 5.2 28.0 127.3 ±

18.8 23.8

O nível de amputação mais preocupante é a amputação TF, devido ao número limitado de

encaixes que existem, apesar dos estudos realizados demonstrarem que o encaixe MAS é o que

apresenta melhores valores ao nível da amplitude articular e ser o encaixe que mais respeita a

fisiologia do coto, é o encaixe CAT-CAM que é o mais aplicado, devido a evitar as rotações do

encaixe relativamente ao coto e adução do mesmo. Os restringimento da anca, por parte de todos

os encaixes, demonstram que a posição longitudinal do encaixe indica a necessidade do

desenvolvimento de um encaixe inteligente e que se adapte ao coto(Rabuffetti, Recalcati, &

Ferrarin, 2005).

Tabela 14 - Comparação das diferentes amplitudes ao nível das amputações TF (Klotz et al., 2011).


O encaixe MAS é referido como encaixe mais apropriado não só devido aos parâmetros referidos

na amplitude articular como também o que apresenta menor gasto energético na marcha dos

indivíduos com amputações de nível TF (Traballesi et al., 2011).

Relativamente aos encaixes TT, não apresentam valores de grande discrepância ao nível

funcional devido a preservação da articulação do joelho e anca, no entanto dos encaixes referidos

anteriormente o encaixe que demonstra maior respeito anatómico e apresenta os melhores valores

ao nível da funcionalidade do joelho e permite maior estabilidade nas fases de balanço e de apoio

da marcha é o encaixe TSB, caracterizado também por ser o tipo de encaixe TT mais confortável

nestas fases (Hachisuka, Dozono, Ogata, & Ohmine, 1998).

Quando se aplica uma determinada prótese deve determinar que tipos de componentes serão os

mais indicados para o indivíduo diante a necessidade de um dispositivo destes. Deve-se

compreender eventuais desconfortos, condições cutâneas, eventuais dificuldades na locomoção de

forma a elaborar um dispositivo cujos componentes aplicados permitam um membro adequado, que

não fatigue, que seja confortável e de fácil utilização. Isto pode ser alcançado com o devido

acompanhamento, com a realização de um treino específico a cada indivíduo que torne esta

complexa actividade numa actividade eficiente e mais simples de se realizar (Czerniecki & Gitter,

1996; Sjödahl, Jarnlo, Söderberg, & Persson, 2002).

Tendo conhecimento destes aspectos existe a necessidade de realizar mais estudos e que sejam

o mais completos, utilizando todos os instrumentos necessário para uma recolha de dados mais

detalhada e com todos os parâmetros referenciados e devidamente ligados entre si tendo em conta

as capacidades e necessidades do individuo e aproveitando o máximo de conhecimento existente

sobre os componentes de uma determinada prótese, de forma a adequar ao mesmo (Kark, Vickers,

Mcintosh, & Simmons, 2012; Thevenon, Sagawa, Turcot, Vuillerme, & Watelain, 2011).

99

Referências

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