MARCHA NORMAL E PATOLÓGICA: ESTUDO TEÓRICO E EXPERIMENTAL DE UMA ORTÓTESE DE TORNOZELO E PÉ

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3 MARCHA NORMAL E PATOLÓGICA: ESTUDO TEÓRICO E EXPERIMENTAL DE UMA ORTÓTESE DE TORNOZELO E PÉ CRISTIAN LÓPEZ RICO Dissertação Final Mestrado Integrado em Engenharia Mecânica Orientador: Professor Doutor João Manuel R. S. Tavares (FEUP/DEMec) Co-orientador: Doutora Andreia S. P. Sousa (ESTSP) Faculdade de Engenharia da Universidade do Porto Mestrado Integrado em Engenharia Mecânica Junho 2014

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5 Aos meus pais e irmão, graças ao seu apoio incondicional ao longo de todos estes anos de estudo.

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9 AGRADECIMENTOS Em primeiro lugar tenho que agradecer a meu professor João Manuel R.S. Tavares por toda a disponibilidade demonstrada e a dedicação na orientação do projeto que era uma área totalmente desconhecida para mim. A todos os colaboradores na recolha de informações realizada, nomeadamente à Dra. Andreia Sousa do Centro de Estudos do Movimento e Atividade Humana da Escola Superior de Tecnologia da Saúde do Porto e ao Emilio pela disposição como sujeito de estudo. Também ao Manuel Cuevas por fornecer a sua dissertação para comparação dos resultados. Os meus pais, Angel e Goyi, e a toda minha família por todo o apoio durante todos estes duros anos de estudo. A minha namorada Andrea por todo seu apoio mostrado nos momentos difíceis e suas palavras de ânimo todo o tempo. O meu colega de Erasmus Javier, pela sua ajuda e todas as horas de estudo e aulas juntos. As minhas amigas Sara e Julia por todos os momentos de estudo durante a carreira universitária e sua ajuda. I

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11 RESUMO Nesta tese faz-se uma introdução aos ossos e arcos do pé que intervêm no movimento do tornozelo nos distintos planos, assim como um estudo detalhado sobre a marcha humana normal identificando as distintas fases da mesma e explicando que acontece e os objetivos principais em cada uma. Também realiza-se uma análise cinemática onde observa-se as variações angulares da flexão plantar e dorsal do tornozelo, e uma análise cinética onde estudaram-se os momentos e a potência na articulação do tornozelo durante o ciclo da marcha. Existe um capítulo dedicado ao estudo de diferentes problemas funcionais do tornozelo e pé, e uma classificação das distintas doenças e patologias que conduzem ao uso de uma ortótese. As ortóteses são dispositivos aplicados externamente para auxiliar os sistemas neuro-musculares-esqueléticos. Um caso particular são as OTPs, que são ortóteses do tornozelo e pé e cujas funções principais são: assistir na marcha, proporcionar estabilidade no tornozelo e manter ou restringir o movimento problemático devido a patologia. As OTPs são classificadas em função do material em que são produzidas, principalmente em metal e plástico, e identificam-se os distintos tipos existentes. Também explica-se os sistemas de controlo que as ortóteses possuem para realizarem a sua função. Por último, apresenta-se um estudo experimental realizado no laboratório do Centro de Estudos do Movimento e Atividade Humana Responsável de um sujeito com e sem o uso da uma OTP atendendo a fatores como o angulo do tornozelo e os momentos produzidos durante a marcha, assim como uma comparação com os dados obtidos por a simulação da mesma OTP por meios computacionais. III

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13 ABSTRACT This thesis presents an overview about the bones and foot arches involved in ankle movement in different planes. Also, it includes a detailed study of the normal human walking, to clearly identify the different stages of human gait and explaining what happens in each stage and the main objectives addressed. In addition, it is included a kinematic analysis in which can be observed the angular variation of the ankle plantar and dorsal flexion and a kinetic analysis showing the moments and forces applied on the ankle during the walking cycle. A specific chapter is included about the different functional errors related to ankle and foot and also a classification of the different diseases and disorders that lead to the use of orthesis. Orthesis are devices applied externally to help the neuro-muscular systems, and in particular the AFOs, which are orthesis of ankle and foot and whose functions are to attend the walking of human, provide stability to the ankle and maintain or restrict the range of movement in people with a pathology. AFOs are classified according to the material which they are made; mainly, metal or plastic. Control systems that orthosis can integrate to perform its main functions are also discussed. Finally, there is an experimental study performed at the laboratory of the Centre for Studies of Movement and Human Activity. This study involved the analysis of a subject using or not an AFO during gait and according to several factors, such as the angle of the ankle and the moments produced during the walking. Also, it is presented a comparison with the data obtained by computational simulation for the same AFO in a previous project. V

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15 TABELA DE CONTEÚDOS CAPÍTULO I... 1 Introdução INTRODUÇÃO OBJETIVOS... 2 CAPÍTULO II... 4 Anatomia e movimento do pé e tornozelo ANATOMIA DO PÉ E TORNOZELO MOVIMENTO DO PÉ E TORNOZELO... 7 CAPÍTULO III Análise do ciclo da marcha humana normal CICLO DA MARCHA HUMANA NORMAL FASES DO CICLO DA MARCHA BIOMECÂNICA DO TORNOZELO ANÁLISE CINEMÁTICA DO TORNOZELO DURANTE A MARCHA ANÁLISE CINÉTICA DO TORNOZELO DURANTE A MARCHA TEORIAS DO ESTUDO DA MARCHA MÉTODOS DE ESTUDO DA MARCHA HUMANA Plataformas de força Fotopodograma Baropodometría eletrónica Goniometria Fotografia estática Eletromiografia Inclinometría Videografia digital CAPÍTULO IV Marcha humana patológica MARCHA HUMANA PATOLÓGICA MECANISMOS PATOLÓGICOS BÁSICOS DA ALTERAÇÃO DA MARCHA CLASSIFICAÇÃO DA MARCHA DE ACORDO COM A ÁREA ANATÔMICA AFETADA Erros funcionais do tornozelo Flexão plantar excessiva do tornozelo Excessiva dorsiflexão do tornozelo VII

16 Erros funcionais do pé CLASSIFICAÇÃO DA MARCHA DE ACORDO COM AS PATOLOGIAS Marcha patológica por anormalidades frequentes Marcha patológica por deficits neurológicos de origem central Marcha patológica por lesões neurológicas periféricas CAPÍTULO V Ortóteses tornozelo-pé DEFINIÇÃO E OBJETIVOS DAS ORTÓTESES CLASIFICAÇÃO DAS OTPs SEGUNDO O FUNCIONAMENTO OTPs ativas OTPs passivas CLASSIFICAÇÃO DAS OTPs SEGUNDO O MATERIAL OTP metálicas OTP de plástico Comparação entre as OTPs metálicas e plásticas OTP híbrida MATERIAIS DAS ORTÓTESES Metais Plásticos Termoplásticos Plásticos termoestáveis BIOMECÂNICA DAS OTPs Três pontos de pressão Força de reação ao solo Comparação entre os sistemas 3PP e GRF CAPÍTULO VI Estudo experimental de uma OTP TRABALHO EXPERIMENTAL RESULTADOS CAPÍTULO VII Conclusões e Trabalho Futuro CONCLUSÕES FINAIS TRABALHO FUTURO REFERÊNCIAS VIII

17 ÍNDICE DE FIGURAS Figura 1 - Ossos existentes no pé humano (Netter, 1996) Figura 2 - Partes do pé: Antepé, meiopé e retropé (Schulte, 2013) Figura 3 - Vista lateral dos arcos do pé (Tortora e Derrickson, 2008) Figura 4 - Os três planos de referência e as seis direções fundamentais (Whittle, 2007) Figura 5 - Movimentos de dorsiflexão e plantarflexão (Palastanga, 2012) Figura 6 - Movimentos de abdução e adução (Whittle, 2007) Figura 7 - Movimentos de inversão e eversão (Whittle, 2007) Figura 8 - Movimentos de supinação (esquerda) e pronação (direita) (Kapandji, 2010) Figura 9 - Ciclo da marcha humana (Perry, 1992) Figura 10 - Apoios sucessivos dos pés no solo num ciclo de marcha (Whittle, 2007) Figura 11 - Fase de contato inicial (Perry, 1992) Figura 12 - Fase de reposta à carga (Perry, 1992) Figura 13 - Fase média de apoio (Perry, 1992) Figura 14 - Fase final de apoio (Perry, 1992) Figura 15 - Fase prévia à oscilação (Perry, 1992) Figura 16 - Fase inicial de oscilação (Perry, 1992) Figura 17 - Fase média de oscilação (Perry, 1992) Figura 18 - Fase final de oscilação (Perry, 1992) Figura 19 - Intervalo I, fase de contato inicial à fase de apoio médio (Vera, 1999) Figura 20 - Intervalo II, fase de apoio médio à fase prévia de oscilação (Vera, 1999) Figura 21 - Intervalo III, fase de oscilação (Vera, 1999) Figura 22 - Ângulo de flexão do tornozelo durante a marcha (Winter, 1991) Figura 23 - Momento articular do tornozelo (Winter, 1991) Figura 24 - Potência articular do tornozelo (Winter, 1991) Figura 25 - Teoria dos seis determinantes da marcha (Medved, 2001) Figura 26 - Terceiro determinante da marcha (Medved, 2001) Figura 27 - Quarto e quinto determinantes da marcha (Medved, 2001) Figura 28 - Plataforma de forças extensométricas (Collado, 2005) Figura 29 - Impressões plantares (Viladot, 1989) Figura 30 - Posição de mínima de pressão intra-articular com 15 de flexão plantar no tornozelo (Perry, 1992) Figura 31 - Fases da marcha onde a flexão plantar excessiva é importante (Perry, 1992) Figura 32 - Compensações para a perda de progressão (Perry, 1992) Figura 33 - Fases média e final de oscilação com flexão plantar excessiva (Perry, 1992) Figura 34 - Contratura de flexão plantar de 15º que bloqueia o avanço da tíbia (Perry, 1992) Figura 35 - Fase final de apoio com excessiva dorsiflexão (Perry, 1992) Figura 36 - Paciente com pé caído (Perry, 1992) Figura 37 - Ângulos do pé na fase média de oscilação: Ângulos normais (à esquerda) e ângulos de pé caído (à direita) (Kirienko, 2004) Figura 38 - Paralisia do glúteo medio (Millares, 2007) Figura 39 - Marcha com paralisia do quadríceps (Millares, 2007) Figura 40 - OTP ativa (Alam, 2014) Figura 41 - OTP metálica (Lin, 2003) IX

18 Figura 42 - Esquema dos componentes numa união do tornozelo de dupla ação (Braddom, 2011) Figura 43 - Estribo sólido (à esquerda) e estribo de separação (à direita) (Braddom, 2011) Figura 44 - Controlo das deformações varo e valgo com uma cinta em forma de T (Braddom, 2011) Figura 45 - Lâmina elástica posterior OTP plástica (Lin, 2003) Figura 46 - OTP sólida (Braddom, 2011) Figura 47 - OPT articulada (Lin, 2003) Figura 48 - OTP em espiral (Edelstein e Bruckner, 2002) Figura 49 - OTP hibrida (Lin, 2003) Figura 50 - Três pontos de pressão (A) e quatro pontos de pressão (B) (Gulshad, 2009) Figura 51 - Três pontos de pressão para controlar a dorsiflexão (A), a flexão plantar (B), a abdução (C) e a adução (D) (Gulshad, 2009) Figura 52 - Quatro pontos de pressão para controlar a eversão (à esquerda) e a inversão (à direita) (Lin, 2003) Figura 53 - Força de reação ao solo na fase de apoio sem ortótese (A) e com ortótese (B) (Gulshad, 2009) Figura 54 - Força de reação ao solo na deformação valgo da articulação subtalar (Gulshad, 2009) Figura 55 - Câmaras usadas para capturar o movimento Figura 56 - Placas de forças usadas Figura 57 - Colocação dos marcadores Figura 58 - Ângulo do tornozelo Vs. Tempo Figura 59 - Força no eixo y Vs. Tempo Figura 60 - Força no eixo z Vs. Tempo Figura 61 - Momento no eixo x Vs. Tempo Figura 62 - Momento no eixo y Vs. Tempo Figura 63 - Momento no eixo z Vs. Tempo Figura 64 - Ângulo do tornozelo direito Vs. Tempo (Cuevas, 2013) Figura 65 - Força z Vs. Tempo (Cuevas, 2013) Figura 66 - Momento Y Vs. Tempo (Cuevas, 2013) ÍNDICE DE TABELAS Tabela 1 - Diferencias entre 3PP e GRF (Gulshad, 2009)...74 X

19 CAPÍTULO I Introdução 1

20 1.1. INTRODUÇÃO O ciclo da marcha inclui uma sequência de eventos que ocorre entre duas repetições consecutivas de qualquer um dos eventos da marcha. O seu estudo é uma importante ferramenta de diagnóstico na avaliação das patologias neuro-músculo-esqueléticas e fornece possibilidades para a avaliação clínica e o seguimento das doenças e lesões, permitindo determinar a natureza e a gravidade das mesmas, com a adequação de ortoses e próteses, pretende-se a reabilitação da marcha de forma a ser o mais correta possível, quer ao nível funcional, quer estético, e que permita a máxima independência do paciente. Muitas são as pessoas que têm algum tipo de doença ou deformação, fazendo com que o seu ciclo de marcha não seja normal, de forma que precisam do uso de ortóteses. As ortóteses são dispositivos aplicados externamente para auxiliar os sistemas neuro-muscularesesqueléticos. Dentro das ortóteses, as ortóteses para o membro inferior são muito importantes já que são as que afetam fortemente o ciclo da marcha humana. Por exemplo, nos Estados Unidos as ortóteses do membro inferior foram as mais usadas em 2012, correspondendo a 56.8 % do total do uso de ortóteses. Em particular, as ortóteses do pé e tornozelo são as mais usadas na atualidade, por isso é importante a compreensão do seu funcionamento e das suas características principais OBJETIVOS Os principais objetivos da esta dissertação foram: - A compreensão do ciclo da marcha humana identificando as fases envolvidas e o que acontece em cada uma delas. - Identificar os erros funcionais do tornozelo e do pé, assim como os problemas associados à marcha humana patológica fazendo uma classificação da mesma. 2

21 - Realizar uma classificação das ortóteses do tornozelo e pé (OTP), atendendo ao material, e compreender e descrever o seu funcionamento. - Comprovar experimentalmente num laboratório de biomecânica os benefícios da utilização de uma OTP. 3

22 CAPÍTULO II Anatomia e movimento do pé e tornozelo 4

23 Neste projeto, torna-se importante a compreensão da constituição anatômica do pé e do tornozelo, assim como do movimento envolvido nos planos de referência usualmente considerados. Assim, tais temas são introduzidos neste capítulo ANATOMIA DO PÉ E TORNOZELO O pé e o tornozelo constituem uma estrutura mecânica complexa, constituída por ossos, ligamentos, tendões e músculos. Os ossos são tecidos rígidos que apoiam e protegem vários órgãos do corpo. Os tendões são faixas de tecido fibroso que ligam os músculos aos ossos, sendo a sua função principal traduzir as forças desenvolvidas pelos músculos aos ossos, criando, por exemplo, movimento. A função dos ligamentos é fortalecer e estabilizar as articulações. Por outro lado, os músculos são um tipo de tecido mole que contém fios de proteínas cuja função é fornecer força e causar movimento (Netter, 1996). A estrutura óssea do pé é constituída por cerca de 26 ossos: 7 ossos do tarso (tálus, calcâneo, cuboide e 3 cuneiformes), 5 ossos do metatarso e 14 falanges (3 para cada um dos dedos, exceto o hálux que tem apenas 2), Figura 1. Figura 1 - Ossos existentes no pé humano (Netter, 1996). O pé é comumente dividido em antepé, meio pé e retropé: 5

24 O antepé contém 5 metatarsos e 14 falanges e está separado do restante do pé pela articulação tarsometatarsal. Os cinco metatarsos estão aproximadamente paralelos uns aos outros, os dois laterais com o cubóide e os três mediais com os três ossos cuneiformes. As falanges são os ossos dos dedos dos pés, existindo dois ossos no dedo gordo do pé e três em cada um dos outros dedos. O dedo gordo é chamado de hálux. O meio pé inclui os 3 cuneiformes, o cubóide e o navicular, e está separado da parte posterior do pé pela articulação transversal do tarso. O retropé contém dois ossos: o astrágalo e calcâneo (Netter, 1996): O tálus ou astrágalo é o superior dos dois ossos do retropé. A sua superfície superior forma a articulação do tornozelo, a articulação acima e medialmente com a tíbia e lateralmente com a fíbula. Abaixo, o tálus articula-se com o calcâneo através da articulação subtalar. Articula-se anteriormente com o mais medial e superior dos ossos do médio pé (o navicular). O calcâneo situa-se abaixo do tálus e articula-se com ele através da articulação subtalar. A superfície anterior articula-se com o mais lateral e inferior dos ossos do médio pé (o cuboide) (Whittle, 2007), Figura 2. Figura 2 - Partes do pé: Antepé, meiopé e retropé (Schulte, 2013). Na articulação do tornozelo, os extremos inferiores da tíbia e perônio formam uma cavidade profunda que encaixa na superfície superior do tálus. A forma dos ossos e a força dos ligamentos circundantes mantém o tornozelo estável permitindo a liberdade de movimentos. 6

25 Os ossos do pé são organizados em dois arcos que são mantidos em posição por meio dos ligamentos e dos tendões. Os arcos do pé permitem que o pé suporte o peso total do corpo proporcionando uma distribuição ideal nos tecidos moles e duros do pé. A parte dianteira suporta cerca de 40% do peso do corpo e o calcanhar os restantes 60%, Figura 3. Figura 3 - Vista lateral dos arcos do pé (Tortora e Derrickson, 2008). Os dois arcos são suportados por vários ligamentos localizados na superfície plantar do pé que proporcionam uma flexível e forte base de suporte. Os três ligamentos principais são o ligamento cacaneonavicular plantar, o ligamento plantar longo e o ligamento calcaneocuboide plantar. Os músculos são tecidos moles que exercem forças sobre os tendões que ligam aos ossos. Existem vários músculos responsáveis do movimento do pé e dos dedos destes que estão localizados na perna e no pé, muitos deles cruzando a articulação do tornozelo (Tortora e Derrickson, 2008) MOVIMENTO DO PÉ E TORNOZELO O pé tem seis articulações: tornozelo, subtalar, mediotársica, tarsometatarsal, metatarsofalangiana e interfalangeanas que são controladas pelos músculos intrínsecos e extrínsecos. Para descrever o movimento das articulações e membros existem três planos geralmente considerados: - Plano sagital: É um qualquer plano que divide parte do corpo nas subpartes esquerda e direita. O plano medio corresponde ao plano sagital que divide o corpo na metade direita e esquerda. 7

26 - Um plano frontal: Divide o corpo em partes anterior e posterior. Também é chamado de plano coronal. - Um plano transversal: Divide as partes do corpo nas partes superior e inferior. Também é chamado de plano horizontal (Whittle, 2007), Figura 4. Figura 4 - Os três planos de referência e as seis direções fundamentais (Whittle, 2007). A maioria das articulações apenas permite movimentos num ou em dois planos. Os movimentos possíveis são: - Flexão e extensão que ocorrem no plano sagital. Na articulação do tornozelo, estes movimentos são chamados de dorsiflexão e plantiflexão. Dorsiflexão: Aproximação do dorso do pé à parte anterior da perna, sendo a sua amplitude em torno de 20. Plantiflexão: Baixar o pé alinhando-o com o maior eixo da perna com o calcanhar elevado do solo com um movimento com cerca de 50 de amplitude, Figura 5. 8

27 Figura 5 - Movimentos de dorsiflexão e plantarflexão (Palastanga, 2012). - Abdução e adução ocorrem no plano frontal: Abdução: Os dedos ficam a apontar para a parte externa do corpo. Adução: Movimento oposto à abdução, Figura 6. Figura 6 - Movimentos de abdução e adução (Whittle, 2007). - Inversão e eversão ocorrem no plano transversal: Inversão: O pé dirige-se à parte medial da perna, a amplitude máxima é de 20º. Eversão: O pé dirige-se à parte lateral da perna, a amplitude máxima é de 5º, Figura 7. 9

28 Figura 7 - Movimentos de inversão e eversão (Whittle, 2007). O pé e tornozelo também podem combinar movimentos a fim de proporcionar flexibilidade e estabilidade durante a marcha, como a supinação e a pronação que são permitidos pela articulação subtalar. A supinação é uma combinação de adução, plantiflexão e inversão, enquanto a pronação é uma combinação de abdução, dorsiflexão e eversão, Figura 8. Figura 8 - Movimentos de supinação (esquerda) e pronação (direita) (Kapandji, 2010). 10

29 CAPÍTULO III Análise do ciclo da marcha humana normal 11

30 Este capítulo aborda o ciclo da marcha humana normal e os seus aspetos cinéticos e cinemáticos. Existe ainda uma descrição sobre os diferentes métodos de estudo da marcha humana e sobre as distintas teorias referentes à mesma CICLO DA MARCHA HUMANA NORMAL Atualmente, o estudo da marcha humana é uma ferramenta de diagnóstico importante na avaliação das patologias neuro-músculo-esqueléticas, quer sejam temporárias ou permanentes, locais ou gerais. Embora cada indivíduo tem uma maneira de andar e correr e é possível identificar uma pessoa pela sua maneira de andar ou mesmo pelo som dos seus passos, ainda assim existem muitos fatores que podem modificar o esquema geral da marcha, como extrínsecos, intrínsecos, fisiológicos ou patológicos, físicos ou psíquicos (Collado, 2002). O ciclo da marcha é uma sequência de eventos que ocorre entre duas repetições consecutivas de qualquer um dos eventos da marcha. Por conveniência, é adotado como o início do ciclo o momento em que um pé tem contacto com o solo, geralmente através do calcanhar. Do mesmo modo, considera-se como origem o contato do pé direito, e o ciclo termina no apoio seguinte do pé. Por outro lado, o pé esquerdo experimenta a mesma série de eventos que o direito, deslocada no ciclo médio (Williams e Wilkins, 1981). Durante um ciclo completo da marcha, cada perna passa por uma fase de apoio, durante o qual o pé está em contacto com o solo, e por uma fase de balanço, em que o pé está no ar, ao mesmo tempo que avança em preparação para o próximo apoio. A fase de apoio começa com o contato inicial e termina com a decolagem do antepé. A fase de balanço é executada desde o momento da decolagem do antepé até o contacto seguinte com o solo. Em relação à duração do ciclo da marcha, a fase de apoio constitui, em condições normais, e para a velocidade de marcha normal para o sujeito, cerca de 60% do ciclo. A fase de balanço representa os 40% restantes. O mesmo se aplica ao membro contralateral: considera-se 50% do tempo, o que revela a existência de duas fases de apoio bipodal ou de duplo apoio, cada uma com 10% de duração. A duração relativa de cada uma dessas fases depende fortemente da velocidade do sujeito, aumento da proporção de oscilação durante o apoio de forma a aumentar a velocidade, gradualmente reduzindo os períodos de duplo apoio, que desaparecem na transição entre marcha e corrida (Perry, 1992). É chamado o período de apoio monopodal ao intervalo durante o qual apenas um membro está em contacto com o solo, enquanto o membro contralateral está na fase de 12

31 balanço. O tempo de apoio modal esquerdo é igual ao tempo de oscilação direito. O tempo para apoiar um pé é igual à soma do tempo do apoio monopodal desse pé e aos dois tempos de apoio bipodal, Figura 9. Figura 9 - Ciclo da marcha humana (Perry, 1992). A distância medida entre dois apoios consecutivos do mesmo pé chama-se comprimento do passo. Já a distância medida na direção da progressão que separa o apoio inicial do pé direito do apoio inicial do pé esquerdo, é chamada o comprimento do passo esquerdo. Da mesma forma tem-se o comprimento do passo direito e a soma dos dois passos coincide com o comprimento do passo. O tempo do passo esquerdo é o tempo decorrido na consecução do passo esquerdo, ou seja, entre o contato inicial do pé direito e o contato inicial do pé esquerdo, e é igual à soma do tempo de balanço esquerdo e o tempo de duplo apoio imediatamente seguinte, que por sua vez corresponde à fase de descolagem do pé esquerdo. A separação lateral entre os apoios de ambos pés, geralmente medida entre os pontos médios dos calcanhares, é a largura do passo, largura de apoio ou base de apoio. O ângulo entre a linha média do pé e a direção da progressão é conhecido como ângulo de passo (Whittle, 2007), Figura

32 Figura 10 - Apoios sucessivos dos pés no solo num ciclo de marcha (Whittle, 2007). A cadência é definida como o número de passos que são executados num intervalo de tempo, sendo a sua unidade o passo por minuto. Expressa em passos por segundo, a cadência é duas vezes o inverso da duração do ciclo. A velocidade da marcha é a distância percorrida pelo corpo na unidade de tempo na direção considerada. A velocidade média pode ser calculada como o produto da cadência pelo comprimento do passo (Whittle, 2007) FASES DO CICLO DA MARCHA O desenvolvimento do ciclo de marcha é marcado por uma série de eventos que permitem uma subdivisão mais fina, facilitando a sua descrição. Em condições normais são produzidos para cada pé os seguintes eventos sucessivos: - O contato do calcanhar com solo; - Apoio completo da sola do pé; - Decolagem do calcanhar ou do retropé; - Decolagem dos dedos ou do antepé; - Oscilação do membro; - Contato seguinte do calcanhar. No entanto, algumas das etapas anteriormente referidas podem não existir em certas alterações da marcha; por exemplo, o contato inicial pode não ser feito com o calcanhar, o membro oscilante pode arrastar-se no solo, etc.. Neste caso, para executar a subdivisão apropriada, é preciso definir as fronteiras entre as diferentes subfases, que são (Winter, 1991): 14

33 Fase de receção da carga; Fase média de apoio; Fase de decolagem; Fase inicial de oscilação; Fase final de oscilação. Dentro do período de apoio, a fase de receção de carga é executada entre o contato inicial e o contato total apoio do pé; em seguida, ocorre a fase média de apoio, até ao momento da decolagem do calcanhar; Finalmente, a fase de decolagem, até ao momento em que os dedos levantam-se acima do solo. Em termos de período de oscilação, a sua divisão é feita em dois intervalos de igual duração. Outra possível subdivisão e a mais difundida é a que considera o apoio composto de cinco períodos básicos e a oscilação constituída por outros três (Perry, 1992): Fases de apoio: Fases do contato inicial (CI) - 0-2%; Fase inicial de apoio e resposta à carga (AI) %; Fase média de apoio (AM) %; Fase final de apoio (AF) %; Fase prévia de oscilação (OP) %. Fase de oscilação: Fase inicial de oscilação (OI) %; Fase média de oscilação (OM) %; Fase final de oscilação (OF) %. A fase de contato inicial (CI) dá-se com o contato do pé com o solo, sendo o seu principal objetivo o posicionamento do membro para iniciar o apoio. Em pessoas normais este contato ocorre através do calcanhar. 15

34 A fase de contato inicial forma parte da fase inicial de apoio ou da resposta à carga (AI), sendo identificada com o primeiro período de duplo apoio. Esta fase é executada entre o momento do contato inicial e a decolagem do antepé no membro contralateral em condições normais. O membro inferior deve absorver o impacto inicial, mantendo ao mesmo tempo a estabilidade e a progressão. Durante este período flexiona-se o joelho e o tornozelo efetua uma flexão plantar controlada pelo quadríceps e o tibial anterior, dando-se a estabilização do quadril. Com a decolagem do membro contralateral começa a fase de apoio monopodal que tem duas subfases. Uma delas é a fase média de apoio (AM) que sucede o instante da decolagem do calcanhar, e a sua finalidade é a progressão do corpo sobre o pé estacionário, mantendo a estabilidade da perna e do tronco. Depois do total apoio do pé, ocorre uma dorsiflexão de tornozelo controlada e termina o movimento de flexão do joelho e estabiliza-se o corpo no plano frontal. A outra subfase é chamada de fase de apoio (AF) e começa com a decolagem do calcanhar e termina quando o membro contralateral está em contato com o solo. O início do segundo período de duplo apoio, correspondente à fase preliminar de oscilação (OP), começa com o contato inicial no membro contralateral e termina com a decolagem do antepé. A principal função da perna nesta fase é a preparação para fazer a oscilação facilitada pela entrada em carga do membro contralateral para o qual transfere-se rapidamente a carga. Nesta fase acontecem com um grau significativo a flexão do joelho e a flexão plantar do tornozelo. O primeiro terço do período de oscilação é a fase inicial da oscilação (OI) que começa com a decolagem do membro e o avanço do membro que ocorre com a flexão do quadril e o joelho, proporcionando uma separação adequada entre o pé e o solo. A segunda parte é a oscilação, ou fase média de oscilação (OM), que começa quando cruzam-se os dois membros e termina quando a tíbia em oscilação toma uma posição vertical. A progressão do membro a uma distância suficiente é favorecida pela dorsiflexão do tornozelo, acompanhada por uma flexão adicional do quadril. O período de oscilação finaliza com a fase final da oscilação (OF), sendo limitado pelo contato seguinte do membro com o solo dando lugar a um novo passo. Nesta fase ultima-se o avanço do membro e realiza-se a preparação para o contato iminente. Ocorre um recuo da flexão de quadril e o joelho termina em extensão, enquanto o tornozelo mantém um alinhamento neutro (0 anatômicos). A seguir, apresenta-se uma descrição mais detalhada do ciclo da marcha das diferentes subfases anteriormente definidas: 16

35 - Fase I: Fase de contato inicial: O principal objetivo no instante do contato inicial (0-2% do ciclo, apoio bipodal) é a posição correta do pé em contato com o solo. A linha de ação da força de reação é posterior à articulação do tornozelo, passa pelo joelho produzindo um momento de flexão plantar do tornozelo. Em correspondência, em cada articulação acontece um momento interno que neutraliza a ação externa. Assim, no tornozelo estão ativos os flexores dorsais, no joelho intervêm os isquiotibiais e no quadril ocorre uma contração dos extensores. Além disso, existe atividade no quadríceps em preparação para a próxima fase (Whittle, 2007). Ao mesmo tempo, começa o desempenho inicial do calcanhar ao produzir-se um movimento de rolamento do pé para baixo apoiado sobre o calcanhar e controlado principalmente pelo tibial anterior, Figura 11. Figura 11 - Fase de contato inicial (Perry, 1992). - Fase II: Fase de reposta à carga: Esta fase estende-se até 10% do ciclo em apoio bipodal e a sua finalidade principal é a manutenção de uma progressão suave através do desempenho do calcanhar ao mesmo tempo que amortece o descenso do corpo. Esta desaceleração é claramente manifestada na força de reação vertical que aumenta acima do peso do corpo (Perry, 1992). A massa corporal desacelera-se através do controlo da flexão do joelho e da flexão plantar do tornozelo. No final da fase da resposta à carga, a flexão do joelho atinge cerca de 15 e o tornozelo cerca de 10º. A ação do músculo tibial anterior para e começa a encolher o tríceps sural e o tibial posterior. No joelho ocorre um importante par externo de flexão que se 17

36 opõe ao quadríceps. A força de reação torna-se posterior ao quadril e a sua ação torna-se gradualmente em extensão e interrompe a atividade dos extensores de quadril no final da fase. No plano frontal, a transferência de peso de corpo requer a intervenção dos abdutores do quadril. No pé, a força de reação cria um momento de eversão do mesmo. Com a eversão do calcâneo, o astrágalo gira internamente no plano transversal e produz uma rotação interna da tíbia e perónio que é transmitida para o fêmur. Este movimento é favorecido pelos adutores, isquiotibiais mediais e as fibras anteriores de glúteo médio, e é usado para puxar a pélvis para a frente (Whittle, 2007), Figura 12. Figura 12 - Fase de reposta à carga (Perry, 1992) - Fase III: Fase média de apoio: Acontece entre os 10% e os 30% do ciclo da marcha e o seu início é marcado pela decolagem dos dedos do membro contralateral. Nesta fase, ocorre o desempenho do tornozelo mantendo a estabilidade do quadril e o joelho, enquanto o corpo move-se sobre um pé estacionário. Simultaneamente, o membro oposto começa a fase de oscilação e está em fase de apoio monopodal. O centro de massa atinge o seu máximo quando a sua velocidade vertical é zero (Perry, 1992). No plano sagital o momento externo do tornozelo é dorsiflexor devido à deslocação para a frente da força de reação que é anterior ao joelho e o quadril, criando momentos extensores em ambas as articulações. A atividade muscular dos glúteos, isquiotibiais e quadríceps termina e o sóleo estabiliza as três articulações. 18

37 No plano frontal a pelve cai cerca de 5 na sua extremidade contralateral. A massa do corpo é posicionada excentricamente sobre o membro de apoio e produz um momento externo de adução no quadril. No tornozelo a tibial posterior tem que manter a estabilidade do pé. No plano transversal continua a rotação interna da perna e a coxa gira internamente até extensão completa do joelho. Nesta fase, a pelve atinge a sua posição neutra. Os ombros estão também em posição neutra, rodando no sentido contrário da pelve, como mecanismo de compensação para o momento angular. Esses movimentos são devido às forças de inércia e portanto não requerem ação muscular (Whittle, 2007), Figura 13. Figura 13 - Fase média de apoio (Perry, 1992). - Fase IV: Fase final de apoio: Acontece entre os 30% a 50% do ciclo e os seus principais objetivos são produzir aceleração e um comprimento do passo adequado. A aceleração é uma consequência da queda para a frente do centro de massa do corpo e gera cerca do 80% da energia necessária para a marcha em adultos ditos normais (Winter, 1991). Começa quando a projeção no solo do centro de massa adianta-se ao centro de pressões e o corpo começa a cair para a frente e no lado com falta de apoio. No plano sagital, os gêmeos juntam-se ao sóleo no controlo da dorsiflexão do tornozelo. Com o tríceps a contrair-se e o calcanhar a levantar-se do solo produz-se o início do desempenho do antepé onde as cabeças dos metatarsos atuam como ponto de apoio para a rotação do membro. Ao nível do solo, a inclinação do eixo formado pelas cabeças dos metatarsos é de 60 para o eixo ântero-posterior do pé. 19

38 Quando começa a rotação sobre o eixo ântero-posterior do pé, a inversão do retropé bloqueia a articulação subastragalar e dá-se a aceleração e propulsão para a frente devido à combinação da ação do tríceps e a queda do tronco para a frente. O joelho atinge uma completa flexão e também o quadril na final da fase. O membro contralateral está agora na fase final da oscilação e a força de reação permanece anterior ao joelho e posterior ao quadril permitindo a estabilização passiva de ambas articulações. No plano frontal, continua o momento exterior de adução e o equilíbrio é mantido graças aos abdutores de quadril. No plano transversal, o lado em suspensão da pelve continua a girar para a frente junto com a perna em balanço. No membro de sustentação, o joelho é completamente estendido e a coxa e a perna rodam externamente em solidariedade. Como o pé não gira no solo, este movimento do membro é dividido entre o quadril e a articulação subastragalar. A rotação externa faz a supinação do retropé (inversão), levantando o arco plantar (Whittle, 2007), Figura 14. Figura 14 - Fase final de apoio (Perry, 1992). - Fase V: Fase prévia à oscilação: Acontece entre os 50% e os 60% do ciclo e o principal objetivo é preparar o membro para a oscilação. O contato inicial (CI) do membro oposto marca o seu início e o começo da fase de duplo apoio. A análise cinemática e cinética desta fase revela uma atividade concêntrica dos flexores do quadril, impulsionando a coxa para a frente e a produzir-se uma flexão do joelho. Com a transferência do peso do corpo no membro contralateral e o avanço da perna, a força de reação está localizada atrás do joelho. O momento externo dorsiflexor diminui rapidamente com a redução da força de reação sobre o 20

39 membro de apoio. Como resultado, os flexores plantais predominam e contribuem para a flexão do joelho (Perry, 1992). Em cadência livre, as forças gravitacionais equilibram-se com as forças inerciais e o joelho flexiona-se nas fases de preoscilação e inicial de oscilação para um comportamento passivo na fase final da oscilação sem intervenção muscular adicional. No entanto, o membro inferior comporta-se como um pêndulo composto e a flexão será excessiva em cadências rápidas se não fora a ação do reto anterior. Uma cadência mais alta é alcançada através da aplicação de um maior momento de flexão plantar do tornozelo e de um maior momento flexor do quadril. O reto anterior aumenta a força de flexão do quadril impedindo uma flexão excessiva do joelho e uma elevação excessiva do calcanhar. Da mesma forma, em cadências inferiores ao normal, a flexão do joelho tem que aumentar, já que as forças de inércia são insuficientes. Na mesma fase, a flexão plantar do tornozelo produz um alongamento do comprimento eficaz do membro de apoio e reduz-se a queda do centro de massa do corpo e conserva-se a energia. A cadência normal implica aproximadamente 27 de flexão plantar do tornozelo, 45 de flexão do joelho e 5 de flexão do quadril quando dá-se a decolagem do antepé. No plano frontal, os abdutores do quadril param a sua atividade com a transferência rápida do peso para o membro oposto que reduz o momento externo de adução No plano transversal, a pelve atinge a sua máxima rotação para trás no final da fase final de apoio. No início da preoscilação, a pelve começa a girar para a frente junto com o membro. O centro de pressões plantares move-se em direção a área medial, e no instante da decolagem dos dedos está localizado sob as cabeças dos primeiro e segundo metatarsos (Whittle, 2007), Figura

40 Figura 15 - Fase prévia à oscilação (Perry, 1992). - Fase VI: Fase inicial de oscilação: Acontece entre os 60% e os 73% do ciclo e os seus objetivos principais são de conseguir uma separação suficiente de segurança entre o pé e o solo e alcançar a cadência desejada A fase inicial da oscilação começa com a decolagem do antepé. Agora o pé está no ar e não existem forças de reação, e as forças externas que atuam sobre o membro são o peso, a gravidade e as forças inerciais. No tornozelo, estas forças produzem um momento de flexão plantar contrariado pelo tibial anterior. Para modificar a cadência o corpo precisa de um mecanismo que altera o período natural do membro que oscila como um pêndulo composto. Um primeiro mecanismo é a modificação da frequência natural através de um maior ou menor grau de flexão do joelho. A posição posterior do membro com os dedos apontando para o solo requer cerca de 60 de flexão do joelho para obter uma separação adequada entre o pé e o solo. No quadril, os flexores do membro aceleram o membro em oscilação e neutralizam a ação gravitacional (Perry, 1992). No plano frontal os adutores ajudam os flexores no avanço do membro. Produz-se a máxima queda da pelve em cerca de 5. Este mecanismo aumenta a flexão do joelho necessária para superar o nível do solo e diminui o movimento vertical do centro de massa. No plano transversal, a pelve gira para a frente pela ação do adutor maior da coxa do membro de apoio onde a coxa, a perna e o pé giram externamente (Whittle, 2007), Figura

41 Figura 16 - Fase inicial de oscilação (Perry, 1992). - Fase VII: Fase média de oscilação: Acontece entre os 73% e os 87% do ciclo e o seu objetivo principal é manter a separação entre o pé e o solo. Com a extensão do joelho, a separação precisa da pelve relativamente horizontal, uma flexão suficiente do quadril e uma dorsiflexão adequada do tornozelo. Em marcha normal a separação mínima nesta fase é apenas 1.29 ± 0.45cm sendo a margem de erro pequena (Winter, 1991). No plano sagital, o membro em oscilação comporta-se como um pêndulo composto onde qualquer aceleração durante a fase inicial da oscilação deve ser compensada na fase final. A fase média é um período de transição durante o qual a atividade muscular é mínima. No início da fase de oscilação a coxa está relativamente vertical, enquanto no final da fase o quadril atinge sua flexão máxima, e a posição da perna é quase vertical embora continue a extensão do joelho. Os movimentos do quadril e do joelho são produzidos graças às forças inerciais e gravitacionais. No tornozelo, os músculos tibiais anteriores reduzem a flexão plantar e no final da fase atinge-se a máxima flexão do quadril de cerca de 35, a flexão do joelho é reduzida para 30 e o pé atinge uma posição perto da neutra. No plano frontal, os adutores do quadril estão inativos e o membro inferior move-se pela inércia. Na transição entre as ações dos adutores e abdutores, a pelve retorna à sua posição neutra em relação à horizontal (Whittle, 2007), Figura

42 Figura 17 - Fase média de oscilação (Perry, 1992). - Fase VIII: Fase final de oscilação: Acontece entre os 87% e os 100% do ciclo e os seus objetivos principais são a desaceleração da perna e tentar posicionar corretamente o pé para o contacto com o solo (Perry, 1992). No plano sagital, é preciso uma extensão completa do joelho e uma posição neutra do pé em relação á perna para realizar o contato efetivo do calcanhar para o início do próximo ciclo. O quadril atinge a sua flexão máxima e o pé a sua posição neutra na final da fase. No início da fase final da oscilação, o joelho presenta uma flexão de 30 e no contato inicial está quase totalmente estendido. Os isquiotibiais diminuem a velocidade da coxa e da perna e evitam uma forte hiperextensão do joelho. Os extensores de quadril, o quadríceps e o tibial anterior estão preparados para resistir ao momento produzido pela força de reação no instante do contato inicial. No plano frontal, os abdutores do quadril intervierem antes do contato inicial para suportar o iminente momento de adução. A posição do pé é crítica neste intervalo, já que uma posição em varo ou valgo no instante do impacto produz momentos elevados de inversão ou eversão, e a musculatura necessária para os contrariar está inativa podendo ocorrer um entorse de tornozelo. No plano transversal, a pelve gira anteriormente com o acompanhamento do membro em oscilação, atingindo o seu máximo no instante do contato inicial. A rotação externa da coxa, perna e pé continuam até que começa a fase de apoio (Whittle, 2007), Figura

43 Figura 18 - Fase final de oscilação (Perry, 1992) BIOMECÂNICA DO TORNOZELO Uma das principais peculiaridades da união entre a tíbia e o pé é a transferência das forças verticais de apoio do corpo a um sistema de apoio horizontal executado pelas articulações subastragalar e tibioastragalina. O astrágalo está localizado abaixo do eixo da tíbia e liga as cargas verticais apoiadas pela tíbia às estruturas do pé, permitindo a mobilidade relativa dos dois segmentos em três dimensões através de um mecanismo básico de duas articulações de eixos não paralelos. A mobilidade e coordenação das grandes articulações do membro inferior são fundamentais para o desenvolvimento da marcha humana, incluindo o tornozelo, o joelho, o quadril e a pélvis. Nesta secção, só é realizada uma análise cinética e cinemática do tornozelo por ser este o objetivo principal de estudo neste projeto ANÁLISE CINEMÁTICA DO TORNOZELO DURANTE A MARCHA A análise cinemática descreve os movimentos do corpo e os movimentos relativos das partes do corpo durante as várias fases da marcha. O papel do tornozelo é essencial para a progressão e a absorção do impacto na fase de apoio, e facilita o avanço do membro durante a fase de oscilação. 25

44 O tornozelo apresenta duas trajetórias de flexão plantar e duas de flexão dorsal, alternadamente. Durante a fase de apoio produzem-se sucessivamente uma flexão plantar, uma dorsal e outra plantar, enquanto na fase de oscilação apenas há uma flexão dorsal. A análise é seguidamente dividida em três intervalos sendo descrito o funcionamento do tornozelo no plano sagital em cada uma das fases (Vera, 1999): Intervalo I: Acontecem os movimentos das articulações no plano sagital entre o contato de calcanhar como o solo e o ponto médio de apoio (Vera, 1999): Momento de contato do calcanhar com o solo: A articulação do tornozelo está em posição neutra (0 ), entre a dorsiflexão e a flexão plantar. Simultaneamente com o contacto do calcanhar: A articulação do tornozelo começa a mover-se em direção da flexão plantar. Instante quando a planta do pé faz contato com o solo: A articulação do tornozelo move-se 15 da posição neutra ao flexão plantar. Na fase media: A articulação do tornozelo passa rapidamente para cerca de 5 de dorsiflexão, Figura 19. Figura 19 - Intervalo I, fase de contato inicial à fase de apoio médio (Vera, 1999). Intervalo II: Movimento das articulações no plano sagital entre o apoio médio e a descolagem do pé do solo (Vera, 1999): 26

45 No apoio médio: A articulação do tornozelo passa rapidamente para cerca de 5 de dorsiflexão. Instante no qual o calcanhar descola-se do solo: A articulação do tornozelo é de aproximadamente 15 de dorsiflexão. No intervalo de elevação do calcanhar e decolagem do pé: O tornozelo movese rapidamente 35, e com a decolagem do pé do solo a articulação é aproximadamente 20 de flexão plantar, Figura 20. Figura 20 - Intervalo II, fase de apoio médio à fase prévia de oscilação (Vera, 1999). Intervalo III: Descreve o movimento das articulações no plano sagital na fase de balanço (Vera, 1999): Durante a fase de oscilação: O pé move-se da posição inicial de flexão plantar ao desprender-se do solo até uma posição neutra (0 ) que é mantida durante toda a fase de balanço, Figura 21. Figura 21 - Intervalo III, fase de oscilação (Vera, 1999). 27

46 No gráfico da Figura 22 é possível observar os distintos ângulos de rotação do tornozelo em dorsiflexão e flexão plantar. Figura 22 - Ângulo de flexão do tornozelo durante a marcha (Winter, 1991) ANÁLISE CINÉTICA DO TORNOZELO DURANTE A MARCHA Durante o apoio, a exigência funcional sobre o tornozelo é originada pela força de reação e o peso do corpo, enquanto na oscilação, os fatores determinantes são as forças de inércia que atuam sobre o pé. O centro de pressão move-se na base do pé a partir do calcanhar até as articulações metatarsofalagicas ao longo do apoio. No instante do contato inicial, a força da reação passa através de tornozelo dando origem a um momento de flexão plantar, compensado pelos músculos flexores dorsais em que a sua magnitude é reduzida, devido ao curto braço da alavanca existente, atingindo o seu valor máximo em torno de 2% do ciclo de marcha. O avanço do centro da pressão de antepé inverte a evolução deste momento externo, passando por zero aos 5% do ciclo de marcha, e é crescente na direção de flexão dorsal até pouco antes de contato do membro contralateral (correspondente a 48% do ciclo de marcha). O valor máximo do momento do músculo flexor plantar ocorre para localizar o centro de pressão nas cabeças dos metatarsos, devido ao efeito combinado do peso do corpo, das forças de inércia e de um braço de alavanca importante, como pode observar-se na Figura

47 Figura 23 - Momento articular do tornozelo (Winter, 1991). O diagrama de potência articular (Figura 24) é obtido pela consideração conjunta do padrão cinemático de flexão dorsal e plantar do tornozelo, e do momento resultante pelos músculos da articulação para contrariar as forças de reação e de inércia. Ao nível do tornozelo, dada a limitada relevância das forças de inércia, o momento exercido pela articulação é equivalente ao momento externo de sinal invertido. Na Figura 24, é possível observar o padrão característico da potência no tornozelo em cadência livre, com uma fase de absorção de energia (superfície T1), correspondente à flexão plantar inicial, controlado excentricamente pela tibial anterior, e uma dorsiflexão subsequente, excentricamente limitada pelo tríceps sural. Também há uma fase de geração de potência (superfície T2), que tem lugar durante a flexão plantar final do apoio causada pela contração concêntrica do tríceps sural. Em qualquer caso, as considerações da potência articular são variadas já que existem muitas variáveis (Wright, 1964). 29

48 Figura 24 - Potência articular do tornozelo (Winter, 1991) TEORIAS DO ESTUDO DA MARCHA A marcha humana é o resultado da interação dos movimentos das articulações e as forças dos músculos. Muitas das variáveis que contribuem para a marcha são frequentemente medidas ao longo do tempo, como as forças de reação ao solo ou o movimento dos membros, bem como o seu custo energético e metabólico. Durante décadas havia duas teorias sobre o estudo da marcha: a teoria do pêndulo invertido e a teoria dos seis determinantes da marcha (Sousa, 2010). - Teoria de pêndulo invertido: A marcha pode ser comparada a um pêndulo onde a energia cinética é convertida em energia potencial e vice-versa, mantendo mais de 60% da energia mecânica necessária. A força decisiva no pêndulo invertido é a gravidade, a qual tem de ser pelo menos igual à forca centrípeta. Durante a marcha, a maioria do trabalho não é realizada por meio muscular de forma ativa, já que através de um mecanismo de mudança de energia cinética e potencial, uma vez que o centro de massa varia de acordo com o membro na fase de apoio, reduz-se o trabalho necessário para elevar o centro de gravidade. Com uma análise biomecânica, observa-se que no final da fase aérea o centro de massa da cabeça, o tronco e os membros situam-se posteriormente ao final desta fase. O centro de massa começa a subir sobre o membro durante a fase inicial de apoio, devido à energia cinética. À medida que o centro de massa atinge a elevação máxima vertical na fase média de apoio, a velocidade do centro de massa diminui à medida que a energia cinética é convertida em energia potencial na elevação do centro de gravidade. Esta energia potencial é reconvertida em energia cinética na fase final de apoio, quando o centro de gravidade passa sobre o pé e a velocidade aumenta, e por isto existe uma transferência de energia entre passos 30

49 sucessivos, com valor quase constante resultado da soma da energia cinética e potencial (Sousa, 2010). - Teoria dos seis determinantes da marcha: A marcha humana utiliza diversos movimentos do quadril, joelho, pelve e tornozelo para manter o centro de gravidade num único plano horizontal. Estes movimentos são chamados de determinantes da marcha e os seus objetivos são maximizar a eficácia e diminuir o custo de energia. O centro de gravidade desloca-se duas vezes no seu eixo vertical durante um ciclo completo. O ponto de elevação máxima ocorre na metade da fase de apoio em que o membro que suporta o peso está em posição vertical, e o ponto mais baixo ocorre quando os dois membros suportam o peso, um membro na posição do choque de calcanhar e outro na posição de decolagem do calcanhar. A ondulação do centro de gravidade é representada por um ciclo que tem um deslizamento vertical de cerca de 5 cm (Cailliet, 1983), Figura 25. Figura 25 - Teoria dos seis determinantes da marcha (Medved, 2001). a) Rotação pélvica: Produz a diminuição na amplitude das oscilações verticais onde a pelve oscila em relação ao eixo da região lombar da coluna vertebral. Observado desde acima, um lado da pelve desloca-se para a frente com o membro homolateral que oscila na mesma direção y que origina a redução dos ângulos da pelve com a coxa e do membro com o solo, e diminui a descida da pelve durante o passo. A cintura pélvica roda alternadamente para a direita e para a esquerda relativamente à linha de progressão e a seu magnitude é de aproximadamente 8º (4º na fase de oscilação e 4º na fase de apoio) e produz uma diminuição da ondulação vertical do centro de gravidade de 1 cm (Cailliet, 1983). b) Inclinação da pelve: O movimento do centro de massa é produzido pela inclinação lateral da pelve que implica que tem de dobrar o joelho do membro em oscilação. A trajetória do centro de massa é diminuída, a trajetória pélvica atenuada e graças à flexão do joelho a energia é mantida por encurtamento do pêndulo (Sousa, 2010). c) Flexão do joelho na fase de apoio unipodálico: O joelho está totalmente estendido com o choque do calcanhar com que inicia-se a fase de apoio no membro correspondente, mas flexiona-se quando o corpo desloca-se sobre o seu centro de gravidade cerca de 15º, até que 31

50 toda a planta do pé que está apoiada no solo. Depois, o peso do corpo transfere-se para o outro pé e ocorre a extensão do joelho lentamente até que é completada a fase de apoio, Figura 26. Figura 26 - Terceiro determinante da marcha (Medved, 2001). d) Pé e joelho: O quarto e o quinto determinantes são a combinação do movimento do joelho e o tornozelo. O tornozelo está em dorsiflexão cerca de 90º do instante do choque do calcanhar, e pouco a pouco ocorre a sua flexão plantar até que o pé está apoiado no solo e o corpo aproxima-se o seu centro de gravidade da postura ereta. Esta rotação efetua-se na articulação do tornozelo quando desloca-se sobre o calcanhar que suporta o peso, forma dois pequenos arcos de movimento que desaparecem pela flexão leve do joelho, Figura 27. Figura 27 - Quarto e quinto determinantes da marcha (Medved, 2001). e) Deslocamento lateral da pelve: A pelve desloca-se lateralmente para conservar o equilíbrio corporal quando o membro levanta-se do solo. O membro que suporta o peso está em adução quando ocorre este deslocamento lateral da pelve que origina uma maior uniformidade ao movimento e facilita a conservação do equilíbrio. Os determinantes de rotação, inclinação e deslocamento da pelve e flexão do joelho e tornozelo, cumprem com a função de diminuir a amplitude do deslocamento vertical da pelve e o grau de ondulação. Tudo isto origina um menor custo de energia para levantar e descer o 32

51 corpo durante a marcha. A diminuição do deslocamento vertical faz com que ocorra um aumento do comprimento relativo do membro inferior, e exerce um efeito semelhante no comprimento do passo sem que aumente o grau de flexão e extensão do quadril. A velocidade da marcha depende do comprimento do passo e não do crescimento na cadência pelo qual os determinantes da marcha são fatores que permitem uma maior velocidade de deslocamento sem aumentar a cadência (Cailliet, 1983) MÉTODOS DE ESTUDO DA MARCHA HUMANA A marcha humana é descrita por parâmetros espaciais e temporais que variam entre sujeitos e no próprio sujeito depende das condições e de fatores que podem ser extrínsecos, intrínsecos, físicos, psicológicos, fisiológicos, patológicos, e as alterações do padrão da marcha podem ser transitórias ou permanentes (Pascual, 2003). Durante a marcha bípede, os membros inferiores estão sujeitos às séries de cargas derivadas de sua interação com o solo, sendo no contato inicial mais abruptas. Os pés têm um sistema de amortecimento, mas as características do calçado também têm influência no amortecimento dos impactos que ocorrem durante a marcha (Ramiro, 1995). Nos fatores transitórios, o ser humano caminha diferentemente de acordo com as perturbações sofridas, como por exemplo a natureza do terreno, o calçado, o transporte de cargas, o desporto, a fadiga, a idade, o peso e o humor. O ser humano caminha de forma diferente dependendo do tipo de solo em que movese, os impactos do pé no solo aumentam quando caminha sobre solos duros, enquanto são suavizados quando o sujeito caminha sobre solos de mais suaves como de madeira ou areia (Lelièvre, 1993). Nos fatores permanentes, a marcha bípede é desenvolvida de acordo com crescimento do ser, como a personalidade, a raça, o sexo, a capacidade de amortecimento, o controlo de movimento e as patologias associadas. Para realizar um estudo da marcha com mais profundidade é recomendável usar-se informações cinéticas e cinemáticas em simultâneo. Os estudos cinemáticos gravam as variações angulares das articulações do corpo, a inclinação, a torção e a oscilação dos segmentos do corpo. Descrevem em detalhe o movimento humano, independentemente das forças internas ou externas que causam o 33

52 movimento. Permitem assim a obtenção de padrões de locomoção normal e patológica que são úteis na prescrição de tratamentos e na avaliação de resultados terapêuticos. Os estudos cinéticos mostram as forças de reação do solo e os momentos e as potências nas articulações. Uma variante desses estudos é a análise isocinética que permite quantificar a capacidade muscular. O sistema isocinético ajuda ao desenvolvimento de força com precisão durante um arco predefinido de movimento que pode ser medida com confiabilidade, com uma velocidade específica e durante um tempo predefinido, possibilitando a prevenção de lesões, reabilitações de base mais científica e a obtenção de medidas objetivas para estudos de biomecânica do corpo humano. Usando os gráficos obtidos dos estudos cinéticos das forças de reação é possível realizar as seguintes análises: - Aspetos do padrão da marcha humana (oscilação vertical do centro de gravidade durante o apoio), forças de travagem e resistência a prono-supinação do pé. - A geração ou absorção de energia mecânica nas articulações devido há ação muscular usando gráficos de potência. - A inclinação que apresenta o sujeito ao caminhar que está diretamente relacionada com os custos de energia. Existem vários mecanismos para a avaliação e análise científica da marcha humana: Plataformas de força São instrumentos mecânico-eletrónicos que permitem a medição e análise da força de reação que um indivíduo exerce no solo na execução de um movimento (Collado, 2005). São sistemas de análise cinética do movimento e são baseados na terceira lei de Newton sendo possível obter o valor de uma força externa exercida sobre uma superfície para encontrar a força que origina igual amplitude e direção, mas em sentido oposto. A força aplicada na plataforma produz um sinal elétrico proporcional ao que seu valor. As plataformas de força são superfícies planas e rígidas cujo deslocamento produzido por uma força pode ser medido usando sensores conectados a um sistema eletrônico de amplificação e gravação. Constam de uma superfície rígida para que o movimento seja impercetível para o sujeito. 34

53 Segundo os sensores que tenham, têm-se: a) Plataformas de força extensométricas que são compostas de uma plataforma rígida de aço com a montagem em quatro colunas onde ficam os extensómetros. Quando é exercida uma pressão sobre a plataforma são produzidas tensões pequenas sobre as colunas provocando alterações nos sensores e é possível a medição dessas alterações para obter a força resultante sobre os três eixos principais, Figura 28. Figura 28 - Plataforma de forças extensométricas (Collado, 2005). b) Plataformas de força piezoelétricas que são baseadas no mesmo princípio de mudança da resistência elétrica, mas em que são utilizados materiais com qualidades piezoelétricas e como resultado são criadas pequenas cargas de eletricidade estática dentro da matéria em resposta à pressão exercida. Os componentes que tais dispositivos permitem estudar são: - Componente vertical relacionada com o peso do corpo que atua sobre os pés. - Componente ântero-posterior representado usualmente por uma curva onde o seu início indica a desaceleração produzida pela colisão do calcanhar e que atinge o seu valor máximo na fase de apoio duplo, em seguida, a força diminui para zero no momento do apoio monopodal (quando o centro de gravidade está sobre o pé que suporta toda a carga). - Componente meiolateral indica os desvios laterais do pé durante a marcha sendo a sua amplitude maior quando aumenta a instabilidade do sujeito. 35

54 - As forças de torção que traduzem os movimentos de rotação interna e externa do membro inferior durante a deambulação. As aplicações das plataformas dinamométricas são a análise de marcha normal, a análise de marcha em patologias neurológicas, a análise de marcha em amputados, em geriatria, no desenvolvimento e avaliação de ajudas técnicas, na medicina esportiva e no estudo de patologias do aparato locomotor e de fraturas (Villa, 2008) Fotopodograma Estuda a impressão gráfica que deixa a planta do pé sobre um papel a fim de estudar como o pé apoia sobre o solo, Figura 29. Figura 29 - Impressões plantares (Viladot, 1989) Baropodometría eletrónica É um sistema de registo de pressões plantares segundo a vertical usando sensores. Deteta as alterações mecânicas e posturais do pé, o que permite uma melhor orientação do seu tratamento. Um sistema típico consiste de um corredor de 2 m, uma plataforma de captura baropodometrica (com 4800 sensores ativos segundo um comprimento de 1,2 m) e um software de captura e análise (Collado, 2005) Goniometria É um sistema que permite a medição da flexibilidade das articulações e a sua medição centra-se na determinação do trajeto angular que podem experimentar dois segmentos corporais. É importante saber que a flexibilidade é específica para cada articulação e que não existem índices gerais de flexibilidade que indicam o grau de mobilidade geral do indivíduo. 36

55 Fotografia estática Utilizada para medir a amplitude do movimento oferecendo um registro permanente. É muito útil quando fazem-se as identificações dos pontos anatômicos para as articulações Eletromiografia É um sistema que registra a atividade muscular com carga. Com as contrações das fibras musculares produzem-se descargas recolhidas por eletrodos e depois é feita a análise do sinal recolhido por computador e calcula-se a atividade e a força exercida pelo sujeito. Este procedimento permite quantificar a contração dos músculos. A Eletromiografia permite diagnosticar problemas nos músculos, nas conexões neuromusculares ou distúrbios nervosos. A interpretação da sequência de ativação e a intensidade relativa de esforço presentes no sinal fazem ser possível a avaliação da eficácia funcional da ação muscular, mas nunca consegue uma medida direta da força muscular (Bronzino, 2006) Inclinometría Instrumento para medir eletronicamente o intervalo da articulação de que é capaz de desenvolver um segmento do corpo constituído por mais de uma articulação. O seu princípio baseia-se na perpendicularidade de um indicador respetivamente ao solo, e do movimento de deslocamento que realiza um segundo indicador em relação ao primeiro Videografia digital Técnica de filmagem onde usualmente são instalados refletores nas articulações do paciente. Usando um programa de computador é digitalizado o movimento filmado para formar uma imagem 2D/3D, e finalmente são detetadas as posições das marcas diferentes ao longo do tempo para obter as curvas associadas ao movimento em estudo. É uma importante ferramenta para a análise cinemática do movimento. As aplicações são a medida da cinemática dos segmentos corporais, a medição dos movimentos em marcha e em corrida e a avaliação de patologias do movimento (Villa, 2008). 37

56 CAPÍTULO IV Marcha humana patológica 38

57 Neste capítulo abordam-se as diferentes classificações da marcha e as distintas marchas patológicas existentes MARCHA HUMANA PATOLÓGICA Uma das características da marcha humana é a simetria (direita-esquerda) dos seus parâmetros: comprimento do passo, duração de passo e da fase de apoio. No entanto, observase um certo grau de assimetria (direita-esquerda) em indivíduos considerados normais. A análise sistemática da evolução do indivíduo com distúrbios neuromusculares ou esqueléticos fornece possibilidades para avaliação clínica e seguimento de doenças e lesões, permitindo determinar a natureza e a gravidade das mesmas, a adequação de ortoses e próteses e a reabilitação da marcha tentando que esta seja o mais correta possível com um nível funcional e estético que permita a máxima independência do paciente. Existem muitas possibilidades de classificar as alterações da marcha devido a patologias, tal como de acordo com sua etiologia, com a área anatômica afetada, com a fase da marcha que está alterada, etc. No entanto, todos os processos patológicos acabam causando certas alterações que podem ser analisadas de forma objetiva mediante diferentes ferramentas utilizadas no estudo da marcha humana MECANISMOS PATOLÓGICOS BÁSICOS DA ALTERAÇÃO DA MARCHA Os mecanismos mais comuns dos processos patológicos que afetam a marcha são: dor, limitação do movimento, fraqueza muscular e controlo de deficit neurológico (Prat, 1993): a) Dor: A principal causa de dor durante a locomoção é uma excessiva tração dos tecidos. As reações fisiológicas à dor vão alterar a marcha e também introduz outros problemas como a limitação de movimento e fraqueza muscular. Uma articulação inchada tende a adotar uma posição que coincide com a pressão mínima intra-articular que no tornozelo é de 15 de extensão e produz a máxima falta de força dos ligamentos. Portanto, depois de um derramamento articular pode ser esperada uma menor força muscular e um aumento da posição de proteção (Marco, 2003), Figura

58 Figura 30 - Posição de mínima de pressão intra-articular com 15 de flexão plantar no tornozelo (Perry, 1992). b) Limitação do movimento: Acontece quando os tecidos não permitem uma mobilidade suficiente para assumir posições normais durante a marcha. As contraturas são a causa mais comum como resultado de uma imobilidade prolongada ou sequelas da lesão. O grau de rigidez e madureza dos tecidos origina dois tipos de contratura: elásticas e rígidas. Uma contratura elástica pode desaparecer por estiramento passivo. Durante a fase de oscilação, as alterações devidas a contração serão mais aparentes que durante a fase de apoio, onde o peso do corpo alonga passivamente os tecidos causando uma mobilidade aparentemente normal ou levemente retardada. Uma contratura rígida resiste aos esforços de estiramentos e está presente durante todo o ciclo da marcha nas fases de oscilação e de apoio. No tornozelo, uma contratura de flexão plantar dificulta a progressão da tíbia durante a fase de apoio e não oferece possibilidade de uma separação adequada do pé durante a oscilação (Marco, 2003). c) Fraqueza muscular: Pode ser devida a uma atrofia muscular por desuso, lesões neurológicas e miopatias. Quando a causa é uma lesão motora dos neurônios ou uma patologia muscular (distrofia muscular), os pacientes possuem uma substituição muscular oportuna graças aos grandes grupos musculares (Nerín, 1999). 40

59 d) Controlo de deficit neurológico: Acontece quando existem patologias ao nível do sistema nervoso central ou periférico e aparecem alterações em combinações diferentes e com diferentes níveis de intensidade (Marco, 2003): Espasticidade tem como causas frequentes: paralisia cerebral, acidente vascular cerebral ou esclerose múltipla. As alterações da coordenação impedem ao paciente o controlo do tempo e da intensidade da ação muscular produzindo alterações na sequência da ação muscular. A alteração da propriocepção é uma causa importante da alteração da marcha já que o paciente não tem a sensação do contato com o solo. A combinação dos quatro mecanismos patológicos nas articulações do tornozelo, joelho e quadril causam alterações específicas da marcha em diferentes fases da mesma CLASSIFICAÇÃO DA MARCHA DE ACORDO COM A ÁREA ANATÔMICA AFETADA Uma possível classificação da marcha pode ser feita com base na área anatômica afetada ou na fase de marcha que é alterada. Contudo, neste projeto só são considerados os erros funcionais do tornozelo e do pé, já que estas estruturas constituem o objetivo principal de mesmo: Erros funcionais do tornozelo Os distúrbios funcionais da articulação do tornozelo são manifestados como uma excessiva dorsiflexão (flexão plantar inadequada) ou uma excessiva flexão plantar (dorsiflexão inadequada). Alterações de apenas 5º podem originar alterações na marcha devido à limitada mobilidade do tornozelo na marcha (Perry. 1992) Flexão plantar excessiva do tornozelo As fases afetadas da marcha são toda a fase de apoio e as fases médias e final da oscilação e as consequências mais percetíveis são: redução do comprimento do passo, 41

60 diminuição da velocidade, dificuldade para alcançar uma posição vertical correta e uma perda de estabilidade (Vera, 1999), Figura 31. Figura 31 - Fases da marcha onde a flexão plantar excessiva é importante (Perry, 1992). Na fase de contato inicial podem-se distinguir duas situações: a) Pode-se abordar o solo com um contato de calcanhar baixo com cerca de 15 de flexão plantar de tornozelo e uma extensão completa do joelho com o pé quase paralelo ao solo, e que pode ser seguido da queda incontrolada do antepé quando o controle pretibial é fraco. b) O contato inicial é feito com o antepé e presenta uma combinação de pé equino com uma flexão do joelho de 20º, colocando o antepé mais baixo que o calcanhar no momento do contato com o solo. Este contato inicial do antepé pode originar três padrões de carga diferentes dependendo da causa do flexão plantar excessiva: - Se a retração é elástica, o pé cai rapidamente, enquanto o tibia permanece vertical. - Permanece em postura equina causada por uma flexão plantar rígida. - Há uma queda de apoio completo do pé e a tíbia é conduzida posteriormente pela presença de uma flexão plantar rígida de tornozelo. Na fase média de apoio, uma flexão plantar excessiva impede o avanço da tíbia e a diminuição do desempenho de tornozelo encurta a progressão causando um comprimento de passo curto no membro contralateral, e como consequência os pacientes têm determinadas compensações para esta perda de progressão (Viel, 2002): 42

61 - Decolagem precoce do calcanhar, Figura 32a. - A hiperextensão do joelho, Figura 32b, quando há uma lassitude de ligamentos suficiente origina o avanço do corpo sobre a tíbia, enquanto o fêmur continua o impulso do corpo e gira para a frente sobre a tíbia imóvel. Isto é comum em casos de acidente vascular cerebral com hemiplegia, lesão medular incompleta e paralisia cerebral. - A inclinação anterior do tronco e da pelve, Figura 32c. Figura 32 - Compensações para a perda de progressão (Perry, 1992). O tempo consumido nestas compensações provoca uma redução moderada na velocidade de cerca de 30% da velocidade dita normal. Na fase final de apoio os efeitos dependem da capacidade do antepé para avançar. Se o paciente não pode realizar uma decolagem de calcanhar, o avanço do corpo é limitado ao intervalo de hiperextensão do joelho ou a inclinação do tronco e da pelve, que melhoram o avanço do membro oposto e a consequência de não conseguir uma boa estabilidade do antepé é um encurtamento importante do comprimento do passo. Na fase média da oscilação, a flexão plantar excessiva do tornozelo impede o progresso do membro onde a parte anterior do pé é incapaz de levantar-se do solo e rasteja-se o pé, Figura 33a. O paciente compensa esta situação flexionando exageradamente o quadril e o joelho e assim não rastejar o pé, Figura 33b, (Perry, 1992). 43

62 Na fase final da oscilação pode persistir a queda dos dedos, mas tal raramente interfere o movimento. O pé é quase paralelo ao chão com a posição 15º, Figura 33c. Figura 33 - Fases média e final de oscilação com flexão plantar excessiva (Perry, 1992). As causas principais de flexão plantar excessiva são: a) Fraqueza dos músculos pré-tibiais: Esta fraqueza provoca uma queda incontrolável do pé. No caso em que apenas falhe, o tibial anterior cai apenas na parte medial do pé. Por outro lado, a atividade sustentada pelo extensor largo dos dedos produz uma combinação de dorsiflexão e eversão (Prat, 1993). b) Contratura em flexão plantar: Existem três categorias: - Flexão plantar rígida do 30º: Não há contato do calcanhar na fase de apoio e a única forma de apoio é o antepé, de modo que o comprimento do passo é encurtado pela ausência de desempenho de tornozelo e as fases de oscilação são modificadas pela queda dos dedos. - Flexão plantar rígida do 15º: Ocorre um contato baixo do calcanhar, um rápido contato total do pé na fase inicial de apoio e uma falta de avanço da tíbia na fase média de apoio, Figura

63 Figura 34 - Contratura de flexão plantar de 15º que bloqueia o avanço da tíbia (Perry, 1992). - Flexão plantar elástica de 15º: Conduz a uma posição incorreta do pé só na fase inicial de contato e na fase média de oscilação onde origina uma flexão plantar excessiva mostrando os músculos dorsiflexores insuficientes para o estiramento do tecido recolhido, já que só estão preparados para levantar rapidamente o peso do pé quando não há resistência no tornozelo. c) Hiperatividade do sóleo e os gêmeos: Esta espasticidade começa na fase final de oscilação quando o quadríceps estende o joelho para preparar o apoio e produz uma ativação sinérgica do sóleo e os gêmeos Excessiva dorsiflexão do tornozelo Provoca uma alteração funcional mais importante no apoio, que na oscilação, onde as únicas fases não afetadas são as fases média e final de apoio (Viel, 2002). Os 10º de flexão que geralmente acompanham o contato total do pé são substituídos por um aumento na ação do desempenho do calcanhar, e introduz uma forma passiva de dorsiflexão exagerada quando o membro entra em carga. A fixação do tornozelo numa posição neutra durante o apoio do calcanhar provoca um avanço da tíbia e como resultado, o efeito do desempenho de calcanhar sobre o joelho é aumentado e produz-se um aumento da demanda de quadríceps, Figura 35a. 45

64 Apesar de não causar variações nas fases media e final de apoio pode-se observar esta irregularidade. Na fase média de apoio pode-se manifestar de duas maneiras: como uma mudança brusca de flexão plantar do tornozelo à flexão dorsal na fase inicial do apoio, e como um aumento progressivo da flexão dorsal do tornozelo durante as fases média e final do apoio. Por outro lado, durante a fase final de apoio a alteração é observada quando o contato do calcanhar continua durante a fase final do apoio, Figura 35b, e quando inversamente a este processo, ocorre a decolagem de calcanhar, Figura 35c, (Perry, 1992). Figura 35 - Fase final de apoio com excessiva dorsiflexão (Perry, 1992). A redução da flexão plantar de tornozelo em relação ao normal na fase de preoscilação provoca um avanço do corpo em presença de um contacto prolongado do calcanhar. As causas principais da excessiva dorsiflexão são (Prat, 1993): a) Fraqueza dos tríceps sural e sóleo: A fraqueza do tríceps sural pode ser causada por uma debilidade muscular (por desuso ou paralisia), um alargamento cirúrgico excessivo ou um alargamento muscular. Quando a resposta do sóleo é inadequada, aparece um adiantamento da tíbia sobre o pé durante a fase média de apoio provocando uma dorsiflexão de tornozelo. Na fase final de apoio a fraqueza do sóleo impede a decolagem de calcanhar devido a que é preciso o dobro do esforço muscular necessário na fase média de apoio. b) Bloqueio do tornozelo em posição neutra: O tornozelo pode aparecer bloqueado na posição neutra devido a uma artrose da articulação de tornozelo impedindo a flexão plantar fisiológica que ocorre durante o início da carga. Esta rigidez de tornozelo aumenta a ação do rolo do calcanhar e origina uma prematura queda de pé arrastando a tíbia e flexionando o joelho. Em consequência, aumenta-se a demanda do quadríceps. 46

65 c) Flexão do joelho na fase média de apoio: Uma flexão persistente no joelho na fase média de apoio requer uma excessiva dorsiflexão do tornozelo para alcançar que o centro de pressões permaneça na base de apoio do pé Erros funcionais do pé As alterações no pé podem causar uma mudança no padrão de contato deste durante a fase de apoio e produzir um desalinhamento durante a fase de oscilação. Estes problemas podem observar-se no plano sagital e no plano frontal: A) Alterações no plano sagital: O contato isolado prolongado do calcanhar que estende-se ao longo da fase de apoio provocando um aumento na intensidade de ação dos músculos pré-tibiais e uma redução na intensidade de ação dos músculos flexores plantares (Prat, 1993). Uma decolagem prematura do calcanhar, que aparece durante a fase inicial e média do apoio, provoca uma perda do contato do calcanhar durante toda a fase de apoio e um contínuo apoio no antepé. A presença de um contato tardio do calcanhar nas fases de contato inicial relaciona-se com uma contratura elástica em flexão plantar. Um contato prolongado do calcanhar produz a ausência de decolagem do calcanhar nas fases final do apoio e na preoscilação. Um tempo encurtado de apoio do calcanhar produz uma queda prematura do antepé e limita a ação do desempenho do calcanhar. O arraste dos dedos na fase inicial da oscilação torna difícil o avanço do membro causando quedas ou desequilíbrios (Perry, 1992). As causas variam de acordo com a fase da marcha em que ocorrem: 47

66 - A fase de contato inicial: São chamados contato baixo do calcanhar, contato total do pé e contato inicial com o antepé: O contato baixo do calcanhar ocorre quando há uma flexão plantar de tornozelo de 15º, com o joelho estendido. Quando o calcanhar faz o contato inicial o antepé está muito perto do solo e o período de apoio é anormalmente curto. O contato total do pé é causado por um joelho com flexão e quando produz-se não há o efeito do desempenho do calcanhar que causa uma flexão adicional do joelho exigindo assim o desempenho do quadríceps. O contato inicial com o antepé corresponde com uma decolagem rápida do calcanhar causado pela combinação de flexão plantar de tornozelo e flexão do joelho. A combinação mais comum é a espasticidade dos isquiotibiais e dos flexores plantares do tornozelo. - A fase inicial do apoio: O encurtamento do tempo de contato isolado do calcanhar pode levar a três situações: queda plantar do pé, contato tardio do calcanhar e a decolagem prematura do calcanhar. A presença de um tibial anterior fraco provoca uma queda plantar do pé. O contato tardio do calcanhar com o solo produz-se após um contato inicial com o antepé. Com o carregamento do membro o tornozelo flexionado cria um desempenho invertido que conduz o calcanhar até o solo e a progressão é inibida. A decolagem prematura do calcanhar começa quando o momento gerado é suficiente para girar o membro para o antepé e as causas são a flexão plantar excessiva do tornozelo ou a flexão do joelho (Viel, 2002). - Fase média de apoio: Há uma decolagem prematura de calcanhar ou um contato tardio do calcanhar. Os pacientes com poder suficiente para executar uma marcha adequada usam a decolagem prematura como um mecanismo para o avanço da tíbia na ausência de rolo de calcanhar. A causa é uma contratura, uma postura de espasticidade em flexão plantar do tornozelo ou flexão excessiva do joelho. - A fase final de apoio: Aparece uma decolagem tardia do calcanhar. O avanço da massa corporal sobre o pé que suporta a carga provoca um deslocamento da força de reação 48

67 para o antepé e uma decolagem do calcanhar. O atraso na decolagem do calcanhar é o sinal mais significativo de um sóleo fraco. - Fase de preoscilação: Corresponde a um período de duplo apoio, onde o peso corporal é transferido para o membro adiantado e provoca uma menor exigência do sóleo enfraquecido que permite o levantamento do tornozelo (Perry, 1992). B) Alterações no plano frontal: Inversão exagerada (varo): O varo do retropé é evidenciado por uma inclinação medial do calcâneo. Esta posição é caracterizada por uma elevação da cabeça do primeiro metatarsiano e um aumento na altura do arco plantar longitudinal. Nas fases de contato inicial e inicial de apoio, produz-se um contato solo com o solo com a superfície lateral do calcanhar. Durante a fase média de apoio, o contato com o solo ocorre com o quinto metatarso e com o calcanhar. Nas fases de final de apoio e de preoscilação, ocorre um apoio do antepé em inversão durante a marcha normal. As causas do varo exagerado estão relacionadas com as alterações usuais associadas aos tibial anterior, tibial posterior, tríceps sural, flexor longo comum dos dedos e flexor longo do dedo grande, que consistem numa ação prematura ou prolongada dos mesmos ou uma atuação invertida nas fases de apoio e oscilação. Eversão exagerada (valgo): Ocorre quando o apoio do antepé é feito apenas na zona medial. Nestas circunstâncias, o contato com o solo realiza-se com o primeiro metatarsiano e não com quinto como acontece na marcha normal. Tal associa-se com uma redução do período de contato do calcanhar. As causas do valgo exagerado são o resultado de uma fraqueza na atividade dos músculos de inversores do tornozelo. 49

68 4.4. CLASSIFICAÇÃO DA MARCHA DE ACORDO COM AS PATOLOGIAS Existem muitas possibilidades de classificar as alterações da marcha devidas as patologias classificando-lha de acordo com sua etiologia (marcha parkinsoniana, hemiplégica, etc.), embora estas descrições não são sempre úteis porque nem todos os pacientes com o mesmo diagnóstico têm o mesmo padrão de marcha. Existem três grandes grupos sobre as causas que produz a marcha patológica: anormalidades frequentes, deficits neurológicos de origem central e lesões neurológicas periféricas. Explica-se cada uma delas nas seções seguinte Marcha patológica por anormalidades frequentes A) Encurtamento do membro inferior: Produz-se uma queda do ombro pela queda da pelve na fase de apoio do membro encurtado se a diferença for inferior a 2 cm. Observa-se um aumento da flexão do quadril, joelho e tornozelo no lado oposto na fase de oscilação. Se a diferença for maior que 2 cm, o paciente caminhará com apoio do antepé no lado afetado (Bernal, 2008). B) Limitação da amplitude articular ou Anquilose: Qualquer alteração no nível do quadril produz um movimento compensatório da coluna lombar. Os pacientes com flexo de quadril têm um aumento da lordose lombar para manter o tronco ereto durante a marcha. O flexo de joelho encurta o membro e os transtornos aparecem em velocidades rápidas quando o flexo é inferior a 30. O joelho na extensão estende o membro inferior e na fase de oscilação produz uma elevação da pelve. Na fase de apoio, o choque de calcanhar é violento devido à falta de amortecimento devida à flexão do joelho. O pé equino produz a alongamento do membro e obriga a uma excessiva flexão do quadril e do joelho durante a oscilação. A fase de apoio está alterada e a decolagem do calcanhar é ineficaz. C) Instabilidade articular: Causa uma amplitude articular excessiva com incapacidade de suportar o peso do corpo. D) Marcha antálgica: Caracteriza-se por evitar o suporte do peso para reduzir a dor que ocorre durante a marcha. Nas lesões centrais da coluna vertebral, a marcha é lenta e 50

69 simétrica com pequenos passos tentando limitar a fase de duplo apoio e a mobilização da coluna. Em lesões laterias de coluna, o alívio faz-se inclinando o tronco para o lado não afetado, e a marcha é com segundo passos curtos evitando o apoio do calcanhar do mesmo lado Marcha patológica por deficits neurológicos de origem central A) Marcha Hemiplégica: É caracterizada pela flexão dorsal do tornozelo e os dedos dos pés no equilíbrio e a transferência de peso para o lado afetado. Ocorrem dois problemas principais; um, na fase de apoio durante a transferência do peso para a perna o que afeta a reação de equilíbrio, e outro, na fase de oscilação onde há que ensinar ao paciente a flexão do joelho com o quadril estendido sem levantar a pelves para levar o joelho para frente com a flexão dorsal do pé. A causa principal desta marcha é a hemiplegia. A hemiplegia é a paralisia de um lado do corpo e que aparece por uma lesão das vias dos impulsos nervosos do cérebro ou da medula espinhal. A desordem corresponde a um distúrbio funcional da atividade dos músculos do lado oposto ao hemisfério cerebral afetado. Os sintomas incluem: paralisia e fraqueza muscular, espasticidade muscular alterada, distúrbios de movimento, fraqueza e rigidez causada pela incapacidade de controlar músculos da área afetada do cérebro. No caso da extremidade inferior, a deformidade mais comum em pacientes com hemiplegia é o pé caído ou "drop foot" (Perry, 1992). O pé caído não é uma enfermidade, mas sim uma complicação da hemiplegia. O pé caído é devido à dorsiflexão insuficiente na fase de oscilação, ou seja, a incapacidade de conduzir o pé para a tíbia. Este impedimento é apresentado pela debilidade dos músculos envolvidos no movimento de dorsiflexão do pé, especialmente o músculo tibial anterior, originando com que o paciente faça um contato para frente (nas cabeças dos metatarsos) em vez de um assentamento do calcanhar na fase de oscilação da marcha. Na Figura 36 pode observar-se um paciente com uma ação muita fraca do músculo tibial anterior, existindo flexão plantar e não flexão dorsal durante a fase média de oscilação (Freeman, 2007). 51

70 Figura 36 - Paciente com pé caído (Perry, 1992). O pé caído não pode flexionar-se ativamente, mas sim passivamente para a posição neutra ou de ângulo reto. O grau de deficiência cresce com cada perda de graus de extensão dorsal, pelo qual o grau de anormalidade do pé caído é determinado com a medição do ângulo que formam o pé e a tíbia, conhecido como ângulo tibial - plantar. A posição neutra é com ângulo tibial - plantar de 90, e a anormalidade pode ser descrita como leve (< 20º da posição neutra), moderada (20º - 40º da posição neutra) ou severo (> 40 da posição neutra) (Baumgartner, 1997), Figura 37. Figura 37 - Ângulos do pé na fase média de oscilação: Ângulos normais (à esquerda) e ângulos de pé caído (à direita) (Kirienko, 2004). A incapacidade de levantar o pé acima da posição neutra aumenta o risco de tropeçar e afeta a segurança ao caminhar. É necessário realizar correções cirúrgicas para o tratamento de casos graves, e para alguns casos leves e moderados prescrevem-se fisioterapia e assistência ortopédica. O tratamento mais comumente utilizado é a prescrição de ortose de tornozelo - pé AFO (ankle foot orthosis), que são dispositivos projetados para alinhar o pé, sustentar o tornozelo, ajudar os músculos fracos, correção de deformidades e fazer a redistribuição da carga do corpo para que caminhar seja o mais segura possível, tal como está explicado no seguinte capítulo. 52

71 B) Marcha espática: Trata-se de uma marcha em tesoura em que ambos os membros inferiores são espáticos. Os membros movem-se para frente em choques rígidos acompanhados de movimentos compensadores do tronco e dos membros superiores (Bernal, 2008). C) Marcha atáxica: É irregular e instável. Produz-se uma perda do sentido da posição por alteração de sensibilidade profunda originando movimentos incontrolados. Na fase final de oscilação existem movimentos desiguais e uma colocação inadequada dos pés no solo. D) Marcha parkinsoniana: Os distúrbios estão relacionados com o transtorno postural. Nos estádios iniciais, há uma ligeira inclinação para a frente e uma perda do bracejo, enquanto nos estádios avançados, o início da marcha é lento E) Marcha dançante: É típica da escleroses múltipla. É resultado da combinação de espasticidade e ataxia nos membros inferiores. Além da rigidez e da falta de coordenação, o membro inferior que suporta o peso realiza saltos de pequena amplitude que repetem-se de forma rápida e irregular Marcha patológica por lesões neurológicas periféricas A) Paralisia dos extensores do quadril: É típico da distrofia muscular, determina uma marcha lordótica que usa a gravidade para manter a extensão de quadril como uma inclinação do tronco para o lado do membro apoiado (Bernal, 2008). B) Paralisia do glúteo medio: Produz a marcha conhecida por Trendelenburg. Por causa de uma função inadequada dos abdutores pélvicos, o paciente tende a cair para o lado oposto do lado afetado durante a fase de apoio, com o quadril oposto a cair para baixo. Para evitar esta queda, o paciente move o seu centro de gravidade em direção ao lado afetado, movendo o tronco e a cabeça naquela direção. O resultado é uma marcha com sacudida lateral para o lado afetado durante a fase do apoio (Millares, 2007), Figura

72 Figura 38 - Paralisia do glúteo medio (Millares, 2007). C) Paralisia do quadríceps: A fraqueza ou paralisia do quadríceps tende a dobrar o joelho entre a fase de apoio do calcanhar e do apoio médio. Este deficit pode ser compensado usando os extensores do quadril e os flexores plantares do pé, como apoio do pé em rotação externa, com inclinação do tronco para a frente, permitindo que o peso estabilize o joelho, Figura 39. Figura 39 - Marcha com paralisia do quadríceps (Millares, 2007). D) Paralisia dos músculos isquiotibiais: Estes músculos são importantes depois do apoio do calcanhar ajudando o glúteo maior na extensão do quadril. A sua fraqueza requer maior esforço pelo glúteo maior para evitar a flexão do quadril nesta fase (Millares, 2007). 54

73 CAPÍTULO V Ortóteses tornozelo-pé 55

74 5.1. DEFINIÇÃO E OBJETIVOS DAS ORTÓTESES As ortóteses são dispositivos aplicados externamente compostos por um único componente ou conjunto de componentes aplicados à totalidade ou parte dos membros inferiores, membros superiores, tronco, cabeça ou pescoço e suas articulações intermedias para auxiliar os sistemas neuro -musculares e esqueléticos, segundo a norma ISO (The International Organization for Standardization). Por vezes confunde-se ortótese com prótese, mas uma ortótese é um dispositivo que suplementa ou corrige a alteração morfológica de um órgão, de um membro ou segmento de membro, ou a deficiência de uma função. Enquanto uma prótese é um aparelho ou dispositivo destinado a substituir um membro ou uma parte de um membro destruído ou gravemente afetado. As principais funções das ortóteses são: - A redução da dor, evitar dano das articulações e esforço dos ligamentos; - Prevenir ou corrigir uma deformidade; - Dar suporte e estabilidade; - Melhorar uma função; - Aumentar os músculos fracos assistindo ao movimento; - Controlo dos músculos com espasticidade; - Restrição de movimento; - Baixar a carga das articulações doentes ou lesionadas; - Retroalimentação sensorial ou visual que lembre ao paciente adotar uma posição mais corretiva ou adequada para evitar algumas atividades ou movimentos (Cuccurullo, 2002). Contudo, existem algumas contraindicações, sendo não aconselhável usar ortóteses nos seguintes casos: - Infeção de pele; - Se a força muscular é muito afetada pelo peso da ortótese; - Em caso de deformidade grave que não pode ser acomodada na ortótese; - Falta de motivação ou outros problemas psicológicos; - Em pessoas muito jovens ou muito velhas; 56

75 - Onde as ortóteses interferem com roupas ou limitam o estilo de vida (Hasan, 2008). Existem quatro grupos principais de ortóteses do membro inferior em função da zona anatómica onde são aplicadas: - Ortóteses pé-tornozelo OTP (AFO: Ankle-foot orthosis); - Ortóteses joelho-pé-tornozelo (KAFO: Knee-ankle-foot orthosis); - Ortóteses quadril-joelho-pé-tornozelo (HKAFO: Hip-knee-ankle-foot orthosis); - Ortóteses tronco-quadril-joelho-pé-tornozelo (THKAFO: Trunk-hip-knee-ankle-foot orthosis). Este projeto centra-se nas ortóteses do pé e tornozelo. Além das funções das ortóteses, numa OTP têm-se os seguintes objetivos: - Corrigir o pé até a melhor posição funcional para proporcionar estabilidade ao tornozelo: - Redistribuição da carga do corpo; - Assistir à marcha; - Manter ou restringir movimentos; - Limitar a cinemática anormal da marcha derivada do deficit de coordenação. Os benefícios das OTPs são o incremento do comprimento do passo e da velocidade, a melhora do padrão da marcha e a redução do custo de energia (Skinner, 2006). Como foi abordado anteriormente, as doenças e patologias que conduzem ao uso da uma OTP são a escleroses múltipla, a paralisia cerebral, a hemiplegia, o Parkinson, a lesão do cordão espinhal ou o pé caído, assim como os erros funcionais do tornozelo que incluem uma inadequada dorsiflexão ou flexão plantar. 57

76 5.2. CLASSIFICAÇÃO DAS OTPs SEGUNDO O FUNCIONAMENTO As OTPs se dividem em ativas ou passivas: OTPs ativas As ortóteses ativas são aquelas que apresentam pelo menos um dispositivo de acionamento elétrico, como atuadores controlados por sinais elétricos. Possuem a capacidade de agir em entorno de pé. São compostos de um sistema de controlo eletrônico, um atuador, um sistema de energia e um sistema de rigidez. O Sistema de controlo normalmente inclui componentes tais como um microprocessador, um medidor de ângulos, um acelerómetro e um sensor de força (Alam, 2014), Figura 40. Figura 40 - OTP ativa (Alam, 2014) OTPs passivas As ortóteses passivas são aquelas que não possuem nenhum mecanismo de acionamento elétrico e o seu funcionamento depende totalmente das forças empregadas pela pessoa que as utiliza. 58

77 5.3. CLASSIFICAÇÃO DAS OTPs SEGUNDO O MATERIAL As ortóteses de tornozelo e pé podem ser de metal, de plástico ou uma mistura chamada híbrida OTP metálicas As OTPs metálicas consistem numa faixa proximal na parte posterior da perna, duas placas finas verticais, as uniões do tornozelo e um acessório do sapato para ancorar a ortótese. A zona posterior do metal da banda da parte posterior da perna deve ser de 1,5 a 3 polegadas de largura para distribuir corretamente a pressão. Uma cinta de couro com velcro é normalmente usada para fechar a banda da parte posterior da perna porque proporciona uma facilidade de fechamento para os pacientes com apenas uma extremidade superior funcional (Braddom, 2011), Figura 41. Figura 41 - OTP metálica (Lin, 2003). O movimento da união do tornozelo é controlado por passadores ou molas inseridos em canais. Os passadores são ajustados com uma chave de fenda para afinar a flexão plantar e a dorsal desejada. A mola também encaixa-se afina-se com uma chave de fenda para definir a quantidade adequada de tensão necessária para facilitar o movimento na articulação do tornozelo (usada para auxiliar a dorsiflexão). 59

78 Canais mais compridos ajudam a mola e fornecem um controlo mais preciso do movimento do tornozelo (Braddom, 2011), Figura 42. Figura 42 - Esquema dos componentes numa união do tornozelo de dupla ação (Braddom, 2011). Um estribo sólido, Figura 43a, é um pedaço de metal em forma de U, ligado permanentemente ao sapato. Ambas as extremidades são dobradas para cima para articular com as uniões medial e lateral do tornozelo. A fixação próxima do estribo consegue os movimentos desejados na união do tornozelo. A sola da ortótese pode ser estendida para além da área das cabeças dos metatarsos em casos que exigem um braço longo de alavanca para um melhor controlo da flexão plantar. Um estribo de separação, Figura 43b, pode ser usado em vez de um estribo sólido. O estribo de separação tem uma sola com dois canais planos para a inclusão das placas finas verticais. As duas placas finas verticais agora são chamadas de calibradores e podem abrir e fechar distalmente para permitir a colocação da OTP. O estribo de separação não é tão estável como o estribo sólido, já que pode desencaixar-se as placas finas verticais e é a principal razão por que não é comum o seu uso. 60

79 Figura 43 - Estribo sólido (à esquerda) e estribo de separação (à direita) (Braddom, 2011). A união do tornozelo pode ser colocada numa posição neutra, de dorsiflexão ou de flexão plantar, dependendo da alteração da marcha em causa. Pode ainda ser ajustado para permitir uma gama de movimento parcial ou remover algum movimento. Um acerto do efeito da colocação dos passadores, das molas e dos parafusos nos dois canais da união do tornozelo fornece o ajuste da ortótese ao paciente. Em seguida, explica-se os usos da união do tornozelo da ortótese metálica para a paragem posterior usando um passador (paragem plantar), a paragem anterior usando um passador (paragem de dorsiflexão) e a assistência posterior de dorsiflexão usando uma mola: - Paragem plantar: É usada para controlar a espasticidade plantar ou ajudar a esticar gradualmente as contraturas plantais. A paragem plantar é de 90. É inserido um passador no canal posterior do conjunto, Figura 42, para limitar a flexão plantar do tornozelo. Uma OTP com uma paragem plantar de 90º produz um momento de flexão no joelho durante o golpe do calcanhar. - Paragem de dorsiflexão: É inserido um passador no canal anterior do conjunto, (Figura 42, para limitar a dorsiflexão do tornozelo. É usada para substituir a função do complexo gastrocnémio-sóleo e é em casos de fraqueza dos músculos da parte posterior da perna ou a fraqueza do quadríceps devido ao seu efeito sobre o joelho. A fraqueza dos músculos da parte posterior da perna permite ao tornozelo entrar em dorsiflexão, o que produz um momento de flexão no joelho após o golpe do calcanhar. A paragem anterior é fixada em 5 de dorsiflexão. - Assistência posterior de dorsiflexão: A mola no canal posterior tem duas finalidades, a substituição pela contração concêntrica dos dorsiflexores para evitar o pé caído depois da descolagem dos dedos do pé, e a substituição para a ativação excêntrica dos dorsiflexores após o golpe do calcanhar. 61

80 A mola impede a rápida flexão plantar no golpe do calcanhar durante a sua compressão no canal posterior. Assim é outra vez comprimida durante a flexão plantar antes da descolagem dos dedos do pé. A mola no canal posterior ajuda o pé durante a fase de oscilação da marcha fornecendo um impulso descendente posterior na descolagem dos dedos, resultando uma dorsiflexão anterior à articulação do tornozelo. Quanto mais comprido é o canal, maior é a capacidade do controlo da dorsiflexão (Braddom, 2011). O controlo varo e valgo de uma OTP: Varo e valgo são deformidades associadas com a rotação da articulação subtalar. Uma cinta em forma de T junta-se ao longo do lado do sapato distal à articulação subtalar para ajudar a minimizar e prevenir a deformidade. Também ajudam a distribuir corretamente a pressão ao longo do pé. A cinta em forma de T pode ser medial ou lateral. Uma cinta lateral é costurada no lado lateral do sapato e o cinto é confortável em torno da posição vertical medial da OTP. É usada para controlar a deformidade em varo onde o cinto é fixado com uma fivela que ajuda a criar uma força conduzindo a articulação subtalar para fora o que neutraliza a supinação e a tendência de adução que resultaria em excesso na posição varo (Braddom, 2011), Figura 44. Figura 44 - Controlo das deformações varo e valgo com uma cinta em forma de T (Braddom, 2011) OTP de plástico As OTP de plástico são as mais usadas devido ao seu baixo custo, cosmética, peso leve, controlabilidade de varo e valgo e melhor suporte de deformidades do pé. Podem ser pré-fabricadas ou feitas à medida para o membro do paciente (Cooper, 2006). 62

81 Geralmente abarca a região posterior da parte posterior da perna com um fecho de cinta de velcro continuando para baixo pelo tornozelo e estende-se até à superfície plantar do pé. O desenho das linhas de corte e da plataforma do pé ajudam a determinar o suporte estrutural e a rigidez da ortótese. Existem vários tipos de OTPs de plástico, como os explicados a seguir: A) OTP Lâmina elástica posterior (PLS - Posterior Leaf Spring): Este tipo é o mais flexível, com uma banda de plástico muito fina atrás do tornozelo que permite ao paciente dominar o suporte do tornozelo durante o impulso e permite a posição de dorsiflexão do pé durante a fase de oscilação. Este tipo é apropriado para pacientes com dorsiflexores fracos e é usado geralmente para o pé caído. Oferece resistência mínima à rotação médio-lateral e transversal do tornozelo e do pé. O movimento de rotação do tornozelo é acompanhado pelo plástico que se deforma e volta à forma original nos seguintes casos: - Quando o membro avança para apoiar-se depois no solo, o plástico dobra para permitir a flexão dorsal do tornozelo. - Quando o pé eleva-se do solo e o peso é transferido para o membro oposto a ortótese permite alguns graus de flexão plantar. - Quando não é feita carga sobre a ortótese regressa à posição original (Edelstein e Bruckner, 2002), Figura 45. Figura 45 - Lâmina elástica posterior OTP plástica (Lin, 2003). 63

82 B) OTP Sólida: É o tipo mais comumente usado para pacientes que têm os níveis mais elevados de espasticidade ou tom muscular quando a completa imobilização do tornozelo é necessária, como por exemplo após uma operação de pé ou tornozelo. A linha de corte de plástico pode ser no maléolo ou antes do maléolo não permitindo o movimento na articulação tibiotalar ou subtalar. A OTP sólida tem uma plataforma do pé que estende-se através das cabeças dos metatarsos, mas se os dedos também são espáticos e em garra em uma posição de flexão, então uma plataforma completa do pé deve ser incorporada. Este tipo é usado para colocar os dedos em extensão de forma a ajudar a reduzir o tom muscular em toda a extremidade. Como não existe a articulação do tornozelo, normalmente a ortótese tem tendência a deslizar para cima e baixo no membro causando abrasão na perna do paciente (Cuccurullo, 2002), Figura 46. Figura 46 - OTP sólida (Braddom, 2011). C) OTP semirrígida: Tem as linhas de corte atrás do maléolo e permite um aumento do apoio e fornece uma posição de dorsiflexão do pé e uma estabilidade médio-lateral do tornozelo. Este tipo de OTP é usado em pacientes com o pé caído ou com algum tom muscular extensor ou com instabilidade médio-lateral do tornozelo. D) OTP ARTICULADA: Esta articulação permite ou movimento tornozelo e um controlo médio-lateral superior ao da lâmina elástica posterior. É um tipo amplamente 64

83 utilizado porque é uma solução fácil para paragem da flexão plantar no plano sagital e um bom controlo nos planos coronal e transversal graças ao seu contato total, Figura 47. As uniões do tornozelo mais comuns são a Tamarack, a Gaffney e a Oklahoma, que, contudo, têm uma contraindicação que o movimento do tornozelo produzir um aumento da contração e retração dos músculos associados (Lin, 2003). Figura 47 - OPT articulada (Lin, 2003). E) OTP em espiral: É feita num polímero semirrígido e circunda todo o membro em 360. Tem as vantagens de ser leve, aerodinâmica e sem fechos. Este tipo de OTP facilita a fase inicial de apoio do membro que recebe a carga e assim melhorar a flexão plantar do tornozelo. Depois volta à sua forma original quando o tornozelo retorna à posição neutra durante o apoio do pé no solo, e desde a fase de apoio plantar até o fim da fase de apoio a ortótese comprime-se quando há a dorsiflexão do tornozelo. Por último, na fase de pré oscilação, a espiral distende-se auxiliando a flexão plantar, e na fase de aceleração a espiral retoma a sua forma original para apoiar o antepé e assim evitar o arrasto dos dedos, Figura 48. Contudo, tem uma desvantagem já que é contraindicada para grandes deformações por impossibilidade de ajuste ao paciente (Edelstein e Bruckner, 2002). 65

84 Figura 48 - OTP em espiral (Edelstein e Bruckner, 2002). F) OTP semiespiral: Este tipo de OTP envolve em apenas 180 o membro em causa e permite um controlo maior que a OTP em espiral nos casos de pé varo Comparação entre as OTPs metálicas e plásticas As OTPs plásticas são mais desejáveis devido ao seu peso leve, custo menor, ajuste facilitado, atrativo design, melhor suporte da deformidade do pé e falta de ligação com o sapato. No entanto, em alguns casos, a seleção de materiais plásticos pode ser inapropriada devido ao risco de pressão excessiva ou rotura da pele nas zonas de contacto. As OTPs metálicas, por seu lado, têm melhores resultados em pacientes com pé insensível. Contudo, as OTPs de metal, por exemplo, são contraindicadas em crianças já que o peso da ortótese pode causar rotação externa tibial OTP híbrida Uma ortótese híbrida é uma solução que combina o uso de uma plataforma com um estribo de metal, uniões do tornozelo metálicas, barras laterais e uma seção de plástico na parte posterior da perna. Este tipo permite ao paciente usar uma variedade de sapatos e as 66

85 uniões do tornozelo permitem opções de correção biomecânicas para ajuste no tornozelo, Figura 49. A incorporação do estribo de metal e as uniões de metal do tornozelo fornece um bloqueio eficaz de dorsiflexão que não pode ser alcançado com as uniões plásticas de tornozelo. O uso de uma seção de plástico na parte posterior da perna e uma plataforma biomecânicamente bem projetada produz uma melhoria na eficácia dos sistemas de três pontos de força usados nas ortóteses (Lin, 2003). Figura 49 - OTP hibrida (Lin, 2003) MATERIAIS DAS ORTÓTESES Uma grande variedade de materiais são utilizados na fabricação de ortóteses, mas os mais usados são os metais e os plásticos. Para a seleção do material apropriado para uma ortótese deve ter-se em conta fatores como resistência, flexibilidade, durabilidade e peso. Esta seleção também depende da função que vai realizar a ortótese e as características do paciente que as vai usar. As ortóteses metálicas têm maior resistência e durabilidade, sendo as mais utilizadas as de aço ou de alumínio, ou em forma de liga com outros materiais para aumentar, por exemplo, a resistência mecânica ou a resistência à corrosão. Como desvantagens podem ser indicados o peso superior e a fraca estética. 67

86 As ortóteses de plástico são normalmente menos pesadas e podem adaptar-se melhor ao membro em causa, já que é possível fazer um molde para o mesmo. Devido à melhor adaptação, produz uma melhor distribuição das forças corretivas em relação às ortóteses metálicas. Uma caraterização mais detalhada é apresentada a seguir Metais Os mais comumente usados são: a) Aço: A sua principal vantagem é seu baixo custo e sua abundância. Possui resistência à fadiga, e proporciona uma alta rigidez e resistência. Os inconvenientes são o peso elevado e a necessidade de ligas para impedir a corrosão (Cuccurullo, 2002). b) Alumínio: As suas vantagens são a resistência à corrosão e à oxidação devido à película de alumina e uma alta resistência. É escolhido em vez do aço graças a ser mais leve, mas não é tão duro e tem menor limite de resistência em carga dinâmica. Também é um pouco mais caro do que o aço. O alumínio é o terceiro material mais abundante da natureza e é muito utilizado devido às suas propriedades mecânicas e altas condutividades térmica e elétrica. É um material nãomagnético com uma densidade de 2,7 g/cm 3. Muitas das suas propriedades mecânicas variam de acordo com a liga em causa, que pode ser com cobre, silício, magnésio e zinco. c) Titânio: Possui a vantagem de ser mais resistente à corrosão que as ligas de alumínio ou aço, mas tem como grande desvantagem o seu alto preço. d) Magnésio: Tem um peso muito baixo e é usado quando a resistência não é um requisito importante. 68

87 Plásticos Os mais utilizados na fabricação da OTP são os termoplásticos e os termoestáveis Termoplásticos São materiais que em temperatura ambiente são rígidos, mas quando a temperatura aumenta tornam-se brandos e é possível moldá-los até o encaixamento no membro em causa. Isto é conseguido porque entre as suas redes microestruturais têm ligações conhecidas como forças de Van der waals que são enfraquecidas elevando a temperatura e faz com que o material seja moldável. Outra característica importante é que podem derreter-se sem que suas propriedades sejam alteradas e permitindo moldá-los em quase qualquer geometria. Entre as vantagens do uso de termoplásticos temos a eficiência, flexibilidade, peso, preço e facilidade e rapidez de fabricação. Podem ser divididos em termoplásticos de alta e baixa temperatura: A) Termoplásticos de baixa temperatura: Podem ser moldados diretamente no membro até uma temperatura de 80 C. Não são efetivos quando há uma tensão elevada, como nos casos de espasticidade e o seu principal uso é nos membros superiores (Cuccurullo, 2002). B) Termoplásticos de alta temperatura: São usados nas ortóteses para uso prolongado com temperaturas até 150 C, acima das quais se tornam deformáveis usando a técnica de deformação em vácuo. Têm maior resistência e durabilidade do que os termoplásticos de baixa temperatura. A sua característica principal é conservar as suas propriedades físicas quando em temperaturas elevadas. Entre este tipo de termoplásticos os mais utilizados são o acrílico, o polipropileno (PP), o polietileno (PE), o policarbonato (PC) e os copolímeros. Os mais usados são o polipropileno (PP) e o polietileno (PE) que são descritos a seguir. a) Polipropileno: É caracterizado por uma excelente rigidez e um baixo peso específico. No entanto, o processo de fabrico é difícil devido a uma gama de temperaturas funcionais estreita e uma grande sensibilidade, em especial da superfície. (Otto, 2008). 69

88 O polipropileno comercial tem uma taxa de isotactidade de 0,95 que origina uma maior cristalização do polímero e melhores propriedades mecânicas como a resistência, a dureza e o módulo elástico. Existem dois tipos principais de polipropileno, o homopolímero e o copolímero: - O Polipropileno homopolímero tem um baixo peso específico, uma boa resistência a produtos químicos, uma boa resistência à fadiga, uma pequena contração em torno de 2% e uma alta rigidez. A sua desvantagem é que tem um baixo impacto, portanto deve ter-se cuidado durante o tratamento em tensão para evitar fraturas. - O Polipropileno copolímero tem mais resiliência do que os homopolímeros graças à adição de polietileno entre 5% e 25%, mas é menos rígido e é processado a temperaturas mais baixas. Também possui uma resistência ao choque maior do que o homopolímeros, especialmente a baixas temperaturas. b) Polietileno: É o polímero mais simples. Existem polietilenos de densidades diferentes, mas o mais usado é o polietileno de baixa densidade, que apresenta algumas características interessantes, como boa flexibilidade, transparência, impermeabilidade e é mais leve e mais barato (Otto, 2008) Plásticos termoestáveis São mais difíceis de usar do que os termoplásticos e geralmente causam maior irritação no corpo e mesmo reações alérgicas. Exemplos são o poliéster e a espuma de poliuretano (Cuccurullo, 2002) BIOMECÂNICA DAS OTPs As ortóteses têm sistemas para manter as articulações anatômicas na posição correta e restringir o movimento anormal. Existem dois tipos de sistemas principais do controlo, a força de reação ao solo (GRF - Ground Force Control) e os três pontos de pressão (3PP - Three Points Pressure). 70

89 Três pontos de pressão O sistema de controlo de três pontos de pressão baseia-se em parar a rotação de dois segmentos do corpo num ponto compartilhado na rotação. Duas forças (F1 e F2) são aplicadas na extremidade livre de cada segmento e opõemse a uma terceira força corretiva (F3) aplicada no ponto da rotação, Figura 50a. Aumentando a distância das forças F1 e F2 em relação à força corretiva, incrementamse os braços de alavanca e portanto aumenta-se a efetividade. Este sistema está baseado no princípio de pressão, onde a pressão é igual à força total dividida pela área de aplicação, e onde o objetivo é a distribuição das forças sobre uma área maior para reduzir as pressões resultantes (Lin, 2003). Existe uma variante deste sistema, que é o mais utilizado nas ortóteses mais comuns que é o sistema de quatro pontos de pressão, Figura 50b. A força corretiva central é dividida em duas forças (F4 e F5) que atuam em áreas adjacentes, e a razão é que a pressão não é bem tolerada normalmente quando diretamente aplicada na articulação anatômica e uma ortótese com linhas de corte muito perto da articulação pode restringir o movimento (Gulshad, 2009). Figura 50 - Três pontos de pressão (A) e quatro pontos de pressão (B) (Gulshad, 2009). As OTPs usam o sistema de controlo de três pontos de pressão, por exemplo, para controlo da dorsiflexão, Figura 51a, e da flexão plantar do tornozelo, Figura 51b. Contudo, tal sistema também é utilizado para evitar a abdução, Figura 51c, e a adução do antepé, Figura 51d. 71

90 Figura 51 - Três pontos de pressão para controlar a dorsiflexão (A), a flexão plantar (B), a abdução (C) e a adução (D) (Gulshad, 2009). Também é utlizado o sistema de quatro pontos de pressão para controlar a eversão e a inversão da articulação subtalar porque a aplicação de uma única força corretiva não é possível, Figura 52. Figura 52 - Quatro pontos de pressão para controlar a eversão (à esquerda) e a inversão (à direita) (Lin, 2003). 72

91 Força de reação ao solo O sistema de força de reação ao solo para controlar o movimento de um segmento do corpo ou uma articulação é usado com ou sem ortótese, mas apenas é empregue durante a fase de apoio quando há uma força de reação do solo para o membro inferior que provoca momentos em torno das articulações. O movimento resultante nas articulações depende da posição da linha de ação desta força e do movimento disponível na articulação (Seymour, 2002), Figura 53. Figura 53 - Força de reação ao solo na fase de apoio sem ortótese (A) e com ortótese (B) (Gulshad, 2009). Se a linha de ação da força cruza a articulação, nenhum momento ou movimento de rotação é gerado na articulação. Se isso não acontece, então cria-se um momento sobre a articulação e a força vai rodar o segmento sobre a articulação se esta não estiver limitada por ligamentos ou músculos (NHS, 2009). Se uma ortótese bloqueia o movimento da articulação, a força de reação ao solo cria um momento sobre a próxima articulação livre. Na Figura 53b pode observar-se como a ortótese e a força bloqueiam a flexão plantar do tornozelo no instante do contato e assim impedem uma hiperextensão do joelho. A força de reação ao solo ocorre em todas as fases de apoio e também inclui o movimento no plano frontal. A Figura 54a mostra a posição patológica da deformidade valgo da articulação subtalar. A linha de ação da força é alinhada lateralmente com a articulação subtalar resultando um momento de eversão. A aplicação de uma OTP, Figura 54b, desloca a linha de ação da força à articulação subtalar no contato do pé e gera-se um momento corretivo de inversão para posicionar o 73

92 calcâneo na posição vertical correta antes do posicionamento do peso sobre o pé (Gulshad, 2009). Figura 54 - Força de reação ao solo na deformação valgo da articulação subtalar (Gulshad, 2009) Comparação entre os sistemas 3PP e GRF Três pontos de pressão 1 Eficaz nas fases de apoio e de oscilação 2 Não é dependente da estrutura do sapato 3 Controlo das articulações no interior da ortótese 4 Mais seguro porque a articulação é estável para todo o terreno 5 Menos eficiente já que pode restringir o movimento da articulação Força de reação ao solo É dependente do contato com o solo (Só na fase de apoio) É dependente da estrutura do sapato Controlo das articulações próximo à ortótese Menos seguro já que a estabilidade da articulação depende do terreno Mais eficiente já que pode permitir mais movimento da articulação afetada Tabela 1 Diferencias entre os sistemas 3PP e GRF (Gulshad, 2009). 74

93 1) O Controlo GRF do membro inferior pela ortótese só é possível quando a ortótese contata como o solo na fase de apoio, enquanto o controlo 3PP atua para controlar o movimento na articulação durante todo o ciclo da marcha. 2) O controlo GRF depende da resistência estrutural do sapato e da interface entre o sapato e a ortótese, enquanto o controlo 3PP não é dependente destes fatores. 3) O controlo GRF produz um momento sobre a primeira articulação livre próxima à ortótese através da aplicação das forças no segmento inferior esta articulação, enquanto o controlo 3PP só pode controlar o movimento das articulações no interior da ortótese, já que é necessário um braço de alavanca suficiente em cada lado da articulação 4) O controlo GRF é menos seguro porque a estabilidade da articulação correta depende do tipo de terreno onde a pessoa caminha, enquanto o controlo 3PP é mais seguro já que não depende deste fator. Por exemplo, se o terreno é inclinado ou apresenta uma superfície muito irregular, a posição da linha de ação da força pode mudar e criar uma lesão em vez de um momento corretivo na articulação. O uso da uma ortótese com controlo GRF não protege contra essa mudança na linha de ação, enquanto o controlo 3PP atuará para proteger a articulação. 5) Em alguns casos, o controlo GRF não restringe tanto o movimento como o controlo 3PP, e isto faz com que o controlo GRF seja mais eficiente energeticamente, Tabela 1. 75

94 CAPÍTULO VI Estudo experimental de uma OTP 76

95 Neste capítulo apresenta-se um estudo experimental realizado num laboratório de biomecânica para comprovar os efeitos e benefícios do uso da uma OTP TRABALHO EXPERIMENTAL A recolha de dados considerada neste projeto foi realizada no laboratório do Centro de Estudos do Movimento e Atividade Humana (CEMAH) da Escola Superior de Tecnologia da Saúde do Porto (ESTSP). O laboratório tem diferentes softwares, equipamentos e materiais. O software utilizado foi o sistema Qualisys Track Manager (QTM) que encarrega do registo cinemático para análise e captura do movimento humano, permitindo a captura do movimento em 2D, 3D com 6 graus de liberdade. O sistema de captura de movimento está integrado com 4 câmaras Oqus com têm uma frequência de aquisição de 100 Hz. Cada câmara tem uma resolução de captura de pixeis (0.3 Megapixéis) e suporta uma captura de vídeo de alta velocidade. Com os dados (x, y) recolhidos a partir das câmaras, o QTM calcula as posições em 3D (x, y, z) (Qualisys, 2014), Figura 55. Figura 55 - Câmaras usadas para capturar o movimento. O sistema QTM também tem integração e sincronização com duas plataformas de forças. Estas plataformas são da marca Bertec e permitem a medição simultânea das três componentes de força ao longo dos eixos x, y e z, e das três componentes de momento sobre os eixos x, y e z, tendo um total de seis saídas (Qualisys, 2014). 77

96 Como já foi referido no capítulo sobre a marcha humana, as plataformas de força são instrumentos eletromecânicos que permitem a medição e análise da força de reação que um indivíduo exerce no solo na execução de um movimento. São sistemas de análise cinética do movimento baseados na terceira lei de Newton, sendo possível obter o valor de uma força externa exercida sobre uma superfície para encontrar a força que origina igual amplitude e direção, mas em sentido oposto. A força aplicada na plataforma irá produzir um sinal elétrico proporcional ao seu valor (Collado, 2005), Figura 56. Figura 56 - Placas de forças usadas. Uma vez definidos os materiais do laboratório a usar, procede-se à recolha de dados. Antes de começar essa recolha, foi realizada a calibração do sistema, que executa de forma dinâmica e com um calibrador em forma de T com 2 marcadores nas pontas. O calibrador é movido para ocupar o volume que define o espaço para a captura do movimento. No entanto, sempre há erros associados à calibração que tem que ser igual ou inferior a 0,5 mm para garantir uma captação adequada. Realizaram-se cinco calibrações para conseguir este objetivo. A seguir foram identificados os pontos anatómicos nos quais se colocaram os marcadores. Para a análise do ângulo do tornozelo e as forças e momentos exercidos pelo pé no solo, foi suficiente a colocação de três marcadores, um à altura do perônio, outro no maléolo e um último no quinto metatarso, como pode observa-se na Figura

97 Figura 57 - Colocação dos marcadores. O ângulo do tornozelo durante um ciclo da marcha é calculado pela variação do ângulo formado entre o marcador do quinto metatarso e o marcador do perônio, ambos em relação ao marcador do maléolo. Realizaram-se três medições dos parâmetros ângulo, forças e momentos, para cada um dos casos em estudo: primeiramente, com o sujeito sem ortótese e depois com ortótese. O sujeito em causa tinha 1.80 m de altura e 76.3 Kg. A ortótese elegida para o estudo foi uma OTP desenhada e fabricada por Rita Susana Quesado durante a na sua dissertação de Mestrado em Design Industrial da Universidade do Porto com o título Design na usabilidade de dispositivos médicos RESULTADOS Depois de obter os dados necessários e realizar uma análise de forma a descartar dados com erros, obtiveram-se os gráficos apresentados e discutidos a seguir. Na Figura 58 é possível observar como o ângulo do tornozelo é menor com o uso do ortótese, o que está de acordo com o facto de uma das principais funções das OTPs ser a restrição da amplitude de movimento, limitando a flexão plantar e dorsal. Também o ângulo 79

98 ÂNGULO DO TORNOZELO ESQUERDO MARCHA NORMAL E PATOLÓGICA: ESTUDO TEÓRICO E EXPERIMENTAL DE UMA OTP do tornozelo durante o ciclo da marcha obtido experimentalmente assemelha-se ao comportamento teórico esperado (Figura 22). 15,0 Ângulo do tornozelo Vs. Tempo 10,0 5,0 0,0-5,0 0 0,1 0,2 0,3 0,4 0,5 0,6 0,7 0,8 0,9 1-10,0-15,0-20,0 TEMPO (SEG) Sem OTP Com OTP Figura 58 - Ângulo do tornozelo Vs. Tempo. Relativamente à reação que o solo provoca no pé durante a fase de apoio, observa-se que esta força é menor com a utilização da ortótese, Figuras 59 e 60. No eixo y é observada uma desaceleração inicial durante o contato do calcanhar, e que atinge seu valor máximo na fase de duplo apoio e que depois diminui até 0 (zero) quando passa pela vertical com o centro de gravidade sobre o pé que suporta a carga. Também existe um novo valor máximo quando começa a outra fase de apoio bipodal. No eixo x não foram verificadas variações significativas com o uso da ortótese. 80

99 FORÇA Z (N) FY (N) MARCHA NORMAL E PATOLÓGICA: ESTUDO TEÓRICO E EXPERIMENTAL DE UMA OTP 200,0 Força Y Vs. Tempo 150,0 100,0 50,0 0,0-50,0 0 0,1 0,2 0,3 0,4 0,5 0,6 0,7-100,0-150,0-200,0 TEMPO (s) Sem OTP Com OTP Figura 59 - Força no eixo y Vs. Tempo. No eixo z é produzida a força de maior magnitude, já que está relacionada com a aceleração da gravidade. Pode-se observar uma curva com dois picos máximos correspondentes ao contato do calcanhar e à descolagem do antepé. Com o uso da ortótese, estes picos máximos têm menor valor. Força Z Vs. Tempo 1.000,0 900,0 800,0 700,0 600,0 500,0 400,0 300,0 200,0 100,0 0,0 0 0,1 0,2 0,3 0,4 0,5 0,6 0,7 0,8 TEMPO (s) SEM OTP COM OTP Figura 60 - Força no eixo z Vs. Tempo. Relativamente aos momentos, as Figuras mostram os momentos criados em cada um dos três eixos no pé durante a fase de apoio. É importante observar como os 81

100 MOMENTO Y (Nm) MOMENTO X (Nm) MARCHA NORMAL E PATOLÓGICA: ESTUDO TEÓRICO E EXPERIMENTAL DE UMA OTP momentos com o uso da ortótese são menores, exceto para o eixo y em que no início é também menor, mas depois apresenta um valor maior, devido provavelmente algum erro na recolha de dados no laboratório. 100,0 80,0 60,0 40,0 20,0 0,0-20,0-40,0-60,0-80,0-100,0 Momento X Vs. Tempo 0 0,1 0,2 0,3 0,4 0,5 0,6 0,7 TEMPO (s) SEM OTP COM OTP Figura 61 - Momento no eixo x Vs. Tempo. Momento Y Vs. Tempo 25,0 20,0 15,0 10,0 5,0 0,0-5,0 0 0,1 0,2 0,3 0,4 0,5 0,6 0,7-10,0-15,0 TEMPO (s) SEM OTP COM OTP Figura 62 - Momento no eixo y Vs. Tempo. 82