ALTERAÇÕES NO PADRÃO TEMPORAL ELETROMIOGRÁFICO DE ATLETAS DE VOLEIBOL COM INSTABILIDADE FUNCIONAL DO TORNOZELO

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1 ALTERAÇÕES NO PADRÃO TEMPORAL ELETROMIOGRÁFICO DE ATLETAS DE VOLEIBOL COM INSTABILIDADE FUNCIONAL DO TORNOZELO Eneida Yuri Suda 1,2, Anita Lopes Cantuária 1, Isabel de Camargo Neves Sacco 1 1 Laboratório de Biomecânica do Movimento e Postura Humana, Depto Fisioterapia, Fonoaudiologia e Terapia Ocupacional Faculdade de Medicina Universidade de São Paulo SP 2 Centro Universitário Capital Unicapital São Paulo SP. Resumo: O objetivo desse estudo foi comparar a atividade muscular de tornozelo e pé de jogadores de voleibol com e sem instabilidade funcional do tornozelo (IF) durante a aterrissagem após o movimento de bloqueio. A atividade EMG foi adquirida para tibial anterior (TA), fibular longo (FL), e gastrocnêmio lateral (GL) em 21 atletas com IF (GI 20,4±3,7anos) e em 19 atletas controle (GC 20,3±3,8anos). A atividade EMG foi analisada no período de tempo entre 200ms antes e após o momento do impacto, determinados por meio da componente vertical da FRS. Os envoltórios lineares foram calculados para cada um dos grupos e a magnitude e o momento do pico máximo de cada um dos músculos, determinados matematicamente. Os grupos foram comparados por meio do teste t (α<0.05). O GI apresentou um momento de pico mais tardio para TA (GC=-107,4±29,6ms; GI=-134,0±26,0ms) e FL (GC=-11,0±55,9ms; GI=- 41,7±49,8ms) e um menor pico para TA (GC=68,5±17,2%; GI=81,2±28,8%) e FL (GC=72,9±27,3%; GI=59,1±16,0%), mostrando um padrão de atividade muscular que predispõe esses indivíduos a um entorse de tornozelo. Palavras Chave: tornozelo, instabilidade articular, atividade motora, eletromiografia, esportes Abstract: The purpose of this study was compare foot and ankle muscle activity of volleyball athletes with and without functional ankle instability (FI) during landing after the blocking maneuver. EMG were acquired from peroneus longus (PL), tibialis anterior (TA) and gastrocnemius lateralis (GL) of 21 athletes with FI (FIG 20.4±3.7yrs) and 19 healthy ones (CG 20.3±3.8yrs). We analyzed EMG activity from 200ms before impact to 200ms after impact, both determined by vertical ground reaction force. Linear envelops were calculated for EMG signals and the magnitude and the time of maximum peak occurrence were determined. Groups were compared using T test (α<0.05). FIG subjects showed a later peak occurrence for TA (CG=-107.4±29.6ms; FIG=-134.0±26.0ms) and PL (CG=-11.0±55.9ms; FIG=- 41.7±49.8ms) and a lower peak for TA (CG=68.5±17.2%; FIG=81.2±28.8%) and PL (CG=72.9±27.3%; FIG=59.1±16.0%), showing a muscle activity that predisposes them to ankle sprains. Keywords: ankle, joint instability, motor activity, electromyography, sports INTRODUÇÃO Uma das lesões esportivas mais comuns é o entorse de tornozelo [1-3], sendo essa, da mesma forma, a lesão aguda mais prevalente entre os praticantes de voleibol [3-5]. No voleibol, 63% das lesões em membros inferiores são associadas às habilidades motoras de ataque e bloqueio [6], e o desempenho efetivo deste movimento depende do controle motor e da habilidade desse sistema para modificar os detalhes da ação de acordo com as circunstâncias necessárias [7]. Geralmente essas habilidades resultam em uma inversão do tornozelo, causando lesão nos ligamentos laterais durante a aterrissam no solo após o salto vertical [4]. Alguns autores têm descrito que, independentemente do tratamento inicial, de 10 a 40% dos indivíduos com história de entorses no tornozelo relatam sintomas persistentes como falseios, dificuldade de andar ou correr em superfícies irregulares, dificuldade de realizar saltos e mudanças de direção, e recidiva das lesões, caracterizando um quadro de instabilidade crônica [8-10]. As duas prováveis causas da instabilidade crônica do tornozelo foram denominadas de instabilidade mecânica e instabilidade funcional. A instabilidade mecânica resulta de mudanças anatômicas no complexo do tornozelo e é definida como hipermobilidade articular, causada

2 principalmente pela presença de frouxidão ligamentar [1, 11]. A instabilidade funcional (IF) é definida como um quadro formado por um conjunto de sintomas tardios, que se desenvolvem após a resolução da lesão ligamentar inicial, ou seja, a queixa é presente sem que haja evidência de lesão do complexo ligamentar [1, 11]. O objetivo do presente trabalho foi investigar a influência da condição de instabilidade funcional de tornozelo nos padrões temporais de ativação dos músculos tibial anterior, fibular longo e gastrocnêmio lateral em jogadores de voleibol durante a aterrissagem após a habilidade do bloqueio. MATERIAIS E MÉTODOS Quarenta atletas, voluntários, de ambos os sexos, todos jogadores de voleibol profissionais entre 17 e 35 anos de idade, foram avaliados. O grupo controle (GC) foi constituído de 19 sujeitos (20,3±3,9anos de idade) sem queixas de instabilidade de tornozelo, sem história de lesões agudas dos membros inferiores ou que tivessem requerido afastamento da prática esportiva nos últimos seis meses e sem história de entorses de tornozelo no último ano no membro avaliado. O grupo com instabilidade funcional (GI) foi composto de 21 sujeitos (20,6±3,8 anos de idade) com IF história de pelo menos um entorse que necessitou de afastamento da prática esportiva há mais de três meses da data da avaliação, queixas de instabilidade e com resultado negativo nos testes de gaveta anterior do tálus, que avalia a integridade do ligamento talofibular anterior e de inclinação talar, que avalia a integridade do ligamento calcaneofibular. Todos os sujeitos participantes assinaram um termo de consentimento livre e esclarecido aprovado pelo Comitê de Ética da instituição local. Foram avaliados os músculos tibial anterior (TA), gastrocnêmio lateral (GL) e fibular longo (FL) unilateral por meio de eletromiografia (EMG) de superfície durante a aterrissagem após o bloqueio. O movimento analisado foi realizado de forma que se aproximasse o máximo possível do fundamento de bloqueio do voleibol, uma vez que a coleta de dados foi realizada em ambiente de laboratório e sem o uso da bola e a presença da rede. Utilizou-se para a aquisição do sinal eletromiográfico um eletromiógrafo da EMG System do Brasil (São José dos campos, Brasil) e eletrodos descartáveis (Medi-Trace 200 series, Kendall-LTP) de Ag/AgCl, circulares, com 10mm de diâmetro, colocados de forma que a distância inter-eletrodo foi de 25mm centro a centro. Os eletrodos foram fixados no ventre muscular, afastados do ponto motor, de forma paralela à direção das fibras musculares de acordo com a SENIAM [12]. O eletrodo de referência foi fixado na tuberosidade da tíbia do membro analisado. A aquisição da EMG foi sincronizada por meio de um conversor A/D de 12 bits de resolução com a componente vertical da FRS obtida por uma plataforma de força AMTI. A componente vertical da força reação do solo (FRS) permitiu o reconhecimento dos instantes de desprendimento do pé do solo e de impacto após o bloqueio. A freqüência de amostragem de sinais foi de 1000Hz e o tempo de aquisição foi de quatro segundos. Foram coletadas quatro tentativas válidas para cada atleta. Os valores de contração voluntária isométrica máxima (CVIM) foram obtidos para cada um dos músculos analisados. Para tanto, os

3 músculos foram testados por meio de testes de função, segundo Kendall et al. [13]. Foram coletados quatro segundos para cada um dos músculos, e a medida foi repetida duas vezes. Os dados foram processados em ambiente de programação MatLab v.6.5 e neste ambiente, a duração da fase aérea (tempo de vôo) foi determinada a fim de se certificar que não houve diferença entre a altura do salto dos sujeitos do grupo controle (42,1±7,6cm) e dos com instabilidade (41,0±6,1cm), hipótese esta confirmada (p=0,315). A altura do salto foi determinada através da equação do movimento de um corpo em queda livre a partir de uma velocidade inicial nula, uma vez que a velocidade do indivíduo na altura máxima atingida é zero. Foram calculados os envoltórios lineares do EMG dos músculos analisados a fim de se obter o padrão temporal de ativação no período de 200ms antes do impacto, que correspondeu a 0% do ciclo, a 200ms após o impacto, que correspondeu a 100% do ciclo. Para esse cálculo, retificou-se o sinal eletromiográfico por onda completa e filtrou-se com filtro passa-baixa tipo butterworth de 4 a ordem com freqüência de corte de 5Hz. Os envoltórios foram normalizados pela CVIM, cujo sinal recebeu o mesmo tratamento matemático dos envoltórios. Realizou-se uma análise tanto quantitativa quanto qualitativa dos padrões dos envoltórios lineares. Para a análise quantitativa foram determinados, para cada músculo, o momento do pico máximo e a magnitude do pico máximo. O momento do pico máximo de cada um dos músculos estudados foi referenciado em relação ao momento da aterrissagem após bloqueio, sendo que valores positivos correspondem à ocorrência de um pico de ativação anterior ao momento do impacto, e valores negativos, a um pico de ativação após o impacto, identificado pela componente vertical da FRS. Para a análise estatística, foi utilizado o software SPSS v Foi testada a normalidade na distribuição das variáveis de razão por meio do teste de Shapiro-Wilks e com isso as análises inferenciais entre os grupos GC e GI foram feitas utilizando-se o Teste t independente. Foi adotado o valor de α de 0,05. RESULTADOS A Tabela 1 mostra o momento do pico e a Tabela 2 representa a magnitude do pico máximo para cada músculo estudado. Observou-se que o músculo TA apresentou um pico de ativação maior e mais tardio nos indivíduos com instabilidade, enquanto o FL apresentou um pico de ativação também mais tardio, porém menor. Tabela 1: Momento do pico máximo (média ± 1 desvio padrão) e valores de p. Músculo GC (ms) GI (ms) p TA -107,4 ± 29,6-134,0 ± 26,0 0,002 FL -11,0 ± 55,9-41,7 ± 49,8 0,037 GL 4,4 ± 47,12-3,5 ± 39,5 0,358 Tabela 2: Magnitude dos picos de ativação (média ± 1 desvio padrão) e valores de p. Músculo GC GI (%CVIM) (%CVIM) p TA 68,5 ± 17,2 81,2 ± 28,8 0,048 FL 72,9 ± 27,3 59,1 ± 16,0 0,032 GL 83,3 ± 32,8 76,6 ± 26,1 0,239

4 Os padrões dos envoltórios lineares podem ser observados na Figura 1. Ambos os grupos apresentaram padrões similares de ativação muscular, porém no GI observou-se uma diminuição considerável da diferença entre a atividade do TA e do FL antes do momento da aterrissagem. Além disso, após o impacto, o TA apresentou uma atividade mais pronunciada em relação aos outros músculos. EMG (%CVIM) EMG (%CVIM) 1,0 0,9 0,8 0,7 0,6 0,5 0,4 0,3 0,2 0,1 Tibial anterior Fibular longo Gastrocnêmio lateral Grupo controle (n=19) 0, ,0 0,9 0,8 0,7 0,6 0,5 0,4 0,3 0,2 0,1 Tibial anterior Fibular longo Gastrocnêmio lateral Grupo Instabilidade (n=21) Tempo (% Ciclo) 0, Tempo (% Ciclo) Figura 1 Curvas médias dos envoltórios lineares do grupo controle (A) e do grupo com IF (B) durante a aterrissagem; a linha vertical representa o momento do impacto DISCUSSÃO Não houve diferença entre os grupos na altura do salto realizado, mostrando que não A B houve diferença de performance entre esses indivíduos. Portanto, pode-se considerar que as diferenças observadas entre os grupos nas variáveis analisadas ocorreram devido à condição de instabilidade, e não a possíveis diferenças de performance entre os grupos. De forma qualitativa, identifica-se que no grupo controle todos os músculos começam sua atividade antes do momento do impacto e esta aumenta de forma contínua e gradual. Porém, esse aumento é mais acentuado para os músculos FL e GL, uma vez que ambos atingem o máximo de sua atividade a cerca de 75% do ciclo, o que corresponderia a 100ms após o impacto. Esse comportamento provavelmente aumenta muito os momentos extensores e eversores do complexo tornozelo-pé. Ao mesmo tempo, o TA, no período pré-impacto, apresenta uma menor atividade em relação ao FL e ao GL, podendo gerar menores momentos inversores na fase pré-aterrissagem, momento este que predisporia a uma maior instabilidade na aterrissagem, aumentando as possibilidades de entorse. Assim, esse padrão de atividade observado antes do impacto levaria a um aumento do momento eversor no complexo tornozelo-pé em indivíduos saudáveis, a fim de prepará-lo para o torque inversor gerado pelo contato com o solo. Já a maior atividade do GL nessa fase préimpacto auxiliaria na absorção do impacto. Os valores do momento do pico de ativação do GL mostram que ele ocorreu de forma praticamente simultânea ao impacto para ambos os grupos. Esse padrão de ativação do GL também foi descrito por Arampatzis et al. [14] para a aterrissagem a partir de alturas controladas. McKinley e Pedotti [15] sugerem que a extensão do tornozelo na aterrissagem é importante, pois

5 permite que o tornozelo tenha uma maior movimentação, e, portanto, mais tempo para distribuir a força de impacto. No GI, observou-se uma diminuição considerável da diferença entre a atividade do TA e do FL antes do momento da aterrissagem, o que poderia diminuir a proteção do complexo tornozelo-pé, pois geraria um menor momento eversor no complexo. Além disso, observou-se que o FL apresenta um pico de ativação menor e mais tardio nos indivíduos com IF, atingindo seu máximo de atividade depois em comparação aos indivíduos do grupo controle. Esse comportamento pode gerar uma diminuição de sua atividade no momento do impacto, associado a uma menor ativação, caracterizando claramente uma diminuição da função do FL no momento em que o torque inversor é gerado no complexo tornozelo-pé. Pode-se supor que essa alteração do padrão de atividade muscular predisporia os indivíduos com instabilidade funcional a uma maior possibilidade de ocorrer um torque inversor maior do que o suportável pelos estabilizadores estáticos no momento do impacto. O TA apresentou uma atividade mais pronunciada passado o momento do impacto, mais próxima ao final do ciclo de movimento estudado em ambos os grupos, de acordo com o padrão descrito na literatura [15, 16], levando a um maior momento flexor e inversor nos 200ms que sucedem o impacto. Arampatzis et al. [14] sugerem que esse aumento da atividade do TA é necessário, pois evitaria uma eversão excessiva na articulação talocrural. A ação excêntrica dos músculos inversores teria como função controlar a amplitude de eversão e de extensão do complexo tornozelo-pé. Quando ocorre uma eversão em cadeia cinética fechada há um deslocamento lateral da perna sobre o pé que está recebendo a descarga de peso. Quando o centro de massa é movido além da borda lateral do pé e o limite da eversão em cadeia fechada é atingido, a borda medial do pé começa a se desprender do solo, forçando a uma rápida inversão [17]. Assim, o TA teria como função controlar excentricamente essa eversão em cadeia fechada a fim de fornecer estabilidade à articulação. As variáveis quantitativas do envoltório mostraram que o TA apresenta um pico de ativação mais tardio e de maior magnitude nos indivíduos com IF. Se for levada em consideração a função estabilizadora do TA após o impacto, como descrito anteriormente, esse padrão de ativação poderia representar, primeiro, uma diminuição dessa função estabilizadora do TA, uma vez que seu pico de ativação ocorre de forma mais tardia no ciclo do movimento, e, segundo, uma resposta adaptativa, representada pelo aumento da magnitude do pico [18]. Caulfield e Garret [18] avaliaram o salto vertical em indivíduos com IF a partir de uma altura controlada. Eles observaram que os indivíduos com IF mostraram um padrão de maior tendência à posição de flexão no momento da aterrissagem, o que poderia ser conseqüência de uma maior atividade de TA, que ofereceria uma maior proteção do complexo ligamentar lateral. Os autores também sugerem que essa seja uma resposta adaptativa à condição de instabilidade. CONCLUSÃO Jogadores de voleibol com instabilidade funcional de tornozelo apresentam padrões alterados de ativação muscular nos músculos que estabilizam o complexo tornozelo-pé. O fibular

6 longo apresentou uma diminuição de sua capacidade de proteger o complexo tornozelo-pé conta o grande torque inversor gerado no momento do impacto, diminuindo sua função estabilizadora. Já o tibial anterior apresentou um comportamento provavelmente adaptativo à condição de instabilidade. Como indivíduos com instabilidade funcional apresentam um complexo ligamentar aparentemente íntegro, essas alterações poderiam explicar as queixas apresentadas por esses indivíduos. REFERÊNCIAS [1] Gerber JP, Williams GN, Scoville CR, Arciero RA, Taylor DC. Persistent disability associated with ankle sprains: a prospective examination of an athletic population. Foot Ankle Int. 1998;19(10): [2] Safran MR, Benedetti RS, Bartolozzi AR, 3rd, Mandelbaum BR. Lateral ankle sprains: a comprehensive review: part 1: etiology, pathoanatomy, histopathogenesis, and diagnosis. Med Sci Sports Exerc. 1999;31(7 Suppl):S [3] Thacker SB, Stroup DF, Branche CM, Gilchrist J, Goodman RA, Weitman EA. The prevention of ankle sprains in sports. A systematic review of the literature. Am J Sports Med. 1999;27(6): [4] Schafle MD. Common injuries in volleyball. Treatment, prevention and rehabilitation. Sports Med. 1993;16(2): [5] Briner WW, Jr., Kacmar L. Common injuries in volleyball. Mechanisms of injury, prevention and rehabilitation. Sports Med. 1997;24(1): [6] Dufek JS, Bates BT. Lower extremity performance models for landing. Human Movement Science. 1992;(11): [7] Almeida JMR, Valle LERd, Sacco ICN. Assimetria Interlateral da atividade muscular dos membros inferiores no salto vertical. Rev Bras Biomecânica. 2001;1(2): [8] Lynch SA, Renstrom PA. Treatment of acute lateral ankle ligament rupture in the athlete. Conservative versus surgical treatment. Sports Med. 1999;27(1): [9] Eils E, Rosenbaum D. A multi-station proprioceptive exercise program in patients with ankle instability. Med Sci Sports Exerc. 2001;33(12): [10] Osborne MD, Rizzo TD, Jr. Prevention and treatment of ankle sprain in athletes. Sports Med. 2003;33(15): [11] Hertel J. Functional Anatomy, Pathomechanics, and Pathophysiology of Lateral Ankle Instability. J Athl Train. 2002;37(4): [12] Hermens HJ, Freriks B, Disselhorst-Klug C, Rau G. Development of recommendations for SEMG sensors and sensor placement procedures. J Electromyogr Kinesiol. 2000;10(5): [13] Kendall FP, McCreary EK, Provence PG. Músculos: provas e funções. São Paulo: Manole; [14] Arampatzis A, Morey-Klapsing G, Bruggemann GP. The effect of falling height on muscle activity and foot motion during landings. J Electromyogr Kinesiol. 2003;13(6): [15] McKinley P, Pedotti A. Motor strategies in landing from a jump: the role of skill in task execution. Exp Brain Res. 1992;90(2): [16] Santello M, McDonagh MJ. The control of timing and amplitude of EMG activity in landing movements in humans. Exp Physiol. 1998;83(6): [17] Munn J, Beard DJ, Refshauge KM, Lee RY. Eccentric muscle strength in functional ankle instability. Med Sci Sports Exerc. 2003;35(2): [18] Caulfield BM, Garrett M. Functional instability of the ankle: differences in patterns of ankle and knee movement prior to and post landing in a single leg jump. Int J Sports Med. 2002;23(1): yurisuda@usp.br