EFEITO INERCIAL DO EXERCÍCIO DE EXTENSÃO DE JOELHO SOBRE A FORÇA ARTICULAR TIBIOFEMORAL

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1 EFEITO INERCIAL DO EXERCÍCIO DE EXTENSÃO DE JOELHO SOBRE A FORÇA ARTICULAR TIBIOFEMORAL Daniela Aldabe 1,2, Luiz Felipe Silveira 1, João Paulo Cañeiro 1, Daniel Cur Ribeiro 1, Jefferson Fagundes Loss 1 1 Escola de Educação Física Universidade Federal do rio Grande do Sul UFRGS Porto Alegre. 2 Rede Metodista de Educação do Sul Porto Alegre. Resumo: O objetivo deste estudo foi avaliar o efeito inercial sobre a força articular tibiofemoral durante o exercício de extensão de joelho em cadeia cinética aberta em três velocidades distintas: 45 /seg, 90 /seg e 180 /seg. Todos os exercícios foram realizados com uma carga externa de 10 kg. Para avaliação da força articular foi utilizada a técnica da dinâmica inversa. Os resultados sugerem que o exercício realizado a 180 /seg apresenta aumento significativo da força compressiva e da força sobre o LCP na amplitude articular de 70 a 90. Houve uma diminuição significativa da força compressiva entre a amplitude de 50 a 10 e da força sobre o LCA somente aos 10 de flexão de joelho. O efeito inercial promoveu diferentes padrões de sobrecarga articular. Este padrão foi dependente da amplitude articular e da velocidade de execução do gesto. Palavras chave: efeito inercial, força articular, tibiofemoral. Abstract: The aim of the present stud was to evaluate the intertial effect over tibiofemoral joint force during extensions of the knee at open kinetic chain in three different velocities: 45, 90 and 180 /sec. All the knee extensions were performed with 10 kg of external load.to evaluate the joint forces, the inverse dnamics technique was used. The results suggest that knee extensions performed at 180 /sec present a significative increase of the compressive force and over the PCL between 70 to 90. There was a significative decrease of the compressive force between 50 to 10 of knee flexion and a decrease of the force over the ACL onl at 10 of knee flexion. Different patterns of joint overload were promoted b the inertial effect. This pattern was range of motion and of the execution velocit dependent. Ke words: inertial effect, joint force, tibiofemoral. INTRODUÇÃO Grande parte dos modelos biomecânicos utiliza as equações de Newton-Euler associado à solução direta ou inversa para quantificação das forças articulares [1, 2, 3, 4]. Quando um movimento é executado em altas velocidades, os componentes inerciais da equação de movimento linear (produto da massa e aceleração linear) e de movimento angular (produto do momento de inércia e aceleração angular), apresentam aumento de sua magnitude podendo acarretar em variações nos valores de força articular [5, 6]. No entanto, o efeito do aumento dos componentes inerciais no comportamento e magnitude da força articular é desconhecido. Especificamente, durante a reabilitação de diferentes disfunções do joelho, muitos protocolos recomendam a utilização de carga externa (caneleiras, aparelhos de musculação, bandas elásticas e etc) para reforço do músculo quadríceps [7, 8, 9]. Quando a carga externa é composta por pesos (caneleira e aparelhos de musculação), o componente inercial da carga pode desempenhar um papel importante na magnitude imposta ao aparelho musculoesquelético. Portanto, o objetivo deste estudo foi avaliar o efeito inercial sobre a força articular tibiofemoral durante o exercício de extensão de joelho em cadeia cinética aberta (CCA) em três velocidades distintas.

2 MATERIAIS E MÉTODOS Amostra Este estudo foi realizado com 8 indivíduos do sexo masculino, praticantes de exercícios físicos, sem história de lesão articular, e que firmaram voluntariamente um termo de consentimento. A idade média dos indivíduos foi de 26,0 ± 6.0 anos, massa de 72.8 ± 2.4 kg, altura de ± 3.0 cm e tamanho de tíbia de 41.0 ± 1.5 cm. Foi considerado como critério de exclusão história prévia de lesão no joelho, sinais positivos aos exames específicos de lesão desta articulação e sedentarismo. Procedimentos de coleta Todos indivíduos realizaram um aquecimento prévio por cinco minutos em bicicleta ergométrica regulada a 50 Watts. Após, os sujeitos foram posicionados sentados de forma a manter um ângulo de 90 entre tronco e coxa. Para manutenção deste posicionamento os sujeitos foram firmemente fixados a uma cadeira regulável com auxílio de cintas largas de velcro e cinto de quatro pontos (Figura 1). Previamente ao protocolo de coleta os indivíduos realizaram algumas repetições para familiarização com o teste. O protocolo realizado pela amostra consistiu em cinco repetições de extensão de joelho em CCA realizada com uma caneleira de 10 kg em três velocidades angular médias distintas: 45 /seg, 90 /seg e 180 /seg. As velocidades foram monitoradas por um feedback auditivo contínuo (som com freqüência e amplitude crescente durante a extensão e decrescente durante a flexão de joelho). A ordem de execução dos testes foi randomizada. Figura 1 Posição adotada pelos sujeitos durante a execução da coleta. Instrumentação Foi utilizado um eletrogoniômetro bidimensional da marca Biometrics modelo XM65 posicionado paralelamente ao plano de análise do movimento (plano sagital) para a determinação da posição angular dos sujeitos. A fixação e calibração do instrumento para a coleta de dados foram definidas conforme as especificações do próprio fabricante. Os dados de posição angular foram adquiridos a uma freqüência de amostragem de 1000 Hz. Modelo biomecânico para determinação da força articular tibiofemoral: O modelo consiste de dois segmentos rígidos: coxa e segmento perna-pé (Figura 2) analisados no plano sagital direito [10]. Foi assumido que a análise no plano sagital seria suficiente, visto a irrelevância das magnitudes das forças nos demais planos [11, 12]. Neste modelo também é considerado o torque de resistência passivo à extensão de joelho em CCA [13]. Foram convencionados que valores positivos são referentes a força de tração e sobre ligamento cruzado posterior (LCP) e valores negativos são

3 referentes a compressão e sobre o ligamento cruzado anterior (LCA). Figura 2 Desenho esquemático do referencial global (Y, X) e local (,x ). As equações que regem o modelo são as equações de movimento de Newton-Euler e sua solução é feita através da dinâmica inversa [4]. As equações (1), (2) e (3) são referentes à translação e rotação da situação considerada: F F F = ma x x x x A + m + ca (1) F + F + F + F = ma T A + T P + F m d ca + F d P r P P ca ca = (2) Iα (3) Sendo, F x A = componente da força articular em X. F x m = componente da força muscular em X. F x ca = componente da força da caneleira em X. F A = componente da força articular em Y. F m = componente da força muscular em Y. F ca = componente da força da caneleira em Y. Fp = força do segmento perna-pé. T p = torque proximal (muscular) T r = torque de resistência passivo. d p = distância do centro de massa do segmento perna-pé até o centro de rotação do joelho. d ca = distância do centro de massa da caneleira até o centro de rotação do joelho. m = massa do segmento perna-pé. a x = componente da aceleração em X. a = componente da aceleração em Y. As informações sobre a massa e o centro de massa do segmento perna-pé foram determinadas por tabelas antropométricas descritas por Clauser [14] e os valores do momento de inércia através dos dados informados por Dempster [15]. Os dados referentes às acelerações angular e linear são obtidos da dupla derivação dos dados de posição provenientes do eletrogoniômetro. O centro de massa da caneleira foi considerado como equivalente ao seu centro geométrico. A força muscular do quadríceps foi calculada pela razão entre o T p e a distância perpendicular deste músculo. Esta foi obtida através de dados da literatura, assim como os parâmetros mecânicos do LCA e LCP [16] (ver Figura 3). Figura 3 diagrama de corpo livre considerado no modelo de segmentos rígidos. Tratamento estatístico: O teste de ANOVA de um fator (velocidade de execução) com medidas repetidas foi aplicada a fim de verificar os efeitos da velocidade e um post hoc de Bonferroni para determinar onde se localizavam as diferenças. O programa estatístico utilizado foi SPSS v11.0, e o nível de significância adotado neste estudo foi p < 0,05.

4 RESULTADOS Os valores médios da força compressiva tibiofemoral durante a extensão de joelho estão apresentados na Tabela 1 e seu comportamento na Figura 4. Como podem ser observadas, somente as forças compressivas realizadas a 180 /seg foram significativamente diferentes. Tabela 1 - Força de compressão tibiofemoral durante a extensão de joelho nos ângulos de 10 a 90 de flexão. apenas nos extremos de amplitude de execução do gesto (10, 20, 80 e 90 de flexão de joelho). Força [N] 45 /s 90 /s 180 /s Ângulo de flexão do joelho (graus) Figura 4 Força de compressão tibiofemoral em 3 velocidades distintas. Ângulo Força de compressão tibiofemoral (N) flexão 45 /s 90 /s 180 /s (graus) média dp média dp média dp ,26 * 185,63-953,71 185,01-542,73 283, ,18 * 160,67-975,98 199,74-557,72 381, ,90 * 78,66-764,95 171,96-412,66 323, ,66 * 124,45-586,35 137,42-217,88 196, ,39 * 99,09-511,26 102,62-421,14 268, ,93 87,03-517,39 124,75-637,58 333, ,32 * 107,26-387,92 216,61-746,87 564, ,16 * 102,00-328,43 216,75-884,61 665, ,81 * 121,24-338,73 162, ,28 462,29 Nível de significância p = 0,05 * diferença entre 45 /seg e 180 /seg. # diferença entre 45 /seg e 90 /seg. diferença entre 90 /seg e 180 /seg. Entretanto, a diferença da força compressiva realizada a 180 /seg adota valores significativamente maiores (em valores absolutos) que 45 /seg e 90 /seg entre os ângulos de 90 de 60 de flexão. Conforme o joelho estende, esta diferença é significativamente menor entre os ângulos de 50 e 10 de flexão de joelho (Figura 4). Os resultados sobre a força nos ligamentos cruzados podem ser observados na Tabela 2. Assim como a força compressiva, a força sobre os ligamentos cruzados apresentou diferenças na maior parte dos ângulos analisados entre as velocidades de 45 e 180 /seg. Entre as velocidades de 90 e 180 /seg estas diferenças foram presentes Tabela 2 - Força sobre os ligamentos cruzados durante a extensão de joelho nos ângulos de 10 a 90 de flexão. Valores positivos representam força sobre LCP e negativos sobre o LCA. Ângulo Força sobre os ligamentos cruzados (N) flexão 45 /s 90 /s 180 /s (graus) média dp média dp média dp ,30 * , ,14 * , , , ,16 * , ,52 * , , , , , ,15 * , ,76 * , Nível de significância p = 0,05 * diferença entre 45 /seg e 180 /seg. # diferença entre 45 /seg e 90 /seg. diferença entre 90 /seg e 180 /seg. Força (N) /s 90 /s 180 /s Ângulo de flexão do joelho (graus) Figura 5 Força sobre os ligamentos cruzados 3 velocidades distintas. Valores positivos são referentes ao LCP e negativos ao LCA.

5 Apesar das diferenças citadas acima, o ponto de inversão de sobrecarga sobre os ligamentos cruzados manteve-se sempre na mesma amplitude: 40 de flexão (Figura 5). Além disso, a força sobre LCA foi significativamente menor com o aumento da velocidade de execução, contrariamente a força sobre o LCP, a qual foi maior. DISCUSSÃO Até o presente momento, não foram encontrados estudos que verificaram o efeito do aumento da velocidade de execução, sobre a força articular tibiofemoral, durante o movimento de extensão de joelho em CCA. Os estudos que compararam a força de compressão tibiofemoral com o aumento da velocidade de execução do gesto foram todos realizados em dinamômetros isocinéticos, o que torna os feitos inerciais entre os estudos bastante diferentes [17, 18, 19]. Baltzopoulos et al. [17] apresentaram em seu estudo diferenças significativas entre os picos de força de compressão e de cisalhamento com o aumento da velocidade angular (30º/s, 90º/s, 150º/s e 210º/s) durante o exercício de extensão de joelho realizado em dinamômetro isocinético. Neste estudo, o aumento da velocidade angular diminui significativamente a força de compressão e cisalhamento tibiofemoral, sendo este comportamento reflexo da diminuição significativa do momento gerado com o aumento da velocidade de execução. Nissel et al. [18] expuseram resultados semelhantes aos de Baltzoupoulos et al., quando afirmaram que aumentando a velocidade de execução do gesto, também monitorado por dinamômetro isocinético (30º/s e 180º/s), a força de compressão e cisalhamento diminui significativamente. Entretanto, é sabido que o comportamento da carga externa é dependente da velocidade de execução do exercício realizado no dinamômetro isocinético. Nesta situação, quanto menor a velocidade de execução, maior a capacidade de produção de força produzida pelo indivíduo [20]. No presente estudo a força de compressão, assim como a força sobre o LCP, foi significativamente maior próximo da flexão máxima e significativamente menor, assim como o LCA, na extensão máxima do gesto. Este comportamento, pode ser explicado pela interferência do efeito inercial da caneleira na força articular nos extremos da amplitude do gesto. Este efeito, próximo à extensão, tende a deslocar o segmento perna-pé anteriormente e longitudinalmente (tração). Desta forma, a força muscular é menor nesta amplitude resultando em uma menor força articular. O contrário pode ser observado na amplitude máxima de flexão de joelho quando se faz necessário maior força muscular para execução em maior velocidade. Desta forma, o efeito inercial promoveu diferentes padrões de sobrecarga articular. Este padrão foi dependente da amplitude articular e da velocidade de execução do gesto. AGRADECIMENTOS Este trabalho recebeu apoio financeiro da Coordenação de Aperfeiçoamento de Pessoal de Nível Superior (CAPES) REFERÊNCIAS [1] Escamilla R, Fleising G, Barrentine S, Wilk K, Andrews J. Biomechanics of the knee during closed kinetic chain and open kinetic chain exercise. Medicine and Science sport and Exercise; (4):

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