UNIVERSIDADE DO VALE DO PARAÍBA
INSTITUTO DE PESQUISA E DESENVOLVIMENTO
ESTUDO DA MARCHA DE INDIVÍDUOS HEMIPARÉTICOS COM BASE EM
PARÂMETROS DE FORÇA E DE ATIVIDADE ELETROMIOGRÁFICA DURANTE A
CAMINHADA EM ESTEIRA INSTRUMENTADA
Alessandra Oliveira Campos
Dissertação de Mestrado apresentada
ao Programa de Pós-Graduação em
Engenharia
Biomédica,
como
complementação
dos
créditos
necessários para obtenção do título de
Mestre em Engenharia Biomédica.
São José dos Campos
2004
UNIVERSIDADE DO VALE DO PARAÍBA
INSTITUTO DE PESQUISA E DESENVOLVIMENTO
ESTUDO DA MARCHA DE INDIVÍDUOS HEMIPARÉTICOS COM BASE EM
PARÂMETROS DE FORÇA E DE ATIVIDADE ELETROMIOGRÁFICA DURANTE A
CAMINHADA EM ESTEIRA INSTRUMENTADA
Alessandra Oliveira Campos
Dissertação de Mestrado apresentada
ao Programa de Pós-Graduação em
Engenharia
Biomédica,
como
complementação
dos
créditos
necessários para obtenção do título de
Mestre em Engenharia Biomédica.
Orientador: Prof. Dr. Paulo Galhanone
Co-Orientador: Prof. Dr. Vitor
Alexandre da Silva
São José dos Campos
2004
C21e
Campos, Alessandra Oliveira
ESTUDO DA MARCHA DE INDIVÍDUOS HEMIPARÉTICOS COM
BASE EM PARÂMETROS DE FORÇA E DE ATIVIDADE
ELETROMIOGRÁFICA DURANTE A CAMINHADA EM ESTEIRA
SÃO
INSTRUMENTADA/ ALESSANDRA OLIVEIRA CAMPOS.
JOSÉ DOS CAMPOS: UNIVAP, 2004.
169 p: il.; 31cm.
Dissertação apresentada ao Programa de PósGraduação em Engenharia Biomédica do Instituto de
Pesquisa e Deenvolvimento da Universidade do Vale
do Paraíba, 2004.
1.Marcha 2. Hemiparesia 3. Eletromiografia
I. Galhanone, Paulo Ricardo , Orient.
II. Silva, Vitor Alexandre da, Co-orient.
III. Título
CDU:615.8
Autorizo, exclusivamente para fins acadêmicos e científicos, a reprodução total ou
parcial desta dissertação, por processo fotocopiador ou transmissão eletrônica.
Aluna: Alessandra Oliveira Campos
Data: 05 de maio de 2004
“Estudo da Marcha de Indivíduos Hemiparéticos com Base em
Parâmetros de Força e de Atividade Eletromiográfica Durante a
Caminhada em Esteira Instrumentada.”
Alessandra Oliveira Campos
Banca Examinadora
Profa. Dra. Claudia Santos Oliveira, Presidente (UNIVAP)
Prof. Dr. Paulo Ricardo Galhanone, Orientador (UNIVAP)
Prof. Dr. Vitor Alexandre da Silva, Co-Orientador ( UNIVAP )
Prof. Dr. Luis Mochizuki (USP)
Prof. Dr. Marcos Tadeu Tavares Pacheco
Diretor do IP&D
São José dos Campos, 05 de maio de 2004.
DEDICATÓRIA
Dedico este trabalho à minha família, sem a qual
jamais teria conseguido me dedicar ao sonho de
aprender a ensinar o que é ser fisioterapeuta
AGRADECIMENTOS
Agradeço primeiramente a Deus pela oportunidade de
aprendizagem concedida durante este período.
Aos
meus
pais,
que
viveram
cada
dia
desta
caminhada ao meu lado, sentindo comigo as alegrias e
superando os obstáculos, sempre me apoiando e dando o
exemplo de perseverança que me fez seguir em frente até a
conclusão de mais uma etapa em minha vida.
Aos
meus
avós,
pelo
auxílio
fundamental
na
conclusão de meus estudos e ao meu namorado pela sua
paciência e compreensão nos momentos em que estive
ausente e, por sempre me receber com uma palavra de
incentivo.
Aos amigos que se mostraram essenciais durante o
processo de realização deste trabalho, e que se fizeram
presentes a cada momento, especialmente naqueles mais
difíceis. Um agradecimento especial à querida amiga Thais
Helena de Freitas pela sua cumplicidade, amizade e pela
importante
contribuição
no
desenvolvimento
deste
trabalho.
Ao meu orientador quero agradecer pela confiança
depositada em mim e pela orientação realizada que,
graças aos seus esforços, pôde ser mantida mesmo à
distância.
Por fim, agradeço a todos que de alguma forma
contribuíram para a realização deste estudo, desde os
colegas de trabalho, funcionários da universidade e,
especialmente, aos voluntários que se dispuseram a
participar desta pesquisa.
“ Escolhe a bondade por lema de cada dia, não
desistas de aprender, infatigavelmente e, com os
braços no serviço incessante, caminharás desde
hoje, sob a luz da vitória.”
Emmanuel
RESUMO
A locomoção é fundamental para a conservação da independência e da qualidade de vida e
o distúrbio desta função é um dos mais característicos sintomas de uma ampla variedade de
disfunções neurológicas, como é o caso do acidente vascular encefálico (AVE). Em vista
disso, neste estudo analisou-se o comportamento da marcha de indivíduos hemiparéticos
para verificar as alterações funcionais mais importantes decorrentes do AVE. Foi assim
analisada a marcha de 20 indivíduos divididos em dois grupos. O Grupo I ou Controle foi
composto por 10 indivíduos saudáveis (5 H / 5 M), com idade média de 53.7+6.5 anos,
estatura média de 1.71+0.1m. e peso médio de 809.0+73.6N.. O Grupo II foi composto por
10 pacientes hemiparéticos pós AVE (6 H / 4 M), com idade média de 57.2+7.6 anos,
estatura média de 1.66+0.1m. e peso médio de 772.1+69.4N.. Foi utilizada uma esteira
instrumentada Gaitway para a aquisição da componente vertical da força de reação do
solo, composta por plataformas de força piezoelétricas Kistler. A atividade
eletromiográfica dos músculos Gastrocnêmio Medial (GM) e Tibial Anterior (TA) foi
obtida por um eletromiógrafo EMG System do Brasil Ltda. Todos os voluntários
utilizaram um sistema de segurança para caminhada em esteira e passaram por um período
de adaptação aos equipamentos. Logo após, todos realizaram uma breve caminhada na
esteira, onde foram realizadas 5 coletas de dados para o Grupo I e 10 coletas para o Grupo
II, com duração de 10s para cada coleta. A velocidade média de caminhada para os
voluntários do Grupo I foi de 1.0 + 0.07 m/s e para o Grupo II foi de 0.50 + 0.08 m/s. Os
resultados sugerem que as alterações encontradas no Hemicorpo São dos pacientes devemse a compensações biomecânicas e interferências diretas relacionadas ao Hemicorpo
Acometido. Constatou-se que nos pacientes hemiparéticos ocorreu uma diminuição
significativa da descarga de peso nos membros inferiores, redução da força propulsiva,
maior correlação do impulso com as variáveis temporais do que com a força de propulsão,
menores picos de atividade muscular seguidos de um padrão irregular de atividade, períodos
de coativação muscular no membro são e acometido e grande variabilidade inter-individual.
Tornou-se evidente a importância de uma avaliação instrumentada da marcha em
complemento à avaliação clínica já que esta mostrou-se capaz de fornecer indicações
quantitativas mais específicas das causas das alterações observadas, possibilitando assim
estabelecer métodos de tratamento mais adequados e individualizados.
Palavras-chave: Marcha hemiparética, força de reação do solo, eletromiografia.
ABSTRACT
The locomotion is fundamental to preserve the independence and to improve the quality of
life. The disturbance of this function are the most characteristic symptoms of a broad
variety of neurological disorders like the stroke. So, in this study was analyzed the gait of
hemiparetic individuals and verified the more important functional alterations resulting of
the stroke. The gait of 20 individuals, divided in two groups, were so analyzed. The Group I
or Control was composed from 10 healthy individuals (5 M / 5 W), with medium age of
53.7+6.5 years, medium height of 1.71+0.1m. and medium weight of 809.0+73.6N. The
Group II was composed from 10 hemiparetic patients (6 M / 4 W) post-stroke, with medium
age of 57.2+7.6 years, medium height of 1.66+0.1m. and medium weight of 772.1+69.4N.
It was utilized a instrumented treadmill Gaitway, composed by two Kistler piezoelétrics
force plataforms, for the acquisition from the vertical component of the ground reaction
force. The electromyographyc activity of the Medial Gastrocnemius (MG) and Anterior
Tibialis (AT) muscles was obtained by an EMG System of Brazil Ltda electromyograph.
All volunteers utilized a security system for walk in treadmill and passed through an
adaptation period to the equipment. After that they make a short walk in the treadmill,
where there were carried out 5 data epochs for the Group I and 10 for the Group II, with 10
s duration each. For Group I volunteers the medium walk’ speed were 1.0 + 0.07 m/s and
were 0.50 + 0.08 m/s for the Group II. The results suggest that the alterations found in the
uninvolved limb of the patients were caused by biomechanic compensations and straight
interferences of the involved one. For the hemiparetic patients were also observed a
significant diminution from the weight discharge in the lower members, reduction of the
propulsive force, higher correlation of the impulse with the temporal variables than with the
propulsive force, smaller peaks of muscular activity followed by an irregular activity
pattern, periods of muscular co-activation in the uninvolved and paretic limbs and high
inter-individual variability. The instrumented evaluation were so capable to give specific
quantitative information about the causes of the observed gait alterations. It indicate the
importance of this analysis, associated with clinical one, in the development of more
adequate and individual treatment methods.
Words-key: gait hemiparetic, ground reaction force, electromyography.
SUMÁRIO
1. INTRODUÇÃO
01
2. REVISÃO DE LITERATURA
03
03
04
06
08
09
15
19
2.1 -- ACIDENTE VASCULAR ENCEFÁLICO
2.1.1 – Fisiopatologia do AVE
2.1.2 – Quadro Clínico
2.2 -- MARCHA HUMANA
2.2.1 - Ciclo e Fases da Marcha
2.2.2 - Deslocamentos do Corpo Durante a Marcha
2.2.3 - Ação Muscular Durante a Marcha
2.3 – ASPECTOS RELEVANTES À MARCHA DE INDIVÍDUOS HEMIPARÉTICOS
23
2.4 – ANÁLISE BIOMECÂNICA DA MARCHA
2.4.1 – Dinamometria – Força de Reação do Solo
2.4.2 – Eletromiografia
30
31
34
3. OBJETIVO
38
4. MATERIAL E MÉTODOS
39
4.1 – AMOSTRA
39
4.2 – EQUIPAMENTOS
4.2.1 – Plataformas de Força
4.2.2 – Eletromiógrafo
4.2.3 - Sistema de Segurança para Caminhada em Esteira
40
40
41
43
4.3 – SINCRONIZAÇÃO DOS EQUIPAMENTOS
46
4.4 - PROCEDIMENTO EXPERIMENTAL
47
47
4.4.1 – Processo de Adaptação aos Equipamentos
48
4.4.2 – Localização do Ponto Motor e Colocação dos Eletrodos
4.4.3–Aquisição dos Dados de Força de Reação do Solo e
Eletromiografia
49
4.5 - TRATAMENTO MATEMÁTICO DOS DADOS
4.6 – ANÁLISE ESTATÍSTICA DOS DADOS
50
53
5. RESULTADOS
55
5.1 – ANÁLISE DOS PARÂMETROS DE FORÇA DE REAÇÃO VERTICAL DO SOLO E
ELETROMIOGRAFIA DURANTE O CICLO COMPLETO DA MARCHA
55
5.1.1 – Parâmetro de Força de Reação Vertical do Solo
5.1.2 – Parâmetros Temporais
5.1.3 – Parâmetros Espaciais
5.1.4 – Parâmetros Eletromiográficos
63
55
59
61
5.1.5– Análise das Correlações entre os Parâmetros de Força de
Reação Vertical do Solo
66
5.2 – ANÁLISE COMPARATIVA
DOS
PARÂMETROS
DE
ELETROMIOGRAFIA
DURANTE AS FASES DE APOIO SIMPLES E BALANÇO
74
5.3 – ANÁLISE MORFOLÓGICA DAS CURVAS DE FORÇA DE REAÇÃO VERTICAL DO
SOLO E ELETROMIOGRAFIA
79
6. DISCUSSÃO DOS RESULTADOS
7. CONCLUSÕES
103
REFERÊNCIAS
106
ANEXOS
ANEXO A:
115
ANEXO B:
96
Dados Antropométricos do Grupo I ou Controle
114
Questionário – Grupo I ou Controle
Dados Antropométricos do Grupo II
117
Questionário – Grupo II
118
ANEXO C:
Graus de força e tônus dos músculos dorsiflexores do membro
acometido dos pacientes hemiparéticos
120
Graus de força e tônus dos músculos flexores plantares do
membro acometido dos pacientes hemiparéticos
121
ANEXO D:
Termo de Consentimento Livre e Esclarecido
122
ANEXO E:
Rotina “PASSOS” do Software MatLab
126
Rotina “PASSOS_B” do Software MatLab
128
Rotina “TEST_WILCOXON” do Software MatLab
129
ANEXO F:
Curvas médias de força de reação do solo e eletromiografia
correspondentes a cada indivíduo do Grupo Controle
130
Curvas médias de força de reação do solo e eletromiografia
correspondentes a cada indivíduo do Grupo II
150
ANEXO G:
Aprovação do Comitê de Ética
170
Lista de Figuras
Figura 1 - Divisões do ciclo da marcha (Derivado e modificado de ADAMS;
PERRY,1998)
10
Figura 2 - Fase de Contato Inicial (PERRY, 1992c)
11
Figura 3 - Fase de Resposta à Carga (PERRY, 1992c)
11
Figura 4 - Fase de Apoio Médio (PERRY, 1992c)
12
Figura 5 - Fase de Apoio Terminal (PERRY, 1992c)
12
Figura 6 - Fase de Pré-Balanço (PERRY, 1992c)
13
Figura 7 - Fase de Balanço Inicial (PERRY, 1992c)
14
Figura 8 - Fase de Balanço Médio (PERRY, 1992c)
14
Figura 9 - Fase de Balanço Terminal (PERRY, 1992c)
15
Figura 10 - Diagrama mostrando os parâmetros espaciais da marcha que definem as
posições relativas dos pés durante uma passada (Retirado e modificado de
WALL, 2001)
16
Figura 11 - Gráfico demonstrando a força de reação vertical do solo em Newtons (N)
por tempo absoluto (s) de ambos os pés durante uma passada por duas
plataformas de força acopladas a uma esteira rolante (Software Gaitway)
32
Figura 12 – Esquema da Curva de FRS demonstrando os parâmetros analisados na
marcha dos Grupos I e II. ( a ) Primeiro Pico de Força; ( b ) Segundo Pico
de Força; ( c ) Força no Médio Apoio; ( d ) Taxa de Aceitação do Peso; (
e ) Impulso - Área total da curva ; ( f ) Tempo de Duplo Apoio; ( g )
Tempo de Apoio Simples; ( h ) Tempo de Contato.
34
Figura 13 - Formas de processamento do sinal eletromiográfico (A) sinal originaltraçado de interferência, (B) sinal retificado e (C) sinal processado com
filtro passa-baixa, representando envoltório da curva eletromiográfica
(AMADIO; DUARTE, 1996)
37
Figura 14 - Esteira instrumentada Modelo Troter do Sistema de Análise de Marcha
Gaitway
40
Figura 15 - Eletromiógrafo da marca EMG System do Brasil Ltda.
42
Figura 16 - Eletrodos bipolares ativos compostos de um pré-amplificador
42
Figura 17 - Foto dos eletrodos adesivos retangulares descartáveis da marca
Embramac
43
Figura 18 - Foto do colete anti-queda regulável da marca Singing Rock - Modelo
Complete Worker conectado ao mosquetão HMS Pera 22 KN e à fita de
segurança presa ao ascensor
44
Figura 19 - Foto demonstrando detalhes da disposição dos equipamentos presos ao
colete de segurança
44
Figura 20 - Foto demonstrando a disposição dos equipamentos presos ao teto através
da corda estática
45
Figura 21 - Sistema de segurança para marcha em esteira
45
Figura 22 - Esquema da disposição dos equipamentos sincronizados
46
Figura 23 - Músculos do membro inferior selecionados para a análise do sinal EMG
durante a marcha (www.terra.es/personal/cadcad/otros/musculos.html)
48
Figura 24 - Foto demonstrando a localização dos eletrodos de superfície nos músculos
GM e TA dos voluntários
49
Figura 25 - Box Plots representando as medidas de tendência central e dispersão dos
dados para os parâmetros de FRS analisados para o Grupo Controle e
Grupo II com distinção entre H.S. e H.A. A – Primeiro Pico de Força; B –
Segundo Pico de Força; C – Força no Médio Apoio; D – Taxa de
Aceitação de Peso; E – Impulso
57
Figura 26 - Box Plots representando as medidas de tendência central e dispersão dos
dados para os parâmetros temporais analisados para o Grupo Controle e
Grupo II com distinção entre H.S. e H.A. A – Cadência; B – Tempo de
Duplo Apoio; C – Tempo de Apoio Simples; D – Tempo de Contato
60
Figura 27 - Box Plots representando as medidas de tendência central e dispersão dos
dados para os parâmetros espaciais analisados para o Grupo Controle e
Grupo II com distinção entre H.S. e H.A. A – Comprimento da Passada; B
– Base de Suporte
62
Figura 28 - Box Plots representando as medidas de tendência central e dispersão dos
dados do sinal EMG através do valor de RMS para o Grupo Controle e
Grupo II com distinção entre H.S. e H.A.. A – RMS do músculo GM
durante o ciclo completo da marcha; B – RMS do músculo TA durante o
ciclo completo da marcha
65
Figura 29 - Diagramas de dispersão bidimensionais relacionando os parâmetros TAP e
PPF, através da análise de Regressão Linear. A – Grupo I ou Controle; B Grupo II–H.S.; C – Grupo II–H.A
66
Figura 30 - Diagramas de dispersão bidimensionais relacionando os parâmetros IMP e
SPF, através da análise de Regressão Linear. A – Grupo I ou Controle; B Grupo II–H.S.; C – Grupo II–H.A
67
Figura 31 - Diagramas de dispersão bidimensionais relacionando os parâmetros IMP e
TC, através da análise de Regressão Linear. A – Grupo I ou Controle; B Grupo II–H.S.; C – Grupo II–H.A
68
Figura 32 - Diagramas de dispersão bidimensionais relacionando os parâmetros IMP e
TDA, através da análise de Regressão Linear. A – Grupo I ou Controle; B Grupo II–H.S.; C – Grupo II–H.A.
69
Figura 33 - Diagramas de dispersão bidimensionais relacionando os parâmetros IMP e
TAS, através da análise de Regressão Linear. A – Grupo I ou Controle; B Grupo II–H.S.; C – Grupo II–H.A.
70
Figura 34 - Diagramas de dispersão bidimensionais relacionando os parâmetros CP e
CAD, através da análise de Regressão Linear. A – Grupo I ou Controle; B
- Grupo II–H.S.; C – Grupo II–H.A.
71
Figura 35 - Diagramas de dispersão bidimensionais relacionando os parâmetros BS e
TDA, através da análise de Regressão Linear. A – Grupo I ou Controle; B Grupo II–H.S.; C – Grupo II–H.A.
72
Figura 36 - Diagramas de dispersão bidimensionais relacionando os parâmetros BS e
TAS, através da análise de Regressão Linear. A – Grupo I ou Controle; B Grupo II–H.S.; C – Grupo II–H.A.
73
Figura 37 - Box Plots representando as medidas de tendência central e dispersão dos
dados do sinal EMG através do valor de RMS para o Grupo Controle e
Grupo II com distinção entre H.S. e H.A.. A – RMS do músculo GM
durante o apoio simples; B – RMS do músculo TA durante o apoio
simples; C - RMS do músculo GM durante o balanço; D - RMS do
músculo TA durante o balanço.
76
Figura 38 – Representação gráfica das curvas médias de FRS e envoltório linear do
sinal eletromiográfico dos músculos GM e TA, normalizados pelo ciclo
completo da marcha e período de apoio simples, correspondentes aos
indivíduos do Grupo Controle.
80
Figura 39 – Representação gráfica das curvas médias de FRS e envoltório linear do
sinal eletromiográfico dos músculos GM e TA, normalizados pelo período
de balanço, correspondentes aos indivíduos do Grupo Controle.
80
Figura 40 – Representação gráfica das curvas médias de FRS e envoltório linear do
sinal eletromiográfico dos músculos GM e TA, normalizados pelo ciclo
completo da marcha e período de apoio simples, correspondentes ao H.S.
do paciente-A do Grupo II (apoio direito).
84
Figura 41 – Representação gráfica das curvas médias de FRS e envoltório linear do
sinal eletromiográfico dos músculos GM e TA, normalizados pelo período
de balanço, correspondentes ao H.S. do paciente-A do Grupo II (apoio
direito).
84
Figura 42 – Representação gráfica das curvas médias de FRS e envoltório linear do
sinal eletromiográfico dos músculos GM e TA, normalizados pelo ciclo
completo da marcha e período de apoio simples, correspondentes ao H.A.
do
paciente-A do Grupo II (apoio esquerdo).
85
Figura 43 – Representação gráfica das curvas médias de FRS e envoltório linear do
sinal eletromiográfico dos músculos GM e TA, normalizados pelo período
de balanço, correspondentes ao H.A. do paciente-A do Grupo II (apoio
esquerdo).
85
Figura 44 – Representação gráfica das curvas médias de FRS e envoltório linear do
sinal eletromiográfico dos músculos GM e TA, normalizados pelo ciclo
completo da marcha e período de apoio simples, correspondentes ao H.S.
do paciente-B do Grupo II (apoio esquerdo).
88
Figura 45 – Representação gráfica das curvas médias de FRS e envoltório linear do
sinal eletromiográfico dos músculos GM e TA, normalizados pelo período
de balanço, correspondentes ao H.S. do paciente-B do Grupo II (apoio
esquerdo).
88
Figura 46 – Representação gráfica das curvas médias de FRS e envoltório linear do
sinal eletromiográfico dos músculos GM e TA, normalizados pelo ciclo
completo da marcha e período de apoio simples, correspondentes ao H.A.
do paciente-B do Grupo II (apoio direito).
89
Figura 47 – Representação gráfica das curvas médias de FRS e envoltório linear do
sinal eletromiográfico dos músculos GM e TA, normalizados pelo período
de balanço, correspondentes ao H.A. do paciente-B do Grupo II (apoio
direito).
89
Figura 48 – Box Plots representando as medidas de tendência central e dispersão para
os valores de CV calculados da FRS durante a marcha para o Grupo
Controle e Grupo II com distinção entre H.S. e H.A.. A – CV da FRS
normalizada pelo ciclo completo da marcha; B – CV da FRS normalizada
pelo apoio simples.
91
Figura 49 – Box Plots representando as medidas de tendência central e dispersão para
os valores de CV calculados a partir da variação do sinal EMG calculado
durante a marcha para o Grupo Controle e Grupo II com distinção entre
H.S. e H.A.. A – CV do sinal EMG do músculo GM normalizado pelo
ciclo completo da marcha; B – CV do sinal EMG do músculo GM
normalizado pelo apoio simples; C – CV do sinal EMG do músculo GM
normalizado pelo balanço; D – CV do sinal EMG do músculo TA
normalizado pelo ciclo completo da marcha; E – CV do sinal EMG do
músculo TA normalizado pelo apoio simples; F – CV do sinal EMG do
músculo TA normalizado pelo balanço.
94
Lista de Tabelas
Tabela 1 - Valores de média, DP e CV das variáveis de força de reação do solo
analisadas para Grupo Controle e Grupo II (H.S. e H.A.).
58
Tabela 2 - Valores de significância obtidos através do Teste de Wilcoxon independente
e pareado comparando as variáveis de força de reação vertical do solo entre
Controle x H.S., Controle x H.A. e H.S. x H.A.
58
Tabela 3 - Valores de média, DP e CV das variáveis temporais para Grupo Controle
e Grupo II (H.S. e H.A.).
61
Tabela 4 - Valores de significância obtidos através do Teste de Wilcoxon independente
e pareado comparando as variáveis temporais entre Controle x H.S.,
Controle x H.A. e H.S. x H.A.
61
Tabela 5 - Valores de média, DP e CV das variáveis espaciais para Grupo Controle e
Grupo II (H.S. e H.A.).
63
Tabela 6 - Valores de significância obtidos através do Teste de Wilcoxon independente
e pareado comparando as variáveis espaciais entre Controle x H.S., Controle
x H.A. e H.S. e H.A..
63
Tabela 7 - Valores de média, DP e CV dos valores de RMS obtidos para os músculos
GM e TA durante o ciclo completo da marcha para o Grupo Controle e
Grupo II (H.S. e H.A.).
65
Tabela 8 - Valores de significância obtidos através do Teste de Wilcoxon independente
e pareado comparando os valores de RMS do sinal EMG dos músculos GM
e TA captados durante o ciclo completo da marcha.
65
Tabela 9 - Valores de média, DP e CV dos valores de RMS obtidos para os músculos
GM e TA durante o ciclo completo da marcha para o Grupo Controle e
Grupo II (H.S. e H.A.).
77
Tabela 10 - Valores de significância obtidos através do Teste de Wilcoxon
independente e pareado comparando os valores de RMS da EMG dos
músculos GM e TA durante as fases de apoio simples e balanço. 77
Tabela 11 - Valores de significância obtidos através do Teste de Wilcoxon
independente e pareado comparando os valores de coeficiente de variação
da FRS durante o ciclo completo da marcha e durante a fase de apoio
simples.
78
Tabela 12 – Valores de significância obtidos através do Teste de Wilcoxon
independente e pareado comparando os valores de coeficiente de variação
da FRS durante o ciclo completo da marcha e durante a fase de apoio
simples.
91
Tabela 13 – Valores de significância obtidos através do Teste de Wilcoxon
independente e pareado comparando os valores de coeficiente de variação
da EMG dos músculos GM e TA durante o ciclo completo da marcha e
durante as fases de apoio simples e balanço.
95
Lista de Abreviaturas e Siglas
AIT
–
Ataque isquêmico transitório
AVE
–
Acidente vascular encefálico
AVEH –
Acidente vascular encefálico hemorrágico
AVEI
–
Acidente vascular encefálico isquêmico
BS
–
Base de suporte
CAD
–
Cadência
CP
–
Comprimento da passada
CV
–
Coeficiente de variação
DCV
–
Doença cérebro-vascular
DP
–
Desvio-padrão
EMG
–
Eletromiografia
FMA
–
Força no médio apoio
FRS
–
Força de reação do solo
GM
–
Gastrocnêmio medial
HA
–
Hemicorpo acometido
HS
–
Hemicorpo são
IMP
–
Impulso
ISEK
–
International Society Eletrophysiology and Kinesiology
LCR
–
Líquido céfalorraquidiano
PPF
–
Primeiro pico de força
RMS
–
Root Mean Square
SNC
–
Sistema nervoso central
SPF
–
Segundo pico de força
TA
–
Tibial anterior
TAP
–
Taxa de aceitação de peso
TAS
–
Tempo de apoio simples
TC
–
Tempo de contato
TDA
–
Tempo de duplo apoio
UA
–
Unidade arbitrária
1. INTRODUÇÃO
A mobilidade é parte fundamental da conservação da independência e um
atributo importante da qualidade de vida (PATLA; SHUMWAY-COOK, 1999).
Visto que a locomoção é um dos componentes básicos do funcionamento
independente comumente afetado por lesões, o objetivo de muitos programas
fisioterapêuticos é de restaurar ou melhorar o estado deambulatório do paciente,
tornando o retreinamento da capacidade de andar uma parte essencial do processo de
reabilitação (NORKIN, 1998; SHUMWAY-COOK; WOOLLACOTT, 2003).
Dessa forma, a análise deste movimento complexo tem sido cada vez mais
explorada, buscando entender seus principais componentes e as alterações mais
encontradas em diversas patologias (PATLA; SHUMWAY-COOK, 1999).
Após um acidente vascular encefálico (AVE), cerca de 40% dos pacientes
apresentam uma incapacidade residual, onde o quadro clínico geralmente é a
hemiparesia associada à déficits variáveis que afetam a percepção, cognição, força,
sensibilidade, tônus muscular, controle motor, mobilidade e equilíbrio que afetam
diretamente o padrão de marcha desses indivíduos (PERRY, 1992a; STOKES, 2000).
Como o comprometimento da função da mobilidade, especialmente as
disfunções da locomoção, é um dos primeiros e mais característico sintoma de uma
ampla variedade de disfunções neurológicas, como no AVE, há uma grande necessidade
de se entender com maior exatidão as alterações motoras decorrentes dessas disfunções
da marcha (PERRY, 1992a; ADAMS; PERRY, 1998).
Tradicionalmente,
a avaliação da marcha tem sido subjetiva, mas as
informações obtidas deste modo apresentam inconvenientes importantes. O primeiro é
que a qualidade da avaliação variará muito e será dependente da experiência do clínico;
e o maior problema da avaliação visual da marcha é que sua validade e confiabilidade
são questionáveis (ADAMS; PERRY, 1998).
Com isso, o papel da análise de marcha por instrumentos tanto na avaliação
como no tratamento das desordens neurológicas aumentou significativamente na última
década. Os avanços tecnológicos da engenharia e das aplicações computacionais
ampliaram a sofisticação e a confiabilidade da instrumentação, melhoraram a
velocidade de aquisição e a armazenagem dos dados. Esses avanços tornaram as
informações prontamente acessíveis para a interpretação clínica (ZERNICKE, 1981;
ADAMS; PERRY, 1998).
As medidas de ação muscular, de forças e movimentos são usadas para fazer um
diagnóstico da patologia da marcha, por meio da revelação de parâmetros característicos
associados a deficiências distintas (PERRY, 1992a; STOKES, 2000).
Portanto, a importância de uma avaliação instrumentada da marcha patológica é
de fornecer medidas que possam auxiliar na tomada de decisões para o tratamento.
2. REVISÃO DE LITERATURA
2.1 ACIDENTE VASCULAR ENCEFÁLICO
O acidente vascular encefálico (AVE) é a conseqüência de doença cérebrovascular (DCV) que interrompe o fluxo sangüíneo para uma parte do cérebro, causando
isquemia ou infarto (KINGSLEY; ROBERT, 2001). O AVE resulta da restrição
sangüínea do cérebro, causando lesão celular e danos às funções neurológicas.
Clinicamente diversas deficiências são possíveis, inclusive danos às funções motoras,
sensitivas, mentais, perceptivas e da linguagem. As deficiências motoras se
caracterizam por paralisia (hemiplegia), ou fraqueza (hemiparesia) no lado do corpo
oposto ao lado da lesão. A localização e a extensão exata da lesão determinam o quadro
neurológico apresentado por cada paciente. Os AVE´s oscilam desde leves até graves, e
podem ser temporários ou permanentes (O’ SULLIVAN, 1993). Um AVE lesa as vias
neuronais descendentes, levando a lesão de motoneurônios superiores (EKMAN, 2000).
Seja qual for a causa do AVE, uma proporção dos pacientes se recupera em certo
grau (DUNCAN et al., 1994 apud STOKES, 2000). A recuperação está relacionada com
o local, a extensão e a natureza de lesão, com a integridade da circulação colateral e o
estado pré-mórbido do paciente. Os acidentes vasculares encefálicos hemorrágicos e
isquêmicos têm padrões diferentes de recuperação física (STOKES, 2000).
Estudos epidemiológicos definem o AVE como a principal causa de
incapacidade em todo o mundo (SHUMWAY-COOK; WOOLLACOTT, 2003), sendo
que 40% a 50% dos pacientes que sofrem AVE estarão mortos após 6 meses. Já os
pacientes sobreviventes apresentarão déficits neurológicos e/ou incapacidades residuais
significativos (ANDRÉ,1999).
2.1.1 FISIOPATOLOGIA DO AVE
As manifestações clínicas do AVE irão depender da área lesionada, do tamanho
da lesão, da área de perfusão inadequada e da quantidade de fluxo sanguíneo colateral
(STOKES, 2000).
Ao fatores de risco das DCVs são semelhantes àqueles encontrados para as
doenças coronarianas em geral. Existem fatores fixos e modificáveis. Segundo André
(1999), dentre os fatores fixos tem-se os genéticos e ambientais como: idade, sexo,
nacionalidade e raça. Dentre os fatores de risco modificáveis estão: hipertensão arterial
sistêmica, diabetes, tabagismo, etilismo, anticoncepcionais orais e colesterol.
O (AVE) pode ser de origem isquêmica em 85 % dos casos ou hemorrágica em
15 % dos casos (ANDRÉ, 1999).
O Acidente Vascular Encefálico Isquêmico (AVEI) ocorre quando um êmbolo
ou trombo se desprende de um vaso e causa oclusão de uma artéria cerebral impedindo
o fluxo sangüíneo. Um êmbolo abruptamente priva de sangue uma área, resultando no
aparecimento quase imediato de deficiências podendo se fragmentar e se deslocar,
resultando na resolução destas deficiências. A fonte mais comum de material embólico
é o coração (HINTON; RICHARD, 1992). O aparecimento dos sinais de isquemia por
trombo pode ser abrupto ou piorar por vários dias, porém sua recuperação é lenta,
deixando incapacidade residual significativa (EKMAN, 2000).
As obstruções do fluxo sangüíneo em artérias profundas de pequeno calibre
produzem
infartos
lacunares
que tem
desenvolvimento
lento
e constituem
aproximadamente a 20% de todos tipos de AVE. São lesões pequenas, circunscritas, de
no máximo 1,5cm de diâmetro. Esses pequenos infartos produzem grandes déficits
neurológicos se estiverem estrategicamente localizados, em geral os déficits associados
são menores do que aquele com uma trombose de grandes vasos. As lesões lacunares
são de grande relevância devido a seu precoce, mais rápida e maior grau de recuperação
neurológica (DELISA, 2002). Segundo Ekman (2000) os locais de maior incidência são:
gânglios da base, cápsula interna, no tálamo e tronco encefálico. Aproximadamente
80% (AVEs) devem-se à oclusão (BAMFORD et al, 1988).
A oclusão lenta produz resultados diferentes das lesões abruptas que tem maior
incidência de fatalidade; a oclusão gradual permite o maior desenvolvimento de
circulação colateral (STOKES, 2000).
O Ataque Isquêmico Transitório (AIT) refere-se à temporária interrupção do
suprimento sangüíneo ao cérebro. Os sintomas de deficiência neurológica podem
perdurar por alguns minutos ou horas (O’SULLIVAN, 1993). Segundo Delisa (2002) a
isquemia é breve e não persiste por tempo suficiente para desenvolver um infarto
cerebral funcionalmente significativo. Por definição, todas as características do AIT se
resolvem em 24 horas. O ataque pode ocorrer em um caso isolado ou com episódios
freqüentes. Os prováveis causadores de AIT são microembolismos de pequenos
agregados plaquetários de placas de aterosclerose ulceradas nas grandes artérias
extracranianas, ou das válvulas cardíacas do miocárdio. Outro fator que pode originar
um AIT é o vasoespasmo (UMPHRED, 1994).
Os acidentes vasculares encefálicos hemorrágicos (AVEH) definem-se como o
extravasamento de sangue para fora das artérias cerebrais privando de sangue as
estruturas a frente e levando ao aumento da pressão dos tecidos circundantes. Podem ser
de dois tipos dependendo do local da hemorragia. Ocorre principalmente pelo aumento
da pressão intracraniana, enfraquecimento das paredes arteriais e rompimento de
herniações e microaneurismas (EKMAN, 2000).
O AVEH intraparenquimatoso caracteriza-se pelo extravasamento de sangue
sobre pressão dentro do parênquima cerebral, cerebelo ou tronco encefálico. A
hemorragia intraparenquimatosa é responsável por cerca de 11% dos tipos de AVE.
Acredita-se que as hemorragias ocorrem com a ruptura de microaneurismas que se
desenvolvem principalmente nos vasos de pacientes hipertensos. A maioria das lesões
ocorre no putâmen ou tálamo, e em torno de 10% dos pacientes uma hemorragia
espontânea ocorrem no cerebelo (DELISA, 2002).
As manifestações clínicas dependem da localização específica e da extensão
(volume) da hemorragia e normalmente são dramáticas e abruptas, com sintomas de
dores de cabeça intensas, graves déficits neurológicos em minutos e, em cerca de 50%
dos casos, perda de consciência (ANDRÉ, 1999; DELISA, 2002; STOKES, 2000).
O deslocamento cerebral causado pelo hematoma e edema cerebral pode levar a
herniações transtentoriais e morte nos primeiros 2 e 3 dias, a taxa de mortalidade nestes
casos é alta acima dos 80%. Em grandes lesões o hematoma e edema podem obstruir o
fluxo do líquido cefalorraquidiano (LCR), causando hidrocefalia aguda (DELISA,
2002).
O AVEH também pode ser causado por uma hemorragia subaracnóidea, onde
ocorre um extravasamento de sangue no espaço subaracnóideo, que em geral é
decorrente da ruptura de um aneurisma saculado situado no polígono de Willis ou
próximo dele, principalmente a artéria comunicante anterior devido a defeitos na lamina
elástica interna ou na parede arterial que ocorre nas áreas de bifurcação arterial ou em
suas ramificações. A maioria dos pacientes que apresentam ruptura está na faixa etária
entre 35 e 65 anos (DELISA, 2002).
Tem como sinais característicos a cefaléia súbita e intensa, via de regra
associada a vômitos e são, com freqüência focais. Os sinais focais não são normalmente
observados no início, mas podem desenvolver rigidez cervical. O ressangramento é
infelizmente comum, principalmente nas primeiras 2 a 3 semanas seguidas do episódio
inicial. Por esse motivo, a intervenção cirúrgica precoce tem se tornado rotina com o
objetivo de clipagem do aneurisma para prevenir a recorrência da hemorragia. Uma
hidrocefalia pode se desenvolver várias semanas após o evento agudo, como resultado
de aracnoidite pelo sangramento no LCR. A clipagem cirúrgica bem sucedida do
aneurisma é curativa. Se o paciente não desenvolveu déficits focais ou uma
encefalopatia, é possível que haja cura clínica total (DELISA, 2002).
2.1.2 QUADRO CLÍNICO
Os centros locomotores espinhais e os mecanismos reflexos são os responsáveis
pelo controle da locomoção. Para o paciente, os movimentos desordenados usualmente
representam o primeiro sintoma que indica uma lesão no sistema motor central (DIETZ,
1997).
O paciente pode apresentar qualquer um dos seguintes sinais e sintomas gerais:
alterações da marcha, déficits dos movimentos de membros superiores e membros
inferiores, déficits funcionais comprometendo as atividades de vida diária,
espasticidade, alteração da sensibilidade, confusão ou alteração do estado mental,
alteração da fala, alteração do equilíbrio e coordenação, e cefaléias graves ou súbitas
(ANDRÉ, 1999).
O alinhamento assimétrico na postura ortostática ou sentada é freqüentemente
característico de pacientes com lesão neural unilateral, como a produzida por um AVE.
Os pacientes com esse tipo de lesão tendem a ficar em pé com o peso deslocado na
direção do lado não envolvido (SHUMWAY-COOK et al., 1988).Este comportamento
trata-se de uma estratégia que se desenvolve para compensar outros comprometimentos,
como
a
fraqueza
do
membro
inferior
hemiparético
(SHUMWAY-COOK;
WOOLLACOTT, 2003)
Esta fraqueza muscular, também denominada paresia é um comprometimento
neuromuscular primário que afeta o número, o tipo e freqüência de disparo dos
motoneurônios essenciais para o produção de força durante o andar (PERRY, 1992a).
Este comprometimento afeta o controle do movimento por meio da perda das contrações
excêntricas e a produção motora pela perda das contrações concêntricas (SHUMWAYCOOK; WOOLLACOTT, 2003).
A co-contração, definida como a perda do recrutamento seletivo dos músculos
antagonistas do ponto de vista fisiológico, tem sido relatada em muitos pacientes com
lesões supra-espinhais, incluindo o AVE, principalmente durante a marcha
(SHUMWAY-COOK; WOOLLACOTT, 2003). Essa ativação muscular simultânea
resulta no enrijecimento e é uma estratégia muito ineficaz para a recuperação do
equilíbrio (HORAK et al., 1992).
Uma vez que a formação adequada da seqüência da ativação de músculos
diversos é essencial para a recuperação do equilíbrio, a perda da seqüência normal pode
ser uma contribuição significativa para a instabilidade dos pacientes com problemas
neurológicos (SHUMWAY-COOK; WOOLLACOTT, 2003).
As sinergia anormais são definidas como o recrutamento simultâneo de
músculos em articulações múltiplas e segmentos do corpo, resultando em padrões
estereotipados e relativamente fixos de movimento. As sinergias fixas de movimento,
observadas nos pacientes com hemiparesia, são um exemplo dos comprometimentos
associados à perda da flexibilidade e da adaptabilidade dos movimentos (SHUMWAYCOOK; WOOLLACOTT, 2003).
2.2 MARCHA HUMANA
As habilidades e capacidades motoras desenvolvem-se em ordem sistemática. A
aquisição da marcha humana do adulto depende do desenvolvimento e amadurecimento
dos sistemas nervoso e músculo-esquelético. Ao mesmo tempo, o tamanho, a forma e o
alinhamento do sistema músculo-esquelético são influenciados pelas atividades da
criança em desenvolvimento (SKINNER, 1998).
No ser humano normal, um padrão bípede de marcha é adquirido na infância, e
com a prática, o sistema sensório-motor torna-se muito adaptado e gera
automaticamente um conjunto repetitivo de comandos de controle motor para permitir à
pessoa caminhar sem esforço consciente (SHUMWAY-COOK; WOOLLACOTT,
2003).
Os atos locomotores pertencem à categoria dos movimentos filogeneticamente
mais antigos e permitem o estabelecimento de relações entre o processo motor e os mais
variados níveis estruturais do sistema nervoso central. O andar, principalmente, está
entre os atos motores mais automatizados, onde a seqüência de eventos que geram o
andar é altamente repetitiva de ciclo após ciclo e também entre diferentes sujeitos. Esta
regularidade permite que se estabeleçam critérios objetivos para a distinção entre
padrões normais e patológicos (ADAMS; PERRY, 1998).
A locomoção caracteriza-se por três exigências essenciais: Progressão,
estabilidade e adaptação. Sendo assim, a locomoção humana pode ser definida como
uma forma de progressão bípede na qual movimentos cíclicos dos membros inferiores
incluem períodos de suporte duplo, quando ambos os pés estão em contato com o solo;
seguidos por períodos nos quais apenas um pé sustenta o corpo enquanto o contralateral
está em balanço (WALL, 2001). Portanto, determinados objetivos devem ser cumpridos
durante cada uma das fases do andar, para que as três tarefas invariáveis da locomoção
bem sucedida (progressão, estabilidade e adaptação) sejam executadas (SHUMWAYCOOK; WOOLLACOTT, 2003).
Porém, esses ciclos podem não ser totalmente iguais durante a locomoção, pois
múltiplas variações podem ocorrer entre diferentes pessoas ou nela mesma, como por
exemplo, mudanças na velocidade da marcha, tipo de calçado utilizado, variações
anatômicas, entre outros (INMAN et al., 1998; HAMILL; KNUTZEN, 1999a).
Por ter uma importância vital quando considera atividades da vida diária, o andar
humano é sem dúvida o padrão de locomoção mais investigado até hoje. Em cada
investigação, as variáveis sob estudo refletem o interesse no entendimento de alterações
específicas.
2.2.1 CICLO E FASES DA MARCHA
Cada passada representa um ciclo completo da marcha, a qual tem início quando
um dos pés toca o solo e termina quando este mesmo pé volta a tocar o solo. Dois
passos, um passo direito e passo esquerdo equivalem a uma passada. O comprimento do
passo é a distância entre o ponto onde o calcanhar de um membro contacta com o solo, e
o ponto em que o calcanhar do membro oposto contacta com o solo. O ciclo pode ser
dividido em dois períodos principais: apoio e balanço (ADAMS; PERRY, 1998;
PERRY, 1992b; LEHMANN, 1983; GAGE, 1990).
Tradicionalmente, a marcha é dividida nas seguintes fases: apoio (contato do
calcanhar, apoio da sola, apoio médio, retirada do calcanhar e retirada dos dedos) e
balanço (aceleração, balanço médio e desaceleração) (ADAMS; PERRY, 1998;
PERRY, 1992b).
Recentemente as subdivisões que compõe as fases foram redefinidas, sendo
desenvolvida uma nova terminologia no Rancho Los Amigos Medical Center (FIGURA
1). Na nova terminologia, as subdivisões são denominadas como se segue: apoio
(contato inicial, resposta à carga, apoio médio, apoio terminal e pré-balanço) e balanço
(balanço inicial, balanço médio e balanço terminal). No decorrer desta revisão será
utilizada a terminologia adotada pelos pesquisadores do Rancho Los Amigos Medical
Center (NORKIN, 1998).
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Figura 17 - Divisões do ciclo da marcha (Derivado e modificado de ADAMS; PERRY,1998)
Apoio é o período em que o pé do membro de referência está em contato com a
superfície de suporte, e constitui 60% do ciclo da marcha, sendo este subdividido em
cinco fases: contato inicial, resposta à carga, apoio médio, apoio terminal e pré balanço.
Os 40% restantes do ciclo da marcha constituem o período de balanço, que é iniciado
quando os dedos se desprendem da superfície de suporte, ou seja, é a porção do ciclo em
que o membro de referência não contacta com o solo, subdividido em três fases: balanço
inicial, balanço médio, balanço terminal (NORKIN, 1998; PERRY, 1990b;
LEHMANN, 1983; TREW, 1997a; GAGE, 1990; SHIAVI et al., 1981).
O contato inicial e a resposta à carga constituem os primeiros 10% do ciclo da
marcha, que é o período de transferência de peso onde o contato com o solo e o peso
estão sendo transferidos de um membro para outro. O médio apoio (10 a 30% do ciclo
da marcha) e o apoio terminal (30 a 50% do ciclo) estão implicados na atividade de
apoio simples quando o peso corporal está totalmente apoiado pelo membro de
referência, enquanto que o outro membro realiza sua função de avanço (final da fase de
apoio até o final da fase de balanço). O pré-balanço (50 a 60% do ciclo da marcha) é o
período do duplo apoio terminal, no qual o peso corporal é transferido do membro de
apoio para o contralateral, dando início à fase de avanço. O avanço do membro inclui as
seguintes fases do ciclo da marcha: balanço inicial (60 a 73% do ciclo), médio balanço
(73 a 87% do ciclo) e o balanço terminal (87 a 100% do ciclo) (ADAMS; PERRY,
1998; NORKIN, 1998; PERRY, 1992b; LEHMANN, 1983).
A atividade de transferência de peso é a primeira atividade funcional realizada
durante o contato inicial e a resposta à carga e é um período cujas funções críticas que
devem ser realizadas pelo membro incluem a absorção de choque, estabilidade no
suporte de peso e preservação da progressão (ADAMS; PERRY, 1998; GAGE, 1990;
PERRY,1992b).
O contato inicial é o momento da fase de apoio em que o calcanhar se apóia no
solo (FIGURA 2). Nas figuras que se seguem o membro inferior na cor vermelha deve
ser tomado como o membro de referência.
Figura 18 – Fase de Contato
Inicial (PERRY, 1992c)
A resposta à carga ocorre durante o período em que o peso é totalmente
transferido para o membro de apoio e até que o membro contralateral deixe o solo.
Durante a marcha normal, a força do peso corporal e o momento de força são
absorvidos com 10 a 15o de flexão do joelho (GAGE,1990; PERRY,1992c). (FIGURA
3).
Figura 19 - Fase de Resposta à
Carga (PERRY, 1992c)
A atividade de apoio simples é realizada no médio apoio e no apoio terminal. As
funções críticas incluem estabilização do tronco pela musculatura do quadril e
mobilidade no tornozelo, para permitir a progressão sobre o pé de apoio (ADAMS;
PERRY, 1998; GAGE, 1990).
O apoio médio é a porção da fase de contato que começa quando o membro
contralateral deixa o solo, e termina quando o corpo está diretamente sobre o membro
de sustentação e sua progressão depende da ação de pivô do rolamento do tornozelo,
para avançar o membro sobre o pé de apoio (GAGE,1990; PERRY,1992c) (FIGURA
4).
Figura 20 - Fase de Apoio
Médio (PERRY, 1992c)
O apoio terminal é a porção do período de apoio desde a fase de apoio médio do
membro até um ponto imediatamente anterior ao contato inicial do membro
contralateral e, sua progressão, promove um avanço do corpo para frente do pé de apoio
(ADAMS; PERRY, 1998; NORKIN, 1998) (FIGURA 5).
Figura 21 - Fase de Apoio
Terminal (PERRY, 1992c)
A atividade de avanço do membro em balanço tem início na última fase de apoio
(pré-balanço) e continua durante todo o período de balanço. As funções críticas durante
esse intervalo incluem: elevação do pé para desprendimento dos dedos e avanço do
membro, em preparação para a transferência de peso (ADAMS; PERRY, 1998; GAGE,
1990).
O pré-balanço é a porção do período de apoio desde o contato inicial do membro
contralateral até imediatamente antes do levantamento do membro de referência. Esta
fase incluiu o momento em que apenas o hálux do membro de referência está em
contato com o solo. Durante este intervalo de duplo apoio terminal, o peso corporal é
transferido para o membro contralateral. A ação crítica durante este período é o início
da flexão do joelho, contribuindo para a função de desprendimento dos dedos e avanço
do membro (PERRY,1992c; NORKIN, 1998). (FIGURA 6)
Figura 22 - Fase de PréBalanço (PERRY, 1992c)
A fase de balanço inicial corresponde à porção do período de balanço desde o
ponto em que o membro de referência deixa o solo (momento em que o hálux do
membro de referência deixa o solo) até a máxima flexão do joelho do mesmo membro
(FIGURA 7). Os eventos críticos são perdidos quando uma doença limita a flexão do
quadril, a flexão do joelho ou a flexão dorsal do tornozelo, o que resulta em arrasto dos
dedos (PERRY, 1992c; NORKIN, 1998).
Figura 23 - Fase de Balanço
Inicial (PERRY, 1992c)
O balanço médio é a porção do período de balanço desde de a máxima flexão de
joelho do membro de referência até uma posição vertical da tíbia. Os eventos críticos
nessa fase são a extensão do joelho e a flexão dorsal do tornozelo, que ocorrem para
manter a passagem do pé enquanto avança a tíbia para a posição vertical (FIGURA 8)
(ADAMS; PERRY, 1998; NORKIN, 1998).
Figura 24 - Fase de Balanço
Médio (PERRY, 1992c)
O balanço terminal corresponde à porção do período de balanço desde uma
posição vertical da tíbia do membro de referência até, imediatamente, antes do contato
inicial. Nessa fase ocorre uma desaceleração do segmento da coxa do membro de
referência, em preparação para o apoio do calcanhar no solo (ADAMS; PERRY, 1998;
NORKIN, 1998) (FIGURA 9).
Figura 25 - Fase de Balanço
Terminal (PERRY, 1992c)
2.2.2 DESLOCAMENTOS DO CORPO DURANTE A MARCHA
As medidas de como a posição do corpo ou segmentos corporais mudam com o
tempo são conhecidas como parâmetros temporais e espaciais. Talvez a mais básica
dessas medidas seja quanto tempo leva para uma pessoa caminhar uma determinada
distância, ou seja, a velocidade de marcha.
A velocidade de marcha é um indicador global de capacidade e talvez seja a
medida objetiva isolada mais importante para a mobilidade funcional (WALL, 2001).
A variabilidade da marcha aumenta nas velocidades menores, provavelmente
devido à estabilidade postural reduzida durante o período de apoio simples, que também
é prolongado nas velocidades menores (SHUMWAY-COOK; WOOLLACOTT, 2003).
Durante o ciclo da marcha ocorrem alterações na velocidade instantânea do
corpo; ele acelera e desacelera. As velocidades e acelerações máximas ocorrem quando
o pé está deixando o solo para iniciar o balanço da perna (WALL, 2001).
Os parâmetros espaciais da marcha referem – se mais freqüentemente a posições
relativas dos pés durante o andar, embora possam incluir também outros segmentos
corporais.
A distância entre o ponto de contato do calcanhar até o próximo contato do
calcanhar do mesmo pé é chamada comprimento da passada. Cada passada é constituída
por dois passos. Por definição, o comprimento do passo esquerdo é a distância do ponto
de contato do calcanhar direito até o ponto de contato do calcanhar esquerdo, e o
comprimento do passo direito vai desde o contato do calcanhar esquerdo até o calcanhar
direito que está à frente (WALL, 2001) (FIGURA 10).
As medidas do comprimento da passada e do passo são feitas ao longo da linha
de progressão (direção na qual a pessoa está andando) (FIGURA 10).
O afastamento do pé em ângulo retos em relação à linha de progressão constitui
a medida de largura do passo ou base de suporte. E o alinhamento do pé quanto à linha
de progressão define o ângulo de progressão (WALL, 2001) (FIGURA 10).
%DVHGH
6XSRUWH
Figura 26 - Diagrama mostrando os parâmetros espaciais da marcha que definem as posições relativas
dos pés durante uma passada (Retirado e modificado de WALL, 2001)
Quanto aos parâmetros temporais, o intervalo entre o tempo de contato do
calcanhar direito até o próximo contato desse mesmo pé constitui o tempo da passada.
Entre o momento do contato do calcanhar direito e o contato do calcanhar esquerdo
tem-se o tempo do passo esquerdo e vice-versa. Uma medida comumente usada para
refletir o tempo de passo é a cadência, que é uma medida de freqüência, e é representada
em termos do número de passos por minuto (WALL, 2001).
Os adultos jovens tendem a caminhar cerca de 1.46 m/s, com uma cadência
média de 112.5 passos/minuto e o comprimento médio do passo é por volta de 76.3
centímetros (SHUMWAY-COOK; WOOLLACOTT, 2003).
Também são descritos como parâmetros temporais o tempo de apoio simples,
sendo o período em que apenas um dos pés está em contato com o solo; o tempo de
duplo apoio, representando o momento em que os dois pés estão em contato com o solo,
e o tempo de contato que é somatória dos dois períodos anteriores e que representa o
tempo total em que os pés ficam em contato com o solo (WALL, 2001).
Durante a locomoção humana pode-se notar movimentos sincrônicos de todos os
segmentos do corpo. A pelve se inclina, gira e oscila na direção do deslocamento do
indivíduo. Os segmentos do membro inferior apresentam deslocamentos nos três planos
espaciais, enquanto os ombros giram e os braços balançam em fase contrária aos
deslocamentos da pelve e das pernas (INMAN et al., 1998).
O movimento linear do corpo é efetuado principalmente através de
deslocamentos angulares das articulações dos membros inferiores. Essas articulações
podem realizar movimentos em todos os planos durante a marcha, mas as maiores
excursões ocorrem no plano sagital (WALL, 2001).
Um ponto importante a ser comentado é com relação ao centro de massa do
corpo que, durante a marcha não permanece fixo, porém, tende a continuar projetado na
pelve. O centro de massa de qualquer corpo é um ponto que ao ser atravessado por
qualquer plano, os momentos de massa de um lado do plano são iguais aos momentos
de massa do outro (INMAN et al., 1998; TREW, 1997a; PERRY, 1992b).
O deslocamento do centro de massa num plano horizontal ocorre no sentido
lateral; num plano sagital ocorre no sentido vertical. Combinando os deslocamentos
lateral e vertical (plano de progressão) em um plano frontal (perpendicular) pode-se
observar a projeção de um oito deitado (∞) (INMAN et al., 1998; PERRY, 1992b).
Na marcha no plano, a pelve gira em torno de um eixo vertical alternadamente
para a direita e para a esquerda, com relação à linha de progressão. Em geral, o valor
dessa rotação pélvica aumenta bastante com a velocidade. A rotação pélvica torna os
movimentos menos bruscos e, dessa forma, a intensidade do impacto no solo fica
reduzida (INMAN et al., 1998; PERRY, 1992b).
Ocorre também na marcha uma obliqüidade pélvica, onde a pelve inclina-se para
baixo, no plano coronal, do lado oposto ao do membro de apoio. O deslocamento ocorre
na articulação do quadril, produzindo uma adução relativa do membro de apoio e
abdução relativa do outro membro, que está em balanço. Para permitir a obliqüidade
pélvica, a articulação do joelho que não apóia o peso deve fletir proporcionando a
passagem do membro em balanço. Conforme a inclinação lateral ocorre, durante a
passagem do corpo sobre o membro em apoio, o centro de massa abaixa. Desse modo, a
inclinação pélvica contribui para a efetividade do mecanismo de abdução do quadril
(INMAN et al., 1998; TREW, 1997a).
Durante o início e o final da fase de apoio, a flexão do joelho contribui para a
suavização das alterações bruscas nas intersecções dos arcos da trajetória do centro de
massa (INMAN et al., 1998; PERRY, 1992b).
Esses três elementos da marcha – rotação pélvica, obliqüidade pélvica e flexão
do joelho durante a fase inicial do posicionamento do pé – atuam no mesmo sentido,
aplanando o arco através do qual o centro de massa do corpo se desloca e atua para
diminuir a magnitude do deslocamento vertical do centro de massa do corpo (INMAN
et al., 1998; PERRY, 1992b).
Também existem outras rotações transversais, que envolvem partes do corpo
acima e abaixo da pelve, como é o caso da rotação do tórax e dos ombros e as rotações
da coxa e da perna durante a marcha. A rotação dos ombros produz o balanço dos
braços, onde o avanço de uma perna é acompanhado pelo avanço do braço contralateral.
Essa rotação oposta da pelve em comparação com os ombros parece proporcionar um
efeito de balanço que suaviza a progressão do corpo como um todo para frente. A
cabeça, o pescoço, o tronco e os membros superiores contribui no direcionamento da
marcha além de manter um alinhamento vertebral neutro e distribuir as forças recebidas
pelos membros inferiores, mantendo o equilíbrio (INMAN et al., 1998; PERRY,
1992b).
Ao contrário dos ombros, as rotações da coxa e da perna estão em fase com a
rotação pélvica. Em geral, a pelve, a coxa e a perna começam a girar internamente, em
direção ao membro de apoio, no início da fase de balanço. Essa rotação continua
durante a fase de duplo apoio e médio apoio, quando há uma mudança brusca e a perna
inicia a rotação externa que persiste até o início de sua próxima fase de balanço
(INMAN et al., 1998; PERRY, 1992b).
Durante o período de balanço na marcha, os segmentos do membro inferior
(inclusive o pé) ficam livres no espaço e podem rodar internamente, sem restrição. Com
o pé livre, os dedos do pé vão para cima, em flexão dorsal e eversão, e para dentro em
inversão, e flexão plantar (INMAN et al., 1998).
Durante o período de apoio ocorre rotação externa da perna, pois mecanismos do
tornozelo e do pé permitem essa rotação, enquanto o pé fica estacionário. Quando o pé
está fixo no solo, a dorsiflexão produz rotação interna da perna, enquanto que a flexão
plantar gera a rotação externa (INMAN et al., 1998).
A deambulação natural é realizada de maneira a conservar energia. Para
conseguir isso, o movimento dos membros e do tronco são integrados, diminuindo o
deslocamento vertical do centro de gravidade (ROSE et al., 1998).
2.2.3 AÇÃO MUSCULAR DURANTE A MARCHA
Os músculos proporcionam a força necessária para a locomoção humana. Suas
estruturas anatômica, molecular e química constituem uma fonte biologicamente
eficiente de potência, controlada por uma organização igualmente admirável dos nervos
centrais e periféricos, com sensores diferenciados e vias de retro alimentação (RAB,
1998)
O movimento ativo dos músculos é produzido pela conversão da energia
metabólica em ação das fibras musculares, utilizando o metabolismo oxidativo e
glicolítico (GUYTON, 1998).
A marcha humana normal é uma atividade eficiente em termos de energia e não
é surpreendente que muito da atividade muscular durante a marcha seja isométrica e
excêntrica. Esse trabalho negativo (contra a ação da gravidade) permite uma
manutenção da postura ereta contra a gravidade ou para transferir e armazenar energia
entre os segmentos do membro. O trabalho positivo dos músculos (a favor da
gravidade) produz um maior gasto energético e durante a marcha permite a aceleração
dos membros e otimiza as atividades como a propulsão e a extensão do quadril após o
toque do pé, fornecendo potência para o movimento para frente (GAGE, 1990; RAB,
1998).
Estudos eletromiográficos dos músculos foram acoplados às medidas
tridimensionais precisas dos movimentos da marcha no plano e em passo confortável,
de modo a esclarecer a seqüência de recrutamento muscular necessária para que a
marcha ocorra. A amplitude real da atividade eletromiográfica de cada músculo depende
da velocidade da marcha, da idade, das dimensões corporais e de variáveis técnicas
envolvidas na coleta eletromiográfica (ARSENAULT et al., 1986; LANGE et al., 1996;
RAB, 1998).
No momento do contato inicial, onde os objetivos mecânicos são posicionar o
pé e iniciar a desaceleração do corpo, ocorre uma atividade simultânea dos músculos
flexores e extensores do joelho que estabilizam e posicionam o joelho no espaço. A
ação do músculo glúteo máximo desacelera a coxa e auxilia a extensão do joelho e o
posicionamento do pé. Ao mesmo tempo, o músculo tibial anterior começa uma ação
excêntrica para, gradualmente, impedir que o antepé se choque com o solo (TREW,
1997a; GAGE, 1990; HAMILL; KNUTZEN, 1999a; RAB, 1998; FRANKEL;
NORDIN, 1989). Estudos demonstram que conforme aumenta a velocidade de
caminhada, há uma diminuição do tempo de contato inicial e da flexão plantar
(SAMMARCO, 1989).
A partir desse momento, inicia-se a resposta à carga cujos objetivos mecânicos
são de transferência de peso, estabilização da pelve e desaceleração da massa corpórea.
Nesse instante, o membro recebe o peso do corpo contraindo os músculos extensores do
joelho (quadríceps). O joelho flete ligeiramente e começa a estender-se pela ação
concêntrica do quadríceps, sendo este movimento auxiliado por uma flexão plantar do
tornozelo (ação concêntrica do tríceps sural), que tende a mover o ponto de contato do
membro para frente e desviar a força de reação do corpo anteriormente ao joelho,
induzindo sua retificação. Os músculos glúteo médio e mínimo contraem
isometricamente, estabilizando a pelve no plano frontal (FRANKEL; NORDIN, 1989;
GAGE, 1990; TREW, 1997a ; RAB, 1998; HAMILL; KNUTZEN, 1999a;).
No apoio médio os objetivos mecânicos principais são de estabilização do joelho
e preservação do momento de força. Enquanto o joelho permanece estendido, a ação
excêntrica do músculo sóleo proporciona a força de desaceleração predominante e
mantém o antepé pressionado contra o solo, criando uma acoplagem ou união de forças
que permite que o joelho permaneça estendido sem necessidade de ação do músculo
quadríceps propiciando um movimento com baixo gasto de energia. Os músculos
gastrocnêmio e perimaleolares contraem-se excentricamente junto ao sóleo para
controlar a velocidade da flexão dorsal (TREW, 1997a; GAGE, 1990; RAB, 1998).
No apoio terminal, o objetivo mecânico é a aceleração da massa corpórea e o
acoplamento das forças de extensão do joelho e flexão plantar do tornozelo continua
mantendo o joelho passivamente estendido. Uma extensão passiva do quadril e a
extensão do joelho permitem a progressão do tronco para frente, gerando um grande
momento de flexão dorsal do tornozelo. Antes do contato inicial contralateral, o vetor
de força de reação do solo avança no sentido das cabeças metatársicas, criando uma
maior demanda sobre os flexores plantares gerando uma ação concêntrica do tríceps
sural, acelerando o corpo para frente. Esse disparo de energia é responsável pela maior
parte de geração de potência que mantém o corpo se movendo para frente na marcha
normal. Com a ação do tríceps sural, os músculos tibial posterior, fibulares (anterior e
posterior) e flexor longo do hálux são também ativados. Pode haver um pequeno
disparo do músculo iliopsoas, para ocasionar a resposta de descarga do pré-balanço
(ADAMS; PERRY, 1998; TREW, 1997a; FRANKEL; NORDIN, 1989; GAGE, 1990;
RAB, 1998).
Ainda no período de apoio, a fase de pré-balanço tem como objetivo mecânico
preparar o corpo para o balanço. Nesta fase, o tríceps sural não está mais em atividade, e
os flexores do quadril (iliopsoas e reto femoral) começam a elevar o membro e levá-lo
para frente, em geral, por ação concêntrica. Uma ação excêntrica do reto femoral
desacelera o movimento de flexão do joelho, evitando uma elevação excessiva do
membro. O membro se comporta como um pêndulo passivo em grande parte da fase de
balanço, e com isso, a energia consumida na atividade muscular do pré-balanço é
eficientemente pequena, preparando o estágio para os eventos grandemente passivos do
ciclo da marcha seguinte (TREW, 1997a; GAGE, 1990; RAB, 1998).
O balanço inicial tem como objetivo mecânico a ação de liberar o pé e variar a
cadência e ocorre com o final da atividade dos músculos iliopsosas e reto femoral. A
duração exata do balanço e o comprimento da passada dependem do comprimento do
membro inferior que balança livremente (pêndulo), do atrito dinâmico da articulação do
joelho e de seus tecidos associados. Durante uma marcha lenta os músculos grácil,
sartório e, principalmente, a ação complementar da cabeça curta do bíceps femoral
aumentam a flexão do joelho durante esse intervalo e, na marcha rápida uma flexão
excessiva do joelho é evitada pelo reto femoral (GAGE, 1990). O prolongamento da
atividade dos músculos flexores do quadril ou do joelho ou a ação prematura dos
músculos flexores do joelho, na fase de balanço, podem mudar a geometria do balanço
livre do membro inferior. No tornozelo (que está em flexão plantar durante o prébalanço), os músculos flexores dorsais (principalmente tibial anterior) começam uma
ação concêntrica para permitir que o pé saia do chão (ADAMS; PERRY, 1998;
FRANKEL; NORDIN, 1989; TREW, 1997a; RAB, 1998).
Durante a fase de balanço médio o objetivo mecânico é a liberação do pé na qual
há uma continuação da atividade de avanço do membro (pêndulo) e passagem do pé. A
extensão progressiva do joelho (ação concêntrica do quadríceps), a flexão dorsal do
tornozelo (ação concêntrica do tibial anterior) auxiliada por uma ação concêntrica dos
extensores longos dos dedos são eventos necessários para manter a passagem do pé,
enquanto ocorre um avanço da tíbia para a posição vertical. Essa fase é um período de
transição durante o qual ocorre uma atividade muscular mínima (ADAMS; PERRY,
1998; TREW, 1997a; GAGE, 1990; RAB, 1998).
Ao final do período de avanço do membro (fase de balanço terminal) os
objetivos mecânicos são de desaceleração do membro inferior, posicionamento do pé e
preparação deste para o contato. O avanço do membro é completado pela extensão do
joelho para a posição neutra. Nesse momento ocorre uma eficiente desaceleração ativa
da flexão de quadril e da extensão de joelho por uma ação excêntrica dos músculos
isquiotibiais e do glúteo máximo, posicionando o membro para o contato inicial. O
joelho, então, prepara-se para a transferência de peso pela atividade inicial do músculo
quadríceps. O músculo tibial anterior se torna excentricamente ativo quando faz com
que o pé “pouse” suavemente, imediatamente antes do contato deste com o solo.
Conforme o pé toca o chão, o ciclo se repete (ADAMS; PERRY, 1998; TREW, 1997a;
GAGE, 1990; RAB, 1998).
2.3 ASPECTOS RELEVANTES À MARCHA DE INDIVÍDUOS HEMIPARÉTICOS
O ato de caminhar é um movimento altamente integrado com algum grau de
variabilidade intra-sujeitos. Essa variabilidade limitada inerente ao movimento humano
representa tentativas repetitivas do sistema sensório-motor em realizar uma solução
ótima para a locomoção (HWANG et al., 2003).
Em pacientes com desordens neurológicas essa estratégia de controle muscular é
indeterminada resultando em uma variabilidade considerável dos padrões de marcha
(HWANG et al., 2003).
O comprometimento da função da mobilidade, especialmente as disfunções da
locomoção, é um dos primeiros e mais característicos sintomas de uma ampla variedade
de disfunções neurológicas (PATLA; SHUMWAY-COOK, 1999).
Segundo Nutt et al. (1993), o andar hemiparético está incluído nas disfunções do
andar com déficits sensório-motores de nível médio do
envolvimento do Sistema
Nervoso Central (SNC). Os problemas do SNC em nível médio afetam a organização e
a execução dos padrões de movimentos associados à postura e ao andar.
No período inicial de recuperação, a fraqueza muscular é o fator limitante
primário na deambulação, tendo em vista que ainda não se desenvolveram os padrões
sinérgicos, a espasticidade e as contraturas. A propriocepção e o equilíbrio são afetados
e causam uma deteriorização do controle motor. A velocidade de caminhada é
drasticamente reduzida conforme a estabilidade de apoio fica comprometida pela
fraqueza tanto na musculatura proximal quanto na distal (ADAMS; PERRY, 1998).
Depois do período inicial de recuperação, os distúrbios da marcha podem ser
mais relacionados com a mobilidade restrita, espasticidade e sinergias primitivas dos
membros. Com isso, os pacientes com seqüelas de AVE não conseguem ativar os
músculos seqüencialmente nas combinações distintivas da marcha normal (ADAMS;
PERRY, 1998; CARR; SHEPHERD, 1988; DEWALD et al., 1995; WOOLLEY, 2001).
Embora a hemiparesia seja tipicamente associada com envolvimento
unilateral do sistema, as alterações da marcha têm sido observadas nos mecanismos e
ações musculares tanto no membro afetado como no membro são (WOOLLEY, 2001).
Essas alterações no membro são, têm sido descritas como decorrentes de compensações
devidas a um alinhamento corporal anormal freqüentemente encontrado em pacientes
com lesão neural unilateral, como a produzida por um AVE. Este alinhamento anormal
ou assimétrico pode ser expresso como uma mudança na posição do corpo em relação à
gravidade e à base de apoio, tanto na postura ortostática como sentada, onde o peso
corporal é deslocado para o lado não envolvido. Esta estratégia se desenvolve para
compensar outros comprometimentos, como os déficits motores e sensoriais no lado
hemiparético durante o ciclo da marcha (SHUMWAY-COOK ; WOOLLACOTT,
2003).
Desta forma, os déficits de equilíbrio e propriocepção limitam a capacidade
desses pacientes de desviar e apoiar o peso corporal no membro parético. Esse
equilíbrio deficiente e o medo de cair fazem com que o paciente aumente sua base de
apoio durante a marcha (ADAMS; PERRY, 1998; CARR; SHEPHERD, 1988).
Os padrões desordenados de ativação muscular podem se manifestar no andar
dos pacientes hemiparéticos como uma incapacidade de recrutar adequadamente o
músculo, como uma ativação exagerada de um músculo ou por uma incapacidade de
modular a atividade muscular durante o ciclo do andar (KNUTSSON, 1994).
Da mesma forma, alguns autores classificam os pacientes em uma ou mais das
seguintes categorias de disfunções: - “padrão espástico” caracterizado por uma resposta
de alongamento exagerada; - “padrão parético” caracterizado por uma ativação
muscular de padrões centralmente produzidos, que estarão ausentes ou reduzidos; “padrão de coativação” produzido por uma coativação anormal de grupos musculares
múltiplos (KNUTSSON; RICHARDS, 1979; KNUTSSON, 1994).
O componente neural da paresia resulta do recrutamento supra-espinhal
insuficiente dos motoneurônios de músculos específicos do membro inferior, seja
durante determinadas partes do ciclo do andar, seja durante todo o ciclo (SHUMWAYCOOK ; WOOLLACOTT, 2003).
A fraqueza pode resultar tanto na incapacidade de gerar forças para mover o
corpo para frente (fraqueza dos flexores plantares no apoio terminal) quanto em
movimentos livres que resultam da ausência de controle, como o choque do pé após o
contato do calcanhar no solo devido à perda do controle excêntrico do músculo tibial
anterior e da flexão plantar descontrolada (SHUMWAY-COOK & WOOLLACOTT,
2003).
A perda da capacidade de recrutar seletivamente o músculo tibial anterior
durante o andar, pós AVE, é um exemplo comum do comprometimento da
programação. A presença de um queda rápida do pé após o contato do calcanhar sugere
que o comprometimento subjacente é a inatividade do tibial anterior e não a
espasticidade ou a contração do gastrocnêmio ou do sóleo (PERRY, 1992b;
KNUTSSON; RICHARDS (1979).
Outro fator bastante comum que acomete a marcha de pacientes que sofreram
AVE é a dificuldade em transladar ou deslocar o centro de gravidade lateralmente para
liberar o membro intacto para o balanço (CARR; SHEPHERD, 1988).
Nesse caso, a fraqueza do flexor do quadril produzindo uma flexão inadequada,
afeta principalmente essa fase do andar. A flexão do joelho é perdida no balanço quando
existe uma flexão inadequada do quadril, por isso o paciente é incapaz de desenvolver
um momento suficiente no quadril para flexionar indiretamente o joelho. Com isso, os
pacientes utilizam diversas estratégias compensatórias para retirar o pé do solo durante
o balanço, mesmo com uma flexão inadequada do quadril. Uma dessas estratégias é a
circundução do membro acometido, definida como um movimento abrupto do quadril,
rotação de avanço da pelve e a abdução do quadril para avançar o membro
(SHUMWAY-COOK ; WOOLLACOTT, 2003).
A velocidade da marcha em sujeitos com hemiparesia é relacionada ao estágio
de recuperação motora da extremidade inferior, sendo relacionada positivamente com a
força muscular dos membros inferiores (RICHARDS; OLNEY, 1996; SHUMWAYCOOK ; WOOLLACOTT, 2003), e tem sido considerada um preditor da melhora dos
movimentos locomotores, além de ser uma variável básica na avaliação da marcha em
pacientes que sofreram um AVE (WOLLEY, 2001).
Em um estudo, Richards e Olney (1996) comparam os perfis dos movimentos do
tornozelo e ativação dos músculos tríceps sural e tibial anterior durante a marcha em um
grupo de sujeitos hemiparéticos divididos em três grupos de acordo com suas
velocidades de caminhada (velocidade rápida, velocidade intermediária e velocidade
lenta). Foi constatado que a velocidade, a cadência e o comprimento da passada foram
significantes e positivamente correlacionados com a magnitude da ativação do tibial
anterior e tríceps sural durante a marcha. Alta velocidade de caminhada, gerou ativações
musculares e movimentos do tornozelo mais próximos do normal.
Além disso, tem sido observado que a velocidade da marcha em pacientes com
hemiparesia é positivamente correlacionada a magnitude da força propulsiva durante a
retirada do pé do membro parético do solo (RICHARDS; OLNEY, 1996).
Olney et al. encontraram que a velocidade de caminhada no lado afetado tem
uma correlação inversa com a proporção de apoio simples e duplo (WOLLEY, 2001).
Já a espasticidade causa impacto no andar de duas formas: - ela resulta na
ativação inadequada do músculo em determinados pontos do ciclo do andar, quando ele
está sendo rapidamente alongado; - altera as propriedades mecânicas do músculo,
produzindo rigidez exagerada, que é um problema musculoesquelético (SHUMWAYCOOK ; WOOLLACOTT, 2003).
O desenvolvimento da tensão dos músculos espásticos, no paciente adulto com
hemiparesia, pode ser apenas parcialmente explicado pelas respostas reflexas
hiperativas de alongamento. Alguns autores sugerem que a espasticidade altera as
propriedades das fibras musculares propriamente ditas e que esse é um fator que
contribui para os déficits de coordenação observados nos pacientes com espasticidade
(BERGER et al, 1984).
A espasticidade contribui para o andar desordenado por meio da ativação
muscular inadequada, durante determinadas partes do ciclo do andar, nas quais os
músculos são alongados, e por meio de mudanças na rigidez onde são resultantes das
alterações nas propriedades mecânicas do músculo propriamente dito (SHUMWAYCOOK ; WOOLLACOTT, 2003).
Comparados a um grupo controle, foi observado em pacientes com hemiparesia
espástica que a ativação do tríceps sural começava junto com a fase de apoio,
apresentando uma amplitude de pico relativamente baixa. Após o contato inicial, o
alongamento do tríceps sural resultava na ativação prematura dos músculos. O
encurtamento resultante do músculo antes de corpo ter passado à frente dos pés,
empurra a parte inferior da perna para trás e produz a hiperextensão do joelho, o que
torna o músculo incapaz de acumular tensão para dar a propulsão (KNUTSSON, 1994).
As principais compensações da flexão plantar excessiva incluem a hiperextensão
do joelho e/ ou a inclinação do tronco para frente (PERRY, 1992c; SHUMWAYCOOK; WOOLLACOTT, 2003).
A hiperextensão do joelho pode ocorrer em ritmo rápido ou lento e geralmente
começa no meio ou no final do apoio, continuando até o pré-balanço. A extensão
excessiva do joelho significa que a tíbia não consegue avançar sobre o pé imóvel do
apoio simples (PERRY, 1992c).
Na fase de balanço da marcha, a espasticidade dos flexores plantares resulta em
uma retirada inadequada dos artelhos do chão, devido uma posição estendida do joelho
no apoio terminal. Isso faz com que os flexores do quadril e do joelho se esforcem mais
para erguer o membro e tirar o pé do solo durante o balanço (SHUMWAY-COOK;
WOOLLACOTT, 2003).
No balanço terminal, os flexores plantares espásticos resistem à extensão do
joelho e à flexão dorsal do pé, essenciais para o posicionamento da perna no contato
inicial do calcanhar. As estratégias compensatórias incluem o encurtamento da passada
e a redução da velocidade do andar (SHUMWAY-COOK; WOOLLACOTT, 2003).
A hiperextensão de joelho que é observada durante a fase de apoio em diferentes
pacientes pode ser causada por diferentes mecanismos. Em alguns casos, a
hiperextensão de joelho pode ser causada pela atividade antecipada do tríceps sural,
resultando no tracionamento posterior da perna e forçando a hiperextensão de joelho.
Em outros pacientes, foi sugerido que a hiperextensão de joelho é um mecanismo
compensatório para promover a estabilidade do membro durante o suporte de peso,
ocasião em que os isquiotibiais estão agindo para estabilizar o joelho (WOLLEY,
2001).
Segundo alguns autores, a espasticidade não é o único componente que contribui
para os distúrbios do andar, mas também as alterações na ativação da musculatura
comprometida (CRENNA, 1998).
Uma vez que a formação adequada da seqüência da ativação dos músculos
diversos é essencial para a recuperação do equilíbrio, a perda da seqüência normal pode
ser uma contribuição significativa para a instabilidade dos pacientes com problemas
neurológicos. A natureza obrigatória desses padrões sinérgicos também impede que os
pacientes alterem a duração, a intensidade e a graduação da força muscular; resultando
em movimento lento e mal coordenado do membro afetado (SHUMWAY-COOK;
WOOLLACOTT, 2003).
A coativação excessiva de agonista-antagonista é um dos fatores que pode
contribuir para a debilidade ou fraqueza muscular após o AVE. Um padrão anormal de
coativação consiste na ativação sinérgica de muitos músculos do membro inferior e tem
sido reportados no lado parético e não parético durante a marcha, especialmente durante
a fase de apoio (LAMONTAGNE et al., 2000).
Estas sinergias anormais de coativação no lado não parético resulta da lesão
neurológica ou de compensações biomecânicas. Como a coativação muscular ocorre
durante a marcha de indivíduos saudáveis quando há mudanças na estabilidade, supõese que o aumento nos níveis de coativação encontrados no lado não parético assiste a
estabilidade postural durante a marcha (LAMONTAGNE et al., 2000).
Maiores durações das coativações agonistas-antagonistas são associadas com
velocidades de caminhada mais lentas, pobre estabilidade postural e baixa força
dinâmica do tornozelo no lado parético durante a marcha (LAMONTAGNE et al.,
2000).
Dimitrijevic et al. apud Wolley (2001) classificaram os padrões de atividade
eletromiográfica em 6 categorias com base na atividade de músculos flexores e
extensores. Na primeira categoria os participantes exibiram ausência de atividade no
tibial anterior durante o apoio ou balanço e atividade contínua do tríceps sural. Na
segunda categoria os participantes exibiram atividade no tibial anterior durante o
balanço e pequena atividade no tríceps sural durante o apoio e início do balanço. Os
dois grupos de músculos são ativos durante o apoio e o balanço médio. Na terceira
categoria encontraram atividade tanto no tríceps sural como no tibial anterior durante o
apoio e o balanço médio, embora a magnitude do tríceps sural ter sido menor durante o
balanço do que no apoio. Na quarta categoria foi encontrado atividade no tibial anterior
durante o balanço e a primeira e terceira partes do apoio. O tríceps sural exibiu atividade
similar no apoio e também teve a atividade durante o balanço terminal. Na quinta
categoria ambos os músculos apresentaram atividade durante o apoio com atividade
recíproca. O tibial anterior também foi ativo durante o balanço inicial. Na sexta
categoria os pacientes exibiram padrões similares aos normais com a atividade de
tríceps sural no médio apoio e atividade do tibial anterior no balanço inicial e terminal .
Knutsson e Richards (1979) sugeriram que a eletromiografia nos pacientes
hemiparéticos pode ser classificada em 3 tipos de distúrbios motores. Os pacientes
classificados como Tipo I exibiram pequenos distúrbios da marcha, com distúrbios de
EMG ocorrendo primariamente em níveis e padrões fásicos do tibial anterior e tríceps
sural. Os níveis de EMG nos 2 músculos foram menores do que o normal durante a fase
de apoio, e o tríceps sural exibiu ativação prematura. Isso sugeriu que esse padrão foi
relatado para um limiar baixo da ativação do reflexo de estiramento. Tipo II os
pacientes foram caracterizados por ausência ou redução significante nos padrões de
EMG para dois ou mais grupos de músculos no membro inferior envolvido. Os
músculos distais do membro inferior envolvido demostram mais padrões de ativação
alterados que os grupos de músculos proximais. Em adição, esses pacientes exibiram
uma série de capacidades de caminhada mas tenderam a exibir hiperextensão de joelho
durante o apoio e uma falta de flexão de joelho durante o balanço. No Tipo III os
padrões de EMG exibiram coativação de vários músculos com mudanças
desorganizadas na ativação em diferentes grupos musculares, ocorrendo primariamente
no final do balanço. Entretanto, não foi significante a diminuição no nível da atividade
eletromiográfica.
Pesquisadores que examinaram o padrão de força de reação do solo de pacientes
hemiparéticos durante a marcha encontraram que os pacientes exibiram padrões que
diferem dos participantes saudáveis tanto no membro inferior envolvido como não
envolvido, além de exibirem grande variabilidade inter-individual. Também pode ser
observado uma falta de simetria bilateral nos padrões de curva de força de reação do
solo entre os membros envolvido e não envolvido (WOLLEY, 2001).
Em um estudo descrito por Woolley (2001), os autores sugerem três
características dos padrões de força vertical na marcha hemiparética. Na primeira
classificação os participantes exibiram curvas verticais similares aos participante
normais com dois picos verticais ocorrendo a aceitação do peso e retirada do pé e uma
depressão intermediária ocorrendo durante o médio apoio. O segundo grupo de
pacientes exibiu um componente da força vertical que foi relativamente constante
durante toda a fase de apoio e exibiu várias irregularidades nos picos e cristas. O
terceiro grupo exibiu um único pico vertical na primeira parte da fase de apoio que
gradualmente diminui para o zero durante o final do apoio.
2.4 ANÁLISE BIOMECÂNICA DA MARCHA
O estudo do movimento é fundamental na análise objetiva dos padrões de
movimento normal do corpo humano e de particular interesse para a compreensão da
importância relativa de cada um dos constituintes dos diferentes segmentos do aparelho
locomotor (HERNANDEZ, 2000).
Sendo assim, a mensuração do movimento humano requer uma abordagem
rigorosa e sistemática. A Biomecânica do movimento busca explicar como as formas de
movimento dos corpos de seres vivos acontecem na natureza a partir de parâmetros
cinemáticos e dinâmicos (ZERNICKE, 1981; NORKIN, 1998).
Para o estabelecimento de metas terapêuticas realistas, e para o desenvolvimento
e implemento de um plano terapêutico dirigido para a melhora ou restauração da marcha
de um paciente, o terapeuta precisa ser capaz de avaliar seu estado deambulatório
(NORKIN, 1998).
O maior problema da avaliação visual da marcha é que sua validade e
confiabilidade são questionáveis. Para superar estes problemas, foram desenvolvidas
diversas listas e escalas de avaliação que enfocam a observação do terapeuta quanto aos
desvios. Contudo, como a pontuação destes e de outros instrumentos é grosseira
(geralmente sobre uma escala de três, quatro ou cinco pontos), alterações pequenas da
marcha, mas significativas, podem ser perdidas. Isso é particularmente problemático ao
avaliar condições nas quais a alteração ocorre lentamente, mais notavelmente em
pacientes com patologias neurológicas, como o AVE (WALL, 2001).
Em vista disso, a avaliação deve envolver uma acurada descrição do padrão de
marcha e de suas variáveis, uma identificação, descrição e análise de alguns desvios da
marcha, além da identificação dos mecanismos responsáveis pela produção das
anormalidades (NORKIN, 1998).
Essa análise é um processo altamente importante que requer a cooperação dos
pacientes e de uma equipe multidisciplinar, onde tipicamente se incluem físicos,
fisioterapeutas, biomecânicos e engenheiros. O objetivo fundamental na coleta dos
dados é de monitorar os movimentos do paciente com precisão suficiente para o uso
clínico (ENDERLE et al., 1999), além de fornecer dados objetivos que possam ser
utilizados como base para a formulação de metas terapêuticas e avaliação do progresso
em busca dessas metas (NORKIN, 1998).
As ferramentas de mensuração clínicas são essenciais para a resolução de
problemas, tomadas de decisões e determinação de metas efetivas. As atividades que
formam a base de avaliação do paciente ou do indivíduo saudável exigem ferramentas
que possam revelar características normais ou anormais do movimento. Dados de
mensuração de alta qualidade também são exigidos para fornecer evidências que
comprovem a efetividade de intervenção e, portanto, devem ser capazes de detectar
melhoras, deteriorização ou estagnação na condição dos pacientes (DURWARD et al.,
2001).
Os métodos através dos quais a biomecânica aborda as diversas formas de
movimento são a antropometria, a cinemetria, a dinamometria e a eletromiografia.
2.4.1 DINAMOMETRIA – FORÇA DE REAÇÃO DO SOLO
A dinamometria se preocupa em realizar uma análise cinética do movimento, ou
seja, estuda as forças que causam o movimento. Essas forças podem ser internas
(geradas por elementos contráteis ou tecido não contrátil) ou externas (gravidade e as
forças de reação do solo) (WALL, 2001)
As três leis de do movimento desenvolvidas por Isaac Newton são uma parte
importante da base matemática da avaliação da cinética do locomoção; mas a terceira lei
é especialmente importante para a locomoção. Chamada Lei de ação e reação, afirma
que as forças são sempre compostas aos pares, iguais e em direções opostas, de modo
que se um corpo é empurrado contra o outro, o segundo empurrará de volta o primeiro
com força da mesma magnitude (HAMIL; KNUTZEN, 1999b; ROWE, 2001). Portanto,
a força de reação do solo nada mais é do que uma aplicação direta da terceira lei de
Newton.
A força de reação do solo (FRS) é medida através das plataformas de força e isso
é realizado quando o pé está em contato com o solo durante a fase de apoio do ciclo da
marcha. A plataforma de força determina a magnitude e a direção do vetor de força de
reação do solo, medindo seus três componentes: força vertical e de cisalhamento médiolateral e ântero-posterior. O sinal das forças componentes depende da atribuição de um
sistema de coordenadas referencial. A plataforma é alinhada no plano da marcha com
três eixos de coordenadas dimensionais (X - Y - Z) (JOHANSON, 1998; TREW;
EVERETT, 1997).
Quando o indivíduo caminha sobre a plataforma, os sensores detectam as
variações na magnitude e na direção de cada força e convertem essas informações em
sinais elétricos que são enviados a um computador responsável em fazer os cálculos das
grandezas cinéticas de interesse (JOHANSON, 1998).
As plataformas de força podem utilizar vários princípios físicos diferentes para
converter as cargas em sinais elétricos proporcionais à direção e à magnitude das cargas.
Os sensores usados nas plataformas podem ser sensores de deformação (strain gauge)
ou cristais piezoelétricos. Cada material tem propriedades distintas que influenciam na
sensibilidade, na linearidade e no ruído vibratório da saída do sinal elétrico. A
plataforma de força precisa ser calibrada periodicamente, para assegurar que a saída
elétrica seja sempre a mesma para uma determinada quantidade de força (HALL, 1993;
JOHANSON, 1998).
Atualmente, a plataforma de força é uma escala de medida muito sofisticada
geralmente embutida no solo, com uma superfície nivelada à superfície do solo onde o
indivíduo está, e os sinais captados pela movimentação sobre a plataforma são
transmitidos e um computador, onde é feita a análise. No entanto, podem também estar
acopladas a uma esteira rolante (FIGURA 11) ou ainda através de resistores e
capacitores elétricos ou transdutores colocados na sola do pé, porém, nesses casos,
geralmente medem somente um dos componentes de força (componente vertical)
(HAMILL; KNUTSSON, 1999b; JOHANSON, 1998).
Force
700
Newtons (N)
600
500
400
300
200
100
0
0
0.5
1.0
1.5
2.0
2.5
Absolute Time (s)
Figura 27 - Gráfico demonstrando a força de reação vertical do solo em Newtons (N) por tempo absoluto
(s) de ambos os pés durante uma passada por duas plataformas de força acopladas a uma esteira rolante

(Software Gaitway ).
A partir da série temporal da força de reação do solo gerada pelo Software
Gaitway é possível analisar diversas variáveis temporais, espaciais e de FRS, como por
exemplo, as variáveis relacionadas abaixo (FIGURA 12):
¾ Tempo de apoio simples: Tempo em que o corpo é sustentado por apenas um dos
pés.
¾ Tempo de duplo apoio: Tempo no qual o corpo é suportado por ambos os pés e
corresponde ao contato inicial do calcanhar de um dos pés após a retirada do pé
contralateral do solo.
¾ Tempo de contato: Tempo que vai desde o contato inicial do calcanhar de um pé até
a retirada deste mesmo pé do solo.
¾ Cadência: Número de passos por minuto.
¾ Comprimento da passada: Valor determinado pela razão da velocidade de
deslocamento da esteira pela cadência.
¾ Base de suporte: Distância entre os pés medida em ângulos retos em relação à linha
de progressão.
¾ Primeiro pico de força: Valor absoluto máximo para o primeiro pico da curva de
força vertical x tempo. Ocorre na primeira metade do tempo de contato, durante o
apoio do calcanhar no solo.
¾ Segundo pico de força: Valor absoluto máximo para o segundo pico da curva de
força vertical x tempo. Ocorre na segunda metade do tempo de contato, durante a
retirada do pé solo.
¾ Força no médio apoio: Força absoluta mínima que ocorre entre o primeiro e o
segundo pico da curva força vertical x tempo. Ocorre quando o pé de referência está
na fase de médio apoio.
¾ Impulso: Integral da curva de força de reação do solo no domínio do tempo durante
o apoio do pé.
¾ Taxa de aceitação do peso: Valor do primeiro pico de força dividido pelo tempo
para o primeiro pico e mostra o quanto a força está variando em função do tempo,
no momento do apoio do calcanhar do solo.
a
b
c
e
d
f
g
h
Figura 28 - Esquema da Curva de FRS demonstrando os parâmetros analisados na marcha dos Grupos I e
II. ( a ) Primeiro Pico de Força; ( b ) Segundo Pico de Força; ( c ) Força no Médio Apoio; ( d ) Taxa de
Aceitação do Peso; ( e ) Impulso - Área total da curva ; ( f ) Tempo de Duplo Apoio; ( g ) Tempo de
Apoio Simples; ( h ) Tempo de Contato.
2.4.2 ELETROMIOGRAFIA
A Eletromiografia (EMG) é o estudo da função muscular por meio da análise do
sinal elétrico emanado durante as contrações musculares, e tem sido utilizada
largamente para o estudo do movimento humano, uma vez que permite um acesso ao
processo fisiológico que leva o músculo a gerar força e produzir movimento
(BASMAJIAN; DE LUCA, 1985; JOHANSON, 1998; HAMILL; KNUTZEN, 1999b).
Sabendo-se que a unidade motora é a unidade funcional no músculo, um
importante parâmetro do sistema motor é o número de atividade presente nessas
unidades motoras (STALBERG; FALK, 1997).
O neurônio motor ativa cada uma das unidades motoras dentro do músculo e,
quando são ativadas unidades motoras suficientes, ocorre uma despolarização da
membrana muscular, que resulta em uma voltagem perceptível. A voltagem pode ser
detectada por eletrodos colocados na área e representa a soma algébrica de todos os
potenciais de unidades motoras. Os sinais registrados através da EMG contém
importantes informações sobre a estrutura e o funcionamento das unidades motoras
(MORAES, 2000).
Os sinais eletromiográficos são afetados pelas propriedades anatômicas e
fisiológicas dos músculos, pelo esquema de controle do sistema nervoso periférico e
pela instrumentação utilizada na coleta de sinal (MORAES, 2000). Portanto, é de
extrema importância entender os fundamentos das funções básicas dos músculos para o
correto registro de sinais eletromiográficos.
O sinal eletromiográfico pode ser um indicador válido para níveis de ativação
muscular, e também pode ser usado para estudar a coordenação e o controle dos
movimentos (STALBERG; FALK, 1997).
É sugerido que uma certa conexão possa existir entre a magnitude do sinal
eletromiográfico e a força muscular exercida. Em apenas algumas condições essa
conexão pode ser representada por uma relação linear (STALBERG; FALK, 1997).
O sistema de registro típico para EMG consiste em um conjunto de eletrodos
bipolares de superfície, de agulha ou de fio, colocados em cima ou a uma curta
distância, do ponto motor, o local da entrada da terminação nervosa do músculo. Um
eletrodo adicional é também colocado sobre uma protuberância óssea para servir como
ponto de referência. À medida que o potencial de ação na fibra muscular percorre o
músculo em direção aos dois eletrodos, o sinal de voltagem registrado passa por zero e
então move-se no sentido negativo à medida que o sinal se distancia dos eletrodos.
Consequentemente, o sinal de EMG representa uma onda sinosoidal, flutuando entre o
negativo e o positivo. Quanto maior a distância entre o potencial de ação e os eletrodos
menor é o sinal (HAMILL; KNUTZEN, 1999b).
A EMG de superfície permite ao indivíduo ser avaliado dinamicamente de forma
indolor e não invasiva, o que auxilia na “naturalidade” do movimento. No entanto, esse
tipo de eletrodo de captação normalmente é utilizado apenas para verificar a presença
ou não de atividade muscular, pois como o eletrodo de captação não está diretamente
em contato com o músculo, há dificuldade para detectar ou isolar o potencial de ação de
um único músculo pelas interferências causadas durante a contração dos músculos
adjacentes (MORAES, 2000). O uso mais comum dos eletrodos de superfície é
provavelmente nos estudos cinesiológicos, usualmente com uma gravação simultânea
de diversos músculos no mapeamento de padrões de ativação muscular na análise de
marcha, estudos ergonômicos, medicina do esporte entre outros. Também pode ser
usado para mapear padrões de ativação muscular anormais em movimentos
desordenados (STALBERG; FALK, 1997).
Além desta modalidade, existe a EMG por telemetria (eletrodos de superfície
sem cabos), que permite ao indivíduo maior liberdade de movimento dentro do alcance
do transmissor (JOHANSON, 1998).
Um importante aspecto a ser considerado durante a aquisição de sinais de EMG
superficiais corresponde à fidelidade do sinal após realizar-se o processamento,
principalmente em relação à atenuação das amplitudes dos componentes de altas
freqüências do sinal (MORAES, 2000).
O filtro passa-alta é usado no sinal EMG para auxiliar na redução (supressão) de
freqüências baixas geradas pelo cabo e artefatos do movimento. O método fundamental
para eliminar ou reduzir esses artefatos é utilizar um amplificador nos eletrodos
(STALBERG; FALK, 1997).
Os potenciais de ação das unidades motoras normais apresentam normalmente
três ou mais fases, e a aquisição eletromiográfica contém uma série desses potenciais,
que em uma contração forte, podem estar sobrepostos, resultando num traçado
característico conhecido como traçado de interferência ilustrado na FIGURA 13-A
(AMADIO; DUARTE, 1996).
Esse sinal original é, usualmente, submetido a um processamento, para que
possa haver uma melhor visualização para comparação com outros sinais biológicos. O
sinal pode ser retificado através do processamento matemático que faz a raiz quadrada
da média elevada ao quadrado, conhecida como abreviada em inglês RMS (root mean
square). Este sinal retificado pode ser visto na FIGURA 13-B, e esse mesmo pode
passar por um filtro passa-baixa, para uma apresentação do envoltório da curva, como
demonstrado na FIGURA 13-C. Pode-se então, fazer o processamento do sinal de
acordo com o objetivo específico do trabalho (AMADIO; DUARTE, 1996).
Figura 29 - Formas de processamento do sinal eletromiográfico (A) sinal original- traçado de
interferência, (B) sinal retificado e (C) sinal processado com filtro passa-baixa, representando envoltório
da curva eletromiográfica (AMADIO; DUARTE, 1996).
A utilização da eletromiografia na análise da marcha tem sido bastante
explorada, obtendo grandes resultados e elucidações sobre processos complexos, como
em que momento do ciclo da marcha um determinado músculo ou grupo muscular está
ativo, e qual a intensidade dessa ativação (WALL, 2001).
Além disso, com o aumento do entendimento da relação entre a coleta de sinais e
a compreensão das fisiopatologias, a interpretação da EMG tem se mostrado uma
importante informação no acompanhamento dos sintomas dos pacientes neurológicos
(STALBERG ; FALK, 1997).
A EMG dinâmica obtida dos sinais eletromiográficos cinesiológicos é uma
forma acurada de definição dos padrões de disfunção muscular que contribui para as
alterações da marcha de alguns pacientes. Tem sido demonstrado que os testes clínicos
tradicionais podem levar a entendimentos e conclusões erradas sobre o comportamento
dos músculos, podendo resultar em planos incorretos para a intervenção. A literatura
sugere fortemente que as técnicas de análise de movimento podem melhorar o
tratamento dos pacientes (STALBERG ; FALK, 1997).
3. OBJETIVO
Este estudo tem como finalidade estudar o comportamento da marcha de
indivíduos hemiparéticos pós AVE e verificar as alterações funcionais mais importantes
decorrentes dessa doença, em termos de ativação eletromiográfica e da componente
vertical da FRS, quando comparados a um grupo de pessoas saudáveis de mesma faixa
etária.
Com essa pesquisa, pretende-se acrescentar à literatura maiores informações
sobre as adaptações da marcha de indivíduos hemiparéticos e contribuir para uma
melhor escolha terapêutica através de um método mais apurado de avaliação.
4. MATERIAL E MÉTODOS
O experimento foi realizado no Laboratório de Biodinâmica do curso de
Fisioterapia da Faculdade de Ciências da Saúde na Universidade do Vale do Paraíba.
4.1 AMOSTRA
Foi analisada a marcha de 20 indivíduos divididos em dois grupos distintos.
O GRUPO I ou CONTROLE foi composto por 10 indivíduos saudáveis e não
praticantes de atividade física regular de ambos os sexos (5 homens / 5 mulheres), com
idade média de 53.7 + 6.5 anos, com estatura média de 1.71 + 0.1 metros e peso médio
de 809.0 + 73.6 Newtons (ANEXO A).
Os fatores de inclusão para este grupo foram a ausência de lesões músculoesqueléticas, cardiorespiratórias e/ou neurológicas relevantes que pudessem gerar
alteração do padrão de marcha desses indivíduos. A seleção do grupo controle foi
realizada após o preenchimento de um questionário que possibilitou verificar as
exigências citadas acima (ANEXO A).
O GRUPO II foi composto por 10 pacientes com quadro clínico de hemiparesia
decorrente de um AVE, sendo que em 8 deles o hemicorpo esquerdo estava acometido.
Foram selecionados pacientes de ambos os sexos (6 homens / 4 mulheres) com idade
média de 57.2 + 7.6 anos, com estatura média de 1.66 + 0.1 metros e peso médio de
772.1 + 69.4 Newtons (ANEXO B ).
Para inclusão neste estudo, os pacientes deveriam ter, no mínimo, 1 ano pós
lesão, idade acima de 50 anos, ausência de lesões músculo-esqueléticas e/ou
cardiorespiratórias importantes que pudessem interferir no padrão de marcha. Além
disso, os pacientes deveriam ser ausentes de lesões neurológicas associadas e/ou déficits
cognitivos e apresentar marcha independente sem o uso de órteses em membros
inferiores. O tipo do AVE apresentado pelos pacientes, ou seja, hemorrágico ou
isquêmico, não foi um fator considerado para a inclusão dos indivíduos neste grupo.
Os pacientes foram selecionados após o preenchimento de um questionário
(ANEXO B) e de uma avaliação fisioterapêutica realizada com base em uma ficha de
avaliação clínica utilizada no Setor de Neurologia Adulto do Centro de Prática
Supervisionada desta Universidade. Através da utilização da ficha de avaliação clínica,
foi possível verificar a presença de hipertonia leve e redução da força muscular em
dorsiflexores e flexores plantares no membro inferior acometido pelo AVE na maior
parte dos pacientes avaliados (ANEXO C).
Todos os voluntários selecionados assinaram um Termo de Consentimento Livre
e Esclarecido contendo informações que os deixaram cientes do objetivo, dos
procedimentos e riscos do estudo (ANEXO D).
4.2 EQUIPAMENTOS
4.2.1 PLATAFORMAS DE FORÇA
Para realizar a aquisição da componente vertical da força de reação do solo, foi
utilizada uma esteira instrumentada Modelo Troter do Sistema de Análise de Marcha
Gaitway, que consiste em uma esteira rolante composta de duas plataformas de força
(FIGURA 14).
Figura 30 - Esteira instrumentada Modelo Troter do Sistema de Análise de Marcha Gaitway
Estas plataformas são baseadas em quatro transdutores piezoelétricos da Marca
Kistler, dispostos a uma distância de 350 mm do eixo transversal e 210 mm do eixo
longitudinal da plataforma. Cada transdutor possui um cristal piezoelétrico sensível à
pressão exercida na direção vertical. Dependendo da direção da força, os cristais geram
cargas positivas ou negativas, proporcionais a essas forças. Esse amplificador é
programado automaticamente, de modo que se possa obter a mensuração da
componente vertical da força de reação do solo.
A presença de duas plataformas de força montadas em série permite a obtenção
de passos seguidos, possibilitando inclusive a visualização e análise do período de duplo
apoio durante a marcha
Além das plataformas, a esteira possui um dispositivo auxiliar Gaitway Foot
Discriminator, que se constitui de um sinal infravermelho retro-reflexivo, que informa
ao software de aquisição dos dados quando o apoio é feito com o pé direito ou esquerdo
no ciclo da marcha.
O Sistema Gaitway possui ao todo dez canais condicionadores de sinais, sendo
dois para as plataformas de força, um para o sensor de velocidade, um para o
discriminador de passos citados anteriormente e seis canais auxiliares. Esses canais
auxiliares permitem que outros sistemas de aquisição de sinais biológicos
(eletromiografia, eletrogoniometria, entre outros) sejam conectados ao Sistema
permitindo aquisições simultâneas e sincronizadas.
A conversão do sinal analógico para digital, visando o armazenamento e
processamento dos dados no Software Gaitway, se dá através de um conversor
analógico-digital (conversor A/D) de 12 Bits acoplado à própria esteira.
4.2.2 ELETROMIÓGRAFO
Para a aquisição do sinal eletromiográfico foi utilizado um eletromiógrafo da
marca EMG System do Brasil Ltda. (FIGURA 15), composto de 8 canais, sendo 4
canais habilitados para eletromiografia, conectados a eletrodos ativos bipolares
compostos de um pré-amplificador diferencial (FIGURA 16). O ganho total do sinal
será de 2000 vezes, sendo 20 vezes no pré-amplificador dos eletrodos e 100 vezes no
segundo estágio de amplificação. Este fator de ganho está compatível com a magnitude
da atividade elétrica dos músculos em estudo. A banda de freqüência de sinal está entre
20 e 500 Hz.
Figura 31 - Eletromiógrafo da marca EMG System do Brasil Ltda.
Figura 32 - Eletrodos bipolares ativos compostos de um pré-amplificador
Para a fixação dos eletrodos foram utilizados adesivos retangulares descartáveis
da marca Embramac, tendo como medidas a altura de 4,5 cm, largura de 3,0 cm e
distância entre os pólos de 2,5 cm. Os adesivos são compostos por uma espuma de
polioretano flexível que faz a interface entre o ilhós e a pele. Além disso, contém uma
mistura em gel condutor que garante maior condutividade do sinal elétrico muscular e
redução de interferências (FIGURA 17).
Figura 33 - Foto dos eletrodos adesivos retangulares descartáveis da marca Embramac
4.2.3 SISTEMA DE SEGURANÇA PARA CAMINHADA EM ESTEIRA
Para uma maior segurança durante a caminhada dos pacientes hemiparéticos na
esteira, foi necessário o desenvolvimento de um sistema que minimizasse o risco de
quedas durante o experimento e que, ao mesmo tempo, não gerasse restrição dos
movimentos e não sustentasse o peso desses pacientes durante a locomoção.
O sistema de segurança desenvolvido para este estudo com o auxílio da
FAPESP (PJP 01/03496-0), é composto por um colete anti-queda regulável da marca
Singing Rock - Modelo Complete Worker (FIGURA 18), duas chapeletas Couer 10
mm da marca Petzl, dois “para bolt” 5/16” x 21/8”, dois mosquetões Eco Biner

24KN
da marca Kalaiash, um mosquetão HMS Pera 22 KN da marca Kalaiash, um
ascensor da marca Petzl, uma fita de segurança Anel 60 cm da marca Kalaiash e uma
corda estática KM III 11mm da marca New England.
Figura 34 - Foto do colete anti-queda regulável da marca Singing Rock - Modelo Complete Worker
conectado ao mosquetão HMS Pera 22 KN e à fita de segurança presa ao ascensor.
Os dois mosquetões de 24 KN foram presos em chapeletas fixadas ao teto
através de chumbadores (“para bolt”). O terceiro mosquetão (22 KN) foi preso na parte
posterior do colete. No mesmo local, foi colocada a fita de segurança que tem sua outra
extremidade presa ao ascensor (FIGURA 19). Uma extremidade da corda é presa ao
mosquetão que está na parte posterior do colete, passa por dentro dos outros dois
mosquetões presos ao teto e sua outra extremidade é presa no ascensor, o qual
possibilita o ajuste do comprimento da corda e, conseqüente regulagem da altura do
colete em relação à esteira (FIGURA 20).
Figura 35 - Foto demonstrando detalhes da disposição dos equipamentos presos ao colete de segurança
Figura 36 - Foto demonstrando a disposição dos equipamentos presos ao teto através da corda estática.
Essa conformação das partes do sistema, formando com a corda um triângulo
invertido (FIGURA 21), possibilita a segurança anti-queda necessária para os
voluntários sem que haja restrição de sua movimentação ou suspensão desses
voluntários da esteira.
Figura 37 - Sistema de segurança para marcha em esteira.
Em estudos pilotos realizados para testar o suporte de segurança foi observado
que o uso deste não gera alteração nos dados de força de reação do solo após o período
de adaptação ao equipamento (CAMPOS et al., 2003 , 2004).
4.3 SINCRONIZAÇÃO DOS EQUIPAMENTOS
A duração do registro eletromiográfico e da força vertical de reação do solo foi
de 10 segundos e ocorreu de forma sincronizada, a uma freqüência de amostragem de
1000 Hz. Isso foi possível pelo fato dos dois equipamentos estarem fazendo uso de um
único conversor A/D. Para que a sincronização fosse realizada o eletromiógrafo, que se
encontra conectado a um computador, também foi conectado a uma caixa de BNC da
qual saem 4 cabos axiais que foram conectados em quatro canais auxiliares da esteira
(FIGURA 22). Esses cabos correspondem aos quatro canais de eletromiografia que
foram utilizados durante as coletas.
Figura 38 - Esquema da disposição dos equipamentos sincronizados.
O sinal eletromiográfico de cada músculo avaliado foi monitorado durante todo
o período das coletas no Software Aqdados, através do computador ligado ao
eletromiógrafo. Porém, o armazenamento dos dados, tanto de força de reação do solo
quanto eletromiográficos, foi realizado no Software Gaitway contido no computador
ligado à esteira.
4.4 PROCEDIMENTO EXPERIMENTAL
Previamente a participação neste estudo, todos os voluntários selecionados
foram instruídos a utilizar um vestuário confortável e que não restringisse seus
movimentos durante a caminhada. Além disso, foram orientados a utilizar o calçado
padronizado para esse estudo, no caso, o tênis. Dessa forma, evita-se interferências
decorrentes dos diferentes tipos de sapato, visto que a distribuição do centro de pressão
varia de acordo com a altura e material que compõe o solado do calçado (FOTI et al,
1992).
Antes de iniciar a caminhada na esteira, todos os voluntários caminharam em
suas velocidades habituais por três vezes seguidas em uma passarela de 10 metros com
o tempo do percurso cronometrado para cada voluntário. Dessa forma, calculando-se a
média de velocidade das três tentativas, foi possível obter a velocidade média de
caminhada em solo para cada voluntário, servindo como parâmetro para a adequação da
velocidade em esteira.
4.4.1 PROCESSO DE ADAPTAÇÃO AOS EQUIPAMENTOS
Todos os voluntários passaram por um período de adaptação aos equipamentos
previamente a coleta dos dados, minimizando, desta forma, alterações devido a não
habituação ao meio (WALL; CHARTERIS, 1980, 1981; CAMPOS et al., 2002).
O período de adaptação para o Grupo I ou Controle constou-se de 15 minutos de
caminhada na esteira com o uso do suporte de segurança, sendo realizada logo após este
período a coleta dos dados.
Para o Grupo II, o período de adaptação aos equipamentos variou de dois a três
dias, onde a cada tentativa o paciente caminhou por cerca de meia hora na esteira, com
intervalos de cinco minutos a cada dez minutos de caminhada. Os intervalos entre os
dias de caminhada não foram maiores que três dias. Ao final do terceiro dia de treino
aproximadamente, quando o paciente já apresentava adaptação aos equipamentos, foi
realizada a coleta dos dados.
Durante o período de adaptação de ambos os grupos, a velocidade da esteira foi
sendo aumentada gradativamente até se aproximar
da velocidade de caminhada
encontrada em solo.
4.4.2 LOCALIZAÇÃO DO PONTO MOTOR E COLOCAÇÃO DOS ELETRODOS
A localização do ponto motor dos músculos a serem analisados foi realizada
através da técnica de eletrodo monopolar por intermédio de um gerador universal de
pulsos elétricos Nemesys 941 (Quark). Foi utilizada a corrente Farádica, que é do
tipo monopolar e exponencial. A corrente foi programada para emitir trens de pulso de
1ms em freqüência tetanizante (20 a 80 Hz). A técnica de localização do ponto motor,
segundo Araújo et al. (1995), está sujeita a menos erros sistemáticos.
Inicialmente foi fixado o eletrodo dispersivo (placa metálica) na região distal do
membro
inferior
em
questão.
Um
eletrodo
tipo
caneta
foi
posicionado
perpendicularmente à região do ponto motor dos músculos tibial anterior (TA) e
gastrocnêmio medial (GM) para ambos os membros inferiores (FIGURA 23). A região
do ponto motor de cada músculo foi encontrada previamente no mapa de pontos
motores.
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Figura 39 – Músculos do membro inferior selecionados para a análise do sinal EMG durante a marcha
(http://www.terra.es/personal/cadcad/otros/musculos.html).
A intensidade da corrente foi sendo aumentada gradativamente até o voluntário
relatar a sensação da passagem da corrente. A partir desse momento, o eletrodo era
deslocado até o ponto em que a contração dos músculos fosse observada. A demarcação
do local foi feita através de um lápis dermatográfico.
A colocação dos eletrodos de superfície foi feita no sentido longitudinal das
fibras musculares de interesse sobre a região demarcada anteriormente, após a
realização de limpeza com álcool e tricotomia do local. Após a colocação dos eletrodos
adesivos, uma fita crepe convencional foi fixada sobre os eletrodos visando evitar que
os mesmos se movimentassem, minimizando desta forma, interferências no sinal
eletromiográfico sem alterar o padrão de marcha dos indivíduos (FIGURA 24).
Figura 40 – Foto demonstrando a localização dos eletrodos de superfície nos músculos GM e TA dos
voluntários.
4.4.3 AQUISIÇÃO DOS DADOS DE FORÇA DE REAÇÃO DO SOLO E ELETROMIOGRAFIA
Todos os voluntários, tanto do Grupo I como do Grupo II, fizeram uso do
suporte de segurança durante a caminhada.
Os voluntários, utilizando o suporte, foram pesados por uma das plataformas de
força da esteira para a calibração das plataformas e posterior normalização dos dados de
força de reação vertical do solo.
Os canais para a aquisição do sinal eletromiográfico foram conectados aos
eletrodos adesivos já fixados anteriormente nos quatro músculos a serem avaliados
simultaneamente (TA direito e esquerdo / GM direito e esquerdo).
Para o Grupo I foram realizadas logo após o período de adaptação, cinco coletas
de dados com duração de dez segundos cada, constando de uma coleta a cada minuto de
caminhada para cada voluntário.
A duração de cada coleta para o Grupo II foi a mesma do Grupo I (dez
segundos), porém, foram realizadas dez coletas de dados sendo duas a cada minuto de
caminhada, pois como a velocidade de locomoção dos pacientes foi menor do que no
Grupo I, fez-se necessário realizar mais coletas para se obter um número próximo de
passadas para os dois grupos.
A velocidade média de caminhada em esteira para os voluntários do Grupo I foi
de 1.0 + 0.07 m/s, enquanto para o Grupo II foi de 0.50 + 0.08 m/s.
Foram consideradas para análise todas as curvas de força de reação do solo que
apresentavam o padrão temporal semelhante ao padrão descrito na literatura (WINTER,
1991). Foram analisados onze parâmetros a partir da série temporal de força de reação
vertical do solo: Tempo de apoio simples (TAS); Tempo de duplo apoio (TDA); Tempo
de Contato (TC); Cadência (CAD); Comprimento da passada (CP); Base de suporte
(BS); Primeiro pico de força (PPF); Segundo pico de força (SPF); Força no médio apoio
(FMA); Impulso (IMP) e Taxa de aceitação do peso (TAP).
Tanto durante o período de adaptação como no dia da coleta, todos os
voluntários tiveram a pressão arterial aferida antes, durante e após a caminhada em
esteira para evitar intercorrências durante a aquisição dos dados.
Este estudo seguiu as normas e condutas do Comitê de Ética em Pesquisa da
Universidade do Vale do Paraíba (ANEXO G).
4.5 TRATAMENTO MATEMÁTICO DOS DADOS
Visando a comparação entre sujeitos de massas corporais diferentes, as
magnitudes dos parâmetros de força foram normalizados em função do peso corporal
dos voluntários.
A variável cadência foi normalizada pela velocidade, enquanto a variável
comprimento da passada foi normalizada pela altura de cada voluntário.
Para realizar o tratamento matemático do sinal eletromiográfico foram seguidas
as recomendações da Sociedade Internacional de Eletrofisiologia Cinesiológica (ISEK),
onde todos os traçados eletromiográficos foram tratados para posterior comparação e
análise conforme preconizado por Winter (1991).
Previamente o tratamento matemático do sinal eletromiográfico, foi utilizada
uma rotina desenvolvida para este estudo através do Software MatLab 6.1 denominada
PASSOS (ANEXO E). Esta rotina tem por finalidade separar a força de reação do solo
e o sinal eletromiográfico de ambos os apoios (direito e esquerdo) em períodos de
passadas completas (período de apoio e balanço) e em períodos de apoio simples,
permitindo a visualização tanto da força de reação do solo como da atividade
eletromiográfica no momento em que o membro inferior contralateral está em balanço.
Uma segunda rotina denominada PASSOS_B (ANEXO E) foi desenvolvida para
isolar os períodos de balanço correspondentes ao sinal eletromiográfico de ambos os
músculos analisados, para o apoio direito e esquerdo.
Todo o processamento dos dados foi realizado a partir da série temporal obtida
durante a coleta e, após a divisão da série temporal em subfases (ciclo completo, apoio
simples e balanço), foi realizado o tratamento matemático do sinal eletromiográfico.
Na primeira etapa foi realizada a retificação total do sinal, também conhecida
como retificação da onda completa, consistindo na obtenção do valor absoluto do
traçado eletromiográfico de forma que todos os sinais negativos são invertidos,
passando desta forma, a possuir apenas sinais positivos.
Na segunda etapa foi feita a normalização da amplitude do sinal, que consiste
em submeter os valores do sinal eletromiográfico retificado a um valor de referência, e
que seja comum a todos os sinais. Neste caso foi empregado o uso da média do sinal
retificado da atividade dinâmica como valor de referência, visto que alguns estudos
mostraram que esse método apresentou menor variabilidade quando comparado a outros
métodos de normalização (ERVILHA et al., 1998)
A terceira etapa constou da realização do envoltório linear obtido a partir do
traçado retificado, fazendo uso de um filtro Butterworth 4a ordem digital com
freqüência de corte de 5 Hz e que resulta em um envoltório que segue o contorno do
sinal eletromiográfico.
Na quarta etapa foi realizada a normalização do base de tempo, que teve por
objetivo normalizar o tempo de atividade dos diferentes sinais coletados, onde o tempo
é convertido em porcentagem de atividade (0 à 100%), seja ela a porcentagem de uma
passada completa, período de apoio simples ou período de balanço.
Para realizar esta seqüência de processamento foi utilizada a rotina Bionica,
desenvolvida através do Software Matlab no Laboratório de Biofísica da Escola de
Educação
Física
e
Esporte
da
Universidade
de
São
Paulo
(http://www.usp.br/eef/lob/indice.html).
Além disso, esta rotina possibilita que os sinais, tanto de atividade
eletromiográfica como de FRS obtidos para cada voluntário possam ser sobrepostos,
permitindo o cálculo do coeficiente de variação (desvio padrão / média) e a visualização
destas curvas sobrepostas sob a forma de gráficos.
Para a análise dos parâmetros de FRS fornecidos pelo Software Gaitwayforam
calculados em princípio os valores médios destes parâmetros de cada uma das coletas
realizadas para cada indivíduo, contendo cada uma das coletas uma série de valores
correspondentes a cada passada adquirida durante a caminhada, com valores distintos
para o apoio direito e esquerdo.
Destes valores médios correspondentes às coletas, foi calculada uma única
média representando o valor de cada parâmetro para cada um dos indivíduos
participantes do estudo. Posteriormente, através dos valores médios obtidos para cada
indivíduo, foi calculado um valor médio único representando cada parâmetro para cada
grupo analisado.
Para a obtenção de um valor único representando cada parâmetro para o Grupo
Controle, foi calculada uma média entre o apoio direito e esquerdo para cada um dos
parâmetros analisados.
Dessa forma, calculou-se um valor médio para cada parâmetro correspondente
ao Grupo I ou Controle, outro valor médio para cada um dos parâmetros para o Grupo II
– Hemicorpo São (H.S.) e outro valor médio correspondente a cada um dos parâmetros
para o Grupo II – Hemicorpo Acometido (H.A.).
Para o cálculo do valor RMS do sinal eletromiográfico dos músculos GM e TA,
foram utilizados os dados contidos nos arquivos gerados pelas rotinas PASSOS e
PASSOS_B, permitindo a obtenção do valor RMS para ambos os músculos durante o
ciclo completo da marcha, período de apoio simples e período de balanço.
O valor RMS (abreviação direta do inglês "root-mean-square"), corresponde à
quantidade de sinal contínuo capaz de conter a mesma quantidade de energia.
Matematicamente é definido como a raiz quadrada da média dos quadrados dos valores
instantâneos do sinal (http://www.ufrgs.br/lmm/353_6_5.htm):
onde:
x(t) - sinal variante no tempo
T - período de duração do sinal
Após o cálculo de RMS para cada passada, foi calculada uma média desses
valores para cada coleta e, posteriormente foi calculada um média com os valores
obtidos para cada uma das coletas para se encontrar um valor médio de RMS para cada
indivíduo, para cada músculo analisado e separados em apoio direito e esquerdo.
Para o Grupo Controle, da mesma forma realizada para os parâmetro de FRS, foi
calculada uma média entre os valores médios de RMS obtidos do apoio direito e
esquerdo, gerando um único valor de RMS para cada músculo para representar cada
indivíduo do Grupo Controle.
Para o Grupo II, os valores médios obtidos para cada um dos pacientes foram
separados em H.S. e H.A., conforme o procedimento já realizado para os parâmetros de
FRS.
4.6 ANÁLISE ESTATÍSTICA DOS DADOS
Para a análise estatística descritiva dos dados foi realizado o cálculo das médias,
desvio-padrão e coeficientes de variação dos dados dos parâmetros de FRS através do
Software Excel 97. Já o cálculo do coeficiente de variação do sinal eletromiográfico e
das curvas médias de FRS foi realizado automaticamente no Software Matlab 6.1,
através da rotina BIONICA.
Para a análise da estatística inferencial foi utilizado o Software Matlab 6.1,
onde foi realizado o teste estatístico não-paramétrico de Wilcoxon para dados
independentes, realizado entre o Grupo Controle e o H.S. e entre o Grupo Controle e o
H.A. dos pacientes do Grupo II, e para dados pareados, realizado entre o H.S. e o H.A.
(PAGANO; GAUVREAU, 2004).
O teste estatístico foi aplicado nos dados de FRS e EMG através da rotina
TEST_WILCOXON (ANEXO V) desenvolvida para este estudo através do Software
MatLab 6.1.
O Software Origin 6.0 foi utilizado para a realização da análise de regressão
linear entre os parâmetros de FRS, visando investigar possíveis correlações lineares
positivas (diretamente proporcionais) ou negativas (inversamente proporcionais) entre
os dados (PAGANO; GAUVREAU, 2004). O mesmo software foi utilizado para o
desenvolvimento de gráficos sob a forma de Box Plots, construídos a partir dos valores
médios individuais para cada parâmetro, possibilitando uma melhor visualização da
dispersão inter-individual dos dados de FRS, RMS e CV para o Grupo Controle e para o
Grupo II (subdivido em H.S. e H.A.).
Os Box Plots são similares aos gráficos de dispersão unidimensionais, pois
exigem um único eixo; em vez de se plotar cada observação, eles exibem um resumo
dos dados. A caixa central estende-se desde o 25º percentil até o 75º percentil. Os 25º e
75º percentis de um conjunto de dados são chamados de quartis de dados. A linha que
corre entre os quartis marca o 50º percentil do conjunto de dados. Se o 50º percentil
encontra-se aproximadamente a meio caminho entre os quartis, implica que as
observações no centro do conjunto de dados são razoavelmente simétricas. As linhas
que se projetam para fora da caixa em ambos os lados estendem-se para valores
adjacentes do gráfico. Esses valores adjacentes são as observações mais extremas no
conjunto de dados que estão a mais de 1,5 vez a altura da caixa além dos quartis. Nos
conjuntos
razoavelmente
simétricos,
os
valores
adjacentes
aproximadamente 99% das medidas (PAGANO; GAUVREAU, 2004).
devem
conter
5. RESULTADOS
5.1 ANÁLISE DOS PARÂMETROS DE FORÇA DE REAÇÃO VERTICAL DO SOLO E
ELETROMIOGRAFIA DURANTE O CICLO COMPLETO DA MARCHA
5.1.1 PARÂMETROS DE FORÇA DE REAÇÃO VERTICAL DO SOLO
Os valores da média, desvio padrão (DP) e coeficiente de variação (CV) dos
dados médios por indivíduo de cada parâmetro, analisados em cada grupo (I- Controle e
II - Hemiparéticos – este subdividido em H.S. e H.A.), são apresentados na TABELA 1.
As medidas de tendência central e dispersão destes dados médios estão também
representados sob a forma de Box Plots (FIGURA 25). Na TABELA 2 encontram-se
ainda, para todas as variáveis de força de reação vertical do solo, os resultados do Teste
de Wilcoxon para dados independentes, realizado entre o Grupo Controle e o H.S. e
entre o Grupo Controle e o H.A. dos pacientes do Grupo II, e para dados pareados,
realizado entre o H.S. e o H.A..
Na TABELA 1 observa-se que o valor médio do PPF para o Grupo Controle foi
cerca de 3% maior que o encontrado para o H.S. e H.A. dos pacientes do Grupo II. Tal
superioridade fica ainda mais evidente ao comparar-se as dispersões (FIGURA 25-A)
dos dados médios por indivíduo do Grupo Controle com os do H.S. e também com os
do H.A.. Devido a grande variabilidade dos dados deste último grupo (FIGURA 25-A),
a diferença em relação aos do Grupo Controle é menos significativa que a entre controle
e H.S. (pH0 = 0,0005 e pH0 = 0,0002, respectivamente - TABELA 2). Também devido a
esta maior dispersão (maior variabilidade inter-individual), apesar de aparentemente os
dados do H.A. apresentarem uma pequena tendência a serem menores que os do H.S.,
não foram encontradas diferenças significativas entre estes (pH0 > 0,4 – TABELA 2).
O valor médio do SPF para o Grupo Controle foi cerca de 14% maior que o
encontrado para o H.S., e cerca de 11% maior que o encontrado para o H.A.. Além
disso, o valor do SPF no H.A. foi cerca de 3% maior do que aquele encontrado para o
H.S. (TABELA 1). A baixa dispersão dos dados, apesar da assimetria presente na
distribuição destes (FIGURA 25-B), colaborou para que houvesse diferença
significativa entre os valores obtidos para o Grupo Controle e para o Grupo II, tanto no
H.S. quanto no H.A. (pH0 = 0,0001 e pH0 = 0,0001, respectivamente - TABELA 2). A
diferença foi menos significativa ao comparar os membros dos pacientes hemiparéticos
(pH0 = 0,019 - TABELA 2).
Durante o período de apoio simples, a magnitude do parâmetro FMA foi maior
em aproximadamente 3% no H.S. dos pacientes quando comparado ao Grupo Controle
e ao H.A. (TABELA 1). Mesmo apresentando maior variabilidade dos dados para o
H.S. dos pacientes (FIGURA 25-C), a magnitude da FRS durante o médio apoio foi
estatisticamente diferente daquela encontrada para o Grupo Controle (pH0 = 0,028 –
TABELA 2). Porém, quando se comparou os valores médios deste parâmetro entre o
H.A. e Grupo Controle e com o H.S., não houve diferença estatística entre eles (pH0 >
0,6 e pH0 > 0,06, respectivamente - TABELA 2).
A TAP mostrou-se maior para os indivíduos do Grupo Controle quando
comparados ao H.S. e ao H.A. dos pacientes, sendo maior em magnitude cerca de 46% e
43%, respectivamente. Além disso, a magnitude da TAP encontrada no H.A. foi maior
em aproximadamente 6% com relação ao H.S. (TABELA 1). Na FIGURA 25-D é
possível observar uma pequena dispersão dos dados, o que possibilitou estabelecer
diferenças estatísticas ao se comparar os valores obtidos para o Grupo Controle com os
do Grupo II, tanto para o H.S. quanto para o H.A. dos pacientes (pH0 = 0,0002 e pH0 =
0,0002, respectivamente - TABELA 2). A diferença encontrada entre o H.S. e H.A. para
este parâmetro foi menos significante (pH0 = 0,0039 – TABELA 2).
O parâmetro IMP demonstrou maiores magnitudes no H.S. dos pacientes, tanto
com relação ao Grupo Controle (maior em cerca de 37%) quanto ao H.A. (maior em
cerca de 24%). Além disso, o valor médio de IMP obtido para o Grupo Controle
também foi menor quando comparado ao H.A. dos pacientes em cerca de 17%
(TABELA 1). Apesar de uma maior dispersão e assimetria dos valores para o Grupo II,
principalmente para o H.S. dos pacientes (FIGURA 25-E), todas as diferenças
encontradas são estatisticamente significativas, tanto ao comparar o Grupo Controle ao
H.S. e H.A. dos pacientes (pH0 = 0,0001 e pH0 = 0,0035, respectivamente - TABELA 2)
quanto ao comparar os valores médios entre os membros dos pacientes hemiparéticos
(pH0 = 0,002 - TABELA 2).
1.00
0.98
0.96
0.94
Controle
H.S.
H.A.
Força no Médio Apoio /
Peso Corporal
0.93
0.90
0.87
0.84
0.81
Controle
H.S.
H.A.
%
1.20
1.10
1.00
0.90
0.80
0.70
&
0.96
0.78
Segundo Pico de Força /
Peso Corporal
1.02
Taxa de Aceitação do Peso /
Peso Corporal
Primeiro Pico de Força /
Peso Corporal
$
1.04
Controle
H.A.
'
6.40
5.60
4.80
4.00
3.20
2.40
1.60
0.80
Controle
H.S.
H.A.
(
1.40
Impulso /
Peso Corporal
H.S.
1.20
1.00
0.80
0.60
0.40
Controle
H.S.
H.A.
Figura 41 – Box Plots representando as medidas de tendência central e dispersão dos dados para os
parâmetros de FRS analisados para o Grupo Controle e Grupo II com distinção entre H.S. e H.A.
A – Primeiro Pico de Força; B – Segundo Pico de Força; C – Força no Médio Apoio; D – Taxa de
Aceitação de Peso; E – Impulso.
Tabela 1 – Valores de média, DP e CV das variáveis de força de reação do solo
analisadas para Grupo Controle e Grupo II (H.S. e H.A.).
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ÏÑÐÒÙÓÎÕxÖÇ×ÚزÖ
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1.01
0.01
0.7
0.98
0.01
0.9
0.98
0.02
1.9
1.05
0.01
1.4
0.90
0.03
3.5
0.93
0.02
2.5
0.85
0.007
0.9
0.88
0.03
3.3
0.85
0.014
1.7
5.14
0.12
2.3
2.74
0.13
4.7
2.92
0.16
5.6
0.58
0.01
1.1
0.92
0.22
23.5
0.70
0.12
16.7
Tabela 2 – Valores de significância obtidos através do Teste de Wilcoxon independente
e pareado comparando as variáveis de força de reação vertical do solo entre Controle x
H.S., Controle x H.A. e H.S. x H.A.
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pH0= 0.0002 **
pH0= 0.0005 **
pH0= 0.4375
pH0= 0.0001 **
pH0= 0.0001 **
pH0= 0.0195 *
pH0= 0.0278 *
pH0= 0.6031
pH0= 0.0645
pH0= 0.0002 **
pH0= 0.0002 **
pH0= 0.0039 **
pH0= 0.0001 **
pH0= 0.0035 **
pH0= 0.0020 **
5.1.2 PARÂMETROS TEMPORAIS
Ao analisar o parâmetro CAD, foi verificado que o grupo de pacientes
hemiparéticos apresentou maiores valores médios quando comparados ao Grupo
Controle, sendo maior para o H.S. em aproximadamente 23% e para o H.A. em cerca de
34%. Os resultados também mostram que a CAD apresentada pelo H.A. foi aumentada
em cerca de 14% com relação ao H.S. (TABELA 3). Através da FIGURA 26-A torna-se
possível observar que, tanto para o Grupo Controle quanto para o Grupo II, a dispersão
dos valores obtidos para CAD é bastante pequena, sendo esta muito menor para o Grupo
Controle. Além disso, nota-se uma razoável assimetria na distribuição desses valores
para o Grupo II. Esta baixa dispersão dos dados, permitiu que as diferenças encontradas
entre os grupos fossem significativas, tanto ao se comparar o Grupo Controle ao H.S. ou
ao H.A. dos pacientes (pH0 = 0,0002 e pH0 = 0,0002, respectivamente - TABELA 4)
quanto ao comparar os valores médios entre os membros dos pacientes hemiparéticos
(pH0 = 0,002 - TABELA 4).
Na TABELA 3 observa-se que o valor médio obtido de TDA para o Grupo
Controle é menor quando comparado ao H.S. e ao H.A. dos pacientes em cerca de 76%
e 71%, respectivamente. Ao observar a FIGURA 26-B é possível verificar que para o
Grupo II foi encontrada uma maior dispersão muito maior dos dados quando comparado
ao Grupo Controle, principalmente no H.S. dos pacientes. Este fato não impediu que se
encontrassem diferenças significativas ao se comparar o valor médio obtido para o
Grupo Controle ao H.S. e H.A. dos pacientes
(pH0 = 0,0001 e pH0 = 0,0001,
respectivamente - TABELA 4). Porém, não foi significante a diferença encontrada entre
as
médias
do
H.S.
e
H.A.
dos
pacientes
hemiparéticos
para
o
TDA
(pH0 > 0,5 - TABELA 4).
Também pôde ser constatado que, durante a marcha, o H.S. dos pacientes
permaneceu um maior período em apoio simples quando comparado ao Grupo Controle
e ao H.A., sendo maior em cerca de 46% e 20% respectivamente (TABELA 3). Ao
analisar a FIGURA 26-C nota-se uma maior dispersão e assimetria dos valores médios
para o Grupo II. Com isso, foi constatada diferença significativa apenas ao comparar o
H.S. dos pacientes ao Grupo Controle e ao H.A. (pH0 = 0,0001 e pH0 = 0,002,
respectivamente - TABELA 4), não havendo diferença significativa entre o período em
que o Grupo Controle e o H.A. dos pacientes permaneceram em apoio simples durante a
marcha (pH0 > 0,2 - TABELA 4).
Com relação ao parâmetro TC também ficou evidente que os pacientes do Grupo
II permaneceram um maior período com os pés em contato com o solo durante a marcha
do que o Grupo Controle, tanto ao analisar o H.S. (64% maior) quanto o H.A. (48%
maior). Além disso, o H.S. dos pacientes permaneceu em contato com o solo cerca de
29% a mais do que o H.A. (TABELA 3). Apesar de uma dispersão muito maior nos
dados obtidos para Grupo II (FIGURA 26-D), a diferença entre o H.S. e H.A. (pH0 =
0,002 – TABELA 4) e as diferenças com relação ao Grupo Controle (pH0 = 0,0001 e pH0
= 0,0001, respectivamente - TABELA 4) foram significativas.
$
160
150
140
130
120
110
100
90
Tempo de Apoio Simples (s)
80
Controle
H.S.
&
1.50
1.00
0.50
0.00
Controle
HS
HA
4.00
3.00
2.00
1.00
0.00
H.A.
2.00
%
5.00
Tempo de Duplo Apoio (s)
170
Controle
HS
HA
'
8.00
Tempo de Contato (s)
Cadência (passos/min.)
180
6.00
4.00
2.00
0.00
Controle
HS
HA
Figura 42 – Box Plots representando as medidas de tendência central e dispersão dos dados para os
parâmetros temporais analisados para o Grupo Controle e Grupo II com distinção entre H.S. e H.A.
A – Cadência; B – Tempo de Duplo Apoio; C – Tempo de Apoio Simples; D – Tempo de Contato.
Tabela 3 – Valores de média, DP e CV das variáveis temporais para Grupo Controle e
Grupo II (H.S. e H.A.).
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0.41
0.4
134.35
4.11
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0.32
0.01
2.0
1.31
1.08
82.8
1.11
0.70
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0.42
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1.0
0.78
0.39
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0.62
0.35
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0.75
0.00
0.4
2.07
1.47
70.9
1.46
0.95
64.7
Tabela 4 - Valores de significância obtidos através do Teste de Wilcoxon independente
e pareado comparando as variáveis temporais entre Controle x H.S., Controle x H.A. e
H.S. x H.A.
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ÿ
pH0= 0.0002 **
pH0= 0.0002 **
pH0= 0.002 **
pH0= 0.0001 **
pH0= 0.0001 **
pH0= 0.5469
pH0= 0.0001 **
pH0=
0.2094
pH0= 0.0020 **
pH0= 0.0001 **
pH0= 0.0001 **
pH0= 0.0020 **
**pH0 < 0.01
5.1.3 PARÂMETROS ESPACIAIS
Os indivíduos do Grupo Controle apresentaram um CP maior em cerca de 26%
quando comparado ao H.S. e ao H.A. dos pacientes hemiparéticos (TABELA 5). Ao
observar a FIGURA 27-A, verifica-se uma dispersão dos valores bastante pequena.
Todavia, não foi encontrada diferença significante ao comparar os valores obtidos para
o Grupo Controle ao H.S. e H.A. dos pacientes (pH0 > 0,8 e pH0 > 0,9, respectivamente –
TABELA 6). Visto que os valores de CP obtidos para o H.S. e o H.A. dos pacientes
foram similares, também não foi caracterizada diferença significante entre eles (pH0 >
0,3 - TABELA 6).
Quando analisou-se a BS durante a caminhada, foi verificado que tanto no H.S.
como no H.A. dos pacientes hemiparéticos foram encontrados maiores valores deste
parâmetro com relação ao Grupo Controle. O tamanho da BS encontrada para o H.S. e
para o H.A. foi maior em cerca de 6% e 7% com relação ao Grupo Controle,
respectivamente. Além disso, o valor da BS encontrada para o H.A. foi 1,5% maior do
que aquele encontrado para o H.S. (TABELA 5). Na FIGURA 27-B é possível notar
uma razoável dispersão e assimetria na distribuição dos valores obtidos tanto para o
Grupo Controle quanto para o Grupo II. Porém, esta dispersão não impediu que fossem
caracterizadas diferenças significativas ao comparar o Grupo Controle ao H.S. e H.A.
dos pacientes (pH0 = 0,0032 e pH0 = 0,0025, respectivamente – TABELA 6), nem
$
0,8
0,7
0,6
0,5
0,4
0,3
0,2
0,1
0,0
%
12,50
Base de Suporte (cm)
Comprimento da Passada (u.a.)
mesmo ao se comparar um membro ao outro no Grupo II (pH0 = 0,0273 – TABELA 6).
12,00
11,50
11,00
10,50
10,00
9,50
Controle
H.S.
H.A.
Controle
H.S.
H.A.
Figura 43 – Box Plots representando as medidas de tendência central e dispersão dos dados para os
parâmetros espaciais analisados para o Grupo Controle e Grupo II com distinção entre H.S. e H.A.
A – Comprimento da Passada; B – Base de Suporte.
Tabela 5 – Valores de média, DP e CV das variáveis espaciais para Grupo Controle e
Grupo II (H.S. e H.A.).
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LM
NPO+QSRTU
VXWYU
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NPO+QSRTU
VXWYU
^`_acbedf<gh+a
0.69
0.00
0.7
0.51
0.01
2.3
0.51
0.01
2.2
10.62
0.36
3.4
11.29
0.45
4.0
11.46
0.51
4.5
Tabela 6 - Valores de significância obtidos através do Teste de Wilcoxon independente
e pareado comparando as variáveis espaciais entre Controle x H.S., Controle x H.A. e
H.S. e H.A..
À¾ ¿HÁÃÂÄ\Å+Æ%ÂÈÇ
è7éêëìKí½ê”îïðDéñò
ó"ô"õõxô"öô
÷øùxúüûú
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**pH0 < 0.01;
ÉËÊËÌ»Í ÎÏÊËнÑÓÒÕÔÖ ×ØÖ
ÙËÚËÛ»Ü ÝÞÚËßÈàâáÕã”äå”ä
ã”äçæ`äáã”äåä
pH0= 0.8712E-4 **
pH0= 0.9424E-4 **
pH0= 0.317
pH0= 0.0032 **
pH0= 0.0025 **
pH0= 0.0273 *
*pH0 < 0.05
5.1.4 PARÂMETROS ELETROMIOGRÁFICOS
Os valores da média, DP e CV dos dados médios de RMS de cada músculo por
indivíduo, analisados em cada grupo (I- Controle e II - Hemiparéticos – este
subdividido em H.S. e H.A.), são apresentados na TABELA 7.
As medidas de
tendência central e dispersão destes dados médios estão também representados sob a
forma de Box Plots na FIGURA 28. Por fim, na TABELA 2 encontram-se ainda, para
os dois músculos analisados, os resultados do Teste de Wilcoxon para dados
independentes, realizado entre o Grupo Controle e o H.S. e entre o Grupo Controle e o
H.A. dos pacientes do Grupo II, e para dados pareados, realizado entre o H.S. e o H.A..
Na análise do sinal EMG do músculo GM durante o ciclo completo da marcha, o
valor de RMS obtido para o Grupo Controle foi maior em cerca de 47% quando
comparado ao valor de RMS obtido do mesmo músculo para o H.A. dos pacientes
hemiparéticos. Além disso, o valor de RMS obtido na mesma situação para o H.S. foi
maior em aproximadamente 39% com relação ao H.A. (TABELA 7). Na FIGURA 28-A
é possível observar uma grande dispersão dos valores de RMS obtidos para o H.A. dos
pacientes hemiparéticos, todavia esses valores se mostram razoavelmente simétricos
quando comparados ao Grupo Controle e H.S.. Além disso, ao analisar-se o H.S. dos
pacientes é possível verificar que os valores extremos de RMS se encontram mais
distantes da maior concentração de dados que os extremos do Grupo Controle e do H.A.
destes pacientes (FIGURA 28-A). Em vista disso, foi possível encontrar uma diferença
significante apenas ao comparar o valor médio de RMS entre o Grupo Controle e o H.A.
dos pacientes (pH0 = 0,0005 – TABELA 8). Ao comparar-se o H.S. ao H.A. foi
encontrada também uma diferença menos significativa (pH0 = 0,0492 – TABELA 8).
Ao analisar a atividade elétrica do músculo TA também durante o ciclo
completo da marcha, verificou-se um valor de RMS maior para o Grupo Controle
quando comparado ao H.S. e ao H.A. dos pacientes em 26% e 29%, respectivamente.
Porém, quando comparado ao H.A., o H.S. dos pacientes apresentou um valor médio de
RMS maior em cerca de 4.6% (TABELA 7). Ao observar a FIGURA 28-B, nota-se que
a dispersão dos dados obtidos para o Grupo Controle e H.S. dos pacientes são menores
do que aquela apresentada no H.A.. Também é possível verificar que a distribuição dos
valores de RMS do músculo TA se dá de forma assimétrica para o Grupo II. Em vista
disso, a diferença encontrada entre os valores do Grupo Controle e os valores do H.A.
dos pacientes é menos significante do que aquela encontrada entre o Grupo Controle e o
H.S. (pH0 = 0,0283 e pH0 = 0,0041, respectivamente – TABELA 8). Além disso, não foi
encontrada diferença significativa entre os valores de RMS obtidos para o H.S. e H.A.
dos pacientes hemiparéticos (pH0 > 0,4 – TABELA 8).
$
RMS do TA durante
o ciclo da marcha (u.a.)
RMS do GM durante
o ciclo da marcha (u.a.)
8
7
6
5
4
3
2
1
0
%
10
8
6
4
2
0
Controle
H.S.
Controle
H.A.
H.S.
H.A.
Figura 44 – Box Plots representando as medidas de tendência central e dispersão dos dados do sinal
EMG através do valor de RMS para o Grupo Controle e Grupo II com distinção entre H.S. e H.A..
A – RMS do músculo GM durante o ciclo completo da marcha; B – RMS do músculo TA durante o ciclo
completo da marcha.
Tabela 7 - Valores de média, DP e CV dos valores de RMS obtidos para os músculos
GM e TA durante o ciclo completo da marcha para o Grupo Controle e Grupo II (H.S. e
H.A.).
“•”—–
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6
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c&d%egf%hjikld
E3FHGJI KLDMON KBNQP
Z\[^]_` aJ` b
mOnporqts
4.445
0.60
13.5
3.835
1.12
29.1
2.330
1.14
48.9
uJvxwy%z>{%|}l~
ˆT‰ŠV‰X‹Yˆ
‰&ˆ%Žg%‹ ~} ˆ
3€HJ‚ ƒ„D…O† ƒB†Q‡
Œ\ „…† ƒJ† ‡
O‘ „r’t‡
5.351
0.90
16.9
3.973
1.00
25.2
3.788
2.38
62.8
Tabela 8 - Valores de significância obtidos através do Teste de Wilcoxon independente
e pareado comparando os valores de RMS do sinal EMG dos músculos GM e TA
captados durante o ciclo completo da marcha.
˜-™tš
›œ\žŸ œ¡¢¤£¦¥§©¨§
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ÄÅHÆjÅ&ÇVÄ^ÅÈľÉTÊBÇjËÌ>Ä
pH0= 0.0536
pH0= 0.0005 **
pH0= 0.0488 *
ÍOÎgÏ@ÐBÑrÒBÓÔÕ
Ö×HØj×&ÙVÖ^×ÈÖ¾ÚTÛBÙ ÕÔ Ö
pH0= 0.0041 **
pH0= 0.0283 *
pH0= 0.4922
**pH0 < 0.01;
*pH0 < 0.05
5.1.5 ANÁLISE DAS CORRELAÇÕES
VERTICAL DO SOLO
ENTRE OS
PARÂMETROS
DE
FORÇA
DE
REAÇÃO
Estão plotados nos diagramas de dispersão bidiomensionais os valores médios
de cada coleta, correspondentes a cada indivíduo para cada um dos grupos analisados.
Através do diagrama de dispersão realizado com os valores médios obtidos para
cada indivíduo entre os parâmetros de FRS, TAP e PPF, foi possível observar através da
análise de regressão linear uma baixa correlação positiva (r = 0.35001; R2 = 0.12251),
porém significante (pH0= 3,57305E-4), entre esses parâmetros para os indivíduos do
Grupo I ou Controle (FIGURA 29-A) . Esta correlação também foi significante (pH0=
0,02405) ao se analisar os valores obtidos para o H.S. dos pacientes do Grupo II,
apresentando da mesma forma observada para o Grupo Controle, uma baixa correlação
positiva entre estes parâmetros (r = 0.29352; R2 = 0.08616) (FIGURA 29-B). Porém,
quando analisou-se o H.A. dos mesmos pacientes, não foi observada correlação entre os
parâmetros acima citados (r = 0.08809; R2 = 0.00776), consequentemente não obtendo
7.00
%
$
Regressão Linear
7.00
6.00
5.00
4.00
3.00
2.00
0.90
0.95
1.00
1.05
1.10
1.15
1.20
Primeiro Pico de Força / Peso Corporal
Regressão Linear
6.00
5.00
4.00
3.00
2.00
0.90 0.92 0.94 0.96 0.98 1.00 1.02 1.04 1.06 1.08
Primeiro Pico de Força / Peso Corporal
Taxa de Aceitação de Peso / Peso Corporal
Taxa de Aceitação de Peso / Peso Corporal
Taxa de Aceitação do Peso / Peso Corporal
uma relação estatisticamente significante (pH0= 0,70414) (FIGURA 29-C).
&
Regressão Linear
7.00
6.00
5.00
4.00
3.00
2.00
0.87
0.90
0.93
0.96
0.99
1.02
1.05
Primeiro Pico de Força / Peso Corporal
Figura 45 – Diagramas de dispersão bidimensionais relacionando os parâmetros TAP e PPF, através da
análise de Regressão Linear. A – Grupo I ou Controle; B - Grupo II–H.S.; C – Grupo II–H.A.
Ao se analisar a correlação entre os parâmetros de FRS, IMP e SPF, pode-se
verificar uma correlação positiva (r = 0.60642; R2 = 0.36774) e estatisticamente
significante (pH0 < 0.0001) para os indivíduos do Grupo Controle (FIGURA 30-A).
O mesmo não ocorreu quando foram analisados estes mesmos parâmetros para o
Grupo II. Tanto o H.S. (r = -0.04085; R2 = 0.00166; pH0= 0.83028) (FIGURA 30-B)
quanto o H.A.
(r = -0.16371; R2 = 0.02680; pH0= 0.387361) não apresentaram
correlação significante entre IMP e SPF (FIGURA 30-C), apesar de demonstrarem uma
leve tendência à correlação negativa.
$
Regressão Linear
Impulso / Peso Corporal
1.50
1.35
1.20
1.05
0.90
0.75
0.60
0.45
0.95
1.00
1.05
1.10
1.15
1.20
1.25
Segundo Pico de Força / Peso Corporal
%
&
Regressão Linear
1.50
1.50
1.35
1.35
Impulso / Peso Corporal
Impulso / Peso Corporal
Regressão Linear
1.20
1.05
0.90
0.75
0.60
1.20
1.05
0.90
0.75
0.60
0.45
0.45
0.60
0.70
0.80
0.90
1.00
Segundo Pico de Força / Peso Corporal
0.72
0.80
0.88
0.96
1.04
Segundo Pico de Força / Peso Corporal
Figura 46 – Diagramas de dispersão bidimensionais relacionando os parâmetros IMP e SPF, através da
análise de Regressão Linear. A – Grupo I ou Controle; B - Grupo II–H.S.; C – Grupo II–H.A.
Ao relacionar os valores de IMP e TC obtidos dos indivíduos do Grupo
Controle, não foi possível observar uma correlação significante entre esses parâmetros
(r = 0.02408; R2 = 0.00058; pH0= 0.812024) (FIGURA 31-A).
Porém, através da regressão linear entre esses parâmetros realizada para o Grupo
II, foi possível caracterizar uma forte correlação positiva tanto para o H.S. (r = 0.67759;
R2 = 0.45914; pH0= 3.89967E-05) (FIGURA 31-B) quanto para o H.A. (r = 0.75069;
R2 = 0.56354; pH0= 1.76873E-06 ) dos pacientes hemiparéticos (FIGURA 31-C).
$
Regressão Linear
Impulso / Peso Corporal
1.50
1.35
1.20
1.05
0.90
0.75
0.60
0.45
0.65
0.70
0.75
0.80
0.85
0.90
Tempo de Contato (s)
%
&
Regressão Linear
Regressão Linear
1.50
Impulso / Peso Corporal
Impulso / Peso Corporal
1.50
1.35
1.20
1.05
0.90
0.75
1.20
1.05
0.90
0.75
0.60
0.60
0.45
0.00
1.35
0.45
1.00
2.00
3.00
4.00
5.00
Tempo de Contato (s)
6.00
7.00
0.80
1.60
2.40
3.20
4.00
Tempo de Contato (s)
Figura 47 – Diagramas de dispersão bidimensionais relacionando os parâmetros IMP e TC, através da
análise de Regressão Linear. A – Grupo I ou Controle; B - Grupo II–H.S.; C – Grupo II–H.A.
O mesmo comportamento observado anteriormente se repete para o Grupo
Controle, o qual não demonstrou nenhuma correlação entre os parâmetros IMP e TDA
(r = 0.04131; R2 = 0.00171; pH0= 0.639199) (FIGURA 32-A). Para o Grupo II, foi
possível verificar que existe uma forte correlação entre esses parâmetros, seja para o
H.S. (r = 0.66566; R2 = 0.44310; pH0= 5.96228E-05) (FIGURA 32-B) ou para o H.A.
(r = 0.93345; R2 = 0.87134; pH0= 5.42659E-14) (FIGURA 32-C).
$
Regressão Linear
Impulso / Peso Corporal
1.50
1.35
1.20
1.05
0.90
0.75
0.60
0.45
0.24
0.27
0.30
0.33
0.36
0.39
0.42
Tempo de Duplo Apoio (s)
%
&
Regressão Linear
1.50
1.50
1.35
1.35
Impulso / Peso Corporal
Impulso / Peso Corporal
Regressão Linear
1.20
1.05
0.90
0.75
1.05
0.90
0.75
0.60
0.60
0.45
0.00
1.20
1.00
2.00
3.00
4.00
Tempo de Duplo Apoio (s)
5.00
0.45
0.00
0.50
1.00
1.50
2.00
2.50
Tempo de Duplo Apoio (s)
Figura 48 – Diagramas de dispersão bidimensionais relacionando os parâmetros IMP e TDA, através da
análise de Regressão Linear. A – Grupo I ou Controle; B - Grupo II–H.S.; C – Grupo II–H.A.
Da mesma forma, o parâmetro IMP não mostrou uma relação linear significante
com o parâmetro TAS para o Grupo Controle (r = -0.04119; R2 = 0.00169;
pH0= 0.836561) (FIGURA 33-A). Na análise do Grupo II, novamente foi encontrada
uma forte correlação positiva entre o parâmetro IMP e um parâmetro temporal, neste
caso, o TAS, tanto para o H.S. (r = 0.66928; R2 = 0.44794; pH0= 5.25129E-05)
(FIGURA 33-B) como para o H.A. ( r = 0.89464; R2 = 0.80038; pH0= 1.03053E-07)
(FIGURA 33-C).
$
Regressão Linear
Impulso / Peso Corporal
1.50
1.35
1.20
1.05
0.90
0.75
0.60
0.45
0.38
0.40
0.42
0.44
0.46
Tempo de Apoio Simples (s)
&
Regressão Linear
1.50
1.35
1.35
Impulso / Peso Corporal
Impulso / Peso Corporal
%
1.50
1.20
1.05
0.90
0.75
0.60
0.45
0.30
Regressão Linear
1.20
1.05
0.90
0.75
0.60
0.45
0.60
0.90
1.20
1.50
Tempo de Apoio Simples (s)
1.80
0.20
0.40
0.60
0.80
1.00
1.20
1.40
Tempo de Apoio Simples (s)
Figura 49 – Diagramas de dispersão bidimensionais relacionando os parâmetros IMP e TAS, através da
análise de Regressão Linear. A – Grupo I ou Controle; B - Grupo II–H.S.; C – Grupo II–H.A.
Ao analisar os valores de CAD e CP obtidos dos indivíduos do Grupo I ou
Controle, foi possível observar através da regressão linear uma forte e significante
correlação negativa entre esses parâmetros (r = 0.83129 ;R2 = 0.69106; pH0 < 0.0001)
(FIGURA 34-A).
O mesmo não ocorre ao se analisar os diagramas de dispersão dos mesmos
parâmetros com os valores obtidos para o Grupo II. Tanto o H.S. (r = 0.00493; R2 =
2.43195E-05; pH0= 0,96865) (FIGURA 34-B) quanto o H.A. (r = 0.09089; R2 =
0.00826; pH0= 0,46797) (FIGURA 34-C) dos pacientes deste grupo não apresentaram
uma relação linear entre a CAD e o CP.
Comprimento da Passada (u.a.)
$
Regressão Linear
0.84
0.78
0.72
0.66
0.60
0.54
0.48
0.42
90.0
96.0
102.0
108.0
114.0
120.0
Cadência (passos/minuto)
%
&
Regressão Linear
0.84
0.84
Comprimento da Passada (u.a.)
Comprimento da Passada (u.a.)
Regressão Linear
0.78
0.72
0.66
0.60
0.54
0.48
0.42
105.0
120.0
135.0
150.0
165.0
Cadência (passos/minuto)
180.0
195.0
0.78
0.72
0.66
0.60
0.54
0.48
0.42
130.0
140.0
150.0
160.0
170.0
180.0
190.0
Cadência (passos/minuto)
Figura 50 – Diagramas de dispersão bidimensionais relacionando os parâmetros CP e CAD, através da
análise de Regressão Linear. A – Grupo I ou Controle; B - Grupo II–H.S.; C – Grupo II–H.A.
Ao relacionar o parâmetro espacial BS ao parâmetro temporal TDA obtido para
os indivíduos do Grupo Controle, não foi possível, através da regressão linear, observar
uma correlação significante entre eles (r = -0.08297; R2 = 0.00688; pH0= 0.451696)
(FIGURA 35-A). Analisando-se a correlação entre estes parâmetros para o Grupo II,
observou-se no H.S. (r = -0.26183; R2 = 0.06856; pH0= 0.162199) (FIGURA 35-B) e no
H.A. (r = -0.36629; R2 = 0.13417; p= 0.046501) (FIGURA 35-C), uma tendência à uma
correlação linear negativa entre os dados, sendo que para este último a mesma é
significativa (pH0<0.05).
$
Regressão Linear
Base de Suporte (cm)
16.0
14.0
12.0
10.0
8.0
6.0
0.24
0.27
0.30
0.33
0.36
0.39
0.42
Tempo de Duplo Apoio (s)
%
&
Regressão Linear
16.0
16.0
14.0
14.0
Base de Suporte (u.a.)
Base de Suporte (cm)
Regressão Linear
12.0
10.0
8.0
6.0
0.00
12.0
10.0
8.0
6.0
1.00
2.00
3.00
4.00
Tempo de Duplo Apoio (s)
5.00
0.00
0.50
1.00
1.50
2.00
2.50
Tempo de Duplo Apoio (s)
Figura 51 – Diagramas de dispersão bidimensionais relacionando os parâmetros BS e TDA, através da
análise de Regressão Linear. A – Grupo I ou Controle; B - Grupo II–H.S.; C – Grupo II–H.A.
Da mesma forma que ocorreu anteriormente, o parâmetro BS não mostrou uma
correlação linear com um parâmetro temporal, neste caso, o TAS. Isso ocorreu tanto
para o Grupo Controle (r = -0.0209; R2 = 0.4.36797E-4; pH0= 0.863632) (FIGURA 36A) quanto para o H.S. (r = -0.20506; R2 = 0.04205; pH0= 0.277006) (FIGURA 36-B) e
H.A. (r = 0.33395; R2 = 0.11152; pH0= 0.15015) (FIGURA 36-C) dos pacientes que
compõem o Grupo II.
$
Regressão Linear
Base de Suporte (u.a.)
16.0
14.0
12.0
10.0
8.0
6.0
0.38
0.40
0.42
0.44
0.46
Tempo de Apoio Simples (s)
%
&
Regressão Linear
16.00
16.0
14.00
14.0
Base de Suporte (cm)
Base de Suporte (cm)
Regressão Linear
12.00
10.00
8.00
12.0
10.0
8.0
6.0
6.00
0.40
0.60
0.80
1.00
1.20
1.40
Tempo de Apoio Simples (s)
1.60
1.80
0.20
0.40
0.60
0.80
1.00
1.20
1.40
Tempo de Apoio Simples (s)
Figura 52 – Diagramas de dispersão bidimensionais relacionando os parâmetros BS e TAS, através da
análise de Regressão Linear. A – Grupo I ou Controle; B - Grupo II–H.S.; C – Grupo II–H.A.
5.2 ANÁLISE COMPARATIVA DOS PARÂMETROS DE ELETROMIOGRAFIA
DURANTE AS FASES DE APOIO SIMPLES E BALANÇO
Os valores da média, DP e CV dos dados médios de RMS calculados por
indivíduo a partir do sinal eletromiográfico dos músculos GM e TA durante o apoio
simples e balanço, analisados em cada grupo (I- Controle e II - Hemiparéticos – este
subdividido em H.S. e H.A.), são apresentados na TABELA 9.
As medidas de
tendência central e dispersão destes dados médios estão também representados sob a
forma de Box Plots na FIGURA 37. Os resultados do Teste de Wilcoxon para dados
independentes, realizado entre o Grupo Controle e o H.S. e entre o Grupo Controle e o
H.A. dos pacientes do Grupo II, e para dados pareados, realizado entre o H.S. e o H.A.
para os dois músculos analisados nas duas fases distintas do ciclo da marcha,
encontram-se na TABELA 10.
Ao analisar a atividade eletromiográfica do músculo GM durante a fase de apoio
simples da marcha, observou-se um valor de RMS maior para o Grupo Controle quando
comparado ao H.S. e ao H.A. dos pacientes, sendo maior em aproximadamente 25% e
60%, respectivamente. Além disso, o músculo GM do H.S. dos pacientes apresentou um
valor de RMS maior em 47% quando comparado ao H.A. durante esta fase da marcha
(TABELA 9). Na representação gráfica é possível observar uma assimetria na
distribuição dos valores de RMS do músculo GM, presente tanto no Grupo Controle
quanto no Grupo II, além de uma maior variabilidade dos dados no H.S. desses
indivíduos (FIGURA 37-A). Apesar da dispersão dos dados, foi encontrada diferença
significativa entre o Grupo Controle e o H.S. e H.A. dos pacientes (pH0 = 0,0082 e pH0 =
0,0002, respectivamente - TABELA 10) ao analisar o músculo GM nesta fase da
marcha. Também houve uma diferença significativa entre os valores de RMS obtidos
para o H.S. e H.A. dos pacientes hemiparéticos (pH0 = 0,002 - TABELA 10).
Na análise da atividade elétrica do músculo TA também durante a fase de apoio
simples, foi verificado que o valor de RMS nesta fase foi maior em cerca de 39% para o
Grupo Controle com relação ao H.S. dos pacientes e cerca de 42% maior com relação
ao H.A.. Além disso, o valor médio de RMS obtido para o H.S. foi maior em cerca de
4,9% com relação ao H.A. (TABELA 9). Porém, como pode ser visualizado na
FIGURA 37-B, há uma grande assimetria e dispersão desses dados para o H.A. dos
pacientes. Provavelmente devido a esta maior dispersão, não houve diferença
significativa ao comparar os valores de RMS do H.A. com o Grupo Controle e com o
H.S. (pH0 > 0,05 e pH0 > 0,5, respectivamente - TABELA 10). Somente foi constatada
diferença significativa ao comparar o Grupo Controle ao H.S. dos pacientes
hemiparéticos (pH0 = 0,0009 - TABELA 10).
Durante a fase de balanço, o músculo GM apresentou maiores valores de RMS
para o Grupo Controle e para o H.S. dos pacientes em cerca de 33% e 36% com relação
ao H.A. A diferença entre o valor médio de RMS entre o Grupo Controle e o H.S. dos
pacientes foi de apenas 5% (TABELA 9). Na FIGURA 37-C é possível verificar que os
valores de RMS calculados para o músculo GM no H.S. dos pacientes nesta fase
apresentaram uma dispersão inter-individual razoável , e que no H.A. os valores médios
extremos estão mais distantes da maior concentração dos valores encontrados do que no
H.S. dos pacientes e no Grupo Controle, mesmo apresentando uma menor dispersão
destes valores entre os quartis. Devido à proximidade dos valores obtidos para o Grupo
Controle e H.S., não foi encontrada diferença significante ao compará-los (pH0 > 0,7 TABELA 10). Porém, ao comparar os valores do Grupo Controle ao H.A. e comparar
os valores obtidos entre os dois membros dos pacientes hemiparéticos, foram
constatadas diferenças significativas (pH0 = 0,0081 e pH0 = 0,0488, respectivamente TABELA 10).
Os valores médios de RMS obtidos do músculo TA durante a fase de balanço
foram maiores para o H.S. dos pacientes, tanto com relação ao Grupo Controle (cerca de
1,3%) quanto ao H.A. ( 6,6%). A diferença encontrada para os valores de RMS entre o
Grupo Controle e o H.A. foi de apenas 5,3% (TABELA 9). A variabilidade interindividual e assimetria dos valores de RMS do músculo TA nesta fase para o H.A.
foram bastante grandes (FIGURA 37-D). Devido a similaridade dos valores de RMS
encontrados para os grupos e grande dispersão nos dados do H.A. dos pacientes, não
foram encontradas diferenças significativas em nenhuma das comparações realizadas
(TABELA 10).
Comparando-se os valores obtidos de RMS para os músculos GM e TA durante
o período de apoio simples, nota-se que apenas para o H.A. não existe uma diferença
significante destes valores (TABELA 11). Tanto para o Grupo Controle quanto para o
H.S. destes pacientes, os valores RMS obtidos para o músculo GM durante este período
foram significantemente maiores do que para o músculo TA (TABELA 11). Porém, ao
realizar esta comparação durante o período de balanço, foi encontrada diferença
estatística entre os valores de RMS obtidos para estes músculos, tanto para o Grupo
Controle quanto para o Grupo II, mostrando maiores valores de RMS para o músculo
TA durante este período (TABELA 11).
Quando se comparou os valores de RMS obtidos apenas do músculo GM entre
os diferentes períodos (apoio simples e balanço), foram encontradas diferenças
estatísticas com maiores valores de RMS para este músculo durante o período de apoio
simples, tanto para o Grupo Controle quanto para o Grupo II (TABELA 11). Ao realizar
esta mesma comparação entre os valores RMS do músculo TA, foi encontrada diferença
estatística apenas para o H.S. dos pacientes, com maiores valores de RMS deste
$
RMS do GM durante
o apoio simples (u.a.)
12
10
8
6
4
2
RMS do TA durante
o apoio simples (u.a.)
músculo durante o período de balanço (TABELA 11).
Controle
HS
6
4
2
HA
Controle
&
3
2
1
Controle
HS
HA
HS
HA
'
10
RMS do TA durante
o balanço (u.a.)
4
RMS do GM durante
o balanço (u.a.)
8
0
0
0
%
10
8
6
4
2
0
Controle
HS
HA
Figura 53 – Box Plots representando as medidas de tendência central e dispersão dos dados do sinal
EMG através do valor de RMS para o Grupo Controle e Grupo II com distinção entre H.S. e H.A..
A – RMS do músculo GM durante o apoio simples; B – RMS do músculo TA durante o apoio simples;
C - RMS do músculo GM durante o balanço; D - RMS do músculo TA durante o balanço.
Tabela 9 - Valores de média, DP e CV dos valores de RMS obtidos para os músculos
GM e TA durante o ciclo completo da marcha para o Grupo Controle e Grupo II (H.S. e
H.A.).
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7.423
1.24
16.7
5.581
1.94
34.8
2.926
1.53
52.3
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-/.102 34 56 36
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1.497
0.60
40.0
1.579
0.60
38.2
1.006
0.91
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T/U1VW F4B DE FE G
@ACB DE FE G
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3.865
1.74
44.9
2.348
0.28
11.7
2.233
1.76
79.0
KL O
M N;P 9(=QSR
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T/U1VW F4B DE FE G
@ACB DE FE G
HI BJG
3.952
1.10
27.7
4.005
1.07
26.7
3.739
2.76
73.9
Tabela 10 - Valores de significância obtidos através do Teste de Wilcoxon
independente e pareado comparando os valores de RMS da EMG dos músculos GM e
TA durante as fases de apoio simples e balanço.
acbd
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pH0= 0.0002 **
pH0= 0.002 **
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pH0= 0.7624
pH0= 0.0081 **
pH0= 0.0488 *
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pH0= 0.0009 **
pH0= 0.0537
pH0= 0.5566
®¯±°²³ ©«–´µ
§4¨–©ª˜©«¬­§
pH0= 0.344
pH0= 0.5453
pH0= 0.9219
**pH0 < 0.01;
*pH0 < 0.05
Tabela 11 – Valores de significância obtidos através do Teste de Wilcoxon pareado
comparando os valores de RMS do sinal eletromiográfico dos músculos GM e TA
durante as fases de apoio simples e balanço.
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**pH0 < 0.01;
*pH0 < 0.05
5.3 ANÁLISE MORFOLÓGICA DAS CURVAS DE FORÇA DE REAÇÃO VERTICAL
DO SOLO E ELETROMIOGRAFIA
Neste item são apresentadas as curvas médias de FRS e dos sinais
eletromiográficos dos músculos TA e GM normalizados pelo ciclo completo da marcha,
período de apoio simples e balanço para os Grupos I e II.
Para o Grupo Controle, as curvas médias de FRS e EMG correspondentes a cada
um dos indivíduos deste grupo foram sobrepostas. Esta sobreposição foi possível devido
a baixa a variabilidade encontrada tanto no padrão das curvas de FRS quanto do sinal
eletromiográfico entre os indivíduos que compõem este grupo. As curvas médias de
FRS e EMG correspondentes a cada indivíduo do Grupo Controle podem ser
visualizadas no ANEXO F.
Foi calculada para o Grupo Controle uma média entre os valores do apoio direito
e apoio esquerdo para cada indivíduo, visto que a diferença entre esses valores, tanto
para a FRS quanto para a EMG, não foi estatisticamente significante segundo o teste
estatístico de Wilcoxon para dados pareados (pH0 < 0.05). Assim foi possível visualizar
em apenas um gráfico o comportamento da FRS e da atividade eletromiográfica para
cada músculo no ciclo completo e em diferentes períodos deste.
A FIGURA 38 apresenta as curvas médias de FRS normalizadas pelo ciclo
completo da marcha e período de apoio simples e, logo abaixo, se encontram as curvas
médias do envoltório linear calculadas para os músculos GM e TA também
normalizados pelo ciclo completo da marcha e período de apoio simples,
correspondentes ao Grupo Controle. Além disso, na FIGURA 39 encontram-se as
curvas médias do envoltório linear calculadas para os músculos GM e TA durante o
período de balanço, ou seja, enquanto o membro contralateral encontra-se em apoio
simples.
Figura 54 – Representação gráfica das curvas médias de FRS e envoltório linear do sinal
eletromiográfico dos músculos GM e TA, normalizados pelo ciclo completo da marcha e período de
apoio simples, correspondentes aos indivíduos do Grupo Controle.
Figura 55 – Representação gráfica das curvas médias de FRS e envoltório linear do sinal
eletromiográfico dos músculos GM e TA, normalizados pelo período de balanço, correspondentes aos
indivíduos do Grupo Controle.
Para o Grupo II não foi possível realizar a mesma sobreposição de dados entre
todos os indivíduos como aconteceu para o Grupo Controle, visto que a variabilidade
inter-individual
apresentada
entre
os
pacientes
deste
grupo
foi
acentuada,
principalmente para os padrões de ativação muscular. Desta forma, foram selecionadas
as curvas médias de dois pacientes deste grupo (pacientes A e B) que apresentam a
maior parte dos achados do Grupo II, de forma a representar este grupo nos resultados.
As curvas de padrão de FRS e EMG correspondentes a cada um dos pacientes do Grupo
II encontram-se em anexo (ANEXO F). Os gráficos com as curvas médias plotadas em
vermelho representam o apoio direito enquanto que aquelas plotadas em azul
representam o apoio esquerdo, independente do lado da lesão, tanto nos resultados
abaixo quanto em anexo para o Grupo II.
Na FIGURA 40 estão representadas as curvas médias de FRS normalizadas pelo
ciclo completo da marcha e período de apoio simples. Logo abaixo na mesma figura,
encontram-se as curvas médias do envoltório linear calculadas para os músculos GM e
TA também normalizados pelo ciclo completo da marcha e período de apoio simples,
correspondentes ao H.S. do paciente-A. Além disso, na FIGURA 41 encontram-se as
curvas médias do envoltório linear calculadas para os músculos GM e TA durante o
período de balanço do H.S. do mesmo paciente, momento em que seu H.A. encontra-se
em apoio simples.
A FIGURA 42 representa as curvas médias de FRS e EMG normalizadas pelo
ciclo completo da marcha e período de apoio simples do paciente-A, porém
correspondentes ao seu H.A.; e a FIGURA 43 representa as curvas médias de EMG
normalizadas pelo período de balanço também para o seu H.A., enquanto o H.S. está em
apoio simples.
Da mesma forma, a FIGURA 44 representa as curvas médias de FRS e EMG
normalizadas pelo ciclo completo da marcha e apoio simples obtidas do H.S. durante a
caminhada do paciente-B, enquanto a FIGURA 45 representa as curvas médias do sinal
eletromiográfico normalizado pelo período de balanço do H.S. do mesmo paciente. A
representação destas curvas médias correspondentes ao H.A. do paciente-B, tanto
normalizadas pelo ciclo completo da marcha e apoio simples quanto pelo período de
balanço, encontram-se nas FIGURAs 46 e 47, respectivamente.
Na FIGURA 40 é possível verificar no gráfico de FRS normalizada pelo ciclo
completo da marcha, que o H.S. do paciente-A permanece uma maior porcentagem do
ciclo em apoio do que o Grupo Controle (FIGURA 38). Além disso, é possível constatar
a presença de um platô na curva, mascarando os picos, principalmente o segundo,
encontrados na curva média de FRS obtida para o Grupo Controle (FIGURA 38). Ao
analisar a ativação muscular dos músculos GM e TA durante o ciclo completo da
marcha é possível nota que ambos os músculos possuem um padrão de ativação similar
ao Grupo Controle (FIGURA 38), porém, para o músculo GM observa-se um pico de
ativação menor quando comparado ao Controle, além de uma maior oscilação em sua
ativação a partir de 70% do ciclo da marcha, ou seja, momento em que este membro
inicia o balanço.
Ao analisar a FRS normalizada pelo TAS na mesma figura, verifica-se uma
maior oscilação de sua magnitude, além de uma redução no decréscimo desta força
durante este período, fenômeno este bastante característico dos indivíduos saudáveis
(FIGURA 38). Durante este período, ocorre uma menor ativação muscular, tanto do
músculo GM quanto do músculo TA, quando comparados ao Grupo Controle (FIGURA
38).
Na FIGURA 41, observa-se no gráfico que representa o padrão do sinal
eletromiográfico do músculo GM normalizado pelo período de balanço, que ocorre uma
maior oscilação na ativação muscular neste período conforme já havia sido observado
no gráfico normalizado pelo ciclo completo (FIGURA 40). O padrão de ativação do
músculo TA neste período foi similar ao padrão obtido para o Grupo Controle
(FIGURA 39).
Ao observar o gráfico de FRS correspondente ao H.A. do paciente-A (FIGURA
42), ao ser comparado ao padrão obtido do Grupo Controle (FIGURA 38) um
estreitamento da distância entre os picos e o achatamento do 2o pico causando o
deslocamento do vale entre eles de 35 % (no Grupo Controle) para 30% do ciclo. O
padrão de ativação muscular também difere daquele encontrado para os indivíduos
saudáveis. A ativação do músculo GM normalizada pelo ciclo completo da marcha
apresenta um início prematuro (apontado no gráfico pela seta vermelha) e uma
diminuição da magnitude desta ativação no decorrer do apoio, quando comparado à
mesma musculatura do Grupo Controle (FIGURA 38). O músculo TA do H.A.
apresenta um diminuição em sua ativação na fase de contato inicial quando comparado
ao Controle (FIGURA 38) e um pico de ativação durante as fases de apoio terminal e
pré-balanço (apontado no gráfico pela seta vermelha), que não ocorre nos indivíduos
saudáveis.
Na mesma figura, ao observar o padrão da curva de FRS normalizada pelo TAS,
são encontradas as mesmas alterações do H.S., ou seja, redução do decréscimo da força
aplicada e oscilações ao longo da curva. A ativação muscular, tanto do músculo GM
quanto do músculo TA, da mesma forma que ocorre para o H.S., é menor do que aquela
apresentada pelo Grupo Controle (FIGURA 38).
Na FIGURA 43, é possível observar uma maior oscilação e menor magnitude da
ativação do músculo GM do H.A. durante o balanço, quando comparado ao Controle
(FIGURA 39) e, ao analisar a ativação do músculo TA durante este período, é possível
verificar a presença de um padrão um pouco distinto daquele apresentado pelo Grupo
Controle (FIGURA 39), apresentando maior oscilação.
Figura 56 – Representação gráfica das curvas médias de FRS e envoltório linear do sinal
eletromiográfico dos músculos GM e TA, normalizados pelo ciclo completo da marcha e período de
apoio simples, correspondentes ao H.S. do paciente-A do Grupo II (apoio direito).
Figura 57 – Representação gráfica das curvas médias de FRS e envoltório linear do sinal
eletromiográfico dos músculos GM e TA, normalizados pelo período de balanço, correspondentes ao H.S.
do paciente-A do Grupo II (apoio direito).
Figura 58 – Representação gráfica das curvas médias de FRS e envoltório linear do sinal
eletromiográfico dos músculos GM e TA, normalizados pelo ciclo completo da marcha e período de
apoio simples, correspondentes ao H.A. do paciente-A do Grupo II (apoio esquerdo).
Figura 59 – Representação gráfica das curvas médias de FRS e envoltório linear do sinal
eletromiográfico dos músculos GM e TA, normalizados pelo período de balanço, correspondentes ao
H.A. do paciente-A do Grupo II (apoio esquerdo).
Na FIGURA 44, que representa as curvas médias de FRS e EMG para o H.S. do
paciente-B, também é possível observar a presença de um platô na curva de FRS
normalizada pelo ciclo da marcha. O padrão de ativação muscular durante o ciclo
completo é bastante similar ao apresentado pelo Grupo Controle (FIGURA 38), porém,
principalmente para o músculo GM, ocorre uma oscilação da ativação muscular, além
de um pico de ativação na fase de balanço terminal, entre 90% e 100% do ciclo
(apontado no gráfico pela seta vermelha). O músculo TA apresenta uma menor
magnitude de ativação durante a fase de contato inicial também encontrado para o
paciente-A. Além disso, é possível verificar um aumento da ativação deste músculo nas
fases de apoio terminal e pré-balanço (por volta de 60% do ciclo), que não ocorre nos
indivíduos do Grupo Controle (FIGURA 38).
Na mesma figura, durante o período de apoio simples, nota-se o mesmo
comportamento de FRS e ativação muscular já observado no H.S. do paciente-A, ou
seja, presença de um platô com um baixo decréscimo da FRS e redução da ativação
muscular, tanto para o músculo GM quanto para o músculo TA.
Na FIGURA 45, observa-se uma maior oscilação durante a ativação do músculo
GM durante o balanço, quando comparado ao Grupo Controle, além da presença de pico
de ativação no balanço terminal, conforme já observado anteriormente na FIGURA 44
no gráfico de ativação deste músculo normalizada pelo ciclo completo da marcha. O
músculo TA apresenta uma ativação quase constante durante todo o período de balanço.
Para o H.A. do paciente-B é possível observar um padrão distinto de curva de
FRS normalizada pelo ciclo da marcha, apresentando um pico acessório no momento do
contato inicial (apontado no gráfico pela seta vermelha), seguido por um platô com
diversas oscilações ao longo do apoio (FIGURA 46). Logo abaixo, ao observar os
padrões de ativação muscular, é possível notar que ocorre uma ativação prematura do
músculo GM (apontado no gráfico pela seta vermelha) quando comparado ao Grupo
Controle (FIGURA 38), além de apresentar grandes oscilações e ativação constante com
magnitudes altas durante todo o apoio. O músculo TA apresenta uma menor ativação
durante o contato inicial quando comparado ao padrão de indivíduos saudáveis
(FIGURA 38), além de um pico de ativação durante a retirada do pé de apoio (apontado
no gráfico pela seta vermelha), também observado para o H.A. do paciente-A. Desde o
início do ciclo da marcha até aproximadamente 59%, é possível notar uma ativação
simultânea (co-contração) entre os músculos antagonistas GM e TA.
Na mesma figura, ao observar a FRS durante o apoio simples, nota-se uma maior
oscilação comparado ao Grupo Controle (FIGURA 38). O músculo GM apresenta uma
menor ativação e maior oscilação durante este período, enquanto o músculo TA
demonstra um padrão de ativação similar ao encontrado para o Grupo Controle
(FIGURA 38).
A ativação do músculo GM do H.A. normalizado pelo balanço(FIGURA 47)
apresenta ma menor magnitude durante este período quando comparado ao padrão dos
indivíduos saudáveis (FIGURA 39), além de apresentar um pico durante a fase de
balanço terminal (apontado no gráfico pela seta vermelha). Enquanto isso, o músculo
TA após demonstrar um pico de ativação na fase de balanço inicial (apontado na gráfico
pela seta vermelha) permanece com uma ativação quase constante ao longo do período
de balanço.
Figura 60 - Representação gráfica das curvas médias de FRS e envoltório linear do sinal eletromiográfico
dos músculos GM e TA, normalizados pelo ciclo completo da marcha e período de apoio simples,
correspondentes ao H.S. do paciente-B do Grupo II (apoio esquerdo).
Figura 61 - Representação gráfica das curvas médias de FRS e envoltório linear do sinal eletromiográfico
dos músculos GM e TA, normalizados pelo período de balanço, correspondentes ao H.S. do paciente-B
do Grupo II (apoio esquerdo).
Figura 62 - Representação gráfica das curvas médias de FRS e envoltório linear do sinal eletromiográfico
dos músculos GM e TA, normalizados pelo ciclo completo da marcha e período de apoio simples,
correspondentes ao H.A. do paciente-B do Grupo II (apoio direito).
Figura 63 - Representação gráfica das curvas médias de FRS e envoltório linear do sinal eletromiográfico
dos músculos GM e TA, normalizados pelo período de balanço, correspondentes ao H.A. do paciente-B
do Grupo II (apoio direito).
As medidas de tendência central e dispersão dos valores médios de CV
calculados a partir das curvas de FRS, normalizadas pelo ciclo completo da marcha e
pelo período de apoio simples, analisados em cada grupo (I- Controle e II Hemiparéticos – este subdividido em H.S. e H.A.) estão representados sob a forma de
Box Plots na FIGURA 48. Os resultados do Teste de Wilcoxon para dados
independentes, realizado entre o Grupo Controle e o H.S. e entre o Grupo Controle e o
H.A. dos pacientes do Grupo II, e para dados pareados, realizado entre o H.S. e o H.A.
para comparar os valores de CV da FRS durante do ciclo completo da marcha e apoio
simples, encontram-se na TABELA 12.
O CV da FRS ao ser analisado em função do ciclo completo da marcha
apresentou uma distribuição assimétrica dos valores para os três grupos e uma maior
dispersão inter-individual no Grupo Controle e no H.A. dos pacientes hemiparéticos
(FIGURA 48-A). Devido à proximidade dos valores médios de CV obtidos para o
Grupo Controle e H.A. dos pacientes, além de maior dispersão dos dados nestes grupos,
não foi verificada diferença significativa entre seus valores (pH0 > 0,4 – TABELA 12).
Já os valores de CV calculados para o H.S. dos pacientes foi menor do que aqueles
calculados para o Grupo Controle e H.A., obtendo diferenças significativas entre eles
( pH0 = 0,0172 e pH0 = 0,002, respectivamente - TABELA 12).
Ao analisar o CV da FRS durante o período de apoio simples, foi observada uma
dispersão dos dados um pouco maiores para o H.A. dos pacientes hemiparéticos
(FIGURA 48-B). Nesta fase da marcha, foi encontrada diferença significativa entre os
valores de CV da FRS apenas quando se comparou o H.S. ao H.A. dos pacientes (pH0 =
0,0039 – TABELA 12). Não foram constatadas diferenças significativas ao comparar os
valores de CV do Grupo Controle ao H.S. e ao H.A. dos pacientes (pH0 > 0,1836 e pH0 >
0,2531, respectivamente - TABELA 12).
Coeficiente de Variação (%)
25
20
15
10
5
0
Controle
HS
HA
%
30
Coeficiente de Variação (%)
$
30
25
20
15
10
5
0
Controle
HS
HA
Figura 64 – Box Plots representando as medidas de tendência central e dispersão para os valores de CV
calculados da FRS durante a marcha para o Grupo Controle e Grupo II com distinção entre H.S. e H.A..
A – CV da FRS normalizada pelo ciclo completo da marcha; B – CV da FRS normalizada pelo apoio
simples.
Tabela 12 – Valores de significância obtidos através do Teste de Wilcoxon
independente e pareado comparando os valores de coeficiente de variação da FRS
durante o ciclo completo da marcha e durante a fase de apoio simples.
798;:=<?>A@B>A:DC=EF:HGI:
WYXIZ?[AX]\^]_a`FbcWYd
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7989C=EJK89L/:MONSPATSP
N0P6QUPMVN0PATSP
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qSrs2r3t qSr?quwvxt yzpq
pH0= 0.0172 *
pH0= 0.4961
pH0= 0.002 **
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ƒ0„…"ƒx†‡ƒSˆ†A‰Š…‹2Œ"ˆ
pH0= 0.1836
pH0= 0.2531
pH0= 0.0039 **
**pH0 < 0.01;
*pH0 < 0.05
As medidas de tendência central e dispersão dos valores médios de CV
calculados a partir das curvas médias do sinal eletromiográfico dos músculos GM e TA,
normalizadas pelo ciclo completo da marcha e períodos de apoio simples e balanço,
analisados em cada grupo (I- Controle e II - Hemiparéticos – este subdividido em H.S. e
H.A.) podem ser visualizados sob a forma de Box Plots na FIGURA 49. Os resultados
do Teste de Wilcoxon para dados independentes, realizado entre o Grupo Controle e o
H.S. e entre o Grupo Controle e o H.A. dos pacientes do Grupo II, e para dados
pareados, realizado entre o H.S. e o H.A. para comparar os valores de CV do sinal
eletromiográfico durante do ciclo completo da marcha, apoio simples e balanço,
encontram-se na TABELA 13.
Ao analisar os CVs obtidos a partir do sinal eletromiográfico do músculo GM
durante o ciclo completo da marcha é possível verificar uma grande variabilidade interindividual e assimetria dos dados obtidos para o H.S. dos pacientes. O mesmo acontece
para o H.A., porém os valores localizados entre os quartis estão menos dispersos
(FIGURA 49-A). Não foram encontradas diferenças estatísticas em nenhuma das
comparações realizadas entre os valores de CV do músculo GM durante o ciclo
completo da marcha (TABELA 13).
Durante o apoio simples, a dispersão e a assimetria dos valores de CV
calculados para o músculo GM no H.S. dos pacientes, é muito maior do que aquelas
observadas para o H.A. e para o Grupo Controle (FIGURA 49-B). Portanto, apesar de o
H.S. dos pacientes ter apresentado um valor médio de CV maior do que aqueles
apresentados para o Grupo Controle e H.A., não foi encontrada uma diferença
significativa entre eles (pH0 > 0,7 e pH0 > 0,8, respectivamente - TABELA 13), nem
mesmo ao comparar um o H.S. ao H.A. (pH0 > 0,5 - TABELA 13). Devido também à
relativa semelhança entre os valores do CV do Grupo Controle e do H.A., tendo este
último apenas uma dispersão maior dos extremos, não foram encontradas diferenças
significativas entre estes grupos.
Na fase de balanço, observa-se uma razoável simetria nos valores de CV para o
músculo GM no Grupo Controle e no H.S. dos pacientes, além de uma menor dispersão
dos dados os três grupos (FIGURA 49-C). Por apresentarem valores de CV bastante
próximos, não houve diferença significativa em nenhuma das comparações realizadas
(TABELA 13).
O comportamento do CV do sinal eletromiográfico do músculo TA durante o
ciclo completo da marcha se dá de forma assimétrica para todos os grupos e uma
dispersão inter-individual um pouco maior para o Grupo Controle (FIGURA 49-D).
Observou-se um CV maior para o Grupo Controle com relação ao H.A. dos pacientes
do Grupo II, obtendo uma diferença significativa entre seus valores (pH0 = 0,0025 TABELA 13) Além disso, quando se comparou os valores de CV obtidos para o H.A.
com os valores do H.S., foi verificado um CV maior para o H.S. dos pacientes, sendo
estes estatisticamente diferentes (pH0 = 0,002 - TABELA 13). Porém, ao comparar os
valores de CV entre o Grupo Controle e H.S. dos pacientes, não foi verificada diferença