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Faculdade de Engenharia da Universidade de Porto

RREELLAATTÓÓRRIIOO DDOOSS TTRRAABBAALLHHOOSS DDEE IINNVVEESSTTIIGGAAÇÇÃÃOO DDEESSEENNVVOOLLVVIIDDOOSS NNOO ÂÂMMBBIITTOO DDAA DDIISSCCIIPPLLIINNAA DDEE

TTÉÉCCNNIICCAASS DDEE IINNVVEESSTTIIGGAAÇÇÃÃOO

Andreia Sofia Pinheiro de Sousa

PROGRAMA DOUTORAL EM ENGENHARIA BIOMÉDICA

Junho de 2009

Orientador:

Prof. Doutor João Manuel R. S. Tavares

Prof. Auxiliar do Departamento de Engenharia Mecânica

Faculdade de Engenharia da Universidade do Porto

Andreia Sousa iii

ÍÍNNDDIICCEE

Índice de figuras ...................................................................................................................... v

Índice de tabelas .................................................................................................................... vii

I. Introdução ................................................................................................................. 1

1.1 Descrição ................................................................................................................... 1

1.2 Organização adoptada .............................................................................................. 1

II. Fundamentação teórica ............................................................................................ 3

2.1 Controlo Postural ...................................................................................................... 3

2.2 Retorno venoso ......................................................................................................... 6

2.3 Superfícies de apoio instáveis, controlo postural e retorno venoso ........................ 7

2.4 Objectivos ................................................................................................................. 8

III. Metodologia .............................................................................................................. 9

3.1 Amostra..................................................................................................................... 9

3.2 Instrumentos ........................................................................................................... 10

3.3 Procedimentos ........................................................................................................ 11

3.3.1 Preparação ....................................................................................................... 11

3.3.2 Recolha ............................................................................................................ 11

i. Medição da actividade electromiográfica e valores cinéticos .................... 11

ii. Medição dos parâmetros hemodinâmicos .................................................. 16

3.4 Questões éticas ....................................................................................................... 17

3.5 Estatística ................................................................................................................ 18

IV. Resultados experimentais ....................................................................................... 19

4.1 Grau de actividade muscular recrutada, oscilação do CP, diâmetro e velocidade de

retorno venoso em ortoestatismo ...................................................................................... 19

4.1.1 Influência do calçado com instabilidade no retorno venoso ........................... 19

4.1.2 Influência do calçado com instabilidade na oscilação antero-posterior do CP 20

4.1.3 Influência do calçado com instabilidade no grau de recrutamento de actividade muscular ........................................................................................................ 21

4.2 Influência da utilização de um calçado com instabilidade nos ajustes posturais

antecipatórios e compensatórios resultantes da aplicação de um desequilíbrio externo . 22

V. Discussão ................................................................................................................. 25

5.1 Influência do calçado com instabilidade na actividade muscular do membro

inferior e na oscilação antero-posterior do CP, em ortostatismo ...................................... 25

5.2 Influência da utilização de um calçado com instabilidade nos APA e APC

associados a um desequilíbrio externo inesperado ............................................................ 26

Andreia Sousa iv

5.3 Influência do calçado com instabilidade no retorno venoso .................................. 30

VI. Conclusões e perspectivas de trabalhos futuros ..................................................... 33

6.1 Conclusões .............................................................................................................. 33

6.2 Perspectivas de trabalhos futuros .......................................................................... 33

Bibliografia ............................................................................................................................ 35

Anexos .................................................................................................................................. 51

Andreia Sousa v

ÍÍNNDDIICCEE DDEE FFIIGGUURRAASS

Figura 3.1: Modelo de calçado com instabilidade utilizado ................................ 13

Figura 4.1: Gráfico ilustrativo da influência do calçado instável no retorno

venoso onde são apresentados os valores de prova (p) obtidos na comparação do

débito venoso, sem calçado e com calçado MBT, para três localizações

anatómicas, VFS, VFC e VP ................................................................................... 19

Figura 4.2: Gráfico representativo da variação do DP das oscilações do CP em

equilíbrio estático e sem perturbações, com calçado MBT e sem calçado, nos

indivíduos participantes na amostra ......................................................................... 20

Figura 4.3: Gráfico representativo da variação da CPmax das oscilações do CP

em equilíbrio estático e sem perturbações, com calçado MBT e sem calçado, nos

indivíduos participantes na amostra ......................................................................... 21

Figura 4.4: Gráfico representativo do RMS da actividade electromiográfica dos

músculos TA, GM, RF, BF, RA e Long em equilíbrio estático e sem perturbações

com calçado MBT e sem calçado ............................................................................ 22

Figura 4.5: Gráfico representativo do desvio padrão do deslocamento do CP

após a aplicação de uma perturbação externa com calçado MBT e sem calçado ... 24

Figura 4.6: Gráfico representativo da CPmax do deslocamento do CP após a

aplicação de uma perturbação externa, com calçado MBT e sem calçado .............. 24

Andreia Sousa vi

Andreia Sousa vii

ÍÍNNDDIICCEE DDEE TTAABBEELLAASS

Tabela 4.1: Valores médios, desvio padrão, máximos e mínimos do caudal

venoso medido sem calçado em com calçado com instabilidade. Foi utilizado um n-

amostral (N) de 14 .................................................................................................... 19

Tabela 4.2: Valores médios, desvio padrão, máximos e mínimos do DP e

amplitude pico-a-pico das oscilações do CP, sem calçado e com calçado MBT, em

equilíbrio ortoestático e sem perturbações .............................................................. 20

Tabela 4.3: Valores médios, desvio padrão, máximos e mínimos do RMS da

actividade electromiográfica dos músculos TA, GM, RF, BF, Long e RA, sem

calçado e com calçado MBT, em equilíbrio ortoestático e sem perturbações .......... 21

Tabela 4.4: Valores médios, desvio padrão, máximos e mínimos do integral da

actividade electromiográfica dos músculos TA, GM, RF, BF, Long e RA sem

calçado e com calçado MBT, em equilíbrio ortoestático com aplicação de uma força

externa. A actividade muscular é apresentada segundo intervalos temporais, APA1,

APA2, APC1 e APC2 ............................................................................................... 23

Tabela 4.5: Valores médios, desvio padrão, máximos e mínimos do DP e

CPmax do deslocamento do CP sem calçado e com calçado MBT, em equilíbrio

ortoestático com aplicação de uma força externa. Os valores relativos ao

deslocamento do CP são apresentados segundo intervalos temporais, APC1 e

APC2 ........................................................................................................................ 24

Andreia Sousa viii

Andreia Sousa 1

II.. IINNTTRROODDUUÇÇÃÃOO

11..11 DDEESSCCRRIIÇÇÃÃOO

Este relatório visa essencialmente apresentar as técnicas e os trabalhos

desenvolvidos no âmbito da disciplina Técnicas de Investigação, sendo o tema

central da Tese de Doutoramento associada a análise de movimento humano e

o controlo postural.

O conjunto de trabalhos descritos neste relatório teve como objectivo

principal perceber de que forma os mecanismos de controlo postural se

adaptam perante a modificação de uma aferência e de que forma essa

modificação se repercute em termos hemodinâmicos. A actividade muscular de

diferentes músculos e o deslocamento antero-posterior de centro de pressão

(CP) foram recolhidos em duas circunstâncias posturais distintas, através de

electromiografia (EMG) de superfície e plataforma de forças, respectivamente.

Os valores do diâmetro e velocidade venosos, medidos através do eco-doppler,

foram utilizados para calcular o caudal venoso. Os trabalhos realizados foram

baseados numa tipologia observacional analítica transversal, tendo sido

utilizada uma amostra de indivíduos saudáveis e do género feminino, definida

por um conjunto adequado de critérios de exclusão.

11..22 OORRGGAANNIIZZAAÇÇÃÃOO AADDOOPPTTAADDAA

A informação exposta neste documento encontra-se dividida ao longo de

seis capítulos. É de seguida apresentada de forma sucinta a informação

presente nos restantes capítulos:

Capítulo II: Fundamentação teórica

De uma forma genérica, este capítulo está orientado no sentido de fazer

uma análise em termos de mecanismos e estratégias relacionadas com o

controlo postural que estiveram na génese da definição dos objectivos de

investigação dos trabalhos realizados. É também apresentada uma abordagem

CCAAPPÍÍTTUULLOO II:: IINNTTRROODDUUÇÇÃÃOO

Andreia Sousa 2

a um conjunto de factores que, do ponto de vista da evidência científica, podem

relacionar aspectos hemodinâmicos com o controlo postural.

No final do capítulo são apresentados os objectivos que guiaram o

conjunto de trabalhos apresentados no presente relatório.

Capítulo III: Metodologia

Neste capítulo são apresentados os aspectos metodológicos relativos à

realização dos trabalhos realizados, nomeadamente, sobre a amostra,

instrumentação, procedimentos, questões éticas e análise estatística.

Capítulo IV: Resultados experimentais

Os principais resultados obtidos pelas várias experiências realizados e

são analisados e apresentados em termos estatísticos.

Capítulo V: Discussão

É apresentada uma análise crítica da metodologia adoptada bem como

dos resultados obtidos à luz de estudos realizados sobre o tema de

investigação considerado.

Capítulo VI: Conclusão e Perspectivas futuras

Neste capítulo são abordadas as principais conclusões do trabalho

efectuado e finalmente são apresentadas sugestões para trabalhos futuros.

Andreia Sousa 3

IIII.. FFUUNNDDAAMMEENNTTAAÇÇÃÃOO TTEEÓÓRRIICCAA

22..11 CCOONNTTRROOLLOO PPOOSSTTUURRAALL

O sistema de controlo postural regula a disposição do corpo no espaço

com o objectivo de promover orientação e equilíbrio, baseando-se na

integração central de informação proprioceptiva, vestibular e visual e numa

representação interna da orientação corporal no espaço. O modelo interno de

posição corporal é continuamente actualizado/melhorado tendo como base

este feedback multissensorial que é usado para criar comandos motores para

controlo da posição corporal no espaço, tendo em linha de conta restrições

ambientais [Massion, 1994; Mergner, 1998].

Segundo [Winter, 1995], a postura pode ser definida como a orientação

de cada segmento corporal relativamente ao vector gravidade. O equilíbrio

constitui um termo genérico para descrever a dinâmica da postura corporal

para prevenir a queda. O equilíbrio em posição vertical é conseguido quando o

centro de massa (CM) é posicionado sobre a base de suporte e está alinhado

com o centro de pressão (CP). O controlo postural, é a habilidade para manter

o equilíbrio em relação à gravidade através da manutenção ou retorno do CM

na base de suporte corporal. Em posição ortostática, existe um equilíbrio

instável dado que a força de gravidade tem de ser equilibrada continuamente

através de energia muscular [Horak, 1987]. A posição do CM, bem como a

configuração geométrica dos segmentos corporais, é rigorosamente controlada

relativamente à superfície de apoio e direcção da gravidade [Gurfinkel, 1995;

Massion, 1992a; Nashner, 1985]. Em posição ortostática, as estratégias de

controlo postural podem ser caracterizadas primariamente pelos padrões de

activação muscular e cinemática corporal [Horak, 1986].

Qualquer desequilíbrio externo, como uma translação súbita da superfície

de suporte, ou interno, como um movimento rápido do membro superior e

inferior, altera a projecção do CM para os limites da base de suporte e o

alinhamento entre o CM e o CP, o que pode resultar num desequilíbrio

postural. Para minimizar o perigo de perda de equilíbrio, o sistema nervoso

CCAAPPÍÍTTUULLOO IIII:: FFUUNNDDAAMMEENNTTAAÇÇÃÃOO TTEEÓÓRRIICCAA

Andreia Sousa 4

central (SNC) utiliza ajustes posturais antecipatórios (APA) através da

activação muscular desencadeada por mecanismos de feedforward,

previamente ao desequilíbrio [Aruin, 1995b; Belenkiy, 1967; Li, 2007; Massion,

1992a], bem como ajustes posturais compensatórios (APC) que são iniciados

por sinais sensoriais de feedback [Alexandrov, 2005; Park, 2004]. Os APC

constituem mecanismos de restauração da posição do CM após o distúrbio ter

ocorrido. Tem sido demonstrado que a magnitude dos APA depende da

direcção [Aruin, 1997; Santos, 2008] e magnitude do desequilíbrio [Aruin, 1996;

Bouisset, 2000] e que estes são afectados pelas características da acção

motora usada para induzir o desequilíbrio [Arruin, 2003; Shiratori, 2007],

configuração corporal [Arruin, 2003; van der Fits, 1998] e medo de queda

[Adkin, 2002]. A literatura refere que a resposta dos APC depende da direcção

e magnitude do desequilíbrio, da dimensão da base de suporte [Dimitrova,

2004; Henry, 1998; Horak, 1986; Jones, 2008], previsibilidade do desequilíbrio

[Burleigh, 1996], de instruções [Mcllroy, 1993] e do envolvimento numa tarefa

secundária, tal como segurar um objecto com as mãos [Bateni, 2004]. Padrões

distintos de activação muscular, designados de estratégia da anca e tornozelo,

foram descritos nos músculos do membro inferior e tronco em resposta à

translação da superfície de apoio [Horak, 1986]. Um dos objectivos dos APA é

minimizar os efeitos do futuro desequilíbrio [Massion, 1992b], a presença de

APA não dispensa os APC para controlo postural que envolve correcções em

tempo real [Bouisset, 1987] e uma regulação da actividade [Crenna, 1987;

Friedli, 1984]. Segundo [Santos, 2009b], existe uma relação entre os APA e os

APC no controlo da postura e a possibilidade de utilização óptima dos APA a

este nível. A análise dos padrões de activação muscular entre os períodos de

controlo postural antecipatório e compensatório mostrou diferenças na

magnitude e sequência de activação muscular em função da disponibilidade

dos APA.

Existem dois factores principais que determinam as forças musculares:

em primeiro lugar, a composição corporal de equilíbrio de referência, e em

segundo lugar, a deflexão da configuração corporal desta referência. As

alterações automáticas e involuntárias da força muscular em resposta a

deflexões a partir de uma dada referência são essenciais para o controlo por


Andreia Sousa 5

feedback. As alterações dos parâmetros de controlo por feedback são

essenciais para o controlo por feedforward que pode ser realizado de forma

voluntária e involuntária. Na teoria do controlo motor, o feedback e o plano de

controlo constituem um sistema autónomo “closed-loop”, enquanto o controlo

por feedforward recebe sinais de input externos a este sistema de uma forma

“open-loop”. É normalmente defendido que o controlo por feedforward implica

controlo dos parâmetros do feedback mas não directamente o controlo das

forças musculares [Feldman, 2003].

Tendo em conta o exposto pode ser referido que o controlo postural

constitui uma performance motora representativa da expressão

comportamental da estratégia desenvolvida para manter o equilíbrio. Esta

estratégia é elaborada por aferências proprioceptivas, visuais e vestibulares, tal

como já foi referido, e o seu processamento central e depende da qualidade

dos efectores motores que iniciam o movimento com o objectivo de compensar

o desequilíbrio [Paulus, 1987]. Estas aferências promovem continuamente

informação dos movimentos corporais relativamente ao ambiente circundante

através de feedback. Adicionalmente, a aprendizagem ou a experiência e

conhecimento contribuirão para o controlo postural através da identificação de

ameaças ao equilíbrio antes que estas aconteçam, através de mecanismos de

feedforward, permitindo a manutenção do controlo postural [Iso-Ahola, 1992;

Johanson, 1988; Lavisse, 1995]. Esta sequência de eventos e o equilíbrio

atingido resultante pode ser extensiva e precisamente estudado através de

testes posturográficos. A análise computorizada dos movimentos corporais e

resposta muscular permitem determinar a velocidade do ajuste postural e a

estratégia usada para o sujeito em estudo [Ledin, 1990; Nashner, 1985]. Estas

técnicas podem ser aplicadas em várias condições de estabilidade e/ou após a

remoção de uma ou várias aferências para controlo postural [Perrin, 1998].

Estudos prévios têm demonstrado que o treino de cada um dos três níveis

de cadeia sensoriomotora (proprioceptiva, visual e vestibular) pode melhorar a

manutenção do equilíbrio em condições anormais [Hlavacka, 1992; Perrin,

1997; Vidal, 1982]. De acordo com [Tsao, 2008], vários autores têm defendido

que os ajustes posturais de feedforward podem ser treinados. Em [Schmitz,

2002] é mostrado que é possível ocorrerem melhorias nos ajustes posturais de


Andreia Sousa 6

feedforward após a prática de uma tarefa de coordenação bimanual. Já em

[Forrest, 1997] foram obtidos resultados similares em termos de melhoria de

ajustes de feedforward após 16 semanas de treino com Tai Chi. Finalmente,

em [Cowan, 2003] é mostrada uma diminuição do atraso de activação dos

mecanismos de feedforward do músculo quadricípete em indivíduos com dor

anterior do joelho após seis semanas de um programa de treino. De uma forma

geral, estes estudos utilizaram programas globais e incluíram a execução de

tarefas funcionais que requerem controlo por feedforward.

A adaptação do sistema biológico humano inclui a alteração da resposta

dos receptores neurais [Theunissen, 2000] e alterações da função do SNC e

autónomo [LeBlanc, 1975; Pia, 1985]. A adaptação e habituação são comuns

nos sistemas biológicos para controlo do movimento [Eccles, 1986; Ferrel,

2000]. Exercícios repetidos diária e semanalmente melhoram o controlo

postural [Hu, 1994; Ledin, 1990; Perrin, 1998] e podem gerar adaptações

estruturais e funcionais no sistema neuromuscular [Hakkinen, 1996]. A prática

de treino de equilíbrio promove melhorias na performance do controlo postural

tanto em indivíduos saudáveis [Balogun, 1992; Heitkamp, 2001; Hoffman, 1995;

Rozzi, 1999] como em indivíduos com lesão [Mattacola, 1997; Rozzi, 1999].

22..22 RREETTOORRNNOO VVEENNOOSSOO

Em termos hemodinâmicos, em posição ortostática mais de 70% do

volume de circulação está abaixo do coração, com a maior parte do sangue

armazenada no sistema venoso [Rowell, 1993]. O aumento de volume nas

veias de pequeno calibre [Rothe, 1983] torna necessária a existência de

mecanismos compensatórios, no sentido de evitar estase venosa nas

extremidades e ajudar no retorno venoso. A circulação sanguínea durante

exercício em ortoestatismo envolve dois sistemas de bombas: uma bomba

central cardíaca e uma bomba periférica responsável pelo retorno venoso

sistémico. Intuitivamente a actividade destas bombas deveria ser igual; no

entanto, existe evidência de que a bomba periférica pode “dirigir” a circulação

durante o exercício [Rowland, 2001], de tal forma que a insuficiência venosa


Andreia Sousa 7

dos membros inferiores é frequentemente causada por insuficiência de uma

destas bombas, o músculo tricipete sural [Stewart, 2004].

Tem sido demonstrado que a bomba musculosquelética é efectiva no

esvaziamento dos vasos venosos, dado que mais de 40% do volume

sanguíneo intramuscular pode ser transferido centralmente com uma

contracção muscular única [Stewart, 2004]. Em [Laughlin, 1999] foi verificado

que a bomba muscular contribui para o aumento inicial de retorno venoso e

para a sua manutenção durante o exercício. Durante contracções rítmicas, o

fluxo sanguíneo aumenta durante o período de relaxamento entre contracções,

mesmo nas de baixa intensidade [Radegran, 1997]. Em contraste, durante o

período de contracção, o fluxo sanguíneo irá estar limitado ou bloqueado

devido a um aumento da pressão intramuscular [Kagaya, 1992; Sadamoto,

1983]. Existe também evidência de que o exercício dinâmico produz maior fluxo

sanguíneo relativamente a exercício isométrico contínuo [Laughlin, 1985],

provavelmente devido a um funcionamento mais eficiente da bomba muscular

[Laughlin, 1987].

22..33 SSUUPPEERRFFÍÍCCIIEESS DDEE AAPPOOIIOO IINNSSTTÁÁVVEEIISS,, CCOONNTTRROOLLOO PPOOSSTTUURRAALL EE RREETTOORRNNOO

VVEENNOOSSOO

A manutenção postural em superfície de apoio instável exige níveis

superiores de controlo do sistema eferente e requer uma alteração essencial no

modo de utilização de informação proprioceptiva [Ivanenko, 1997]. Neste

sentido, o equilíbrio em posição ortostática tem sido descrito como efectivo

para reabilitação [Wester, 1996] e prevenção de lesões musculosqueléticas

[Bahr, 1997; Caraffa, 1996; Wedderkopp, 1999]. No entanto, a estabilidade e o

treino muscular têm sido vistos separadamente. Em [Nigg, 2006], através dos

resultados apresentados, é colocada a hipótese de que a utilização de um

calçado instável poderá funcionar como um dispositivo de treino de estabilidade

e fortalecimento muscular. Por outro lado, o exercício dinâmico causa um maior

fluxo sanguíneo de carácter menos heterogéneo relativamente a exercício

isométrico intermitente, estando estas respostas relacionadas com um aumento

da actividade electromiográfica [Laaksonen, 2002]. Neste sentido, torna-se


Andreia Sousa 8

pertinente analisar a influência da utilização de um calçado instável em

aspectos relativos ao controlo postural bem como em aspectos relativos ao

retorno venoso.

22..44 OOBBJJEECCTTIIVVOOSS

Este trabalho de investigação teve como objectivo principal analisar a

influência da utilização de um calçado instável (Masai Barefoot Technology,

MBT, modelo Sport Black, USA) nas estratégias de recrutamento muscular e

variação do CP em actividades estáticas e dinâmicas e em parâmetros

hemodinâmicos em actividades estáticas.

Em termos mais específicos, procurou-se avaliar a influência da utilização

de um calçado instável nos seguintes parâmetros: 1) grau de actividade

muscular recrutada, oscilação do CP, diâmetro e velocidade de retorno venoso

em ortostatismo; 2) ajustes posturais antecipatórios e compensatórios

resultantes da aplicação de um desequilíbrio externo.

Andreia Sousa 9

IIIIII.. MMEETTOODDOOLLOOGGIIAA

33..11 AAMMOOSSTTRRAA

A amostra foi constituída por indivíduos saudáveis, do género feminino e

de idades compreendidas entre 20 e 50 anos, distribuídos por dois grupos com

correspondência em termos de idade, peso e altura. Foram excluídos

indivíduos que preenchiam um ou mais dos seguintes critérios: 1) história de

lesão recente osteoarticular ou musculotendinosa no membro inferior [Lord,

1994]; 2) antecedentes ou sinais de disfunção neurológica que pudesse afectar

a performance motora, aferências sensoriais e equilíbrio [Lord, 1994;

Ramstrand, 2010]; 3) história de cirurgia a nível dos membros inferiores; 4)

presença de dor nos membros inferiores e tronco inferior nos 12 meses

anteriores à realização do estudo [Ramstrand, 2010; Tinetti, 1988]; 5)

alterações cognitivas [Lord, 1994]; 6) indivíduos sob a acção de medicação; 7)

distúrbios de equilíbrio e défices visuais; 8) indivíduos com experiência de

utilização de calçado instável prévia à realização do estudo [Ramstrand, 2010];

9) indivíduos com espessura da prega abdominal superior a 0.2cm.

Foram adoptados os mesmos critérios de exclusão para os dois grupos. O

grupo 1 constituiu o grupo experimental, onde foram incluídos indivíduos que

executassem preferencialmente a sua actividade profissional de pé e de forma

estática, e que garantissem a utilização de um calçado com instabilidade no

mínimo 8 horas por dia, 5 dias por semana, durante, no mínimo, 6 semanas. O

grupo 2 constituiu o grupo de controlo. Tendo em conta que a utilização do

grupo de controlo tem como finalidade validar os resultados obtidos no grupo

experimental em dois momentos de avaliação e que, no presente relatório,

serão apresentados apenas os resultados do primeiro momento de avaliação,

será feita referência apenas ao grupo experimental. A amostra do grupo

experimental foi assim constituída por 14 indivíduos do género feminino de

idades compreendidas entre 21 e 50 anos (média = 34.6 ± 7.7 anos), altura

entre 1.52 e 1.68 m (média = 1.59 ± 0.06 m); peso entre 47.6 e 75 kg (média =

65.3X ± 9.6 kg). Em todos os indivíduos dos dois grupos, o membro inferior

direito constituiu o membro dominante.

CCAAPPÍÍTTUULLOO IIIIII:: MMEETTOODDOOLLOOGGIIAA

Andreia Sousa 10

33..22 IINNSSTTRRUUMMEENNTTOOSS

A parte experimental do trabalho foi realizada no Centro de Estudos de

Movimento e Actividade Humana da Escola Superior de Tecnologia da Saúde

do Instituto Politécnico do Porto.

Os registos da trajectória do CP e das forças de reacção do solo (FRS)

foram obtidos através de uma plataforma de forças Bertec Corporation, modelo

FP4060-10 (6171 Huntley Rd., Suite J, Columbus, OH 43229, USA).

A actividade electromiográfica do ventre medial do músculo gastrocnemeo

(GM), tibial anterior (TA), recto femoral (RF), bicípete femoral (RF), recto

abdominal (RA) e longuíssimo (Long) foi monitorizada pelo sistema Biopac

Systems, Inc, modelo MP 150 Workstation com eléctrodos em aço, modelo

TD150 e configuração bipolar com 20mm entre as duas superfícies de

detecção, e um eléctrodo-terra (Biopac Systems, Inc. 42 Aero Camino, Santa

Barbara, CA USA).

A magnitude da força destabilizante aplicada aos sujeitos foi monitorizada

através de um dinamómetro isométrico (Globus Italia–via Vittorio Veneto 36–

31013 Codogné - Itália).

O diâmetro e velocidade de retorno venoso foram monitorizados através

de um Eco-doppler Siemens Acuson CV 70 (Siemens Medical Solutions USA,

Inc., Ultrasound Division Headquarters, Mountain View, CA 94039-7393 USA)

com sonda linear multifrequência entre 5 e 10 Hz.

Foi utilizado um adipómetro para medir a espessura da prega cutânea

abdominal (Harpenden Skinfold Caliper modelo HSB-BI, Victoria Road

Burguess Hill, West Sussex, RH15 9LB).


Andreia Sousa 11

33..33 PPRROOCCEEDDIIMMEENNTTOOSS

3.3.1 Preparação

A superfície cutânea foi preparada de modo a reduzir a sua resistência

eléctrica para menos de 5 Ω [Basmajian, 1985]: depilação da área muscular;

remoção das células mortas com álcool; remoção dos elementos não

condutores com lixa [Soderberg, 1992; Turker, 1993].

Os eléctrodos de recolha foram colocados no ponto médio do ventre

muscular dos músculos GM, TA, RF, BF, RA e Long. Para o músculo TA, o

eléctrodo foi colocado no terço proximal da linha que une a cabeça do perónio

e o maleolo medial; para o músculo RF o eléctrodo foi colocado no ponto médio

da linha que une a espinha ilíaca antero-superior e ponto médio do bordo

superior da rótula; para o BF o eléctrodo foi colocado no ponto médio da linha

que une a tuberosidade isquiática e o epicôndilo lateral; para o Long o

eléctrodo foi colocado dois dedos lateralmente à apófise espinhosa de L1

[Freriks, 1999]. Os eléctrodos foram fixados com fita adesiva, de modo a evitar

a sua movimentação e garantir uma pressão homogénea e constante

[Basmajian, 1985]. O eléctrodo-terra foi colocado sobre a rótula. Foi

estabelecido um intervalo de 5 minutos entre a colocação dos eléctrodos e o

início da recolha do sinal electromiográfico [Correia, 1993].

3.3.2 Recolha

i. Medição da actividade electromiográfica e valore s cinéticos

A actividade electromiográfica e os valores cinéticos da plataforma de

força para calcular o CP foram recolhidos em duas circunstâncias diferentes:

(1) bipedismo ortoestático e (2) desequilíbrio externo em posição ortostática.

Em cada tarefa os indivíduos realizaram duas séries de medições, uma sem

calçado e outra com calçado com instabilidade (Figura 3.1). A ordem de

realização das séries foi alietória, de modo a evitar o efeito de ordem que pode

resultar de uma pré-activação e/ou aprendizagem. Foram recolhidos dados no

membro dominante. Previamente à recolha de dados, os indivíduos receberam

uma sessão onde lhes foi explicado o modo de utilização do calçado por um


Andreia Sousa 12

instrutor qualificado, seguida da realização de 10 minutos de marcha até que

estes se sentissem confortáveis com o calçado. Posteriormente, os indivíduos

realizaram uma série de contracções submáximas a nível dos músculos TA,

GM, BF, RF, RA e Long.

A recolha de dados foi dividida em duas fases. Na primeira procedeu-se à

medição da actividade electromiográfica durante contracções máximas

isométricas dos músculos em análise para posterior normalização do sinal

[Lehman, 1999], tendo sido adoptados os seguintes procedimentos para os

diferentes músculos:

• Para o músculo BF os indivíduos foram posicionados em decúbito

ventral, com 60º de flexão do joelho e ligeira rotação lateral da coxa e

perna. Foi pedido execução de força máxima para flexão do joelho

contra resistência manual para extensão a nível da extremidade distal

da perna [Freriks, 1999].

• Para o músculo GM os indivíduos foram posicionados em decúbito

ventral, sendo-lhes pedido que executassem força máxima para flexão

plantar da tibiotársica e flexão do joelho contra resistência manual a

nível do antepé para flexão dorsal da tibiotársica e do calcâneo para

extensão do joelho [Freriks, 1999].

• Para o músculo RF os indivíduos foram posicionados sentados com a

coxofemoral e joelhos a 90º de flexão, sendo-lhes pedido que

realizassem extensão do joelho contra resistência a nível da

extremidade distal da perna para flexão. Foram controlados os

movimentos de rotação e flexão da articulação coxofemoral.

• Para o músculo TA os indivíduos foram posicionados em decúbito

dorsal, tendo sido solicitada dorsiflexão adução e supinação do pé

sem extensão do Hálux, contra uma resistência manual na direcção do

movimento de eversão [Freriks, 1999].

• Para o músculo RA os indivíduos foram posicionados em decúbito

dorsal com flexão dos joelhos e membros superiores cruzados a nível

do tórax, tendo-lhes sido pedido inclinação anterior do tronco até ao


Andreia Sousa 13

descolamento das omoplatas da marquesa, contra uma resistência

manual no sentido da inclinação posterior, a nível do esterno.

• Para o músculo Long os indivíduos foram posicionados em decúbito

ventral, tendo-lhes sido solicitada extensão do tronco contra uma

resistência manual no sentido da flexão [Freriks, 1999].

A todos os indivíduos foram pedidas três contracções máximas

isométricas durante 5 segundos, com um minuto de repouso entre as

repetições [Brown, 2001].

Todos os procedimentos e comandos verbais foram transmitidos pelo

mesmo investigador de forma objectiva e equitativa para todos os sujeitos

[Hagabarth, 1987]. Foi utilizada para análise a média do root mean square

(RMS) do sinal electromiográfico entre o 2º e 4º segundos nas três repetições

efectuadas.

Os sinais electromiográficos e cinéticos foram recolhidos com uma

frequência de 1000 Hz, tendo sido digitalizados e armazenados em disco de

computador para análise posterior através do software Acqknowledge (Biopac

Systems, Inc. 42 Aero Camino, Santa Barbara, CA USA).

Figura 3.1: Modelo de calçado com instabilidade utilizado.

O sinal electromiográfico foi pré-amplificado no eléctrodo e conduzido

para um amplificador diferencial de ganho ajustável (12 a 500 Hz; common-

mode rejection ratio (CMRR): 95 dB a 60 Hz e impedância de entrada de 100

MΩ). O ganho usado neste estudo foi de 1000.


Andreia Sousa 14

É importante referir que no presente relatório apenas foi efectuada a

análise dos dados obtidos no grupo experimental.

Bipedismo ortoestático

A todos os indivíduos foi solicitado que permanecessem de pé

confortavelmente com a base de suporte alinhada a nível da largura dos

ombros e membros superiores ao longo do corpo [Fiedler, 2005]. Foi colocado

um alvo a uma distância de 2 metros a nível dos olhos na qual o indivíduo

focou a sua visão durante 30 segundos, de modo a obter uma fiabilidade teste

re-teste óptima [Clair, 1996; Fiedler, 2005]. A recolha teve início 3 segundos

após o indivíduo iniciar correctamente o procedimento [Fidler, 2005] tendo sido

realizadas 3 repetições [Pinsault, 2009].

Os deslocamentos horizontais do CP na direcção antero-posterior foram

calculados através da seguinte aproximação [Aruin, 1995a]:

/

onde My é o momento no plano sagital e Fz o componente vertical da força

de reacção do solo.

A amplitude pico a pico (CPmax) e o desvio padrão (DP) das oscilações

do CP na direcção antero-posterior foram calculadas a partir das forças de

reacção do solo [Amiridis, 2003].

Foi utilizada para análise uma janela de 30 segundos para o sinal

electromiográfico, onde foi aplicado um filtro passa-banda (50 a 500 Hz), tendo

sido calculado o RMS, que foi usado para análise [Shiavi, 1998; Turker, 1993].

A média do RMS foi normalizada em relação a uma contracção máxima

isométrica [Lehman, 1999].

Desequilíbrio externo e inesperado em posição ortoe stática

Cada indivíduo foi submetido a um stress postural cujo protocolo foi

adaptado de [Wolfson, 1986] no qual foi aplicada uma força destabilizante

antero-posterior. A força foi aplicada ao nível do tronco inferior com uma


Andreia Sousa 15

magnitude de 4.5% do peso corporal. Foi colocada uma banda estabilizadora a

nível do tronco inferior, tomando como referências anatómicas as espinhas

ilíacas antero-superiores e crista ilíaca. A banda estava ligada a um

dinamómetro isométrico, que permitiu controlar a magnitude da força aplicada.

A todos os indivíduos foi solicitado que permanecessem de pé,

confortavelmente, com a base de suporte alinhada a nível da largura dos

ombros e membros superiores ao longo do corpo e que não deveriam dar

nenhum passo ou elevar os calcanhares do solo, mantendo sempre o equilíbrio

[Fiedler, 2005], foi verificado o normal alinhamento dos membros inferiores (30º

de rotação do pé) [Fransson, 1999]. Foi colocado um alvo a uma distância de 2

metros, ao nível dos olhos, no qual o indivíduo focou a sua visão [Fiedler,

2005]. Não foi transmitido nenhum aviso prévio à aplicação da força

destabilizante, em vez disso, os indivíduos usaram auscultadores para ouvir

música através de um mini audio player (iPod, Apple Inc., USA) para impedir

que acedessem a informação auditiva que lhes indicasse o momento da

aplicação da força destabilizante. Foi aplicada uma força destabilizante no

sentido antero-posterior sendo esta mantida durante pelo menos 3 segundos e

posteriormente eliminada de forma instantânea. Foram efectuadas três

repetições do procedimento.

Foi avaliada a actividade electromiográfica dos músculos TA, GM, RF, BF,

RA e Long durante intervalos pré-estabelecidos. O integral da actividade

electromiográfica durante a actividade foi analisado em 4 intervalos cada um

com 150 ms de duração em relação a T0 (momento de aplicação da força

destabilizante). As janelas para os 4 intervalos foram as seguintes: 1) de -250 a

-100 ms (ajustes posturais antecipatórios 1, (APA1)); 2) -100 a +50 ms (ajustes

posturais antecipatórios 2, (APA2)); 3) de +50 a 200 ms (ajustes posturais

compensatórios 1, (APC1)); e 4) de +200 ms a 350 ms (ajustes posturais

compensatórios tardios, (APC2)). A janela dos APA foi escolhida com base nos

dados presentes na literatura [Santos, 2009b; Shiratori, 2001]. A janela dos

APC foi escolhida com base nos dados presentes na literatura em relação ao

tempo de respostas correctivas observadas nos músculos do tronco e

membros inferiores em resposta a perturbações externas [Henry, 1998]

seguindo o protocolo descrito em [Santos, 2009b]. A divisão deste intervalo em


Andreia Sousa 16

duas sub-janelas foi efectuada para diferenciar respostas reflexas (APC1) de

reacções voluntárias (APC2) [Latash, 2008].

O para cada intervalo foi posteriormente corrigido pelo integral da

actividade electromiográfica de base entre -500 ms até -450 ms em relação a

T0 do seguinte modo:

O constitui o integral da actividade electromiográfica dentro da

cada 150 ms de intervalo twi, i=1, 2, e são os 50 ms de actividade

electromiográfica de actividade de base definida como o integral do sinal

electromiográfico de -500 ms a -450 ms relativamente a T0 [Aruin, 1995a;

Santos, 2009b].

O DP e CPmax da magnitude do deslocamento do CP para cada intervalo

de 150 ms foi calculada e corrigida em relação aos valores basais entre os -500

e -450 ms (média). O valor de cada intervalo para o CP foi semelhante ao

usado para calcular o . No entanto, foram desviados para a frente 50 ms

para compensar o atraso electromecânico [Cavanagh, 1979; Howatson, 2008].

Este desvio resultou nos seguintes intervalos: (1) +100 a 250 ms (APC1); (2)

+250 a 400 ms (APC2).

ii. Medição dos parâmetros hemodinâmicos

O pico de velocidade e diâmetro venosos foram medidos nas veias

poplítea (VP), femoral comum (VFC) e femoral superficial (VFS) através de um

triplex venoso dos membros inferiores. As veias foram identificadas de acordo

com as seguintes referências anatómicas:

1) VP: 3 cm acima da interlinha articular do joelho;

2) VFC: a jusante da junção safenofemoral;

3) VFS: porção média.

Os valores médios do pico de velocidade máxima [cm/s] foram calculados

a nível da VP, VFC e VFS bem como os seus diâmetros [mm] venosos foram


Andreia Sousa 17

medidos com os sujeitos em posição ortostática, confortavelmente, com a base

de suporte alinhada a nível da largura dos ombros e membros superiores ao

longo do corpo. Foi colocado um alvo a uma distância de 2 metros a nível dos

olhos na qual o indivíduo focou a sua visão.

Tendo em conta que as manobras respiratórias afectam o fluxo sanguíneo

periférico [Tortora, 1990; Willeput, 1984], foi solicitado aos indivíduos que

mantivessem um padrão respiratório estável ao longo do período de recolha de

dados.

O débito sanguíneo () num vaso sanguíneo pode ser calculado através

do produto da área seccional transversa do vaso sanguíneo ( ) pela sua

velocidade média () no lúmen do vaso a partir da sua velocidade máxima

[Brown, 1989]

Após a primeira avaliação foi atribuído um par de calçado aos indivíduos

constituintes do grupo experimental tendo estes sido aconselhados a usarem o

calçado o máximo de tempo possível, no mínimo 8 horas por dia 5 dias por

semana durante no mínimo 6 semanas [Kalin, 2004; Nigg, 2006; Romkes,

2006; Vernon, 2004]. A investigação tem demonstrado que um período de

utilização de calçado MBT durante 6 semanas produz efeito de treino. Foi

fornecido um guia de utilização do calçado (anexo). Aos participantes do grupo

de controlo, foi transmitido que deveriam continuar com as suas actividades da

vida diária e para não iniciarem um novo regime de exercício [Mergner, 1998;

Ramstrand, 2010]

33..44 QQUUEESSTTÕÕEESS ÉÉTTIICCAASS

Com o objectivo de não romper com os padrões éticos pelos quais se

deve reger qualquer/todo o tipo de investigação científica cuja experimentação

envolva a figura humana, todos os indivíduos foram informados acerca do

estudo do qual fizeram parte, segundo o protocolo da Declaração de Helsínquia

datada de 1964, tendo dado o seu consentimento.


Andreia Sousa 18

Adicionalmente, todos os procedimentos efectuados estão de acordo com

as normas éticas da Escola Superior de Tecnologia da Saúde do Instituto

Politécnico do Porto e do Centro de Estudos de Movimento e Actividade

Humana.

33..55 EESSTTAATTÍÍSSTTIICCAA

Para proceder ao tratamento de dados foi utilizado o software SPSS

(Statistic Package Social Science) versão 13.0. A caracterização da amostra foi

efectuada através da estatística descritiva.

Para analisar a influência de um calçado instável no retorno venoso no

membro inferior foi aplicado o teste t para amostras emparelhadas [Pestana,

2003], após a verificação do pressuposto de normalidade (teste de Shapiro-

Wilk e análise de histograma). Para comparar o DP e CPmax das oscilações do

CP e RMS da actividade electromiográfica, em equilíbrio estático sem

perturbações, com calçado instável e sem calçado, foi utilizado o teste de

Wilcoxon, (tendo sido verificado que a amostra não segue uma distribuição

normal (teste de Shapiro-Wilk e análise de histograma). Foi utilizado o mesmo

teste para analisar a influência da utilização de um calçado instável no grau de

actividade muscular recrutada antes a após a aplicação de uma perturbação

externa, e o teste t para amostras emparelhadas para analisar a mesma

influência nos parâmetros relativos ao CP.

Para análise inferencial foi utilizado um nível de significância de 0.05.

Andreia Sousa 19

IIVV.. RREESSUULLTTAADDOOSS EEXXPPEERRIIMMEENNTTAAIISS

44..11 GGRRAAUU DDEE AACCTTIIVVIIDDAADDEE MMUUSSCCUULLAARR RREECCRRUUTTAADDAA,, OOSSCCIILLAAÇÇÃÃOO DDOO CCPP,, DDIIÂÂMMEETTRROO EE VVEELLOOCCIIDDAADDEE DDEE RREETTOORRNNOO VVEENNOOSSOO EEMM OORRTTOOEESSTTAATTIISSMMOO

4.1.1 Influência do calçado com instabilidade no re torno venoso

Os valores médios, desvio padrão, máximos e mínimos do retorno venoso

na VFC, VFS e VP, medidos sem calçado e com calçado com instabilidade,

estão representados na Tabela 4.1. A Figura 4.1 mostra que ocorreram

diferenças estatisticamente significativas entre os valores obtidos nas medições

efectuadas sem calçado e com calçado instabilidade, e que estes foram

superiores nas medições efectuadas com calçado com instabilidade nas três

localizações anatómicas analisadas.

Tabela 4.1: Valores médios, desvio padrão, máximos e mínimos do caudal venoso medido sem calçado em com calçado com instabilidade. Foi utilizado um n-amostral (N) de 14.

Vaso sanguíneo

N Média (m2/s)

Desvio padrão Máximo Mínimo

VFC Descalço

14

0.43 0.136 0.70 0.27 Calçado MBT 0.75 0.297 1.10 0.33

VFS Descalço 0.22 0.109 0.57 0.13 Calçado MBT 0.25 0.077 0.36 0.14

VP Descalço 0.26 0.075 0.39 0.15 Calçado MBT 0.41 0.148 0.65 0.21

Figura 4.1 : Gráfico ilustrativo da influência do calçado instável no retorno venoso onde são apresentados os valores de prova (p) obtidos na comparação do débito venoso sem calçado e com calçado instável para três localizações anatómicas, VFS, VFC e VP.

CCAAPPÍÍTTUULLOO IIVV:: RREESSUULLTTAADDOOSS

Andreia Sousa 20

4.1.2 Influência do calçado com instabilidade na os cilação antero-

posterior do CP

Na Tabela 4.2 encontram-se os valores médios, desvio padrão, máximos

e mínimos do desvio padrão e amplitude pico-a-pico da oscilação antero-

posterior do CP. A aplicação do teste de Wilcoxon demonstrou a existência de

diferenças estatísticamente significativas, quer em termos de DP quer em

termos de CPmax (Tabela 4.2) da oscilação do CP, com a utilização de calçado

instável e sem a utilização de calçado. Nas Figuras 4.2 e 4.3 é evidente a

superioridade dos valores referidos com a utilização de calçado instável

relativamente à não utilização do calçado.

Tabela 4.2: Valores médios, desvio padrão, máximos e mínimos do DP e amplitude pico-a-pico das oscilações do CP sem calçado e com calçado MBT, em equilíbrio ortoestático e sem perturbações.

Variável

N Média (m)

Desvio padrão Máximo Mínimo Valor

de p

DP das oscilações do CP

Descalço

14

0.0023 0.001 0.0049 0.0011 0.003

Calçado MBT 0.0046 0.0036 0.0145 0.00148 Amplitude pico-a-pico das oscilações do CP

Descalço 0.0132 0.0093 0.043 0.013 0.002

Calçado MBT 0.022 0.0136 0.057 0.0087

Figura 4.2: Gráfico representativo da variação do DP das oscilações do CP em equilíbrio estático e sem perturbações com calçado MBT e sem calçado nos indivíduos participantes na amostra.


Andreia Sousa 21

Figura 4.3: Gráfico representativo da variação da CPmax das oscilações do CP em equilíbrio estático e sem perturbações, com calçado MBT e sem calçado, nos indivíduos participantes na amostra.

4.1.3 Influência do calçado com instabilidade no gr au de

recrutamento de actividade muscular

Os valores médios, desvio padrão, máximos e mínimos do RMS do sinal

electromiográfico dos músculos TA, GM, BF, RF, RA e Long, obtidos em

posição ortostática sem perturbação, com calçado MBT e sem calçado estão

apresentados na Tabela 4.3.

Tabela 4.3: Valores médios, desvio padrão, máximos e mínimos do RMS da actividade electromiográfica dos músculos TA, GM, RF, BF, Long e RA, sem calçado e com calçado MBT, em equilíbrio ortoestático e sem perturbações.

Músculos N

Média (volts)

Desvio padrão Máximo Mínimo Valor

de p

TA Descalço

14

0.0017 0.0024 0.0098 0.0008 0.158

Calçado MBT 0.0021 0.0028 0.0108 0.0008

GM Descalço 0.0020 0.0013 0.0046 0.0007

0.005 Calçado MBT 0.0040 0.0018 0.0081 0.0010

RF Descalço 0.0008 0.0003 0.0017 0.0006

0.056 Calçado MBT 0.0007 0.0002 0.0078 0.0006

BF Descalço 0.0012 0.0011 0.0049 0.0060

0.345 Calçado MBT 0.0015 0.0019 0.0078 0.0006

Long Descalço 0.0009 0.0004 0.0022 0.0007

0.975 Calçado MBT 0.0009 0.0004 0.0019 0.0004

RA Descalço 0.0008 0.0003 0.0019 0.0006

0.012 Calçado MBT 0.0006 0.0001 0.0007 0.0004

A aplicação do teste de Wilcoxon permitiu verificar que, dos músculos

analisados, apenas ocorreram diferenças estatisticamente significativas, entre


Andreia Sousa 22

as medições feitas sem calçado e com calçado MBT, nos músculos GM e RA

(Tabela 4.3). Nas medições efectuadas com calçado MBT observaram-se

valores superiores de actividade electromiográfica no músculo GM e valores

inferiores de actividade do músculo RA (Figura 4.4).

Figura 4.4: Gráfico representativo do RMS da actividade electromiográfica dos músculos TA, GM, RF, BF, RA e Long em equilíbrio estático e sem perturbações com calçado MBT e sem calçado.

44..22 IINNFFLLUUÊÊNNCCIIAA DDAA UUTTIILLIIZZAAÇÇÃÃOO DDEE UUMM CCAALLÇÇAADDOO CCOOMM IINNSSTTAABBIILLIIDDAADDEE NNOOSS

AAJJUUSSTTEESS PPOOSSTTUURRAAIISS AANNTTEECCIIPPAATTÓÓRRIIOOSS EE CCOOMMPPEENNSSAATTÓÓRRIIOOSS RREESSUULLTTAANNTTEESS

DDAA AAPPLLIICCAAÇÇÃÃOO DDEE UUMM DDEESSEEQQUUIILLÍÍBBRRIIOO EEXXTTEERRNNOO

Os valores médios, desvio padrão, máximos e mínimos do integral do sinal

electromiográfico dos músculos TA, GM, BF, RF, RA e Long, obtidos em

posição ortostática antes e após a aplicação de uma perturbação externa, com

calçado MBT e sem calçado, estão apresentados na Tabela 4.4. A aplicação do

teste de Wilcoxon permitiu verificar que, dos músculos analisados, apenas

ocorreram diferenças estatisticamente significativas, entre as medições feitas

sem calçado e com calçado MBT, no músculo GM nos APC1 e APC2 (Tabela

4.4).

Quando analisados os valores relativos ao deslocamento do CP (DP e

CPmax), apresentados na tabela 4.5, após a aplicação de uma perturbação

externa verificamos que, tanto em termos de DP como CPmax, ocorreu um

aumento do deslocamento do CP com calçado MBT em relação à medição


Andreia Sousa 23

efectuada sem calçado (Figuras 4.4 e 4.5). No entanto, os resultados obtidos

após a aplicação do teste t para amostras emparelhadas não mostraram

evidência de diferenças estatisticamente significativas nas duas variáveis

referidas, com calçado MBT e sem calçado.

Tabela 4.4: Valores médios, desvio padrão, máximos e mínimos do integral da actividade

electromiográfica dos músculos TA, GM, RF, BF, Long e RA sem calçado e com calçado MBT,

em equilíbrio ortoestático com aplicação de uma força externa. A actividade muscular é

apresentada segundo intervalos temporais, APA1, APA2, APC1 e APC2.

Divisão temporal Músculo N Média

(volts) Desvio padrão Máximo Mínimo Valor

de p

APA1

TA Descalço

14

0.00019 0.000087 0.00032 0.000008 0.683

Calçado MBT 0.00034 0.000485 0.00180 0.000012

GM Descalço 0.00002 0.000006 0.00003 0.000008

0.084 Calçado MBT 0.00003 0.000059 0.00024 0.000008

RF Descalço 0.00002 0.000018 0.00008 0.000008

0.47 Calçado MBT 0.00004 0.000059 0.00024 0.000008

BF Descalço 0.00002 0.000017 0.00007 0.000007

0.826 Calçado MBT 0.00003 0.000037 0.00012 0.000007

Long Descalço 0.00001 0.000007 0.00004 0.000006

0.272 Calçado MBT 0.00002 0.000026 0.00010 0.000007

RA Descalço 0.00001 0.000001 0.00001 0.000006

0.074 Calçado MBT 0.00001 0.000020 0.00009 0.000006

APA2

TA Descalço 0.00015 0.000087 0.00035 0.000020 0.594

Calçado MBT 0.00025 0.000340 0.00135 0.000019 GM Descalço 0.00003 0.000028 0.00009 0.000007

0.272 Calçado MBT 0.00008 0.000130 0.00042 0.000007

RF Descalço 0.00002 0.000014 0.00006 0.000008 0.510

Calçado MBT 0.00003 0.000050 0.00020 0.000007 BF Descalço 0.00002 0.000020 0.00008 0.000007

0.701 Calçado MBT 0.00003 0.000038 0.00014 0.000007

Long Descalço 0.00001 0.000002 0.00001 0.000006 0.048

Calçado MBT 0.00002 0.000026 0.00010 0.000006 RA Descalço 0.00001 0.000001 0.00001 0.000005

0.730 Calçado MBT 0.00001 0.000023 0.00009 0.000005

APC1

TA Descalço 0.00005 0.000039 0.00015 0.000001 0.221


0.001 Calçado MBT 0.00049 0.000080 0.0030 0.000087

RF Descalço 0.00001 0.000008 0.00003 0.000006 0.551


0.331 Calçado MBT 0.00003 0.000040 0.00017 0.000007

Long Descalço 0.00001 0.000005 0.00002 0.000006 0.245


0.660 Calçado MBT 0.00002 0.000023 0.00008 0.000005

APC2

TA Descalço 0.00004 0.000047 0.00019 0.000009 0.245


0.008 Calçado MBT 0.00040 0.000680 0.00257 0.000085

RF Descalço 0.00001 0.000008 0.00004 0.000007 0.572


0.064 Calçado MBT 0.00003 0.000038 0.00014 0.000008

Long Descalço 0.00001 0.000006 0.00003 0.000007 0.173


0.346 Calçado MBT 0.00001 0.000020 0.00008 0.000005


Andreia Sousa 24

Tabela 4.5: Valores médios, desvio padrão, máximos e mínimos do DP e CPmax do

deslocamento do CP, sem calçado e com calçado MBT, em equilíbrio ortoestático, com

aplicação de uma força externa. Os valores relativos ao deslocamento do CP são apresentados

segundo intervalos temporais, APC1 e APC2.

Divisão temporal

Deslocamento do CP N Média

(m) Desvio padrão Máximo Mínimo Valor

de p

APC1 DP Descalço

14

0.0011 0.00094 0.0042 0.0003 0.315

Calçado MBT 0.0015 0.00152 0.0065 0.0005

CPmax Descalço 0.0038 0.00301 0.0137 0.0016

0.331 Calçado MBT 0.0052 0.00441 0.0196 0.0021

APC2 DP

Descalço 0.0014 0.00203 0.0079 0.0002 0.712

Calçado MBT 0.0016 0.0014 0.0061 0.0006

CPmax Descalço 0.0046 0.0063 0.0261 0.0008

0.650 Calçado MBT 0.0056 0.00446 0.0199 0.0024

Figura 4.5: Gráfico representativo do desvio padrão do deslocamento do CP após a aplicação de uma perturbação externa, com calçado MBT e sem calçado.

Figura 4.6: Gráfico representativo da CPmax do deslocamento do CP após a aplicação de uma perturbação externa, com calçado MBT e sem calçado.

Andreia Sousa 25

VV.. DDIISSCCUUSSSSÃÃOO

55..11 IINNFFLLUUÊÊNNCCIIAA DDOO CCAALLÇÇAADDOO CCOOMM IINNSSTTAABBIILLIIDDAADDEE NNAA AACCTTIIVVIIDDAADDEE

MMUUSSCCUULLAARR DDOO MMEEMMBBRROO IINNFFEERRIIOORR EE NNAA OOSSCCIILLAAÇÇÃÃOO AANNTTEERROO--PPOOSSTTEERRIIOORR

DDOO CCPP,, EEMM OORRTTOOSSTTAATTIISSMMOO

Em apoio ortoestático ocorrem pequenas oscilações posturais,

maioritariamente a nível da articulação tibiotársica, que são acompanhadas por

pequenas flutuações na actividade e comprimento muscular dos flexores

plantares [Loram, 2005b], resultando num deslocamento horizontal do CM

[Gatev, 1999; Winter, 1998].

No plano sagital, o apoio bipodálico ortoestático pode ser explicado pelo

modelo do pêndulo invertido, com o eixo de rotação a nível da tibiotársica

[Jeka, 1998; Masani, 2003; Masani, 2007, 2006; Peterka, 2002; Winter, 1998,

2001]. Dado que em apoio estático o CM é mantido alguns centímetros à frente

da articulação da tibiotársica [Borg, 2007; Gatev, 1999; Smith, 1957], a força de

gravidade age continuamente sobre o pêndulo para produzir um binário de

forças anterior. Ao mesmo tempo, os músculos flexores plantares ligados ao

pêndulo, através de séries de elementos elásticos, exercem uma tensão numa

direcção posterior de modo a manter o CM na base de suporte.

O binário flexor plantar necessário para compensar o binário exercido

pela força da gravidade pode ser efectuado de forma passiva e activa

[Morasso, 2002]. O componente binário passivo resulta de propriedades

mecânicas intrínsecas (rigidez e/ou viscosidade) dos músculos, aponevroses,

tendões e estruturas articulares que agem com atraso temporal. Por outro lado,

o componente activo do binário é gerado através de elementos contrácteis

musculares que são regulados por comandos neurais. Estes comandos neurais

podem ser divididos em componentes relacionados com a oscilação fásicos,

tónicos e variáveis com o tempo [Bottaro, 2005]. A componente tónica dos

comandos neurais aumenta o tónus muscular para definir o coeficiente de

rigidez das articulações do tornozelo [Winter, 1998, 2001]. Embora esta rigidez

intrínseca permita uma compensação do efeito da força de gravidade, não é

CCAAPPÍÍTTUULLOO VV:: DDIISSCCUUSSSSÃÃOO

Andreia Sousa 26

suficiente para uma compensação total [Casadio, 2005; Lakie, 2003]. Além

disso, tem sido defendido, ver, por exemplo, [Loram, 2005a, 2005b], que a

compliance tendinosa torna difícil a manutenção da postura apenas pela

rigidez. Neste sentido, há necessidade de um controlo muscular flexor plantar

constante e adaptativo.

No presente estudo foi verificado que a utilização de um calçado instável

leva a um aumento da actividade muscular do GM, não tendo sido verificadas

diferenças nos restantes músculos avaliados, em termos de grau de actividade

recrutada, corroborando a ideia da importância da acção do músculo GM no

controlo postural em apoio ortoestático. Os resultados obtidos mostram

também que a utilização de calçado instável está associada a um maior

deslocamento antero-posterior do CP. Efectivamente, o deslocamento antero-

posterior do CP e a actividade EMG do músculo GM estão fortemente

relacionados, sugerindo que o deslocamento antero-posterior do CP pode ser,

em parte, interpretado com base na actividade do músculo GM. Embora o

tricípete sural esteja envolvido na actividade flexora plantar, o músculo GM

parece ter um papel central no controlo fásico do equilíbrio [Borg, 2007].

Os resultados experimentais deste trabalhos apoiam a ideia de que em

apoio instável ocorre uma reorganização dos mecanismos de controlo postural:

aumento da oscilação corporal [Ivanenko, 1995]. Tal situação foi considerada

por [Gantchev, 1989] uma reacção adaptativa: aumento da excitabilidade

reflexa, que aumenta o papel do reflexo miotático no controlo postural [Dietz,

1980], e alterações na estratégia de controlo postural para a adaptação às

condições do novo ambiente [Horak, 1986].

55..22 IINNFFLLUUÊÊNNCCIIAA DDAA UUTTIILLIIZZAAÇÇÃÃOO DDEE UUMM CCAALLÇÇAADDOO CCOOMM IINNSSTTAABBIILLIIDDAADDEE NNOOSS

AAPPAA EE AAPPCC AASSSSOOCCIIAADDOOSS AA UUMM DDEESSEEQQUUIILLÍÍBBRRIIOO EEXXTTEERRNNOO IINNEESSPPEERRAADDOO

No presente estudo foi verificado que não ocorreram diferenças

estatisticamente significativas nos APA (APA1 e APA2) em termos de grau de

actividade dos músculos GM, TA, BF, RF, RA e Long. A utilização do calçado

MBT introduziu a presença de duas variáveis, por um lado o aumento da


Andreia Sousa 27

instabilidade (mobilidade da superfície de apoio) em relação a um calçado

padrão e por outro a diminuição da superfície de apoio.

Os resultados obtidos parecem corroborar as observações de [Gantchev,

1996], de que o planeamento de uma tarefa motora não se altera durante o

movimento da superfície de suporte. Por outro lado, em [Horak, 1986], foram

encontradas alterações na estratégia postural em apoio em superfície estreita,

no entanto, a instabilidade associada à condição postural em equilíbrio em

plataforma móvel difere substancialmente da instabilidade em equilíbrio numa

superfície estreita.

O processo de preparação central depende das condições posturais e

neste sentido podem ser seleccionadas várias estratégias de controlo postural

de acordo com a condição. A informação proprioceptiva é importante para

calcular o CM pelo SNC [Horstmann, 1990], e pela manutenção deste numa

zona limitada da superfície de apoio, promovendo referência para verticalidade

e orientação espacial [Gurfinkel, 1992]. Através do processamento adequado

de informação somatossensorial e ajustando a sensibilidade dos

proprioceptores, o tronco e os músculos do membro inferior activamente levam

à manutenção do CM na zona mencionada. Em equilíbrio, as estratégias

posturais prévias a uma perturbação parecem ser semelhantes em apoio numa

plataforma móvel e em superfície estável. Este aspecto é provavelmente

conseguido através da redução dos graus de liberdade dos diferentes

segmentos corporais.

Um importante sinal neural para a reorganização do controlo postural

durante o equilíbrio é a actividade simultânea dos músculos solear e tibial

anterior. Como resultado do aumento do comando central e o aumento

correspondente de actividade dos motoneurónios gama durante o equilíbrio, o

mecanismo reflexo de estiramento e a co-contracção dos músculos podem

estar envolvidos em qualquer comprimento muscular [Dietz, 1980; Gantchev,

1989].

Tem sido demonstrado que os APA, associados a movimentos

voluntários, estão atenuados ou ausentes, quer em postura altamente estável


Andreia Sousa 28

[Nardone, 1988; Nouillot, 1992], quer em postura instável [Arruin, 1998; Slijper,

2000]. Em particular, os APA a nível dos músculos ventrais e dorsais do tronco

diminuíram em situações de instabilidade postural quando foi solicitado aos

indivíduos para que segurassem uma carga com os membros superiores

estendidos [Arruin, 1998]. Com base nos resultados apresentados por [Arruin,

1998], a ausência de diferenças estatisticamente significativas entre a

utilização e não utilização de calçado com instabilidade em termos de APA,

observada no presente estudo, pode ser explicada pelo facto de na presença

de instabilidade corporal o SNC suprimir os APA, de modo a evitar

perturbações adicionais no equilíbrio causadas pelos mesmos.

De acordo com [Santos, 2009a], o SNC usa diferentes estratégias na

geração dos APA em situações de instabilidade postural: 1) aumento da

actividade muscular através de um padrão recíproco, 2) co-activação dos pares

de músculos agonista e antagonista, 3) atenuação dos APA nos músculos

posturais. Neste sentido, existe uma certa evidência de que o SNC selecciona

estratégias particulares de activação muscular, dependendo da exigência da

tarefa. A estratégia de aumentar a activação antecipatória que mais se

assemelha a um padrão de reciprocidade é usada em condições de

instabilidade menor, enquanto a co-activação antecipatória é a estratégia

preferencial quando existe instabilidade postural acentuada.

Está descrito na literatura que a activação recíproca muscular é mais

eficiente e precisa mas também é a estratégia mais desafiante utilizada no

controlo da postura, ver, por exemplo, [Friedli, 1984; Hong, 1994; Latash,

1995]. Por outro lado, a co-activação muscular permite o aumento da rigidez,

ajudando assim a compensar perturbações corporais. No entanto, esta

estratégia é referida como a estratégia menos eficiente em termos energéticos

[Aruin, 1997; Garland, 1997; Massion, 1999]. Assim sendo, e não tendo sido

verificado no presente estudo um aumento da activação muscular, em termos

de APA, torna-se pertinente, em trabalhos futuros, analisar o grau de co-

activação prévia ao desequilíbrio, com e sem calçado instável.

Ao contrário do que foi verificado a nível dos APA, no presente estudo

verificou-se uma superioridade de actividade nos APC (APC1, APC2). Tal

como já foi referido, de acordo com [Santos, 2009b], existe uma relação entre


Andreia Sousa 29

os APA e os APC no controlo da postura e a possibilidade de utilização óptima

dos APA no controlo postural. Estes resultados são suportados por várias

observações prévias. Em primeiro lugar, a actividade EMG da musculatura do

tronco e membros inferiores durante APC pode estar associada a uma

insuficiência nos APA, tendo este aspecto sido verificado em crianças

[Hadders-Algra, 2005; van der Heide, 1998], e em indivíduos com lesões

neurológicas [Bazalgette, 1987]. Por outro lado, tal como já foi referido, os APA

são atenuados em situações de instabilidade postural [Arruin, 1998], pelo que

neste caso, torna-se necessária actividade muscular compensatória para

preservar o equilíbrio.

Em termos de APC, verificou-se no presente estudo um aumento da

actividade com a utilização de calçado instável apenas no músculo GM

relativamente à medição efectuada sem calçado. De acordo com [Ivanenko,

1997], em apoio em superfície estável, o desvio do CM é acompanhado por

alterações na articulação do tornozelo e na distribuição da pressão plantar,

sendo esta perturbação da postura compensada pela activação do músculo

tricipete sural. Em apoio em plataforma móvel, a regulação do padrão postural

é ligeiramente diferente: o homem não move o CM, em vez disso desvia o

ponto de contacto da plataforma oscilante com o solo sob o CM, levando a uma

maior necessidade de activação do músculo GM.

Quando analisado o deslocamento antero-posterior do CP, verificou-se

que não ocorreram diferenças em termos de DP e CPmax nos APA e APC,

com e sem a utilização de calçado instável. A ausência de diferenças nos APA

pode ser explicada pela ausência de diferenças em termos de grau de

actividade muscular recrutada. Já a nível dos APC, os valores do deslocamento

antero-posterior do CP não se relacionaram com as alterações ocorridas no

GM.

De acordo com [Shumway-Cook, 2003], o tempo necessário para a

estabilização do CP constitui uma variável a ter em conta nos ajustes posturais.

Assim, apesar de não terem sido verificadas alterações em termos de DP e

CPmax do deslocamento do CP, podem ter ocorrido diferenças em termos de

tempo necessário para a estabilização do CP. Assim, sugere-se para trabalhos


Andreia Sousa 30

futuros a monitorização desta variável, de forma a verificar se se pode

relacionar com as alterações verificadas em termos de actividade do GM nos

APC.

A amostra utilizada neste estudo englobou indivíduos de idades

compreendidas entre os 18 e 50 anos. Embora ocorram alterações no equilíbrio

dos 45 aos 55 anos [El Haber, 2008], o calçado MBT parece ter um efeito

positivo como ferramenta de treino para determinados aspectos do equilíbrio

também em mulheres com idade superior a 50 anos. Em particular, os

resultados sugerem que tarefas de equilíbrio dinâmico, tal como o apoio numa

superfície instável e a resposta a uma perturbação externa, podem ser

melhorados através do uso prolongado de calçado com instabilidade

[Ramstrand, 2010].

55..33 IINNFFLLUUÊÊNNCCIIAA DDOO CCAALLÇÇAADDOO CCOOMM IINNSSTTAABBIILLIIDDAADDEE NNOO RREETTOORRNNOO VVEENNOOSSOO

Os resultados obtidos no presente estudo demonstram que a utilização de

um calçado instável leva a um aumento do retorno venoso global do membro

inferior. Estes achados podem relacionar-se com o aumento da actividade do

músculo GM, quer em apoio ortoestático, quer em resposta a um desequilíbrio

externo, dado que a bomba musculosquelética tem sido considerada um

mecanismo rápido e localizado, através do qual o retorno venoso pode ser

aumentado como resultado da actividade músculo-esquelética [Folkow, 1970].

Efectivamente, durante o exercício dinâmico, o ritmo de contracção de

músculos esqueléticos periféricos resulta na compressão de veias

intramusculares, e confere uma quantidade considerável de energia cinética ao

sangue venoso, facilitando o seu retorno ao coração. Tem sido demonstrado

que a bomba musculosquelética é efectiva no esvaziamento dos vasos

venosos dado que mais de 40% do volume sanguíneo intramuscular pode ser

transferido centralmente com uma contracção muscular única [Stewart, 2004].

Além disso, a grande maioria do retorno venoso durante exercício muscular

dinâmico ocorre durante a fase concêntrica de contracção, corroborando a

ideia de que um aumento da pressão intramuscular proporciona uma


Andreia Sousa 31

importante fonte de energia para o retorno venoso ao coração durante o

exercício [Hogan, 2003]. Segundo [Sadamoto, 1983], a pressão intra muscular

(PIM) está relacionada com a actividade EMG de superfície durante exercício

estático. De facto, parece haver consenso de que, em contracções isométricas

voluntárias e na ausência de fadiga, a actividade EMG aumenta da mesma

forma que a PIM [Aratow, 1993; Jarvholm, 1991; Korner, 1984; Sjogaard,

2004].

Os resultados obtidos no presente estudo mostram que a utilização de

calçado instável leva à necessidade de mais ajustes através de contracções

musculares mais dinâmicas e de maior intensidade, parecendo estes aspectos

ter sido os factores potenciadores de um aumento do retorno venoso.

De todos os músculos analisados, o músculo GM foi o que desenvolveu

maior actividade com a utilização de calçado instável. Em [Ludbrook, 1962], foi

verificado que os músculos flexores plantares contraem com uma pressão que

excede os 200 mmHg e que a contracção está associada a uma redução de

80% do volume dos músculos posteriores da perna. A partir destes dados,

pode-se concluir que a pressão de contracção muscular, a nível desta bomba,

é de magnitude suficiente para expelir o sangue das veias intramusculares para

o sistema profundo.

Andreia Sousa 32

Andreia Sousa 33

VVII.. CCOONNCCLLUUSSÕÕEESS EE PPEERRSSPPEECCTTIIVVAASS DDEE TTRRAABBAALLHHOOSS FFUUTTUURROOSS

66..11 CCOONNCCLLUUSSÕÕEESS

Os resultados experimentais obtidos no conjunto de ensaios realizados

permitiram concluir que a utilização de calçado instável, em apoio ortoestático,

leva a 1) um aumento do grau de actividade recrutada pelo músculo

gastrocnemeo medial, 2) um aumento do desvio padrão do deslocamento

antero-posterior do centro de pressão e 3) a um aumento da amplitude pico-a-

pico do deslocamento antero-posterior do centro de pressão.

Em resposta a um desequilíbrio externo inesperado, a utilização de um

calçado instável leva a um aumento da actividade muscular recrutada pelo

músculo gastrocnemeo medial nos ajustes posturais compensatórios, não

ocorrendo diferenças a nível dos músculos bicípete femoral, recto femoral, tibial

anterior, recto abdominal e longuíssimo. A nível dos ajustes posturais

antecipatórios, a utilização de calçado instável não altera o nível de actividade

dos músculos gastrocnemeo medial, tibial anterior, recto femoral, bicípete

femoral, recto abdominal e longuíssimo. Tanto a nível dos ajustes posturais

antecipatórios como dos ajustes posturais compensatórios, a utilização de

calçado instável não implica um aumento do deslocamento antero-posterior do

centro de pressão, quer em termos de desvio padrão quer em termos de

amplitude pico-a-pico.

A nível hemodinâmico, pode ser concluído que a utilização de um calçado

instável origina o aumento do retorno venoso global do membro inferior e que

esta alteração parece estar relacionada com um aumento da actividade do

músculo gastronemeo medial.

66..22 PPEERRSSPPEECCTTIIVVAASS DDEE TTRRAABBAALLHHOOSS FFUUTTUURROOSS

Foi efectuada uma análise em termos de grau de actividade

electromiográfica recrutada em apoio bipodálico ortoestático e antes e após a

CCAAPPÍÍTTUULLOO VVII:: CCOONNCCLLUUSSÕÕEESS EE PPEERRSSPPEECCTTIIVVAASS DDEE TTRRAABBAALLHHOOSS FFUUTTUURROOSS

Andreia Sousa 34

aplicação de uma perturbação externa e inesperada. O próximo passo será

efectuar a análise do grau de co-activação muscular bem como da actividade

muscular em termos temporais, mais especificamente em termos de tempos de

activação e sequência de activação muscular. Esta análise permitirá verificar se

o aumento de recrutamento do músculo gastrocnemeo medial é acompanhado

por alterações de tempos de activação e sequência de activação muscular nos

restantes músculos, cujo grau de actividade não foi afectado pela utilização de

calçado instável. Relativamente ao deslocamento do centro de pressão, tal

como já foi referido, serão efectuados estudos no sentido de avaliar o tempo

necessário para a sua estabilização (equilíbrio reactivo), com e sem calçado

MBT.

Em termos globais, a análise efectuada debruçou-se sobre o estudo do

controlo postural em apoio bipodálico com e sem perturbações externas, sendo

que esta análise será seguida pelo estudo do controlo postural durante o

movimento

Tal como já foi referido anteriormente, os ajustes posturais dependem de

vários factores, de entre os quais pode ser destacada a experiência numa

determinada tarefa. Assim sendo, e tendo em conta que a análise foi efectuada

em indivíduos sem experiência de utilização de calçado instável, irá ser

efectuada a mesma análise após um período de utilização de calçado MBT de

no mínimo 6 semanas, durante 8 horas por dia.

Andreia Sousa 35

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Andreia Sousa 51

AANNEEXXOOSS ESQUEMA DE ADAPTAÇÃO AO CALÇADO MBT® e

RECOMENDAÇÕES PARA UTILIZAÇÃO DO CALÇADO

Pelas próprias características do calçado MBT®, a marca aconselha um

período de adaptação gradual que normalmente ronda o período de

aproximadamente 1 semana, mas que na maioria dos casos poderá variar de

indivíduo para indivíduo, de acordo não só com o tipo de utilização que poderá

fazer do calçado, dependendo das características do solo (terrenos

irregulares, terra batida, alcatrão, …), mas também do tipo de actividade que

os sujeitos desenvolvem ao longo desse mesmo período de habituação (ex:

muitos períodos de marcha, grande parte do tempo sentados, subir/descer

escadas, entre outros). Assim, após cada processo de aquisição de um par

MBT é recomendado o seguinte plano de habituação, plano esse que será

também seguido neste estudo:

1º dia : 1 h/dia

2º dia : 2:00h/dia – 2:30h/dia

3º dia : 4:00h/dia

4º dia : 6:00h/dia

5º dia : 08h/dia ou mais

RECOMENDAÇÕES DE UTILIZAÇÃO:

- É NORMAL , principalmente no período de adaptação, verificar-se

um aumento da fadiga muscular em determinados grupos musculares,

devido ao aumento da actividade por parte desses mesmos grupos.

Entre as regiões, nas quais se poderá fazer sentir maior actividade

muscular, estão:

NOTA: os indivíduos deverão, após cumprido o tempo total de adaptação (5 dias), utilizar o calçado MBT, por um período não inferior a ___h/dia, ao longo de __ semanas até à última recolha de dados agendada para ___ / ___ / ___ .

Andreia Sousa 52

- região plantar (++ ao nível do arco plantar)

- região posterior da perna (gémeos);

- região posterior da coxa (isquio-tibiais e glúteos)

- região lombo-sagrada e cervical;

- região abdominal.

- ao calçar MBT o calcanhar deverá ficar bem encostado à região

posterior do calçado, pelo que só depois deverá apertar os atacadores;

- no caso de, ao iniciar a marcha com MBT verificar que o calcanhar

poderá sair do sapato, recomenda-se a utilização de um tipo de meia

mais grossa, o que permite criar um maior atrito na região posterior do

pé, entre o calcanhar e o sapato.

- durante a marcha, a primeira região a entrar em contacto com o

solo na fase de apoio deverá ser o calcâneo, sendo que se deverá fazer

um bom apoio na zona de amortecimento do pé deixando de seguida

“rolar” o pé naturalmente, durante toda a fase de apoio.

- na posição estática com MBT, dever-se-á contrariar a situação de

valgismo da TT, caso seja esta a tendência.

- MBT não deverá ser utilizado em terrenos muitos irregulares, visto

poder ser, em alguns casos, um factor potenciador de lesão, devido, não

só, à instabilidade do terreno, mas também à instabilidade causada por

MBT.

- MBT é recomendado para a prática de caminhada e “jogging”, não

sendo recomendado para qualquer outro tipo de desporto que implique

deslocamentos laterais (ex: ténis, futebol, voleibol, …)

Para qualquer dúvida e esclarecimento adicional, ficam os seguintes

contactos:

- Nome: ________________________ Contacto: ____________________

tecnicas de investiga o - web.fe.up.pttavares/downloads/publications/relatorios/... · venoso onde...

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