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Unidade III
7 MÉTODOS DE INVESTIGAÇÃO EM BIOMECÂNICA
A Biomecânica é uma área de conhecimento que possui métodos de investigação próprios para 
análise do movimento. Nesta disciplina, destacaremos três métodos: a cinemetria, a eletromiografia 
e a dinamometria.
O movimento humano pode ser estudado sobre diferentes aspectos – por exemplo, considerando sua 
velocidade de execução, ou então visualizando os músculos participantes da ação, ou ainda medindo a 
força externa (impacto) recebida do solo em um instante especifico do gesto motor. 
Para cada um desses aspectos citados é necessário entender: 
• Que instrumento permite seu registro? 
• A qual área de investigação da Biomecânica esse instrumento pertence? 
• Quais os fatores que podem comprometer o registro do movimento a ser analisado?
O entendimento sobre a definição, os instrumentos usados e os parâmetros do movimento que são 
registrados e analisados em cada uma das áreas de investigação da Biomecânica permitem responder 
os questionamentos anteriores e compreender como cada detalhe do movimento humano pode ser 
estudado isoladamente e em conjunto para entender sua mecânica de execução.
7.1 Cinemetria
A cinemetria é a área de investigação da biomecânica que estuda os parâmetros cinemáticos do 
movimento: deslocamento, velocidade e aceleração. Para tanto, o movimento é filmado com câmeras de 
vídeo ou câmeras optoeletrônicas, e as informações captadas pela câmera são armazenadas e analisadas 
por softwares de computadores específicos (BAUMANN, 1995).
No mercado há uma grande variedade de câmeras e softwares que permitem o registro cinemático 
do movimento. O meio mais simples de obter tais dados é usando uma câmera de vídeo caseira e 
realizando a análise dos dados manualmente ou por meio de softwares de computadores, tais como 
Videopoint, SkillSpector e SAMAT. A forma mais robusta é adquirindo sistema de análise cinemática 
completo com câmeras de vídeo ou optoeletrônicas de empresas conhecidas, tais como Vicon e 
Motion Analisys. 
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A grande diferença entre os sistemas está na: 
• automação para tratar e analisar os dados: o sistema mais robusto cria de forma mais rápida as 
tabelas e gráficos para a discussão dos resultados do estudo; 
• velocidade de registro do movimento: o sistema mais robusto geralmente tem câmeras mais 
rápidas que conseguem captar mais detalhes do movimento executado. 
Das diferenças citadas, a que interfere mais na captação dos detalhes do movimento é a velocidade 
de registro da câmera. Esse é um fator limitante a ser considerado quando se pretende usar a cinemetria 
para estudo do movimento. A análise de um chute do futebol ou uma cortada do voleibol só será bem-
feita quando se usa uma câmera mais rápida, com maior velocidade de captação. Por exemplo, uma 
câmera de 60 hz é capaz de dividir cada segundo do movimento registrado em 60 quadros; já uma 
câmera de 1.000 hz divide o mesmo segundo do movimento em 1.000 quadros. Portanto, usar uma 
câmera de 60 hz para analisar um chute do futebol ou uma cortada do voleibol limitará a visualização 
detalhada dos movimentos articulares, comprometendo a discussão e análise desses gestos motores.
Essa é uma importante informação da área para se ter em mente no momento de selecionar artigos 
científicos para leitura e estudo de movimentos analisados com a cinemetria.
O ambiente usado para registro do movimento também pode comprometer o resultado dos estudos 
cinemáticos, no caso de uma preparação inadequada. O ambiente de coleta é preparado considerando 
dois aspectos: 
• a fixação e o enquadramento da câmera; 
• a calibração do ambiente.
A câmera é fixada a um tripé, após determinação do enquadramento da filmagem, e não é 
movimentada a partir desse instante. O enquadramento da filmagem depende da visualização de todas 
as partes relevantes do corpo do sujeito a ser filmado na coleta no visor da câmera. Para efetuar esse 
ajuste, o sujeito se movimenta em frente à câmera. No caso de movimentos dinâmicos, como os da 
locomoção, é preciso garantir que o sujeito execute de três a quatro passos em frente à câmera para 
viabilizar o registro de um ciclo completo do movimento. Os detalhes sobre a característica do ciclo da 
marcha e da corrida serão discutidos a seguir.
A calibração do ambiente depende da filmagem de um objeto de dimensões conhecidas no exato 
local de realização do movimento. As imagens obtidas na filmagem não têm as mesmas dimensões das 
visualizadas no computador. Por exemplo, um sujeito com 1,70 m de altura visto pessoalmente terá 
apenas 0,50 m de altura ao ser visto pela imagem da câmera projetada na televisão. As proporções 
entre a medida real e a medida obtida e projetada pela câmera na televisão ou em um computador são 
diferentes. O objeto com dimensões conhecidas servirá para ajustar as proporções de altura, comprimento 
e profundidade entre os ambientes real e virtual.
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O objeto a ser filmado pode estar configurado no formato planar, bidimensional ou 
tridimensional, a escolha pelo uso de determinada característica do objeto depende do objetivo da 
pesquisa. Caso haja interesse em analisar somente os movimentos no plano sagital, por exemplo, 
os movimentos de flexão e extensão das articulações no chute do futebol, um objeto planar 
na calibração já é suficiente para interpretar os dados coletados. No entanto, se o interesse do 
pesquisador for verificar os movimentos de supinação e pronação do tornozelo em uma corrida, 
a interpretação dos dados ficará mais completa mediante o uso de um calibrador tridimensional, 
porque esses movimentos do tornozelo envolvem os três planos anatômicos em sua execução.
Após a preparação do ambiente de coleta, deve-se preparar o sujeito para filmagem. Para 
tanto, marcadores reflexivos (que refletem luz) são usados em pontos específicos do corpo 
do sujeito. A determinação dos pontos a serem marcados no corpo do participante da coleta 
depende novamente do objetivo do estudo. No caso, na análise cinemática do movimento da 
marcha no plano sagital, deve-se entender que as articulações mais representativas (que mais 
se movimentam) para realizar esse gesto motor são o tornozelo, o joelho e o quadril; portanto, 
marcadores reflexivos deverão identificar o deslocamento dessas articulações na filmagem da 
marcha. No caso de uma análise bi ou tridimensional outros pontos anatômicos serão marcados 
no corpo do sujeito (veja a figura a seguir). Para correta marcação dos pontos anatômicos e para 
cálculo de parâmetros biomecânicos importantes para pesquisa, usam-se os modelos criados por 
Hatze, Zatsiorsky e Hanavan.
(A) (B) (C) (D) (E) (F)
Figura 53 – Ilustração dos pontos anatômicos em coleta que verifica a ação muscular em exercícios com haste oscilatória
A mecânica de execução do movimento é explicada de forma mais detalhada quando se vinculam 
os dados obtidos da cinemetria com os registrados pela eletromiografia. Para entender a importância 
da eletromiografia na análise do movimento humano, esta área de investigação da Biomecânica será 
descrita a seguir.
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7.2 Eletromiografia
A eletromiografia é a área de investigação da Biomecânica que permite registrar a participação dos 
músculos em determinado movimento. A ordem para o músculo participar ou nãodo movimento é dada 
pelo sistema nervoso, ao enviar sinais elétricos conhecidos como potenciais de ação.
Os potenciais de ação consecutivos emitidos pelo sistema nervoso são captados pelo sensor 
conhecido por eletrodo. O eletrodo é conectado ao eletromiografo (veja a figura a seguir), que envia 
os sinais registrados para o computador com software específico para armazenamento, tratamento e 
análise dos dados (DE LUCA, 1997). 
Figura 54 – Ilustração do eletromiógrafo EMG 1000 da Lynx Tecnologia Eletrônica Ltda. 
Existem dois tipos de eletrodos bem conhecidos na área da Biomecânica para estudo do movimento 
humano: o de superfície e o de agulha. Veja:
Figura 55 – Sensores que registram os sinais eletromiográficos no movimento
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O eletrodo de superfície é posicionado na pele sobre o ventre dos músculos que se pretende estudar 
na pesquisa científica. A figura a seguir ilustra o uso do eletrodo de superfície, colocado sobre o ventre 
do músculo do quadríceps. O objetivo dos autores foi verificar o padrão de atividade muscular do 
complexo do quadríceps nos exercícios de cadeira extensora (veja a seguir a figura a) e de legpress (veja 
a seguir a figura b) de sujeitos com lesão de ligamento cruzado anterior. Para tanto, a participação do 
músculo nos diferentes movimentos foi registrada por meio da eletromiografia.
(a) (b)
Figura 56 – Ilustração da colocação do eletrodo de superfície sobre o músculo do quadríceps para análise 
dos movimentos cadeira extensora (a) e legpress com apoio unipodal (b)
Diferentemente do eletrodo de superfície, o de agulha é posicionado dentro do corpo do sujeito. O 
músculo profundo a ser acessado para registro tem a agulha espetada nele. A agulha é fixada com fita 
adesiva para se deslocar o mínimo possível na análise do movimento. Por ser um método de medição 
muito invasivo e dolorido, são raros os estudos na Biomecânica que usam o eletrodo de agulha para 
registrar o movimento.
O procedimento para colocação dos eletrodos sobre os músculos é definido pela localização do 
seu ponto motor por um equipamento denominado eletroestimulador (veja a figura a seguir) ou 
por protocolos de localização dos sensores com base em proeminências e estruturas ósseas, como 
o determinado pela Seniam (conforme veremos adiante). Esse é o primeiro passo do procedimento 
experimental para viabilizar a análise do movimento por meio dessa área de investigação da Biomecânica.
Figura 57 – Ilustração do procedimento para identificação do ponto motor do músculo por eletroestimulação 
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O eletroestimulador ilustrado na figura possui uma caneta que será posicionada na superfície do 
ventre muscular. Essa caneta emite pulsos elétricos (choques de baixa voltagem) que estimularão o 
músculo, fazendo-o contrair. A voltagem e a frequência do sinal são definidas em sequências de pulsos 
específicas para não lesionar a pele dos sujeitos do estudo. 
Quando o estimulador atinge o local no qual a contração muscular fica mais intensa, 
localiza-se o ponto motor. Portanto, o ponto motor é a área de maior inervação muscular, e é 
através dela que o sistema nervoso central emite os impulsos elétricos para comandar a ação 
muscular no movimento. 
O protocolo de localização de sensores definido pela Seniam tem o mesmo objetivo do 
eletroestimulador: padronizar o posicionamento dos eletrodos nos diferentes sujeitos que serão 
analisados em um mesmo estudo. Este, no entanto, evita o desconforto para os participantes do estudo, 
que não receberão pequenos choques como na técnica mostrada anteriormente. 
A localização do ponto motor dos músculos se dá pela distância entre regiões anatômicas conhecidas 
nos segmentos do corpo. Abaixo estão alguns exemplos da descrição usada pelo protocolo Seniam para 
localização do ponto motor e colocação do eletrodo:
• Músculo tibial anterior: 1/3 de distância entre a cabeça da fíbula e o maléolo medial, considerando 
a cabeça da fíbula como ponto de origem. 
• Músculo gastrocnêmio lateral: 1/3 de distância da linha entre o calcanhar e a cabeça da fíbula, 
considerando a cabeça da fíbula como ponto de origem. 
• Músculo do trapézio: metade da distância entre a borda medial da escápula e a coluna vertebral 
na altura da vértebra torácica T3.
• Músculos eretores da espinha: 2 cm de distância lateral em relação ao processo espinhoso da 
vértebra lombar L1. 
• Músculo tríceps braquial: metade da distância entre o olecrano e a crista posterior do acrômio.
• Músculo bíceps braquial: 1/3 de distância da fossa cubital entre o acrômio medial e a fossa cubital.
Percebe-se, com o detalhamento das informações vistas anteriormente, que o protocolo da Seniam 
se baseia na colocação dos eletrodos sem criar desconforto por aplicação de choques nos participantes 
do estudo e atinge o objetivo de padronizar a localização dos pontos motores entre os participantes de 
um mesmo estudo.
Como a eletromiografia tem por objetivo estudar a participação dos músculos no movimento, 
a localização do ponto motor e a colocação do eletrodo em relação a ele são de grande relevância 
para o procedimento experimental. Se o eletrodo estiver muito próximo do ponto motor, o sinal 
eletromiográfico registrado será mais intenso; quando mais afastado do ponto motor, o sinal 
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eletromiográfico será menos intenso. Como as análises de movimentos dependem do registro de 
ações musculares que ocorrem em mais de um sujeito, padronizar o posicionamento do eletrodo 
evita os erros de registro entre os sujeitos, ou seja, o músculo do quadríceps do sujeito A pode 
apresentar menor ativação do que o mesmo músculo do sujeito B, não pelo fato de o eletrodo do 
sujeito A estar mais distante do ponto motor em relação ao sujeito B, mas sim porque o músculo 
foi menos usado pelo sujeito A do mesmo movimento executado pelo sujeito B.
Portanto, ao estudar um artigo científico sobre eletromiografia, deve-se verificar se o autor da 
pesquisa foi cuidadoso na padronização de colocação dos eletrodos, caso contrário, o resultado 
do estudo pode não ser tão confiável em função de um erro humano na etapa de coleta do 
registro eletromiográfico.
A escolha dos músculos a serem registrados pelos eletrodos depende do gesto motor que se 
pretende conhecer e estudar. Os movimentos da caminhada, corrida ou salto são predominantemente 
realizados pelos músculos dos membros inferiores. Portanto, posicionar os eletrodos sobre os 
músculos tibial anterior, gastrocnêmio lateral, reto femoral, vasto medial e bíceps femoral, por 
exemplo, seria uma estratégia adequada para saber como eles se comportam para controlar o 
impacto nas articulações do tornozelo, joelho e quadril. Ou ainda, pode-se verificar com a mesma 
análise o comportamento desses músculos para acelerar o corpo para frente (marcha e corrida) 
ou para cima (salto) por meio das mesmas articulações. Basta estudar as fases de desaceleração e 
propulsão dos movimentos, respectivamente.
No caso de um exercício destinado a movimentar principalmente os membros superiores, tal como 
o movimento de elevação lateral, a escolha pelos músculos que executam o movimento de abdução 
de ombro e dos que controlam a postura nesse movimento torna-se a estratégia mais adequada para 
análise do gesto motor. Nesse caso, músculos como deltoide acromial, peitoral maior, trapézio, latíssimo 
do dorso, reto do abdome e oblíquo externo seriam os mais indicados.
Independentemente do objetivo do estudo e, por consequência,dos músculos selecionados 
para colocação dos eletrodos, é importante compreender que a eletromiografia permite verificar 
a estratégia usada pelos músculos para coordenar o movimento em cada uma de suas fases. 
Para tanto, deve-se verificar qual músculo está ativo em determinada fase do gesto motor e por 
quanto tempo. 
De modo geral, os músculos que são acionados no instante que a maioria dos segmentos 
do corpo está acelerando para baixo (a favor da força da gravidade) funcionam para controlar 
a execução do movimento ou desacelerar o movimento articular, e normalmente atuam em 
contração excêntrica. É o caso da aterrisagem de um salto (veja a figura a seguir): para reduzir 
o impacto sobre o corpo, as articulações flexionam de forma controlada para o executor do 
movimento não cair no chão. Esse movimento articular só é possível porque os músculos agem 
em contração excêntrica.
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Figura 58 – Movimento de flexão das articulações do tornozelo, joelho e quadril 
na aterrissagem de um salto vertical para registro da ação muscular 
Quando os músculos são acionados para acelerar o corpo para cima (contra a ação da gravidade), sua 
função é a de gerar movimento ou acelerar o movimento articular, e normalmente atuam em contração 
concêntrica. Um movimento que ilustra essa situação é o do agachamento entre a fase principal do 
movimento (veja a seguir a figura a) e a fase ascendente do movimento (veja a seguir a figura b). 
(a) (b)
Figura 59 – Ilustração das fases do agachamento: fase principal (a) e fase ascendente (b)
Finalmente, quando os músculos opostos em torno de uma articulação ativam ao mesmo tempo no 
movimento, sua função é a de gerar estabilização articular para manter a articulação em uma postura 
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estática. Para esta função, o músculo é normalmente acionado em contração isométrica. A figura a 
seguir ilustra uma situação de estabilização, obtida do estudo de Pandori e Vieira (2010), que analisaram 
a ação dos músculos reto do abdome e oblíquo externo em exercícios de estabilização de coluna com a 
bola suíça.
(a) (b)
Figura 60 – Ilustração da análise eletromiográfica dos músculos reto do abdome e oblíquo externo no movimento de prancha 
com apoio na bola suíça e os dois pés em contato com o solo (a) e com o apoio na bola suíça e apoio unipodal (b) 
No instante da coleta, o sinal eletromiográfico dos músculos atuantes no movimento pode ser 
visualizado na tela do computador por meio de um gráfico. Em a, a figura a seguir mostra a forma desse 
sinal eletromiográfico, conhecido por sinal eletromiográfico bruto. Ele é nomeado dessa maneira por 
conter impurezas, ruídos de fontes elétricas externas, que não representam o potencial de ação emitido 
pelo sistema nervoso central. 
Para entender o significado dos ruídos no sinal eletromiográfico, lembre-se do que acontece quando 
se está conectado a uma estação de rádio e ela começa a captar informações de outra estação de 
rádio ao mesmo tempo: as informações se unem e não se tem clareza sobre o que está sendo dito por 
nenhuma delas.
O ruído inerente ao sinal eletromiográfico bruto é parecido com a interferência que ocorre entre 
as estações de rádio. Como o sinal captado pelo eletromiográfico é elétrico, todas as fontes externas 
movidas por eletricidade podem penetrar no sinal coletado pelo eletrodo, não apenas os potenciais de 
ação musculares. Então, a intensidade do sinal pode ficar mais forte ou perdurar por mais tempo não 
porque o músculo estudado estava agindo dessa forma no movimento, mas porque havia um ruído 
externo que mudou o padrão do sinal eletromiográfico coletado.
Para minimizar esse ruído elétrico externo e não atrapalhar o estudo do comportamento do sinal 
eletromiográfico, o sinal bruto passa por filtros que o transformam em um sinal conhecido por envoltório 
linear (veja a seguir a figura c).
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Tempo (s)
Sinal EMG (Bruto)
Sinal EMG (Retificado "Full Wave")
Sinal EMG (Envoltório linear)
0 0,5 1 2 31,5 2,5
0 0,5 1 2 31,5 2,5
0 0,5 1 2 31,5 2,5
1000
800
600
400
200
0
Am
pl
itu
de
 (m
V)
1000
800
600
400
200
0
Am
pl
itu
de
 (m
V)
1000
500
0
-500
-1000
Am
pl
itu
de
 (m
V)
(a)
(b)
(c)
Figura 61 – Ilustração das curvas do sinal eletromiográfico após aquisição do sinal bruto e tratamento 
dos dados registrados (a): sinal retificado (b) e envoltório linear (c) 
 Saiba mais
Leia o artigo a seguir, sobre instrumentação de eletromiografia, para 
melhor entendimento sobre procedimento experimental para uso da 
eletromiografia na análise do movimento humano: 
MARCHETTI, P. H.; DUARTE, M. Instrumentação em eletromiografia. 
2008. Disponível em: <http://demotu.org/pubs/EMG.pdf>. Acesso em: 17 
nov. 2016.
O envoltório linear é um gráfico que mostra a intensidade de ativação muscular em acordo com o 
tempo de execução do movimento de forma mais clara. Nesse gráfico, os filtros que minimizam o ruído 
do sinal eletromiográfico bruto foram usados, portanto, esse é o sinal mais confiável para análise e 
discussão do comportamento muscular.
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Um exemplo de discussão feita a partir da análise de uma curva eletromiográfica do tipo envoltório 
linear pode ser visto no estudo de Suda e Sacco (2011), no qual os autores compararam a atividade 
eletromiográfica dos músculos de membro inferior de sujeitos com e sem instabilidade funcional de 
tornozelo no movimento de deslocamento lateral.
A figura a seguir mostra o gráfico de envoltório linear referente à atividade do músculo tibial anterior 
dos sujeitos sem (curva de círculos sem preenchimento) e com (curva de círculos com preenchimento) 
instabilidade funcional de tornozelo no movimento de deslocamento lateral. Ao estudar o formato 
das curvas do gráfico, percebe-se que há um pico de ativação muscular da ordem de 0,32 CVIM aos 
20% do ciclo do movimento de deslocamento lateral para o grupo que não tem lesão de tornozelo e 
um pico de ativação do músculo tibial anterior menor (0,17 CVIM) aos 28% do ciclo do movimento 
de deslocamento lateral para o grupo que tem lesão de tornozelo. Portanto, é possível perceber que o 
músculo tibial anterior está acionado no início do ciclo do movimento para ambos os grupos, mas a 
intensidade de ativação do músculo para o grupo saudável é maior do que para o grupo lesionado. Bem 
como o tempo para atingir o pico de ativação muscular difere entre os grupos, no grupo lesionado o 
pico de atividade muscular do tibial anterior é mais tardio em relação ao grupo saudável. 
0 20 40 60 80 100
Templo (% do ciclo)
0,60
0,55
0,50
0,45
0,40
0,35
0,30
0,25
0,20
0,15
0,10
0,05
0,00
EM
G 
(c
on
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 v
ol
un
tá
ria
 
iso
m
ét
ric
a 
m
áx
im
a 
- 
CV
IM
)
Tibial anterior
Grupo controle
Grupo com instabilidade funcional de tornozelo
Figura 62 – Ilustração do envoltório linear referente à atividade do músculo tibial anterior dos sujeitos sem (curva de 
círculos sem preenchimento) e com (curva de círculos com preenchimento) instabilidade funcional de tornozelo 
no movimento de deslocamento lateral
Uma vez que se verifica no envoltório linear o comportamento da intensidade do sinal e do 
tempo de ocorrência,podem-se discutir resultados e concluir fatos sobre a análise desse parâmetro 
do movimento humano.
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 Observação
O termo instabilidade funcional de tornozelo é usado para descrever 
a sensação subjetiva de ir adiante ou perceber grande instabilidade 
articular na região do tornozelo depois de repetidos episódios de entorse 
por movimentos de inversão excessivos. Essa sensação de instabilidade é 
provocada por mudanças nas respostas eletromiográficas para o controle 
do movimento.
Além do registro dos parâmetros cinemáticos e eletromiográficos do movimento, a Biomecânica 
permite o registro dos parâmetros cinéticos do movimento pertencentes à área de investigação 
da dinamometria. 
7.3 Dinamometria
A dinamometria é a última área de investigação da Biomecânica a ser discutida e caracterizada 
nesta disciplina. Com os equipamentos pertencentes a ela é possível registrar as forças internas e 
externas ao corpo.
As forças internas são mais raras de serem registradas, porque tal procedimento experimental depende 
da implantação do sensor que as registra no interior do corpo do sujeito, conhecido por transdutor de 
força. Três estudos clássicos da Biomecânica usaram esse tipo de procedimento. 
No procedimento experimental do estudo de Komi, Järvinen e Kokko (1987), houve a implantação 
de um transdutor de força no tendão do calcâneo para avaliar a força interna dessa estrutura nos 
movimentos de marcha, corrida e salto. Esse sensor tinha um formato parecido com um clipe de 
escritório, que foi posicionado no tendão da mesma forma como o clipe é posicionado em uma folha de 
papel: o tendão ficava prensado no meio do transdutor de força. Com a força de atrito e a consequente 
dor gerada pelo material do transdutor sobre o tendão do calcâneo, especialmente na execução dos 
movimentos propostos, a técnica dos gestos motores foi alterada de forma significativa, comprometendo 
o registro da real intensidade de força interna produzida pelo tendão do calcâneo nos movimentos 
da locomoção. Dada à complexidade do uso desse procedimento experimental e da interferência dos 
valores de medida de força que se pretende registrar, esse design científico de análise de movimento não 
é muito explorado na Biomecânica.
Nachemson (1976) e Wilke et al. (1999) também desenvolveram um transdutor de força 
em forma de agulha, conforme a figura a seguir, para ser inserido no disco intervertebral das 
vértebras lombares. 
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Unidade III
Sensor de sinal e 
potência sem fio AF
NP
7,0
2,0
∅ 2,0∅ 3,3 ∅ 1,5∅ 1,5
∅ 1,0
Sensor de pressão
Tubo de 
silicone fexível
Haste de
metal
Tubo de 
polimento 
relativamente 
rígido
Figura 63 – Ilustração do transdutor de pressão em forma de agulha que foi inserido no disco intervertebral 
entre as vértebras lombares L4 e L5 para registro da pressão intradiscal 
A intenção dos autores foi medir a pressão sobre o disco intervertebral em diferentes posturas 
estáticas, como mostra o gráfico: 
20 kg
20 kg
Posições estáticas
Pi
co
 d
e 
pr
es
sã
o 
in
tr
ad
isc
al
 
no
rm
al
iz
ad
o 
em
 1
00
%
500
450
400
350
300
250
200
150
100
50
0
Wilke et al (1999)
Nachemson (1970)
Figura 64 – Resultados do registro de pressão intradiscal com dinamômetro de agulha em diferentes posturas estáticas 
Apesar do método invasivo dos procedimentos experimentais supracitados, os resultados e 
discussões de ambos os trabalhos melhoraram o entendimento sobre as posições que podem minimizar 
as forças compressivas aplicadas ao disco intervertebral, tais como a posição deitado em decúbito dorsal 
e a posição sentado com encosto da cadeira inclinado entre 90 e 110 graus. Essas informações são 
de grande importância na prática profissional do professor de Educação Física por permitir que ele 
escolha exercícios para fortalecimento dos músculos do abdome que não sobrecarreguem os discos 
intervertebrais de um aluno que tem hérnia de disco, por exemplo.
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BIOMECÂNICA
 Observação
A hérnia de disco é uma lesão do disco intervertebral ocasionada pelo 
rompimento parcial das fibras de colágeno, que formam o anel fibroso. Essa 
alteração estrutural favorece o escape do núcleo pulposo, que pode pinçar 
os nervos localizados próximos à coluna vertebral. 
Exemplo de aplicação
Nachemson (1976) e Wilke et al. (1999) mostraram o comportamento das forças de pressão sobre o 
disco intervertebral em diferentes posições estáticas com e sem adição de implementos (pesos). 
Reflita sobre a relação entre o tamanho do braço de alavanca resistente na coluna, o aumento da 
atividade dos músculos estabilizadores de coluna e o aumento da pressão intradiscal nas diferentes 
posições estáticas com e sem implemento adicional.
Outro tipo de força que pode e é exaustivamente registrada e analisada na área da Biomecânica é a 
força externa. Para o registro dessa grandeza física, os equipamentos são posicionados fora do corpo do 
sujeito, sobre a região plantar, por exemplo, ou no ambiente do laboratório.
Ao posicionar um equipamento na região plantar para medir a força que incide nessa área, pretende-
se medir a grandeza física conhecida por pressão, mais especificamente a pressão plantar.
Os instrumentos usados na dinamometria para medir pressão devem, portanto, ter uma área 
sobre a qual a força será imposta em determinada região do corpo. Para isso, existem as palmilhas, 
os tapetes e as plataformas, conforme as figuras a seguir, que medem a distribuição de pressão 
no aparelho locomotor.
As palmilhas representadas na figura são muito usadas para verificar a pressão imposta sobre as 
áreas dos pés em movimentos de locomoção (caminhada, corrida e salto). Quando o pé é posicionado no 
solo, na caminhada e na corrida, por exemplo, mudamos o ponto de apoio da região do calcanhar para 
a região dos dedos, cada vez que trocamos o pé que está no chão. Isso permite a transferência do peso 
corporal para propulsionar o corpo para frente. No entanto, para ocorrer o deslocamento dessa força 
sobre a região plantar, nos instantes de colocação e retirada do pé do solo, a área de contato na qual a 
força está distribuída é menor, justamente pelo fato de os pontos de apoio estarem limitados ora nos 
calcanhares, ora sobre os dedos. 
Diminuir a área de contato implica em aumentar a força local, ou seja, a pressão.
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Unidade III
 Observação
A grandeza física conhecida por força de pressão é definida pela 
fórmula:
P
N
m
=
F
A
( )2
Onde: 
P = É a força local ou pressão, cuja unidade de medida é Newton (N) 
por metro quadrado (m2). 
F = É a força externa aplicada sobre a superfície de contato.
A = É a área de contato da superfície de contato sobre a qual a força é 
distribuída.
Perceba que as variáveis pressão e área de contato ficam em linhas diferentes na equação que 
acabamos de descrever. Isso indica que o comportamento dessas duas variáveis é inversamente 
proporcional, ou seja, supondo que o valor da força permanece igual, quando o valor da área de contato 
diminuir, a pressão aumentará, e quando o valor da área de contato aumentar, a pressão diminuirá. Para 
garantir menor pressão local, deve-se, portanto, ou diminuir a força ou aumentar a área de contato na 
qual a força incide.Considerando a região plantar, o controle da pressão local protege a pele, evitando lesões 
tegumentares do tipo vermelhidão local, bolhas, feridas e calosidades. Por conta disso, a indústria 
de calçado usa muito o instrumento de distribuição de pressão plantar para testar e aperfeiçoar os 
materiais usados em palmilhas e solados. Se um calçado for construído com um solado duro e/ou 
uma palmilha com material pouco deformável, principalmente nas regiões de contato do pé com o 
solo, haverá maior pressão local e o sujeito perceberá maior desconforto. Isso poderá comprometer a 
aceitação e a venda do produto no mercado.
Mais do que promover venda de produtos, a distribuição de forças é de fundamental importância 
para aperfeiçoar a qualidade de vida de sujeitos com diabete neuropática, cadeirantes ou pessoas 
inconscientes e acamadas em hospitais.
Os diabéticos neuropatas, diferentemente das pessoas sem essa patologia, não percebem as forças 
externas aplicadas nas áreas das extremidades corporais, ou seja, eles não percebem a magnitude das 
forças de pressão em regiões como as mãos e os pés. A percepção da magnitude dessas forças é essencial 
para criarem estratégias de controle de forças. 
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BIOMECÂNICA
Por exemplo, se um idoso sem neuropatia diabética está caminhando em um parque e na caminhada 
entra uma pedrinha no seu tênis, imediatamente ele parará o exercício físico para remover a pedra, 
por perceber um grande incomodo em uma região do pé (maior pressão). No entanto, se essa mesma 
situação for vivenciada por um sujeito com neuropatia diabética, o neuropata não parará o exercício 
para remover a pedra, por ele não perceber que há pedra no tênis. O mecanismo de proteção do corpo 
contra a pressão local que a pedra criará no pé desse sujeito em exercício é comprometido pela doença, 
o que possivelmente provocará uma lesão tecidual, que para o diabético neuropata será muito grave, 
haja vista que os diabéticos têm a capacidade de cicatrização de lesões teciduais afetada pela doença.
A importância da dinamometria para o desenvolvimento de palmilhas e calçados esportivos ou de 
calçados de uso diário para melhorar a qualidade de vida de sujeitos diabéticos neuropatas pode ser 
percebida após estudar o exemplo que acabamos de apresentar. 
Cadeirantes ou sujeitos inconscientes e acamados em hospitais também dependem dessa tecnologia 
da área da dinamometria para o desenvolvimento de cadeira mais ergonômicas, que reduzem a 
pressão sobre a região glútea, ou para criação de almofadas antiescaras ou almofadas d’água, que 
reduzem a pressão nas regiões de apoio permanente vivenciada por sujeitos inconscientes e acamados. 
O desenvolvimento de materiais também importantes para esses sujeitos dependem da análise de 
distribuição de pressão usando instrumentos em forma de tapetes, como ilustra a figura a seguir:
 Observação
As escaras são feridas que aparecem na pele quando a área corporal 
na qual essa pele se encontra fica exposta a força local (pressão) por longo 
período de tempo.
A análise da distribuição de pressão em movimentos sem o uso do calçado ou com calçados de 
construção diferenciada, como no caso da sapatilha de ponta das bailarinas, pode ser feita por meio da 
plataforma de distribuição de pressão, conforme ilustrado na figura anterior. Esse instrumento tem o 
mesmo princípio de medida dos outros dois já mostrados anteriormente: seus sensores medem a força 
aplicada na área da plataforma quando esta suportar uma parte do corpo. Mas se é o mesmo princípio 
de medida, por que uma plataforma, e não uma palmilha?
A palmilha deve ser ajustada ao tamanho do pé do sujeito analisado em movimento e colocada entre 
a palmilha do calçado que será usado na coleta e a região plantar. Na condição descalço não há calçado, 
portanto, não é possível usar a palmilha por não haver a possibilidade de fixá-la na região da planta do 
pé no movimento, daí a necessidade da plataforma de distribuição de pressão. 
Já na situação da sapatilha de ponta, apesar de existir um calçado, quando uma bailarina sobe nas 
pontas, o local de apoio não é na região da planta do pé, mas sim na região do dorso do pé, porção 
superior dos dedos. Então, analisar a pressão na região plantar não faria sentido com o uso das sapatilhas 
de ponta. Quando a bailarina sobe nas pontas sobre a plataforma de pressão, verifica-se uma área em 
formato circular com cores mais fortes na parte sob a porção anterior dos pés. Por isso, as feridas, bolhas 
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Unidade III
e calosidades se formam na porção superior dos dedos dos pés, já que essa é a área de maior contato 
entre pé e sapatilha de ponta e, portanto, a que recebe forças de pressão de maior magnitude.
Quando se pretende registrar apenas a força imposta ao corpo sem importar em qual área essa força 
incide, utiliza-se a plataforma de força de reação do solo. Esse instrumento pode ser fixado no solo ou 
montado em esteira, conforme demonstrado pelas figuras a seguir.
Figura 65 – Ilustração da plataforma de força de reação do solo para registro do choque mecânico no movimento 
Figura 66 – Plataforma de força de reação do solo montada em esteira – Sistema Gaitway
A esteira é usada principalmente para quantificar a força de movimentos de locomoção, como a 
marcha e a corrida. A grande vantagem ao usar esse instrumento é a possibilidade de registrar os valores 
de impacto de vários passos do movimento, de ambas as pernas, em segundos. Entretanto, somente 
a força que incide na direção vertical do corpo pode ser mensurada com esse instrumento, as forças 
horizontais não são registradas. 
Já a plataforma de força fixa no solo pode ser usada para quantificar o impacto em qualquer 
movimento no qual o pé a toca, como saltos, movimentos de mudança de direção, marcha e corrida. 
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BIOMECÂNICA
Outra vantagem é a possibilidade de medir as forças que ocorrem em todas as direções do movimento, 
vertical, horizontal anteroposterior e horizontal médio-lateral. 
A desvantagem refere-se ao tempo de coleta. É necessário registrar no mínimo cinco movimentos 
válidos de cada sujeito; para isso, o sujeito deverá passar pela plataforma sem ajustar o movimento, 
pois se houver ajuste, a técnica do movimento mudará e não representará a realidade. Ou seja, se o 
sujeito estiver caminhando em direção à plataforma e perceber que o tamanho do passo que usou não 
permitirá que ele pise com um dos pés sobre a plataforma, ele não poderá diminuir ou aumentar a 
amplitude do passo para acertar a plataforma. Essa tentativa de registro deverá ser excluída e uma nova 
tentativa será registrada. 
Então, a ambientação no local de coleta será muito importante para o sujeito conseguir perceber 
o espaço que possui para colocar o pé sobre a plataforma. Muitas vezes, essa ambientação demanda 
tempo, então a coleta de dados torna-se mais longa, o que caracteriza uma desvantagem, passível de 
ser controlada, da plataforma de força de reação do solo em relação à esteira instrumentalizada.
Como o instrumento mede o impacto e é conhecido por plataforma de força de reação do solo, 
fica fácil descobrir com base em qual conceito ele foi desenvolvido. A Terceira Lei da Física descoberta 
e escrita por Newton mostra que para toda ação, existe uma reação de igual magnitude e direção e 
sentido oposto. 
 Observação
O cálculo da força é feito por meio da seguinte equação:
F = m x a (N)
Onde:
F = É a força aplicada em um objeto ou superfície, cuja unidade de 
medida éo Newton (N).
m = É a massa do corpo ou objeto em deslocamento.
a = É a aceleração do corpo ou objeto.
Uma característica muito importante da plataforma de força de reação do solo é que ela quantifica 
a força dinâmica, ou seja, toda variação de força para mais ou para menos no movimento é registrada 
em forma de gráfico. Um exemplo dessa medida pode ser observado na figura a seguir. 
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 (F
y)
Tempo (s)
Fy1
Fy1
t Fy1
Figura 67 – Gráfico que ilustra a continuidade do registro da plataforma de força de reação do solo ao longo do tempo 
do movimento. Fy1 é o primeiro pico de força da componente vertical da força de reação do solo, Fy2 é o segundo pico 
de força da componente vertical da força de reação do solo, ΔtFy1 é o intervalo de tempo para alcançar Fy1 
O gráfico dessa figura ilustra como a força varia no movimento da corrida e mostra os principais 
valores que são observados para estudar esse movimento, tais como, os valores de força máxima (picos 
de força), os de depleção de força (queda da força) e os de tempo de ocorrência para as maiores e 
menores forças no movimento.
Se esse instrumento fizesse somente medidas estáticas, o resultado observado seria de apenas um 
único valor que representaria a força máxima do movimento, o que aconteceria antes ou depois desse 
valor máximo ficar desconhecido. Um exemplo de quantificação de força estática pode ser observado 
no dinamômetro estático de preensão manual, que mede somente o valor máximo da força de preensão 
imposta ao dinamômetro.
Além de representar o movimento na forma de gráfico, ou seja, por meio de uma análise dinâmica, a 
Plataforma de Força de Reação do Solo é capaz de dividir as forças nas suas três componentes ortogonais: 
vertical, horizontal anteroposterior e horizontal médio-lateral (veja a figura a seguir). 
A componente vertical da força de reação do solo, também conhecida por meio do símbolo 
Fy, representa a quantidade de impacto aplicado no aparelho locomotor em determinado 
movimento. Ela sofre grande influência da ação da força da gravidade, por isso é a mais estudada 
na Biomecânica. Veja:
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BIOMECÂNICA
Ciclo da marcha (%)
FR
S 
(P
C)
Componente horizontal anteroposterior (Fx)
Componente horizontal 
mediolateral (Fz)
Componente vertical (Fy)
Linha do Peso 
Corporal (PC)
0 20 40 60 80 100
1.5
1
0.5
0
-0.5
Figura 68 – Ilustração do gráfico tridimensional obtido pela plataforma de força de reação do solo no movimento da marcha
As curvas das componentes verticais da força de reação do solo para os movimentos da marcha, da 
corrida e do salto estão representadas nas figuras a seguir. Além do formato da curva específico de cada 
movimento, o conhecimento sobre a forma de controle do impacto por meio do controle da intensidade 
e da frequência das cargas externas é de fundamental importância. Nesta disciplina, exploraremos a 
manipulação do controle de cargas mecânicas para o movimento da marcha.
A seguir, veja um gráfico da componente vertical da força de reação do solo no movimento da 
marcha, onde T1 é o contato do calcanhar direito com o solo (início do apoio do pé direito), T2 é o 
contato do calcanhar esquerdo com o solo (início do apoio do pé esquerdo), T3 é a retirada dos dedos 
do pé direito do solo (fim da fase de apoio do pé direito), T4 é a retirada dos dedos do pé esquerdo 
do solo (fim da fase de apoio do pé esquerdo) e PC é a linha que representa o valor do peso corporal 
do sujeito analisado.
Tempo (s)
Co
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rt
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de
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so
lo
 (F
y) PC
T1 T2 T3 T4
Figura 69 – Gráfico da componente vertical da força de reação 
do solo no movimento da marcha
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so
lo
 (F
y)
Tempo (s)
Figura 70 – Gráfico da componente vertical da força de reação do solo no movimento da corrida 
16000
12000
8000
4000
0
-4000
Co
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fo
rç
a 
de
 re
aç
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so
lo
 (F
y)
Fz
Fy
Tempo (s)
t (s)
F (N)
0.1 0.2
Figura 71 – Gráfico da componente vertical da força de reação do solo 
no movimento de aterrissagem do salto 
A componente horizontal anteroposterior da força de reação do solo, abreviada por meio do símbolo 
Fx, informa sobre a eficiência do deslocamento horizontal de determinado movimento. Quando há um 
movimento no qual é de fundamental importância propulsionar o corpo para frente, como no caso da 
marcha e da corrida, mensurar e estudar os impulsos de frenagem e de aceleração para comparação de 
seus valores é essencial.
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BIOMECÂNICA
 Observação
O impulso é uma grandeza física definida pela fórmula:
I = F x t (N x s)
Onde:
I = É a força de impulso, cuja unidade de medida é Newton (N) por 
segundo (s).
F = É a força aplicada ao objeto ou superfície no movimento.
t = É o tempo de execução do movimento.
Como a plataforma de força de reação do solo mede a força em função do tempo, se uma área 
abaixo da curva for calculada com o uso de um software de computador, esta caracterizará o valor do 
impulso. No caso de um movimento eficiente, o valor do impulso de aceleração deverá ser maior do que 
o valor do impulso de frenagem, mostrando que o sujeito desacelerou pouco o movimento e acelerou 
mais, ou seja, foi eficiente no deslocamento horizontal.
A componente horizontal médio-lateral, conhecida por Fz, é a última curva de força registrada pela 
plataforma que identifica os movimentos de supinação e pronação do movimento da marcha e da 
corrida e a força nos movimentos de deslocamento lateral e mudança de direção.
Normalmente, no início do apoio da marcha e da corrida, o peso do corpo posiciona-se nas porções 
posterior e lateral do pé, caracterizando um movimento de supinação. Em seguida, o peso corporal é 
transferido para toda a região plantar e, na sequência, o peso corporal fica na porção anterior e medial 
do pé, movimento de pronação. O movimento de transferência do peso corporal da borda lateral para a 
borda medial do pé é outra estratégia do aparelho locomotor que favorece o controle de impacto sobre 
o corpo, por isso a análise da componente horizontal médio-lateral é importante.
Apesar da importância da análise dessa força, ela varia muito entre os diferentes sujeitos. Existem os 
pronadores típicos, que ficam na maior parte do tempo apoiados na borda medial do pé; os supinadores 
típicos, que ficam na maior parte do tempo apoiados na borda lateral do pé; e os com pisada neutra, que 
realizam os movimentos de forma combinada. Dada essa variação, apesar da relevância de tal força, ela 
é difícil de ser caracterizada com um padrão.
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 Saiba mais
Assista aos vídeos que mostram a dinâmica do uso dos instrumentos da 
dinamometria na análise da marcha no site a seguir:
NOVEL. Product applications. [s.d.]. Disponível em: <http://www.novel.de/novelcontent/product-applications58>. Acesso em: 18 nov. 2016.
8 ANÁLISE BIOMECÂNICA DA MARCHA
Os movimentos mais comuns do dia a dia dos sujeitos que vivem no meio terrestre são os da 
locomoção, particularmente a marcha e a corrida (NORDIN; FRANKEL, 2014; WINTER, 1991). Por serem 
tão comuns e por permitirem o deslocamento do homem em seu hábitat, o conhecimento sobre a forma 
de execução para otimizar seu uso é de grande importância para a Biomecânica, a fim de torná-los cada 
vez mais eficientes e econômicos, ou seja, tecnicamente perfeitos.
A descrição das fases dos movimentos da locomoção é o primeiro passo para conhecer sua forma de 
execução, que se dá pelo uso da cinemetria.
 Lembrete
A cinemetria é uma das áreas de investigação da Biomecânica que 
possui instrumentos específicos para registrar a velocidade, aceleração 
e deslocamento linear e angular do corpo todo ou partes dele, com o 
objetivo de entender a forma de execução do movimento. O registro é feito, 
principalmente, por câmeras.
A marcha humana é caracterizada por um ciclo determinado por três fases: apoio, balanço e 
duplo apoio (NORDIN; FRANKEL, 2014; WINTER, 1991). Para cada fase, existem subfases, que serão 
descritas a seguir.
A fase de apoio tem início quando o calcanhar toca o solo. Em seguida, toda a região do pé é apoiada no 
solo, realizando o chamado aplainamento do pé. Com o apoio completo da região plantar, o peso corporal é 
transferido para o antepé com a aceleração da perna para frente, caracterizando o apoio médio da fase de 
apoio. Após a transferência de peso do calcanhar para o antepé, o calcanhar é retirado do solo. Então, sobre os 
dedos dos pés, o sujeito faz uma força contra o solo para propulsionar o corpo para frente. Com isso, os dedos 
perdem o contato com o solo e a fase de apoio do ciclo da marcha é finalizada (veja a figura a seguir).
A continuidade do ciclo da marcha ocorre com a fase de balanço da mesma perna que acaba de 
finalizar a fase de apoio. Essa perna, que perdeu contato com o solo, é inicialmente acelerada para 
cima e para frente para transpor a perna contralateral (perna oposta que está em fase de apoio), 
realizando a fase de aceleração. Em seguida, ela desacelera e abaixa para se preparar para iniciar 
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uma nova fase de apoio, em um novo ciclo da marcha, com o contato inicial do calcanhar no solo, 
conforme a figura a seguir. 
Normalmente, para completar um ciclo da marcha, um sujeito normal fica 60% do tempo em fase de 
apoio e 40% do tempo em fase de balanço para cada pé. O conhecimento sobre esses valores normativos 
é de fundamental importância para verificar assimetrias na marcha. 
Por exemplo, ao comparar um sujeito com artrose no quadril esquerdo, verificam-se diferenças 
entre os valores temporais do apoio da perna saudável em relação à perna lesionada. A perna lesionada 
mantinha o padrão de apoio temporal igual ao do sujeito normal, 60% do ciclo em fase de apoio e 40% 
do ciclo em fase de balanço. Já a perna saudável teve o seu padrão temporal alterado para 80% do ciclo 
em fase de apoio e 20% do ciclo em fase de balanço. Percebe-se, com isso, que a perna saudável, por 
ficar mais tempo apoiada no solo do que a perna lesionada, é mais sobrecarregada no movimento da 
marcha. Em longo prazo, o risco de lesão na perna saudável será muito grande por conta do excesso de 
peso suportado pela estrutura no movimento, que é executado diariamente.
Essas alterações de suporte de peso do corpo são inconscientes, determinadas pelo comando 
e controle do sistema nervoso central, que tem como objetivo preservar o segmento lesionado. 
Resta aos profissionais da saúde entenderem esse comportamento para fortalecer e estabilizar 
as estruturas dos segmentos do corpo, a fim de postergar o aparecimento de novas lesões por 
compensação de movimentos. 
Desaceleração
Retirada do calcanharRetirada dos dedos
Fase de apoio médico
Aplainamento 
do pé
Fase de 
apoio
60%
Fase de 
balanço
40%
Aceleração
Toque do 
calcanhar
Figura 72 – Ilustração dos aspectos temporais do ciclo da marcha, fases de apoio e balanço 
Existe um momento na marcha em que um pé está finalizando a fase de apoio sobre os dedos no mesmo 
instante em que o outro pé está iniciando a fase de apoio sobre o calcanhar (veja a figura a seguir), ou seja, 
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os dois pés estão em contato com o solo, característica de contato que determina a fase de duplo apoio da 
marcha. Essa é realmente a fase que define o movimento da marcha, tanto que se os atletas de marcha atlética 
não apresentarem a fase de duplo apoio em todo o percurso da competição, eles são desclassificados por 
mudar o padrão da marcha humana (NORDIN; FRANKEL, 2014; WINTER, 1991).
Contato inicial 
calcanhar direito
Contato inicial 
calcanhar direito
Contato inicial 
calcanhar esquerdo
Pré-balanço 
esquerdo
Pré-balanço 
esquerdo
Pré-balanço 
direito
0%
0%
15%
40%
45%
55% 55%
60%
60%
100%
100%
Fase de apoio direito (60%) Fase de balanço direito (40%)
Apoio duplo Apoio duplo Apoio duploApoio simples direito Apoio simples esquerdo
Fase de balanço esquerdo (40%) Fase de apoio esquerdo (60%)
Figura 73 – Ilustração das fases de apoio, balanço e duplo apoio do ciclo da marcha 
Além da caracterização das fases da marcha, é importante descrever e conhecer a importância dos 
parâmetros espaciais do ciclo da marcha, do comprimento do passo e do comprimento da passada, 
conforme a figura a seguir. O comprimento do passo é medido do apoio do calcanhar no solo até o 
momento de retirada dos dedos do solo, portanto, determina a distância percorrida pelo sujeito na fase 
de apoio do ciclo da marcha. Já o comprimento da passada é medido do apoio do calcanhar no solo 
de um dos pés até um novo apoio do calcanhar no solo do mesmo pé, ou seja, compreende o valor de 
deslocamento horizontal de um ciclo completo do movimento da marcha.
Passo esquerdo
Balanço esquerdo
Balanço direito
Apoio simples (perna esquerda)
Apoio duplo
Apoio simples (perna direita)
Ciclo da marcha: passada (70-82cm)
Figura 74 – Ilustração dos parâmetros temporais e espaciais do ciclo da marcha 
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Considerando os valores espaciais normativos de um adulto normal, o comprimento do passo varia 
de 35 a 41 cm e o comprimento da passada, de 70 a 82 cm. Essa faixa de valores para cada variável é 
dependente do comprimento da perna, portanto, sujeitos mais altos tendem a ter comprimentos de 
passo e passada maiores do que os sujeitos mais baixos (WINTER, 1991).
A mensuração da distância percorrida no movimento da marcha é de grande importância 
para verificar a eficiência do movimento. Caso o sujeito realize passos curtos, precisará de uma 
frequência de passos maior para se deslocar em uma determinada distância. Usar a estratégia 
de aumentar o número de passos, em vez de aumentar o comprimento do passo, faz com que o 
sujeito precise ativar mais vezes a musculatura responsável pela marcha para alcançar a distância 
de interesse. Portanto, com essa estratégia, o gasto energético será maior, e o movimento torna-
se menos eficiente.
Casos de ineficiência do movimento são verificados em sujeitos com patologias, como a paralisia 
cerebral. Essa doença neurológica compromete os movimentos do corpo, podendo afetá-lo de diferentes 
formas. A hemiplegia ocorre quando um dos lados do corpo, membros inferiores e superiores do ladoesquerdo ou membros inferiores e superiores do lado direito, tem sua movimentação comprometida. A 
diplegia é caracterizada pela paralização ou dos dois braços ou das duas pernas. E a tetraplegia se dá 
pela paralisia dos quatro segmentos corporais, braços e pernas.
A postura corporal na marcha de um sujeito com diplegia muda, os membros inferiores ficam com 
as articulações do quadril e joelho mais flexionadas, enquanto o tornozelo permanece o tempo todo 
estendido e em rotação. Esse posicionamento ocorre pelo fato de a doença afetar o tônus muscular, 
deixando-o mais rígido. Tal rigidez altera o comprimento do passo e da passada desses sujeitos, deixando-
os mais curtos. 
Vaughan et al. (1997) constataram diferenças nos valores do comprimento do passo entre 14 sujeitos 
com diplegia nos membros inferiores, 0,74 m, e 25 sujeitos normais, 1,14 m, no ciclo da marcha.
Como já discutimos, a redução no tamanho do passo e da passada no movimento da marcha torna-o 
menos eficiente. Para sujeitos com paralisia cerebral isso é ainda mais custoso para o aparelho locomotor, 
porque com a rigidez muscular imposta pela doença, a passada, além de curta, terá pouca energia 
elástica armazenada pelo músculo para ajudar na propulsão do movimento. Isso tornará o movimento 
da marcha do portador de paralisia cerebral menos eficiente.
Os movimentos das articulações do tornozelo, joelho e quadril no ciclo da marcha também são 
passíveis de mensuração e caracterização após sua filmagem. A figura a seguir mostra as curvas dos 
movimentos das articulações dos membros inferiores no ciclo da marcha (0 a 100%) no plano sagital. A 
curva inferior do gráfico representa os movimentos de flexão e extensão do tornozelo; a curva do meio, 
os movimentos de flexão e extensão do joelho; e a curva superior, os movimentos de flexão e extensão 
do quadril. 
Antes da interpretação do gráfico da figura a seguir, tenha em mente que os valores crescentes 
no eixo y das curvas indicam os movimentos de flexão articular, e os decrescentes, os de extensão. Já 
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o eixo x descreve o tempo no qual o movimento articular ocorreu no ciclo da marcha, sendo que de 
0 a 60% é a fase de apoio e de 60 a 100% é a fase de balanço.
Porcentagem do ciclo
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Quadril
Joelho
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0
-10
-20
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100
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Figura 75 – Representação gráfica dos movimentos articulares do tornozelo, 
joelho e quadril no ciclo da marcha 
No início da fase de apoio, quando o calcanhar toca o solo, a articulação do tornozelo estende. Esse 
movimento permitirá o aplainamento do pé no solo e ocorre em até aproximadamente 8% do ciclo 
da marcha. Após esse período, o tornozelo flexiona e amplia o movimento até os 45% do ciclo, o que 
permitirá a transposição da perna por cima do pé de apoio, garantindo a transferência do peso corporal 
do calcanhar para o antepé. Com o peso corporal concentrado no antepé, aos 46% do ciclo, o calcanhar 
é removido do solo com uma extensão de tornozelo, que fica cada vez mais ampla até a retirada dos 
dedos do chão aos 60% do ciclo da marcha. Essa última ação articular finaliza a fase de apoio da marcha 
(veja a figura anterior).
Na fase de balanço, o tornozelo flexiona e mantem-se assim para garantir a postura do pé. Se esse 
movimento não ocorrer, o pé ficará solto e poderá bater no chão, comprometendo a ação motora com 
um tropeço. Aos 90% do ciclo da marcha, o tornozelo volta a estender para preparar o pé para um 
novo apoio. O movimento de extensão iniciado no final da fase de balanço continua no início da fase 
de apoio, caracterizando a continuidade de um movimento cíclico como é o da marcha, o que pôde ser 
visto na figura anterior.
Ao verificar o movimento do tornozelo no ciclo da marcha é possível perceber que essa articulação 
tem duas funções importantes no movimento: a primeira, de aceleração, uma vez que na fase de apoio 
os movimentos estão condicionados para propulsionar o corpo para frente; e a segunda, de estabilização 
postural, já que na fase de balanço o tornozelo garante a postura correta do pé no ar para o sujeito não 
tropeçar e, na sequência, ajusta o posicionamento do pé para um novo apoio.
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A articulação do joelho também tem movimentos com funções características no ciclo da 
marcha. Conforme indicado no gráfico da figura anterior, no início da fase de apoio, o joelho 
já está flexionado – observe que o início da curva do movimento articular do joelho mostra um 
valor inicial maior do que zero. Com a colocação do calcanhar no solo, esse movimento de flexão 
aumenta até os 10% do ciclo da marcha. 
A importância da flexão do joelho no início da marcha relaciona-se com o controle de impacto no 
movimento. Se o joelho estivesse estendido nesse instante, a carga externa suportada pelo corpo seria 
maior, por não haver um amortecimento adequado gerado pelo movimento de flexão do joelho. Então, 
essa é a primeira função importante a ser considerada nessa articulação.
Para ajudar na transferência de peso do calcanhar para o antepé, entre 10% e 35% do ciclo da 
marcha, o joelho estende. Em seguida, como o calcanhar é retirado do solo, o joelho volta a flexionar, 
aumentando progressivamente a amplitude desse movimento até atingir o pico máximo de flexão aos 
70% do ciclo da marcha na fase de balanço. Na sequência, a perna deve acelerar em direção ao solo 
para preparar o corpo para um novo apoio, portanto, uma nova extensão de joelho será necessária até 
os 95% do ciclo da marcha. Nos 5% restantes do ciclo, verifica-se a preparação do corpo para recepção 
da próxima carga externa, que ocorrerá no contato do pé com o solo subsequente. 
A articulação do quadril executa dois movimentos amplos, de extensão e de flexão, no ciclo na marcha. 
Um pouco antes do início do apoio (aos 88% do ciclo da marcha), a perna que está em fase de balanço 
deverá acelerar para baixo, dessa forma, o movimento de extensão de quadril será necessário. Após o 
contato do pé com o solo, no início da fase de apoio, esse movimento de extensão de quadril continua e 
tem sua amplitude aumentada até os 54% do ciclo da marcha, a fim de garantir a transferência de peso 
do calcanhar para o antepé, auxiliando na propulsão do movimento.
Com a flexão da articulação do joelho e a retirada do calcanhar do solo, a coxa para de se deslocar 
para trás e começa a se deslocar para frente, promovendo a flexão da articulação do quadril. Com a 
flexão do quadril, a marcha transita da fase de apoio para a fase de balanço, e aos 88% do ciclo o quadril 
volta a estender para um novo apoio.
Os movimentos padrão do tornozelo, joelho e quadril dos sujeitos saudáveis são comparados aos 
de sujeitos com patologia. Tal comparação permite identificar diferenças que podem comprometer a 
eficiência da marcha, mas, mais do que isso, possibilita desenvolver tratamentos que resultarão na 
melhora da qualidade de vida de um sujeito com marcha patológica.
Para ilustrar como a análise cinemática dos ângulos articulares da marcha pode ser muito importante 
para o professor de Educação Física, os resultados e discussão do estudo de Yim et al. (2015) serão 
apresentados a seguir. 
Com o objetivo de investigar os efeitos da velocidade e da mudança dedireção na cinemática 
da marcha de sujeitos com rompimento do ligamento cruzado anterior, os autores Yim et al. (2015) 
filmaram o movimento da marcha de 35 sujeitos com ligamento rompido e compararam os movimentos 
articulares do joelho da perna lesionada com os da perna sem lesão (contralateral). 
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A figura a seguir mostra o gráfico da variação angular da fase de apoio do movimento da marcha 
para ambas as pernas, com e sem lesão.
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45
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0
Sujeitos sem rompimento do LCA
Sujeitos com rompimento do LCA
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Ciclo da marcha (%)
Figura 76 – Ilustração da variação angular do joelho no movimento da marcha de sujeitos com 
(curva vermelha) e sem (curva azul) rompimento do ligamento cruzado anterior 
A curva vermelha do gráfico representa o movimento do joelho com ligamento cruzado anterior 
rompido e a curva azul do joelho sem lesão, ambas na fase de apoio da marcha. É possível verificar que 
no início do apoio os dois joelhos apresentaram o movimento de flexão para controlar o impacto aplicado 
ao aparelho locomotor, sem prejuízos ou diferenças na amplitude articular entre as pernas. Já no final 
do apoio houve uma importante diferença no movimento de extensão do joelho para propulsionar o 
corpo; o joelho com ligamento cruzado anterior rompido diminuiu sua amplitude de extensão quando 
comparado ao movimento do joelho sem lesão (conforme a figura anterior).
Esse comportamento do joelho lesionado pode ser explicado ao pensarmos na característica da lesão 
do ligamento cruzado anterior. Com o rompimento desse ligamento, a instabilidade do joelho aumenta 
na direção anterior, isso porque a função do ligamento cruzado anterior, de evitar a anteriorização da 
tíbia, está prejudicada. Para realizar a extensão do joelho, o músculo do quadríceps, que está conectado 
na porção anterossuperior da tíbia, na tuberosidade tibial, encurta. Esse encurtamento provoca a tração 
da tíbia para frente. 
Sabendo que a estrutura passiva (ligamento cruzado anterior) que controla a anteriorização da tíbia 
está rompida, o sistema nervoso central impede a ação vigorosa do músculo do quadríceps no joelho 
que está com ligamento cruzado anterior rompido no final da fase de apoio da marcha. Com isso, 
há a proteção da estrutura articular, pois com menor extensão da articulação do joelho lesionado, o 
deslocamento anterior da tíbia será minimizado.
Ao discutir o comportamento da articulação do joelho, comandado pelo sistema nervoso central, 
para garantir a estabilidade no movimento da marcha de sujeitos com ligamento cruzado anterior 
rompido, percebe-se a importância de controlar a velocidade e a amplitude do movimento de extensão 
do joelho na prática de exercício físico para esses sujeitos. Um movimento articular mais amplo ou mais 
rápido nessa condição poderá provocar uma lesão mais grave na articulação do joelho. 
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Portanto, ao analisar e comparar as variações angulares de movimentos do cotidiano entre sujeitos 
saudáveis e com alterações no aparelho locomotor, é possível obter informações determinantes para 
aplicar na prática profissional, o que mostra a importância da análise cinemática para o profissional da 
área da saúde.
A garantia dos movimentos articulares da marcha ocorre devido à participação dos músculos para 
controlar e produzir o movimento. Então, para melhor entendimento do movimento, discutiremos as 
ações musculares na marcha a seguir.
 Lembrete
As ações musculares são registradas por eletrodos posicionados 
na superfície do ventre muscular. Esse instrumento pertence à área de 
investigação da Biomecânica conhecida por eletromiografia e possibilita 
observar se determinado músculo participa ou não do movimento e por 
quanto tempo se dá tal participação. 
Ao usar a cinemática e a eletromiografia para analisar os movimentos 
articulares executados pelos músculos na locomoção, é possível 
compreender o padrão coordenativo do movimento para controle do 
impacto e aceleração do movimento.
Para a movimentação do tornozelo na marcha, os músculos tibial anterior e tríceps sural trabalham 
no ciclo do movimento da forma representada nas duas próximas figuras. No início da fase de apoio, o 
movimento de extensão de tornozelo, que ocorre após o contato do calcanhar com o solo, é executado 
pela ação excêntrica do músculo tibial anterior. Com isso, toda região plantar pode ser aplainada sobre 
o solo de forma controlada. 
Em seguida, o tornozelo flexiona para acelerar a perna para frente e dá continuidade ao 
deslocamento do corpo na marcha. Essa ação é garantida pelo encurtamento do músculo tibial 
anterior com sua ação concêntrica.
Do apoio médio da fase de apoio da marcha até a retirada do calcanhar do solo, o músculo tríceps 
sural começa a agir. Inicialmente ele realiza uma contração excêntrica para controlar a aceleração da 
perna para frente. Em seguida, o pé será removido do solo, e para isso, o músculo tríceps sural agirá em 
contração concêntrica, para estender o tornozelo e empurrar o chão, no instante em que os dedos do pé 
estão apoiados no solo. Com essa ação, o pé desprenderá do solo e a fase de apoio finalizará (NORDIN; 
FRANKEL, 2014; WINTER, 1991).
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Ciclo da marcha (%)
Figura 77 – Gráfico que representa o envoltório linear da ativação muscular 
do tibial anterior no ciclo da marcha 
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Ciclo da marcha (%)
Figura 78 – Gráfico que representa o envoltório linear da ativação muscular 
do gastrocnêmio lateral no ciclo da marcha
Na fase de balanço, o tornozelo é mantido em flexão. Esse movimento articular é feito pela ação 
concêntrica do músculo tibial anterior para manter a postura do pé adequada nessa fase e evitar 
tropeços. Somente no final da fase de balanço é que se verifica o início da extensão do tornozelo para 
preparar o segmento para um novo apoio, mostrando a continuidade e repetição do movimento do 
tornozelo no ciclo da marcha (NORDIN; FRANKEL, 2014; WINTER,1991).
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Para a movimentação do joelho na marcha, os músculos do quadríceps apresentam picos de ativação nos 
seguintes instantes do ciclo do movimento (veja as duas próximas figuras). A articulação do joelho na marcha 
inicia com certa flexão e aumenta a amplitude desse movimento articular nos primeiros instantes do apoio 
do calcanhar com o solo. Tal ação é garantida pelo alongamento do complexo do quadríceps, que controla o 
impacto no movimento, portanto, o músculo age em contração excêntrica. Em seguida, o joelho é estendido 
para acelerar o corpo para cima e para frente e o complexo do quadríceps gera esse movimento por meio de 
seu encurtamento, então em ação concêntrica (NORDIN; FRANKEL, 2014; WINTER, 1991).
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Ciclo da marcha (%)
Figura 79 – Gráfico que representa o envoltório linear da ativação muscular 
 do vastolateral no ciclo da marcha 
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Ciclo da marcha (%)
Figura 80 – Gráfico que representa o envoltório linear da ativação muscular 
do reto femoral no ciclo da marcha 
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Após essa ação inicial no músculo do quadríceps, principalmente para o controle do impacto no 
movimento da marcha, os músculos vasto lateral, vasto medial e vasto intermédio não participam mais 
do movimento até os 90% do ciclo da marcha. Entretanto, ao visualizar o gráfico da figura anterior, que 
informa a ação do músculo reto femoral, verifica-se a participação desse músculo na transição da fase 
de apoio para fase de balanço da marcha.
O músculo reto femoral é biarticular, faz a extensão do joelho e participa da flexão do quadril. Na 
transição da fase de apoio para a fase de balanço, o quadril flexiona para remover a perna do solo; com 
isso, o músculo reto femoral é acionado em contração concêntrica para realizar esse movimento em 
conjunto com o complexo do iliopsoas. Quando o movimento do quadril na fase de balanço é alterado 
para extensão aos 95% do ciclo da marcha, o músculo reto femoral, em contração excêntrica, controla a 
aceleração para baixo do segmento coxa-perna-pé, minimizando o impacto entre corpo e solo no apoio 
subsequente (NORDIN; FRANKEL, 2014; WINTER, 1991).
Para a movimentação do quadril na marcha, os músculos glúteo máximo e do complexo isquiotibial 
(bíceps femoral, semitendíneo e semimembranáceo) trabalham no ciclo do movimento conforme 
apresentamos anteriormente. No instante do apoio, a articulação do quadril não pode ser flexionada 
em amplitude demasiada, para não desequilibrar o corpo para frente. Então, os músculos glúteo máximo 
e bíceps femoral trabalham em contração excêntrica para controlar o movimento de flexão do quadril. 
Logo em seguida, a articulação do quadril precisa acelerar a perna para trás, e os músculos glúteo máximo 
e bíceps femoral realizam a contração concêntrica para estender o quadril e auxiliam na propulsão do 
corpo para frente. 
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Ciclo da marcha (%)
Figura 81 – Gráfico que representa o envoltório linear da ativação muscular 
do bíceps femoral no ciclo da marcha
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Ciclo da marcha (%)
Figura 82 – Gráfico que representa o envoltório linear da ativação muscular 
do glúteo máximo no ciclo da marcha 
Aos 79% do ciclo da marcha, o músculo bíceps femoral, que também atua na articulação do joelho, 
é acionado em contração excêntrica para controlar a extensão do joelho na fase de balanço. A partir daí, 
os músculos que trabalham no quadril estarão ativados para garantir a postura adequada da perna para 
um novo apoio (NORDIN; FRANKEL, 2014; WINTER, 1991).
Os músculos que estabilizam o tronco, eretores da espinha e reto do abdome, também são muito 
importantes para o controle do movimento da marcha (veja as duas próximas figuras). 
Os eretores de espinha, conforme a figura a seguir, trabalham em contração isométrica, evitando 
os movimentos de extensão e controlando os movimentos de flexão de coluna, nos instantes do ciclo 
da marcha que o corpo pode oscilar mais (são eles o apoio do calcanhar com o solo e a transição da 
fase de apoio para a fase de balanço). No apoio do calcanhar com o solo, o corpo se choca com o chão, 
é um instante de frenagem do movimento da marcha, então se os músculos eretores de espinha não 
apresentarem uma ação importante nesse instante, a coluna tende a flexionar e o movimento terá 
seu equilíbrio alterado. Na transição da fase de apoio para a fase de balanço, verifica-se a propulsão 
do movimento. Como o pé empurra o solo, há a possibilidade de ocorrer a extensão de coluna, 
portanto, os músculos eretores da espinha agem em contração isométrica para evitar oscilações entre 
as vértebras da coluna.
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Ciclo da marcha (%)
Figura 83 – Gráfico que representa o envoltório linear da ativação muscular 
dos eretores da espinha no ciclo da marcha 
0 60 100
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Ciclo da marcha (%)
CV = 37.5%
Mean(µV) = 7.3
Figura 84 – Gráfico que representa o envoltório linear da ativação muscular 
do reto do abdome no ciclo da marcha 
O músculo reto do abdome (veja a figura anterior) apresenta ativação, em contração isométrica, 
em todo ciclo. Isso mostra a importância em selecionar exercícios com o objetivo de desenvolver força 
muscular isométrica resistente com a coluna ereta. Em postura bípede, a ação do reto do abdome é 
exigida constantemente, portanto, esse grupamento muscular deve ser muito bem treinado para evitar 
lesões na coluna.
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Como visto nos parâmetros cinemáticos, os parâmetros eletromiográficos podem apresentar 
diferenças em sua ativação ao considerar grupos diferentes. Sacco e Amadio (2000) verificaram 
pico de ativação reduzido e atraso na resposta eletromiográfica dos músculos vasto lateral e 
tibial anterior de diabéticos neuropatas comparados aos sujeitos sem patologia. O músculo tibial 
anterior apresentou ativação menor e atrasada no início do apoio do movimento da marcha, 
fato que favorece o descontrole do aplainamento do pé no solo, dada a função do músculo tibial 
anterior na marcha. A ocorrência de úlceras na região plantar dos metatarsos foi associada à 
ineficiência no controle do aplainamento do pé no solo, fenômeno este que pode ser um dos 
fatores contribuintes para tal lesão.
O músculo vasto lateral também apresentou atraso e menor pico de ativação no início do apoio do 
pé com o solo, conforme indicado por Sacco e Amadio (2000). Nesse instante é o calcanhar que entra 
em contato com o solo, região do pé de diabéticos neuropatas também mais suscetível à incidência de 
úlceras. Assim, novamente os autores discutem a possibilidade da falta de controle no amortecimento 
do segmento coxa-perna-pé no início do apoio, que pode facilitar a ocorrência de úlceras na região do 
calcanhar por falha de ativação do músculo vasto lateral.
Apesar de a eletromiografia trazer alguns indicadores da sobrecarga local na região plantar dos 
diabéticos neuropatas, o instrumento que efetivamente mede a força local é a palmilha ou plataforma 
de pressão plantar. 
Nazário, Santos e Ávila (2011) verificaram o padrão da distribuição de pressão plantar, com a 
plataforma Emed, de cinco sujeitos normais, e mostraram que as áreas com maior pico de pressão 
foram o calcanhar e o antepé. O outro grupo analisado pelos mesmos autores, com seis sujeitos, tinha 
o pé plano, e por conta dessa alteração estrutural no formato do pé, o grupo mostrou menores picos de 
pressão no calcanhar e no antepé e maior pico de pressão no médio-pé quando comparado ao grupo 
de sujeitos normais.
Percebe-se que a pressão plantar pode sofrer influência em função