ANÁLISE DA CARGA MECÂNICA NO JOELHO

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XICBB'2005
ANÁLISE DA CARGA MECÂNICA NO JOELHO DURANTE O
AGACHAMENTO LIVRE COM BARRA.
Rogério Pessoto Hirata1 e Marcos Duarte1.
1 USP/Escola de Educação Física e Esporte – Laboratório de Biofísica.
There is a concept diffused among physical
educatiors and physical therapists that knee joint
should not overpass the feet’s tip in the anterior-
posterior direction during any kind of squat in order
to diminish the imposed mechanical load to this
joint. In this study we estimated the forces and
torques acting in the knee joint, by means of inverse
dynamic, in order to clarify the above issue. For
that, 12 healthy adults performed squat movements
in two diferent conditions: knee not overpassing
toes’ vertical line (NU) and knee overpassing this
vertical line (U). The knee mechanical load was
estimated, and the peak of the patellofemoral force
was around 49% higher in the U condition than in
the NU condition. Accordingto this finding, it is
concluded that both mechanical load in the knee
joint and patelofemoral compressive force may be
diminished when performing squat with knee not
overpassing toes’ vertical line.
Key-words: knee, inverse dynamics, squat,
patellofemoral force.
Introdução
Agachamentos, executados em diversas
formas, são exercícios importantes e bastante utilizados
em treinamento e reabilitação (Wretenberg, Feng et al.,
1996; Escamilla, Fleisig, Zheng et al., 2001,Escamilla,
Fleisig, Lowry et al.,2001).
A força patelofemoral (FPF) produz estressena
articulação do joelho, especificamente na região da
cartilagem articular da patela e superfície patelar do
fêmur. Picos excessivos desta força contribuem para a
degeneração desta articulação podendo acarretar
patologias como condromalácia patelar e osteoartrite
(Escamilla, 2001). Alguns estudos estimaram essa força
(Reilly e Martens, 1972; Escamilla, Fleisig et al., 1998;
Escamilla, Fleisig, Zheng et al., 2001; Escamilla,
Fleisig, Lowry et al., 2001; Cohen, Roglic et al., 2001)
e a relação entre ângulo do joelho e FPF foi
estabelecida, sendo que quanto maior o ângulo de flexão
do joelho, maior aFPF.
Apesar de vários estudos terem investigado o
exercício de agachamento,ainda não é entendido
completamente o quanto aposição relativa do joelho em
relação à ponta do pé (PRJ – projeção no eixo antero-
posterior do vetor posição da marca localizada no
segundo metatarso menos o vetor posição do centro
articular do joelho) afetaa carga mecânica no joelho.
Estudos mais recentes se preocuparam em
estudar arelação entrePRJ e o respectivo torqueinterno
articular líquido (que será referenciado apenas como
torque articular neste texto) no joelho e quadril (Fry,
Smith et al., 2003 e Abelbeck, 2002) já que existe um
conceito difundido entre profissionais da área de que o
joelho não deve ser demasiadamente anteriorizado em
relação ao tornozelo quando é realizada a flexão do
joelho (Fry, Smith et al., 2003). A razão desta instrução
é devido a magnitude da pressão patelofemoral, um dos
fatores associados à lesão no joelho, que pode ser
drasticamente aumentadaou diminuída deacordo como
modo de execução dos exercícios (Escamilla, Fleisig,
Zheng et al., 2001).
Ambos os estudos que investigaram a relação
da posição do pée a demanda mecânica nasarticulações
(Abelbeck, 2002; Fry,Smith et al.,2003) selimitaram a
uma análise bidimensional do movimento, levando em
consideração somente os movimentos, forças e torques
em relação ao plano sagital do movimento. Abelbeck,
não utilizou indivíduos humanos no experimento pois
simulou em computador o movimento investigado. Fry
e colaboradores (Fry, Smith et al., 2003) não levaram
em consideração as acelerações dos segmentos e força
de reação do solo.
Portanto, o comportamento dos torques
internos na articulação do joelho e quadril em relação à
PRJ nunca foi investigado em indivíduos humanos
durante uma análisedinâmicatridimensional.
Visto a inexistência de trabalhos investigando,
no agachamento, a relação entre PRJ e FPF e a
simplicidade metodológica dos existentes (Fry, Smith et
al., 2003; Abelbeck, 2002) que calcularam os torques
articulares, o objetivo do presente estudo foi calcular de
forma mais acurada possível os torques articulares e a
forçacompressiva patelofemoraldurante o agachamento
realizado de forma dinâmica por indivíduos experientes
na tarefa.
Mater iais e Métodos
Sujeitos: Participaram deste estudo doze indivíduos (8
homens e 4 mulheres) com experiência mínima de 3
anos em agachamento livre. O tempo médio que esses
indivíduos praticavam o movimento analisado foi de 6
anos (3 – 17). A altura média (± 1 desvio padrão) dos
indivíduos foi de 171±11 cm, massa média de 67±11 kg
e idade média de 26±6 anos. Nenhum dos participantes
reportou algum tipo de lesão nos membros inferiores e
todos só realizaram o experimento após assinarem um
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termo de consentimento de acordocom o comitê de
ética local da Universidade de São Paulo.
Tarefa: Os indivíduos realizaram o agachamento com
carga em duas condições diferentes: a) joelho não
ultrapassando a linha vertical que passa pelos dedos do
pé (NU); b) joelho ultrapassando essa linha vertical (U).
A carga para cada indivíduo equivaleu a 40% de sua
massa corporal. A ordem de execução dos
agachamentos foi aleatória entre os sujeitos sendo que
em cada condição o indivíduo deveria realizar cerca de
15 agachamentos. A posição dos pés não foi imposta,
sendo que os sujeitos adotaram a posição mais
confortável para eles, o que de acordo com Escamilla e
colaboradores (Escamilla, Fleisig, Zheng et al., 2001),
não interfere nas forças no joelho durante o
agachamento. O ritmo de execução foi controlado por
um metrônomo com freqüência de 40 batidas por
minuto. Cada batida do metrônomo correspondia à
posição ereta ou à posição de máxima flexão do joelho.
Desta forma, cada movimento completo de
agachamento durou 3 s. Todos não alegaram fadiga
durante a execução do movimento. Em adição ao
agachamento, os sujeitos realizaram medidas de
controle para o experimento (descritas aseguir).
Coleta de dados: Para a análise biomecânica do
agachamento, foram coletados dados relativos ao
movimento dossegmentosdo corpo (cinemática), forças
externas sobre o corpo e características antropométricas
do sujeito.
Para a análise cinemática tridimensional do
agachamento, foram utilizadas cinco câmeras digitais (4
JVC 9800 e 1 JVC DRV800U, JVC Inc.) todas com
freqüência de aquisição de 60 Hz. Marcas refletivas
foram colocadas em proeminências anatômicas nas
seguintes localizações do corpo (Cappozzo, Catani et
al., 1995): espinhas ilíacas ântero-superior esquerda e
direita e espinhas ilíacas póstero-superior esquerda e
direita, trocânter maior, epicôndilo lateral do fêmur e
epicôndilo medial do fêmur, ápice da cabeça da fíbula,
tuberosidade da tíbia, ápice distal do maléolo lateral e
ápice distal do maléolo medial, calcâneo, cabeça do
quinto metatarso, cabeçado segundo metatarso e cabeça
do primeiro metatarso do membro inferior direito. Duas
marcasadicionais foram utilizadasdurante acoleta, uma
no centro da plataforma informando assim a posição da
plataforma e outranaporção lateraldireitado tronco, na
altura do processo xifóide durante a realização datarefa.
Para minimizar os erros de medição dos dados
cinemáticos, utilizou-se a técnica de calibração do
sistema anatômico (CAST) proposto porCappozzoe
colaboradores (Cappozzo, Catani et al., 1995). Para
tanto, utilizou-se dois clusters com quatro marcas
Cappozzo, Cappello et al., 1997, um na perna e um na
coxa.
Os participantes realizaram o agachamento
sobre uma plataforma de força (AMTI DAS-6, AMTI)
que mensurou os torques e forças exercidas pelo sujeito
nosolo durante o movimento, sendo que somente o
membro direito tocava a plataforma durante todo o
período decoleta.Escamilla ecolaboradores(Escamilla,
Fleisig, Lowry et al., 2001)mostraram que a análise é
similar entre os membros durante o agachamento, o que
possibilita analisar somente um membro e inferir os
resultados ao outro não analisado, visto a simetria do
movimento de agachamento. Para aquisição dos dados
da plataforma de força foi utilizado um computador PC
com uma placa de aquisição de dados (A/D) de 16 bit
modelo PCI 6033 (National Instruments) e freqüência
de aquisiçãode 60Hz. Para sincronização dos dados
cinemáticos e cinéticos, foi utilizado um sincronizador
que ao ser acionado emitiadois sinais: umluminoso que
era visto por todas as câmeras e um elétrico que era
enviado para o sistema de aquisição de dados da
plataforma de força.
Análise dos dados: A digitalização das marcas foi
realizadano softwareAPAS (Ariel inc) e a reconstrução
tridimensional foi feita utilizando o algoritmo
transformação linear direta (DLT) (Abdel-Aziz e
Karara, 1971) implementado em Matlab. Para
alisamento dos dados cinemáticos, splines quínticas
foram ajustadas aos dados (Wood, 1982) utilizando a
função ‘spaps’ do da tollbox de spline do Matlab. Os
dados da plataforma de força foram alisados por um
filtro Butterworth de 4º ordem, passa baixa com
freqüência de corte de 30Hz.
As coordenadas do centro articular do quadril
foram determinadas por otimização numérica de acordo
com Piazza e colaboradores (Piazza, Okita et al., 2001),
e expressas a partir do sistema de coordenada da pélvis.
Foi determinada a posição dos eixos e planos
articulares como descrito por Cappozzo e colaboradores
(1995) para que os torques e forças fossem
representadas nos eixos da própria articulação. Uma
rotina computacional foi escrita em ambiente MatLab
para calcular posições, velocidades e acelerações
lineares e angulares durante o agachamento.
Os torques e forças internas articulares
resultantes foram calculados utilizando um modelo de
segmentos rígidos tridimensional pelo método de
dinâmica inversa que considerou a força gravitacional
sobre abarra esobre os segmentos, a força de reação do
solo, e as acelerações dos segmentos. As propriedades
inerciais do segmento foram calculadas de acordo com
os ajustes propostos por De Leva, (1996) do modelo
antropométrico de Zatsiorsky e colaboradores
(Zatsiorsky, Seluyanov etal., 1990). A forçado
quadríceps foi determinada dividindo-se o torque
extensor do joelho pelo braço de alavanca do músculo
quadríceps. Finalmente, para o cálculo da força
patelofemoral(FPF), foi utilizadauma equação proposta
por Matthews e colaboradores (1977).
As forças estudadas (força do quadríceps e
força patelofemoral) foram normalizadas pelo peso
corporal do indivíduo, enquanto que os torques
articulares (tornozelo, joelho e quadril) foram
normalizados pelo peso corporal vezes a altura do
sujeito.
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Análise Estatística: Foi utilizado o teste-t pareado com
nível de significância de 0.05 para identificar diferenças
entre as condições NUe U, e as variáveis estudadas
foram as seguintes: ângulo do tornozelo e joelho, PRJ,
torque no tornozelo, joelho e quadril, FQ e FPF. Todas
as variáveis citadas, com exceção da PRJ, foram
estudadas no instante em que a força compressiva era
máxima. O software utilizado foi para essa estatística
(teste-te correlações) foi o Matlab 6.5 (Mathworks inc).
Resultados
Na Figura 1, está representada a força do
quadríceps normalizada (FQ) para um indivíduo
representativo da média em ambas as condições (NU e
U). Nota-se que a solicitação do músculo quadríceps é
maior na condição Uque na NU.
A força do quadríceps (FQ) normalizada pelo peso
corporal (PC) foi maior na condição U que na condição
NU (p=0,0009) sendo em média 5,7±1,6 PC na
condição NU e 7,5±2,2 na condição U. Na Figura 2, é
possível observar o pico da FQ para os 12 sujeitos em
ambas as condições, sendo queem NU asforças tendem
a serem menores na maioria dos sujeitos.
Figura 1: Força do quadr íceps (FQ) normalizada pelo peso
corporal (PC) par a um sujeito nas condições: não ultr apassando o
joelho (NU) em azul e ultr apassando o joelho (U) em vermelho.
0
2
4
6
8
10
12
14
1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12
Su je i tos
F
Q
(P
C
)
NU
U
Figur a 2: Força do quadr íceps (FQ) normalizada pelo peso
corporal (PC) para cada indivíduo nas condições não
ultr apassando o joelho (NU) em azul e ultr apassando o joelho (U)
em ver melho.
A força compressiva foi normalizada pelo peso do
indivíduo sendo que a força compressiva foi em média
49±34% maior nacondição U (p=0.0005).
Na Figura 3, podemos observar como a FPF
normalizada pelo peso corporal do sujeito (PC) se
comportou para todos os sujeitos analisados. Nota-se
que apenas para o indivíduo 1, aFPF não foimaior.
0
2
4
6
8
10
12
14
16
18
1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12
S u j e i to s
F
P
F
(P
C
)
N U
U
Figur a 3: Força patelofemoral (FPF) nor malizada pelo Peso
corporal dosujeito (PC) nas condições: não ultr apassandoo joelho
(NU) eultr apassando ojoelho (U).
Discussão
Visandocomplementar os resultados dosestudos
anteriores com uma análise mais acurada e determinar a
força compressiva patelofemoraldurante o agachamento
nas condições em que o joelho passa ou não a linha do
pé, o presente estudo utilizou uma série de técnicas
reconhecidas pelos biomecânicos como bastante
acuradas. Estas técnicas foram: uma análise
tridimensional (Alkjaer, Simonsen et al., 2001), com a
utilização do sistema de clusters de marcas para
melhorar a reconstrução das marcas anatômicas
(Cappozzo, Catani et al., 1995), o método funcional de
localização do centro articular do quadril (Piazza, Okita
et al., 2001), e os torques e forças foram calculados nos
eixos locais da articulação envolvida (Cappozzo, Catani
et al., 1995). Além disso, no experimento foi controlada
a cadência do movimento com um metrônomo e a
análise foi feita baseada na média de vários ciclos
obtidos pela normalização temporal das tentativas.
Paraque os participantes alcançassem o objetivo de
realizar o agachamento passando o joelho da linha
horizontal do pé, a técnica de execução teve que ser
alterada como visto na variação dos ângulos articulares
do joelho e tronco. Na condição U (onde o indivíduo
ultrapassa o joelho da linha do pé) o ângulo do joelho
foi menor,enquanto que o participanteinclinou menos o
troncoà frente para manter a projeçãodo centrode
massa dentro da base de suporte. Na condição NU (o
indivíduo não ultrapassa o joelho da linha do pé), onde
o ângulo do joelho foi maior, o quadril do sujeito teve
que se mantermais para trás para que o joelho não
passasse a linha horizontal da ponta do pé. Para evitar a
queda para trás, era necessário que o participante
inclinasse seu tronco à frente, mantendo assim a
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projeção vertical do centro de massa dentro da base de
suporte dos pés, o que promovia o equilíbrio do
participante durante o movimento.
Conclusão
Não passar o joelho da linha do pé diminui a força
de compressão patelofemoral, levando assim a uma
menor solicitação mecânica nesta articulação.
URL da página: www.usp.br/eef/lob
Agradecimentos: Gostaria de agradecer à FAPESP
(www.fapesp.br) pelo apoio financeiro. Número do
processo: 03/03489-9
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e-maildos autores:
rirata@usp.br;
mduarte@usp.br.