Prévia do material em texto
UNIVERSIDADE DE MOGI DAS CRUZES SILVIA MARIA DOS SANTOS DESENVOLVIMENTO E VALIDAÇÃO DE UM SIMULADOR PARA APRENDIZAGEM DA TÉCNICA POMPAGE NA FISIOTERAPIA Mogi das Cruzes, SP 2009 Livros Grátis http://www.livrosgratis.com.br Milhares de livros grátis para download. UNIVERSIDADE DE MOGI DAS CRUZES SILVIA MARIA DOS SANTOS DESENVOLVIMENTO E VALIDAÇÃO DE UM SIMULADOR PARA APRENDIZAGEM DA TÉCNICA POMPAGE NA FISIOTERAPIA Orientadora: Profª Drª Annie France Frère Slaets Mogi das Cruzes, SP 2009 Dissertação apresentada à Universidade de Mogi das Cruzes, como pré-requisito para obtenção do Título de Mestre no Programa de Pós-Graduação Integrada em Engenharia Biomédica. Santos, Silvia Maria. Desenvolvimento e validação de um simulador para aprendizagem da técnica Pompage na fisioterapia. 2009. 88f. Dissertação de mestrado em Engenharia Biomédica – Universidade de Mogi das Cruzes, Mogi das Cruzes, 2009. O título que consta na folha de aprovação “Simulador da técnica Pompage para ensino e treinamento de fisioterapeutas” foi modificado pela banca examinadora que sugeriu: “Desenvolvimento e validação de um simulador para aprendizagem da técnica Pompage na fisioterapia”. DEDICATÓRIA Dedico aos meus pais e a todos os interessados em aprimorar seus conhecimentos na terapia manual. AGRADECIMENTOS Agradeço minha orientadora Profª Drª Annie France Frère Slaets, pela dedicação e paciência, principalmente nos meus momentos de indecisão. Sua experiência profissional tranqüilizou minha ansiedade. À todos os meus professores do mestrado pelos ensinamentos e em especial ao Profº Drº Jean Jacques Bonvent, sempre solícito. Aos funcionários do NPT. A Faculdade do Clube Náutico Mogiano, aos seus professores e fucionários, em especial ao Prof Dr. Rafael Cusatis Neto, Profª Ms. Nazarete Pereira Ferreira Alves e a Profª Ms. Ivana Arigoni, Profª Ms. Maria Helena Gordoni e Prof° Luiz Carlos Guanabara. Minhas colegas do “Laboratório Aladim”, Bel, Margarida, Nana, Carmem e Tatiany, sempre prontas a ajudar, tornando minha caminhada mais alegre. É sempre bom fazer e fortalecer novas amizades. Aos parceiros do Doutorado que souberam com humildade estender a mão para ajudar com carinho e emprestar o ombro para me consolar. Muito obrigado mesmo Rico, Terigi, Alessandro, Helinho, Jack, Meire, Mônica, Jaqueline, Bi, Andréa, e Gabriela, sem vocês com certeza teria carregado muitas pedras. Ao Prof Anderson da Mecânica que com capricho transformava o velho em novo. Às amigas e poliglotas Eliane Midori, Rosa Chacon e Maria Inês por abrir mão de seus momentos de lazer para me auxiliar. Pela compreensão da importância deste estudo, meus amigos do IMFE, Patrícia, Marcelo, Miriam, Eliane, Aldivan, Alexandre, Flávio, Carolina, Gabriela, Keiko, Talita, Tatiane, Dáfine, Marcos, Jussara e Rozana souberam ter paciência nos meus momentos de estresse. Ao pescoço amigo de Jaqueline e as mãos habilidosas da sua mãe artista, que incansavelmente fizeram minhas idéias se transformar no concreto. Obrigado por abrir seu lar à uma desconhecida e pelas guloseimas de Domingo. À Glória, Sandra, Rita e Beto por serem meus amigos de fé. À minha irmã Regina que sempre se sujeitou à ser minha cobaia desde à graduação. A todos os voluntários, pois sem eles não concluiria este estudo. “Vou pedir-lhes algo de novo. Que observem. Que apalpem com as mãos e não com instrumentos. E depois que, em vez de acreditar no que leram, acreditem no que perceberam”. (Francoise Mézières) RESUMO A técnica Pompage, desenvolvida pelos osteopatas com a finalidade de remodelar a arquitetura de base do tecido conjuntivo, tem ação na musculatura, nas articulações e no alívio da dor. Esta manobra que proporciona tensão sobre a fáscia, deve ser realizada em três etapas distintas: tensionamento, manutenção do tensionamento e retorno parcial, com amplitude e tempos determinados. Esses parâmetros são apresentados ao aluno por meio de demonstração prática em voluntários, de modo subjetivo e de difícil reprodução. Portanto devido a dificuldade do aluno durante o treinamento, em visualizar o deslocamento e detectar a pressão exercida sobre a pele durante a manobra, foi desenvolvido e avaliado um modelo anatômico da região cervical que através de simulação dos tempos de deslocamentos específicos da técnica Pompage, permitiu o treinamento desta manobra para alunos e profissionais da fisioterapia. Para tanto foi confeccionado um modelo anatômico de gesso, com borracha de silicone e látex para simular os tecidos moles, enquanto uma estrutura de resina plástica representou a coluna óssea cervical. Um manômetro foi embutido para mensurar a pressão exercida e um sensor ótico foi fixado sobre a 7ª vértebra cervical do modelo anatômico para mensurar os deslocamentos realizados na pele simulada em função do tempo. Uma guia padrão foi estabelecida a partir da média das manobras realizadas por 5 profissionais experientes na técnica. Vinte e seis voluntários sem experiência na técnica treinaram a manobra procurando seguir a guia padrão durante aproximadamente 45 minutos por cinco dias consecutivos. Os dados referentes ao deslocamento e pressão efetuados foram analisados com o Matlab 2007 e mostraram 22,98% de melhora, com relação aos deslocamentos da pele simulada, depois de 5 dias de aprendizagem. Após o treinamento, 77% dos voluntários apresentaram forte e muito forte correlação com a guia padrão assim como uma diminuição do desvio padrão da pressão exercida na última manobra comparada com a média da pressão dos profissionais. O simulador proporcionou evidencias mensuráveis, do auxílio dado ao aprendizado da técnica Pompage e permitirá a execução desta manobra com movimentos corretos, precisos e reprodutíveis. Palavras-chave: simulador, técnica Pompage, quantificação de parâmetros, auxílio a aprendizagem. ABSTRACT The Pompage technical, developed by osteopaths with the purpose of remodeling the basic architecture of connective tissue, has action in muscles, joints and pain relief. This maneuver provides tension on the fascia, should be performed in three distinct stages: tension, maintaining the tension and partial return, with determined amplitude and times. These parameters are presented to the student through practical demonstration on volunteers, in a subjective way and difficult reproduction. Therefore due to the difficulty of the student during the training to visualize the movement and detect the pressure on the skin during the maneuver, an anatomical model of the cervical region was developed andevaluated through simulation of the specific displacements’ times of the Pompage technical, that allows the training of this maneuver for students and physiotherapies professionals. For this, an anatomical model of gypsum was made, with silicone rubber and latex to simulate the soft tissues, while a structure of plastic resin represented the cervical spine bone. A manometer was embedded to measure the pressure exercised, and an optical sensor was fixed on the 7th cervical vertebra of the anatomical model to measure the displacements accomplished on the simulated skin in function of time. A standard guide was established from the average of maneuvers accomplished by 5 experienced professionals in the technical. Twenty-six volunteers without experience in the technical trained the maneuver trying to follow the standard guide during approximately 45 minutes for five consecutive days. The data relating to displacement and pressure made were analyzed with Matlab 2007 and showed 22.98% of improvement, with regard to the simulated skin displacement, after 5 days of learning. After the training, 77% of volunteers showed strong and very strong correlation with the standard guide as well as a decrease in standard deviation of the pressure in the last maneuver compared with the average pressure of the professionals. The simulator provides measurable evidence of learning assistance of the Pompage technical and will allow the execution of this maneuver with correct, accurate and reproducible movements. Keywords: simulator, Pompage technical, quantification of parameters, learning assistance. LISTA DE FIGURAS Figura 1: (a) Dissecação mostrando a fáscia ao redor e de revestimento; (b) Fáscia superficial do músculo peitoral maior........................................24 Figura 2: (a) Analogamente a laranja representa a fáscia e o músculo; (b) Fáscia profunda envolvendo o tecido muscular...............................................25 Figura 3: A tensão se propagando sobre a malha inteira.........................................26 Figura 4: A fáscia profunda visualizada no “esfolado vivo”. .....................................27 Figura 5: Curva de tensão–comprimento com suas diferentes regiões....................28 Figura 6: Esquema das fibras de colágeno com formações anormais de pontes cruzadas e a restrição quando ocorre o alongamento. ........................30 Figura 7: Visão lateral do procedimento de palpação, seguida de visão superior do mesmo procedimento......................................................................31 Figura 8: Configurações de mãos usadas para tentativas de manipulação. Configuração curvada (esquerda) e configuração plana (direito).........32 Figura 9: Radiografias simples demonstrando a sobreposição da anatomia óssea e os elementos sensórios radiopacos inseridos na almofada sensória de pressão. A configuração curvada é mostrada à esquerda e a configuração plana é mostrada à direita. .......................33 Figura 10: (a) Modelo das vértebras lombares no interior do manequim, sustentadas com EVA; (b) Modelo de manequim coberto por EVA. ....35 Figura 11: Diagrama esquemático do SPS (Simulador de Fisioterapia Espinhal)....36 Figura 12: O Harrison Ajusting Instrument (HAI) em contato com a célula de carga montada sobre a mesa...............................................................38 Figura 13: Apresentação esquemática do sistema desenvolvido para medição da rigidez do tecido em músculo extensor do antebraço. .........................39 Figura 14: A dinâmica biomecânica sonda de medição da pele...............................40 Figura 15: Sistema para mensurar a profundidade. .................................................40 Figura 16: Medidas de ângulos espinhais em posição neutra, flexão, e extensão e a típica entrada e saída derivada dos testes.....................................42 Figura 17: Jogo de instrumentos de mensuração do sujeito. a) microfones; b) unidade eletrônica de interface. ...........................................................43 Figura 18: À esquerda: Determinação da referência do posicionamento. À direita: O Spin -T colocado num modelo de espuma em formato de cabeça..................................................................................................44 Figura 19: Dispositivo experimental e procedimento teste para avaliar a sensibilidade cinestísica cervical..........................................................45 Figura 20: O flexicurve foi posicionado ao longo da pele posterior contornando a região cervical da protuberância occipital externa (EOP) até a proeminência da vértebra (VP). .........................................................46 Figura 21: Molde gessado da região posterior do pescoço no modelo feminino......47 Figura 22: União da região anterior e posterior do molde de gesso.........................48 Figura 23: Modelo de resina plástica da coluna cervical inserida no molde de gesso....................................................................................................48 Figura 24: Borracha de silicone preenchendo o molde. ...........................................49 Figura 25: Modelo de silicone revestido com uma camada de látex, uma camada de filme de PVC e uma camada com meia de poliamida e elastano. .49 Figura 26: (a) Braçadeira, manômetro e pêra; (b) Inseridos no modelo...................50 Figura 27: Garrafa plástica, em processo de secagem da borracha de silicone. .....50 Figura 28: Modelo de silicone revestido com a pele simulada. ................................51 Figura 29: (a) Braçadeira plástica; (b) Braçadeira plástica prendendo o tecido na parte inferior do ....................................................................................51 Figura 30: Aparelho de estética facial Vácuo Spray.................................................52 Figura 31: Ventosa tipo sininho. ...............................................................................53 Figura 32: Régua milimetrada fixada na ventosa. ....................................................53 Figura 33: Mensuração sobre a sétima vértebra cervical com sujeito em posição de decúbito ventral ...............................................................................53 Figura 34: Fuso para ajuste do sensor fixado sob a maca.......................................55 Figura 35: Tiras de velcron e alumínio fixando o modelo. ........................................56 Figura 36: Gráfico com a amplitude de deslocamento da pele em função do tempo. ..................................................................................................57 Figura 37: A guia padrão da técnica Pompage com os 4 ciclos. ..............................58 Figura 38: Guia com linha demarcadora. .................................................................58 Figura 39: Deslocamento da pele. (a) do voluntário; (b) do modelo anatômico. ......62 Figura 40: Pompage sendo realizada no simulador com o auxílio do feedback.......63 Figura 41: Gráfico com a média da primeira manobra. ............................................64 Figura 42: Gráfico com a primeira manobra do V14.................................................65 Figura 43: Gráfico com a primeira manobra do V12.................................................65 Figura 44: Gráfico com a primeira (linha azul) e a última (linha vermelha) manobra do V18...................................................................................66 Figura 45: Gráfico com a primeira (linha azul) e a última (linha vermelha) manobra do V7.....................................................................................66 Figura 46: Correlação da primeiramanobra e a guia padrão. ..................................67 Figura 47: Correlação da última manobra e a linha guia..........................................67 LISTA DE TABELAS Tabela 1: Classificação da correlação. .....................................................................60 Tabela 2: Dados dos voluntários e do modelo anatômico. .......................................61 Tabela 3: Respostas dos profissionais para cada pergunta do questionário............62 Tabela 4: Porcentagem de pixels em comum na guia padrão e no traçado dos voluntários, porcentagem de melhoria e médias..................................64 Tabela 5: Classificação da correlação dos voluntários na primeira manobra e última manobra. ...................................................................................68 Tabela 6: A pressão exercida pelos profissionais e médias. ....................................69 Tabela 7: Média da pressão nos ciclos durante a primeira manobra realizada pelos voluntários. .................................................................................69 Tabela 8: Médias e desvio padrão da pressão exercida pelos profissionais e voluntários na primeira manobra..........................................................70 Tabela 9: Média da pressão nos ciclos durante a última manobra realizada pelos voluntários............................................................................................70 Tabela 10: Médias e desvio padrão da pressão exercida pelos profissionais e voluntários na última manobra. ............................................................71 SUMÁRIO 1 INTRODUÇÃO....................................................................................................14 1.1 APRESENTAÇÃO............................................................................................14 1.2 JUSTIFICATIVA ...............................................................................................16 1.3 MOTIVAÇÃO....................................................................................................17 1.4 OBJETIVO........................................................................................................18 1.5 ORGANIZAÇÃO DA MONOGRAFIA................................................................19 2 CONCEITOS TEÓRICOS ......................................................................................20 2.1 TERAPIA MANUAL ..........................................................................................20 2.2 O TECIDO CONJUNTIVO................................................................................21 2.3 A FÁSCIA .........................................................................................................23 3 ESTADO DA ARTE ...............................................................................................31 3.1 DISPOSITIVOS PARA DETERMINAR A PRESSÃO DA MÃO DO FISIOTERAPEUTA.................................................................................................31 3.2 SIMULADORES DE MANOBRAS TERAPÊUTICAS........................................35 3.3 DISPOSITIVO PARA AVALIAR VISCOELASTICIDADE E RIGIDEZ DE TECIDOS ...............................................................................................................38 3.4 DISPOSITIVOS PARA MENSURAÇÃO DA MOBILIDADE ESPINHAL ...........42 4 MATERIAIS E MÉTODO........................................................................................47 4.1 ETAPAS PARA REALIZAÇÃO DA PESQUISA................................................47 4.1.1 Desenvolvimento do simulador ..................................................................47 4.2 Avaliação do simulador .................................................................................51 4.2.2 Aspectos Éticos da Pesquisa .....................................................................52 4.2.4 AVALIAÇÃO DA SIMILARIDADE DO MODELO ...........................................54 4.3 DISPOSITIVO PARA MENSURAR O DESLOCAMENTO DA PELE................54 4.5 AVALIAÇÃO DA SENSIBILIDADE E PRECISÃO DO DISPOSITIVO ÓPTICO..................................................................................................................55 4.6 DISPOSITIVO PARA FIXAÇÃO DO MODELO ................................................55 4.7 COLETA DE DADOS .......................................................................................56 4.7.1 SOFTWARE PARA CAPTURA .....................................................................56 4.7.2 GUIA PADRÃO..............................................................................................57 4.8 TREINAMENTO COM O SIMULADOR............................................................59 4.9 ANÁLISE DOS DADOS....................................................................................60 5 RESULTADOS.......................................................................................................61 5.1 AVALIAÇÃO DA ELASTICIDADE DA PELE ....................................................61 5.2 AVALIAÇÃO DA SIMILARIDADE DO MODELO ANATÔMI-CO ......................62 5.3 COMPARAÇÃO DAS MANOBRAS..................................................................63 5.3.1 Análise dos Dados .....................................................................................63 5.3.2 Correlação.................................................................................................66 5.3.4 Análise da Pressão ....................................................................................68 6 DISCUSSÃO, CONCLUSÃO E TRABALHOS FUTUROS....................................72 6.1 DISCUSSÃO ....................................................................................................72 6.2 CONCLUSÃO...................................................................................................73 6.3 TRABALHOS FUTUROS .................................................................................74 REFERÊNCIAS.........................................................................................................75 APÊNDICES .............................................................................................................78 14 1 INTRODUÇÃO 1.1 APRESENTAÇÃO No processo evolutivo do ser humano, a coluna vertebral manteve conservada a morfologia do quadrúpede e ao assumir a posição ortostática, ou seja, a postura em pé, começou a adquirir curvas devido à ação gravitacional e musculares. Dois imperativos mecânicos contraditórios, a rigidez e a elasticidade; conciliam a posição ortostática e são controlados por um arcabouço esquelético de tecido conjuntivo que dá suporte à todas as estruturas do corpo. Ele compreende a pele, a fáscia superficial, e a fáscia profunda que envolve os músculos, nervos e vasos sangüíneos. A pele, juntamente com a fáscia e o tecido adiposo, envolve o corpo como um invólucro (COLBY e KISNER, 1998; BIENFAIT, 1999). A pele é o maior órgão em extensão do nosso corpo atingindo 16% do peso corporal. É subdividida em camada epiderme e derme. A primeira camada apresenta espessura e estrutura variável, sendo mais espessa e complexa na palma da mão e sola do pé onde atinge cerca de 1,5 mm. Já a segunda camada, também com espessura variável dependendo da região (JUNQUEIRA E CARNEIRO, 2004). Segundo Helm et al. (2002) a pele é mais espessa sobre as costas e na região posterior do pescoço. Backhouse e Huychings (1989), afirmam que a pele ajusta-se e se adapta à todas as irregularidades do corpo em qualquer movimento,graças à sua elasticidade. A camada dérmica, com propriedades viscoelásticas, consiste em um tecido conjuntivo frouxo. Quando tracionada tem a capacidade de distender-se e voltar ao estado original quando a tração é cessada (DÂNGELO et al., 1988). No tecido conjuntivo as células mais comuns são os fibroblastos, responsáveis pela síntese das proteínas de elastina e colágeno. A elastina é uma proteína de longa duração e de formação estável, enquanto que o colágeno é de curta duração e se modifica durante toda a vida (LEDERMAN, 2001; BIENFAIT, 2000). Devido à sua curta duração, o colágeno deve ser constantemente renovado, sendo o tensionamento do tecido fator estimulante para a sua produção. Se este tensionamento for realizado de forma repetida e em um curto período de tempo, o tecido se tornará compacto e 15 menos elástico, todavia se o tensionamento for contínuo e prolongado, as fibras colagenosas e os feixes conjuntivos se tornarão mais alongados (BIENFAIT, 1999). Assim a remodelação da arquitetura base do tecido conjuntivo gera indiretamente uma melhora da flexibilidade que se perde com o passar dos anos ou em decorrência de traumas, comprometendo assim a função normal do segmento ou das estruturas afins (NORDIN e FRANKEL, 2003). A coluna cervical, elo entre a cabeça e o tronco, é constituída por sete vértebras entre as quais existe um disco amortecedor de impactos, e fixados nas vértebras vários músculos, bem como nervos, imergem para outras regiões do corpo (KAPANDJI, 1987). Devido à constante solicitação por atividades de vida diária e profissional, a coluna cervical pode sofrer uma densificação das estruturas do tecido conjuntivo, especificamente na fáscia superficial e profunda prejudicando assim sua função normal que é facilitar o deslizamento das estruturas envolvidas por elas (NORDIN e FRANKEL, 2003). Este comprometimento muitas vezes é sanado com tratamento fisioterápico conservador, que busca restaurar a amplitude de movimento perdida utilizando-se de vários recursos. Contudo o tratamento fisioterápico comumente chamado de terapia manual utiliza-se de técnicas globalistas (RPG, osteopatia, cadeias musculares) para tratar esses casos. Desde a década de quarenta a fisioterapia passou a observar o indivíduo de forma global graças aos estudos de Françoise Mézières, e aos conceitos dos osteopatas que desenvolveram a técnica Pompage (CITTONE, 1999). Bienfait (1999) passou a difundir a técnica Pompage para os terapeutas manuais, com o objetivo de prevenir e melhorar a flexibilidade dos tecidos por meio de tensionamento suave e progressivo da pele durante três ciclos respiratórios, reorganizando a estrutura de base do tecido conjuntivo, alongando as fibras de colágeno. A Pompage atualmente utilizada pelos fisioterapeutas apresenta na sua fisiologia uma ação sobre a circulação dos fluidos, muscular, articular e antálgica, pois por meio dos movimentos deslizantes dos tecidos uns em relação aos outros, a nutrição e a eliminação de metabólitos são favorecidas graças às trocas osmóticas. Na falta do movimento desses tecidos pode ocorrer a formação de edema (BIENFAIT, 2000). Devido a atividade reflexa diária da unidade motora, uma aproximação excessiva das inserções musculares pode gerar inicialmente patologias como o 16 encurtamento e posteriormente retrações fibrosas (densificação do tecido conjuntivo) na musculatura responsável pela estática corporal. Todavia na musculatura dinâmica, devido à fraqueza muscular, uma fadiga, atrofia ou paralisia pode ocorrer. Sendo assim um tensionamento passivo do músculo provocando o deslizamento dos miofilamentos de actina em direção oposta ao centro justifica fisiologicamente a ação Pompage muscular. As mobilizações articulares são facilitadas por meio da Pompage, atuando contra a limitação e rigidez dos processos de artrose. Também dores de tensão do dia a dia além do estresse da vida moderna, são aliviados graças a ação antálgica da Pompage. Para a realização da manobra Pompage é necessário respeitar três etapas denominada por Bienfait (1999), como tempo de tensionamento do segmento, tempo da manutenção da tensão e tempo de retorno. O primeiro tempo se concretiza por meio de uma tensão. É nesse tempo que a manobra se difere de uma tração propriamente dita. Na fase de tensionamento do segmento o terapeuta alonga lentamente, regularmente e progressivamente os tecidos. Um bom treinamento por parte do terapeuta é necessário, pois embora a manobra aparentemente seja simples, requer grande habilidade. A manutenção da tensão é feita com o terapeuta retendo a fáscia durante alguns segundos. O paciente deve estar relaxado não se opondo a tensão, pois o alongamento dos sarcômeros são fenômenos lentos e deverão ser associados a expirações relaxantes. A manobra deve ser mantida de 15 a 20 segundos impregnando a cartilagem de líquido nutridor. O tempo de retorno para a Pompage deve ser o mais lento possível, o terapeuta deverá controlar esse retorno, pois é durante esse período que se rompem as barreiras, os bloqueios de movimento, os edemas. A tensão não deve ser interrompida durante todo o movimento de retorno. Requer muita concentração por parte do terapeuta, pois a sensibilidade do operador deve seguir até o fim de todo o movimento. 1.2 JUSTIFICATIVA Por ser a Pompage uma manobra que não apresenta parâmetros já mensurados nos quesitos pressão e deslizamentos de pele, além das variedades 17 anatômicas e morfológicas de quem recebe e de quem a realiza, torna-se difícil padronizar essas grandezas, sendo grande a dificuldade de aprendizagem dos terapeutas novatos. De fato, erroneamente, estes aprendizes pensam que quanto mais forte a manobra for realizada, mais ela será eficiente. Sendo assim, um simulador anatômico que apresente condições semelhantes àquelas encontradas na realização da manobra, e por meio de feedback visual, proporciona ao aluno a possibilidade de “aprender fazendo”, ou seja, errando e repetindo até assimilar a forma correta de execução da manobra. Somente evidências mensuráveis podem permitir que a manobra seja executada com movimentos corretos, precisos e reprodutíveis, evitando que profissionais se aventurem em experiências sem comprovações científicas. 1.3 MOTIVAÇÃO Vários trabalhos foram realizados com o intuito de mensurar manobras realizadas pelo terapeuta manual. Marcotte et al. (2003), usaram um sensor fixado ao dedo do terapeuta, Perle e Kawchuk (2005) construíram um alvo sobre uma plataforma rígida e Herzog et al. (2001), utilizaram um colchão adaptado. Entretanto nestes estudos fatores indesejáveis podem levar a diminuição da sensibilidade do terapeuta devido a colocação do sensor sobre o seu dedo ou erros podem ser provocados por dobras no colchão de medição. Outros estudos foram desenvolvidos com a finalidade de treinar procedimentos médicos ou simular manobras de mobilização articular póstero/anterior. Abdala et al. (2007) utilizaram um modelo tipo manequim da coluna lombar para treinamento da punção transpedicular. Lee e Svensson, (1990); Chansirinukor et al., (2003), utilizaram o princípio do pistão em um simulador para quantificar a manobra sobre a vértebra. Arokosk et al. (2005), utilizaram uma força constante pré-definida atuando contra a superfície do antebraço para quantificar a consistência tecidual da pele bem como a rigidez dos tecidos moles. Dawes-Higgs et al. (2004) e Fong et al. (1997), utilizaram uma sonda para realizar as mesmas mensurações. Entretanto alguns problemas foram observados, pois os tecidos moles não foram representados no manequim,as diferentes propriedades da pele não foram consideradas, variações de posicionamento, diâmetro da abertura e força da sonda, assim como movimentos mínimos da região avaliada alteraram os resultados. 18 Mannion et al. (2004), para mensurar a mobilidade da coluna desenvolveram um “mouse” que ao ser guiado pelo contorno da coluna com velocidade, pressão, ritmo e sentido exato, apresentava confiabilidade na sua mensuração nas posições em pé e em extensão. Todavia o “mouse” não consegue mensurar do seu deslocamento sendo necessário medidas prévias para determinar com precisão sus localização inicial, além de depender do avaliador que o conduz. Já para a mensuração da mobilidade da coluna cervical, foi desenvolvido por Dvir e Prushansky (2000) um dispositivo com transmissores de ultra-som fixados na cabeça e no tórax do paciente; Agarwal et al. (2005), desenvolveram uma armação de alumínio com o formato de óculos e Rix e Bagust (2001), um ponteiro à laser preso à um capacete. Porém movimentos involuntários durante as mensurações, prejudicaram as avaliações. Harrison et al. (2005), com seu simples dispositivo de metal deformável, avaliaram a amplitude de movimento somente em um plano e não conseguiram uma representação válida da medição na curvatura cervical quando comparado com raio- x simples desta região. Ao realizar a análise dos trabalhos apresentados na literatura especializada observamos que poucas pesquisas conseguem quantificar procedimentos realizados na área da fisioterapia ou utilizem simuladores para treinamento de manobras manuais. Alguns estudos mensuraram os deslocamentos verticais de pele em antebraço, entretanto nenhum se preocupou em mensurar o deslocamento horizontal desta durante uma situação simulada de atendimento, além disso pouquíssima literatura dá a devida importância ao tecido conjuntivo, e em particular à fáscia, como um tecido de continuidade capaz de provocar distúrbios mas que pode ser tratado com a manobra Pompage. 1.4 OBJETIVO Desenvolver e avaliar um modelo anatômico da região cervical que, através de simulação dos tempos de deslocamentos específicos da técnica Pompage, permite o treinamento desta manobra para alunos e profissionais da fisioterapia. 19 1.5 ORGANIZAÇÃO DA MONOGRAFIA Na introdução, além da apresentação constam a justificativa, motivação, objetivo e organização da monografia. No 2º capítulo são apresentados os conceitos teóricos contendo um breve histórico sobre a terapia manual desde a sua origem no Egito antigo até os dias atuais com os conceitos revolucionários da globalidade; a definição do tecido conjuntivo e da rede fascial superficial e profunda bem como a lesão macroscópica e microscópica deste tecido. Finalizando com a definição e descrição técnica da manobra Pompage. No 3º capítulo, o estado da arte, são apresentados estudos encontrados na literatura especializada relativos ao desenvolvimento de dispositivos para mensurar a pressão da mão do terapeuta durante manobras manipulativas; simuladores de manobras terapêuticas; mensuração da rigidez e viscoelasticidade dos tecidos moles com dispositivos que se utilizam do princípio de pistão e sucção de pele; e finalmente dispositivos que avaliam a mobilidade espinhal. No 4º capítulo, o plano de trabalho constam as etapas para o desenvolvimento desta pesquisa e a metodologia adotada. No 5° capítulo são apresentados os resultados obtidos. No 6° capítulo são apresentadas as discussões, conclusões e trabalhos futuros. No anexo são listados as referências bibliográficas e os apêndices. 20 2 CONCEITOS TEÓRICOS 2.1 TERAPIA MANUAL A terapia manual consiste em uma gama de técnicas na qual o terapeuta utiliza-se das mãos para tratar e curar, permitindo desta forma que várias doenças sejam tratadas. Ela é tão antiga quanto a ciência e a arte da medicina. Tanto os egípcios como Hipócrates utilizaram procedimentos manuais visando o tratamento de deformidades na coluna vertebral. São considerados terapeutas manuais membros de diferentes especialidades, tais como os osteopatas, os quiropatas e os fisioterapeutas (GREENMAN, 1996; LEDERMAN, 2001). A osteopatia teve sua história iniciada no século XIX, influenciada pelos endireitadores de ossos “bonesetter” que utilizavam tratamentos não-convencionais nos Estados Unidos, difundindo assim um novo conceito em terapia. Em 1874, Andrew Taylor Still criou a osteopatia, que etmologicamente significa “osteon” (osso) e “pathos” (efeito do interior). Essa especialidade vê o homem como sendo parte integrante do cosmos e indivisível, e a doença como uma afecção não localizada. Still acreditava que o sistema músculo esquelético era parte integrante do corpo num todo e que alterações sofridas por esse sistema afetavam a saúde geral do corpo. Utilizou-se de tratamento por meio de rearmonização dos ritmos naturais e reflexos desencadeados à distância para que o corpo todo reagisse (GREENMAN, 1996; RICHARS; SALLÉ, 2002). Em 1895, David Daniel Palmer criou a quiropatia, método paralelo cujos princípios repousam sobre a teoria de que o homem é uma máquina movida por uma força natural que percorre todo o corpo através do sistema nervoso. Sendo que a distribuição deste fluxo pode estar perturbada por bloqueios vertebrais causando o desenvolvimento das doenças (GREENMAN, 1996; RICHARS e SALLÉ, 2002). A fisioterapia sempre preconizou o tratamento do indivíduo como um todo, porém seus meios de tratamento eram segmentados e embasados na medicina ortodoxa dividindo o corpo em partes. Por volta da década de quarenta Françoise Mézières, desenvolveu seu método de tratamento baseado no princípio de que os músculos estão interligados uns aos outros formando uma “cadeia muscular”. Portanto quando existe uma rigidez, qualquer esforço solicitado refletirá em uma 21 propagação para todo o sistema muscular. A partir deste conceito, outras técnicas de tratamento surgiram compartilhando do mesmo pensamento filosófico. Dentre os métodos, o mais conhecido na atualidade é a Reeducação Postural Global (RPG) difundida por todo o mundo pelo seu criador Philippe Souchard, no qual o homem passa a ser tratado globalmente (CITTONE, 1999). O fundamento das técnicas de terapia manual baseia-se na habilidade de avaliar e interpretar os sinais que o corpo apresenta. Essas habilidades dependem da capacidade de palpar, cujo aperfeiçoamento deve, portanto, ser o objetivo primário de quem trabalha com o tratamento do corpo vivo. A avaliação, seja ela objetiva ou subjetiva, é a base do esforço terapêutico bem fundado e a palpação é a parte vital da avaliação (CHAITOW, 2001). Segundo Lederman (2001), as forças mecânicas transmitidas pela manipulação afetam os tecidos de três formas principais: a) Nos processos de reparo após lesão do tecido, facilitando a regeneração e a remodelação normal do tecido; b) Afetar a estrutura do tecido alongando e normalizando os tecidos encurtados; c) Melhorando na dinâmica dos fluidos do tecido (sangue e linfa). 2.2 O TECIDO CONJUNTIVO O tecido conjuntivo representa praticamente 70% dos tecidos humanos, e foi muito ignorado na história acadêmica, entretanto nos últimos trinta anos da fisioterapia um olhar diferenciado ocorreu graças a fisiologia neuro-aponeurótico- muscular (BIENFAIT, 1999). Os tecidos conjuntivos compreendem a pele, ligamentos, tendões, cápsulas articulares e fáscias. Todos estes sistemas tem sua origem em componentes celulares constituídos de fibroblastos e condrócitos que fornecem os materiais para a fabricação da matriz; e os componentesextracelulares constituídos de colágeno, elastina e fibras reticulares conferindo à matriz sua estrutura global, além de água e glicosaminoglicanos (GAGs) que fornecem lubrificação e espaçamento entre as fibras de colágeno (LEDERMAN, 2001). Os fibroblastos secretam as proteínas de colágeno e elastina. Conforme Lederman (2001), o colágeno, principal componente do tecido conjuntivo, apresenta 22 no seu interior três cadeias de aminoácidos (protocolágeno) e a medida que amadurecem são unidas por ligações cruzadas intramoleculartes (ligações químicas). O protocolágeno é, então, secretado pelos fibroblastos para formar moléculas extracelulares de tropocolágeno. Uma vez transportadas para fora da célula, as moléculas de colágeno se unem por ligações cruzadas intermoleculares que “colam” as estruturas moleculares, a fim de conferir força e estabilidade ao tecido sob tensão mecânica. As moléculas de colágeno agregam-se paralelamente na matriz extracelular para formar microfibrilas e, posteriormente, fibrilas. Esse processo prossegue para dar origem às fibras, que por fim são compactadas para formar as supra- estruturas do tecido conjuntivo como os tendões, ligamentos, etc (LEDERMAN, 2001). O colágeno confere força e rigidez ao tecido, para que ele possa oferecer resistência à força mecânica e à deformação. Entretanto as fibras de colágeno na pele são mais fracas; nos ligamentos, cápsulas articulares e fáscias, as fibras de colágeno variam entre os dois extremos. Há aproximadamente uma dúzia de tipos de fibras colágenas e elas estão distribuídas pelo corpo. A córnea transparente do olho, os tendões fortes dos pés, o tecido esponjoso do pulmão e a membrana delicada que envolve o cérebro são todas de colágeno (KISNER e COLBY, 1998; MYERS, 2003). O colágeno é uma proteína de curta duração, modifica-se a vida toda. As moléculas agrupam-se em feixes e o fator excitante para sua secreção é o tensionamento do tecido. De acordo com o tipo de tensionamento a secreção é diferente. Desta maneira, se a tensão suportada pelo tecido é contínua e prolongada, as moléculas de colágeno deixam de ficar onduladas e alongam-se; em contrapartida se a tensão for repetida e em um curto período, os feixes conjuntivos multiplicam-se e densificam-se (KISNER e COLBY, 1998; BIENFAIT, 1999). A elastina fornece propriedades elásticas ao tecido, permitindo que ele se recupere da deformação. As fibras elásticas, como o seu nome sugere, são empregadas em áreas como a orelha ou a pele, onde se necessita de elasticidade. A elastina é uma proteína de longa duração e de formação estável; suas moléculas instalam-se em uma rede de malhas mais ou menos largas por meio do tecido e o fator excitante para a sua secreção ainda é desconhecido (BIENFAIT, 1999; MYERS, 2003). 23 As fibras de elastina e colágeno estão distribuídas e entrelaçadas no tecido conjuntivo, sua proporção varia nas diversas estruturas músculo-esqueléticas. Sendo assim tecidos ricos em elastina possuem propriedades elásticas, ao passo que tecidos com alto teor de colágeno geralmente são mais rígidos (LEDERMAN, 2001; MYERS, 2003). A substância fundamental é formada pelos proteoglicanos, na qual as fibras de colágeno estão inseridas. É uma substância viscosa semelhante a um gel, que fornece espaçamento e lubrificação entre as microfibrilas de colágeno. Esse espaçamento evita a formação excessiva de ligações cruzadas intermoleculares ou pontes cruzadas, que reduzem a capacidade de deformação do tecido (por exemplo, durante um alongamento) nos locais onde as fibrilas se cruzam. Em seu meio se origina o sistema linfático que ajuda trilhões de minúsculos grupamentos de células a se manterem juntas, mas livres para a troca das inúmeras substâncias necessárias. A substância fundamental muda constantemente seu estado para satisfazer as necessidades locais ficando mais viscosa para repor os metabólitos. O líquido sinovial nas articulações e o humor aquoso do olho são exemplos onde a substância fundamental pode ser vista em grandes quantidades, porém pequenas quantidades estão distribuídas por todo o corpo (MYERS, 2003). 2.3 A FÁSCIA A fáscia, um dos vários grupos de tecido conjuntivo, está em estado de organização contínua. As várias porções da fáscia recebem nomes específicos: quando protegem um órgão (fáscia periesofagiana, intrafaringiana), ou quando protegem um conjunto orgânico (fáscia endocárdica, fáscia parietalis). Esse importante mecanismo de sustentação forma um tecido coextensivo ao corpo, fundamental para seu bem estar e desempenho, pois tem como função o revestimento, a proteção e a divisão das estruturas de mesma função (GREENMAN, 1996). Segundo o dicionário médico Blakiston, a palavra fáscia significa camada de tecido conjuntivo areolar sob a pele (fáscia superficial); tecido fibroso situado entre os músculos e que constitui as bainhas musculares ou então reveste outras estruturas profundas, como nervos e vasos sangüíneos (fáscia profunda). 24 A fáscia foi vista como uma peça única primeiramente pelos osteopatas que também trouxeram a noção de globalidade. Para eles “fáscia” significa um conjunto membranoso muito extenso, onipresente e tenaz no qual todos os processos fundamentais da estrutura estão ligados em continuidade, e quando uma parte se movimenta, o corpo responde como um todo (CHAITOW, 2001a). A fáscia superficial (Figura 1a e 1b) é um tecido de trama frouxa, fibroelástico e areolar que compreende a pele, estruturas vasculares (inclusive redes capilares e canais linfáticos) e tecidos nervosos, particularmente os corpúsculos de Paccine, conhecidos como receptores da pele. A fáscia superficial apresenta a capacidade de esticar-se em qualquer direção e ajustar-se rapidamente a tensões de todos os tipos tendo espaço para o acúmulo de fluído e metabólitos (ROLF, 1990; BIENFAIT, 1999). (a) (b) Figura 1: (a) Dissecação mostrando a fáscia ao redor e de revestimento; (b) Fáscia superficial do músculo peitoral maior. Fonte: Myers (2003) A fáscia profunda tem espessura variável, é firme, retesada e compacta, envolve e separa músculos, circunda e separa órgãos viscerais internos (fáscia sub- serosa) e contribui intensamente para o contorno e função do corpo, fazendo com que a pele seja somente um envelope flexível que a recobre. Ela é o conjunto de todas as aponeuroses e é constituída de tecido subcutâneo no qual estão inseridos os vasos, nervos e suas ramificações. No corpo saudável, sua cobertura lisa permite que as estruturas vizinhas deslizem umas sobre as outras. O colágeno da fáscia profunda forma feixes de fibras paralelas para resistir as tensões. A fáscia é frequentemente confundida com músculo, contudo o músculo está dentro da fáscia (GREENMAN, 1996; BIENFAIT, 1999). 25 Fazendo uma analogia Rolf (1990) compara a polpa de uma laranja que está contida dentro de suas paredes celulares de separação, com o músculo contido dentro da rede fascial. Da mesma forma que é possível extrair o suco e a polpa de uma laranja e manter um receptáculo que retenha sua forma, também seria possível em teoria remover a polpa muscular de um corpo de seu invólucro fascial, deixando sua forma externa relativamente intacta (Figura 2a e 2b). Músculos e fáscia são estruturas separadas embora terapeuticamente isto pareça ilógico, se retirasse o tecido conjuntivo que reveste o músculo, este pareceria uma estrutura gelatinosa, sem forma ou capacidade funcional (CHAITOW, 2001b).(a) (b) Figura 2: (a) Analogamente a laranja representa a fáscia e o músculo; (b) Fáscia profunda envolvendo o tecido muscular. Fonte: Rolf (1990); Myers (2003) Bienfait (1999) denomina a fáscia profunda também de aponeurose superficial e a descreve como se estivesse estendida sobre o esqueleto ósseo assim como uma lona de barraca sobre seus mastros. Para Campignion (2003), a fáscia é um elemento de ligação entre o superficial e o mais profundo, ao contrário do músculo ela não é contrátil. Entretanto estudos realizados por Schleip et al. (2005) apresentam evidências sugerindo que a fáscia pode contrair-se ativamente semelhante a musculatura lisa e por conseguinte influenciar dinamicamente a musculatura esquelética. O fato de que a fáscia compreende uma rede conectada desde o contorno interno do crânio até às solas dos pés, é de grande importância para o entendimento da função e da disfunção musculoesquelética. Se qualquer parte dessa estrutura estiver deformada ou distorcida, pode haver a imposição de tensões negativas em aspectos distantes assim como o nó em uma malha pode distorcer a malha inteira, como mostra a figura 3 (CHAITOW, 2001b). Com a visão dessa verdadeira 26 combinação membranosa é fácil entender que a falta de mobilidade em um local qualquer possa provocar uma lesão à distância (BIENFAIT, 2000). Figura 3: A tensão se propagando sobre a malha inteira. Fonte: Rolf (1990) Anatomicamente para Bienfait (1999), a fáscia superficial não está presente na face, no quadrante superior do músculo esternocleidomastóideo, na nuca, sobre o osso esterno, na região glútea, na região da depressão entre o vasto externo e o bíceps curto da coxa, na patela, na extremidade inferior da face externa da fíbula. A fáscia profunda segundo Bienfait (1999), envolve o corpo e tem poucas inserções fixas; além disso, muitas dessas inserções ocorrem sobre ossos móveis, como a fíbula ou a clavícula. Não há melhor forma de visualizá-la do que pela imagem de um “esfolado vivo” (Figura 4). 27 Figura 4: A fáscia profunda visualizada no “esfolado vivo”. Fonte: Bienfait (1999) Essa grande fáscia profunda de formação sólida e quase não extensível apresenta-se como duas aponeuroses simétricas, que cobrem paralelamente cada metade do corpo, se insere atrás, ao longo da coluna e, na frente, sobre o esterno e a linha alba. Pelas suas expansões, a fáscia profunda envolve todo o sistema contrátil muscular sendo um envoltório funcional separando a musculatura da região dos músculos flexores e região dos músculos extensores (BIENFAIT, 1999). A fáscia possui elasticidade que lhe confere a propriedade de conservar sua forma e responder à deformação. Durante a aplicação de carga no tecido ocorre na curva tensão-comprimento, alterações estruturais em diferentes regiões. A região da ponta do colágeno (Figura 5) apresenta 1,5% a 4% do comprimento total do tecido. Nessa região, não há um aumento elástico verdadeiro do tecido, ou seja, quando o alongamento cessa, o tecido volta à sua configuração ondulada original. A segunda curva é a região elástica (Figura 5), em que o tecido exibe propriedades semelhantes a uma mola, e as alterações no seu comprimento são diretamente proporcionais às forças aplicadas. A deformação elástica é a capacidade da fáscia de recuperar sua forma original quando a carga é removida. A elasticidade geral do tecido é determinada pela quantidade de elastina. A curva de tensão-comprimento é mais horizontal se o tecido for rico em elastina, entretanto se o tecido for rico em colágeno, exibirá uma curva de tensão-comprimento mais vertical. A região elástica é responsável pelo aumento de 2% a 5% do comprimento do tecido. Durante o alongamento as fibras se endireitam, começam a aumentar de tamanho e tornam-se 28 progressivamente mais tensas. Na pele a maior parte do seu movimento fisiológico ocorre dentro da amplitude elástica (LEDERMAN, 2001). A terceira região da curva é a amplitude plástica (Figura 5), conforme o alongamento se aproxima do final, da amplitude elástica, existem falhas progressivas e rupturas microscópicas das fibras de colágeno. Quando o alongamento atinge a região plástica, as alterações mecânicas que ocorrem no tecido são irreversíveis; portanto, mesmo que a carga seja removida o tecido não retornará ao seu comprimento original e terá perdido um pouco da sua força tensiva. A continuação do alongamento dentro da amplitude plástica levará a um aumento progressivo do número de falhas, até ocorrer ruptura completa do tecido. Após alterações plásticas, a volta do tecido ao seu comprimento normal e a recuperação da sua força tensiva se dão através de inflamação e reparo. Na amplitude plástica é o rompimento de fibra que resulta em aumento no comprimento (LEDERMAN, 2001; GREENMAN, 1996). Figura 5: Curva de tensão–comprimento com suas diferentes regiões. Fonte: Lederman (2001) As fibras de colágeno possuem comprimentos, espessuras e direções diferentes. As fibras mais curtas e mais espessas alcançam o ponto máximo de alongamento ou carga antes das fibras mais longas e mais finas. As primeiras fibras a se alongarem completamente são também as primeiras a se romperem. Até 29 mesmo nos primeiros estágios da amplitude elástica pode haver falhas microscópicas das fibras de colágeno. Essas falhas começam a cerca de 3% do comprimento de repouso do tecido, e a cerca de 6% a 10% (embora possa haver uma variação entre os diversos tecidos) ocorre ruptura completa deste. Lesões como entorse articulares danificam microscópica e macroscópicamente a estrutura do tecido causando uma modificação na função. O organismo reage iniciando um processo de reparo (inflamação). Quando as camadas teciduais acometidas geram uma aderência (depósitos anormais de tecido conjuntivo entre duas superfícies deslizantes) elas não deslizam mais uma sobre a outra (parecem estar “coladas”), e fazem com que as camadas adjacentes sejam repuxadas progressivamente, contribuindo assim para a tensão e exaustão geral devido à uma adaptação (ROLF, 1990; LEDERMAN, 2001). Com relação as alterações microscópicas ocorre aumento geral na produção e na desintegração de colágeno. O colágeno recém formado é depositado de forma aleatória, o que reduz a força tensiva global do tecido (pois esta é maior quando as fibras estão alinhadas ao longo das linhas de tensão mecânica). A substância fundamental sofre redução, permitindo maior contato entre as fibrilas de colágeno e perda de lubrificação. Isso leva à formação de pontos anormais de ligações cruzadas entre as fibras restringindo o deslizamento normal entre as fibrilas (Figura 6). A formação de ligações cruzadas anormais em pontos estratégicos, onde as fibrilas deslizantes entram em contato direto, pode levar a alteração macroscópica que é a grande redução da mobilidade geral do tecido (LEDERMAN, 2001). 30 Figura 6: Esquema das fibras de colágeno com formações anormais de pontes cruzadas e a restrição quando ocorre o alongamento. Fonte: Lederman (2001) 31 3 ESTADO DA ARTE 3.1 DISPOSITIVOS PARA DETERMINAR A PRESSÃO DA MÃO DO FISIOTERAPEUTA A mensuração fornece dados quantitativos permitindo compreender fenômenos e validar determinadas práticas clínicas. Para tanto são necessários instrumentos com qualidade suficiente para orientação dos profissionais. Sendo assim, para determinar as pressões da mão do fisioterapeuta em manobras específicas utilizadas na terapia manual, Marcotte et al. (2003),utilizaram um dispositivo composto por um sensor de pressão (Interlink Electronics), sensível à força de 0,2 à 100 N (peso de 20 gramas para 10 Kg) para pressões de 1 a 100 N/cm² (1,5 – 150 psi). Com uma margem de erro de 2% a 5%. O sensor de pressão flexível com 0,20 mm de espessura foi fixado na região látero-anterior da articulação interfalangiana distal do dedo indicador do examinador minimizando a interferência do contato (Figura 7). Figura 7: Visão lateral do procedimento de palpação, seguida de visão superior do mesmo procedimento. Fonte: Marcotte et al., (2003) Para os testes, Marcotte et al. (2003), selecionaram 24 examinadores, sendo 23 estudantes e 1 quiropata experiente. O examinador sentou-se à cabeceira da maca e o sujeito ficou deitado em decúbito dorsal. Os examinadores usaram uma força adequada para realizar a palpação, porém confortável ao paciente. Foi constatado que todos começaram a palpação com uma pressão mínima que aumentou posteriormente com alguns picos ao conferir o jogo articular. A pressão da 32 palpação variou entre 4,0 a 41,0 N/cm² com média próxima à 20 N/cm². Para 75% dos examinadores a pressão da palpação foi de 10,0 a 30,0 N/cm² ou uma pressão aplicada de 2,0 à 6,0 N para uma superfície efetiva de 0,2 cm². Sendo assim, a pressão aplicada ao sensor pelos examinadores foi neste estudo equivalente à um peso de 400 g. Neste estudo Marcotte et al. (2003),consideraram que 19,5N/cm² corresponde a uma pressão média, acima de 30,0 N/cm² corresponde a uma forte pressão e abaixo de 10 N/cm² corresponde a uma baixa pressão. Os dados relativos ao pico de pressão permitem determinar a presença ou ausência de fixação intervertebral. Segundo Marcotte et al. (2003), foi possível realizar uma avaliação adequada embora o sensor tenha impedido um pouco o contato direto entre o pescoço do paciente e a mão dos examinadores que tiveram de confiar em indícios proprioceptivos como o movimento ou a resistência. Um estudo de Perle e Kawchuk (2005), comparou as pressões geradas durante a manipulação espinhal com a configuração da mão. Os autores construíram um dispositivo capaz de quantificar a pressão utilizada na técnica manipulativa espinhal (SMT), com um fino filme de poliester no qual um alvo de 9,5 mm de diâmetro foi sobreposto a um grupo de 99 sensores de pressão (Novel, Munich, Germany). O alvo foi colocado sobre um filme radiográfico de 8 x 10 polegadas apoiado sobre uma plataforma rígida. Dezesseis profissionais usaram configurações de mão curvada e plana enquanto executava a técnica de manipulação espinhal (Figura 8). As pressões registradas foram enviadas para um computador com uma taxa de amostragem de 50 Hz. Figura 8: Configurações de mãos usadas para tentativas de manipulação. Configuração curvada (esquerda) e configuração plana (direito). Fonte: Perle e Kawchuk (2005) O local dos marcos esqueléticos puderam ser determinados com relação ao grupo de sensores com uma radiografia dorsal–palmar da mão e dos sensores (Figura 9). 33 Figura 9: Radiografias simples demonstrando a sobreposição da anatomia óssea e os elementos sensórios radiopacos inseridos na almofada sensória de pressão. A configuração curvada é mostrada à esquerda e a configuração plana é mostrada à direita. Fonte: Perle e Kawchuk (2005) Os dados do pico de pressão foram analisados em pares, configuração de mão curvada e plana para cada sujeito usando um teste padrão (< = 0,5). As pressões mais altas observadas em qualquer grupo de sensores (pressão de pico) foram geradas com a postura de mão curvada (44,81 ± 14,54 N/ cm²) que também incidiu sobre uma área menor em relação à mão plana. Com relação a pressão total, a postura da mão plana mostrou uma significativa pressão maior (278,06 ± 87,48 N/ cm²) em cima de um número maior de sensores ativos (29,13 ± 8,51 SE). Neste estudo Perle e Kawchuk (2005), mostraram que a configuração da mão influência a magnitude, a localização e a distribuição da pressão gerada durante a manipulação. A configuração da mão plana tende a transmitir pressão pelo gancho do hamato e a mão curvada transmite pressão quase que exclusivamente pelo pisiforme, sugerindo que pressões geradas durante a técnica de manipulação espinhal podem não ser realizadas no local pretendido pelo clínico. Herzog et al. (2001), estudaram as forças efetivas transmitidas por manipulações torácicas de alta velocidade e baixa amplitude, considerando as pressões perpendiculares variáveis assim como a área de contato entre a mão do clínico e o sujeito pesquisado. Os autores realizaram as mensurações usando um fino colchão de pressão flexível (EMED, lnc., Munique, Germanny) com sensores sensíveis individuais de 5mm x 5mm, registrando a distribuição da pressão média . A força aplicada durante o tratamento foi calculada integrando as medidas de pressão sobre a área de todos os sensores ativos. A força da pré-carga foi definida como a força mínima observada nos 500 ms que precedem o tratamento e o pico de força como o máximo registrado durante o tratamento de empurrão (“thrust”). Pré-carga e pico de força foram obtidas integrando a distribuição de pressão na área de contato. O pico de força efetiva foi definido como o pico de força aplicado a qualquer sensor 34 de pressão de 25 mm² de área (o pico de pressão efetiva multiplicada pela área de sensor, 25 mm²). O pico de pressão foi definido como a medida de pressão máxima obtida em qualquer sensor durante todo o tratamento manipulativo espinhal analisado. Herzog et al. (2001) calcularam a pressão média dividindo a força total pela área de contato correspondente. A área de contato foi obtida multiplicando o número de sensores ativos pela área de cada sensor. Um sensor ativo foi definido como qualquer sensor que demonstrou um valor de pressão diferente de zero. O tempo de empurrão ∆t, foi definido pelo momento da força mínima de pré-carga até o momento de força máxima do empurrão. A taxa média de aplicação de força em vigor foi considerada como a mudança na força mínima para o pico de força dividido pelo ∆t. Finalmente a mudança no ponto de aplicação do pico de pressão foi determinado pela distância entre os sensores que mostraram pico de pressão no momento da força mínima durante a pré-carga e no momento do pico de força durante o empurrão. As medidas locais e globais de carga foram comparadas e analisadas com estatísticas não paramétricas (α = 0,01). Os autores escolheram vinte sujeitos assintomáticos (11 homens, 9 mulheres; idade 28 ± 7 anos; altura 1,74 ±0,12 m; massa 67 ± 12kg), que receberam três tratamentos Posterior/Anterior manipulativo espinhal, de alta velocidade, baixa amplitude no processo transverso da espinha torácica. Força total, força local, área de contato, pico de pressão, e pressão média no contato de interface entre o clínico e o sujeito foram continuamente mensurados. Todos os tratamentos dados por um quiropata com 3 anos de experiência clínica, consistiram em um empurrão direto de posterior para anterior no processo transverso de T3-T10, usando um contato hipotenar reforçado. A média do pico de força total foi 238,2 N. O pico médio da força local em cima de uma área designada de 25 mm² foi 5 N, indicando que medidas globais de carga superestimam as forças efetivas locais no local designado.O ponto do pico de pressão moveu, em média, 9,8 mm durante o curso da manipulação. Os resultados do estudo de Herzog et al. (2001), sugerem que a força de empurrão durante o tratamento manipulativo espinhal não é toda direcionada ao ponto escolhido. Isto é devido tanto à área de contato sermaior que o ponto designado e quanto aos movimentos do ponto de aplicação do pico de pressão. Portanto, os efeitos benéficos do tratamento de manipulação espinhal podem ser 35 associados a uma força não especifica em volta do ponto designado, em lugar de uma força bem definida aplicada precisamente nesse ponto. Este resultado pode trazer implicações revolucionárias para o ensino da manipulação espinhal. 3.2 SIMULADORES DE MANOBRAS TERAPÊUTICAS Os simuladores tem sido usados na prática de determinadas manobras na qual requer habilidade e autoconfiança daquele que a pratica. Sendo assim esse recurso tem-se demonstrado valioso na área da saúde, pois os estudantes poderão repetir várias vezes a manobra desejada. Desta forma alguns tipos de simuladores foram desenvolvidos, facilitando o ensaio e erro no processo de aprendizagem. Em estudo realizado por Abdala et al. (2007), um modelo tipo manequim da coluna lombar foi desenvolvido e a sua similaridade testada durante o treinamento da punção transpedicular em vertebroplastia percutânea. Foram confeccionadas 30 vértebras lombares com metacrilato, gesso e etilvinilacetato (EVA), a partir de molde de borracha baseado em vértebra humana (Figura 10a). Os discos intervertebrais foram feitos com silicone para que houvesse similaridade anatômica e fusão de 5 vértebras. O Segmento da coluna foi acondicionado no interior de um manequim coberto por tela de EVA para que não fosse possível visualização direta (Figura 10b). (a) (b) Figura 10: (a) Modelo das vértebras lombares no interior do manequim, sustentadas com EVA; (b) Modelo de manequim coberto por EVA. Fonte: Abdala et al. (2007) O modelo foi avaliado por grupo de seis especializandos em neuroradiologia familiarizados com o método e dois neuroradiologistas com prática em vertebroplastia percutânea. Todos os participantes da avaliação responderam a um questionário. Em seguida os alunos treinaram o procedimento no modelo e preencheram à um questionário sobre a similaridade anatômica, confirmando que 36 há boa visualização do pedículo e das camadas cortical e esponjosa através da fluoroscopia e radiografia, bem como nítida percepção táctil destas camadas à punção. Outros dispositivos foram desenvolvidos com a finalidade de simular uma manobra realizada pelo terapeuta. A manobra póstero /anterior (PA) descrita por Maitland (1989) é uma manobra comumente usada aplicando uma força oscilatória sobre o processo espinhoso de uma vértebra enquanto o paciente permanece na posição deitada em prono. Lee e Svensson (1990) projetaram o SPS (Simulador de Fisioterapia Espinhal), mostrado na figura 5. A velocidade de oscilação da manobra simulada pode ser ajustada pelo operador. O eixo do motor é conectado por meio de uma correia e de sistema de polias à um came. Um pistão almofadado é movido para baixo pela rotação do came (Figura 11). Se o sujeito resistir ao movimento com uma força maior que a força fornecida pelo came, o movimento do pistão é interrompido. Se não, a movimentação do pistão continua até alcançar o ponto de excentricidade mínima do came. Figura 11: Diagrama esquemático do SPS (Simulador de Fisioterapia Espinhal). Fonte: Lee e Svensson (1990) Os autores, para permitir a medição das forças aplicadas ao corpo, utilizaram um pistão conectado a uma célula de carga. O deslocamento da superfície da pele sob o pistão foi medido por dois potenciômetros lineares. Um potenciômetro montado sob o pistão, mensura o movimento da superfície da pele em relação a parte rígida do pistão. Um segundo potenciômetro montado sobre a armação do SPS, mensura o movimento do pistão relativo à armação. O deslocamento total da 37 pele é a soma destes dois movimentos. Uma tira acolchoada de borracha com 5 mm de espessura foi fixada ao lado inferior da parte rígida do pistão. A base do pistão de 10 mm de largura e 25 mm de comprimento foi orientada transversalmente ao eixo longitudinal do corpo do sujeito. A compressão desta tira de borracha foi calculada pelo potenciômetro montado no pistão. A haste do potenciômetro atravessa um orifício de 5 mm no centro da base do pistão para estar em contato com a superfície da pele. Lee e Svensson (1990) usaram pesos para calibrar a célula de carga e espaçadores de comprimento conhecidos para calibrar os potenciômetros. Os dados foram enviados a um microcomputador por um conversor analógico/digital 100 vezes por segundo e gravados para análise subseqüente. A confiabilidade do SPS foi avaliada utilizando uma viga de liga de alumínio apoiada sobre rolamentos de aço em cada extremidade com rigidez parecida com a coluna lombar. Onze voluntários foram testados sendo que nenhum apresentava dor. Para medir a rigidez póstero/anterior, Chansirinukor et al. (2003), usaram um simulador composto por um motor de velocidade variável, um came, e um pistão. Uma célula de carga (S1 W 250 N, Applied measurement Pty) foi conectada ao um pistão acolchoado de borracha que estava em contato com a pele do sujeito enquanto o simulador aplicava a força. O movimento do pistão foi controlado pela rotação do came. A força e o deslocamento foram usados pelos autores para calcular a rigidez. O simulador mostrou–se confiável para repetidas mensurações de rigidez póstero/anterior em L3 (0,5 Hz), com um ICC (2,1) de 0,88. Chansirinukor et al. (2003), mostraram também que a densidade das dobras cutâneas e o Índice de Massa Corporal (IMC) podem influenciar na rigidez póstero/anterior lombar. Para testar os dispositivos manuais de ajuste usados geralmente por quiropatas, Colloca et al. (2005), utilizaram uma célula de carga dinâmica (PCB modele 200AO 2, PCB Piezotronics, Depew, NY) com resoluções de força/tempo de 445 e 0,0089N realizando os testes com uma freqüência que variou de 0,001 a 75.000 Hz. Um amplificador (PCB modelo 483AO2) também foi utilizado para adquirir a força/tempo dinâmica (Figura 12) no teste de seis dispositivos manuais de ajuste. 38 Figura 12: O Harrison Ajusting Instrument (HAI) em contato com a célula de carga montada sobre a mesa. Fonte: Colloca et al. (2005) Cada instrumento foi programado para disparar 10 vezes com força mínima, média e máxima. A força/tempo dos dispositivos eletromecânicos produziram um pico de força maior que os dispositivos de mola/carga mecânico. 3.3 DISPOSITIVO PARA AVALIAR VISCOELASTICIDADE E RIGIDEZ DE TECIDOS Para avaliar a viscoelasticidade da pele bem como a rigidez dos tecidos moles foram desenvolvidos dispositivos para quantificar a consistência tecidual. Arokosk et al. (2005), utilizaram o princípio de um instrumento com pistão o STSM (Medidor de Rigidez do Tecido Mole). O dispositivo composto por uma haste de medição unida por uma alça (comprimento 100mm, diâmetro 20mm) à uma célula de carga (sensotec 31/ 1430- 04). Dentro do revestimento da haste, um êmbolo é conectado à uma célula de carga (sensotec 31/1426 – 02). Ambas as células de carga foram calibradas com massas conhecidas (0–1 Kg (0 – 9,82 N)). Os sinais da célula de carga após amplificação foram transferidos para um computador. A aquisição do sinal e a análise foram feitas usando um programa Labview ™ (versão 5.1). Um dinamômetro straingauge computadorizado (Digitest ®, Newtest, Oulu, Finland) foi conectado à um canal da placa do conversor A/D e usado para a medição da força muscular. Para a avaliação do STSM, Arokosk et al. (2005), recrutaram 12 sujeitos saudáveis sem queixa de dor aguda no pescoço, ombro ou região do braço. Foram estudadas 4 áreas bilateralmente dos pontos gatilhosmiofascial dos músculos trapézio, elevador da escápula, infraespinhoso e deltóide, sendo que os locais do 39 lado esquerdo foram marcados com uma caneta e os do lado direito não foram marcados; além disto a região dorsal do antebraço também foi utilizada (66% do comprimento do antebraço). As calibrações foram feitas usando 9 amostras de elastômero (Teknikum, Vammala, Finland) com espessuras e diâmetro de 25mm e 30mm respectivamente. Um êmbolo com um raio de 2,0mm e uma carga de pressão de 1200g (2,95MPa) foi usado para determinar a dependência do raio de força/êmbolo. Os resultados indicaram que a força do êmbolo (N) estava linearmente relacionada com a rigidez do elastômero (MPa) (R² = 0,90 , n = 9). No estudo “in vivo” a placa do STSM foi pressionada contra a superfície do tecido com uma força constante pré-definida (5,9N) indicada no transdutor da haste. Nas medições da rigidez, 6-8 pressões curtas de 1-2 segundos foram realizadas e calculou-se a média da força do êmbolo para fornecer o índice da rigidez compressiva do tecido. Em um segundo estudo Arokosk et al. (2005), visando a reprodutibilidade, mensuraram a máxima contração isométrica voluntária (MVC) do músculo extensor do antebraço com 25%, 50%, e 75% da MVC . A rigidez foi registrada em repouso assim como durante os diferentes tipos de contração isométrica do extensor do antebraço (Figura 13). Sendo que o STSM pode avaliar quantitativamente a rigidez do tecido bem como reproduzir os dados. Figura 13: Apresentação esquemática do sistema desenvolvido para medição da rigidez do tecido em músculo extensor do antebraço. Fonte: Arokosk et al. (2005) Dawes-Higgs et al. (2004), utilizaram o DBSM (dynamic biomechanical skin measurement probe) desenvolvido para a quantificação “in vivo” da viscoelasticidade e rigidez, considerando que cargas dinâmicas podem avaliar as propriedades biomecânicas da pele com precisão eliminando os efeitos da pré–condição. O 40 dispositivo desenvolvido pelos autores consiste de uma haste oscilatória que entra em contato perpendicularmente com a superfície sob investigação e medidores de tensão conectados próximo à extremidade fixa. A sonda foi mantida sobre a pele (Figura 14) à uma força normal constante calculada por um medidor de pressão externa. Uma onda senoidal de 20 Hz foi aplicada a haste oscilante e seu deslocamento foi comparado com a oscilação sem contato. Figura 14: A dinâmica biomecânica sonda de medição da pele. Fonte: Dawes-Higgs et al. (2004) Este deslocamento foi detectado por transdutores de medição de tensão e registrado continuamente. Deste modo os autores realizaram entre a força aplicada e a tensão resultante para determinar a magnitude da rigidez e da fase, relativos ao deslocamento do material testado. Para determinar a precisão, oito elastômeros de silicone foram caracterizados usando ambos o DBSM e os dados comparados com os fornecidos por um sistema de pressão. O sistema de pressão incorpora um pistão cilíndrico achatado rígido e uma placa de base com uma célula de carga. O pistão foi pressionado nos elastômeros de silicone e o total de carga requerida para a penetração foi medida pela célula de carga. A profundidade de penetração foi medida usando um micrômetro de profundidade conectado ao pistão (Figura 15). Figura 15: Sistema para mensurar a profundidade. Fonte: Dawes-Higgs et al (2004) 41 Dawes-Higgs et al. (2004), realizaram estudos intra e entre avaliadores usando primeiramente um elastômero de silicone (15% de óleo de silicone e viscosidade = 50MPa) no qual foi aplicada uma força normal de 6N. Estudos in vivo intra e entre avaliadores também foram feitos pelos mesmos autores usando a pele da região volar do antebraço de um único sujeito com condições ambientais de 21° C e 46% de umidade. Uma força normal de 2,5N foi aplicada por cada operador. A precisão foi analisada examinando o quadrado do coeficiente de correlação de momento de Pearson. A confiabilidade foi avaliada usando uma análise da variável (ANOVA), para dar a razão da discrepância (F) que é um valor para a razão da discrepância entre grupo e intragrupo. Os autores concluem que o DBSM é preciso e seguro e que o dispositivo quantifica bem a rigidez da pele. Um estudo realizado por Fong et al. (1997), utilizou como ferramentas um ultra-som portátil (Aloka SSd 500) para mensurar a espessura e um cutômetro para avaliar a viscoelasticidade com uma precisão de até 0,1cm. O cutômetro (SEM 575, Courage and Khazaka) foi usado por ser um dispositivo de sucção in vivo não- invasivo. O instrumento mede uma deformação vertical da superfície da pele quando puxada para dentro da abertura circular (2mm de diâmetro) da sonda medidora, por uma pressão de sucção constante (500mbar) por 2s. A profundidade de penetração é mensurada por um sistema óptico que quantifica a diminuição da intensidade da luz de um feixe infra vermelho pode ser dada pelas equações: 1, 2 e 3, que expressam R0 o desvio total da pele; R2 a elasticidade bruta; R5 a rede elástica(a razão entre a recuperação imediata e a deformação imediata). R0 = Uf eq (1) R2 = Ur/Uf eq (2) R5 = Ur/Ue eq (3) Onde Uf é a divergência total da pele; Ur é a recuperação imediata da pele após a remoção do vácuo; Ue é a deformação imediata da extensibilidade da pele. A deformação da pele pode ser medida por este sistema óptico até uma precisão de 0,10mm. O cutômetro é muito sensível, podendo a leitura registrar um movimento suave e uma contração muscular. O cutômetro SEM 575 foi também utilizado em outro estudo realizado por Marcenarol et al. (2004), para medir as propriedades elásticas da pele avaliando a 42 amplitude de movimento da coluna para prevenir ou monitorar patologias que comprometem a mobilidade articular. 3.4 DISPOSITIVOS PARA MENSURAÇÃO DA MOBILIDADE ESPINHAL A mensuração da mobilidade espinhal foi realizada por Mannion et al. (2004), utilizando o sistema spinal mouse, dispositivo eletromecânico computadorizado guiado por duas rodas que seguem o contorno da coluna (Figura 16). Figura 16: Medidas de ângulos espinhais em posição neutra, flexão, e extensão e a típica entrada e saída derivada dos testes. Fonte: Mannion et al. (2004) O examinador palpa e marca a pele do voluntário fazendo a série de medições nas posturas pré-estabelecidas (flexão e extensão). Como a média do comprimento total da coluna espinhal é 550mm e o tempo exigido para medir todo o comprimento é de 2s a 4s, aproximadamente 423 medições são feitas. Essa informação é usada para calcular as posições relativas do sacro e das vértebras do corpo na coluna óssea espinhal usando um algoritmo específico. Entretanto pequenos erros podem ocorrer devido a discrepância no método de mensuração em termos de velocidade, pressão exercida e o caminho exato contínuo durante o rolamento do “mouse”. O aparelho foi avaliado em 20 voluntários, sendo 9 homens e 43 11 mulheres, livres de dores na coluna à pelo menos 2 semanas, examinados por 2 terapeutas. Em estudo realizado por Dvir e Prushansky (2000), foi usado o sistema Zebris CMS 79P (Zebris Medizintechnik Gmbh) para mensuração do movimento cervical. O procedimento é baseado na determinação das coordenadas espaciais de transmissores de ultra-som miniaturizados (US) fixados no paciente e cuja posição relativa a um sistema fixo de 3 microfones é derivado do atraso de tempo entre os pulsos do US, usando triangulação. Os transmissores são conectados a uma armação fixada na cabeça e outra no tórax
