Biomecânica do complexo do ombro - consequências de uma placagem de ombro

FACULDADE DE ENGENHARIA DA UNIVERSIDADE DO PORTO BIOMECÂNICA DO COMPLEXO DO OMBRO CONSEQUÊNCIAS DE UMA PLACAGEM DE OMBRO Luís Miguel Morais Gomes de Faria PROJECTO DE DISSERTAÇÃO MESTRADO INTEGRADO EM ENGENHARIA MECÂNICA PROJECTO E CONSTRUÇÃO MECÂNICA ORIENTADORES Professor Doutor Renato Manuel Natal Jorge Dr.ª Bárbara Cardoso Campos Julho 2015 III RESUMO O ombro humano corresponde a um sistema complexo, constituído por uma cadeia cinemática, sincronizada e eficaz, que garante o posicionamento do braço em diversos pontos do espaço. Integra factores que promovem a sua mobilidade e, simultaneamente, estabilidade, estabelecendo um sincronismo e coordenação fundamentais para a manutenção do equilíbrio biomecânico. Por essa razão, solicitações externas aplicadas no complexo articular comprometem a sua fisiologia, aumentando a probabilidade de ocorrência de patologias. Esta constatação é particularmente evidente em desportos de contacto, como é o caso do rugby, onde o atleta vê-se obrigado a realizar técnicas fisicamente exigentes e que podem condicionar o equilíbrio inerente ao ombro (ex. placagens de ombro). Por forma a caracterizar, de forma preliminar, os efeitos impostos no ombro durante a realização de placagens, foram realizados um conjunto de testes experimentais, utilizando, para o efeito, um atleta sénior de rugby, que permitiram analisar diversos aspectos, clínicos e biomecânicos, inerentes ao impacto associado. Assim, numa primeira fase, foi criado um protocolo experimental com base numa matriz de sensores de pressão, adequada ao ombro do atleta, e plataformas de força, por forma a avaliar a distribuição de pressão inerente a uma placagem, a região crítica do ombro, e estruturas anatómicas mais solicitadas, e relação entre os apoios e a força de impacto. Numa segunda fase, através do BIODEX® e electromiografia de superfície, avaliou-se a extensão dos danos impostos às principais estruturas musculares do ombro, devido à realização de um conjunto relativamente elevado de placagens. De uma forma preliminar e resumida, os resultados obtidos através dos dois protocolos experimentais permitiram concluir que a região superior/anterior e ligeiramente medial do ombro pode ser considerada crítica, uma vez que admite valores de pressão compreendidos entre [100;200] kPa. Além disso, constatou-se que a articulação acromioclavicular, a clavícula e o trapézio constituem as estruturas anatómicas mais solicitadas durante as placagens de ombro. Verificou-se ainda que a realização consecutiva de placagens altera os padrões musculares de diversos movimentos do braço, implicando alterações da sinergia muscular e eventuais comprometimentos na estabilidade e mobilidade do ombro do atleta. Constatou-se, IV após as placagens, a compensação de estruturas musculares danificadas durante os movimentos de rotação, e a considerável diminuição de actividade das três cabeças do trapézio durante a abdução do braço. Tendo em consideração esses dois factores, é possível concluir, de forma preliminar, que os impactos de energia elevada aplicados no ombro, no contexto de um jogo de rugby particularmente intenso, condicionam o Ritmo Escápulo-Umeral e a eficiência dos músculos da coifa dos rotadores, levando a que, a médio/longo prazo, a probabilidade de ocorrência de patologias de ombro aumente. V ABSTRACT The shoulder girdle is a complex system that includes a synchronized and efficient kinematic chain, which grants the positioning of the arm along different anatomical planes. It’s comprised by stabilizers, both dynamic and static, and elements that contribute to mobility, stablishing the needed synchronism and coordination in order to achieve the biomechanical equilibrium. For that reason, external loads compromise the physiology of the shoulder, increasing the risk of incurring in pathologies. This situation is particularly evident in contact sports, like rugby, where the athlete is obliged to engage in situations that jeopardises the efficiency and reliability of the shoulder articular complex (e.g. shoulder tackles). To characterize, in a preliminary way, the effects that a shoulder tackle has in the behaviour of the analysed articular complex, experimental tests were conducted, using a senior rugby athlete, which allowed the inference of clinical and biomechanical findings about the high energy impacts. Having said that, in the first part of the present assignment, an experimental procedure, based on a matrix of pressure sensors, applied on the athlete’s shoulder, and force plates, was created, in order to attain the pressure distribution during a shoulder tackle, identify the critical regions and anatomical structures, and also correlated the forces generated in the feet and the impact force on the shoulder. In the second part, through an isokinetic dynamometer (BIODEX®) and surface electromyography (sEMG), was analysed the extension of the injuries imposed on the main muscular structures, due to a relatively large number of shoulder tackles. The attained results allowed concluding that the superior/anterior and medial region of the shoulder girdle verified the highest pressures values during the impact inherent to a shoulder tackle (100 kPa to 200 kPa), while the acromioclavicular joint, clavicle and trapezius were the anatomical structures that sustained a higher percentage of damage. It was also concluded that engaging in multiple shoulder tackles, in a short amount of time, alters the muscular pattern during the arm movements, changing the muscular synergy and compromising the stability and/or mobility of the athlete’s shoulder. It was also identified a compensation effect of the muscles that sustained damage after the tackles, especially during rotation of the arm at 90ᵒ of abduction, as well as a considerable decreasing of activity of the VI three heads of the trapezius during arm abduction. Considering those two phenomena, it’s possible to assume that de high energy impacts developed during the shoulder tackles, in rugby context, affect, not only the Scapulohumeral Rhythm, but also the role of the rotator cuff muscles as the most important dynamic stabilizer of the glenohumeral joint. VII AGRADECIMENTOS Em primeiro lugar, gostaria de deixar um agradecimento particularmente especial ao Professor Doutor Renato Natal Jorge, por me ter verdadeiramente introduzido à Biomecânica, e me mostrar que a Engenharia Mecânica está presente nas mais diversas áreas de investigação. Por ter orientado e apostado no presente trabalho, e em mim, desde o primeiro momento. À Doutora Bárbara Campos, por ter co-orientado a presente dissertação com entusiamo, boa disposição e, acima de tudo, disponibilidade. Gostaria também de agradecer ao Professor Doutor Paulo Villas-Boas, por ter aprovado o projecto e permitido que este fosse realizado em parceria com o LABIOMEP. Neste tópico, deixo um agradecimento especial ao Eng. Pedro Fonseca, pela ajuda proporcionada nas mais diversas áreas do projecto e por estar constantemente disponível para esclarecer as minhas dúvidas. Agradeço também ao Miguel Rodrigues, porque sem ele, e sem a sua boa disposição e disponibilidade, esta dissertação não seria possível. Ao Doutor Marco Parente, ao Eng. Marco Marques e ao Eng. Bruno Areias deixo também um agradecimento pelo apoio prestado nas simulações realizadas. À Professora Doutora Teresa Duarte, pela ajuda e conhecimento transmitido. Por me ter permitido, não só alargar horizontes, mas também integrar projectos aliciantes e motivadores. Deixo também um agradecimento, menos formal mas não menos importante, aos meus amigos e família, por me apoiarem, incentivarem e fazerem parte da minha vida todos os dias. Aos meus pais, mais do que um agradecimento gostaria de manifestar a minha profunda gratidão, por serem os meus modelos e me guiarem ao longo desta jornada. Por me terem ouvido, aconselhado e estarem sempre presentes. Ao meu irmão, pela sua constante boa disposição e preocupação. Por fim, aproveitaria para agradecer a bolsa atribuída no âmbito do projecto “Biomechanics: contributions to the healthcare”, cofinanciado pelo Programa Operacional Regional do Norte (ON.2 – O Novo Norte), ao abrigo do Quadro de Referência Estratégico Nacional (QREN), através do Fundo Europeu de Desenvolvimento Regional (FEDER). VIII IX ÍNDICE DE CONTEÚDOS ÍNDICE DE FIGURAS ................................................................................................................................ XI ÍNDICE DE TABELAS ........................................................................................................................... XVII CAPÍTULO I 1. INTRODUÇÃO ....................................................................................................................................... 1 CAPÍTULO II 2. CONTEXTUALIZAÇÃO TEÓRICA ............................................................................................................. 5 2.1. Ombro – Conceitos Fundamentais ................................................................................................................. 6 2.1.1. Planos Cardinais ............................................................................................................................ 8 2.1.2. Estruturas Ósseas ...................................................................................................................... 10 2.1.3. Estruturas Musculares ............................................................................................................. 16 2.1.4. Estruturas Ligamentares ........................................................................................................ 24 2.2. Complexo Articular do Ombro ...................................................................................................................... 28 2.2.1. Articulações Funcionais .......................................................................................................... 31 2.2.2. Articulação Esternoclavicular ............................................................................................... 34 2.2.3. Articulação Acromioclavicular ............................................................................................. 39 2.2.4. Articulação Glenoumeral ........................................................................................................ 44 2.2.5. Ritmo Escápulo-Umeral (REU) ............................................................................................. 60 2.3. Rugby – Desporto de Contacto ...................................................................................................................... 63 CAPÍTULO III 3. CARACTERIZAÇÃO BIOMECÂNICA DA PLACAGEM ............................................................................... 71 3.1. Equipamentos de Medição .............................................................................................................................. 72 3.1.1. Palmilhas de Pressão ................................................................................................................ 73 3.1.2. Plataformas de Força ................................................................................................................ 80 3.2. Procedimento Experimental ................................................................................................................... 85 3.2.1. Acomodação dos Sensores de Pressão .............................................................................. 87 3.2.2. Configuração das Recolhas .................................................................................................... 90 3.2.3. Processo de Calibração ............................................................................................................ 92 3.2.4. Sincronização dos Equipamentos ....................................................................................... 94 XVI XVII ÍNDICE DE TABELAS Tabela 2.1 – Elementos responsáveis pela estabilidade da articulação glenoumeral. ...................... 45 Tabela 2.2 – Comparação de razões do Ritmo Escápulo-Umeral para vários estudos. .................... 60 Tabela 3.1 – Características da palmilha de pressão utilizada (F-Scan® 3000E). ............................... 79 Tabela 3.2 – Características das plataformas de força Bertec® utilizadas procedimento experimental. ................................................................................................................................................................... 83 Tabela 3.3 – Características da matriz individual definida em cada palmilha. .................................... 87 Tabela 3.4 – Variação dos valores máximos das forças, ântero-posterior e médio-lateral, para diferentes inclinações dos apoios. ........................................................................................................................ 101 Tabela 3.5 – Valores máximos de pressão registados pelos sensores pontuais e respectivos valores medidos pela matriz Tekscan®: 1ª configuração. .......................................................................... 112 Tabela 3.6 – Valores máximos de pressão registados pelos sensores pontuais e respectivos valores medidos pela matriz Tekscan®: 2ª configuração. .......................................................................... 112 Tabela 3.7 – Valores para a força máxima de impacto e tempo até à força máxima, em cada uma das medições realizadas: força em N (BW). ...................................................................................................... 116 Tabela 3.8 – Comparação dos valores numéricos de força e tempo obtidos para o presente estudo e para os estudos de referência. ............................................................................................................................ 116 Tabela 3.9 – Valores máximos da força vertical, para cada repetição, e respectivo valor médio e desvio padrão: força em N (BW). .......................................................................................................................... 120 Tabela 3.10 – Valores máximos da força médio-lateral e ântero-posterior: N (BW). ..................... 124 Tabela 3.11 – Impulso mecânico em cada um dos apoios e no ombro: N (BW). ............................... 129 Tabela 4.1 – Características e parâmetros fundamentais do sistema de electromiografia de superfície utilizado: Trigno™ Wireless EMG System. ...................................................................................... 142 Tabela 4.2 – Número médio de placagens realizado por um atleta durante um jogo. .................... 145 Tabela 4.3 – Configuração do BIODEX® para o movimento de abdução/adução e rotação externa/interna (a 90ᵒ de abdução). ................................................................................................................... 149 Tabela 4.4 – Posicionamento e identificação dos eléctrodos relativamente aos músculos que se pretende avaliar. .......................................................................................................................................................... 152 XVIII Tabela 4.5 – Postura que o atleta deve assumir durante o posicionamento e fixação dos eléctrodos em cada um dos músculos avaliados. ........................................................................................... 152 Tabela 4.6 – Parâmetros do BIODEX® para as rotações antes das placagens. ................................... 167 Tabela 4.7 – Parâmetros electromiográficos associados ao trapézio: primeiras rotações. .......... 170 Tabela 4.8 – Parâmetros electromiográficos associados ao deltóide: primeiras rotações. .......... 172 Tabela 4.9 – Parâmetros electromiográficos do grande peitoral e dorsal: primeiras rotações. . 175 Tabela 4.10 – Parâmetros do BIODEX® para as rotações depois das placagens. .............................. 177 Tabela 4.11 – Parâmetros electromiográficos associados ao trapézio: segundas rotações. ........ 179 Tabela 4.12 – Parâmetros electromiográficos associados ao deltóide: segundas rotações. ........ 182 Tabela 4.13 – Parâmetros electromiográficos do grande peitoral e dorsal: segundas rotações. 183 Tabela 4.14 – Parâmetros do BIODEX® para as abduções/aduções antes das placagens. ............ 187 Tabela 4.15 – Parâmetros electromiográficos associados ao trapézio: primeiras abduções/aduções. ..................................................................................................................................................... 190 Tabela 4.16 – Parâmetros electromiográficos associados ao deltóide: primeiras abduções/aduções. ..................................................................................................................................................... 192 Tabela 4.17 – Parâmetros electromiográficos do grande peitoral e dorsal: primeiras abduções/aduções. ..................................................................................................................................................... 194 Tabela 4.18 – Parâmetros do BIODEX® para as abduções/aduções depois das placagens. ......... 196 Tabela 4.19 – Parâmetros electromiográficos do trapézio: segundas abduções/aduções. .......... 198 Tabela 4.20 – Parâmetros electromiográficos do deltóide: segundas abduções/aduções. .......... 200 Tabela 4.21 – Parâmetros electromiográficos do grande peitoral e dorsal: segundas abduções/aduções. ..................................................................................................................................................... 202 1 CAPÍTULO 1 INTRODUÇÃO A biomecânica corresponde, actualmente, a uma das principais áreas da Engenharia Mecânica, que se preocupa, não só em caracterizar o movimento do corpo humano, ou de qualquer outra entidade viva, como também avaliar o efeito que solicitações externas detêm na sua anatomia. As suas duas principais vertentes, cinemática e cinética, são frequentemente aplicadas em dois contextos distintos: saúde, onde o principal objectivo passa pela optimização da qualidade de vida dos pacientes através do estudo de mecanismo de lesões, criação de próteses ou concepção de novos tratamentos/técnicas de recuperação; desporto, cujo principal objectivo passa pela avaliação de padrões de movimento durante a realização de diferentes técnicas, por forma a optimizar as metodologias de treino, concepção de novos equipamentos de treino e avaliação de lesões desportivas. No caso particular do presente trabalho pretende-se realizar uma simbiose entre as duas áreas de investigação supracitadas, tendo como principal objecto de estudo o complexo articular do ombro humano no contexto desportivo. Trata-se de um sistema particularmente importante, na medida em que garante, não só a ligação entre o membro superior e o esqueleto axial, mas também o posicionamento do braço ao longo de todos os planos anatómicos. Por essa razão, integra uma cadeia cinemática, constituída por diversas articulações, que, entre outras coisas, impõe a mobilidade necessária ao sistema, e estabilizadores, estáticos e dinâmicos, que asseguram a integridade de todo o complexo. Assim, é estabelecida uma relação sinérgica entre a mobilidade e estabilidade do ombro (sobretudo ao nível da articulação glenoumeral), devidamente sincronizada e coordenada, por forma impedir a luxação dos vários segmentos articulados e garantir que são atingidas as máximas amplitudes de movimento, sem que se incorra em qualquer tipo de desconforto ou patologia. Este equilíbrio é delicado e facilmente comprometido por solicitações externas de energia elevada. Nessa situação, havendo um desfasamento na relação existente entre mobilidade e estabilidade, o atleta pode não conseguir atingir as amplitudes máximas de movimento (excessiva estabilidade), ou sofrer luxações (excessiva mobilidade). Capítulo1 – Introdução 2 Esta eventualidade encontra-se patente em desportos de contacto, particularmente no rugby, onde os atletas utilizam os ombros para impedir a progressão da equipa adversária ou para disputar a posse de bola. Nesses casos, técnicas como as placagens geram esforços no complexo do ombro que conduzem, frequentemente, a situações traumáticas – quando a solicitação aplicada admite um valor superior ao suportado pelas estruturas anatómicas. Existe, no entanto, a possibilidade de se verificar a acumulação de microtraumas, devido à realização de várias placagens por jogo, que, apesar de não influenciarem a fisiologia do ombro a curto prazo, podem comprometer a sua eficiência a médio/longo prazo, aumentando o risco de lesões, sobretudo derivadas do condicionamento do sistema neuromuscular. Assim, o presente trabalho pretende avaliar o efeito que essa acumulação progressiva detém no comportamento do complexo articular do ombro, bem como na cinemática inerente às diversas estruturas que o constituem. OBJECTIVOS Tal como foi referido anteriormente, a presente dissertação tem como principal objectivo a identificação e caracterização dos efeitos que a realização de um conjunto de placagens impõe no funcionamento do complexo do ombro, sendo para isso igualmente necessário caracterizar do ponto de vista biomecânico o impacto associado. Assim, é possível destacar como objectivos para este projecto:  Determinação da distribuição de pressão associada ao impacto do ombro, durante uma placagem, e identificação de regiões e estruturas críticas – mais susceptíveis à ocorrência de lesões;  Avaliação da correlação existente entre as forças e impulso mecânico gerados nos dois apoios do atleta, antes e durante a placagem, e a força de impacto aplicada no ombro;  Avaliação da capacidade de geração de força do atleta, antes e depois de um conjunto de placagens, durante determinados movimentos do braço;  Análise do desfasamento de actividade muscular, antes e depois da realização de um conjunto de placagens, percebendo de que forma é que as diferenças detectadas condicionam a integridade e funcionamento do ombro;  Criação e validação de protolocos experimentais que garantam a obtenção de resultados consistentes com os objectivos definidos. A longo prazo, pretende-se que os resultados experimentais obtidos, utilizando, para o efeito, uma amostra de atletas, permitam conceber técnicas de treino mais eficazes que, não só maximizem o impulso mecânico durante as placagens, como garantam, simultaneamente, a minimização do risco de ocorrência de lesões. Além disso, seria igualmente importante criar um programa de treino muscular, específico para atletas que realizem um maior número de Capítulo1 – Introdução 3 placagens, por forma a garantir a integridade e funcionamento do complexo articular do ombro humano. ESTRUTURA E METODOLOGIAS Devido à extensão do trabalho, e à variedade de objectivos que admite, optou-se por dividir a dissertação em duas componentes experimentais que, apesar de possuírem protocolos e equipamentos de medição diferentes, são complementares. Assim, em cada uma das duas fases experimentais, foi feito um levantamento das características mais relevantes de cada um dos equipamentos que se pretendia utilizar, foi definido um protocolo experimental, bem como todos os parâmetros inerentes às recolhas, criado os programas para tratamentos de dados, de acordo com os resultados que se pretendia obter, e feito uma análise dos resultados obtidos, tendo em consideração a situação que se pretendia caracterizar. Nesse sentido, o presente relatório encontra-se divido em 5 capítulos fundamentais, onde o terceiro e quarto estão associados à primeira e segunda fase experimental, respectivamente. Cada um destes tem associado secções e subsecções que pretendem descrever as etapas supracitadas. No capítulo 2 é feita uma contextualização teórica da anatomia e fisiologia do ombro humano, dando particular destaque à biomecânica do complexo articular, bem como uma breve introdução ao rugby enquanto desporto de contacto. Com o capítulo 5 pretende-se realizar um balanço das actividades realizadas ao longo do semestre e dos resultados obtidos face os objectivos definidos inicialmente. São igualmente estabelecidas propostas de temas para trabalhos futuros. É ainda importante referir que, uma vez que se trata de um estudo preliminar, as recolhas realizadas no âmbito do presente projecto correspondem, única e exclusivamente, a estudos-piloto realizados com um atleta. Torna-se, por isso, possível avaliar a validade do protocolo experimental e criar um conjunto de resultados e conclusões base para futuros estudos com amostras. Assim, as medições nesta fase foram realizadas com auxílio de um atleta sénior do CDUP (Centro Desportivo da Universidade do Porto), de 20 anos, com 92.1 kg e 1.88 m. O seu lado dominante é o direito (ombro e perna de apoio), ocupa, tipicamente, a posição de asa e realiza três a quatro treinos por semana. Não contraiu nenhuma lesão nos quatro meses que antecederam as recolhas e preencheu um Consentimento Informado antes do início do projecto, tendo-lhe sido fornecidas todas as informações requisitadas. Capítulo1 – Introdução 4 5 CAPÍTULO 2 CONTEXTUALIZAÇÃO TEÓRICA Uma vez que um dos principais objectivos do presente trabalho passa pela avaliação dos efeitos que uma placagem, tipicamente realizada entre atletas de rugby, impõe no complexo articular do ombro, tanto do ponto de vista anatómico como fisiológico, é importante, antes de mais, perceber e analisar, com um grau de profundidade consideravelmente elevado, os princípios básicos associados às duas principais temáticas do presente trabalho: ombro e rugby, estabelecendo, simultaneamente, a relação entre as duas áreas de investigação. Assim, numa primeira fase, serão abordados os conceitos fundamentais relativos à biomecânica geral e anatomia do ombro, identificando as principais estruturas ósseas, musculares e ligamentares. Posteriormente é avaliada a sua componente fisiológica, onde se dá particular destaque às várias articulações que constituem o complexo articular do ombro e aos respectivos movimentos. Na fase final é feita uma breve introdução ao rugby, enquanto desporto colectivo de contacto intenso, identificando as solicitações que impõe no ombro e o tipo de patologias mais frequentes em praticantes desta modalidade. Capítulo 2 – Contextualização Teórica 6 2.1. OMBRO – CONCEITOS FUNDAMENTAIS O esqueleto humano corresponde ao sistema que incorpora os vários ossos do corpo (em média, num adulto, 206 [1]), podendo ser dividido em duas categorias distintas: esqueleto axial e esqueleto apendicular (ver figura 2.1). Enquanto o conjunto de ossos que constituí o esqueleto axial (cabeça óssea, osso hióide, coluna vertebral e caixa torácica) forma o eixo vertical do esqueleto humano, assegurando a integridade do encéfalo, da medula espinhal e dos órgãos vitais que se encontram no tórax, o esqueleto apendicular é, de forma muito simplista, constituído pelos ossos dos membros, inferiores e superiores, e pelas cinturas. Estes últimos são responsáveis por efectuar a ligação entre os dois tipos de esqueletos, existindo, em todo o corpo humano, duas cinturas: cintura pélvica e cintura escapular. A cintura pélvica efectua a ligação entre os membros inferiores e o esqueleto axial através dos ossos ilíacos, materializando a pélvis. Por sua vez, a cintura escapular efectua a ligação entre os membros superiores e o tronco, sendo constituída pela omoplata e a clavícula. Comparando os dois tipos de ligações e as respectivas estruturas intervenientes, facilmente se conclui que, uma vez que as dimensões dos ossos dos membros inferiores são, manifestamente, maiores (mais compridos e espessos) do que as dos membros superiores, já que suportam o peso do corpo humano, a ligação materializada pela cintura pélvica é necessariamente, mais rígida, possuindo por isso menor mobilidade e, consequentemente, maior estabilidade. Assim, uma vez que a morfologia depende da função, no caso da cintura escapular, o facto de admitir um número elevado de articulações e interfaces (num total de cinco) potencia a mobilidade e versatilidade do membro superior, não se verificando, no entanto, perdas significativas de força. Ao contrário do que se verifica nas articulações da cintura pélvica, a estabilidade da cintura escapular depende menos das superfícies articulares e mais de mecanismos estabilizadores dinâmicos, que serão explorados na secção seguinte [2]. Desta forma, facilmente se conclui que, regra geral, as articulações que constituem cada uma das cinturas possuem graus de liberdade e amplitudes de movimento diferentes, originando níveis de estabilidade e mobilidade igualmente diferentes. A cintura escapular corresponde quase à totalidade do complexo do ombro humano, no entanto, existem outras estruturas que são igualmente vitais para a materialização de todas as funções do complexo em questão, merecendo, por isso, a devida atenção. Assim, para que seja possível analisar, de forma completa e rigorosa, o complexo do ombro, é necessário perceber quais as estruturas fundamentais que o constituem, ou que possuem influência nesse sistema, tanto do ponto de vista ósseo como do ponto de vista muscular e ligamentar. Assim, as subsecções posteriores estão organizadas de maneira a que seja possível fornecer os conhecimentos básicos, essencialmente anatómicos, de forma sequencial e Capítulo 2 – Contextualização Teórica 7 devidamente estruturada. Além de permitirem perceber, de uma forma ampla e geral, a constituição do ombro, funcionando como introdução teórica ao projecto, são vitais para se compreender, posteriormente, a fisiologia e cinemática do complexo articular em questão. É, no entanto, importante referir que, apesar de se tratar de uma secção com considerações fundamentalmente anatómicas e estruturais, existem situações em que é inevitável estabelecer o paralelo com a fisiologia, sobretudo durante a análise dos músculos e dos ligamentos. Antes, no entanto, de se analisar as estruturas do ombro, é necessário estabelecer os planos de referência, e respectivos eixos, uma vez que constituem conceitos fundamentais que permitem posicionar, no espaço, as diversas estruturas anatómicas, bem como caracterizar os diferentes movimentos desenvolvidos pelo sistema braço/ombro. Figura 2.1 – (A) representação da cintura escapular e da cintura pélvica; (B) representação do esqueleto axial e apendicular (adaptado de [3]). CINTURA ESCAPULAR CINTURA PÉLVICA ESQUELETO AXIAL ESQUELETO APENDICULAR (A) (B) Capítulo 2 – Contextualização Teórica 14 (3) ÚMERO O úmero corresponde ao maior osso do membro superior, inserindo-se na categoria de ossos longos, e, tal como já foi anteriormente referido, articula-se com a omoplata, materializando a articulação glenoumeral, e com o rádio e o cúbito, formando a articulação do cotovelo. De uma forma geral, por ser classificado como osso longo, pode ser dividido em três regiões fundamentais: a extremidade superior, a extremidade inferior e o corpo ou diáfise (ver figura 2.7). A extremidade superior engloba a cabeça do úmero, o colo anatómico e cirúrgico, o troquino e o troquiter, enquanto [1] a extremidade inferior engloba, por sua vez, o côndilo umeral (zona que articula com o rádio), a tróclea umeral (zona que articula com o cúbito), o epicôndilo e a epitróclea (pontos de inserção de músculos) [1]. Tendo em consideração o contexto do presente trabalho, e o seu objectivo, analisar-se-á apenas, de forma mais detalhada, os elementos que constituem a extremidade superior do úmero e a diáfise, deixando a zona inferior que articula com o cúbito e o rádio para outros trabalhos.  (3.1) CABEÇA DO ÚMERO Região aproximadamente esférica (cerca de um terço de uma esfera [2]), orientada para cima, para dentro e ligeiramente para trás. O ângulo verificado entre o eixo da cabeça e da diáfise (ângulo cérvico-diafisário) assume o valor de, aproximadamente, 130ᵒ [2]. Juntamente com a cavidade glenoideia da omoplata materializa a articulação glenoumeral. Assim, à semelhança da cavidade, a cabeça do úmero encontra-se revestida por uma camada de cartilagem articular que, entre outras coisas, permite reduzir o atrito no contacto entre as duas estruturas ósseas (típico de articulações sinoviais), minimizando efeitos de desgaste e potenciando a mobilidade da articulação em questão [1] [2] [8]. Figura 2.7 – Representação geral do úmero (A) vista posterior; (B) vista anterior (adaptado de [11]). (A) (B) CABEÇA DO ÚMERO TROQUÍTER COLO ANATÓMICO COLO CIRÚRGICO TROQUINO GOTEIRA BICIPITAL IMPRESSÃO DELTOIDEIA GOTEIRA RADIAL Capítulo 2 – Contextualização Teórica 15 (3.2) COLO ANATÓMICO Depressão ou sulco que se situa imediatamente abaixo da cabeça do úmero e que delimita a região semiesférica correspondente à cabeça do úmero. Esta região permite separar, por fora, a cabeça do úmero dos restantes componentes da extremidade superior, e por dentro, a cabeça do úmero do corpo. Funciona como zona de inserção da cápsula articular da articulação glenoumeral, bem como de parte dos ligamentos glenoumerais [1] [2] [8]. (3.3) COLO CIRÚRGICO Corresponde a uma zona estreita, distal aos tubérculos e às cristas que delimitam a goteira bicipital. Possui este nome por ser uma região do úmero com elevada taxa de ocorrência de lesões, nomeadamente fracturas, que exigem intervenção cirúrgica [1]. Analisando-se atentamente a localização do colo cirúrgico, relativamente à cabeça do úmero, verifica-se que este corresponde a uma zona crítica devido à depressão inerente ao colo, gerando, necessariamente, um fenómeno de concentração de tensões [1]. (3.4) TROQUINO E TROQUÍTER Tanto o troquino como o troquíter correspondem a tubérculos ou tuberosidades (pequeno e grande tubérculo, respectivamente) responsáveis por gerar pontos de inserção de, essencialmente, músculos escápulo-umerais [2] [8]. A grande tuberosidade (troquíter) situa-se na face externa da cabeça do úmero, no prolongamento da diáfise, e permite gerar pontos de inserção (através de três facetas) para o tendão do músculo infra-espinhoso, supra-espinhoso e pequeno redondo [2]. A pequena tuberosidade (troquino) projecta-se na face frontal, para dentro relativamente ao troquíter [2]. (3.5) CORPO OU DIÁFISE Zona intermédia, situada entre as duas extremidades do úmero, com uma forma rectilínea que vai, progressivamente, alterando. Enquanto na metade superior é irregularmente cilíndrica, na metade inferior assume uma forma, aproximadamente, prismática triangular. Ao longo do corpo, existe a goteira bicipital, situada na face interna, que separa o troquino do troquíter e onde se encontra inserida a longa porção do bicípite braquial [1] [2] [8]. Na região média da face externa, verifica-se a existência de uma rugosidade em forma de “V” – impressão deltoideia, responsável pela inserção distal do músculo deltóide [1] [8]. Além da goteira bicipital, existe a goteira radial, ou goteira de torção, com um trajecto oblíquo, que divide a face posterior da diáfise do úmero em duas regiões. Este sulco é percorrido pelo nervo radial e artéria braquial profunda [2]. Capítulo 2 – Contextualização Teórica 16 2.1.3. ESTRUTURAS MUSCULARES Os músculos são estruturas fundamentais para o correcto funcionamento de qualquer sistema ou região do corpo humano. Complementam a estrutura óssea, conferindo a mobilidade característica de vários pontos do corpo. É importante ressalvar que as forças que realizam e o efeito que impõem nas restantes estruturas do corpo humano, nomeadamente ossos, podem ser analisadas efectuando um paralelo simples com conceitos mecânicos básicos: forças aplicadas numa viga com um determinado ponto de apoio [1] [6]. Permitem igualmente, em determinadas situações, garantir a estabilidade de estruturas que são, naturalmente, pouco rígidas e instáveis. Assim, mesmo quando um indivíduo não se move, existem músculos que estão activos e que nos permitem efectuar as tarefas mais básicas como respirar (músculos respiratórios) e estar sentado, ou de pé, (músculos posturais) [1]. Geralmente, as estruturas musculares possuem as suas inserções de origem (zona menos móvel) e terminais (zona mais móvel) ao nível dos ossos, cruzando frequentemente articulações [1]. A fixação nos ossos é materializada por tendões – estruturas fibrosas de tecido conjuntivo, com elevada resistência, que garantem a transmissão das forças exercidas pelos músculos às estruturas a que estão associados [6]. Tal como acontecia com os ossos, o tamanho dos músculos depende directamente da função que desempenham e do nível de actividade a que são frequentemente submetidos. Assim, é possível distinguir músculos largos, tipicamente achatados e finos, músculos compridos, situados essencialmente nas extremidades, e finalmente músculos curtos, com diversas formas, que realizam movimentos de baixa amplitude mas com potências elevadas [1] [6]. Tendo em consideração o objectivo e carácter do presente trabalho, torna-se fundamental analisar com algum detalhe os músculos que intervém, directa ou indirectamente, no desempenho do complexo do ombro humano, tanto do ponto de vista da mobilidade como do da estabilidade. Na presente subsecção serão analisados, individualmente, cada um dos músculos relevantes, por forma a que, em secções ou capítulos posteriores, seja possível perceber e analisar, mais detalhadamente, temáticas envolvendo estruturas musculares (movimentos fundamentais do sistema ombro/braço, análise cinemática das articulações que integram o complexo articular do ombro humano e avaliação dos resultados obtidos das medições experimentais efectuadas). Uma vez que existem diversos músculos que possuem uma acção relevante no complexo do ombro (músculos do ombro ou músculos de outras zonas, que têm influência no complexo em questão) torna-se conveniente efectuar a sua categorização/organização em diferentes grupos. Existem diferentes formas de agrupar os músculos, variando mediante a bibliografia técnica seleccionada. Segundo o compêndio de António Cartucho e João Espregueira-Mendes, “O Ombro” [2], os músculos são inicialmente divididos em músculos do ombro e músculos de outras regiões Capítulo 2 – Contextualização Teórica 17 (braço e tronco) com acção no ombro. Dentro dos músculos do ombro é feita a subdivisão tendo em consideração a sua posição espacial, originando os grupos musculares anterior, posterior, interno e externo. Por outro lado, Oatis efectua uma categorização baseada, essencialmente, nas inserções de origem e terminais das estruturas musculares, não efectuando a distinção entre músculos do ombro e músculos de outras regiões, com influência na cintura escapular (in [5]). Desta forma, obtém-se a divisão em músculos axio-escapulares, axio-claviculares, axio-umerais, escápulo-umerais e outros (músculos particulares não uniformizados). É importante referir que existem situações em que um determinado músculo, por possuir mais do que um ponto de inserção de origem ou terminal, pertence a duas categoriais distintas. Essa particularidade é evidente no trapézio, uma vez que é classificado como axio-escapular e axio-clavicular. Neste caso em particular será utilizada a classificação proposta por Oatis, sobretudo porque se trata de uma de um método de classificação menos hierarquizado e, por isso, mais fácil de compreender. É no entanto importante referir que, apesar de se utilizar a classificação proposta por Oatis, ao longo da descrição individual de cada músculo será mencionada a classificação baseada no seu posicionamento espacial [2]. No esquema da figura 2.8 encontram-se associados, a cada um dos grupos propostos por Oatis, os músculos individuais relevantes para o ombro. Os músculos dos grupos axio-escapular e axio-clavicular (ver figura 2.9), tal como o próprio nome indica, efectuam, na sua generalidade, a ligação entre o esqueleto axial e a omoplata ou clavícula, mediante o grupo em análise, possuindo maior influência na omoplata ou na clavícula, respectivamente [5]. Uma vez que as duas categorias são muito semelhantes, possuindo, inclusive, músculos comuns, não é vantajoso efectuar análises separadas, já que possuem funções idênticas que se complementam na maior parte das situações. Desta forma, estes dois grupos de músculos são particularmente relevantes para o funcionamento do complexo articular do ombro, influenciando não só a mobilidade e estabilidade das articulações AXIO-ESCAPULARES Pequeno Peitoral; Angular da Omoplata; Pequeno e Grande Rombóide; Grande Dentado; Trapézio. AXIO-CLAVICULARES Trapézio; Subclávio; Esternocleidomastoideu. AXIO-UMERAIS Grande Peitoral; Grande Dorsal. ESCÁPULO-UMERAIS Deltóide; Supra-Espinhoso; Infra-espinhoso; Pequeno e Grande Redondo; Subescapular. OUTROS Bicípite Braquial; Coracobraquial; Tricípite Braquial; Omo-Hioideu. Figura 2.8 – Grupos musculares, segundo Oatis, e respectivos constituintes. Capítulo 2 – Contextualização Teórica 18 esternoclavicular e acromioclavicular, como também a cinemática da articulação funcional escápulo-torácica [5]. São igualmente responsáveis por criar uma interface móvel, mas estável, para a articulação glenoumeral [5]. Qualquer dano imposto a um destes músculos pode comprometer o funcionamento eficaz do complexo do ombro, bem como o Ritmo EscápuloUmeral (conceito que se refere a um conjunto de movimentos relativos entre as articulações do complexo articular do ombro humano e que será analisado em secções posteriores) [5]. É feita uma breve descrição individual dos principais músculos dos grupos previamente mencionados, por forma a que sejam perceptíveis os seus domínios e as suas funções. PEQUENO PEITORAL Músculo do ombro, situado na zona anterior do complexo, no plano profundo. O ponto de inserção de origem corresponde à omoplata, mais precisamente à apófise coracoideia, e, uma vez que se divide em três grupos distintos de fibras musculares, os pontos de inserção terminal correspondem à terceira, quarta e quinta costela. O pequeno peitoral tem como principal função deprimir a omoplata e a clavícula, ou, em oposição, elevar as costelas [1] [2]. No entanto, se se admitir a clavícula como sendo um ponto fixo, admite a função de músculo inspiratório (músculos activos durante a inspiração) [2]. ANGULAR DA OMOPLATA Corresponde a um músculo da região posterior do tronco, mais precisamente da zona posterior e lateral do pescoço, com influência no ombro [2]. Assim, as vértebras C1 a C4, da região cervical da coluna vertebral, constituem os pontos de inserção de origem, enquanto as inserções terminais ocorrem no ângulo superior da omoplata [1]. Tem como principal função elevar o ângulo súpero-interno da escápula, quando se considera a cabeça fixa, que se traduz, geralmente, na sua elevação, rotação e retracção [1] [2]. Figura 2.9 – Músculos Axio-Escapulares e Axio-Claviculares (adaptado de [12] e [13]). ANGULAR DA OMOPLATA PEQUENO ROMBÓIDE GRANDE ROMBÓIDE TRAPÉZIO SUBCLÁVIO GRANDE DENTADO PEQUENO PEITORAL Capítulo 2 – Contextualização Teórica 19 PEQUENO E GRANDE ROMBÓIDE O conjunto constituído pelos músculos rombóides (pequeno e grande) encontra-se na região superior e posterior do tronco, entre a omoplata e a coluna vertebral, possuindo uma evolução oblíqua [2]. De uma maneira geral, as inserções de origem correspondem às vértebras da espinha dorsal – no caso do pequeno rombóide a inserção ocorre nas vértebras cervicais (C6 e C7), enquanto no caso do grande rombóide a inserção ocorre nas vértebras torácicas (T1 a T4). Ambos possuem como inserção terminal o bordo interno da omoplata. De um modo geral, os dois músculos actuam ao nível da escápula, potenciando o seu movimento e, simultaneamente, estabilidade: o pequeno rombóide retrai, roda e fixa, enquanto o grande rombóide retrai, roda, fixa e eleva [1]. GRANDE DENTADO Corresponde a um músculo do ombro, situado na zona interna do complexo, no plano superficial. Trata-se de um músculo relativamente extenso, com inserções de origem materializadas ao nível das costelas através de fibras – digitações, que vão da 1ª à 10 ª costelas [2]. O músculo contorna a superfície ântero-lateral do tórax e fixa-se no bordo interno da omoplata. A par do trapézio, o grande dentado corresponde ao músculo com maior influência sobre a omoplata, sendo fundamental para evitar anomalias no Ritmo Escápulo-Umeral. Permite, igualmente, movimentar a omoplata ao longo da parede torácica, para fora e para a frente, impondo-lhe, simultaneamente, uma protracção [1] [2]. Se se considerar a escápula como ponto fixo, o grande dentado passa a comportar-se como um músculo respiratório, particularmente relevante durante a inspiração (à semelhança do que foi visto para o pequeno peitoral). TRAPÉZIO Músculo que se insere na categoria axio-escapular e axio-clavicular, devido às suas inserções de origem. Corresponde a uma estrutura larga e triangular, situada na região posterior, superior e lateral do tronco, com uma forte influência no ombro, especialmente na escápula [2]. As inserções de origem deste músculo correspondem à protuberância occipital (na zona posterior e inferior do crânio), ao ligamento cervical posterior e às vértebras cervicais (C7) e torácicas (T1 a T12). Por sua vez, as inserções terminais correspondem ao bordo interno do acrómio, à espinha da omoplata e à zona externa da clavícula. Grande parte dos movimentos executados pela omoplata dependem da actuação do trapézio. Assim, este é responsável pela sua retracção, rotação, depressão e elevação, bem como para a sua estabilidade, fixação [1]. O par de forças musculares gerado pelo grande dentado e pelo trapézio é particularmente importante para o funcionamento do complexo do ombro humano [5]. Permite rodar a escápula, mantendo a cavidade glenoideia devidamente posicionada e o deltóide com um comprimento eficiente, minimiza a possibilidade de ocorrência do conflito subacromial e permite gerar uma situação de estabilidade vantajosa para o complexo articular, possibilitando movimentos do braço em carga [5]. Capítulo 2 – Contextualização Teórica 20 SUBCLÁVIO Corresponde a um músculo do ombro, com maior influência na clavícula. A inserção de origem é feita na primeira costela, enquanto a inserção terminal ocorre na face inferior da clavícula, possuindo uma evolução oblíqua [1] [2]. Assim, tem como principal função baixar a clavícula ou, ao invés, elevar a primeira costela, e, se se a considerar como sendo um ponto fixo, desempenha funções idênticas a um músculo inspiratório. Relativamente aos músculos do grupo axio-umeral (grande peitoral e grande dorsal), pode-se dizer que, de uma maneira geral, efectuam a ligação entre o esqueleto axial (zona que materializa as suas inserções de origem) e o úmero (estrutura que materializa as suas inserções terminais), possuindo maior influência no movimento deste último. Correspondem, tipicamente, a músculos com uma secção transversal elevada (ver figura 2.10) e, por isso, conferem resistência adicional ao complexo do ombro durante o movimento, promovendo a sua estabilidade [5]. À semelhança do que foi feito anteriormente, são analisados, de forma mais detalhada, os principais músculos que integram o grupo em estudo. GRANDE PEITORAL Trata-se de um músculo do ombro, posicionado na zona anterior e no plano superficial, relevante para os movimento do úmero. As inserções de origem correspondem ao bordo anterior da clavícula, à face anterior do esterno e às seis primeiras cartilagens costais. Os feixes musculares convergem, inserindo-se na zona anterior da goteira bicipital do úmero (inserção terminal) [2]. Permite a adução e rotação interna do braço (movimentos fundamentais, que serão abordados nas subsecções posteriores), bem como a elevação do tórax, considerando o úmero como sendo uma entidade fixa [1] [2]. Destaca-se ainda a existência de duas porções, costal e clavicular, que podem desempenhar funções diferentes durante os movimentos do braço. Figura 2.10 – Músculos Axio-Umerais (adaptado de [12] e [14]). GRANDE PEITORAL GRANDE DORSAL Capítulo 2 – Contextualização Teórica 21 GRANDE DORSAL Trata-se de um músculo do ombro, com especial influência no úmero, que se situa, maioritariamente, na zona posterior e inferior do tronco [2]. As inserções de origem correspondem a vértebras torácicas e lombares (T7 a L5), à crista sagrada e à crista ilíaca (zona inferior da espinha dorsal) [1] [2]. As fibras musculares convergem, possuindo um trajecto ascendente, e cobrem a parede póstero-lateral do tórax. A inserção terminal corresponde à zona inferior da goteira bicipital [1] [2]. Tal como no caso do grande peitoral, o grande dorsal potencia o movimento de adução e rotação interna do braço, bem como extensão [1]. Os músculos do grupo escápulo-umeral (ver figura 2.11) efectuam a ligação entre a escápula e o úmero. Uma vez que estão relacionados com a articulação glenoumeral, os músculos deste grupo desempenham um papel fundamental para o correcto funcionamento do complexo, tanto a nível da mobilidade como da estabilidade. São relativamente extensos e, à semelhança do que acontecia com alguns músculos do grupo axio-escapular, nomeadamente o trapézio e o grande dentado, estão associados ao segundo conjunto de forças fundamentais. Este par de forças tem como principal função manter a cabeça do úmero devidamente alinhada com a cavidade glenoideia, garantindo o contacto das superfícies articulares [5]. DELTÓIDE Trata-se de um músculo do ombro, e o único que se situa na região externa do complexo. As inserções de origem correspondem ao bordo anterior da clavícula e à espinha (bordo exterior) e acrómio (vértice e bordo externo) da omoplata. As fibras musculares cobrem a articulação glenoumeral e convergem, inserindo-se na impressão deltoideia da diáfise do úmero (inserção terminal) [1] [2]. Como será visto posteriormente, o deltóide é fundamental para o movimento de abdução do braço, estando activo durante a maior parte das amplitudes do movimento [5], e permite movimentos de flexão ou extensão quando as suas componentes anteriores ou posteriores são activadas isoladamente [2]. SUBESCAPULAR GRANDE REDONDO PEQUENO REDONDO DELTÓIDE INFRA-ESPINHOSO SUPRA-ESPINHOSO Figura 2.11 – Músculos Escápulo-Umerais (adaptado de [13] e [15]). Capítulo 2 – Contextualização Teórica 22 INFRA-ESPINHOSO Músculo do ombro que se situa na zona posterior do complexo, mais precisamente na parede posterior da axila. A inserção de origem ocorre na fossa infra-espinhosa, a partir da qual as fibras musculares convergem até à extremidade superior do úmero [2], inserindo-se no troquíter [1]. Corresponde a uma das estruturas fundamentais para a estabilidade do ombro e encontra-se activo durante os movimentos de abdução e rotação externa. SUPRA-ESPINHOSO Músculo profundo do ombro que se insere nos 3/4 internos da fossa supra-espinhosa. A partir daí, as fibras musculares convergem, passando entre a articulação acromioclavicular e glenoumeral, e fixam-se na zona superior do troquíter [2]. Encontra-se activo durante o movimento de abdução e é fundamental para a estabilidade do ombro. SUBESCAPULAR Músculo do ombro que se insere ao longo de toda a face anterior da omoplata. As fibras musculares convergem, passando pela cápsula articular glenoumeral, e fixam-se no úmero, mais precisamente no troquino (inserção terminal) [1] [2]. Além de ser fundamental para a estabilidade da articulação glenoumeral, encontra-se activo durante o movimento de rotação interna [1]. PEQUENO REDONDO Corresponde a um músculo do ombro, situado na zona posterior do complexo. A inserção de origem corresponde à região externa da fossa infra-espinhosa. As fibras musculares progridem em direcção ao úmero e fixam-se na zona inferior do troquíter [1] [2]. Além de garantir a estabilidade da articulação, é fundamental para o movimento de abdução e rotação externa. Existe ainda um grupo de músculos indiferenciados que influenciam o funcionamento do ombro humano (figura 2.12). Destaca-se o bicípite, o coracobraquial e o tricípite braquial. CORACOBRAQUIAL Figura 2.12 – Outros músculos com influência no ombro (adaptado de [14] e [16]). BICÍPITE BRAQUIAL TRICÍPITE BRAQUIAL CORACOBRAQUIAL Capítulo 2 – Contextualização Teórica 23 BICÍPITE BRAQUIAL Apesar de pertencer aos músculos do braço, mais precisamente do grupo anterior, influência os movimentos do ombro. Na sua região superior, encontra-se dividido em duas zonas que se inserem na apófise coracoideia da omoplata e no Labrum glenoideu, e no tubérculo supraglenoideu (longa porção) [1] [2]. As duas porções convergem, sensivelmente a meio do braço, terminando na tuberosidade bicipital do rádio. Trata-se de um músculo fundamental para a flexão do braço e do antebraço, sendo igualmente fundamental para a supinação deste (rotação exclusiva do antebraço) [1] [2]. A longa porção do bicípite braquial é importante para a estabilidade vertical da articulação glenoumeral. CORACOBRAQUIAL Músculo que pertence ao grupo anterior do braço, no plano profundo, mas que influência o movimento do ombro. A inserção de origem corresponde à apófise coracoideia da escápula, a partir da qual atravessa a axila, inserindo-se no ponto médio da face interna do corpo do úmero [1] [2]. Consiste num músculo particularmente relevante durante a flexão [2]. TRICÍPITE BRAQUIAL Corresponde a um músculo do braço, da zona posterior, relevante para o movimento do ombro. A sua metade superior encontra-se dividida em três porções, longa, lateral e medial, que se inserem na tuberosidade infra-glenoideia, na zona lateral e posterior do úmero e na zona posterior do úmero, respectivamente (inserções de origem). Estas convergem, inserindo-se na face superior do olecrânio [1] [2]. É importante para a extensão do braço e do antebraço. Capítulo 2 – Contextualização Teórica 30 articulações em sela (efipiartroses) correspondem a articulações de encaixe recíproco, onde as superfícies articulares são posicionadas em ângulo recto – por essa razão são consideradas biaxiais. Por sua vez, as articulações esféricas, ou enartroses, correspondem às articulações sinoviais com maior mobilidade, uma vez que o seu movimento está associado a múltiplos eixos. As superfícies articulares, neste caso em particular, consistem numa cabeça parcialmente esférica que encaixa numa depressão, ou cavidade, do osso adjacente, formando uma ligação rotulada. Existem ainda articulações sinoviais cilíndricas (trocartroses), com movimento segundo um único eixo, articulações em roldana (trocleartroses), igualmente mono-axiais e articulações de contorno elíptico (condilartroses), muito semelhantes às enartroses, admitindo, porém, movimento apenas segundo dois eixos, devido à forma das superfícies articulares [1]. Tal como foi visto anteriormente, a ligação entre o esqueleto apendicular e axial é materializada pela cintura escapular. Esta ligação é frequentemente designada de complexo articular do ombro humano, sobretudo porque admite um total de cinco articulações, duas funcionais e três principais (todas do tipo sinovial): articulação esternoclavicular, acromioclavicular, glenoumeral, interface escápulo-torácica e subdeltoideia. Estas articulações funcionam de forma precisa e totalmente coordenada, garantindo o posicionamento, no espaço, do membro superior. Assim, uma vez que o complexo articular do ombro humano funciona como uma cadeia cinemática, qualquer lesão imposta a uma das articulações compromete o comportamento e desempenho de todo o ombro. Nas subsecções seguintes, serão analisadas, com algum detalhe, cada uma das articulações acima supracitadas, tanto do ponto de vista estrutural como do ponto de vista funcional (mobilidade e estabilidade), por forma a que a mecânica do complexo do ombro humano seja abordada em toda a sua extensão e complexidade. Uma vez que as interfaces possuem essencialmente funções de suporte para os movimentos das restantes articulações, estas serão analisadas em primeiro lugar (dando-se especial atenção à articulação escápulotorácica). Capítulo 2 – Contextualização Teórica 31 2.2.1. ARTICULAÇÕES FUNCIONAIS Tal como o próprio nome indica, as articulações funcionais não correspondem a articulações efectivas, não se inserindo, por isso, em nenhuma das categorias que foram previamente abordadas. São tipicamente designadas de interfaces, uma vez que não estão directamente em contacto duas superfícies articulares ósseas, não têm interposto nenhum tipo de cartilagem, nem se encontram encerradas numa cavidade articular. Possuem essencialmente funções de suporte, do ponto de vista funcional, tanto para a mobilidade como para a estabilidade, sendo relevantes sobretudo porque integram uma cadeia cinemática. No complexo do ombro humano, tal como já foi anteriormente referido, existem duas interfaces – a escápulotorácica e a subdeltoideia, sendo a primeira a mais relevante. A articulação funcional escápulo-torácica é particularmente importante para o desenvolvimento dos movimentos característicos do ombro. Trata-se de uma interface entre a face anterior da omoplata e a parede torácica posterior/lateral, materializada pelo grande dentado [2]. Este músculo cobre a face posterior do subescapular e está separado da parede do tórax por tecido conjuntivo que facilita a acção de deslizamento entre as estruturas que intervém na articulação [2]. Além de potenciar o movimento da extremidade superior e, simultaneamente, a estabilidade da articulação glenoumeral, uma vez que a posição da cavidade glenoideia, relativamente ao úmero, depende da posição da omoplata (que condiciona o comportamento dos músculos da coifa dos rotadores sobretudo porque corresponde à zona de inserção destes) [2], materializa um mecanismo de protecção do ombro, já que a musculatura circundante, e a própria articulação, absorvem energia associada a situações traumáticas, evitando a transmissão de forças do esqueleto axial e membros inferiores para a extremidade superior [5] [26]. Além disso a dinâmica associada à escápula, imposta pela interface, é fundamental na medida em que aumenta o espaço subacromial, evitando conflitos entre estruturas anatómicas (ex. conflito subacromial ou compressão do arco coracoacromial) durante os movimentos do braço. Facilmente se percebe, devido à configuração da articulação funcional em questão, que os seus movimentos associados correspondem, na maior parte dos casos, a deslizamentos da escápula ao longo da caixa torácica. Estes podem ser descritos segundo cinco graus de liberdade, dois lineares e três angulares, dando, por isso, origem a cinco movimentos distintos (ver figura 2.15): protracção/retropulsão, elevação/depressão, rotação posterior/anterior, rotação superior/inferior e rotação interna/externa. A nível muscular, os principais músculos responsáveis pelo desenvolvimento dos movimentos da interface em questão integram o grupo axio-escapular. É importante referir que, uma vez que os movimentos dependem da integridade das articulações acromioclavicular e esternoclavicular, e vice-versa, os deslocamentos impostos à omoplata estão geralmente associados a deslocamentos da clavícula. Capítulo 2 – Contextualização Teórica 32 A elevação, tal como o próprio nome indica, corresponde a um movimento linear de ascensão da escápula, juntamente com uma ligeira rotação, frequentemente associada à acção de encolher os ombros [4]. Verifica-se, simultaneamente, a elevação da extremidade acromial da clavícula e, por consequência, a depressão da sua extremidade esternal [28]. Os músculos activos durante este movimento correspondem ao trapézio (zona superior e transversal), ao angular da omoplata e ao pequeno rombóide [1] [8]. A depressão corresponde igualmente a um movimento linear da omoplata, mas com sentido descendente [4], podendo verificar-se, simultaneamente, uma ligeira rotação posterior ou anterior. Está associada ao movimento de retorno do ombro à posição original, depois de este ter sido encolhido. Nesta situação, a extremidade esternal da clavícula é elevada e a extremidade acromial é deprimida [28]. O trapézio (zona inferior), o peitoral menor e o subclávio são os principais responsáveis por materializar este movimento [1] [8]. Por sua vez, a abdução da escápula corresponde a um deslocamento lateral que a afasta da coluna vertebral, estando associado a ligeiros movimentos simultâneos no plano sagital, devido à curvatura do tórax [4]. Nesta situação, a clavícula move-se segundo um eixo vertical e a sua extremidade acromial roda anteriormente [28]. Os músculos responsáveis pela abdução da omoplata correspondem ao peitoral menor e ao grande dentado [1] [8]. O movimento de adução materializa o deslocamento medial da omoplata, aproximando-a à coluna vertebral [4]. Tal como no caso anterior, a adução está associada a ligeiros movimentos no plano sagital [4]. No entanto, a clavícula, em oposição à situação de abdução, admite uma rotação posterior na extremidade acromial [28]. O trapézio (zona média e inferior) e rombóide (pequeno e grande) encontram-se activos durante este movimento [1] [5] [8]. Passando para os graus de liberdade angulares, as rotações superior e inferiores correspondem, respectivamente, à elevação do ângulo inferior da escápula juntamente com o Figura 2.15 – Movimentos fundamentais da escápula ao longo da parede torácica (adaptado [27]). ABDUÇÃO ADUÇÃO DEPRESSÃO ELEVAÇÃO ROTAÇÃO INTERNA ROTAÇÃO POSTERIOR ROTAÇÃO SUPERIOR/INFERIOR Capítulo 2 – Contextualização Teórica 33 seu afastamento relativamente à coluna vertebral (e elevação da cavidade glenoideia) e à depressão do ângulo inferior da escápula juntamente com a sua aproximação à coluna vertebral (e retorno da cavidade à posição original) [4]. No caso da rotação superior, a clavícula fica orientada anteriormente e os músculos activos durante o movimento correspondem ao grande dentado e ao trapézio (zona média e inferior) [1] [28]. Na rotação inferior, a face superior da clavícula retorna à sua posição original e os músculos activos correspondem ao peitoral menor e ao pequeno e grande rombóide [1] [28]. Além da rotação superior e inferior, é também possível definir a rotação anterior/posterior e a rotação interna/externa. Enquanto a rotação anterior/posterior corresponde a um deslocamento angular da escápula em torno de um eixo médio-lateral oblíquo (acrómio move-se para trás na rotação posterior e para a frente na rotação anterior), na rotação interna/externa verifica-se um deslocamento angular da omoplata em torno de um eixo oblíquo súpero-interior [5]. Tal como foi referido durante a análise individual efectuada a cada um dos músculos com influência no ombro, o trapézio e o grande dentado formam um par de forças influente em todos os movimentos da escápula. Apesar disso, o momento gerado é particularmente relevante nos movimentos de rotação superior, rotação exterior e posterior [5] [26], sendo este facto evidente durante a elevação do braço (apesar de haver evidências que comprovam a semelhança de movimentos da interface durante a elevação e depressão do braço [26]). Como nota final, a interface subdeltoideia é formada pela cápsula articular da articulação glenoumeral e pela coifa dos rotadores, juntamente com a zona inferior da articulação acromioclavicular [2]. Apesar de integrar a cadeia cinemática do ombro, é menos relevante do que a articulação escápulo-torácica. Capítulo 2 – Contextualização Teórica 34 2.2.2. ARTICULAÇÃO ESTERNOCLAVICULAR A ligação entre a cintura escapular e o esqueleto axial é feita de forma pontual e materializada pela articulação esternoclavicular (única articulação sinovial existente entre o esqueleto axial e o membro superior). Tal como o próprio nome indica, efectua a ligação entre a clavícula e o manúbrio do esterno, e corresponde a uma articulação sinovial em sela, com mobilidade moderada. Apesar disso, é frequentemente classificada, do ponto de vista funcional, como uma articulação esférica, devido, sobretudo, ao facto da forma das superfícies articulares garantir movimento em quase todos os planos [5] [24] [29]. Tal como já foi anteriormente referido, as superfícies ósseas que constituem a articulação esternoclavicular correspondem à região ântero-inferior da extremidade esternal da clavícula e à superfície exterior do manúbrio do esterno [2]. Pela análise da figura 2.16 é possível verificar que as duas superfícies assumem a forma de sela, côncava no plano axial e convexa no plano coronal [24] [30]. Apesar de a sua forma variar, até determinado ponto, de indivíduo para indivíduo, particularmente a zona medial da extremidade esternal da clavícula [24], as superfícies possuem, regra geral, um grau de congruência relativamente reduzido, promovendo, dessa forma, a instabilidade óssea da articulação ou, por outras palavras, a mobilidade [5] [24]. Este facto tem que ver, fundamentalmente, com o tamanho individual de cada uma das superfícies – apesar de possuírem, aparentemente, uma curvatura semelhante, a superfície articular da clavícula é mais larga do que a do manúbrio do esterno, sendo, no entanto, esta última, mais comprida [5] [30]. Estas encontram-se ainda revestidas por cartilagem que, tal como já foi anteriormente referido, minimiza as acções de desgaste provocadas pelo deslocamento relativo das duas superfícies durante o movimento do membro superior. No caso da clavícula, a cartilagem reveste apenas 2/3 da superfície lateral da extremidade esternal, servindo o restante 1/3 para inserção de ligamentos e outras estruturas anatómicas [24]. Por forma a contrariar a instabilidade óssea inerente às dimensões das superfícies articulares, existe, no interior da articulação, um disco fibrocartilagíneo interposto entre a clavícula e o esterno, dividindo, na maior parte dos casos, a cavidade articular em duas metades – disco intra-articular [5] [8] [30]. Este elemento corresponde a uma estrutura relativamente resistente, praticamente circular, que se encontra inserida no bordo superior da extremidade esternal da clavícula [5]. Durante os movimentos desta, o disco é comprimido, de forma variável mediante o tipo de movimento, entre as duas superfícies ósseas, estabelecendo, de forma eficaz, a concordância entre os raios de curvatura das duas superfícies [5] [30]. Uma vez que é constituído por fibrocartilagem, é também responsável por absorver energia derivada de situações traumáticas, evitando a transmissão de forças do membro superior para o esqueleto axial [5] [8]. Mediante as situações, pode igualmente funcionar como cunha, promovendo a mobilidade da articulação e, consequentemente, do membro superior [5]. Capítulo 2 – Contextualização Teórica 35 Um outro elemento comum nas articulações sinoviais, e que está presente na articulação esternoclavicular, é a cápsula articular. A componente fibrosa encerra toda a articulação e insere-se no bordo da extremidade esternal da clavícula e nos bordos da superfície articular do manúbrio do esterno. Por sua vez a membrana sinovial produz o líquido sinovial e reveste não só a membrana fibrosa como também as duas superfícies do disco intra-articular [8]. Apesar de possuir uma função de suporte, garantido a integridade e coesão da articulação, a cápsula articular é relativamente fina, pelo que é reforçada por estruturas ligamentares que funcionam igualmente como elementos estabilizadores. Os ligamentos correspondem a uma das estruturas anatómicas mais importantes na mecânica das articulações uma vez que estão associados a funções de suporte e estabilização, impedindo movimentos excessivos dos elementos ósseos. No caso particular da articulação esternoclavicular, os ligamentos costoclavicular, interclavicular e esternoclavicular são particularmente relevantes e importantes. A anatomia geral de cada um dos ligamentos já foi previamente analisada (subsecção 2.1.4) pelo que, nesta fase, as estruturas serão analisadas essencialmente do ponto de vista funcional, tendo em consideração a sua contribuição para o correcto funcionamento da articulação em questão. O ligamento esternoclavicular reveste e fortalece a cápsula articular, tanto na região anterior como na região posterior, conferindo-lhe a rigidez e estabilidade necessárias durante as várias amplitudes de movimento [8] [24]. De facto, esta estrutura é a principal responsável por garantir a estabilidade horizontal da articulação esternoclavicular [24]. Por sua vez o ligamento interclavicular fortalece igualmente a cápsula, superiormente. A sua contribuição para a estabilidade vertical da articulação é mínima [24], já que os ligamentos são estruturas que funcionam à tracção, devendo a direcção de solicitação coincidir com a orientação das fibras (para que a sua natureza estabilizadora seja optimizada). Neste caso em particular, as fibras do ligamento interclavicular encontram-se orientadas horizontalmente, pelo que contribuem para o aumento da estabilidade horizontal da componente superior da cápsula articular. (A) (B) Figura 2.16 – Superfícies articulares da articulação esternoclavicular: (A) superfície interna da clavícula; (B) superfície do manúbrio do esterno [30]. Capítulo 2 – Contextualização Teórica 36 O ligamento costoclavicular garante igualmente a estabilidade da articulação, impedindo um movimento de elevação excessivo por parte da extremidade acromial da clavícula (depressão da extremidade esternal). Devido às suas inserções de origem e terminais, à orientação das fibras e à sua natureza resistente, este elemento fixa a extremidade esternal da clavícula à 1ª costela, permitindo assim apenas pequenas amplitudes de movimento da zona interna do elemento ósseo em questão [5] [8] [24]. Por essa razão, o ligamento costoclavicular é considerado o principal interveniente na estabilidade vertical da articulação [24]. Na figura 2.17 encontram-se descritos os principais elementos anatómicos que integram a articulação esternoclavicular. Passando para uma análise mais funcional e mecânica, sobretudo focada na mobilidade, é importante perceber que os movimentos associados à articulação esternoclavicular correspondem, na prática, a movimentos da clavícula (impostos por um determinado movimento do membro superior), mais particularmente da sua extremidade esternal, já que se considera que o manúbrio do esterno, por pertencer ao esqueleto axial, está fixo. Tal com foi visto durante a análise dos movimentos associados à interface escápulo-torácica, na subsecção anterior, deslocamentos da omoplata conduzem a deslocamentos da extremidade acromial da clavícula (devido à existência da articulação acromioclavicular), que impõe, por sua vez, movimentos na extremidade interna. Assim, devido ao seu carácter pontual, a articulação esternoclavicular funciona como ponto pivot para os movimentos lineares da escápula (elevação/depressão, abdução/adução), na medida em que a amplitude dos movimentos da sua extremidade esternal da clavícula são amplificadas, garantindo que a extremidade externa acompanha os movimentos da omoplata ao longo da parede torácica [5] [29]. Apesar de possuírem amplitudes menores, comparativamente com as dos movimentos da escápula, os movimentos da articulação esternoclavicular são diversificados. Tal como foi referido anteriormente, a mobilidade da articulação tem como principais causas a forma das superfícies articulares, que conduz à instabilidade óssea, e o disco intra-articular. Assim, devido CLAVÍCULA LIGAMENTO INTERCLAVICULAR LIGAMENTO COSTOCLAVICULAR DISCO INTRA-ARTICULAR MANÚBRIO DO ESTERNO LIGAMENTO ESTERNOCLAVICULAR Figura 2.17 – Articulação esternoclavicular (adaptado [31]). Capítulo 2 – Contextualização Teórica 37 à coincidência dos eixos de cada uma das superfícies, a articulação esternoclavicular é caracterizada por descrever movimentos associados dois graus de liberdade lineares (translações) e um grau de liberdade angular (rotação): elevação/depressão, protracção/retropulsão e rotação longitudinal [5] [8] [29] [30]. Na figura 2.18 é possível identificar cada um desses movimentos. Tal como é possível verificar pela análise da figura 2.18, e tendo em consideração o número de graus de liberdade que caracteriza os movimentos da articulação esternoclavicular, a junção das duas superfícies e dos respectivos eixos individuais permite gerar um referencial próprio que caracteriza os movimentos, sobretudo lineares, da articulação em questão. Através deste, verifica-se que o movimento de depressão/elevação da extremidade esternal da clavícula ocorre no plano sagital, ao longo do eixo Y (eixo vertical) [5] [30], e é consequência de um movimento semelhante, mas oposto, da sua extremidade acromial. Assim, a elevação da extremidade acromial da clavícula, que conduz a uma ligeira depressão da sua região interna, possui uma amplitude de, aproximadamente, 50ᵒ [5], sendo limitada, fundamentalmente, pela acção do ligamento costoclavicular. Por sua vez o movimento de depressão da extremidade acromial gera uma ligeira elevação da extremidade esternal, estando, por isso, associado a uma amplitude relativamente reduzida [5]. Este facto deve-se ao conflito ósseo patente em amplitudes de depressão mais elevadas, entre a extremidade inferior da clavícula e a primeira costela, à influência do ligamento interclavicular e à zona superior da cápsula articular/ligamento esternoclavicular [5]. No plano horizontal, ao longo do eixo X, desenvolve-se o movimento de protracção/retropulsão da extremidade esternal da clavícula, como consequência de movimentos opostos na sua extremidade acromial [30], com amplitudes aproximadamente semelhantes (15ᵒ) [5]. O movimento de protracção é limitado pelas fibras posteriores dos ligamentos costoclavicular e interclavicular, pela zona posterior da cápsula articular e pelo ligamento esternoclavicular. O movimento de retracção é limitado pela componente anterior do (1) (1) (2) (2) (3) Figura 2.18: Movimentos relativos da clavícula, associados à articulação esternoclavicular: (1) Protracção/Retracção; (2) Elevação/Depressão; (3) Rotação longitudinal [30]. Capítulo 2 – Contextualização Teórica 38 ligamento costoclavicular e pela zona anterior da cápsula articular, juntamente com o ligamento esternoclavicular [5] [30]. É ainda possível definir um movimento de rotação da clavícula em torno do seu eixo longitudinal – rotação longitudinal da clavícula. Este movimento possui uma amplitude de, aproximadamente, 30ᵒ e não é realizado de forma independente [5] – ocorre simultaneamente com os movimentos previamente descritos da articulação. Juntamente com a elevação da clavícula, típico durante a elevação do braço, é comummente designado de crankshaft effect [2]. É também importante referir que, devido à orientação ligeiramente oblíqua dos dois eixos que integram o referencial da articulação esternoclavicular, o movimento de protracção/retropulsão é acompanhado, na maior parte das situações, por ligeiras elevações/depressões da clavícula, e vice-versa [5] [30]. Capítulo 2 – Contextualização Teórica 39 2.2.3. ARTICULAÇÃO ACROMIOCLAVICULAR A articulação acromioclavicular, tal como o próprio nome evidencia, materializa a ligação entre a clavícula e a escápula. Uma vez que se trata de uma articulação sinovial do tipo plana [5] [8], está associada a um grau de mobilidade relativamente reduzido, não sendo, por isso, perfeitamente evidente um movimento relativo entre as duas estruturas ósseas envolvidas na ligação [29]. Por essa razão, trata-se de uma articulação robusta e relativamente rígida, onde a estabilidade é privilegiada em detrimento da mobilidade [32]. Devido a estas características, e ao facto de a linha da articulação possuir uma natureza oblíqua e ligeiramente curva, a articulação acromioclavicular é capaz de suportar solicitações traumáticas de forma eficaz, sem que isso conduza a lesões – responsável por transmitir forças entre a clavícula e o acrómio [5]. A sua função de suporte é igualmente evidente na contribuição que detém na cadeia cinemática associada ao complexo do ombro humano. A curvatura da articulação permite que a escápula deslize para a frente e para trás ao longo da superfície articular da clavícula, garantindo, desta forma, o alinhamento constante entre a cavidade glenoideia e a cabeça do úmero [5] [32]. Apesar de, por definição, as superfícies articulares associadas a uma articulação plana corresponderem a zonas fundamentalmente planas e de tamanho aproximadamente igual, isso não é totalmente evidente na articulação acromioclavicular. Enquanto a extremidade acromial da clavícula corresponde a uma superfície relativamente pequena, convexa e oval, com orientação para baixo e para fora, a superfície do acrómio é ligeiramente côncava, possuindo uma orientação inversa [20] [29]. Apesar disso, uma vez que a curvatura das superfícies é ligeira e variável, a sua contribuição para a concordância e consequente estabilidade é questionável [20] [29]. Tal como acontece com todas as articulações sinoviais, as duas superfícies articulares encontram-se revestidas por cartilagem articular (inicialmente hialina que, progressivamente, é substituída por fibrocartilagem) [8]. À semelhança do que se verificou na articulação esternoclavicular, existe um disco intraarticular, composto por fibrocartilagem, interposto entre as duas superfícies. Esta estrutura possui a forma aproximada de uma cunha e o seu tamanho é função do indivíduo em estudo [5] [8]. Tem a tendência para se degenerar com a progressão da idade do indivíduo, sendo que por volta da quarta década encontra-se profundamente deteriorado. Por essa razão, a estrutura fibrocartilagínea não só não separa a cavidade articular em duas metades perfeitamente independentes, como não contribui para a mobilidade nem estabilidade da articulação em questão [5] [20] [32]. Tal como já foi anteriormente referido, uma das principais características da articulação acromioclavicular é a sua estabilidade. Esta é garantida por dois tipos de estabilizadores: estáticos e dinâmicos. A primeira, para este caso em particular, é assegurada pela acção conjunta da cápsula articular, do ligamento acromioclavicular e dos ligamentos coracoclaviculares, já que Capítulo 2 – Contextualização Teórica 46 De facto, por forma a maximizar a compatibilidade das estruturas e maximizar a sua estabilidade local, a espessura das cartilagens possui evoluções diametralmente opostas [2] – a cartilagem que reveste a cabeça do úmero é mais espessa na região central, comparativamente com a periferia, e a cartilagem que reveste a cavidade glenoideia é mais espessa na periferia do que na região central (tubérculo Assaki) [34]. Esta configuração complementar, não só assegura a integridade da articulação, ao nível das superfícies articulares, como garante, através da cartilagem, a absorção de energia em situações traumáticas [2]. Por forma a potenciar a estabilidade estática providenciada pela morfologia óssea, existe associado ao contorno da cavidade glenoideia um anel de fibrocartilagem e tecido fibroso frequentemente designado por Labrum glenoideu (ver figura 2.22) [5] [8]. Este fixa-se no contorno da cavidade glenoideia através da sua superfície interna, e na cápsula articular através da sua superfície externa [2] [30]. Tal como acontece com a cartilagem articular, a secção transversal do anel, triangular, não é constante, sendo mais espesso e largo na zona anterior, comparativamente com a posterior [5] [34]. Do ponto de vista funcional, facilmente se percebe que o Labrum glenoideu permite aumentar a profundidade da cavidade glenoideia, garantindo uma melhor fixação da cabeça do úmero e uma maior estabilidade da articulação glenoumeral, já que aumenta a área de contacto entre as superfícies articulares. De facto, estima-se que o anel fibrocartilagíneo aumenta a profundidade da glenóide entre 5 a 10 mm (cerca de 50% da profundidade total da cavidade) [2] [5] e minimiza os esforços transversais, garantindo que a cabeça do úmero fica centrada relativamente à glenóide [34]. Permite igualmente proteger as arestas da cavidade glenoideia, devido à sua natureza, lubrificar a articulação (uma vez que a sua superfície interna encontra-se revestida por líquido sinovial) e funciona como ponto de inserção para os ligamentos glenoumerais que, por sua vez, assistem na estabilidade do anel [5]. É, no entanto, importante referir que, apesar de ser um elemento importante, a sua relevância do ponto de vista da estabilidade só é significativa quando opera em conjunto com outros factores estabilizadores, Figura 2.21 – Superfícies articulares envolvidas na articulação glenoumeral [5]. Figura 2.22 – Representação da secção transversal Labrum Glenoideu [30]. Capítulo 2 – Contextualização Teórica 47 estáticos ou dinâmicos (forças musculares de compressão e tensão ligamentar) [34]. Apesar de ser um tópico controverso, estudos revelam que a cápsula articular, característica das articulações sinoviais, tem também repercussões na estabilidade estática da articulação glenoumeral. Tal como acontece com todas as articulações que foram previamente analisadas, a cápsula é composta por duas partes e, neste caso em particular, encontra-se inserida nos bordos da cavidade glenoideia, após o Labrum glenoideu, e ao longo do colo anatómico do úmero [5] [8]. Apesar de constituir uma estrutura relativamente fina e, por isso, com pouco interesse do ponto de vista da estabilidade, estudos demonstram que quando um indivíduo sofre uma luxação no ombro, as hipóteses de reincidência aumentam significativamente, uma vez que a cápsula admite variações nas suas propriedades mecânicas, não favorecendo, desta forma, a integridade da articulação [36]. Além disso, sendo responsável pela produção do líquido sinovial, representa um elemento estabilizador relevante. Uma vez que as superfícies articulares encontram-se lubrificadas pelo líquido sinovial, e considerando os mecanismos de adesão (atracção das moléculas de líquido sinovial à superfície articular) e coesão (atracção entre as próprias moléculas de líquido sinovial), verifica-se o aumento da resistência à tracção do conjunto das duas superfícies, tornando mais difícil o seu movimento relativo [19]. Devido à configuração da cápsula articular e ao facto de esta garantir o isolamento da articulação, verifica-se a geração de uma pressão intra-articular negativa que promove igualmente a estabilidade estática, devido à existência de uma força de sucção que garante o contacto entre as superfícies articulares [2] [19]. As principais razões que levam à geração desta pressão intra-articular prendem-se com o facto de existir, tal como já foi referido, um compartimento fechado e isolado, materializado pela cápsula articular, que admite superfícies com diferentes conformidades, e do facto do fluido se difundir da cavidade glenoideia para a vasculatura sinovial, gerando um gradiente negativo de pressões [19]. Apesar de se ter enumerado diversos elementos estabilizadores estáticos, os principais correspondem aos ligamentos glenoumerais e coracoumeral e à consequente tensão ligamentar gerada nas amplitudes máximas de movimento. Por outras palavras, estas estruturas desempenham duas funções simultâneas, que promovem a estabilidade glenoumeral: limitam a translação da cabeça do úmero relativamente à glenóide e geram forças articulares de compressão (enquanto se encontram traccionados), garantindo o contacto entre as duas superfícies articulares [5]. Como será visto posteriormente, apesar de cada estrutura ligamentar contribuir de forma diferente para a estabilidade da articulação, todas são imprescindíveis para o correcto funcionamento do ombro humano, uma vez que correspondem a componentes dependentes e complementares. Na figura 2.23 encontra-se descrito o funcionamento dos ligamentos e o seu papel na estabilidade estática, verificando-se que a sua contribuição para a estabilidade nas amplitudes intermédias de movimento é negligenciável, já que não se Capítulo 2 – Contextualização Teórica 48 encontram totalmente traccionadas [35]. Neste caso é retractado a influência que as estruturas ligamentares, nomeadamente as glenoumerais, têm no movimento da cabeça do úmero. Uma vez que o ligamento coracoumeral se encontra inserido no intervalo da coifa dos rotadores, juntamente com o ligamento glenoumeral superior, e, por isso, efectua a ponte entre o músculo supra-espinhoso e subescapular, a sua principal função passa por limitar os movimentos de translação inferior e posterior do úmero durante a adução do braço, bem como o movimento de flexão (feixe ligamentar posterior), extensão e rotação externa (feixe ligamentar anterior) [2] [5] [34]. Torna-se, por isso, evidente que o ligamento coracoumeral é fundamental na estabilidade da articulação, não só como estrutura complementar, mas sobretudo na eventualidade de se verificar alguma patologia ao nível do supra-espinhoso, já que a sua resistência à tracção é cerca de três vezes superior à do ligamento glenoumeral superior [5] [34]. Por sua vez os ligamentos glenoumerais correspondem à segunda estrutura capsoligamentar associada à estabilidade estática. Tal como já foi anteriormente visto, esta estrutura é composta por três ligamentos, particularmente resistentes, que revestem a cápsula articular na zona inferior e anterior. Devido à sua natureza viscoelástica e ao facto de possuírem fibras interligadas com uma orientação própria, os ligamentos glenoumerais são capazes de absorver energia na direcção das fibras antes destas serem totalmente traccionadas, conferindolhes propriedades mecânicas distintas e importantes para o funcionamento estável e controlado da articulação glenoumeral [19]. Além disso, estudos revelam que a sua rigidez é função da velocidade de carregamento: quando solicitados a velocidades elevadas, a rigidez ligamentar aumenta cerca de 25 % comparativamente com situações onde as velocidades de carregamento são lentas [19]. Assim, de uma maneira geral, o ligamento glenoumeral superior complementa as funções do ligamento coracoumeral, servindo como estabilizador inferior do ombro quando o braço se encontra aduzido [5] [19] [34] [35]. O ligamento glenoumeral médio funciona como barreira para a translação anterior da cabeça do úmero durante a abdução do braço (0ᵒ e 45ᵒ) juntamente com rotação externa [5] [34]. Corresponde ainda a uma das estruturas que suporta o CABEÇA DO ÚMERO EM MOVIMENTO (A) (B) (C) Figura 2.23 – Representação da estabilidade ligamentar da articulação glenoumeral: (A) Cabeça do úmero aproxima-se do ligamento; (B) Ligamentos da cápsula formam uma barreira que limita a amplitude máxima de movimento; (C) Ligamentos solicitados geram uma força oposta ao movimento [19]. Capítulo 2 – Contextualização Teórica 49 complexo do ombro, garantindo a estabilidade ântero-superior [5] [34] [35]. Por fim, o ligamento glenoumeral inferior é o principal responsável por limitar a translação anterior e inferior da cabeça do úmero durante o movimento combinado de abdução do braço (45ᵒ e 90ᵒ) e rotação externa, bem como flexão, exercendo uma força de compressão que garante o contacto das superfícies articulares [2] [34] [35]. Na figura 2.24 encontram-se representadas os estabilizadores estáticos com a excepção dos ligamentos (ver secção anterior). Apesar dos estabilizadores estáticos desempenharem um papel fundamental na estabilidade e integridade da articulação glenoumeral, a sua acção não é adequada para compensar o efeito da variação da posição do centro instantâneo de rotação da cabeça do úmero, relativamente à cavidade glenóide, durante os diferentes movimentos do ombro [2] [30] – efeito que tem como principal causa o movimento de translação relativo da cabeça do úmero na cavidade glenoideia. Para compensar este efeito, e uma vez que nas amplitudes intermédias as velocidades de movimento e cargas exteriores aplicadas são elevadas [19], existem os estabilizadores dinâmicos, fundamentalmente de natureza muscular, que, devido à força de compressão inerente ao seu funcionamento, garantem o contacto permanente, dinâmico, das superfícies articulares, complementando a função dos estabilizadores estáticos. As forças musculares, de uma maneira geral, podem ser divididas em três categorias distintas: forças de compressão, forças superiores/inferiores e forças anteriores/posteriores [5]. Destes três tipos, cuja distinção é feita única e exclusivamente ao nível da direcção da força, a componente de compressão é a responsável por garantir a estabilidade da articulação, mantendo as superfícies articulares em contacto, enquanto as componentes superior/inferior e anterior/posterior são responsáveis por aumentar a instabilidade da estrutura. Desta forma, a estabilidade glenoumeral pode ser quantificada e definida como sendo a razão entre as forças de translação e as de compressão – quanto maior for a razão, maior é a instabilidade glenoumeral [5] [19]. Efectuando o paralelo com os estabilizadores estáticos, facilmente se conclui que a luxação do ombro (translação da cabeça do úmero para fora dos limites da cavidade glenoideia) ocorre Figura 2.24 – Principais estruturas estáticas da articulação glenoumeral (adaptado [37]). SUPERFÍCIE ARTICULAR DA CABEÇA DO ÚMERO SUPERFÍCIE ARTICULAR DA CAVIDADE GLENOIDEIA CÁPSULA ARTICULAR CAVIDADE ARTICULAR LABRUM GLENOIDEU Capítulo 2 – Contextualização Teórica 50 se o vector de forças resultantes da articulação (soma da forças musculares, ligamentares, externas e gravítica), aplicado no centro da cabeça do úmero, apontar para fora da cavidade glenoideia [35]. Os estabilizadores dinâmicos são particularmente importantes uma vez que permitem redireccionar o vector da força resultante, por forma a que este aponte para a cavidade glenoideia. A estabilidade dinâmica está associada a três conceitos extremamente importante, cujo entendimento é fundamental para se perceber o mecanismo de funcionamento dos vários elementos estabilizadores. Destacam-se assim: compressão da concavidade, rigidez muscular e flexibilidade tendinosa [5] [19] [36]. A compressão da concavidade é um conceito amplamente estudado e analisado, sendo um dos principais mecanismos que caracteriza a estabilidade activa da articulação. Depende das forças musculares e da morfologia das superfícies articulares, particularmente da cavidade glenoideia, [5] [38] estando inerente, tal como já foi anteriormente referido, que a estabilidade da articulação glenoumeral depende fortemente da compressão da cabeça do úmero na cavidade da glenoideia. Assim, a eficácia da compressão da concavidade é, por um lado, função da intensidade das forças de compressão aplicadas na cabeça do úmero e, por outro, função da profundidade associada à superfície da glenóide [19] [38], sendo essa uma das razões pela qual o Labrum glenoideu é vital no funcionamento da articulação. A estabilidade dinâmica pode também ser descrita e quantificada através da rigidez muscular. De uma forma geral, esta propriedade representa a capacidade dos músculos em se deformarem (ou variarem o seu comprimentos) mediante a imposição de uma força, ou tensão, exterior (conceito semelhante ao utilizado para materiais não biológicos, metálicos e não metálicos) [19]. Apesar de, em excesso, reduzir a amplitude de movimentos, regra geral quanto maior a rigidez muscular mais eficaz é a estabilidade da articulação durante as amplitudes intermédias de movimento [19]. Tal como foi visto nas secções anteriores, as estruturas tendinosas correspondem a uma parte integrante dos músculos, sendo vitais neste contexto devido à flexibilidade que evidenciam (propriedade mecânica). Por definição, a flexibilidade (ou compliance) corresponde à razão entre o deslocamento e a carga aplicada e, no caso dos tendões, deve ser coerente com a rigidez do respectivo músculo, optimizando-se assim o mecanismo de estabilização dinâmico sem comprometer a integridade da estrutura tendinosa [19] – apesar da energia de deformação associada aos tendões durante os movimentos complementar as acções de estabilização [19], se o limite for ultrapassado (energia máxima de deformação) verifica-se a rotura. Assim, pode-se considerar que a actividade coordenada de alguns músculos do ombro garante a estabilidade dinâmica da articulação, contribuindo também, ainda que em menor escala, para a estabilidade da articulação nas amplitudes máximas de movimento, uma vez que protegem e reforçam as estruturas ligamentares. Dá-se particular destaque aos músculos da Capítulo 2 – Contextualização Teórica 51 coifa dos rotadores (supra-espinhoso, subescapular, pequeno redondo e infra-espinhoso), ao deltóide, à longa porção do bicípite e aos músculos axio-escapulares [2] [34]. COIFA DOS ROTADORES Corresponde a um conjunto de músculos que se insere na categoria escápulo-umeral (inserções de origem e terminais ocorrem ao nível da escápula e úmero) pelo que desempenham um papel fundamental na estabilidade dinâmica da articulação. Considerando os quatro músculos que integram a coifa como sendo uma única entidade, a sua secção transversal é manifestamente elevada, o que conduz a forças de compressão igualmente elevadas [19]. Devido à sua configuração e disposição em torno da articulação, as forças de compressão geradas e a tensão instalada nos respectivos tendões são os principais responsáveis por direccionar o vector da força resultante aplicada na cabeça do úmero para a cavidade glenoideia, garantindo uma razão entre as forças de translação e compressão baixa e, consequentemente, uma compressão da concavidade elevada [5] [34] [35] (ver figura 2.25). Paralelamente, o grupo muscular da coifa dos rotadores produz um par de forças que gera um momento em torno da articulação, potenciando os movimentos do braço [34]. Assim, conclui-se que indivíduos com lesões nos músculos da coifa, ou simplesmente com músculos enfraquecidos, têm maior propensão para instabilidade articular e, necessariamente, ocorrência de luxações [5], ou realização de movimentos com menores amplitudes. Apesar da acção sincronizada e complementar dos músculos da coifa ser vital para a estabilidade dinâmica da articulação glenoumeral, cada músculo possui uma função mais ou menos distinta e independente, que promove tanto a mobilidade como a estabilidade [34] [5]. Assim, o infra-espinhoso e o pequeno redondo (zona posterior da coifa) têm como função auxiliar na estabilidade anterior da articulação glenoumeral, já que as contracções associadas a estes músculos geram forças tangenciais posteriores [5]. Apesar disso, são também fundamentais para assegurar a estabilidade posterior da articulação – impedem a translação superior e posterior da cabeça do úmero, particularmente o infra-espinhoso [34] [5]. Por sua vez o subescapular corresponde a um músculo interno particularmente resistente, sendo considerado PEQUENO REDONDO INFRA-ESPINHOSO SUPRA-ESPINHOSO SUBESCAPULAR Figura 2.25 – Forças de compressão geradas pelos músculos da coifa dos rotadores: compressão da concavidade [5]. Capítulo 2 – Contextualização Teórica 52 a músculo da coifa com maior influência na estabilidade dinâmica da articulação, sobretudo porque funciona como suporte dinâmico para todas as restantes estruturas anatómicas. Corresponde à principal estrutura muscular que garante a estabilidade anterior da articulação em questão [5] e opera como barreira física à translação anterior e inferior da cabeça do úmero, limitando igualmente, a rotação externa excessiva [34]. Finalmente, o músculo supra-espinhoso permite iniciar o movimento de abdução e, tal como já foi anteriormente referido, complementa as funções do ligamento glenoumeral superior. DELTÓIDE E MÚSCULOS AXIO-ESCAPULARES A estabilidade dinâmica é ainda assegurada por músculos com acção remota no ombro humano, como é o caso do deltóide, grande peitoral, grande dentado e grande dorsal, contrariamente ao que é verificado pelos músculos da coifa dos rotadores, caracterizados pela sua acção local na estabilidade dinâmica [5] [34]. Devido à sua secção transversal particularmente elevada e à sua posição relativamente distante do ombro, os músculos axio-escapulares previamente referidos geram momentos, em torno da articulação glenoumeral, relevantes do ponto de vista funcional [34]. Apesar de serem particularmente importantes para o movimento coordenado da articulação e interface escápulo-torácica, estudos demonstram que alguns destes músculos são relevantes para a estabilidade dinâmica, sobretudo em situações onde se verifica patologias ao nível da coifa dos rotadores [5] [34]. Tomando como exemplo o deltóide, estudos verificaram que existe uma contribuição deste músculo na estabilidade dinâmica da articulação, sobretudo nos 60ᵒ de abdução no plano da escápula – a porção média e posterior auxiliam a estabilidade anterior [5]. Existem, no entanto, situações em que o deltóide, tal como o grande peitoral, aumenta a instabilidade da articulação, por exemplo nos 60 ᵒ de abdução no plano coronal, tornando-a uma estrutura controversa enquanto elemento estabilizador dinâmico [5] [38]. Em jeito de conclusão, devido à elevada mobilidade inerente à configuração da articulação glenoumeral verifica-se a existência de diversos elementos anatómicos que garantem a sua estabilidade. Apesar de possuírem naturezas e funções diferentes, todas as estruturas complementam-se, sincronizando a sua acção, através do sistema neuromuscular, por forma a garantir a integridade da articulação em todas as amplitudes de movimento. Apesar de serem tipicamente categorizados em elementos estáticos e dinâmicos, é evidente uma certa intermutabilidade, tornando, desta forma, possível compensar situações atípicas (ex. lesão de um determinado elemento estabilizador) e garantir que o correcto funcionamento do ombro não é comprometido. Tendo sida abordada a questão da estabilidade, o tópico que obrigatoriamente emerge da discussão prévia relaciona-se com a mobilidade da articulação. Tal como será visto, existem elementos anatómicos que, mediante as amplitudes de movimento, promovem a estabilidade e, simultaneamente, a mobilidade. Capítulo 2 – Contextualização Teórica 53 (2) MOBILIDADE DA ARTICULAÇÃO GLENOUMERAL Tal como foi referido no início da presente subsecção, a articulação glenoumeral corresponde à ligação articulada com maior mobilidade em todo o corpo humano, potenciando desta forma os movimentos de toda a cintura escapular. Possui um total de seis graus de liberdade, e os seus movimentos fundamentais podem ser caracterizados como rotações em torno dos eixos característicos dos planos cardinais. Existem três factores, característicos da presente articulação, responsáveis pela sua elevada mobilidade – morfologia óssea das superfícies articulares, ligação da cintura escapular ao esqueleto axial e existência da interface escápulo-torácica [19]. Apesar de existirem mecanismos que minimizam a diferença entre os raios de curvatura das superfícies articulares e aumentam a profundidade da cavidade glenoideia, a diferença de tamanhos entre as superfícies continua a ser significativa [5] [19] e a profundidade da cavidade glenoideia, ainda que dotada do Labrum glenoideu, não é suficiente para garantir o total posicionamento do úmero na omoplata [19]. Estes factores morfológicos, apesar de comprometerem a estabilidade da articulação, favorecem a sua mobilidade. É também importante salientar que o facto de a ligação da cintura escapular ao esqueleto axial ser pontual (articulação esternoclavicular) e a articulação glenoumeral se encontrar inserida numa cadeia cinemática complexa, constituída por uma interface escápulo-torácica particularmente móvel, contribui para a complexidade e diversidade de movimentos de todo o complexo do ombro humano [19]. O facto de o ombro constituir, do ponto de vista funcional, uma cadeia cinemática, torna os movimentos associados à articulação glenoumeral dependentes do funcionamento das restantes ligações articuladas. Assim, durante os movimentos fundamentais do braço (ver figura 2.26) verifica-se a existência de movimentos sincronizados das restantes articulações, por forma a garantir a integridade das várias estruturas do ombro e evitar conflitos. Figura 2.26 – Movimentos do braço ou da articulação glenoumeral: (A) flexão e abdução; (B) rotação (adaptado [5]). FLEXÃO ROTAÇÃO INTERNA EXTENSÃO ABDUÇÃO CORONAL EXTENSÃO HORIZONTAL FLEXÃO HORIZONTAL ROTAÇÃO EXTERNA (A) (B) Capítulo 2 – Contextualização Teórica 54 MOVIMENTO DE ABDUÇÃO/ADUÇÃO Por definição, os movimentos de abdução e adução, tal como foi referido no inicio do capítulo, são desenvolvidos no plano coronal, podendo, no entanto, ser caracterizados como rotações em torno do eixo sagital. Estes dois movimentos retractam o afastamento (abdução) e a aproximação (adução) do braço relativamente ao tronco (linha medial), sendo que para ser possível realizar essas acções, diversos músculos encontram-se contraídos durante as várias amplitudes de movimento – músculos que podem ser considerados motores (potenciam o movimento) ou estabilizadores (garantem a integridade da articulação durantes as várias amplitudes de movimento) [30]. A distinção entre músculos motores e estabilizadores prende-se com o nível de actividade muscular durante a realização de um determinado movimento. Enquanto um músculo motor aumenta a sua actividade com a progressão do movimento, um músculo estabilizador mantém a sua actividade constante ao longo de todas as amplitudes de movimento [5]. A abdução coronal corresponde ao movimento do braço mais estudado e analisado, devido não só a sua complexidade mas também à sua elevada aplicabilidade em situações do diaa-dia. Os músculos motores responsáveis por desenvolver este movimento de forma eficaz correspondem ao deltóide (principal músculo motor) e ao supra-espinhoso [1] [8]. No entanto, para que seja possível atingir as amplitudes máximas na abdução, sem que isso implique conflitos anatómicos (ex. conflito subacromial), é fundamental que se verifique o movimento, em determinadas amplitudes de abdução do braço, da articulação escápulo-torácica através da contracção do grande dentado e trapézio [5] [30]. A inicialização do movimento de abdução do braço, no plano coronal, é conseguida, fundamentalmente, através da contracção do músculo supra-espinhoso [8]. Estudos verificam que a componente tangencial da força gerada por este músculo, durante o início da abdução coronal, é proporcionalmente maior que a componente tangencial do deltóide, reiterando a relevância do supra-espinhoso enquanto mecanismo de inicialização de abdução [30]. Apesar disso, durante as amplitudes intermédias de movimento, a sua actividade complementa a do deltóide (verificado através de estudos electromiográficos), funcionando igualmente como estrutura estabilizadora da articulação glenoumeral. A sua actividade muscular é aproximadamente constante ao longo da abdução (máxima nos 90ᵒ de abdução) e a componente radial da força muscular gerada – força de compressão, é fundamental para garantir a integridade da articulação, compensando, dessa forma, a acção dos restantes músculos da coifa dos rotadores – possuem, na sua generalidade, relevância mínima enquanto músculos abdutores do braço [5]. De uma forma geral, pode-se afirmar que o músculo supra-espinhoso possui uma relevância qualitativa e quantitativa para o movimento de abdução coronal, já que garante a estabilidade dinâmica da articulação e complementa, em certa medida, a força gerada pela acção do deltóide durante as amplitudes intermédias de movimento [5] [30] [39]. Capítulo 2 – Contextualização Teórica 55 Ao contrário do supra-espinhoso, a estrutura do deltóide é relativamente complexa, já que se encontra dividido em três componentes principais, cada uma com diferentes funções para os movimentos do braço. No caso da abdução coronal, a componente activa do deltóide corresponde à porção média, uma vez que se trata da zona do músculo mais distanciada do eixo de abdução. Existem, no entanto, outras regiões do deltóide que são adutoras quando o braço se encontra na linha do tronco (pendente), mas que vão tornando-se abdutores à medida que se verifica o desenvolvimento do movimento em questão [30]. Trata-se, por isso, de um músculo que se encontra activo desde o início do movimento (particularmente a sua porção média, que complementa a acção do supra-espinhoso), sendo capaz de realizar sozinho o movimento de abdução até à sua amplitude máxima. É, no entanto, possível verificar a variação da actividade muscular entre as diferentes porções/regiões que constituem o músculo, durante as várias amplitudes de movimento [5] [30]. A eficácia do deltóide durante a abdução coronal do braço é igualmente dependente da acção dos músculos da coifa dos rotadores, apesar de, tal como já foi referido anteriormente, estes não contribuírem de forma directa para o movimento em questão, sendo a excepção o supra-espinhoso, previamente analisado [5]. Assim, o pequeno redondo, o infra-espinhoso e o subescapular impedem a luxação superior da cabeça do úmero durante a abdução, devido à força tangencial exercida pelo deltóide, garantindo, através da soma de forças de compressão, descendentes, a integridade da articulação durante o movimento [5] [30]. Para que seja possível atingir as máximas amplitudes de abdução (180ᵒ) é fundamental que, sincronizado com o movimento do úmero, se verifique o movimento da escápula ao nível da interface escápulo-torácica, bem como da clavícula ao nível da articulação esternoclavicular e acromioclavicular [2] [5] [30]. Assim, a partir dos 90ᵒ de abdução a escápula eleva-se e roda superiormente através da acção do trapézio, grande dentado e até mesmo do angular da omoplata, por forma a aumentar funcionalmente a linha de acção do deltóide e garantir que as máximas amplitudes de movimento são atingidas sem ocorrência de nenhum conflito – acção do deltóide e músculos da coifa garante que a cabeça do úmero não sobe excessivamente, centrando-a na glenóide [2] [5]. Ocorre igualmente o movimento da clavícula, por consequência do deslocamento imposto à omoplata. Devido à sua elevada complexidade, tanto do ponto de vista muscular como do ponto de vista ósseo, é possível efectuar a divisão da abdução coronal em três fases que se distinguem pelas amplitudes de movimento e respectivos músculos motores principais (ver figura 2.27). Assim, temos que: (A) PRIMEIRA FASE DE ABDUÇÃO - Fase que vai desde os 0ᵒ até aos 90ᵒ. Os principais músculos motores correspondem ao supra-espinhoso e à porção média do deltóide, terminando devido ao conflito entre a grande tuberosidade do úmero e a margem inferior da glenóide [2] [30]. A partir dos 30ᵒ verifica-se o movimento pendular da escápula; Capítulo 2 – Contextualização Teórica 62 Sintetizando, assim, os objectivos do Ritmo Escápulo-Umeral, é possível concluir que, além de garantir o alinhamento constante, durante as amplitudes de elevação do braço nos diversos plano cardinais, entre a cabeça do úmero e a cavidade glenoideia, permite estabelecer uma relação eficaz entre o comprimento e tensão das estruturas musculares motoras dos movimentos (ex. deltóide a partir dos 90ᵒ de abdução), evitar potenciais conflitos anatómicos, devido à rotação sincronizada da omoplata e do úmero, e, sobretudo, garantir a acção sincronizada das articulações do complexo do ombro sob influência de diferentes músculos [2]. Uma vez que se trata de um conceito complexo, delicado e intermutável, qualquer lesão ou patologia instalada numa das estruturas integrantes do complexo articular do ombro humano condiciona o Ritmo Escápulo-Umeral e, consequentemente, a eficácia dos movimentos de elevação do braço. Contraindo-se, por exemplo, uma diminuição da capacidade muscular da coifa dos rotadores, ou uma lesão no complexo ligamentar da articulação glenoumeral, verifica-se um movimento excessivo da escápula durante a elevação do braço, resultando no desconforto do paciente [5]. É, no entanto, importante referir que a avaliação das consequências de uma determinada patologia na mecânica da cadeia cinemática do ombro humano, por outras palavras no REU, não é facilmente averiguável, já que as metodologias clínicas tipicamente utilizadas, como a inspecção visual e medições lineares, não são exactas e, por isso, confiáveis [5]. Capítulo 2 – Contextualização Teórica 63 2.3. RUGBY – DESPORTO DE CONTACTO Tal como foi referido no início do presente relatório, uma das principais temáticas deste projecto de investigação prende-se com o rugby e as implicações que este tipo de desporto de contacto, particularmente exigente para os atletas, tem no ombro humano, tanto do ponto de vista anatómico como funcional. Assim, partindo da premissa de que as situações de contacto existentes num jogo de rugby provocam situações traumáticas em várias estruturas do corpo humano, particularmente tronco e membros superiores, evidência suportada por vários estudos experimentais [41] [42] [43] [44], torna-se necessário, em prol da correcta determinação dos parâmetros experimentais e avaliação dos resultados obtidos, perceber quais as principais características associadas, não só a um jogo de rugby, mas também aos atletas que praticam esta modalidade, determinar as situações de contacto mais exigentes, e frequentemente associadas a lesões, e avaliar as lesões do ombro mais comuns. À semelhança do que se verifica noutros desportos, o rugby admite, fundamentalmente, duas variantes – Rugby League e Rugby Union. Apesar de estarem associados ao mesmo objectivo final e, na sua essência, possuírem semelhanças bastante evidentes (duração do jogo, situações de contacto, posse de bola e formas de pontuar) existem diferenças patentes entre as duas escolas. Este desfasamento prende-se, fundamentalmente, com o número de jogadores que integra uma equipa no início de um jogo (equipas mais numerosas no Rugby Union), com as dimensões do campo (maiores para o Rugby Union), com as pontuações associadas às situações de vantagem sob a equipa adversária e com as técnicas, e respectivo regulamento, associadas às placagens e outras situações de contacto. Por essa razão, existe uma diferença, tanto a nível físico como técnico, entre os praticantes de cada uma das vertentes, já que, apesar do objectivo final ser o mesmo, a evolução do jogo é diferente. No presente trabalho, e por consequência neste subcapítulo em particular, é abordado, única e exclusivamente, o Rugby Union, uma vez que se trata da escola que possui maior incidência global, apesar de ser ligeiramente menos agressivo. Constitui igualmente a variante da modalidade praticada em Portugal. Desta forma, os estudos-piloto são conduzidos por atletas praticantes de Rugby Union, e as futuras amostras serão constituídas por atletas da mesma modalidade, sendo, por isso, importante adquirir uma perspectiva um pouco mais detalhada relativamente a alguns aspectos fundamentais desta vertente. Trata-se de uma modalidade em equipa, praticada num campo adequado, associada a uma variedade relativamente elevada de respostas fisiológicas por parte dos jogadores, em virtude, por exemplo, das diversas situações de contacto verificadas durante um jogo – situações necessárias para a disputa pela posse da bola [41]. Por essa razão, são submetidos a programas de treinos rigorosos e complexos, com o intuito de maximizar a sua performance durante o jogo, Capítulo 2 – Contextualização Teórica 64 tanto do ponto de vista cardiovascular (serem capazes de manter o ritmo de jogo) como técnico. Garante-se, assim, que o objectivo do jogo é cumprido de forma eficaz: cada uma das equipas envolvidas numa partida realiza o maior número de pontos possível, através de passes, disputas de bolas, pontapés e sprints [45]. Enquanto uma equipa tenta manter a continuidade da posse de bola, a equipa adversária mobiliza os jogadores com o objectivo de obter a posse de bola, criando-se assim uma dinâmica e equilíbrio fundamentais. Uma vez que se trata de um desporto extremamente exigente, onde existe a probabilidade elevada de ocorrência de lesões, o jogo é controlado por um conjunto de regras, particularmente complexo e rigoroso, que pretende garantir o fair-play e, simultaneamente, espírito competitivo [45]. Apesar de não ser contemplado no âmbito do presente relatório a análise detalhada dos regulamentos impostos, mundialmente, é importante avaliar algumas considerações, técnicas e regulamentares, associadas ao desporto em questão, uma vez que têm repercussões no trabalho experimental. Um jogo de rugby é, de uma forma geral, constituído por duas partes com uma duração de 40 minutos, separadas por um intervalo regulamentar de 15 minutos [45]. Apesar disso, apenas metade do tempo regulamentar de jogo (40 a 30 minutos) admite uma dinâmica contínua [41]. As equipas em jogo são, tipicamente, constituídas por 15 elementos. De uma forma geral, é possível categorizar os jogadores de uma dada equipa em dois grupos fundamentais e mundialmente aceites, forwards (posições (1) até à (8)) e backs (posições (9) até à (15)), ocupando, respectivamente, as posições mais avançadas (fundamentalmente responsáveis por efectuar a disputa e conquista da bola) e atrasadas (manter a posse de bola e progredir no terreno, conquistando pontos) [41] [44]. Na figura 2.28 é possível verificar a disposição padrão dos elementos de uma equipa em função do seu sentido de progressão no campo. LINHA “IN-GOAL” (LINHA DE FUNDO) LINHA DE 22 METROS LINHA DE 10 METROS LINHA DE MEIO-CAMPO (15) (11) (14) (13) (12) (10) (9) (8) (3) (2) (1) (6) (7) (4) (5) PROGRESSÃO DA EQUIPA NO CAMPO Figura 2.28 – Posicionamento dos jogadores de uma dada equipa no seu meio-campo. Capítulo 2 – Contextualização Teórica 65 Dentro dos dois grandes grupos de jogadores previamente referidos, é possível efectuar uma nova divisão, de onde se destacam: jogadores da 1ª linha (pilares - (1) e (3), e talonador ou hooker - (2)), jogadores de 2ª linha (locks – (4) e (5)), loose forwards (asas – (6) e (7), e número 8 – (8)), half backs (abertura ou fly half – (10), e formação ou scrum – (9)), midfield backs (primeiro centro – (12), e segundo centro – (13)) e finalmente os outside backs (wings – (14) e (11), e arriére ou full back – (15)) [41] [44] [45]. Estes cinco grupos fundamentais possuem funções diferentes durante o jogo, e somente uma interacção complementar e sincronizada dos vários jogadores é capaz de potenciar a equipa para o objectivo final do jogo. Actualmente, e tal como já foi anteriormente referido, é aceite por todos os estudiosos, tanto do ponto de vista clínico como do ponto de vista biomecânico, a diversidade inerente a uma equipa de rugby, a nível técnico bem como a nível físico, havendo necessariamente uma forte correlação entre a posição ocupada pelo jogador, e respectiva função no decorrer do jogo, e as características físicas/antropométricas que este evidência [41] [44]. Assim, de uma maneira geral e com base no estudo desenvolvido por Duthie et al, 2003 [41], verifica-se, por exemplo, que jogadores que assumem as posições mais avançadas, forwards, possuem uma elevada capacidade de geração de força, bem como resistência, uma vez que estão constantemente em contacto com atletas da equipa adversária, na disputa pela posse da bola. Por essa razão estes jogadores, de uma maneira geral, são altos e largos, possuindo elevada massa corporal [44], bem como uma maior percentagem de massa gorda. Estão ainda associados a uma elevada resistência muscular, uma vez que se trata de jogadores de suporte para toda a equipa, e, tal como seria de prever, admitem velocidades relativamente baixas e, consequentemente, tempos de aceleração elevados (devido à sua função principal e às características físicas que evidenciam). Assim, é possível concluir que estes atletas são eficazes a produzir forças elevadas a baixas velocidades. Por outro lado, os backs são caracterizados por serem ligeiros e ágeis, uma vez que são os principais responsáveis por pontuar – necessitam, por isso, de progredir com rapidez pelo campo. São jogadores mais dinâmicos, que realizam sprints, simulações e mudanças de trajectórias frequentemente. Por essa razão, devem possuir resistência elevada, sobretudo à fadiga, e devem atingir velocidades elevadas com tempos de aceleração reduzidos. Para isso, em termos físicos, possuem baixa massa corporal (comparativamente com os forwards) e baixa percentagem de massa gorda [41] [44]. É importante destacar que as posições consideradas intermédias, loose forwards, apesar de pertenceram à categoria de jogadores que se encontra mais avançada, admitem uma maior variabilidade de características físicas e antropométricas entre atletas do mesmo grupo [41]. Apesar de necessitarem de uma capacidade de geração de força relativamente elevada, e por isso massa corporal elevada, é igualmente importante que sejam ágeis o suficiente para se esquivarem de investidas da equipa adversária, progredindo no campo caso seja necessário. Apesar de se ter distinguido, do ponto de vista técnico, táctico e físico, os diferentes Capítulo 2 – Contextualização Teórica 66 jogadores que constituem uma equipa, é importante ter presente que existe um conjunto de prérequisitos que são transversais a qualquer atleta que pretenda praticar esta modalidade, independentemente da posição que ocupe durante o jogo. Assim, destacam-se a velocidade (mesmo sendo forward), uma vez que é necessário estar em constante movimento, resistência, agilidade, força, já que é necessário suportar eficazmente possíveis placagens que sejam realizadas pelos jogadores da equipa adversária, e flexibilidade [41]. Um outro aspecto transversal a todos os jogadores, em todos os jogos, prende-se com as situações de contacto patentes ao longo dos 80 minutos de jogo. Por forma a garantir a segurança dos atletas quando ocorre a disputa da bola, e por isso a necessidade de entrar em confronto directo com os jogadores da equipa adversária, existem técnicas devidamente estudadas e regulamentadas para o efeito pretendido. Assim, de acordo com as leis de jogo em vigor para a modalidade de Rugby Union, existem, essencialmente, quatro situações ou técnicas onde o contacto entre jogadores é permitido, dentro dos limites impostos pelas regras de jogo: Scrum, Maul, Ruck e a Placagem (Tackle). O scrum (figura 2.29 (A)) corresponde a um movimento de contacto potenciado por vários jogadores, que permite repor a bola novamente em jogo após se ter cometido uma irregularidade menor. Nesta situação, os oito jogadores mais avançados de cada uma das equipas (todos os jogadores que integram a categoria forward) disputam a posse de bola em grupo [42] [45]. Esta técnica gera forças relativamente elevadas no tronco, pescoço e ombros dos jogadores que integram a formação de cada uma das equipas, podendo conduzir, eventualmente, a lesões no ombro, já que este se encontra parcialmente abduzido devido à necessidade do atleta passar o braço pelas costas dos colegas de equipa. A força produzida no scrum tem como factor determinante as características físicas dos atletas, havendo apenas uma correlação moderada entre a força máxima que um jogador consegue realizar individualmente e a força gerada pela equipa durante o scrum – implica que é preferível que uma formação seja constituída por indivíduos com capacidade de força média/alta, mas síncronos e coesos, para maximizar a transmissão de forças, do que uma formação constituída por jogadores com elevada capacidade de geração de força, mas com sincronismo e coesão reduzidos [46]. O maul corresponde a uma situação de contacto que envolve, no início, três jogadores: o portador da bola, um jogador da sua equipa e outro da equipa adversária [45] [42]. Nesta situação, cada um dos jogadores sem bola move-se no sentido da linha de fundo da equipa adversária [42] [45], estando o portador da bola no meio da investida, geralmente com os dois braços apoiados no colega de equipa. O ruck (ver figura 2.29 (B)) ocorre quando dois ou mais jogadores entram em contacto directo pela disputa de uma bola perdida no chão [45]. Geralmente o ruck resulta de uma placagem no chão [42]. Por fim, a placagem (figura 2.29 (C)) corresponde a umas das situações mais frequentes Capítulo 2 – Contextualização Teórica 67 num jogo de rugby, e que está mais associada a lesões, tanto para o portador da bola como para o jogador que realiza a placagem, apesar da magnitude e localização das lesões ser diferente [44]. Por definição das leis de jogo em vigor, uma placagem ocorre quando o portador da bola entra em contacto directo com um ou mais jogadores da equipa adversária que o tentam derrubar e conduzir, em segurança, ao chão [45]. Apesar disso, a placagem mais conhecida, e frequente em jogos, é realizada apenas por dois atletas: o portador da bola e um atleta da equipa adversária. Existem diversos métodos para realizar placagens, sendo o mais comum inicializado de uma posição relativamente baixa, com os membros inferiores flectidos e os braços abduzidos, por forma a conseguir contornar o tronco do portador da bola com os membros superiores [42]. Desta forma a força de impacto tem uma direcção fundamentalmente ântero-posterior, resultando em lesões traumáticas sobretudo ao nível do complexo articular do ombro humano [42]. Existe ainda a placagem de braço, onde o adversário agarra o portador da bola, tentando alterar a sua trajectória, abranda-lo ou provocar a sua queda [42]. A placagem, devido à configuração que assume e às exigências que impõe aos participantes, corresponde a um dos principais factores que conduzem a lesões no ombro humano, tanto durante os treinos como durante os jogos. Estudos epidemiológicos realizados em diversos jogos de rugby verificaram que 33% a 50% das lesões totais constatadas durante (A) (B) (C) Figura 2.29 – Situações de contacto permitidas durante um jogo de rugby e devidamente regulamentadas: (A) Scrum; (B) Ruck; (C) Placagem [44]. Capítulo 2 – Contextualização Teórica 68 um jogo têm como principal causa a placagem, sendo que dessa parte, 66.3 % representam lesões impostas no ombro dos atletas [47]. Verifica-se igualmente que, tanto o portador da bola, como o jogador que realiza a placagem, são alvos de lesões bastante frequentes, apesar da natureza destas ocorrências ser manifestamente diferente devido ao desfasamento das regiões de impacto – enquanto o jogador que realiza a placagem possui uma maior incidência de lesões na região superior do corpo (ombros, membros superiores e pescoço), o portador da bola, devido ao impacto gerado numa situação de placagem, admite um maior número de lesões na zona inferior do corpo (membros inferiores) [44] [47]. É ainda possível distinguir a incidência de lesões entre jogadores da mesma equipa mediante a posição que ocupam no campo: numa primeira análise, devido ao tipo de funções que realizam durante um jogo, assume-se que os forwards (particularmente a última linha e a primeira) tendem a verificar uma maior ocorrência de lesões, quando comparados com os jogadores que ocupam posições mais atrasadas (backs). Apesar disso, estudos reportam a baixa correlação existente entre a incidência de lesões e o número de placagens realizadas, e a elevada correlação existente com a natureza das placagens (ex. velocidade admitida no impacto ou momento produzido) [43] [44] [47]. Este facto contraria o que foi anteriormente dito, na medida em que os jogadores de posições mais avançadas, apesar de realizarem um maior número de placagens, possuem menor incidência de lesões, quando comparados com as posições mais atrasadas [43] [47]. De entre as várias patologias do ombro verificadas durante as placagens destacam-se, por serem mais frequentes, hematomas (particularmente em backs), lesões na articulação acromioclavicular (deslocamentos excessivos da articulação que, na melhor das hipóteses, pode gerar apenas danos nos ligamentos, ou, na pior das hipóteses, levar à separação total da clavícula relativamente ao acrómio [48]), lesões nos músculos da coifa dos rotadores e a instabilidade/luxação do ombro, mais precisamente da articulação glenoideia [43]. Dentro deste grupo, a que está associada a um maior tempo de recuperação é a luxação/instabilidade do ombro, ocorrendo na maior parte das vezes por reincidência (após a primeira luxação, a probabilidade de reincidência deste tipo de lesão é manifestamente superior [49]). As lesões anteriormente referidas possuem uma origem fundamentalmente traumática ou seja, ocorrem quando as forças geradas numa placagem, por exemplo, são superiores às suportadas pelas estruturas anatómicas do ombro. Existe, no entanto, um conjunto de novas hipóteses e estudos que afirmam que, mesmo não havendo ocorrência de uma lesão durante a placagem, é possível que as estruturas do ombro do atleta envolvido na placagem sofram microtraumas [50] [51]. A sua acumulação sucessiva, devido à repetição do movimento de placagem, gera complicações, sobretudo ao nível do sistema neuromuscular, que, a médio longo prazo, podem conduzir a lesões mais graves como as que foram previamente mencionadas, sem que para isso as forças aplicada na placagem sejam excessivas - simplesmente as estruturas, musculares, ósseas e ligamentares, encontram-se enfraquecidas e a capacidade do atleta em Capítulo 2 – Contextualização Teórica 69 gerar força no instante pretendido (ponto de impacto) vê-se diminuída. Nos trabalhos realizados por Herrington e Morgan (Herrington et al, 2008 [50] e Morgan et al, 2013 [51]) verifica-se que a capacidade proprioceptiva dos atletas é diminuída após ser realizado um conjunto de placagens sucessivas – precisão na recriação de movimentos prévios, particularmente a amplitudes elevadas, é manifestamente inferior. Estes factos permitem concluir que, com o aumento da frequência e intensidade das placagens, verifica-se uma perda da rigidez da cápsula ligamentar da articulação glenoideia e, consequente, o aumento progressivo da instabilidade articular, já que com os danos impostos ao sistema neuromuscular o atleta não controla eficazmente e de forma sincronizada os estabilizadores dinâmicos e estáticos do ombro. As considerações previamente analisadas são da máxima importância para o presente trabalho, uma vez que estabelecem a hipótese inicial de que, durante placagens e outras situações de contacto directo, mesmo não se verificando a ocorrência de uma lesão, é possível que o ombro contraia microtraumas passíveis de evoluírem, a médio longo prazo, para complicações anatómicas e funcionais. Para o presente trabalho, é importante referir que será utilizado um conceito ligeiramente diferente de placagem, previamente utilizado noutros estudos experimentais, que se afasta ligeiramente da definição imposta pelas leis de jogo [44]. Desta forma, considera-se que ocorre uma placagem sempre que um jogador entra em contacto com o portador da bola, não sendo por isso necessário conduzi-lo ao chão em segurança. Este conceito será retomado quando se realizar a análise dos diversos procedimentos experimentais realizados no âmbito do presente trabalho de investigação. Capítulo 2 – Contextualização Teórica 70 71 CAPÍTULO 3 CARACTERIZAÇÃO BIOMECÂNICA DA PLACAGEM Como foi visto na secção anterior, as placagens, devido à elevada energia associado ao impacto, podem levar ao comprometimento da fisiologia do ombro. Por forma a averiguar essa premissa, foi concebido um trabalho experimental dividido em duas componentes, sendo a primeira descrita no presente capítulo. Tal como o próprio nome indica, através de um protocolo experimental eficaz e os equipamentos de medição adequados, pretende-se avaliar as regiões do ombro mais solicitadas durante uma placagem, percebendo quais os tipos de lesões em jogo durante este movimento. Para isso, são avaliadas distribuições de pressão e forças de impacto, estabelecendo, simultaneamente, o paralelo com o comportamento dos dois apoios do atleta no instante do contacto. Assim, avaliando a relação existente entre o impulso gerado nos dois apoios e o impulso mecânico gerado no ombro, é possível determinar factores que possam, eventualmente, aumentar a eficiência das placagens sem que isso gere danos acrescidos no complexo do ombro, estabelecendo, a médio/longo prazo, métodos e técnicas de treino mais eficientes. Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 78 importante ter em consideração esta variação durante a análise de resultados. Verifica-se ainda que a sensibilidade dos sensores à temperatura aumenta drasticamente quando este passa a operar a temperaturas superiores a 30 ᵒC, sendo, por isso, adequado realizar as recolhas a temperaturas relativamente baixas e controladas [59]. Em termos de fluência, constata-se que para cargas constantes, os valores de força total registados pela palmilha de pressão vão aumentando com o tempo, levando a uma variação de resultados na ordem dos 19 % [53]. Um outro factor que afecta os resultados obtidos pelas palmilhas de pressão passa pelo processo de calibração seleccionado. De uma forma simplista, este processo permite adequar a característica da palmilha (por outras palavras dos vários transdutores que a constituem) à aplicação em questão, optimizando os resultados obtidos através das recolhas. Existem estudos que propõem processos de calibração que são função do tipo de aplicação – estática ou dinâmica [56] [60]. Esses procedimentos são particularmente importantes quando se pretende utilizar as palmilhas de pressão para aplicações não convencionais. Apesar disso, quando se pretende obter a distribuição de pressões plantares, a Tekscan® propõem fundamentalmente três processos: Point Calibration, Step Calibration e Walk Calibration. Apesar dos três serem válidos e poderem ser aplicados, o método mais utilizado corresponde ao Step Calibration, sobretudo porque adequa a característica do sensor ao peso do indivíduo e contempla, num só método, considerações dinâmicas e estáticas [58]. Este processo é realizado antes de se iniciarem as recolhas, onde se pede ao indivíduo que fique apoiado apenas no pé que não se pretende calibrar. Inicia-se o processo e, passados sensivelmente 2 s, o indivíduo passa a apoiar todo o seu peso, de forma equilibrada, no pé associado à palmilha de pressão durante o restante tempo do procedimento [58]. Desta forma, adequa-se o sensor a situações dinâmicas (análise da caminhada ou corrida) ou a situações estáticas (análise postural). Verifica-se que, em suma, o comportamento das palmilhas da Tekscan® é afectado pelo número de repetições que são realizadas, devido às considerações previamente tecidas relativamente à durabilidade, e que a exactidão e precisão dos resultados obtidos são função das condições da medição, nomeadamente tempo, temperatura, natureza da solicitação e gama de pressões. No entanto, para a situação particular do presente trabalho experimental, é expectável que não existam erros particularmente relevantes nos resultados das recolhas, uma vez que se pretende caracterizar uma situação com uma curta duração na escala do tempo (impacto), a temperatura no laboratório é constantemente inferior a 30 ᵒC e a gama de pressões expectável relaciona-se com o peso do indivíduo. Para este trabalho em questão, optou-se por utilizar as palmilhas da Tekscan®, modelo 3000E (F-Scan® 3000E) – ver figura 3.2. Trata-se de um modelo padrão, amplamente utilizado em diversas aplicações clínicas e biomecânicas. Tal como é possível constatar pela análise dos parâmetros da tabela 3.1, trata-se de um sensor com uma resolução espacial bastante elevada, o que permite caracterizar eficazmente diversos pontos da superfície de contacto. A gama de Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 79 pressões é igualmente adequada à presente aplicação. O sistema de condicionamento de sinal utilizado é wireless, o que potencia a mobilidade do atleta durante as recolhas. CARACTERÍSTICAS DO MODELO F-SCAN® 3000E Comprimento da Matriz (mm) 304.8 Largura da Matriz (mm) 106.7 Largura das Colunas (mm) 2.5 Espaçamento entre Colunas (mm) 5.1 Número de Colunas 21 Largura das Linhas (mm) 2.5 Espaçamento entre linhas (mm) 5.1 Número de Linhas 60 Número total de Sensores 954 Resolução Espacial (sensores/cm2) 3.9 Espessura da Palmilha (mm) 0.15 Gama de Pressões (kPa) [517;862] Frequência de Amostragem (Hz) 100 Figura 3.2 – Palmilha de Pressão da Tekscan®: F-scan® 3000E. Tabela 3.1 – Características da palmilha de pressão utilizada (F-Scan® 3000E) [57]. Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 80 3.1.2. PLATAFORMAS DE FORÇA As plataformas de força correspondem a um dos equipamentos mais utilizados na área da biomecânica, sobretudo devido à sua elevada versatilidade e ao número de outputs, passiveis de serem obtidos directamente do equipamento de medição, que permitem caracterizar um determinado movimento. Na maior parte das situações, a análise cinética obtida através das plataformas de força é sincronizada com análise cinemática, obtida através de câmaras de vídeo sofisticadas e altamente precisas, obtendo-se dessa forma uma perspectiva mais geral e completa do movimento que se pretende estudar. Este tipo de equipamento baseia o seu princípio de funcionamento na Terceira Lei de Newton, pelo que as forças medidas pela plataforma correspondem, na prática, às reacções geradas pela imposição de uma determinada solicitação, por exemplo no solo, durante um movimento – aspecto que deve ser tido em consideração durante a análise de resultados, na eventualidade do software utilizado, ou as próprias plataformas, não realizarem automaticamente a conversão (alteração do sentido). Para que este princípio seja válido, é necessário que a superfície do equipamento seja rígida para que se verifique a minimização de fenómenos de absorção de energia [4] [61]. De uma forma geral as plataformas de força admitem quatro transdutores de força (células de carga) em cada um dos seus quatro cantos, sendo estes elementos constituídos por um número de sensores igual, no mínimo, ao número de variáveis cinéticas que se pretende medir [62]. Assim, a plataforma de força genérica representada na figura 3.2 admite quatro transdutores com três sensores cada pelo que é apenas possível obter, de forma directa, os valores das três componentes de força (uma vertical e duas planares). O valor final de cada componente corresponde à soma dos quatro valores medidos por cada um dos transdutores [61]. A partir desses três registos é possível, via analítica, obter o valor do momento desenvolvido pelo indivíduo segundo o eixo vertical, bem como as coordenadas do ponto de aplicação da solicitação, relativamente ao referencial particular da plataforma de força – valores que permite retirar conclusões relativamente ao COP (Center of Pressure) [61]. Figura 3.3 – Plataforma de força genérica com quatro células de carga, cada uma constituída por três sensores [61]. Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 81 𝐹𝑥=𝐹𝑥1+𝐹𝑥2+𝐹𝑥3+𝐹𝑥4 𝐹𝑦=𝐹𝑦1+𝐹𝑦2+𝐹𝑦3+𝐹𝑦4 𝐹𝑧=𝐹𝑧1+𝐹𝑧2+𝐹𝑧3+𝐹𝑧4 𝐴𝑥=(𝐹𝑦1+𝐹𝑦2− 𝐹𝑦3−𝐹𝑦4)∙𝑏 𝐹𝑦 ⁄ 𝐴𝑧=(𝐹𝑦1+𝐹𝑦4−𝐹𝑦2−𝐹𝑦3)∙𝑎 𝐹𝑦 ⁄ 𝑀𝑦=(𝐹𝑥1+𝐹𝑥2−𝐹𝑥3−𝐹𝑥4)∙𝑎+(𝐹𝑧1+𝐹𝑧4−𝐹𝑧2−𝐹𝑧3)∙𝑏 As coordenadas do ponto de aplicação da força (Ax e Az) são obtidas através de um equilíbrio de momentos, onde a e b correspondem à distância dos transdutores ao centro da placa segundo z e x respectivamente. É importante ter em consideração que a determinação analítica da posição do ponto de aplicação da força e do momento segundo o eixo vertical considera que a força é aplicada no mesmo plano onde se encontram os transdutores. Como isso não é válido na maior parte das situações, é frequentemente associado ao valor final das variáveis analíticas um factor de correcção [61]. Tal como acontecia com as palmilhas de pressão, a eficácia e desempenho deste equipamento é função das suas características, de onde se destacam a sensibilidade, a linearidade, histerese, crosstalk e resposta dinâmica. Relativamente à sensibilidade (relação existente entre a variação do output e a variação do input), é frequente as plataformas de força admitirem uma característica linear, o que implica uma sensibilidade constante – situação desejada para as medições. Ainda assim, é importante ajustar a amplitude de medição à aplicação, uma vez que tem efeitos directos na sensibilidade do transdutor e, consequentemente, na resolução e precisão da medição [4]. Gamas de força muito pequenas podem levar à saturação do sistema, enquanto gamas elevadas geram sinais de amplitude reduzida. Actualmente, a resolução da medição é limitada apenas pelo tipo de conversor analógico/digital associado à cadeia de medição [4]. Como em qualquer outro sistema, é importante garantir uma boa linearidade da resposta do equipamento, apesar de não ser um factor limitativo [4]. Já no caso da histerese, deve-se verificar um valor inferior a 0.5 % do desvio total [4] [61]. É particularmente importante ter em consideração a histerese durante a concepção da plataforma de força, uma vez que este parâmetro é afectado pela presença de elementos mecânicos deformáveis [4]. O fenómeno de crosstalk caracteriza a interferência entre os canais de medição para as diversas componentes de força. Uma vez que pode conduzir a valores fictícios de força, é importante garantir que este efeito é minimizando, impondo-se um limite máximo de 3% do desvio total [4]. O último parâmetro que deve ser tido em consideração corresponde à resposta dinâmica, e consequente frequência de natural, admitida pelo equipamento. Apesar de ser função das Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 82 aplicações, é importante garantir que as plataformas de força possuem uma dinâmica elevada, por forma a serem capazes de registar mudanças rápidas nos parâmetros de força. Assim, devem possuir razões de amortecimento compreendidas entre os 0.5 e os 0.7, e frequências naturais elevadas [4]. Por sua vez, a frequência natural da plataforma, sobretudo em situações de impacto, deve ser cerca de dez vezes superior à frequência de solicitação. Para aplicações biomecânicas as frequências de interesse não excedem os 100 Hz, o que implica que as plataformas devem admitir, no mínimo, uma frequência natural de 1000 Hz. Este parâmetro interfere directamente com a construção e configuração das plataformas – estruturas leves e rígidas conduzem a frequências naturais elevadas [4]. Conclui-se, assim, que a plataforma de força ideal deve admitir valores de histerese e crosstalk praticamente nulos, elevada linearidade, gama de medição adequada à aplicação, excelente resolução e precisão e dinâmica relativamente elevada. Apesar disso, não é possível obter uma plataforma de força que reúna todos os aspectos previamente mencionados, pelo que é necessário estabelecer um compromisso, tendo sempre em consideração o estudo que se pretende realizar. É igualmente importante ter em conta a natureza dos transdutores de força utilizados nas plataformas, uma vez que estes afectam directamente as características supracitadas. De uma forma geral existem dois tipos de transdutores passíveis de serem utilizados: extensiométricos (Bertec®, ATMI®) ou piezoeléctricos (Kistler®). Os transdutores extensiométricos correspondem, na sua essência, a um conjunto de extensómetros, devidamente orientados com base no tipo de variáveis cinéticas que se pretende obter, que variam a sua resistência mediante a imposição de uma determinada deformação no material de suporte (por sua vez imposta pela força que se pretende medir). Baseiam o seu funcionamento no princípio de Kelvin e são frequentemente associados a pontes de medição o que, não só garante uma característica linear do sistema de medição e minimização de efeitos de temperatura (deformações aparentes), como permite traduzir a força aplicada (input) numa diferença de potencial (output). Por sua vez, e tal como já foi explicado em secções anteriores, os transdutores piezoeléctricos possuem um cristal de quartzo que, quando solicitado à compressão, gera uma carga eléctrica proporcional à solicitação mecânica [63]. A variação da carga é detectada por um circuito eléctrico integrado e, posteriormente, amplificada. É importante referir que a sensibilidade deste tipo de transdutor não depende do tamanho nem do volume do cristal, mas sim da forma e do tipo de material piezoeléctrico [63]. Os dois tipos de transdutores complementam-se, uma vez que possuem vantagens e desvantagem, sendo por isso necessário seleccionar as plataformas que se pretende utilizar estabelecendo um paralelo entre a natureza dos seus transdutores e a aplicação. As células de carga extensiométricas possuem melhor estabilidade a longo prazo e maior linearidade (quando associados a uma ponte de medição), apesar de serem tipicamente maiores, o que as torna mais indicada para aplicações fundamentalmente estáticas ou com frequências relativamente baixas, Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 83 uma vez que a sua dinâmica é igualmente baixa [63]. No caso das células de carga piezoeléctricas, a dinâmica associada é elevada (rigidez elevada o que conduz a frequências naturais igualmente elevadas), possuem dimensões reduzidas e boa resolução, sendo adequadas para aplicações fundamentalmente dinâmicas. Como consequência do seu princípio de funcionamento, possuem baixa estabilidade e são sensíveis a fenómenos térmicos, não sendo por isso adequadas a situações estáticas [62] [63]. Actualmente no LABIOMEP existem plataformas Bertec® e Kistler®, no entanto, para o presente trabalho foram utilizadas, única e exclusivamente, plataformas do primeiro fabricante, nomeadamente os modelos FP 4060-15 (plataformas (1) e (2)) e FP 6090-10 (plataformas (3) e (4)) (ver tabela 3.2). Estas permitem obter, de forma directa, as três componentes de força e momento, o que implica que existem, no mínimo, seis sensores resistivos (extensómetros) associados a cada um dos transdutores de força. As plataformas encontram-se fixas no solo do laboratório, o que torna possível avaliar várias passadas numa só medição (cada apoio registado por uma plataforma), e alinhadas com a porta – ver figura 3.4. A disposição destes instrumentos de medição é particularmente importante, uma vez que condiciona a configuração das recolhas, como será visto na secção subsequente. CARACTERÍSTICAS DOS MODELOS DE PLATAFORMAS DE FORÇA DIMENSÕES (mm) PESO (kg) FREQUÊNCIA NATURAL (HZ) AMPLIFICADOR FORÇA MÁXIMA (N) FP 4060-15 400×600×150 21 Fx, Fy – 570; Fz – 740 AM6800 10000 FP 6090-15 600×900×150 45 Fx, Fy – 450; Fz – 400 AM6800 10000 (1) (2) (3) (4) Y X SENTIDO POSITIVO APONTA PARA A BANCA DE TRABALHO SENTIDO POSITIVO APONTA PARA A PORTA DO LABORATÓRIO Fx Fy Fy Fx Fy Fx Fx Fy CONECTOR DA PLATAFORMA Figura 3.4 – Disposição das plataformas Bertec® no LABIOMEP. Tabela 3.2 – Características das plataformas de força Bertec® utilizadas procedimento experimental [64]. Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 84 Tendo em consideração o referencial particular de cada plataforma de força, bem como os valores que são obtidos directamente no software, constata-se que o sistema realiza a conversão automática de reacções para acções, o que implica que os valores de força e momento analisados no software correspondem às acções realizadas pelo indivíduo e não às reacções medidas pelas plataformas. É igualmente possível obter a posição do COP no plano da plataforma através dos valores de força e momento. Ao contrário das palmilhas de pressão, as plataformas não necessitam de operações de calibração antes das recolhas, uma vez que vêm pré-calibradas do fabricante e são submetidas a operações de manutenção em períodos de tempo regulares. Verifica-se que, de uma forma geral, todas as plataformas encontram-se associadas a um amplificador que, por sua vez, é conectado ao ADC (Analog/Digital Converter). Trata-se de um equipamento de 16-bit que garante uma resolução da medição particularmente elevada. A frequência de amostragem associada ao sistema de medição é de 2000 Hz (manifestamente superior ao valor admitido pelas palmilhas de pressão), sendo por isso necessário ter em consideração, durante o tratamento de resultados, possíveis efeitos do ruído de fundo nos registos de força. O software associado às plataformas de força corresponde ao Qualisys Motion Capture System. Para o presente trabalho de dissertação, serão utilizados apenas os outputs referentes às três componentes de força. No entanto, além das três componentes de momento é possível sincronizar a análise cinética com a análise cinemática, utilizando, para o efeito, as câmaras Oqus dispostas ao longo de todo o laboratório. Desta forma é possível obter informação relativa à aceleração, velocidade e deslocamento do indivíduo durante o movimento analisado. Note-se, contudo, que essa informação pode igualmente ser obtida, de forma analítica, através dos registos cinéticos, uma vez que a aceleração é determinada através da Segunda Lei de Newton, a velocidade obtida por integração (numérica) da aceleração, e o deslocamento por integração da velocidade. Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 85 3.2. PROCEDIMENTO EXPERIMENTAL Para conseguir atingir os objectivos definidos para a presente componente experimental, foi criado um protocolo experimental utilizando os equipamentos de medição previamente descritos – palmilhas de pressão F-Scan® 3000E e plataformas de força Bertec®. Relembra-se que, por um lado, as palmilhas de pressão, devidamente configuradas para a aplicação em questão, permitem obter a distribuição de pressão e a respectiva evolução da força de impacto, enquanto as plataformas de força possibilitam, de forma sincronizada, o registo da informação cinética associada a cada um dos apoios (três componentes de força). Por forma a garantir a validade e repetibilidade dos resultados obtidos, foi necessário, durante a configuração do presente protocolo experimental, ter em consideração as características técnicas, previamente analisadas, inerentes a cada um dos equipamentos de medição utilizados. Assim, teve-se especial atenção a questões como frequências de amostragem, dinâmicas da resposta do equipamento, calibração e temperatura do laboratório. Nesta secção é descrito, de forma detalhada, o procedimento experimental, dando-se particular ênfase a questões práticas, como a alocação da matriz de sensores no ombro, configuração das recolhas, calibração do equipamento de medição e métodos utilizados para garantir o sincronismo entre os instrumentos. É ainda importante referir que parte do presente protocolo teve como referência os procedimentos experimentais adoptados nos estudos de Pain et al, 2008 [65] e Usman et al, 2011 [66], facto que conduz à dupla função dos resultados obtidos: por um lado permitem obter um feedback cinético importante para estabelecer, a longo prazo, técnicas de treino mais eficazes, e por outro, permitem validar as conclusões estabelecidas nos dois estudos de referência. Apesar disso, serão perceptíveis diferenças entre os três estudos experimentais, sobretudo ao nível da acomodação dos sensores no ombro e do cálculo do valor da força total de impacto, que, como será visto posteriormente, na secção 3.4, conduz a resultados diferentes. Na figura 3.5 encontra-se representado o esquema do procedimento experimental adoptado para os estudos-piloto conduzidos no âmbito do presente projecto de dissertação. Uma vez que se trata de recolhas preliminares, o protocolo experimental adoptado constitui apenas a primeira iteração do processo. Com base na análise dos resultados obtidos e na avaliação da eficiência do procedimento experimental, durante as medições, são propostas, ao longo do relatório e, posteriormente, nas considerações finais, alterações que visam maximizar a eficácia das recolhas, sobretudo em termos de tempo efectivo para a realização dos testes, e potenciar a qualidade dos resultados finais, garantindo que os objectivos do trabalho são, transversalmente, alcançados. Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 86 Sincronização do sistema Sincronização do sistema Tratamento de Resultados Preparação do sistema de medição Calibração dos sensores Adequação dos sensores ao ombro Preparação do sistema de medição Calibração das plataformas Medição sincronizada da placagem Recolha de resultados Recolha de resultados Comparação e análise dos resultados MATRIZ DE SENSORES DE PRESSÃO PLATAFORMAS DE FORÇA Iteração Iteração Figura 3.5 – Esquema do protocolo experimental associado à primeira fase do trabalho experimental. Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 87 3.2.1. ACOMODAÇÃO DOS SENSORES DE PRESSÃO Uma das questões mais sensíveis e cruciais do procedimento experimental passava pela acomodação dos sensores de pressão no ombro, uma vez que se pretendia utilizar, para efeitos de obtenção da distribuição de pressão e evolução da força de impacto, palmilhas de pressão. Dado não se tratar da aplicação convencional deste tipo de equipamento, especialmente desenhado para avaliação de pressões plantares, houve a necessidade de redefinir a configuração do transdutor de pressão, por forma a garantir, não só a normalização do processo de alocação dos sensores no ombro para diferentes indivíduos, mas também o paralelismo entre os resultados de pressão e as diferentes estruturas anatómicas do complexo do ombro. Somente desta forma é possível, através da análise da distribuição de pressão obtida após o tratamento de resultado, identificar as regiões do ombro mais solicitadas e, por essa razão, mais susceptíveis à ocorrência de lesões – estabelecer paralelos com a bibliografia clínica e com as evidências epidemiológicas associadas a atletas de rugby Para que isso fosse possível, foi definida, dentro de cada palmilha, uma matriz de sensores rectangular (ver figura 3.6) correspondente à área de interesse ou área efectiva de medição. Assim, através da criação de uma zona efectiva de medição, regular, e consecutiva eliminação do registo de pressão de sensores fora da área de interesse, facilita-se o processo de alocação dos sensores numa região anatómica diferente da aplicação típica das palmilhas de pressão, controlando-se a associação dos vários pontos da matriz aos pontos de referência do complexo do ombro. Para garantir a eficácia das recolhas era importante que a nova matriz de sensores admitisse a maior área de medição possível, por palmilha de pressão, estabelecendo-se, obrigatoriamente, um compromisso entre largura e comprimento (dimensões e características da nova matriz de sensores de pressão representadas na tabela 3.3). CARACTERÍSTICAS DA MATRIZ DE SENSORES Largura (cm) 56 Comprimento (cm) 238 Colunas de Sensores 12 Linhas de Sensores 48 Número Total de Sensores 576 Resolução Espacial (sen./cm2) 4.32 ORIGEM (APÓFISE CORACOIDEIA) ÁREA DE MEDIÇÃO PARA UMA PALMILHA Figura 3.6 – Matriz de sensores efectivos numa palmilha de pressão F-Scan® 3000E. Tabela 3.3 – Características da matriz individual definida em cada palmilha. Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 94 3.2.4. SINCRONIZAÇÃO DOS EQUIPAMENTOS A sincronização dos equipamentos de medição utilizados (plataformas de força e matrizes de sensores de pressão criadas a partir das palmilhas da Tekscan®) é particularmente importante para a comparação de resultados no domínio temporal (ex. identificação dos apoios activos durante o impacto da placagem e determinação do respectivo tempo de contacto). Para conseguir efectuar a sincronização do sistema da Tekscan® com as plataformas de força foi necessário integrar, no sistema de medição global, os elementos Trigger – módulos Trigger Transmiter (TT-1) e Trigger Receiver (TR-1), associados ao equipamento da Tekscan®, preparados para materializarem diferentes tipos de sincronização (manual ou eléctrica), e o Trigger Qualisys (TQ). O esquema do sistema final de medição, devidamente sincronizado, encontra-se descrito na figura 3.13. Idealmente, o início da medição deveria ser imposto pelo software das plataformas de força (Qualisys), estando o TT-1 associado ao sistema da 1ª câmara Oqus (que efectua a calibração das plataformas de força) e o TR-1 associado ao sistema de aquisição de sinal, wireless, da Tekscan®, através de um cabo com terminação TRS de 3.5mm. No entanto, verificouse que essa configuração não permitia realizar a sincronização eficaz dos dois equipamentos de medição, sobretudo devido às características dos equipamentos e do tipo de onda que admitiam como output, pelo que optou-se por integrar no sistema o Trigger Qualisys. Uma vez configurado o software das plataformas de força para admitir uma acção de sincronização no início da medição, efectuou-se a ligação em “T” do TT-1 e do TQ à 1ª câmara de vídeo. Paralelamente conectou-se o TR-1 ao sistema de aquisição da Tekscan®. Desta forma, verifica-se que o início da medição é imposto pela activação do TQ que, por Figura 3.13 – Sistema global de medição com o mecanismo de sincronização. Software das Plataformas de Força 1º Câmara de Vídeo Trigger Qualisys Trigger Receiver Palmilhas de Pressão Sistema de Aquisição Tekscan® Plataformas de Força Software das Palmilhas de Pressão Sistema ADC Trigger Transmiter Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 95 sua vez, inicia a medição no software das plataformas de força e gera um impulso eléctrico detectado pelo TT-1. Este último gera um sinal de transmissão detectado pelo TR-1 que, por estar ligado ao sistema de aquisição da Tekscan®, inicia a recolha no software da matriz de sensores de pressão, garantindo-se, desta forma, o sincronismo do instante inicial das recolhas. Para que funcionem correctamente, os módulos TT-1 e TR-1 devem ter as mesmas definições associadas ao sinal de transmissão (dadas pelos quatro botões existentes no hardware dos aparelhos). Assim, definiu-se o canal 1 como sendo o canal de transmissão e polaridade de sinal, bem como nível, negativos. No software da Tekscan® foi necessário impor uma polaridade negativa ao sinal de output e seleccionar a opção “Arm if Movie Trigger”. É importante referir que a configuração seleccionada para o sistema garante apenas a sincronização dos instantes iniciais das recolhas, pelo que é necessário, durante o tratamento de resultados, impor a sincronização do instante final nos registos de pressão e força obtidos por cada um dos equipamentos. Na figura 3.14 encontram-se representadas as ligações do TQ e do TT-1 à 1ª câmara de vídeo, e a ligação do TR-1 ao sistema de aquisição de sinal da Tekscan®. Figura 3.14 – Ligação do Trigger Transmiter e do Trigger Qualisys à 1ª câmara de vídeo (A) e do Trigger Receiver ao sistema de aquisição da Tekscan® (B). 1ª CÂMARA DE OQUS TRIGGER TRANSMITER TRIGGER QUALISYS TRIGGER RECEIVER SISTEMA DE AQUISIÇÃO TEKSCAN® (A) (B) Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 96 3.3. TRATAMENTO DE RESULTADOS Uma vez que os equipamentos de medição utilizados nesta fase do trabalho não se enquadravam nas suas aplicações típicas, particularmente as palmilhas de pressão, foi necessário criar rotinas de programação que permitissem obter os resultados pretendidos, tendo em consideração as particularidades do protocolo experimental, previamente definidas, e os objectivos finais do projecto. Assim, por intermédio do MatLab®, foi concebido um programa de tratamento de resultados geral, para a matriz de sensores acomodada no ombro e para as duas plataformas de força relevantes durante as recolhas. Trata-se de um script composto por várias funções elementares (ver esquema da figura 3.15), que realiza, de forma sequencial e numa primeira fase, o tratamento dos registos de pressão obtidos através das palmilhas adaptadas, e, numa segunda fase, o tratamento da informação cinética, associada a cada um dos apoios. De uma forma geral, os resultados foram retirados em formato .txt, ou .csv, dos softwares de cada um dos instrumentos de medição e, após um tratamento preliminar em Excel, foram importados como variáveis para o MatLab®. Aí, com o auxílio do programa de tratamento de resultados, e mediante a introdução de algumas variáveis iniciais por intermédio de uma interface, foi possível, para cada repetição, obter os outputs previamente definidos. Para que, através da análise de resultados, fosse possível retirar conclusões coerentes com os objectivos previamente estabelecidos para a presente fase experimental, foi necessário estabelecer como outputs do programa: distribuição de pressão, na área efectiva de medição, para o instante em que a força de impacto no ombro é máxima, distribuição de pressões máximas, evolução da força de impacto e evolução das três componentes de força, e respectiva norma, para cada apoio. “FRAMER” “MALHA DE SENSORES” “RESULTADOSR” “REPRESENTACAO GRAFICA” “FRAMEL” “RESULTADOSL” “PEDIANTEIRO” “PETRASEIRO” Figura 3.15 – Representação esquemática da estrutura do script para tratamento de resultados da 1ª fase do projecto (“TratamentoDeResultadosPIFP”). Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 97 Efectuando uma análise mais detalha ao tratamento de resultados referentes aos registos de pressão obtidos através da matriz de sensores, verifica-se que, dentro do script representado na figura 3.15, as funções “FrameR”, “FrameL”, MalhaDeSensores”, “ResultadosR”, “ResultadosL” e “RepresentacaoGrafica” têm como objectivo a obtenção dos outputs referentes à matriz de sensores de pressão – distribuições de pressão e evolução da força de impacto no ombro. De facto, uma vez que se alterou a configuração base do transdutor inicial (formato do pé), o processo de tratamento de resultados associado passou a assumir um formato mais extenso e complexo. Na secção 3.2.1, durante a análise do processo de alocação dos sensores de pressão no ombro do atleta, foi referido que, por forma a ser possível avaliar uma região do ombro mais extensa, foram utilizadas duas palmilhas de pressão com as áreas de interesse justa postas. Para isso, foi necessário definir no software da Tekscan® que a matriz de sensores mais lateral correspondia à palmilha do pé direito e a matriz de sensores mais medial correspondia à palmilha do pé esquerdo. Apesar de, para o trabalho em questão, não fazer sentido falar em palmilhas e pés, o software disponível no laboratório está preparado para trabalhar apenas com pressões plantares e, consequentemente, palmilhas de pressão. Desta forma, os resultados, para cada sensor individual, são obtidos segundo a configuração descrita na figura 3.17, apesar de terem sido colocados no ombro segundo a configuração descrita na figura 3.16, gerando um desfasamento na posição dos sensores individuais entre a situação real e os resultados obtidos directamente do software (ver posição dos pontos P1 e P2 para cada uma das configurações). Assim, por forma a garantir que se obtém a distribuição de pressões correcta, com os valores de pressão posicionados de acordo com a configuração real da matriz de medição, foi necessário alterar, artificialmente e com recurso a rotinas criadas em MatLab®, os resultados provenientes do software da Tekscan®. Figura 3.16 – Posicionamento das palmilhas no ombro direito: (A) palmilha direita; (B) palmilha esquerda. Figura 3.17 – Resultados, para as palmilhas (A) e (B), no software da Tekscan®. ORIGEM (APÓFISE CORACOIDEIA) ÁREA DE MEDIÇÃO PARA UMA PALMILHA P1 P2 y x (A) (B) P1 P2 (B) (A) Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 98 No caso da palmilha de pressão definida para o pé direito (posicionada lateralmente) foi apenas necessário, através das funções “FrameR”, “MalhaDeSensores” e “ResultadosR”, seleccionar os valores de pressão associados aos sensores individuais de interesse (pertencentes à região efectiva de medição), para cada frame, e associar as coordenadas relativas a cada sensor individual da matriz de medição. Em jeito de exemplo, o programa atribui as coordenadas (0;23.8) mm ao sensor posicionado na extremidade oposta à origem, na mesma coluna. Relativamente à palmilha de pressão definida para o pé esquerdo, por forma a garantir que os sensores individuais passavam a estar posicionados de acordo com a configuração admitida durante as recolhas, foi necessário, através das funções “FrameL”, “MalhaDeSensores” e ResultadosL”, inverter os registos de pressão, seleccionando-se apenas os que figuravam na região de interesse, à semelhança do que foi feito para o caso anterior. No entanto, nesta situação em particular, foi ainda necessário alterar a posição dos sensores dentro da região de interesse, garantindo que a última linha de sensores passava a ser a primeira (y’=23.8mm passa a ser y=0mm), e assim sucessivamente. Para a atribuição das novas coordenadas segundo x, estabeleceu-se um off-set inicial de 61 mm (largura da primeira matriz individual, mais 5 mm), evitando-se, desta forma, a sobreposição de sensores. Depois de processadas todas as alterações, a distribuição de pressão, ao longo do tempo, deixa de estar associada ao formato das palmilhas de pressão, passando a ser representada numa região regular com 476 mm de comprimento, 112 mm de largura, compreendendo 1152 registos de pressão igualmente espaçados (número total de sensores existente na matriz final de medição). Tendo sido seleccionados os sensores de interesse dentro de cada palmilha de pressão, foi igualmente possível determinar, de forma expedita, o valor da força de impacto ao longo do tempo. Para cada frame, dividiu-se os registos de pressão pela área média de um sensor de pressão individual (26.01 mm2) e somaram-se os valores de força elementares, obtendo-se dessa forma, o valor total da força de impacto. Ainda relativamente aos resultados obtidos através da matriz de sensores de pressão, é importante referir que não foi aplicado nenhum tipo de filtro preliminar, garantindo, dessa forma, a validade de possíveis comparações com os resultados e conclusões inferidas nos estudos experimentais de referência [65] [66]. No caso da informação cinética associada a cada um dos apoios realizados pelo atleta durante a placagem, foi aplicado, antes de se proceder ao tratamento efectivo dos resultados, um filtro Butterworth de 4ª ordem, passa-baixo, com uma frequência de corte de 20 Hz. Uma vez que a dinâmica das plataformas é particularmente elevada, e a frequência de amostragem é de 2000 Hz, a aplicação preliminar do filtro permite minimizar os efeitos do ruído introduzidos, por exemplo, pela vibração das plataformas durante as recolhas, eliminando picos de força fictícios. A selecção da frequência de corte teve em consideração a gama de frequências típica de situações de corrida e caminhada (6 Hz – 20 Hz) e Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 99 os valores propostos nos estudos de Bogert et al, 1996 [67] e Keller et al, 1996 [68]. No que diz respeito ao tratamento de resultados provenientes das plataformas de força, realizado pelas funções MatLab® “PeDianteiro” e “PeTraseiro”, foi necessário impor uma conversão/transformação de referenciais. Geralmente, nos trabalhos experimentais realizados no âmbito da biomecânica da corrida e caminhada, as forças planares são obtidas num sistema de eixos coerente com o referencial anatómico. No entanto, no caso particular das recolhas realizadas no âmbito de presente projecto, essa análise não é imediata, uma vez que a trajectória do atleta, durante as placagens, é curvilínea, incompatível com os referenciais particulares de medição das plataformas (ver figura 3.4, subsecção 3.1.2). Desta forma, os resultados directamente obtidos dos equipamentos de medição (registados num referencial x e y) correspondem, na prática, a um balanço das forças realizadas na direcção ântero-posterior e médio-lateral, relativamente ao atleta. Para contornar este problema, e uma vez que os atletas necessitam, regra geral, de efectuar uma aproximação lateral, tornando inviável a realização de uma placagem frontal, foi necessário aplicar aos resultados das forças planares uma matriz de transformação individual para cada uma das plataformas de força utilizadas – por outras palavras, a cada um dos apoios, uma vez que o ângulo é função do pé em análise. 1 As matrizes de transformação previamente definidas foram implementadas no programa de tratamento de resultados, tendo a determinação do ângulo 𝛽𝑇 e 𝛽𝐷 sido realizada por intermédio de um esquema da configuração das medições (ver figura 3.18). Uma vez que não se efectuou a gravação vídeo das recolhas, nem se associou uma componente cinemática às βT βT ML AP Fy Fx βD Fy βD ML AP Fx PLATAFORMA 1 (PÉ TRASEIRO) PLATAFORMA 3 (PÉ DIANTEIRO) 𝑀𝐿 𝐴𝑃 𝐹 𝑧 = 𝑐𝑜𝑠(𝛽𝑇)𝑠𝑒𝑛(𝛽𝑇) 0 −𝑠𝑒𝑛(𝛽𝑇)𝑐𝑜𝑠(𝛽𝑇) 0 0 0 1 ∙ 𝐹 𝑥 𝐹 𝑦 𝐹 𝑧 𝑀𝐿 𝐴𝑃 𝐹 𝑧 = −𝑠𝑒𝑛(𝛽𝑇)𝑐𝑜𝑠(𝛽𝑇) 0 𝑐𝑜𝑠(𝛽𝑇)𝑠𝑒𝑛(𝛽𝑇) 0 0 0 1 ∙ 𝐹 𝑥 𝐹 𝑦 𝐹 𝑧 Matriz Transformação - Pé Traseiro Matriz Transformação - Pé Dianteiro Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 100 medições, a determinação da inclinação dos pés em cada uma das plataformas foi feita de forma aproximada. Apesar disso, por forma a avaliar o efeito da variação dos ângulos de inclinação na evolução das forças e nos respectivos valores máximos, foram realizados testes, a diferentes ângulos (a partir dos previamente determinados), constatando-se que variações até 10ᵒ não afectam a evolução das forças mas conduzem a alterações dos valores máximos, particularmente significativas para a componente médio-lateral dos dois apoios (ver tabela 3.4). Assim, no caso dos resultados obtidos para o presente trabalho experimental foi considerada uma inclinação de 70ᵒ e 61ᵒpara o pé traseiro e dianteiro, respectivamente, sendo, no entanto, importante ter presente a natureza aproximada destes dois valores – em recolhas futuras, a determinação deste ângulos deve ser realizada através de considerações dinâmicas. Figura 3.18 – Esquema da configuração das recolhas para determinação aproximada das inclinações dos pés do atleta. {𝛽𝑇=90−𝜃𝑇 ⇔ 𝛽𝑇=70° 𝛽𝐷=90−𝜃𝐷 ⇔ 𝛽𝐷=61° PONTO DE PARTIDA POSIÇÃO DO SACO (D) (T) θ D θ T θ 0,9 m 0,4 m 0,6 m 0,6 m 2 m TRAJECTÓRIA APROXIMADA Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 101 Foi igualmente implementando no programa de tratamento de resultados uma rotina que permitiu determinar o impulso mecânico associado às evoluções da norma da força gerada por cada um dos apoios e à evolução da força de impacto no ombro. Este tipo de output é particularmente importante porque, não só valoriza o presente trabalho, uma vez que os dois estudos de referência não fornecem informação sobre esse parâmetro, como permite avaliar a eficiência da placagem realizada, percebendo se existe uma relação directa entre a capacidade de geração de força nos dois apoios e a força de impacto. Como será visto posteriormente, permite igualmente comparar as duas passadas realizadas pelo atleta no momento da placagem. Para determinar o impulso, uma vez que, por definição, corresponde à área definida pela evolução da força ao longo do tempo, efectuou-se uma integração numérica dos respectivos resultados experimentais, utilizando, para o efeito, a Regra de Simpson Composta (aplica a Regra de Simpson a sub-intervalos definidos dentro do intervalo de integração) [69] [70]. Este método composto permite realizar o processo de integração num intervalo de valores maior, sem que se perca precisão no cálculo (situação comum no caso de se utilizar as fórmulas de Newton-Cotes) e, simultaneamente, evitando o fenómeno de Runge (aumento exponencial do erro devido à utilização de polinómios interpoladores de ordem elevada). Conduz igualmente a melhores aproximações do valor real do impulso, uma vez que aproxima a evolução da força a uma parábola (utiliza um polinómio interpolador de segunda ordem garantindo valores exactos de impulso para polinómios de terceira ordem ou menos) [69] [70]. ∫𝑓(𝑠)𝑑𝑥 𝑏 𝑎≈ℎ 3∙[𝑓(𝑥0)+2∙∑𝑓(𝑥2𝑖−2)+4∙∑𝑓(𝑥2𝑖−1)+𝑓(𝑥𝑛) 𝑛/2 𝑖=1 𝑛/2 𝑖=2 ] Por forma a facilitar a obtenção de todos os outputs previamente referidos e explicados, tanto associados à matriz de sensores de pressão como às plataformas de força, foi criada uma interface (ver figura 3.19) que permite, para cada repetição e mediante a existência preliminar, VARIAÇÃO DOS ÂNGULOS DOS APOIOS 1ª CONFIGURAÇÃO 2ª CONFIGURAÇÃO 3ª CONFIGURAÇÃO PÉ TRASEIRO ÂNGULO 𝜷𝑻 70 ᵒ 65 ᵒ 75 ᵒ FORÇA MLMAX 403.4 N 351.6 N 456.6 N FORÇA APMAX 637.2 N 664.2 N 605.4 N PÉ DIANTEIRO ÂNGULO 𝜷𝑫 61 ᵒ 51 ᵒ 71 ᵒ FORÇA MLMAX 159.3 N 117.8 N 229.4 N FORÇA APMAX 426.9 N 446.5 M 394.8 N Tabela 3.4 – Variação dos valores máximos das forças, ântero-posterior e médiolateral, para diferentes inclinações dos apoios. Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 102 na lista de variáveis do MatLab®, dos ficheiros de resultados previamente tratados e importados, introduzir algumas variáveis iniciais, como as dimensões da matriz de sensores de pressão com a qual se está a trabalhar e os ângulos associados a cada um dos apoios, e seleccionar as representações gráficas que se pretende obter. Além dos outputs passíveis de serem seleccionadas na interface, o programa devolve automaticamente o valor máximo, e respectivo instante de tempo, de cada evolução de força e os valores do impulso mecânico. Após obtidas as distribuições de pressão, no plano, através do script criado em Matlab®, associou-se os registos de pressão a um modelo 3D do ombro do atleta, obtido através do scanner 3D da Artec®, com a representação prévia da zona de medição. Desta forma, fica facilitada a associação das zonas de maior pressão à respectiva região do ombro, identificando mais facilmente as estruturas anatómicas mais solicitadas durante a placagem (ver figura 3.20 e 3.21). Constitui igualmente uma mais-valia relativamente a estudos anteriores, onde a identificação das zonas críticas, através da distribuição de pressões, é feita de forma aproximada. Para isso foi necessário criar uma malha de elementos finitos em todo o modelo do ombro, tendo particular atenção à região onde tinha sido colocada a matriz de sensores. Assim, nessa região, associou-se uma malha de elementos de casca, quadrangulares, que permitisse gerar um número de nós igual ao número de sensores existentes na matriz de medição final (1152). Na restante parte do modelo atribui-se uma malha automática composta por elementos de casca triangulares., Associou-se, posteriormente, os valores de pressão aos respectivos nós dos elementos, no ficheiro input do modelo, através da imposição de condições de fronteira. Assim, após a realização da simulação, é obtida a distribuição de pressão no instante da força máxima no grau Figura 3.19 – Interface do tratamento de resultados provenientes da matriz de sensores de pressão e plataformas de força. Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 103 de liberdade 1, o que torna possível a eventual representação de outras distribuições de pressão, na mesma simulação, em graus de liberdade diferentes . Foram utilizados, para o efeito, os softwares Geomagic® (tratamento preliminar do modelo obtido directamente do software da Artec®), FEMAP® (tratamento do modelo e criação da malha de elementos) e Abaqus® (representação das pressões arbitradas nos nós). Figura 3.20 – Modelo 3D do ombro após o tratamento em Geomagic®. Figura 3.21 – Representação esquemática da malha de elementos criada em FEMAP®. Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 110 produzidos pela Tekscan®, assumem uma espessura reduzida devido à utilização de FSR – cada sensor pontual é composto por um filme resistivo (à base de tintas) e dois eléctrodos, responsáveis por detectar variações na tensão eléctrica durante a aplicação de pressão, por imposição de uma variação de resistência do filme, proporcional à carga aplicada [72]. O sistema de aquisição associado possui dimensões reduzidas, o que torna o equipamento portátil e facilmente adaptável às mais diversas situações. Apesar de terem sido inicialmente concebidos para avaliar plantares, neste caso em particular serão utilizados para instrumentar regiões do ombro, de acordo com duas configurações distintas. 1ª Configuração: os oito pontos seleccionados correspondem às zonas críticas identificadas na distribuição de pressão obtida com a matriz de sensores para o instante em que se verifica a máxima força aplicada no ombro (ver figura 3.28 e 3.29), utilizando, para o efeito, uma medição de referência – 4ª recolha, figura 3.23. (A) (B) Figura 3.27 – Sensores pontuais WalkinSense®: (A) rede de sensores e sistema de aquisição; (B) acomodação do equipamento num indivíduo [72]. SENSOR 1 SENSOR 2 SENSOR 8 SENSOR 6 SENSOR 3 SENSOR 4 SENSOR 5 SENSOR 7 Figura 3.28 – Pontos de interesse para a 1ª configuração de sensores. Figura 3.29 – Associação dos sensores pontuais à matriz de medição: 1ª configuração. Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 111 2ª Configuração: os oito pontos críticos seleccionados têm como origem duas distribuições de referência que caracterizam os valores máximos de pressão registados pelos sensores individuais da matriz, em cada recolha (ver figura 3.30 e 3.31) – relembra-se que as duas distribuições de referência não representam, na íntegra, os restantes mapas de pressão (como acontece no caso dos resultados de pressão obtidos para o instante da Peak Force), no entanto, reúnem, de uma forma geral, as zonas críticas pontuais verificadas em cada recolha. (ver figura 3.26). Tendo sido posicionados os sensores no ombro do atleta, com auxílio das figura 3.31 e 3.29, bem como de uma tabela com as coordenadas do centro de cada uma das regiões circulares do ombro que se pretendia instrumentar, procedeu-se à realização das recolhas, utilizando, para o efeito, as mesmas características e parâmetros definidos na subsecção 3.2.2 – para cada configuração foram realizadas cinco placagens (cinco repetições), a partir de uma distância inicial de 2 metros e com uma trajectória aproximadamente curvilínea. As placagens foram realizadas contra um escudo de treino, posicionado sensivelmente a meio da plataforma (3) (ver esquema da figura 3.9). Somente desta forma é possível estabelecer comparações válidas entre os valores de pressão registados pelos dois equipamentos, no mesmo ponto do complexo articular do ombro humano. Nas tabelas 3.5 e 3.6 encontram-se representados os valores máximos de pressão, registados por cada um dos sensores e pela matriz de pressão, para a 1ª e 2ª configuração, respectivamente. Apesar de se terem conduzido cinco medições para cada configuração, apresentam-se apenas os valores médios, e respectivos desvios-padrão, da pressão registada por cada sensor nas medições definidas como sendo de referência – recolhas cujos resultados admitiam menor índice de variabilidade. (A) (B) SENSOR 1 SENSOR 5 SENSOR 2 SENSOR 3 SENSOR 4 SENSOR 8 SENSOR 7 SENSOR 6 Figura 3.30 – Pontos de interesse para a 2ª configuração de sensores: (A) 2ª medição; (B) 3ª medição. Figura 3.31 – Associação dos sensores pontuais à matriz de medição: 2ª configuração. Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 112 Comparando os valores de pressão máxima registados pelos oito sensores pontuais (média das três repetições de referência) e os valores homólogos, nos mesmos pontos, obtidos através da matriz de sensores de pressão da Tekscan®, para o instante da Peak Force (ver tabela 3.5), é possível constatar a existência de um desfasamento de pressões significativo – registos dos sensores pontuais são, em média, inferiores aos valores presentes na distribuição de pressão de referência. Sabendo que os sensores pontuais WalkinSense®, para esta configuração em particular, encontram-se posicionados nas zonas críticas, discretas, existentes na distribuição de pressão de referência, torna-se evidente que as regiões atípicas são resultado da ineficiência do processo de acomodação da matriz de sensores Tekscan® no ombro do atleta. Devido ao tamanho definido para a matriz, ao esforço imposto a todo o sistema de medição, por forma a SENSORES PONTUAIS TEKSCAN® PRESSÕES MÁXIMAS (kPa) PRESSÕES (kPa) Valor Médio Desvio Padrão Medições de Referência SENSOR 1 26.79 ± 12.25 282.18 SENSOR 2 83.95 ± 8.56 211.63 SENSOR 3 27.77 ± 7.22 277.47 SENSOR 4 74.15 ± 33.96 247.79 SENSOR 5 46.71 ± 16.52 237.06 SENSOR 6 118.58 ± 31.88 237.06 SENSOR 7 49.6 ± 2.81 247.79 SENSOR 8 72.1 ± 5.90 301.9 SENSORES PONTUAIS TEKSCAN® PRESSÕES MÁXIMAS (kPa) PRESSÕES MÁXIMAS (kPa) Valor Médio Desvio Padrão Medições de Referência SENSOR 1 36.06 ± 20.33 587.87 SENSOR 2 117.99 ± 29.41 407.08 SENSOR 3 63.11 ± 14.13 1115.00 SENSOR 4 4.70 ± 5.05 681.93 SENSOR 5 96.24 ± 27.74 973.15 SENSOR 6 79.97 ± 24.42 395.28 SENSOR 7 48.61 ± 8.95 289.09 SENSOR 8 0.00 ± 0.00 251.60 Tabela 3.5 – Valores máximos de pressão registados pelos sensores pontuais e respectivos valores medidos pela matriz Tekscan®: 1ª configuração. Tabela 3.6 – Valores máximos de pressão registados pelos sensores pontuais e respectivos valores medidos pela matriz Tekscan®: 2ª configuração. Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 113 materializar a ligação aos módulos individuais, e à rigidez do polímero de suporte associado aos transdutores Tekscan®, foram criadas, involuntariamente, zonas onde a matriz de sensores não se encontrava perfeitamente acomodada à pele do atleta. Assim, durante o impacto, os espaços vazios admitidos na interface conduziram à sobreposição, e eventual esmagamento, de sensores, potenciando a geração de um off-set de pressão desfasado da realidade de uma placagem. É igualmente evidente que, apesar de todos os valores de pressão registados pelos sensores pontuais serem inferiores aos valores medidos com a matriz da Tekscan®, para os mesmos pontos de interesse, na maior parte dos casos acabam por ser concordantes com a distribuição de pressão de fundo (até 200 kPa). É, por isso, possível concluir que as pressões efectivamente geradas por uma placagem de ombro admitem valores máximos de 200 kPa, por excesso, estando associadas a uma distribuição equivalente ao mapa de fundo evidente nas cinco distribuições da figura 3.23. Conclui-se, por isso, que as zonas críticas atípicas tiveram, efectivamente, origem no procedimento de acomodação da matriz de sensores de pressão no ombro do atleta. Assim, sabendo que as linhas e colunas discretas existentes na distribuição de pressão de referência são fictícias, procedeu-se à alteração manual dos registos de pressão, por forma a gerar o mapa de pressão efectivamente imposto no ombro durante o impacto associado a uma placagem. Para isso, nas zonas que se pretendiam eliminar, procedeu-se à determinação do valor médio de pressão entre as colunas fronteira e substitui-se pelo valor fictício. A nova distribuição de pressão de referência (corrigida) encontra-se representada na figura 3.32. Verifica-se que, apesar de admitir algumas zonas de pressão mais elevada, assume uma configuração mais homogénea, concordante com o impacto na região superior/anterior e ligeiramente medial do ombro. Figura 3.32 – Distribuição de pressão de referência, no instante de força máxima, real (A) e corrigida (B). Posterior Anterior Lateral Medial (A) Anterior Posterior Lateral Medial (B) Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 114 À semelhança do que foi feito anteriormente, procedeu-se à representação da distribuição de pressão corrigida, para o instante da Peak Force, no modelo 3D do ombro Desta forma, verifica-se a suavização da escala de cores na distribuição de pressão, o que evidência zonas críticas que, de outra forma, não seriam identificadas (ver figura 3.33). Dá-se particular ênfase às regiões avermelhadas da distribuição que, numa análise preliminar, seguem a evolução da clavícula (região vermelha anterior, ligeiramente oblíqua) e da espinha da omoplata (região vermelha posterior). Uma vez que correspondem a estruturas ósseas sem reforço muscular evidente, materializam zonas rígidas do ombro responsáveis por elevarem os registos de pressão. Por essa razão, a sua capacidade de absorção de energia é menor, potenciando o risco de fracturas. Analisando, por outro lado, os valores de pressão registados pelos sensores pontuais na 2ª configuração (tabela 3.6), é possível identificar um desfasamento relativamente aos valores de pressão máxima verificados pela matriz de sensores da Tekscan® (para os mesmo pontos). Todos os pontos de interesse admitem um valor de pressão manifestamente inferior ao registado com a matriz de medição da Tekscan®, podendo-se, assim, concluir que as zonas pontuais de pressão elevada, existentes no mapa de distribuição de pressões máximas, correspondem, igualmente, a artifícios impostos pela acomodação ineficaz do equipamento da Tekscan®. Apesar disso, os valores registados pelos sensores WalkinSense® aproximam-se da gama de pressões definida para a distribuição corrigida (instante em que a força de impacto é máxima). Verifica-se, por isso, a hipótese anteriormente proposta: as zonas críticas pontuais não devem ser consideradas, devido às evidências verificadas pelos resultados obtidos através das recolhas com sensores pontuais, constata-se que a distribuição de pressões máximas de fundo é semelhante à distribuição de pressão no instante em que a força aplicada no ombro é máxima, levando à conclusão as estruturas anatómicas do ombro encontram-se, individualmente, mais solicitadas quando a força de impacto é máxima (A) (B) (C) Figura 3.33 – Representação 3D da distribuição de pressão, de referência, corrigida: (A) vista anterior; (B) vista lateral; (C) vista posterior. Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 115 3.4.2. FORÇA DE IMPACTO NO OMBRO Tal como foi anteriormente referido, o valor da força de impacto no ombro, durante a realização da placagem, foi determinado através da matriz de sensores de pressão, efectuandose, para o efeito, a soma dos valores de força registados por cada sensor individual. Na figura 3.34 encontra-se representada a evolução média da força de impacto durante uma placagem, normalizada na escala de tempo. Verifica-se que evolução da força é consistente com uma situação de impacto de energia elevada e duração relativamente pequena – coerente com as características do movimento de placagem. Comparando com a evolução média obtida por Pain et al, 2008 [65] (figura 3.35), constata-se a similaridade entre as duas curvas, particularmente nos instantes iniciais, havendo, no entanto, uma ligeira diferença na duração total do impacto. Este desfasamento é explicado pela diferença patente na realização das placagens em cada um dos procedimentos experimentais. Enquanto no presente estudo considera-se que a placagem ocorre sempre que se inicia uma situação de contacto entre dois atletas, não sendo, por isso, necessário conduzir o atleta placado em segurança ao chão (contrariamente ao que é imposto pelas leis do jogo), no estudo de referência a placagem é prolongada até ao momento em que o adversário é levado ao chão. Esta diferença de movimentos, imposta pelo facto de no trabalho actual o impacto ser realizado contra um escudo de treino, e no trabalho experimental de Pain ser realizado contra outro atleta, conduz, necessariamente, a tempos de contanto diferentes e, consequentemente, evoluções qualitativas de força diferentes Como consequência deste facto, o impulso mecânico gerado pelo atleta, durante a placagem, é menor que o impulso gerado nas placagens realizadas por Pain (assunto que será abordado posteriormente), não sendo expectável, no entanto, uma diferença de valores significativa. Figura 3.34 – Evolução média da força de impacto durante uma placagem. Figura 3.35 – Evolução média da força de impacto durante uma placagem – Pain et al,2008. Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 116 Na tabela 3.7 encontram-se destacados os valores médios da força máxima e tempo até à força máxima (Time to Peak), para o presente estudo, e na tabela 3.8 a comparação com os resultados obtidos nos dois estudos de referência [65] [66]. Comparando os resultados obtidos com os apresentados por Pain, verifica-se uma semelhança nos valores máximos de força registados durante o impacto, apesar da variabilidade de resultados ser maior no trabalho de referência (sobretudo porque utilizou mais do que um atleta). Esta semelhança de resultados é explicada pela compatibilidade existente entre os dois procedimentos experimentais. Tal como foi anteriormente referido, o procedimento experimental da primeira fase deste trabalho baseou-se no protocolo utilizado por Pain, nomeadamente equipamentos de medição (sensores de pressão da Tekscan), número de repetições realizadas e distância imposta entre o saco e o ponto de partida do atleta. O facto da força total aplicada no ombro ser determinada da mesma forma (conversão dos valores individuais de pressão e posterior soma das forças associadas a cada sensor de pressão elementar) justifica igualmente a proximidade de resultados. É, no entanto, evidente uma diferença significativa no parâmetro Time to Peak – aproximadamente o dobro do tempo médio verificado no presente estudo. Este desfasamento, PEAK FORCE NO OMBRO FORÇA MÁXIMA TIME TO PEAK (s) 1º MEDIÇÃO 1468.00 (1.59) 0.05 2º MEDIÇÃO 1197.10 (1.27) 0.07 3º MEDIÇÃO 1192.30 (1.29) 0.02 4º MEDIÇÃO 1183.30 (1.28) 0.05 5º MEDIÇÃO 1354.40 (1.47) 0.05 COMPARAÇÃO ENTRE ESTUDOS EXPERIMENTAIS FORÇA MÁXIMA (N) FORÇA MÁXIMA (BW) TIME TO PEAK (s) Média D. P. Média D. P. Média D.P ESTUDO ACTUAL 1279.02 ± 113.83 1.38 ± 0.13 0.048 ± 0.016 PAIN ET AL, 2008 [65] 1283 ± 608.20 1.53 ± 0.55 0.082 USMAN ET AL, 2011 [66] 1708 ± 758.6 2.00 ± 0.89 Tabela 3.7 – Valores para a força máxima de impacto e tempo até à força máxima, em cada uma das medições realizadas: força em N (BW). Tabela 3.8 – Comparação dos valores numéricos de força e tempo obtidos para o presente estudo e para os estudos de referência. Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 117 tal como já foi anteriormente referido, é explicado pelas diferenças existentes na realização das placagens, já que a configuração admitida para este estudo torna o movimento de placagem mais rápido. Comparando os resultados obtidos com o estudo conduzido por Usman, verifica-se uma diferença significativa entre os valores máximos da força de impacto no ombro. Essa diferença é intensificada se se particularizar os resultados obtidos no estudo de referência para as posições forward, nomeadamente terceira linha ou asa. Nessa situação, passa-se a ter um valor máximo de 2.23 BW, contra os 1.38 BW obtidos no presente estudo. De notar que no estudo de Usman foi validada a premissa estabelecida na secção 2.3. – a posição que um jogador ocupa durante o jogo dita a sua função e, na maior parte das situações, as suas características técnicas e físicas Esta diferença relativamente elevada de resultados é explicada, à semelhança do caso anterior, por diferenças patentes entre os dois protocolos experimentais. Em primeiro lugar o mecanismo de medição da força de impacto durante a placagem é diferente, sendo à partida mais preciso nas medições conduzidas por Usman – instrumentação de um saco de placagem com uma plataforma de força concebida de raiz, utilizando, para o efeito, quatro sensores pontuais da Tekscan®, uma vez que o objectivo do trabalho não passava pela determinação da distribuição de pressões no ombro. Em segundo lugar, diferenças na realização das placagens condicionaram a capacidade de geração de força do atleta durante a situação de impacto, sendo esse efeito evidente no presente trabalho experimental. Tal como foi anteriormente referido, as placagens foram realizadas contra um escudo de treino, suportado por um indivíduo não praticante de rugby. Uma vez que nessa situação, a força que o atleta realiza é função da resistência aplicada pelo indivíduo que suporta o escudo, existe a forte possibilidade de não se ter criado as condições próprias para a maximização da força de impacto do atleta durante as várias placagens. No caso do trabalho experimental conduzido por Usman, estas foram realizadas contra um saco de treino encostado a uma parede, pelo que, apesar de não haver progressão nem condução do adversário ao chão, a capacidade de geração de força é maximizada dada a resistência imposta pela parede. Em terceiro lugar, tanto no estudo de referência como nas recolhas realizadas no âmbito do presente projecto, a distância de preparação não foi rigidamente controlada, conduzindo a variações indesejadas entre medições. Além disso, o facto do atleta utilizado nos estudos-piloto ter sofrido uma luxação acromioclavicular, ainda que de grau reduzido e totalmente recuperada, pode ter condicionado, até determinado ponto, a sua capacidade de geração de força. É importante perceber que matriz de sensores de pressão utilizada para instrumentar o ombro do atleta foi inicialmente concebida, não para medir a força total gerada no impacto, mas para se obter a distribuição de pressão. Desta conclusão resulta a necessidade de se discriminar as imprecisões associadas à medição de força através dos sensores de pressão da Tekscan® (imprecisões essas que se encontram igualmente patentes no estudo Pain et al, 2008). Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 118 Tal como foi anteriormente referido, a força total foi determinada somando a força medida por cada um dos sensores individuais que constituem a matriz de medição. Apesar de esta metodologia funcionar relativamente bem para as pressões plantares, já que a palmilha não admite curvaturas excessivas, isso não é verificado quando a matriz é colocada no ombro, uma vez que resulta na soma de vectores de força com direcções diferentes. Além disso, a força obtida para cada instante contabiliza zonas críticas de pressão que se supõem ser fictícias. Apesar destas duas constatações majorarem o valor da força obtido com sensores de pressão, existem outros factores, inerentes às recolhas realizadas e previamente referidos, que minoram o valor máximo da força de impacto, e justificam o desfasamento existente entre os resultados obtidos por Usman e os obtidos nas recolhas desta fase experimental. Como tal, para realizar as futuras recolhas com uma amostra de jogadores, e tentar normalizar o valor máximo da placagem para jogadores de terceira linha, seria necessário repensar o método de acomodação dos sensores no ombro, alterando a sua configuração ou a sua disposição, por forma a permitir a obtenção exacta da evolução de força durante uma placagem. Seria igualmente necessário reconfigurar, simultaneamente, o método de placagem – ou se optaria por utilizar dois atletas de rugby, um para placar e outro para ser placado, ou utilizar-se-ia um escudo de treino suportado por um atleta praticante da modalidade (para minimizar o risco de lesões). Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 119 3.4.3. FORÇAS GERADAS PELOS APOIOS A análise da evolução das várias componentes de força geradas pelos dois apoios, no momento da placagem, é fundamental para perceber qual a posição do atleta que lhe permite gerar o máximo impulso possível, com os dois apoios, e maximizar, consequentemente, a eficiência da placagem. Nesta subsecção são analisadas, de forma sequencial, numa fase inicial, as duas componentes verticais de força para cada um dos apoios, progredindo-se, posteriormente, para a análise simultânea das componentes médio-lateral e ântero-posterior para cada um dos pés (traseiro e dianteiro). A componente vertical da força gerada pelos dois pés desempenha um papel particularmente importante na avaliação do padrão de marcha do atleta durante as placagens, uma vez que a sua evolução, bem como valor máximo, permitem extrapolar conclusões relativas às características das passadas realizadas, nomeadamente: peso corporal do atleta (valor máximo de força), velocidade da marcha (valor máximo de força), configuração da passada (evolução da força com o tempo) e área do pé em contacto com o chão (evolução da força com o tempo) [68]. Por essa razão, a evolução da força vertical será avaliada, simultaneamente, para os dois pés, de maneira a que seja possível efectuar uma comparação expedita entre as duas passadas, detectando-se, mais facilmente, quaisquer variações inerentes ao mecanismo de apoio do pé antes (pé traseiro) e durante (pé dianteiro) a placagem – permite retirar conclusões relativamente à postura e posicionamento do atleta no momento do impacto. Na figura 3.36, à semelhança da força gerada pelo ombro durante a placagem, é apresentada a evolução média da força vertical para cada um dos pés. Na tabela 3.9 encontramse representados, em Newton (N) e BodyWeight (BW), os valores máximos médios da força vertical obtidos através da média ponderada dos valores máximos verificados em cada uma das medições. (A) (B) Figura 3.36 – Evolução média da força vertical, de uma passada, durante uma placagem de ombro: (A) pé traseiro; (B) pé dianteiro. Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 126 lateral para o apoio dianteiro e traseiro são semelhantes, suportando a hipótese das características associadas a esta componente de força serem função da trajectória admitida pelo atleta. O facto de a trajectória tornar-se, progressivamente, linear pode igualmente justificar o ligeiro desfasamento existente entre os dois picos da componente médio-lateral para cada um dos apoios (ver esquema da figura 3.9). Em jeito de conclusão, e resumindo todos os factos que foram apresentados ao longo das duas componentes planares geradas pelos apoios, pode-se dizer que, em primeiro lugar, as evoluções médio-laterais e ântero-posteriores, para os dois apoios, são concordantes com as inferências realizadas durante a análise da componente vertical de cada um dos pés. Além disso, verificou-se que a componente médio-lateral da força de cada um dos apoios permite caracterizar, eficazmente, a trajectória do atleta durante a placagem, estando patente não só no seu sentido (força obrigatoriamente centrípeta), mas também no seu valor máximo (maior do que seria suposto para cada um dos apoios). Por outro lado, o pico da fase de propulsão da componente ântero-posterior do apoio dianteiro admite um valor numérico superior ao reportado na bibliografia técnica devido à necessidade do atleta em gerar o maior impulso possível e garantir, desta forma, uma maior eficiência associada à placagem. Por fim, é igualmente importante destacar o facto de os picos de todas as componentes de força, incluindo a vertical, ocorrerem de forma aproximadamente sincronizada. Existem, no entanto, alterações que devem ser realizadas ao procedimento experimental, aquando a realização das recolhas com amostras, por forma a garantir uma maior fiabilidade dos resultados obtidos, particularmente os que dizem respeito às componentes planares de força em cada apoio. Assim, seria importante associar uma componente cinemática ao protocolo actual, particularmente na zona dos pés, por forma a ser possível determinar com maior rigor a inclinação dos apoios durante a placagem. Seria igualmente importante realizar gravações vídeo de cada uma das recolhas, facilitando assim o paralelo entre a evolução das forças e a posição/postura do atleta no mesmo instante. Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 127 3.4.4. SINERGIA DAS FORÇAS GERADAS NA PLACAGEM Até ao momento foram analisadas as diferentes evoluções de força, tanto para os apoios como para o ombro, de forma individual e particular. Porém, é importante perceber de que forma estes resultados se encontram relacionados, tanto do ponto de vista qualitativo (através da análise conjunta de evoluções), como quantitativo (avaliação da geração de impulso mecânico e valores máximos de força). Somente desta forma é possível analisar o sincronismo entre as evoluções, avaliar possíveis transferências de energia, ou quantidade de movimento, e transmissão de forças, relacionando os valores máximos médios entre as várias componentes cinéticas. Assim, nos gráficos da figura 3.40 encontram-se discriminadas as evoluções médias de cada uma das componentes de força dos dois apoios, bem como a respectiva evolução média da força do ombro. É importante referir que a escala temporal existente nos gráficos caracteriza, única e exclusivamente, o desfasamento entre as evoluções e não duração total das medições – trata-se, por isso, de uma escala de tempo relativa. (A) (B) (C) Figura 3.40 – Relação entre as várias componentes de força: (A) força Médio-Lateral, para os dois apoios, e força no ombro; (B) força ântero-posterior para os dois apoios, e força no ombro; (C) força vertical para os dois apoios e força no ombro. Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 128 Pondo ligeiramente de parte as evoluções médio-laterais, uma vez que, tal como se constatou anteriormente, a sua principal contribuição prende-se com a trajectória do atleta, verifica-se que as várias componentes de força associadas ao apoio traseiro verificam o seu valor máximo antes de se realizar a placagem – facto que permite constatar que a passada do pé traseiro corresponde a uma acção de corrida dita “normal”, onde a realidade de uma situação de impacto de energia elevada não se encontra patente. O mesmo não acontece com o pé dianteiro, que admite valores diferentes de zero para todas as suas componentes de força, antes, durante e depois da placagem. Focando-se, assim, no apoio dianteiro, e particularizando a análise para a sua componente vertical, é evidente o sincronismo entre o seu valor máximo e o pico de força gerada no ombro durante a solicitação de impacto. Apesar disso, os valores numéricos são bastante diferentes, podendo este desfasamento estar relacionado com a falta de rigor na medição das forças aplicadas no ombro (previamente referido) e com a menor capacidade de geração de força por parte do tronco e membros superiores, quando comparada com os membros inferiores. Verifica-se ainda um desfasamento considerável entre o pico da fase de propulsão da componente ântero-posterior do apoio dianteiro e o pico de força no ombro, bem como entre a duração da respectiva evolução e a duração da placagem. Isto significa que, admitindo que o apoio dianteiro é realizado através de um padrão de marcha do tipo rear-foot, a propulsão realizada pelos metatarsos (ponta do pé) ocorre após a realização do impacto inicial. Assim, o desfasamento de picos, bem como de duração de acções, pode estar relacionado com a necessidade do atleta em vencer a inércia do obstáculo imposto, após a ocorrência do primeiro impacto (uma vez que o escudo está numa posição estacionária), sendo fundamental garantir que o adversário é empurrado e conduzido ao chão em segurança após a colisão inicial. Apesar disso, é importante relembrar que a evolução da força gerada no ombro acaba por estar, em certa medida, incompleta, face a uma situação normal de placagem, tal como foi anteriormente referido. Um outro aspecto que é importante ter em consideração durante a análise conjunta das evoluções de força prende-se com o impulso total gerado por cada um dos apoios e o respectivo impulso gerado pelo ombro durante a placagem. Este parâmetro é particularmente importante para perceber e avaliar a eficácia da placagem, sabendo que quanto maior o impulso gerado pelo tronco/membros superiores mais eficaz será o movimento. Para isso, para se avaliar o impulso total, foram criadas as evoluções médias das normas da força gerada em cada apoio relativamente à força total no ombro (figura 3.41). Na tabela 3.11 encontram-se descritos os valores dos impulsos gerados em cada medição, para os apoios e para o ombro, bem como o respectivo valor médio e desvio padrão – através da aplicação da Regra de Simpson Composta às evoluções das normas das três forças. Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 129 Tal como já foi anteriormente referido, uma vez que acção do pé traseiro está associada a uma velocidade elevada, o tempo de contacto do apoio no chão é reduzido, resultando num impulso mecânico menor do que o produzido pelo pé dianteiro (apesar da força gerada ser maior). Além disso, o facto da acção do apoio traseiro se encontrar totalmente desfasada da acção de placagem justifica, por si só, as características associadas à respectiva passada – mais instável, com geração de uma força relativamente elevada e baixo impulso, não contribuindo, directamente, para a realização da placagem (ou suporte do impacto). Por outro lado, a passada do apoio dianteiro ocorre de forma simultânea com a placagem, razão pela qual o impulso associado a esta é superior – por assumir um padrão de marcha do tipo rear-foot, o valor do impulso gerado é maior, apesar da força produzida ser menor. Deste modo o atleta, no momento do impacto, adopta uma posição mais estável e que lhe permite gerar o maior impulso possível. É no entanto importante referir que, apesar da placagem e a acção do apoio traseiro IMPULSO NOS APOIOS E NO OMBRO PÉ TRASEIRO PÉ DIANTEIRO PEAK FORCE 1º MEDIÇÃO 331.10 (0.367) 652.36 (0.722) 115.23 (0.128) 2º MEDIÇÃO 319.30 (0.353) 652.89 (0.723) 115.15 (0.128) 3º MEDIÇÃO 312.82 (0.347) 570.15 (0.632) 114.01 (0.126) 4º MEDIÇÃO 295.11 (0.327) 558.47 (0.619) 118.87 (0.132) 5º MEDIÇÃO 304.68 (0.338) 530.39 (0.588) 141.06 (0.156) MÉDIA 312.60 (0.346) 587.45 (0.651) 120.86 (0.134) DESVIO PADRÃO ± 12.29 (0.014) ± 44.91 (0.050) ± 10.23 (0.011) Figura 3.41 – Evolução da norma de cada um dos apoios e da força aplicada no ombro. Tabela 3.11 – Impulso mecânico em cada um dos apoios e no ombro: N (BW). Capítulo 3 – Caracterização Biomecânica da Placagem 130 serem simultâneas, o valor do impulso gerado no ombro é manifestamente inferior ao valor produzido pelo pé dianteiro (sensivelmente 20%). Esta constatação implica que não existe uma transmissão directa do impulso mecânico gerado pelos apoios para o tronco/membros superiores: o corpo humano, particularmente o sistema musculosquelético, é dotado de movimento relativo entre as estruturas que o constituem (facto potenciado pela existência de articulações), o que explica, em certa medida, a inexistência de uma proximidade entre os valores de impulso. Além disso os membros inferiores possuem uma maior capacidade de geração de força e o tempo de contacto da passada é maior que o tempo de contacto associado à placagem (tal como é possível verificar pela análise das evoluções da figura 3.41). Apesar disso, existe a forte possibilidade de haver uma relação, não de igualdade mas de proporcionalidade, entre os impulsos produzidos pelos apoios e pelo ombro: para verificar esta suposição seria necessário, mais uma vez, efectuar recolhas com uma amostra e verificar se, quanto maior for o impulso produzido pelo apoio dianteiro, maior o impulso associado à placagem. 131 CAPÍTULO 4 EFEITO DAS PLACAGENS NA FISIOLOGIA DO OMBRO Na primeira fase experimental do presente projecto, analisada no capítulo anterior, foram obtidas as distribuições de pressão e evoluções de força inerentes ao impacto associado a uma placagem, com o principal objectivo de determinar as zonas críticas do ombro, bem como as estruturas anatómicas mais susceptíveis à ocorrência de lesões. Nesta fase, no entanto, pretende-se avaliar a extensão dos traumas gerados no ombro, devido à imposição de um impacto de energia elevada nas suas estruturas anatómicas. Possui uma componente clínica bastante forte, onde o principal objectivo passa pela avaliação da acumulação de microtraumas, particularmente nas estruturas musculares superficiais, devido à realização sucessiva de placagens de ombro (situação típica num jogo de ruby), que podem, a médio longo prazo, conduzir a condicionamentos na fisiologia do complexo articular do ombro humano. Desta forma, é possível definir técnicas de treino e programas musculares específicos que permitam minimizar a ocorrência de fenómenos patológicos com origem na acumulação de microtraumas. É importante salientar que se pretende complementar os resultados obtidos com as conclusões da primeira fase do trabalho (particularmente as associadas à distribuição de pressão no ombro), por forma a perceber quais as estruturas musculares mais susceptíveis à acumulação de microtraumas. Tal como no caso anterior, o capítulo pretende analisar, de forma detalhada, as várias etapas associadas às recolhas preliminares, através da avaliação dos vários parâmetros do protocolo experimental, as particularidades do tratamento de resultados, e análise e comparação dos resultados preliminares, averiguando a sua relevância e coerência com os objectivos definidos para o projecto. Capítulo 4 – Efeito das Placagens na Fisiologia do Ombro 132 4.1. EQUIPAMENTOS DE MEDIÇÃO A segunda componente experimental do presente projecto de dissertação tem, tal como foi referido na introdução do capítulo, como principal objectivo a avaliação do efeito de acumulação de microtraumas, sucessivos e cumulativos, na fisiologia e equilíbrio do complexo articular do ombro humano. Tal como na fase experimental anterior, para que seja possível obter os outputs coerentes com o objectivo final é necessário seleccionar os instrumentos de medição com base num conjunto de factores particulares: situação que se pretende caracterizar, tamanho da amostra que se pretende utilizar e a aplicabilidade dos instrumentos no contexto do projecto. Tendo em consideração a natureza do projecto, foi também necessário ter em consideração os instrumentos, ou técnicas, de medição disponíveis no laboratório onde foram realizadas os estudos-piloto (LABIOMEP). Para isso, uma vez que se pretendia efectuar uma caracterização completa da condição física, particularmente muscular, do atleta envolvido nas recolhas, antes e depois da realização de placagens, foram conjugados e devidamente sincronizados dois equipamentos de medição que permitem avaliar, directa e indirectamente, a capacidade muscular: dinamómetro isocinético (BIODEX®) e a electromiografia de superfície (Delsys®). Por definição, recolhas realizadas com o dinamómetro permitem determinar, entre outras coisas, o momento motor associado à realização de um determinado movimento, enquanto medições com a electromiografia permitem obter resultados que caracterizam a actividade muscular das estruturas instrumentadas, tanto do ponto de vista quantitativo como qualitativo. A devida sincronização dos dois instrumentos de medição e a complementaridade inerente aos resultados obtidos através dos dois equipamentos, permitem estabelecer conclusões, fundamentalmente clínicas, relativas aos efeitos nefastos que uma placagem pode gerar no complexo do ombro – destaca-se, no entanto, a importância de se definir um protocolo experimental que permita, através das potencialidades dos equipamentos, obter os resultados pretendidos, garantindo-se que os objectivos impostos para a segunda componente experimental do trabalho, bem como os objectivos finais do trabalho, são cumpridos. Assim, a presente secção pretende analisar, com algum detalhe, os princípios de funcionamento gerais do dinamómetro isocinético e da electromiografia de superfície. Desta forma, a definição e adequação do protocolo experimental aos objectivos do projecto, bem como a análise e discussão de resultados, fica facilitada. Além de uma contextualização teórica geral, serão introduzidas as características particulares dos instrumentos de medição efectivamente utilizados neste trabalho, avaliando as suas potencialidades, relevância para a aplicação em questão e de que forma condicionaram a configuração das recolhas. Capítulo 4 – Efeito das Placagens na Fisiologia do Ombro 133 4.1.1. DINAMÓMETRO ISOCINÉTICO – BIODEX® Tal como o próprio nome indica, um dinamómetro isocinético corresponde a um dispositivo com um eixo de rotação fixo, que permite o movimento de rotação a velocidade constante, mediante a aplicação de uma solicitação angular externa. O sistema possui, na sua forma mais básica, um sensor que mede periodicamente a velocidade angular de rotação e garante o reajuste do momento instantâneo produzido pelo equipamento, por forma a garantir, em todas as amplitudes, a uniformidade do valor de velocidade, independentemente da magnitude da solicitação externa. O reajuste é realizado através de um momento resistivo gerado pelo dinamómetro que, no caso do momento efectivo ser menor do que o necessário, diminui, e na situação inversa aumenta. Sabendo, por definição, que o movimento humano é produzido, na sua essência, por rotações dos segmentos em torno dos eixos definidos pelas estruturas articulares, torna-se possível, inserindo o sistema do dinamómetro no contexto biomecânico, determinar a capacidade dinâmica de geração de força/momento por parte de diversos complexos musculares, uma vez que são as estruturas que potenciam, através das suas contracções, os movimentos associados ao corpo humano [4] [61] – a contracção de músculos gera acções mecânicas (forças) que, por estarem distanciadas do eixo de rotação, permitem produzir momentos, materializando, desta forma, os movimentos relativos de segmentos articulados. Assim, é possível definir resistência muscular como sendo o momento máximo produzido em torno de uma articulação, através de diferentes comprimentos musculares, velocidades de movimento e acções [4] [61]. Por essa razão, nas recolhas com o dinamómetro isocinético, é aconselhável utilizar diferentes velocidades de teste, configurações e posições [61]. É ainda importante garantir o isolamento da articulação segundo a qual se pretende avaliar o momento muscular produzido durante um determinado movimento, assegurando-se que apenas o respectivo complexo muscular se encontra activo [4]. Devido às suas potencialidades, este tipo de equipamento é frequentemente utilizado em contexto desportivo, uma vez que permite avaliar a performance de atletas, bem como monitorizar o processo de recuperação de determinados tipos de lesões. Pode também ser utilizado em situações clínicas, gerais, para fortalecimento muscular, reabilitação, ou qualquer outro tipo de terapia que envolva adequação da capacidade de força ou resistência muscular. Pode também ser utilizado para projectos de investigação, quando devidamente adaptado ao protocolo experimental e, eventualmente, associado a equipamentos auxiliares, como a electromiografia – caracterização mais completa do comportamento dos grupos musculares durante um determinado movimento. Antes, porém, de se analisar o dinamómetro utilizado no presente trabalho, e o tipo de outputs que permite obter, é importante perceber como é feito o cálculo do momento motor Capítulo 4 – Efeito das Placagens na Fisiologia do Ombro 134 (muscular) quando se realiza um movimento num dinamómetro isocinético genérico. Para isso, é necessário analisar as forças, e respectivos momentos, produzidos durante o movimento de uma articulação tipificada – para o efeito considera-se o joelho (figura 4.1). Nos esquemas das figuras 4.1 (A) e 4.1 (B) encontram-se representadas as forças e momentos tipicamente envolvidos no movimento de rotação do joelho imposto pelo dinamómetro isocinético: momento muscular (MM), obtido devido às forças remotas geradas pelos músculos motores activos durante o movimento (valor que se pretende determinar); momento resistivo (MRES), imposto pelo dinamómetro isocinético, através de sistemas hidráulicos ou electropneumáticos, por forma a garantir a realização do movimento a velocidade constante – deve ser constantemente ajustado consoante o valor do momento muscular; força gravítica do membro e da peça de suporte (FGM e FGA), produzindo, respectivamente, os momentos MGM e MGA; par acção/reacção derivado da interacção do membro com a peça de suporte (FA e FR), que produz, respectivamente, os momentos MA e MR [61]. A obtenção do momento motor produzido pelo complexo muscular activo durante o movimento de rotação do joelho (MM) é determinado através do balanço das equações de movimento associadas a cada um dos elementos descritos na figura 4.1 – sabe-se que a aceleração angular do membro e do suporte é nula e que, por estarem associados a um par acção/reacção, os momentos MA e MR são numericamente iguais [61]. {𝑀𝑅−𝑀𝑅𝐸𝑆−𝑀𝐺𝐴=𝐼𝐴∙𝛼𝑎 𝑀𝑀−𝑀𝐺𝑀−𝑀𝐴=𝐼𝑀∙𝛼𝑀 ⇔{𝑀𝑅−𝑀𝑅𝐸𝑆−𝑀𝐺𝐴=0 𝑀𝑀−𝑀𝐺𝑀−𝑀𝐴=0 𝑀𝑅=𝑀𝐴 ⇔ 𝑀𝑅𝐸𝑆+𝑀𝐺𝐴=𝑀𝑀−𝑀𝐺𝑀 𝑴𝑴=𝑴𝑹𝑬𝑺+𝑴𝑮𝑨+𝑴𝑮𝑴 Figura 4.1 – Representação esquemática do diagrama de corpo livre do membro (A) e da peça de suporte do dinamómetro (B) (adaptado de [61]). MM FGM FA FR MRES FGA (A) (B) Capítulo 4 – Efeito das Placagens na Fisiologia do Ombro 135 Verifica-se, pela análise da expressão anterior, que o cálculo do momento muscular, num dinamómetro isocinético, é função do momento resistivo imposto pelo aparelho (valor acessível) e dos momentos gravíticos do acessório e do membro suportado – no início das recolhas são realizadas medições preliminares do peso do membro e do suporte, por forma a que o sistema tenha acesso a esses valores e possa determinar, em qualquer ponto do movimento, o valor do momento muscular [61]. Desta forma, o equipamento permite obter a evolução do momento muscular produzido ao longo das várias amplitudes do movimento, bem como, na maior parte dos sistemas comerciais, o valor do momento máximo e do momento médio. É, no entanto, importante perceber que existem factores inerentes ao dinamómetro, e à configuração típica dos movimentos que possibilita, que condicionam a validade e precisão dos resultados finais, particularmente o cálculo do momento muscular [4] [61]. Uma das principais contrapartidas que deve ser tida em consideração prende-se com a velocidade angular do ensaio – não é possível garantir uma velocidade totalmente constante ao longo do movimento [4] [61]. Esta, sofre, obrigatoriamente, variações nos instantes iniciais e finais da recolha, uma vez que o membro parte de uma posição estática e acaba numa posição igualmente estacionária. Desta forma, são gerados períodos de aceleração e desaceleração, respectivamente, que devem ser minimizados, garantindo que uma maior percentagem do movimento é realizada a velocidade constante [4]. Por essa razão, é importante sobrepor as evoluções de momento e velocidade, por forma a garantir que o momento máximo não ocorre durante as fase de aceleração ou desaceleração [61]. É igualmente importante garantir a correcta compensação dos momentos gravíticos, através de uma pesagem inicial eficaz, tanto do membro como da estrutura de suporte. A eficácia do movimento é igualmente função do alinhamento dos eixos (da articulação em estudo e do dinamómetro isocinético), sendo um aspecto que se deve dar particular atenção durante a preparação da recolha, uma vez que pode introduzir, erros nos valores de momento muscular – compromete a veracidade das igualdades e simplificações consideradas anteriormente, particularmente no que diz respeito ao par acção/reacção [61]. Por fim, deve-se, igualmente, ter em consideração a possível influência de articulações adjacentes à que se pretende estudar, e músculos com dupla função (músculos com acção relevante em mais do que uma articulação), uma vez que é impossível garantir, com exactidão, o isolamento de uma única articulação do corpo humano [61]. Para este trabalho em questão foi utilizado o BIODEX® (ver figura 4.2 e 4.3), disponível nas instalações do LABIOMEP. Trata-se de um dinamómetro isocinético avançado, que permite avaliar o momento muscular produzido em diferentes movimentos, através do isolamento de diversas articulações (ombro, joelho, cotovelo, anca, tornozelo e pulso) – para isso, é necessário configurar a posição do dinamómetro e da cadeira, por forma a que se garantam as condições necessárias para a realização do movimento pretendido [79].