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IBRAHIM REDA EL HAYEK
A DETERMINAÇÃO DO AMORTECIMENTO DE CALÇADOS
ESPORTIVOS: ENSAIO MECÂNICO DE IMPACTO E
PODOBAROMETRIA COMPUTADORIZADA
TESE APRESENTADA À FACULDADE DE MEDICINA DA
UNIVERSIDADE DE SÂO PAULO COMO REQUISITO PARA
OBTENÇÃO DO TÍTULO DE DOUTOR EM CIÊNCIAS
SÂO PAULO
2005
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IBRAHIM REDA EL HAYEK
A DETERMINAÇÃO DO AMORTECIMENTO DE CALÇADOS
ESPORTIVOS: ENSAIO MECÂNICO DE IMPACTO E
PODOBAROMETRIA COMPUTADORIZADA
TESE APRESENTADA À FACULDADE DE MEDICINA DA
UNIVERSIDADE DE SÂO PAULO COMO REQUISITO PARA
OBTENÇÃO DO TÍTULO DE DOUTOR EM CIÊNCIAS
Área de concentração: Ortopedia e Traumatologia
Orientador: Prof. Dr. Antonio Egydio de Carvalho Junior
SÂO PAULO
2005
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Agradecimentos
• Ao Prof. Dr. Antonio Egydio de Carvalho Júnior pela confiança, autonomia e
responsabilidade durante todo o processo de orientação.
• À Prof.ª Dr.ª Júlia Maria D’Andrea Greve pela orientação inicial empenhada, que
culminou com meu ingresso no Doutorado.
• Ao Eng. Tomaz Puga Leivas pelo processo de co-orientação deste trabalho e
principalmente pelo companheirismo sempre presente em todas as etapas de
minha atuação dentro do IOT-HC-FMUSP.
• Ao Prof. Dr. João Gilberto Carazzato pela completa disponibilização do
Laboratório de Estudos do Movimento.
• Ao Prof. Dr. Raul Bolliger Neto pela disponibilização de toda infra-estrutura do
Laboratório de Biomecânica.
• Ao Tecnólogo Cesar Augusto Martins Pereira pela viabilização técnico-
operacional dos procedimentos experimentais realizados e pelo apoio
matemático-estatístico.
• Ao prof. Kerson Bruno Dourado pelas colaborações durante a revisão da literatura
e pela profunda amizade demonstrada.
• À minha querida filha caçula Dunya El Hayek pelo paciente e incondicional apoio
na informática e impressão gráfica desta tese.
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RESUMO
O objetivo deste trabalho foi determinar e comparar os coeficientes de
amortecimento do solado de 24 pares de calçados esportivos de doze marcas
comerciais: ADIDAS®, ASICS®, DIADORA®, FILA®, MIZUNO®, NIKE®,
OLYMPIKUS®, PUMA®, RAINHA®, REEBOK®, TOPPER® e TRY ON®. Foram
utilizados dois procedimentos experimentais padronizados: ensaio mecânico de impacto
e podobarometria computadorizada. Foi utilizada uma máquina universal de ensaios
mecânicos para a obtenção dos resultados gráficos da variação da força de impacto em
função da deformação do solado de cada calçado testado. O amortecimento foi
calculado através da razão percentual entre a energia absorvida pelo calçado e a
energia total aplicada. Para a avaliação podobarométrica computadorizada utilizou-se o
sistema F-SCAN®, com oito voluntários testando os diferentes calçados, em situação
estática, mono e biapoiada e situação dinâmica, de caminhada, salto e queda. Foram
utilizadas duas palmilhas sensoras acopladas ao mesmo pé avaliado, uma por cima e
outra por baixo do solado do calçado, apresentando simultaneamente os dois resultados
gráficos da variação da força vertical em função do tempo. O amortecimento foi
calculado pela razão adimensional entre a força da palmilha interna e a da palmilha
externa. Os amortecimentos determinados pelo impacto foram maiores do que os
determinados pela podobarometria. Os amortecimentos dinâmicos foram maiores que os
estáticos. O sexo dos avaliados não interferiu na determinação do amortecimento. O
grupo atleta apresentou diferenças com o grupo normal somente na determinação dos
amortecimentos durante a marcha. Conclui-se que o método de ensaio mecânico de
impacto pode registrar a capacidade amortecedora do calçado, enquanto que o sistema
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The determination of the shock reduction of sports shoes: evaluation of the impact and of
the computerized podobarometry
The aim of this paper was to determine the shock reduction rate of 24 pairs of
sports shoes from 12 different brands: ADIDAS®, ASICS®, DIADORA®, FILA®,
MIZUNO®, NIKE®, OLYMPICUS®, PUMA®, RAINHA®, REEBOK®, TOPPER® e TRY
ON®, through of two experimental procedures. The first assay was to evaluate the
resistance to impact, using a mechanic dynamometer for universal assays. The authors
obtained graphic results from the impact strength variation against the rate of shoe insole
deformation for each pair of shoe. A perceptual relation between the shoe absorbed and
the total system energy then calculated the shock reduction. On a second procedure, 8
healthy volunteers tested the shoes using the
F-SCAN® computerized podobarometry system, for static situation, standing in one or
two feet, and dynamic situation of walking, jumping and falling. Two sensors insoles were
connected to the same foot, one on top and the other under the shoe sole, showing
simultaneously both graphic results about the vertical strength variation against time. The
impact shock reduction found were higher from those found on the podobarometry. The
dynamic shock reduction was higher than the static shock reduction. In conclusion, the
mechanic impact assay registered the shoe maximum capacity of shock reduction, while
the F-SCAN® system represented the best dynamic foot-shoe interaction on the real
daily routine situations.
SUMÁRIO
Página
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1 INTRODUÇÃO........................................................01
2 OBJETIVOS............................................................10
3 REVISÃO DA LITERATURA..................................11
3.1 Cinemetria e Dinamometria............................12
3.2 Podobarometria...............................................19
3.3 Ensaios mecânicos.........................................26
4 METODOLOGIA.....................................................33
4.1 Ensaio mecânico de impacto.........................35
4.2 Podobarometria computadorizada................41
5 RESULTADOS........................................................52
6 DISCUSSÃO...........................................................72
7 CONCLUSÕES.......................................................84
8 REFERÊNCIAS.......................................................85
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1. INTRODUÇÃO
Os calçados esportivos modernos apresentam avançados sistemas de
amortecimento, que empregam gel, gás e borrachas especiais, com a finalidade de
absorver os diferentes tipos de impactos. Cada marca comercial apresenta sua própria
tecnologia, com o material, o formato e a posição do sistema no calçado variando
conforme a modalidade esportiva praticada e o nível de desempenho desejado. O
princípio básico de funcionamento dos sistemas de amortecimento consiste na absorção
de energia dos impactos verticais dos pés contra o solo, evitando assim que os
componentes do aparelho locomotor humano recebam todo o choque mecânico,
prevenindo-o de possíveis lesões. O uso destes calçados torna as atividades físicas de
competição e de lazer cada vez mais confortáveis e seguras. Cada tipo de movimento
tem exigências e efeitos diversos. A dinâmica específica deve ser considerada para o
desenvolvimento do projeto do calçado esportivo mais adequado a cada atividade.
Usar sempre o mesmo modelo de tênis pode fazer com que os músculos e
articulações se adaptem à estrutura deste modelo, relativo ao amortecimento,
estabilidade, leveza e controle de movimento. A cada nova mudança por parte do
usuário ou do próprio fabricante todo o processo de readaptação se faz necessário. A
escolha do melhor calçado passa necessariamente pela definição das reais
necessidades de desempenho, conforto e durabilidade. Apesar dos diferentes sistemas
que cada fabricante utiliza para diferenciar seus produtos tecnológicos, praticamente
todos partem do mesmo pressuposto básico: um bom amortecimento na região do
calcanhar, estabilização no centro do calçado e maleabilidade na parte da frente. O
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desenvolvimento de novos materiais tem a finalidade de aumentar a durabilidade do
calçado e, simultaneamente, proporcionar melhores desempenhos mecânicos.
O estudo biomecânico do tornozelo e do pé, bem como a análise das
características mecânicas dos materiais que compõem o solado dos calçados
esportivos, devem propiciar conhecimentos capazes de promover uma otimização do
desempenho do conjunto articular tornozelo-pé com o calçado em diferentes tipos de
pisos.
O pé humano representa o elemento de ligação entre o membro inferior e a
superfície de contato do apoio, proporcionado melhor adequação do sistema locomotor
humano às mais variadas condições do solo. Estas características de flexibilidade e
rigidez simultâneas do complexo articular tornozelo-pé proporcionam múltiplas funções,
tais como: suporte do peso corporal apoiado, controle e estabilização da perna num pé
fixo, elevação do corpo na ponta dos pés, saltos verticais ou horizontais, descida ou
subida de degraus de escadas, absorção de energia de choques mecânicos em corridas
e aterrissagem de saltos, operação de máquinas industriais, bem como a condução de
veículos automotores.
Pode-se definir o impacto como sendo a colisão de dois corpos por um
intervalo de tempo extremamente pequeno, durante o qual os dois corpos imprimem
forças relativamente grandes um contra o outro. O comportamento dos dois objetos após
o impacto depende não somente da qualidade de movimento do sistema mas também
da natureza do impacto. A maioria dos impactos não é nem perfeitamente elástico nem
perfeitamente plástico, mas em algum ponto entre eles. A elasticidade relativa de um
impacto é dimensionada pelo coeficiente de restituição, que é um valor adimensional,
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entre zero e um. Quanto mais próximo de um for o coeficiente de restituição, mais
elástico é o impacto, e quanto mais próximo de zero ele for, mais plástico será.
De acordo com DI BIASI (1982) os materiais analisados sob a ação de
cargas dinamicamente aplicadas apresentam um comportamento mecânico diferente de
quando analisados sob a ação de cargas estáticas. Uma carga que no instante da
aplicação atinge o seu valor final atua como verdadeira carga de impacto contra o
material. A aplicação súbita de uma carga induz a uma tensão que pode atingir o duplo
valor da tensão se a carga estivesse atuando de forma estática. No estado de
proporcionalidade entre tensões e deformações estas considerações revelam a
importância do assunto no tocante ao comportamento dos corpos quando submetidos à
ação de cargas dinâmicas. A redução da tensão induzida pelo impacto pode ser obtida
com a mudança do material constituinte do corpo. Um menor módulo de rigidez
atenuaria o valor da tensão. O comprimento do material, que não é importante para o
dimensionamento sob cargas estacionárias, é significativo no caso de cargas dinâmicas.
A resistência do material deve crescer com o aumento do comprimento do corpo. Estas
considerações devem interferir no dimensionamento do solado dos calçados esportivos,
para que se obtenha um melhor rendimento do calçado quando utilizado nos mais
variados movimentos esportivos.
A determinação dos fatores de correlação entre dimensões biomecânicas do
tornozelo e do pé com as interfaces pé-calçado e calçado-solo e também com
características construtivas dos calçados (dimensão, rigidez, amortecimento,
viscoelasticidade, atrito, deformação e durabilidade) é uma tarefa complexa. Tarefa esta
que exige a determinação de um número elevado de grandezas quantitativas, de
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tratamentos estatísticos multifatoriais e que nem sempre tem conduzido a resultados
conclusivos.
A determinação destes fatores de interferência é importante para a prevenção
de lesões, para o desenvolvimento das técnicas de treinamento esportivo de alto
rendimento e para o aperfeiçoamento das tecnologias construtivas empregadas na
fabricação de calçados esportivos. Pensando nisso, NIGG (1986) destaca alguns destes
fatores que podem influenciar as forças de impacto:
• A área de contato entre a superfície e o corpo humano (calçado-pé).
• A geometria do corpo humano (ângulos articulares).
• O estado de movimento do corpo humano e suas partes.
• As propriedades físicas do material da superfície e do calçado.
• A pré-ativação dos músculos da extremidade inferior.
• A massa oscilante.
Isto ilustra as diversas possibilidades existentes para o aparelho locomotor
influenciar o valor da força de reação do solo e do momento de força rotacional, bem
como também, a carga e a tensão nos elementos constituintes do corpo humano.
Consideração importante defendida por NIGG (1986) no que diz respeito aos aumentos
dos braços de alavancas dos torques de rotação da força de reação do solo sobre as
articulações do tornozelo e subtalar devido ao uso do calçado esportivo.
Para ROBBINS e GOUW (1990) pessoas que realizam atividades sob altos
impactos usando calçados esportivos promoveriam nessas circunstâncias altos riscos de
lesões. Diferentemente do estado natural (descalço em superfícies naturais) onde o
impacto seria sentido e ficaria mantido dentro de um nível seguro. Os autores acreditam
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que o uso de calçado esportivo transmitiria aos membros inferiores uma falsa sensação
de segurança contra lesões.
De acordo com CANEVAROLO (1991) sistemas poliméricos monofásicos e
polifásicos (componentes usados na fabricação de calçados) são viscoelásticos, isto é,
apresentam simultaneamente em condições deformacionais componentes elásticos e
plásticos. Portanto o módulo de elasticidade do sistema é a soma vetorial do módulo
relativo à componente elástica, conhecido por módulo de estocagem ou
armazenamento, e o módulo relativo à componente plástica, conhecido por módulo de
perda. A razão adimensional entre a energia perdida por ciclo (dissipada na forma de
calor) pela energia potencial máxima estocada por ciclo (portanto totalmente
recuperável) é o dito amortecimento ou atrito interno. Este amortecimento é um
indicativo de quão longe está o comportamento do material do comportamento elástico
ideal. Material que possui um alto amortecimento dissipa muito da energia que foi usada
para deformá-lo na forma de calor. Comportamento Newtoniano, como exemplo a água,
é um caso extremo de total dissipação da energia em calor com amortecimento infinito.
Por outro lado, um material perfeitamente elástico (mola ideal) não apresentaria
amortecimento. Materiais poliméricos apresentam um comportamento intermediário a
estes dois extremos, e, portanto são chamados viscoelásticos. O amortecimento pode
ser interpretado matematicamente como sendo a variável que define a taxa de mudança
do módulo de elasticidade.
NIGG e SEGESSER (1992) ressaltam dois aspectos muito importantes na
concepção de calçados esportivos: a redução de cargas elevadas e o aumento do
rendimento atlético. Os parâmetros biomecânicos para esta redução são: o
amortecimento, a sustentação no apoio e o controle motor. Para o aumento do
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rendimento eles têm destacado que a energia retornada deveria ocorrer perfeitamente
sincronizada com a freqüência do movimento e que a redução dos picos de força seria
mais importante que este retorno de energia.
SHORTEN (1993) comparando a energia do sistema amortecedor do calçado
de corrida com outros mecanismos de transformação de energia nas corridas em atletas
sugere que os potenciais benefícios do retorno de energia seriam limitados. Os calçados
esportivos são efetivos dissipadores de energia, porém quantidades pequenas de
energia de deformação são armazenadas e devolvidas durante a passada da corrida. As
mudanças de energia dependem das propriedades do material amortecedor e da
distribuição da pressão plantar. A energia armazenada e devolvida durante a passada
ocorre em diferentes locais no solado do calçado. A dissipação de energia está
confinada quase que completamente, tanto espacial como temporalmente, à fase de
impacto do primeiro contato com o solo.
TANAKA & AUGUSTO (1994), sobre a tecnologia de construção de
calçados esportivos, mostram que os avanços mais significativos para a saúde e para o
desempenho atlético concentram-se no solado, onde se localizam áreas específicas de
absorção de choques. Destacam os seguintes:
• A Nike® com a tecnologia Air®, a partir de 1978, que consiste de pequenas
bolsas de gás embutidas na sola para amortecer o choque do apoio.
• O amortecimento de solado React Juice® que equipa os tênis Converse®,
combina gás e líquido para manter o pé firme dentro do calçado, um sistema que
atua basicamente mantendo o calçado bem ajustado atrás do calcanhar e em
volta do tornozelo.
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• O sistema Hexalite® da Reebok® utiliza uma estrutura de formato hexagonal,
aplicada no calcanhar e na parte da frente do solado. A marca dispõe ainda da
tecnologia Pump®, que começou com o uso de gás carbônico na parte de cima
do tênis para um melhor ajuste, mas que posteriormente também foi utilizado para
amortecimento.
Os componentes amortecedores de diversas marcas de calçados esportivos,
apresentados por VOLPE (1994), de acordo com as especificações de cada fabricante:
• Transpower® da Mizuno®: Composto basicamente de borracha, o sistema está
estruturado em duas camadas de densidades e características diferentes, uma de
alta absorção e outra de muita elasticidade. Há ainda a DFC®, palmilha de
plástico que funciona como estabilizador, diminuindo as chances de torção.
• Hexalite® da Reebok®: Plástico fechado a vácuo, com uma estrutura hexagonal,
de material resiliente, possui grande capacidade de deformação em qualquer
direção. Há ainda o Dynamic Cushioning®, exclusivo para calçados de
caminhada, onde uma câmara que ocupa todo o solado do tênis funciona com o
deslocamento interno do ar promovendo o amortecimento.
• React® da Converse®: Emprega um gel no seu sistema, acondicionado numa
cápsula plástica, que ao se deslocar nesse pequeno compartimento, oferece
diferentes resistências em cada lado do calçado, atenuando assim as formas
inadequadas de pisar.
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• Tubular® da Adidas®: Uma câmara de ar perimetral posicionada sob o
calcanhar, atuando no ponto onde o impacto ocorre. Muito indicado para os
problemas de pronação ou supinação.
• Gel® da Asics®: Um gel à base de silicone envolvido por uma cápsula plástica,
localizada na entressola, conforme a modalidade esportiva.
• System® da Rainha®: Instalado no calcanhar, ele possui um compartimento para
duas anilhas de borrachas, que pelas suas elasticidades diminuem a intensidade
dos impactos. De acordo com o peso do atleta, com a atividade física e o tipo de
piso é possível realizar combinações distintas de anilhas de diferentes densidades.
• Air-Bag® da Nike®: Comprimido e selado, dentro de uma película flexível de
uretano, um volume determinado de gás desempenha a função de amortecedor,
conforme a modalidade esportiva.
Estas informações desempenham um papel de fundamental importância para
a indústria calçadeira na fase de criação e fabricação do calçado. Por outro lado,
permitem também ao usuário uma escolha mais racional no momento da aquisição de
um novo calçado, de forma a contribuir de modo decisivo para a manutenção da saúde
do pé.
STEFANYSHYN e NIGG (2000) têm proposto quatro estratégias básicas para
minimizar a energia perdida pelo atleta durante o amortecimento proporcionado pelo
calçado esportivo: (1) redução da massa do calçado; (2) uso do material apropriado no
solado do calçado que possa dissipar vibrações mecânicas; (3) incorporação de
implementos que promovam a estabilidade da articulação do tornozelo e (4)
incorporação de palmilha que permita reduzir a energia perdida na região do antepé.
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2. OBJETIVOS
1. Determinar os coeficientes de amortecimento de doze marcas de calçados
esportivos com a utilização de dois métodos diferentes:
a) Ensaio mecânico de impacto.
b) Podobarometria computadorizada.
2. Comparar os resultados obtidos pelos dois métodos.
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3. REVISÃO DA LITERATURA
HENNIG et al (1993) estabelecem critérios para a análise da função dos
calçados esportivos relacionados à prevenção de lesões. Medidas de pronação e
supinação no retropé (CINEMETRIA), análise da distribuição de pressão dentro do
calçado (PODOBAROMETRIA) e registro de forças de reação do solo
(DINAMOMETRIA) foram procedimentos utilizados para avaliação biomecânica dos
calçados esportivos. Testes de materiais (ENSAIOS MECÂNICOS) foram utilizados para
determinar a qualidade tanto do calçado quanto do solado e o comportamento em
relação ao desgaste. Porém eles preconizam serem também necessários testes de
utilização com avaliação subjetiva para o julgamento das propriedades do calçado.
As inovações tecnológicas da indústria de calçados e a progressiva evolução
da metodologia de investigação biomecânica vêm apresentando novas abordagens nas
pesquisas e trabalhos publicados na literatura. Para proporcionar uma melhor análise e
interpretação estes trabalhos científicos foram selecionados e agrupados conforme a
temática e a metodologia empregada, em três áreas de estudos:
3.1 Cinemetria e Dinamometria
3.2 Podobarometria Computadorizada
3.3 Ensaios mecânicos
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3.1 CINEMETRIA E DINAMOMETRIA
Para a avaliação de calçados esportivos têm-se utilizado procedimentos
padronizados para a determinação de parâmetros cinemáticos e dinâmicos, tais como,
deslocamentos, velocidades, acelerações, tanto lineares como angulares. Forças de
reação do solo têm sido medidas por plataformas de força e estimadas por
acelerômetros. As contrações musculares têm sido registradas por sinais
eletromiográficos e associadas a percepções proprioceptivas dos movimentos.
Comparando situação descalço com calçado sobre uma plataforma de força,
CAVANAGH et al (1981) encontram diferenças nas curvas de força, devido a um
provável aumento da velocidade e aceleração dos joelhos, tornozelo e calcanhar da
pessoa descalça. A amplitude e o tempo do pico inicial de força reação do solo na
condição descalço são maiores que quando com calçado.
LEES & MCCULLAGH (1984) utilizam plataforma de força para registrar três
corredores usando dois tipos de caçados e dois tipos de palmilhas. Os benefícios de um
maior amortecimento do choque de calcâneo seriam compensados pelo aumento do
tempo de contato com o solo, o que acarretaria uma diminuição da velocidade da
corrida. Portanto, o calçado deveria apresentar um balanço equilibrado entre o
amortecimento e o rendimento esportivo.
FREDERICK (1986) relaciona o efeito da utilização de calçados esportivos
com suas consequências biomecânicas. Ele considera que o resultado encontrado pelos
autores em investigações comparativas entre corrida descalça e calçada pode ser um
efeito indireto de adaptações cinemáticas induzidas pelo uso do calçado. Uma
característica particular do calçado provocaria uma adaptação biomecânica que teria
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como efeito secundário consequências na dinâmica do movimento, o que poderia
resultar em fator causador de lesão ou proporcionar um aumento do rendimento
esportivo. Isto teria falseado, de certa forma, os resultados de alguns estudos menos
criteriosos. A abundância dos projetos de calçados possibilitaria associar uma tendência
corporal em se adaptar de forma variada às características mecânicas de cada calçado,
manipulando assim a cinemática e a dinâmica do movimento humano.
ROBBINS & HANNA (1987) demonstram que os músculos intrínsecos do pé
permanecem inativos durante a corrida com calçado, mas se tornam ativos e podem
servir como absorventes efetivos de choque durante a corrida com o pé descalço. O
número de ocorrências de lesões, relacionado à corrida, extremamente baixo em
população descalça em contraste com o registrado em população calçada levantou a
hipótese de que a adaptação na absorção de choques seria uma consequência natural
da atividade descalça. Um mecanismo que explicaria a baixa frequência de lesões na
população descalça estaria relacionado com a deflexão do arco longitudinal medial do
pé sob carga, assim como o inverso se aplicaria à população calçada. Evidências
sugerem que sensores proprioceptivos sob o tecido epitelial do pé induziriam a estas
adaptações. Contrariamente, o isolamento sensorial causado pelos calçados esportivos
apresentaria responsabilidade pela alta frequência de lesões associadas com a corrida
calçada.
KOMI et al (1987) utilizam plataforma de força e eletromiografia para
indicar que as forças de reação do solo se alteram mais pela variação da velocidade que
pela variação do calçado (solado rígido ou macio). Os grupos musculares extensores
das articulações do membro inferior modificam sua ativação padrão com a variação das
condições de impacto. Somente quando o sistema fisiológico humano interage
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positivamente com as variáveis físicas do calçado e da superfície de corrida é que se
pode esperar um movimento efetivamente ergonômico. Especificamente durante a fase
de contato com o solo a rigidez e dureza dos constituintes do calçado determinam a
intensidade das cargas de impacto vertical.
Com o objetivo de comparar as forças de impacto em corredores usando
calçados de corrida com solado convencional e com calçados com quatro diferentes
solados viscoelásticos, NIGG et al (1988) registram as variáveis mecânicas utilizando
plataforma de força. Seus resultados mostram não haver diferenças entre as variáveis
cinemáticas e dinâmicas para os testes citados. Tanto o solado convencional quanto os
quatro solados viscoelásticos apresentam picos de força vertical semelhantes, bem
como semelhantes tempos de ocorrência de força máxima vertical.
KINOSHITA et al (1990) sugerem que o peso corporal e o tipo de pé devem
ser considerados no projeto e fabricação dos calçados esportivos, em virtude da
adaptação biomecânica efetuada.
DUFEK & BATES (1991) avaliam o desempenho mecânico de quatro
diferentes modelos de calçados esportivos (dois de basquete, um de corrida e um de
vôlei), fazendo cinco voluntários executarem 25 aterrissagens de uma altura de 60 cm
do solo, sobre uma plataforma de força. Eles concluem que a força reação do solo
atinge valores máximos de impacto nas regiões do antepé e do retropé, mas não
encontram diferenças significativas entre os modelos de calçados testados.
AMADIO & SERRÃO (1992) observam que, quando utilizando calçados, o
comportamento da força vertical na primeira fase do apoio apresenta-se mais
homogêneo e de crescimento mais lento, enquanto que descalço, registra um gradiente
de distribuição de força vertical mais alto, levando a impactos mais acentuados. Com
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relação ao gradiente da força ativa, correspondente à fase de propulsão, eles não
observam diferenças entre descalço e com tênis. A velocidade média do deslocamento
não se modifica com e sem o uso de tênis. Eles concluem que a técnica de movimento é
o principal fator de redução da força vertical durante a fase de apoio.
KONING et al (1993) descrevem que a intensidade do pico de força vertical
de impacto apresenta condições similares para as duas situações de movimento
(calçado e descalço). O estudo cinemático mostra que durante a condição descalça
ocorrem ângulos maiores nas articulações do quadril, joelho e tornozelo, bem como uma
redução da velocidade do pé antes do contato com o solo. Isto pode ser compreendido
como uma adaptação do sistema de controle neuro-muscular em virtude da força de
contato do solo já esperada. Essas adaptações podem explicar as invariantes de forças
de impacto vertical durante corrida com calçados com diferentes propriedades de
absorção de choques.
Estas adaptações têm também repercussão na amplitude eletromiográfica
durante a fase ativa do contato do pé com o piso. Comparando vários calçados que
apresentavam diferentes sistemas construtivos KOMI et al (1993) mostram que a dureza
do material que constitui o calçado está relacionada à variação da amplitude do sinal
eletromiográfico. Portanto, através do uso de diferentes calçados, ficaria possível ajustar
as interações mecânicas, proporcionando assim um melhor suporte das cargas e,
consequentemente, prevenindo lesões provenientes do excesso de treinamento.
HENNIG et al (1993) afirmam que o uso de plataforma de força é suficiente
para a estimação das propriedades de absorção de choque dos calçados esportivos,
devido à boa predição encontrada da aceleração tibial para a força vertical máxima em
relação à força inicial máxima.
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BRIZUELA et al (1997) relacionam a cinemática do tornozelo com as cargas
de impacto durante corridas e saltos característicos da prática do basquete. Com um
teste de corrida através de obstáculos e um teste de salto vertical eles experimentaram
dois tipos de calçados: um com solado alto, com sistema amortecedor no calcanhar e
suporte alto para o tornozelo e outro sem qualquer destes implementos. Os calçados
com sistema amortecedor resultam em forças de impacto mais altas na sola do calçado,
porém com menor transmissão de choque mecânico para a tíbia, menor amplitude de
eversão e maior amplitude de inversão do tornozelo durante a fase de apoio.
HRELJAC (1998) conclui que os indivíduos respondem de forma particular ao
uso dos calçados, com adaptações específicas, o que recomenda uma adequação do
projeto do calçado de uma forma personalizada. Em relação ao desempenho esportivo,
os calçados com amortecedores mostram menores alturas saltadas e maiores tempos
na execução de corridas quando comparados com os calçados sem sistemas
amortecedores. Isto leva à conclusão que, para uma melhor atenuação na transmissão
do choque de impacto, ocorre uma diminuição no rendimento esportivo, tanto na corrida
quanto no salto.
SERRÃO et al (1999) selecionaram três corredores, cada um com um tipo de
calçado de corrida, para correrem 400 Km em seus treinamentos, parando para
avaliação a cada 100 Km. As variáveis analisadas foram forças verticais e horizontais
obtidas através de plataforma de força. Seus resultados evidenciam que mesmo após
terem sido utilizados numa distância considerável os calçados analisados não alteram
significativamente as características dinâmicas da corrida. Os autores observam que
tanto as forças passivas quanto as propulsivas não sofrem interferência significativa
frente ao desgaste sofrido pelo uso excessivo. A eficiência do aparelho locomotor no
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controle da absorção e na geração de energia mecânica poderiam justificar a pouca
influência exercida pelo calçado desgastado. O controle desta variabilidade revela-se de
fundamental importância como forma de reduzir o número de variáveis de interferência
nos estudos voltados à interpretação das relações do calçado com o movimento
humano. Destacam ainda a necessidade da utilização de ferramentas que facilitem a
diferenciação da variabilidade do movimento da variabilidade induzida pelo calçado.
MILANI e HENNIG (2000) concluem que os procedimentos que utilizam
medidas externas do calçado superestimam o movimento do retropé significativamente.
As palmilhas juntamente com o solado acabam por elevar o pé significativamente e
assim influenciam o comportamento mecânico do calçado.
MILLER et al (2000) quantificam os calçados através das medidas de suas
dimensões internas, durezas e resistência à torção. Eles relatam um conforto
decrescente da postura para a marcha e desta para a corrida. A resistência à torção e o
amortecimento do calçado podem ser considerados como variáveis mecânicas
importantes para melhorar a sensação de conforto.
STEFANYSHYN et al (2000) demonstram que aumentos sistemáticos na força
vertical passiva, propulsiva e de frenagem são encontrados em calçados de saltos
aumentados. Flexões do joelho e tornozelo e atividades dos músculos sóleo e reto
femoral mostram uma resposta graduada com o aumento da altura dos saltos.
BRINO et al (2003) descrevem o comportamento da postura estática corporal
em pé durante o uso de cinco calçados com diferentes alturas de salto. Eles realizam
uma análise biomecânica com o sistema PEAK MOTUS® 32, fazendo uma reconstrução
tridimensional de vinte e um pontos anatômicos de referência, demarcados sobre a
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pessoa avaliada. Apesar de encontrarem valores diferentes dos ângulos articulares eles
não conseguem nenhuma correlação com as diferentes alturas de salto dos calçados.
Com o objetivo de identificar as alterações das características cinemáticas e
dinâmicas durante a marcha descalça e com sapatos de diferentes alturas de salto
MANFIO et al (2003) avaliam sete voluntárias adultas em cinco diferentes situações de
marcha: descalça, com sapato sem salto, salto baixo (2,5 cm), salto médio (5,5 cm) e
salto alto (8,5 cm). Eles utilizam o sistema PEAK MOTUS® (quatro câmeras digitais de
60 Hz) e duas plataformas de força (AMTI®) para avaliação tridimensional das
características cinemáticas e cinéticas. Seus resultados indicam que com o aumento do
salto do sapato ocorre uma diminuição da inclinação pélvica, da flexão máxima do joelho
em balanço, da dorsiflexão do tornozelo no apoio e da força vertical mínima durante o
apoio.
3.2 PODOBAROMETRIA COMPUTADORIZADA
A podobarometria computadorizada é um método para análise das
distribuições de pressões dos pés decorrentes da reação de contato pé-solo em posição
ortostática ou na fase de apoio de cada pé durante o deslocamento bipodálico,
principalmente sob marcha convencional. É um sistema de análise quantitativa das
pressões segmentares do pé, que utiliza sensores podálicos (palmilhas) montados no
interior dos calçados, com testes estáticos ou dinâmicos. Estes aparelhos registram os
diagramas clássicos de marcha (força vertical em função do tempo) sincronizados com
as análises de pressões segmentares do pé, diferindo na quantidade de pontos
sensíveis por unidade de área e na precisão. É importante no estudo do comportamento
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do pé e de calçados quando submetidos à ação de cargas dinâmicas. A aquisição de
dados, capacidade de registro e recursos gráficos nos resultados de saída variam de
acordo com a meta da avaliação. Normalmente necessitam de calibração inicial, através
do peso corporal da pessoa avaliada (GREVE et al 1992).
MACHADO (1992) utiliza um sistema de mapeamento de pressão dentro do
calçado, o F–SCAN® V.3.42 da Tekscan® de Boston. A distribuição de pressão na sola
do pé mostra-se diferente na situação com e sem calçado, bem como variando para
diferentes tipos de calçados. À medida que a flexão plantar do tornozelo aumenta,
devido ao uso de saltos, os picos de pressão aumentam e concentram-se principalmente
na região metatarsiana e na cabeça do hálux e de forma assimétrica entre os pés.
MULLER (1992) citado por MACHADO et al (1993) encontra diferenças entre
o sistema F–SCAN® e a plataforma de força KISTLER® no intervalo de: - 7.6% a + 9,9
% para o caminhar lento; - 7,7 % a + 10,2 % para o caminhar rápido e – 12,2 % a +
10,9 % para o correr; valores estes graduados em percentual do valor máximo da
plataforma de força.
DERRICK & HAMILL (1992) citados por MACHADO et al (1993) comparam
força reação do solo e força dentro do calçado durante o caminhar, utilizando uma
plataforma de força AMTI® e o sistema F–SCAN®. Eles consideram que a força de
reação do solo tem sido geralmente aceita como o melhor reflexo de forças
experimentadas pelo corpo durante uma determinada situação ambiental forçada por um
calçado esportivo, mas uma medida mais significativa poderia ser a força de reação
dentro do sapato.
No Laboratório de Pesquisa e Ensino do Movimento Humano (LAPEM)
pertencente ao Centro de Educação Física e Desportos da Universidade Federal de
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Santa Maria (RS), MANFIO et al (1995) desenvolvem um programa de análise das
relações entre força e distribuição de pressão nos sistemas possíveis à disposição do F-
SCAN®. A diferença fundamental é que no sistema do LAPEM a área considerada para
os cálculos é específica aos pontos de efetiva pressão, enquanto que no sistema F-
SCAN® envolve inclusive os pontos internos das regiões que não apresentam registro
de pressão plantar. Isto levaria a erros nos cálculos das distribuições de pressão, o que
não aconteceria nos cálculos da força medida. Se a área de contato do pé com a
palmilha, em uma determinada região, for menor que a área total, a pressão média
calculada pelo F-SCAN® será menor que a pressão média realmente exercida por esta
parte do pé, pois a área considerada é maior que a área efetiva de contato. Portanto,
tornam-se mais confiáveis as análises quantitativas, utilizando-se os valores de força
resultantes da análise ao invés de valores de pressão média nas regiões. O sistema F-
SCAN® apresenta limitações que podem ser contornadas com o processamento dos
resultados através de programas que atendam às necessidades particulares dos
usuários.
HENNIG e MILANI (1995) examinam a influência de fatores construtivos de
calçados de corrida na distribuição de pressão plantar em oito regiões dos pés de vinte e
dois sujeitos que usaram dezenove modelos diferentes de calçados esportivos. A
avaliação é feita por um sistema que contém oito transdutores piezocerâmicos.
Demonstram que altas pressões na região lateral do retropé durante o toque do
calcanhar no solo foram encontradas. Diferenças substanciais na pressão plantar e
cargas relativas entre os modelos de calçados indicam que a construção de calçados
esportivos influencia no comportamento de carga do pé durante o contato com o solo.
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HENNIG et al (1996) tendo utilizado o sistema de distribuição de pressão
HALM® PD-16, com oito transdutores piezocerâmicos, mediram a força de reação do
solo e variáveis de pressão para comparar com a percepção de amortecimento de
calçados com durezas diferentes. Picos de pressão no calcanhar e forças de impacto
demonstram valores aumentados com a percepção de menos amortecimento. Para os
calçados mais duros os sujeitos alteram os padrões de carga resultando em menores
forças de impacto e aumento do peso corporal nas estruturas do antepé.
Sobre a influência do uso de calçados de diferentes modelos e alturas de salto
para a distribuição do impulso, NASSER et al (1997) mostram uma relação inversa entre
a altura do salto dos calçados testados e o impulso no retropé, ou seja, conforme
aumenta a altura do salto diminui o impulso no retropé durante o caminhar. Como
conseqüência,o antepé apresenta maior participação conforme aumenta a altura do
salto.
OLIVEIRA et al (1998) testam a validade do registro das variáveis
quantitativas provenientes da baropodometria computadorizada, baseados em três
comparações para três regiões do pé: entre a força vertical e o peso corporal em
situação estática, durante a marcha, e entre o pico de pressão plantar e o peso. Os
autores consideram o sistema fidedigno em relação às medidas de força vertical e
integral da força vertical. Para a postura estática e marcha, encontram uma correlação
entre a força vertical e o peso estatisticamente significante somente para a região do
mediopé. Para as outras regiões do pé não encontram correlações significativas. Eles
não encontram relação fidedigna para o pico de pressão plantar na avaliação dinâmica.
Eles recomendam cautela para a interpretação clínica de variáveis quantitativas
fornecidas por este exame, pois as variáveis estariam sujeitas a discrepantes variações.
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MACHADO et al (1999) utilizam o sistema PEDAR® baseado no princípio
capacitivo de medição da pressão plantar com 84 sensores, para três tarefas motoras: a)
equilíbrio com apoio dos dois pés; b) caminhando e c) correndo. Seus resultados
demonstram que o tipo de calçado exerce considerável influência na distribuição plantar
da pressão bem como nas suas variáveis derivadas. Ao analisarem separadamente as
regiões do pé eles identificam grandes diferenças entre as três tarefas motoras,
principalmente nos valores da região do calcanhar.
Também HENNIG E MILANI (2000) estudam o comportamento das estruturas
do pé durante a fase de apoio da caminhada. Baixas correlações são encontradas entre
a distribuição da pressão e a força de reação do solo ou com variáveis de impacto.
Segundo os autores, diferenças significativas ficam evidenciadas no pico de pressão e
na aplicação da carga para diferentes estruturas de calçados. Isto mostra que os
registros de pressão plantar podem identificar mudanças nas propriedades do calçado
através do desgaste durante utilização.
QUESADA e RASH (2000) estabelecem comparações em medições de
pressão plantar durante o caminhar através de dois sistemas de aquisição diferentes:
um com base em células com sensores resistivos e outro baseado em sensores
capacitivos. As aquisições foram acopladas simultaneamente para um mesmo
movimento realizado por dez voluntários do sexo feminino. As palmilhas ficam
sobrepostas umas sobre as outras, alternadamente. O sistema capacitivo utilizado foi o
PEDAR® (Novel®, Minneapolis, MN) enquanto que o sistema resistivo foi o F-SCAN®
(Tekscan®, Boston, MA). O sistema PEDAR® apresenta para os picos de pressão
plantar, para as três regiões do pé, retropé, mediopé e antepé, resultados de 32 %, 20
% e 14 % maiores, respectivamente, quando comparados com o sistema F-SCAN®. O
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sistema capacitivo apresenta uma variabilidade de 60 %, 20 % e 22 % menor que o
sistema resistivo nas medições das três regiões, respectivamente. As palmilhas
capacitivas apresentam também uma melhor calibração que as resistivas.
IMAMURA et al (2002) realizam avaliação podobarométrica estática e
dinâmica nos pés de 100 adultos do sexo masculino com idades entre 20 e 49 anos,
peso médio de 75 kgf e estatura média de 174 cm. Eles utilizam o equipamento F-
SCAN® versão 3.848 para as avaliações. Os movimentos analisados foram: posição
estática biapoiada durante 8 s e uma caminhada durante 8 s, com utilização do mesmo
tipo de calçado. Em seus resultados eles encontram forças verticais máximas maiores
para o lado dominante. Houve correlação significativa entre as forças verticais dinâmicas
e estáticas máximas em relação ao peso corporal. Encontram diferenças significativas
entre o lado dominante e o não-dominante para os valores de pico de pressão estática
na região do retropé e do mediopé e também entre o pico de pressão dinâmica no
mediopé. Entretanto, os autores não encontram diferenças significativas entre os lados
para a região do antepé em relação a valores pico de pressão estáticos e dinâmicos.
Houve correlação significativa entre o pico de pressão plantar dinâmico e o peso
corporal no mediopé.
VIANNA e GREVE (2003) mostram que existe uma correlação negativa entre
a mobilidade do pé e tornozelo e a força vertical de reação do solo, ou seja, quanto
menor a mobilidade maior a força vertical. Para esta conclusão os autores avaliaram,
através de goniometria estática e de baropodometria computadorizada (sistema F-
SCAN®, versão 3.816), os pés direito e esquerdo de quinze homens e quinze mulheres,
todos adultos, durante marcha em velocidade habitual. Os autores não encontram
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diferenças significantes entre o pé direito e o esquerdo, nem entre os sexos, para os
valores de força reação do solo.
DANNA dos SANTOS et al (2003) investigam a força reação do solo e a
resultante das pressões plantares durante o andar simulando diferentes restrições na
amplitude de movimentação dos joelhos em pessoas saudáveis caminhando em
diferentes velocidades. Utilizam um único tipo de calçado e seus resultados foram
normalizados em relação ao peso dos voluntários. Não houve diferença significativa para
as forças verticais de impulso e nem para as forças verticais e pressões máximas entre
diferentes graduações de restrição de movimentação do joelho e ainda entre perna com
ou sem a órtese de restrição. Observam a ocorrência de mudanças sensíveis no padrão
do andar dos participantes, sugerindo possíveis modificações na coordenação dos
movimentos inter e intramembros. Responsabilizam estas modificações possivelmente a
uma adequação do sistema locomotor às condições diferentes de movimentação
(amplitude articular e velocidade). Esta adaptação seria responsável pela manutenção
das forças verticais e das pressões plantares dentro dos níveis normais.
3.3 ENSAIOS MECÂNICOS
COOK et al (1985) determinam a energia absorvida pelos calçados através da
área sob a curva da carga em função da deformação para vários intervalos de uma
corrida de 500 milhas. Seus resultados mostram que os calçados, mecanicamente
testados, mantêm aproximadamente 75% da sua capacidade inicial de absorção de
choque mecânico após terem percorrido 50 milhas e aproximadamente 67% entre 100 e
150 milhas. Entre 250 e 500 milhas os calçados mantém apenas 60% da capacidade
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amortecedora inicial. Também afirmam que os calçados que apresentassem uma
capacidade de absorção de choques inicialmente maior seriam os que mais rapidamente
sofreriam características de desgaste.
COOK et al (1990) relatam que a capacidade do calçado em absorver o
choque inicial diminui com o acréscimo da distância percorrida pelo corredor com este
calçado. Relatam também que vários calçados de várias marcas, testados
mecanicamente, não mostram diferenças significativas entre a capacidade amortecedora
de choques mecânicos.
FAUNO et al (1993), ao investigarem o efeito de implementos de absorção
de choques no calcanhar na incidência de inflamações das extremidades inferiores em
participantes de campeonatos de futebol de campo relatam que a incidência de
inflamação no tendão calcâneo, na panturrilha e no retropé mostra-se significativamente
reduzida pelo uso de implementos.
O laboratório de pesquisas da NIKE®, através do trabalho de VALIANT
(1993), salienta a importância dos efeitos de tração (atrito) dos solados de calçados
esportivos requeridos durante os movimentos de caminhada, corrida e atividades que
envolvam movimentos laterais. Ele pondera que nem sempre as relações existentes
entre tração e atrito se aplicariam para os materiais elastoméricos que constituem os
modernos calçados esportivos. Testes de tração e atrito deveriam ser desenvolvidos
para avaliar as características dos solados dos calçados esportivos, tanto para
movimentos de translação quanto para os de rotação. Combinando o conhecimento das
características de tração dos materiais empregados nos calçados com o conhecimento
dos valores de tração requeridos pelas diferentes atividades esportivas ficaria possível
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selecionar o solado mais apropriado para o calçado, atingindo assim, um melhor
desempenho na atividade específica desejada.
STUSSI & STACOFF (1993) salientam que, em contraste com a corrida,
um grande número de esportes de quadra tem apresentado uma extensa variação
de movimentos do corpo e do pé, através de mudanças rápidas de direção,
paradas bruscas, arranques rápidos, saltos e rotações. Isto tem produzido cargas
de alta intensidade sobre as articulações do pé, tornozelo, joelho e quadril. O que
acrescentaria uma preocupação a mais para os fabricantes de calçados
esportivos.
Com esta preocupação STUSSI et al (1993) consideram que o pico de
impacto na corrida pode ser reduzido pelo uso de solados macios nos calçados,
localizados em um compartimento sob o calcanhar. Entretanto, maiores braços de
alavancas são introduzidos como resultado do aumento da distância de desaceleração
do toque de calcâneo, o que representaria um preocupante aumento da instabilidade
durante o movimento.
AERTS & DE CLERCQ (1993) utilizam testes de impacto através de
choque mecânico de um pêndulo na região do calcanhar de calçados (solado rígido e
maleável) em nove sujeitos. A deformação envolvida no amortecimento foi calculada
através de registros de desaceleração durante o impacto. Os ciclos de carga-
deformação foram registrados para várias velocidades de impacto. Em oposição aos
registros de plataformas de força os picos de carga para os dois solados apresentam
diferenças significativas. Isto seria devido à dependência da amplitude de carga em
relação à rigidez do solado do calçado e em virtude da natureza viscoelástica do sistema
confinado no compartimento do calcanhar do calçado.
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SWIGART et al (1993) desenvolvem um método para quantificar a
durabilidade do amortecedor do calçado esportivo. Este método utiliza um controle
computadorizado através de um sistema de ensaios mecânicos para o material do
calçado. A mudança da intensidade da energia máxima absorvida pelo calçado e a
modificação na intensidade da energia residual do calçado são quantificadas depois do
calçado ter sido utilizado por uma longa distância. O calçado que modifica muito pouco
essas quantidades tem um fator de energia de desgaste pequeno e é considerado com
um amortecedor durável.
As características de absorção de choque do coxim do calcâneo em seres
humanos vivos são examinadas em adultos e crianças por KINOSHITA et al (1993),
usando um teste de impacto de queda livre de um peso de 5 Kgf. Em adultos atinge-se
um pico médio de aceleração de onze vezes a gravidade, com uma deformação máxima
do coxim do calcâneo de 11,3 mm e uma absorção de energia computada durante o
impacto chegando a somar 79%. Essas características mecânicas permanecem
próximas mesmo depois de 6 minutos de impactos repetidos pelo teste e de correr 10
km. As crianças apresentam valores maiores do pico de aceleração e máxima
deformação bem como maior energia absorvida que os adultos.
A respeito da mecânica dos movimentos dos membros inferiores e do custo
energético da caminhada em mulheres com calçados de salto alto, os estudos de
EBBELING et al (1994) revelam que a flexão plantar do tornozelo, a flexão do joelho, a
força reação do solo vertical e a máxima força de frenagem antero-posterior crescem
como função do aumento da altura do salto. Metabolicamente a freqüência cardíaca e o
consumo de oxigênio também aumentam com a altura do salto.
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DE CLERCQ et al (1994) estudam as características mecânicas do coxim
gorduroso humano durante o contato do pé com o solo na corrida. Através de
parâmetros cinemáticos, radiográficos e da força de reação do solo, dois sujeitos são
avaliados descalços e calçados. Os resultados mostram que ao correr descalço a
máxima deformação relativa do coxim gorduroso é de 60% para cargas impostas
durante o toque do calcanhar. Correndo com calçado, a máxima deformação do coxim
gorduroso atinge 35% e a relação entre a força e a deformação não se apresenta de
forma linear, o que se reflete em aumento da rigidez para um aumento da deformação.
Embora a amplitude da força vertical máxima de reação do solo não se diferencie para
ambas as condições, o ato da corrida descalça indica uma deformação máxima para o
tecido gorduroso do calcanhar, reduzindo sua importante função de redução de impacto
na proteção do osso calcâneo. Ficaria provado que o encaixe do pé em um calçado
adequado aumentaria a efetividade da rigidez do coxim gorduroso.
HAYEK e LEIVAS (1995) realizam ensaios mecânicos de resistência à
compressão e ao impacto (NBR-12.577/92 adaptada) em três calçados esportivos de
marcas comerciais diferentes, através de um dinamômetro mecânico universal marca
KRATOS®, com uma velocidade de 500 mm/min e carga máxima de 20.000 N (a ABNT
padroniza em 10 mm/min e 5.000 N). Os resultados da variação da força de compressão
pela variação da deformação, bem como a quantidade de energia absorvida sobre a
aplicada no solado (amortecimento) apresentam resultados muito próximos, indicando
uma capacidade amortecedora relativa semelhante. Os resultados de absorção de
energia absoluta e relativa à carga máxima aplicada são discrepantes. Os resultados
relativos devem ser preferidos.
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BORGES JR. et al (2003), efetuam testes em três entresolas poliméricas (A, B
e C) com características distintas quanto à espessura e densidade, através de uma
máquina de ensaios de queda livre, regida pelo princípio da conservação de energia.
Eles calculam o coeficiente de restituição CR através da relação entre as alturas de
queda e de rebote. Os autores encontram os seguintes valores para o CR: A = 0,518,
B = 0,511 e C = 0,612. Eles concluem considerando que a heterogeneidade entre as
diferentes entresolas acontece devido à diferença da densidade do material constituinte.
Restaria ainda estudar as relações entre níveis de energia restituída com níveis de
conforto e segurança, compatibilizando diferentes propriedades na caracterização dos
componentes de calçados esportivos.
O IPT - Instituto de Pesquisas Tecnológicas do Estado de São Paulo
realiza ensaios de caracterização de materiais para detectar problemas de fabricação e
para efeito de enquadramento em especificações técnicas de aplicação de produto. Um
dos ensaios mecânicos realizados é o ensaio de resistência ao impacto e à compressão,
que segue a padronização da ABNT - Associação Brasileira de Normas Técnicas, de
acordo com a NBR–12.577-92 (baseada na DIN–4.843-88): Calçado de proteção -
determinação da absorção de energia na região do calcanhar. Que apresenta o seguinte
conteúdo, de forma resumida:
• Objetivo - esta norma visa determinar a absorção de energia na região do calcanhar
de calçados de proteção.
• Aparelhagem - dinamômetro com velocidade de ensaio ajustável e êmbolo de 40
mm de diâmetro com borda arredondada.
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• Execução do Ensaio - colocar o calçado com o salto sobre a base metálica do
aparelho e pressionar e região central do calcanhar, através do êmbolo, até atingir
5.000 N. Realizar o ensaio com uma velocidade de 10 mm/min e registrar o diagrama
força x deslocamento.
• Resultados - a capacidade de absorção de energia (em joules) é o resultado da
integral da curva da força (em newtons) pela deformação (em metros), no intervalo
entre 50 N e 5.000 N.
4. METODOLOGIA
A amostra foi constituída por doze marcas comerciais diferentes,
representadas por um par número 37 e um par número 42 de cada marca. ADIDAS®,
ASICS®, DIADORA®, FILA®, MIZUNO®, NIKE®, OLYMPICUS®, PUMA®, RAINHA®,
REEBOK®, TOPPER® e TRY ON®, dispostas em ordem alfabética, sendo todas elas
marcas registradas e disponíveis no mercado varejista. O modelo escolhido foi o tipo
tênis para caminhada com sistema amortecedor presente na região do calcanhar de seu
solado. Além disto, o custo de aquisição nas lojas varejistas da cidade de São Paulo não
poderia ultrapassar o valor de cento e cinqüenta reais por par. As marcas ausentes não
se enquadraram nestes critérios de seleção.
Para cada calçado da amostra, foi medida a massa numa balança digital e
registrada a espessura do solado na região do calcanhar com a utilização de um
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gabarito de altura e um paquímetro digital. Estas características construtivas de cada
marca estão apresentadas em seguida pela TABELA 1.
TABELA 1 – Características construtivas das marcas dos calçados para o
número 42 e para o 37.
MARCA DO
CALÇADO
N.42
MASSA
(g)
N.42
ESPESSURA
(mm)
N.37
MASSA
(g)
N.37
ESPESSURA
(mm)
Adidas® 378 40 312 34
Adidas® 372 40 310 34
Asics® 310 34 308 38
Asics® 308 34 310 37
Diadora® 294 38 234 32
Diadora® 298 39 214 32
Fila® 310 32 290 36
Fila® 322 33 286 34
Mizuno® 370 33 322 40
Mizuno® 374 34 312 40
Nike® 372 35 322 38
Nike® 378 37 322 36
Olympikus® 350 32 216 34
Olympikus® 348 33 210 35
Puma® 338 36 272 34
Puma® 330 34 282 33
Rainha® 394 35 318 32
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Rainha® 402 36 316 33
Reebok® 316 36 292 40
Reebok® 330 38 292 40
Topper® 338 38 292 32
Topper® 318 38 268 32
Tryon® 298 38 236 34
Tryon® 302 39 244 33
Os testes para determinação do amortecimento dos calçados da amostra
foram realizados seguindo duas metodologias distintas:
1. Ensaio mecânico de resistência ao impacto,
2. Podobarometria computadorizada, estática e dinâmica.
4.1 ENSAIO MECÂNICO DE IMPACTO
O primeiro procedimento experimental utilizado para a determinação do
amortecimento dos calçados da amostra foi realizado através de ensaios mecânicos de
impacto. Foi seguida a padronização da ABNT - Associação Brasileira de Normas
Técnicas conforme a NBR–12.577/92 (baseada na DIN–4.843/88): Calçado de proteção
- determinação da absorção de energia na região do calcanhar. Para que os valores
ficassem mais próximos das situações verificadas nos movimentos esportivos, efetuou-
se uma adaptação para uma velocidade maior (v = 125 mm/min) e também para uma
força maior (F = 10.000 N).
Os ensaios foram realizados numa máquina universal de ensaios mecânicos,
marca KRATOS®, com capacidade máxima de carga de 50.000 N e velocidade máxima
de 500 mm/min, pertencente ao Laboratório de Biomecânica do Instituto de Ortopedia e
Traumatologia do Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da Universidade de
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São Paulo, conforme ilustra a FIGURA 1. Utilizou-se um êmbolo metálico de bordas
arredondadas com diâmetro de 40 mm, posicionado na região central do retropé do
calçado (FIGURA 2). O calçado foi colocado sobre a base do aparelho e o pistão
acoplado ao êmbolo, aplicando uma força de compressão numa direção perpendicular
ao solado do calçado testado (FIGURA 3). Uma carga de 10.000 N e velocidade de 125
mm/min, levou o solado à sua deformação máxima. Neste ponto a aplicação da carga é
cancelada de forma a permitir que o solado empurre o êmbolo de volta à sua posição
inicial.
FIGURA 1 - Máquina universal de ensaios mecânicos/KRATOS®
FIGURA 2 – Detalhe do posicionamento do êmbolo no calçado
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O resultado deste ensaio fica expresso sob forma gráfica da variação da força
de compressão em função da deformação (FIGURA 4).
FIGURA 4 – Gráfico (KRATOS®): Força (N) X Deformação (mm).
Este ensaio foi realizado uma única vez para cada calçado da amostra. A
aplicação repetida da carga de 10.000 N poderia ocasionar fadiga do material do solado
do calçado, diminuindo desta forma sua capacidade de amortecimento.
Para a determinação das variáveis mecânicas e do amortecimento do solado
do calçado, sobre o gráfico da FIGURA 4 foram executadas as nove seguintes
operações, ilustradas pela FIGURA 5:
FIGURA 5 – Procedimento gráfico para a determinação das variáveis
mecânicas e do amortecimento do solado do calçado.
rainhasytem E42m ed
Def ormação [mm]
5550454035302520151050
Força [N]
8.054.91
7.652.17
7.249.42
6.846.68
6.443.93
6.041.18
5.638.44
5.235.69
4.832.95
4.430.2
4.027.46
3.624.71
3.221.96
2.819.22
2.416.47
2.013.73
1.610.98
1.208.24
805.49
402.75
0
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Fmáx = força máxima (N), Dmáx = deformação máxima (mm)
Eapl = energia aplicada (J) e Edev = energia devolvida (J).
1. A força máxima aplicada é o valor do pico do gráfico Fmáx medida em newtons
(N).
2. A deformação máxima Dmáx é o valor correspondente a Fmáx no gráfico,
medida em milímetros (mm).
3. A deformação relativa Drel, medida em porcentagem (%), é o valor obtido pela
razão da deformação máxima pela espessura do solado.
4. A tensão máxima Tmáx, em megapascal (MPa), é a Fmáx dividida pela área
do êmbolo (1.256 milímetros quadrados).
Eapl
Edev
Fmáx
Dmáx
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5. A rigidez inicial Rin (N/mm) é a tangente da curva no trecho inicial (de zero até
o valor de Fmáx), e a rigidez final Rfin (N/mm) a tangente no trecho final (do
valor de Fmáx até zero). Ambas podem ser calculadas como ilustrado na
FIGURA 6 abaixo:
FIGURA 6 – Determinação gráfica da rigidez do solado, onde:
F = força aplicada (N) e Def. = deformação do solado (mm).
6. A energia aplicada Eapl, medida em joules (J), é a integral da curva, do início do
gráfico até o valor de Fmáx, ilustrada pela área de cor azul da FIGURA 5.
7. A energia devolvida pelo solado Edev (J) é a integral da curva, do valor de
Fmáx até o valor zero do final do gráfico, representada pela área de cor preta na
FIGURA 5.
8. A energia absorvida pelo solado Eabs (J) é a diferença entre a energia aplicada
e a energia devolvida ( Eabs = Eapl – Edev ) e representa a quantidade de
energia amortecida pelo calçado.
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9. O coeficiente de amortecimento C.A., medido em porcentagem (%), pode ser
calculado pela razão da energia absorvida pela aplicada, ou através da fórmula:
C.A. = 100 x (Eabs/Eapl)
Os resultados destes procedimentos para as doze marcas da amostra foram
agrupados nas tabelas: TABELA 2, TABELA 3, TABELA 4, TABELA 5 e TABELA 6, no
CAPÍTULO 5 – RESULTADOS.
Foram feitos testes estatísticos de correlação cruzando os resultados dos
coeficientes de amortecimento com os resultados de: massa, espessura, deformação,
força, tensão, rigidez inicial, rigidez final, energia aplicada, energia devolvida e energia
absorvida. Estas comparações estão apresentadas e debatidas no CAPÍTULO 6 –
DISCUSSÃO.
4.2 PODOBAROMETRIA COMPUTADORIZADA
A Podobarometria Computadorizada foi realizada no Laboratório de Estudos
do Movimento do Instituto de Ortopedia e Traumatologia do Hospital das Clinicas da
Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo, através do sistema F - SCAN®
da Tekscan® de Boston, USA, versão 3.848, composto por duas placas-eletrônicas,
duas unidades de fixação no tornozelo, dois fios conectores de vinte metros de
comprimento, dois sensores podálicos flexíveis substituíveis (palmilhas de pressão) e
um software para a análise dos resultados, versão 3.848. As gravações da pressão na
região plantar do pé foram efetuadas em tempo real, para cada pé usando as duas
palmilhas simultaneamente, uma internamente sobre a palmilha do calçado e a outra
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externamente sob o solado, e os resultados foram apresentados em diversos modos
gráficos ou numéricos, para as variáveis de força e pressão em função do tempo.
Para testarem os calçados da amostra foram selecionados dois voluntários
adultos do sexo masculino (número 42) e dois do sexo feminino (número 37), livres
de qualquer anomalia do aparelho locomotor relacionada aos membros inferiores que
pudesse interferir nos movimentos, sem lesão recente, sem queixa de dor, sem
treinamento de atividade física, para constituírem um primeiro grupo, denominado de
grupo normal.
O segundo grupo foi constituído por dois atletas voluntários do sexo
masculino (número 42) e dois do sexo feminino (número 37), todos jogadores de
Handebol profissional, categoria adulta, com nível de habilidade referente à seleção
nacional, denominado grupo atleta.
Todos eles foram devidamente informados do procedimento experimental, dos
objetivos da pesquisa, dos riscos esperados e da importância dos resultados obtidos.
Todos consentiram por termo documentado e assumiram suas responsabilidades
perante a execução do estudo experimental.
Depois de devido aquecimento, várias repetições foram executadas pelos
voluntários para fins de familiarização aos movimentos solicitados. Então eles passaram
a executar o seguinte procedimento experimental:
• Para cada par de calçado da amostra, com alternância do pé avaliado, foram fixadas
duas palmilhas sensoras de pressão do F-SCAN®, uma internamente sobre a
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palmilha original do calçado e a outra palmilha sensora externamente sob o solado
amortecedor, simultaneamente acopladas no mesmo pé que foi avaliado, conforme
as FIGURAS 7 e 8.
FIGURA 7 - Colocação da palmilha do F-SCAN® dentro do calçado.
FIGURA
8 –
Colocação
da palmilha
sensora
externament
e ao solado.
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• Inicialmente o sistema foi calibrado através do peso descalço estático aplicado em
um único apoio sobre as palmilhas acopladas (FIGURA 9).
FIGURA 9 – Calibração do sistema F-SCAN® pelo peso do avaliado.
• As FIGURAS 10 e 11 mostram a avaliação podobarométrica durante uma aplicação
de força utilizando-se um dinamômetro mecânico de tração lombar.
FIGURA 10 - Aplicação de força num dinamômetro de tração lombar.
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• A FIGURA 12 abaixo está mostrando a avaliação durante a execução de um salto
vertical, com movimento preparatório descendente, e respectiva queda com
amortecimento em duplo apoio.
FIGURA 12 – Avaliação durante salto e queda em duplo apoio.
• Após o salto e a queda, foi avaliada uma marcha normal durante quatro passos à
frente, em ritmo próprio, totalizando oito segundos de avaliação, conforme FIGURA
13.
FIGURA 13 – Avaliação podobarométrica durante marcha normal.
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• Todas as etapas descritas anteriormente foram aplicadas para todos os calçados que
constituem a amostra (doze marcas), para cada um dos oito avaliados (masculino e
feminino; normal e atleta).
Os resultados das avaliações realizadas foram armazenados pelo software do
sistema F-SCAN® sob a forma de gráficos e valores numéricos, para as variáveis
mensuradas de força e pressão em função do tempo.
Foi selecionada uma área de cinco centímetros de largura por seis
centímetros de comprimento alocada na região do retropé. Foram selecionados os
gráficos da variação da força (Kgf) em função do tempo (s) das avaliações de cada
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calçado. Tanto as avaliações estáticas quanto as dinâmicas duraram um intervalo de
oito segundos.
Cada coeficiente de amortecimento C.A. foi calculado através da fórmula:
C.A. = (1 – Fint / Fext) x 100 , em porcentagem (%). Onde os valores da força
interna (Fint) e da força externa (Fext) foram extraídos dos gráficos provenientes das
avaliações.
A FIGURA 14 está mostrando o resultado das avaliações podobarométricas
em situação estática em duplo apoio (de 0 a 2 s) e monoapoiada (de 4 a 8 s). A curva
inferior (verde) representa os resultados da palmilha sensora colocada dentro do
calçado. A curva superior (vermelha) mostra os resultados da palmilha sensora colocada
sob o solado do calçado. Para se calcular o coeficiente de amortecimento em cada
situação basta se aplicar a fórmula mostrada anteriormente, com os valores de força
interna e externa sendo extraídos da barra 1 para duplo apoio e da barra 2 para
monoapoio. O mesmo procedimento em relação à FIGURA 15, com a barra 1 cortando
os valores de pico do salto, a barra 2 os valores de pico da queda, a barra A e barra B
os valores de pico de duas das quatro passadas. Na FIGURA 15 a curva inferior
(vermelha) e a superior (verde) representam os valores da palmilha interna e externa,
respectivamente.
FIGURA 14 – Determinação gráfica do amortecimento durante avaliação estática em
duplo apoio (C.A.duplo) e monoapoiada (C.A.mono).
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FIGURA 15 – Resultados gráficos das avaliações podobarométricas dos testes de
salto (1) e queda (2) e de quatro passadas de marcha (A e B).
Os resultados dos coeficientes de amortecimento determinados pela
podobarometria computadorizada foram agrupados em tabelas, por marca e por sexo,
para as diferentes situações estáticas e diferentes situações dinâmicas. Da TABELA 7
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até a TABELA 18 do CAPÍTULO de RESULTADOS. São dez coeficientes diferentes,
cujas siglas são apresentados a seguir:
1. C.A.duplo = amortecimento estático em duplo apoio.
2. C.A.dina = amortecimento estático sob tensão no dinamômetro.
3. C.A.mono = amortecimento estático monoapoiado.
4. C.A.duplo = amortecimento estático em duplo apoio para o salto.
5. C.A.salto = amortecimento dinâmico na impulsão do salto.
6. C.A.queda = amortecimento dinâmico na queda do salto.
7. C.A.passo1 = amortecimento dinâmico da passada 1.
8. C.A.passo2 = amortecimento dinâmico da passada 2.
9. C.A.passo3 = amortecimento dinâmico da passada 3.
10.C.A.passo4 = amortecimento dinâmico da passada 4.
Para os resultados destas tabelas foram calculados as respectivas médias e
desvio-padrão, por sexo e total. Foram procuradas correlações entre as diferentes
situações de amortecimento. Foram também efetuadas as seguintes comparações:
1. Entre os sexos. (teste U de MANN-WHITNEY)
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6. RESULTADOS
Os resultados determinados através do método de ensaios mecânicos de impacto,
para cada marca da amostra, estão apresentados em tabelas, da seguinte forma:
TABELA 2 – Resultados da Deformação máxima (Dmáx) e da Deformação relativa (Drel).
TABELA 3 e 4 – Resultados da Força máxima (Fmáx), da Tensão máxima (Tmáx), da Rigidez
inicial (Rin) e da Rigidez final (Rfin).
TABELA 5 e 6 – Resultados da Energia aplicada (Eapl), da Energia devolvida (Edev), da
Energia absorvida (Eabs) e do Coeficiente de Amortecimento (C.A.).
Os resultados determinados através de Podobarometria Computadorizada, em
situação estática e dinâmica, estão apresentados na seguinte seqüência:
TABELA 7 A 18 – RESULTADOS DOS COEFICIENTES DE AMORTECIMENTO (C.A.) DE
CADA UMA DAS DOZE MARCAS DA AMOSTRA, PARA O FEMININO (FEM. N.37) E PARA O
MASCULINO (MASC. N.42), COM AS RESPECTIVAS MÉDIAS E DESVIO-PADRÃO.
TABELA 19 – MÉDIA E DESVIO-PADRÃO DOS COEFICIENTES DE AMORTECIMENTO
(C.A.) POR MARCA DE CALÇADO.
TABELA 20 - A comparação entre as Médias dos Coeficientes de Amortecimento (C.A.)
das doze marcas de calçados, determinados através de ensaio de resistência ao
impacto e de podobarometria computadorizada, em situação estática e dinâmica.
TABELA 2 – Resultados da Deformação máxima (Dmáx) em mm e da Deformação relativa
(Drel) em %, dos calçados de número 42 (N.42) e 37 (N.37), para cada marca da amostra.
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MARCA
DO CALÇADO
N.42
Dmáx
(mm)
N.42
Drel
(%)
N.37
Dmáx
(mm)
N.37
Drel
(%)
Adidas® 31,0 75,0 22 67,6
Adidas® 33,2 82,5 22 67,6
Asics® 24,6 70,6 27 73,7
Asics® 25,1 73,5 29 81,1
Diadora® 27,9 71,1 24 75,0
Diadora® 31,4 79,5 24 75,0
Fila® 26,0 81,3 23 66,7
Fila® 27,3 81,8 23 73,5
Mizuno® 21,9 63,6 19 50,0
Mizuno® 23,5 67,6 21 55,0
Nike® 26,2 74,3 26 71,1
Nike® 28,0 75,7 24 69,4
Olympikus® 22,5 68,8 22 73,5
Olympikus® 23,8 69,7 23 68,6
Puma® 26,2 72,2 24 76,5
Puma® 28,2 82,4 23 69,7
Rainha® 26,7 74,3 24 78,1
Rainha® 27,3 75,0 24 75,8
Reebok® 26,1 72,2 27 72,5
Reebok® 24,6 63,2 26 70,0
Topper® 30,0 78,9 20 62,5
Topper® 28,8 73,7 22 65,6
Try On® 32,3 82,1 27 76,5
Try On® 32,4 84,2 26 75,8
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TABELA 3– Resultados da Força máxima (Fmáx) em N, da Tensão máxima (Tmáx)
em MPa, da Rigidez inicial (Rin) em N/mm e da Rigidez final (Rfin) em N/mm, dos
ensaios mecânicos de impacto, para cada marca dos calçados de número 37.
MARCA DO
CALÇADO
Fmáx
(N)
Tmáx
(MPa)
Rin
(N/mm)
Rfin
(N/mm)
Adidas® 8448 6,7 60,4 2190
Adidas® 8467 6,7 59,1 2323
Asics® 8687 6,9 52,3 2546
Asics® 8553 6,8 55 2300
Diadora® 8476 6,7 84,8 2157
Diadora® 8596 6,8 64,2 2443
Fila® 8433 6,7 44,7 2188
Fila® 8357 6,6 41,9 2053
Mizuno® 8491
6,8
60,1 2532
Mizuno® 8524 6,8 44,5 2525
Nike® 8333 6,6 67,4 1821
Nike® 8333 6,6 80,9 1817
Olympikus® 8969 7,1 80,4 3437
Olympikus® 9041 7,2 82,6 3646
Puma® 8438 6,7 56,5 2227
Puma® 8247 6,6 86,1 1772
Rainha® 8610 6,8 42,1 2909
Rainha® 8591 6,8 45 2742
Reebok® 8577 6,8 51,4 2178
Reebok® 8481 6,7 51,1 2089
Topper® 8567 6,8 79,6 2498
Topper® 8648 6,9 64,6 2616
Try On® 8605 6,8 42,4 2573
Try On® 8400 6,7 61,2 2132
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TABELA 4– Resultados da Força máxima (Fmáx) em N, da Tensão máxima (Tmáx)
em MPa, da Rigidez inicial (Rin) em N/mm e da Rigidez final (Rfin) em N/mm, dos
ensaios mecânicos de impacto, para cada marca dos calçados de número 42.
MARCA DO
CALÇADO
Fmáx
(N)
Tmáx
(MPa)
Rin
(N/mm)
Rfin
(N/mm)
Adidas® 8335 6,6 62,5 1700
Adidas® 8293 6,6 63,7 1667
Asics® 8484 6,8 67,0 2098
Asics® 8454 6,7 60,5 2115
Diadora® 8371 6,7 89,9 1824
Diadora® 8324 6,6 85,4 1739
Fila® 8374 6,7 30,5 1910
Fila® 8286 6,6 31,7 1582
Mizuno® 8412 6,7 59,1 2094
Mizuno® 8370 6,7 55,0 1857
Nike® 8465 6,7 44,7 2043
Nike® 8330 6,6 76,6 1752
Olympikus® 8343 6,6 65,4 1775
Olympikus® 8325 6,6 70,2 1811
Puma® 8255 6,6 61,1 1678
Puma® 8244 6,6 55,4 1744
Rainha® 8044 6,4 37,9 1059
Rainha® 8055 6,4 40,0 1082
Reebok® 8460 6,7 61,1 2057
Reebok® 8378 6,7 59,2 1913
Topper® 8444 6,7 61,5 2062
Topper® 8485 6,8 66,6 2114
Try On® 8520 6,8 38,5 2465
Try On® 8472 6,7 39,1 2032
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TABELA 5 – Resultados da Energia aplicada (Eapl) em J, da Energia devolvida (Edev) em
J, da Energia
absorvida
(Eabs) em J e do
Coeficiente de
Amortecimento
(C.A.)em %,
dos ensaios
mecânicos de
impacto, por
marca, dos
calçados de
número 37.
MARCA
DO
CALÇADO
Eapl
(J)
Edev
(J)
Eabs
(J)
C.A.
(%)
Adidas®
39,70 16,34 23,4
59
Adidas® 37,98 16,25 21,7
57
Asics® 41,09 17,77 23,3
57
Asics® 44,46 19,04 25,4
57
Diadora® 41,25 15,36 25,9
63
Diadora® 37,50 14,48 23,0
61
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Fila® 35,82 14,76 21,1
59
Fila® 37,20 15,05 22,1
60
Mizuno® 32,05 12,37 19,7
61
Mizuno® 33,71 13,72 20,0
59
Nike® 45,30 20,75 24,6
54
Nike® 43,80 18,97 24,8
57
Olympikus® 43,83 16,95 26,9
61
Olympikus® 37,22 15,31 21,9
59
Puma® 39,99 14,12 25,9
65
Puma® 40,79 14,81 26,0
64
Rainha® 32,63 12,06 20,6
63
Rainha® 33,61 13,04 20,6
61
Reebok® 45,08 22,7 22,4
50
Reebok® 45,79 22,92 22,9
50
Topper® 35,89 14,5 21,4
60
Topper® 31,91 14,84 17,1
53
Try On® 33,16 14,44 18,7
56
Try On® 31,61 13,14 18,5
58
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TABELA 6 – Resultados da Energia aplicada (Eapl) em J, da Energia devolvida (Edev) em
J, da Energia absorvida (Eabs) em J e do Coeficiente de Amortecimento (C.A.)em %, dos
ensaios mecânicos de impacto, por marca, dos calçados de número 42.
MARCA DO
CALÇADO
Eapl
(J)
Edev
(J)
Eabs
(J)
C.A.
(%)
Adidas® 52,6 19,2 33,4
63
Adidas® 51,9 18,8 33,1
64
Asics® 38,7 17,0 21,7
56
Asics® 37,2 15,8 21,4
57
Diadora® 50,0 16,9 33,1
66
Diadora® 55,1 19,0 36,1
65
Fila® 32,9 14,2 18,7
57
Fila® 36,4 15,9 20,5
56
Mizuno® 36,5 14,3 22,2
61
Mizuno® 39,1 15,4 23,6
60
Nike® 40,9 16,7 24,2
59
Nike® 48,5 18,8 29,6
61
Olympikus® 37,1 14,1 23,0
62
Olympikus® 39,7 15,2 24,5
62
Puma® 46,2 15,8 30,4
66
Puma® 44,2 15,0 29,2
66
Rainha® 45,6 15,2 30,4
67
Rainha® 48,2 15,4 32,9
68
Reebok® 40,5 18,6 21,9
54
Reebok® 40,5 18,9 21,6
53
Topper® 46,5 19,8 26,8
58
Topper® 45,1 18,5 26,6
59
Try On® 40,9 14,7 26,2
64
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(Fem. N.37) e masculino (Masc. N.42), com as respectivas médias e
desvio-padrão.
ONDE: ESTÁTICO EM DUPLO APOIO = C.A.DUPLO, ESTÁTICO FORÇANDO
O DINAMÔMETRO = C.A.DINA, ESTÁTICO MONOAPOIADO = C.A.MONO,
DUPLO APOIO NO SALTO = C.A.DUPLO, IMPULSÃO DO SALTO =
C.A.SALTO, QUEDA APÓS SALTO = C.A.QUEDA, QUATRO PASSOS EM
MARCHA = C.A.1PASSO, C.A.2PASSO, C.A.3PASSO E C.A.4PASSO.
Fem. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A.1C.A.2C.A.3C.A.4
N.37 duplo dina monoduplosaltoquedapassopassopassopasso
1
25 10 41 57 70 52 46 53 53 59
2
25 30 48 40 42 37 59 49 51 55
3
21 13 46 77 18 22 38 37 35 25
4
14 13 24 44 46 27 38 46 33 32
Média
fem.
21,3 16,5 39,8 54,5 44,0 34,5 45,3 46,3 43,0 42,8
D.P.
5,2 9,1 10,9 16,7 21,3 13,2 9,9 6,8 10,5 16,8
Masc. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A.1C.A.2C.A.3C.A.4
N.42 duplo dina monoduplosaltoquedapassopassopassopasso
1
26 32 34 43 12 8 3 13 6 6
2
10 13 22 40 14 10 13 5 9 10
3
24 19 12 60 39 0 21 13 12 16
4
67 46 55 67 80 7 15 14 11 13
Média
masc.
31,8 27,5 30,8 52,5 36,3 6,3 13,0 11,3 9,5 6,0
D.P.
24,6 14,7 18,5 13,1 31,6 4,3 7,5 4,2 2,6 0,0
MÉDIA 26,5 22,0 35,3 53,5 40,1 20,4 29,1 28,8 26,3 35,4
D.P. 17,4 12,7 14,9 13,9 25,3 17,6 19,1 19,4 19,2 21,9
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TABELA 8 – Resultados dos Coeficientes de Amortecimento (C.A.) em %,
da Podobarometria Computadorizada, dos calçados ASICS®, feminino
(Fem. N.37) e masculino (Masc. N.42), com as respectivas médias e
desvio-padrão.
ONDE: ESTÁTICO EM DUPLO APOIO = C.A.DUPLO, ESTÁTICO FORÇANDO
O DINAMÔMETRO = C.A.DINA, ESTÁTICO MONOAPOIADO = C.A.MONO,
DUPLO APOIO NO SALTO = C.A.DUPLO, IMPULSÃO DO SALTO =
Fem. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A.1C.A.2C.A.3C.A.4
N.37 duplo dina monoduplosaltoquedapassopassopassopasso
1
3 10 29 40 60 38 43 40 48 42
2
12 20 23 40 39 39 59 48 50 53
3
12 28 34 31 18 36 30 31 37 38
4
30 24 26 18 47 16 26 31 39 38
Média
fem. 14,3 20,5 28,0 32,3 41,0 32,3 39,5 37,5 43,5 42,8
D.P. 11,3 7,7 4,7 10,4 17,6 10,9 14,9 8,2 6,5 7,1
Masc. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A.1C.A.2C.A.3C.A.4
N.42 duplo dina monoduplosaltoquedapassopassopassopasso
1
35 19 31 41 45 11 33 45 48 50
2
23 11 21 30 40 29 37 39 32 27
3
40 35 34 43 45 38 42 41 46 48
4
65 60 27 46 20 42 43 55 53 57
Média
masc. 40,8 31,3 28,3 40,0 37,5 30,0 38,8 45,0 44,8 45,5
D.P. 17,7 21,6 5,6 7,0 11,9 13,8 4,6 7,1 9,0 12,9
MÉDIA 27,5 25,9 28,1 36,1 39,3 31,1 39,1 41,3 44,1 44,1
D.P. 19,7 16,1 4,8 9,2 14,0 11,6 10,2 8,2 7,3 9,8
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C.A.SALTO, QUEDA APÓS SALTO = C.A.QUEDA, QUATRO PASSOS EM
MARCHA = C.A.1PASSO, C.A.2PASSO, C.A.3PASSO E C.A.4PASSO.
TABELA 9 – Resultados dos Coeficientes de Amortecimento (C.A.) em %,
da Podobarometria Computadorizada, dos calçados DIADORA®,
feminino (Fem. N.37) e masculino (Masc. N.42), com as respectivas médias
e desvio-padrão.
Fem. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A.1C.A.2C.A.3C.A.4
N.37 duplo dina monoduplosaltoquedapassopassopassopasso
1
14 4 20 53 45 47 47 38 48 39
2
18 26 29 60 53 46 52 56 58 63
3
33 50 50 44 29 58 59 55 68 61
4
22 19 13 42 25 10 12 3 15 --
MÉDIA
fem.
21,8 24,8 28,0 49,8 38,0 40,3 42,5 38,0 47,3 54,3
D.P. 8,2 19,2 16,1 8,3 13,2 20,9 20,9 24,8 23,0 13,3
Masc. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A.1C.A.2C.A.3C.A.4
N.42 duplo dina monoduplosaltoquedapassopassopassopasso
1
24 30 32 44 17 11 19 12 18 19
2
25 32 30 43 21 17 7 2 9 13
3
30 22 17 22 14 42 47 38 49 41
4
19 33 32 50 57 52 68 68 63 64
MÉDIA
masc. 24,5 29,3 27,8 39,8 27,3 30,5 35,3 30,0 34,8 34,3
D.P. 4,5 5,0 7,2 12,2 20,0 19,6 27,5 29,5 25,5 23,2
MÉDIA 23,1 27,0 27,9 44,8 32,6 35,4 38,9 34,0 41,0 34,3
D.P. 6,3 13,2 11,5 11,1 16,7 19,5 23,0 25,6 23,4 21,1
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ONDE: ESTÁTICO EM DUPLO APOIO = C.A.DUPLO, ESTÁTICO FORÇANDO
O DINAMÔMETRO = C.A.DINA, ESTÁTICO MONOAPOIADO = C.A.MONO,
DUPLO APOIO NO SALTO = C.A.DUPLO, IMPULSÃO DO SALTO =
C.A.SALTO, QUEDA APÓS SALTO = C.A.QUEDA, QUATRO PASSOS EM
MARCHA = C.A.1PASSO, C.A.2PASSO, C.A.3PASSO E C.A.4PASSO.
TABELA 10 – Resultados dos Coeficientes de Amortecimento (C.A.) em %,
da Podobarometria Computadorizada, dos calçados FILA®, feminino
(Fem. N.37) e masculino (Masc. N.42), com as respectivas médias e
desvio-padrão.
Fem. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A.1C.A.2C.A.3C.A.4
N.37 duplo dina monoduplosaltoquedapassopassopassopasso
1
15 24 35 35 32 19 32 31 26 32
2
13 13 22 10 50 19 32 32 33 33
3
31 43 35 33 8 26 44 46 42 17
4
50 54 36 50 44 39 65 72 60 63
MÉDIA
fem. 27,3 33,5 32,0 32,0 33,5 25,8 43,3 45,3 40,3 36,3
D.P. 17,2 18,4 6,7 16,5 18,6 9,4 15,6 19,1 14,7 19,3
Masc. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A.1C.A.2C.A.3C.A.4
N.42 duplo dina monoduplosaltoquedapassopassopassopasso
1
32 31 36 22 57 17 35 31 36 40
2
13 14 44 19 28 15 11 3 12 22
3
28 24 13 18 16 22 3 21 17 3
4
23 9 18 39 54 30 6 8 8 13
MÉDIA
masc. 24,0 19,5 27,8 24,5 38,8 21,0 13,8 15,8 18,3 19,5
D.P. 8,2 9,9 14,7 9,8 20,0 6,7 14,5 12,7 12,4 15,7
MÉDIA 25,6 26,5 29,9 28,3 36,1 23,4 28,5 30,5 29,3 27,9
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ONDE: ESTÁTICO EM DUPLO APOIO = C.A.DUPLO, ESTÁTICO FORÇANDO
O DINAMÔMETRO = C.A.DINA, ESTÁTICO MONOAPOIADO = C.A.MONO,
DUPLO APOIO NO SALTO = C.A.DUPLO, IMPULSÃO DO SALTO =
C.A.SALTO, QUEDA APÓS SALTO = C.A.QUEDA, QUATRO PASSOS EM
MARCHA = C.A.1PASSO, C.A.2PASSO, C.A.3PASSO E C.A.4PASSO.
TABELA 11 – Resultados dos Coeficientes de Amortecimento (C.A.) em %,
da Podobarometria Computadorizada, dos calçados MIZUNO®, feminino
(Fem. N.37) e masculino (Masc. N.42), com as respectivas médias e
desvio-padrão.
D.P. 12,6 15,6 10,8 13,2 18,1 8,0 21,1 21,8 17,2 18,6
Fem. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A.1C.A.2C.A.3C.A.4
N.37 duplo dina monoduplosaltoquedapassopassopassopasso
1
22 37 28 23 35 9 26 22 20 25
2
5 6 9 11 13 4 19 20 12 12
3
30 42 39 63 58 88 42 28 16 13
4
23 31 25 27 26 59 6 13 19 22
MÉDIA
fem. 20,0 29,0 25,3 31,0 33,0 40,0 23,3 20,8 16,8 18,0
D.P. 10,6 16,0 12,4 22,4 19,0 40,5 15,0 6,2 3,6 6,5
Masc. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A.1C.A.2C.A.3C.A.4
N.42 duplo dina monoduplosaltoquedapassopassopassopasso
1
11 10 13 46 38 24 14 10 15 --
2
22 19 25 69 36 60 30 31 16 21
3
25 17 18 54 53 57 13 17 14 15
4
25 23 13 4 35 53 19 12 25 19
MÉDIA 20,8 17,3 17,3 43,3 40,5 48,5 19,0 17,5 17,5 18,3
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ONDE: ESTÁTICO EM DUPLO APOIO = C.A.DUPLO, ESTÁTICO FORÇANDO
O DINAMÔMETRO = C.A.DINA, ESTÁTICO MONOAPOIADO = C.A.MONO,
DUPLO APOIO NO SALTO = C.A.DUPLO, IMPULSÃO DO SALTO =
C.A.SALTO, QUEDA APÓS SALTO = C.A.QUEDA, QUATRO PASSOS EM
MARCHA = C.A.1PASSO, C.A.2PASSO, C.A.3PASSO E C.A.4PASSO.
TABELA 12 – Resultados dos Coeficientes de Amortecimento (C.A.) em %,
da Podobarometria Computadorizada, dos calçados NIKE®, feminino
(Fem. N.37) e masculino (Masc. N.42), com as respectivas médias e
desvio-padrão.
masc.
D.P. 6,7 5,4 5,7 27,8 8,4 16,6 7,8 9,5 5,1 3,1
MÉDIA 20,4 23,1 21,3 37,1 36,8 44,3 21,1 19,1 17,1 18,1
D.P. 8,2 12,7 9,9 24,3 14,2 29,0 11,3 7,6 4,1 4,9
Fem. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A.1C.A.2C.A.3C.A.4
N.37 duplo dina monoduplosaltoquedapassopassopassopasso
1
21 10 6 26 36 24 36 31 32 40
2
20 23 10 6 13 38 44 48 47 55
3
30 19 23 40 72 22 23 19 17 21
4
13 15 13 33 33 33 28 17 19 20
MÉDIA
fem. 21,0 16,8 13,0 26,3 38,5 29,3 32,8 28,8 28,8 34,0
D.P. 7,0 5,6 7,3 14,7 24,6 7,5 9,2 14,2 13,9 16,8
Masc. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A.1C.A.2C.A.3C.A.4
N.42 duplo dina monoduplosaltoquedapassopassopassopasso
1
26 21 26 41 49 47 36 36 18 36
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ONDE: ESTÁTICO EM DUPLO APOIO = C.A.DUPLO, ESTÁTICO FORÇANDO
O DINAMÔMETRO = C.A.DINA, ESTÁTICO MONOAPOIADO = C.A.MONO,
DUPLO APOIO NO SALTO = C.A.DUPLO, IMPULSÃO DO SALTO =
C.A.SALTO, QUEDA APÓS SALTO = C.A.QUEDA, QUATRO PASSOS EM
MARCHA = C.A.1PASSO, C.A.2PASSO, C.A.3PASSO E C.A.4PASSO.
2
18 44 37 3 8 23 28 20 32 --
3
29 30 49 31 66 20 60 62 65 64
4
27 16 6 29 30 65 60 56 56 70
MÉDIA
masc. 25,0 27,8 29,5 26,0 38,3 38,8 46,0 43,5 42,8 56,7
D.P. 4,8 12,3 18,3 16,2 25,0 21,3 16,5 19,2 21,6 18,1
MÉDIA 23,0 22,3 21,3 26,1 38,4 34,0 39,4 36,1 35,8 43,7
D.P. 6,0 10,6 15,6 14,3 22,9 15,6 14,3 17,5 18,4 19,9
Fem. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A.1C.A.2C.A.3C.A.4
N.37 duplo dina monoduplosaltoquedapassopassopassopasso
1
17 3 6 20 29 6 40 34 34 34
2
21 22 13 16 8 7 24 25 23 21
3
50 50 36 11 0 60 36 45 53 36
4
25 33 37 30 24 75 7 14 14 13
MÉDIA
fem. 28,3 27,0 23,0 19,3 15,3 37,0 26,8 29,5 31,0 26,0
D.P. 14,9 19,7 15,9 8,1 13,5 35,7 14,8 13,2 16,8 10,9
Masc. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A.1C.A.2C.A.3C.A.4
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13
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sul
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s
Co
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cientes de Amortecimento (C.A.) em %, da Podobarometria
Computadorizada, dos calçados OLYMPIKUS®, feminino (Fem. N.37) e
masculino (Masc. N.42), com as respectivas médias e desvio-padrão.
ONDE: ESTÁTICO EM DUPLO APOIO = C.A.DUPLO, ESTÁTICO FORÇANDO
O DINAMÔMETRO = C.A.DINA, ESTÁTICO MONOAPOIADO = C.A.MONO,
DUPLO APOIO NO SALTO = C.A.DUPLO, IMPULSÃO DO SALTO =
C.A.SALTO, QUEDA APÓS SALTO = C.A.QUEDA, QUATRO PASSOS EM
MARCHA = C.A.1PASSO, C.A.2PASSO, C.A.3PASSO E C.A.4PASSO.
TABELA 14 – Resultados dos Coeficientes de Amortecimento (C.A.) em %,
da Podobarometria Computadorizada, dos calçados PUMA®, feminino
(Fem. N.37) e masculino (Masc. N.42), com as respectivas médias e
desvio-padrão.
N.42 duplo dina monoduplosaltoquedapassopassopassopasso
1
30 39 31 15 16 5 3 21 25 12
2
15 36 45 33 25 15 5 17 14 3
3
39 40 45 40 40 39 47 47 50 62
4
40 40 39 41 29 15 51 47 47 41
MÉDIA
masc. 31,0 38,8 40,0 32,3 27,5 18,5 26,5 33,0 34,0 29,5
D.P. 11,6 1,9 6,6 12,0 9,9 14,5 26,0 16,2 17,4 27,1
MÉDIA 29,6 32,9 31,5 25,8 21,4 27,8 26,6 31,3 32,5 27,8
D.P. 12,4 14,4 14,5 11,8 12,8 27,1 19,6 13,8 15,9 19,2
Fem. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A.1C.A.2C.A.3C.A.4
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ONDE: ESTÁTICO EM DUPLO APOIO = C.A.DUPLO, ESTÁTICO FORÇANDO
O DINAMÔMETRO = C.A.DINA, ESTÁTICO MONOAPOIADO = C.A.MONO,
DUPLO APOIO NO SALTO = C.A.DUPLO, IMPULSÃO DO SALTO =
C.A.SALTO, QUEDA APÓS SALTO = C.A.QUEDA, QUATRO PASSOS EM
MARCHA = C.A.1PASSO, C.A.2PASSO, C.A.3PASSO E C.A.4PASSO.
TABELA 15 – Resultados dos Coeficientes de Amortecimento (C.A.) em %,
da Podobarometria Computadorizada, dos calçados RAINHA®, feminino
(Fem. N.37) e masculino (Masc. N.42), com as respectivas médias e
desvio-padrão.
N.37 duplo dina monoduplosaltoquedapassopassopassopasso
1
18 17 23 14 12 12 26 31 30 29
2
7 10 8 13 38 13 22 18 19 19
3
43 33 27 27 45 53 20 29 34 34
4
8 34 19 15 19 19 23 20 25 18
MÉDIA
fem. 19,0 23,5 19,3 17,3 28,5 24,3 22,8 24,5 27,0 25,0
D.P. 16,8 11,9 8,2 6,6 15,5 19,4 2,5 6,5 6,5 7,8
Masc. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A.1C.A.2C.A.3C.A.4
N.42 duplo dina monoduplosaltoquedapassopassopassopasso
1
29 25 23 27 30 29 12 19 11 22
2
9 32 32 15 30 35 33 28 25 25
3
18 11 17 63 11 33 17 25 28 20
4
24 22 19 36 14 62 16 7 15 15
MÉDIA
masc. 20,0 22,5 22,8 35,3 21,3 39,8 19,5 19,8 19,8 20,5
D.P. 8,6 8,7 6,7 20,4 10,2 15,0 9,3 9,3 8,1 4,2
MÉDIA 19,5 23,0 21,0 26,3 24,9 32,0 21,1 22,1 23,4 22,8
D.P. 12,3 9,7 7,2 17,0 12,8 18,1 6,5 7,8 7,8 6,3
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ONDE: ESTÁTICO EM DUPLO APOIO = C.A.DUPLO, ESTÁTICO FORÇANDO
O DINAMÔMETRO = C.A.DINA, ESTÁTICO MONOAPOIADO = C.A.MONO,
DUPLO APOIO NO SALTO = C.A.DUPLO, IMPULSÃO DO SALTO =
C.A.SALTO, QUEDA APÓS SALTO = C.A.QUEDA, QUATRO PASSOS EM
MARCHA = C.A.1PASSO, C.A.2PASSO, C.A.3PASSO E C.A.4PASSO.
TABELA 16 – Resultados dos Coeficientes de Amortecimento (C.A.) em %,
da Podobarometria Computadorizada, dos calçados REEBOK®, feminino
Fem. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A.1C.A.2C.A.3C.A.4
N.37 duplo dina monoduplosaltoquedapassopassopassopasso
1
22 29 24 16 4 27 24 26 21 26
2
14 19 17 18 14 30 36 30 38 47
3
14 12 45 28 23 63 27 29 8 14
4
25 36 42 16 -- 16 8 25 5 10
MÉDIA
fem. 18,8 24,0 32,0 19,5 13,7 34,0 23,8 27,5 18,0 24,3
D.P. 5,6 10,6 13,6 5,7 9,5 20,2 11,7 2,4 15,0 16,6
Masc. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A.1C.A.2C.A.3C.A.4
N.42 duplo dina monoduplosaltoquedapassopassopassopasso
1
8 13 20 18 26 13 40 33 27 33
2
4 6 19 26 35 27 31 33 30 32
3
15 30 33 30 20 36 38 44 38 36
4
53 43 56 39 51 22 58 56 46 50
MÉDIA
masc. 20,0 23,0 32,0 28,3 33,0 24,5 41,8 41,5 35,3 37,8
D.P. 22,5 16,7 17,2 8,7 13,5 9,6 11,5 11,0 8,5 8,3
MÉDIA 19,4 23,5 32,0 23,9 24,7 29,3 32,8 34,5 26,6 31,0
D.P. 15,2 13,0 14,4 8,3 15,1 15,5 14,4 10,5 14,6 14,2
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(Fem. N.37) e masculino (Masc. N.42), com as respectivas médias e
desvio-padrão.
ONDE: ESTÁTICO EM DUPLO APOIO = C.A.DUPLO, ESTÁTICO FORÇANDO
O DINAMÔMETRO = C.A.DINA, ESTÁTICO MONOAPOIADO = C.A.MONO,
DUPLO APOIO NO SALTO = C.A.DUPLO, IMPULSÃO DO SALTO =
C.A.SALTO, QUEDA APÓS SALTO = C.A.QUEDA, QUATRO PASSOS EM
MARCHA = C.A.1PASSO, C.A.2PASSO, C.A.3PASSO E C.A.4PASSO.
Fem. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A.1C.A.2C.A.3C.A.4
N.37 duplo dina monoduplosaltoquedapassopassopassopasso
1
18 17 12 12 38 19 16 16 21 15
2
6 5 6 11 25 33 22 22 19 21
3
30 23 39 24 12 33 17 18 25 34
4
32 -- -- 32 77 64 74 69 70 72
MÉDIA
fem. 21,5 15,0 19,0 19,8 38,0 37,3 32,3 31,3 33,8 35,5
D.P. 12,0 9,2 17,6 10,1 28,1 19,0 28,0 25,3 24,3 25,6
Masc. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A.1C.A.2C.A.3C.A.4
N.42 duplo dina monoduplosaltoquedapassopassopassopasso
1
13 22 25 59 55 48 45 49 44 43
2
44 -- 34 -- 43 35 40 45 38 34
3
42 24 9 86 -- 59 16 17 19 15
4
45 41 -- 42 54 33 63 58 65 59
MÉDIA
masc. 36,0 29,0 22,7 62,3 50,7 43,8 41,0 42,3 41,5 37,8
D.P. 15,4 10,4 12,7 22,2 6,7 12,1 19,4 17,7 18,9 18,4
MÉDIA 28,8 22,0 20,8 38,0 43,4 40,5 36,6 36,8 37,6 36,6
D.P. 15,0 11,7 13,8 27,1 21,3 15,2 22,8 21,0 20,6 20,7
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TABELA 17 – Resultados dos Coeficientes de Amortecimento (C.A.) em %,
da Podobarometria Computadorizada, dos calçados TOPPER®, feminino
(Fem. N.37) e masculino (Masc. N.42), com as respectivas médias e
desvio-padrão.
ONDE: ESTÁTICO EM DUPLO APOIO = C.A.DUPLO, ESTÁTICO FORÇANDO
O DINAMÔMETRO = C.A.DINA, ESTÁTICO MONOAPOIADO = C.A.MONO,
DUPLO APOIO NO SALTO = C.A.DUPLO, IMPULSÃO DO SALTO =
Fem. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A.1C.A.2C.A.3C.A.4
N.37 duplo dina monoduplosaltoquedapassopassopassopasso
1
4 14 12 41 58 25 40 41 40 38
2
6 15 27 17 16 37 39 31 30 41
3
38 19 -- 15 21 13 7 7 19 20
4
36 42 29 9 25 67 74 63 66 68
MÉDIA
fem. 21,0 22,5 22,7 20,5 30,0 35,5 40,0 35,5 38,8 41,8
D.P. 18,5 13,2 9,3 14,1 19,0 23,2 27,4 23,2 20,1 19,8
Masc. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A.1C.A.2C.A.3C.A.4
N.42 duplo dina monoduplosaltoquedapassopassopassopasso
1
32 32 26 12 12 20 22 14 17 24
2
8 10 15 9 15 8 9 17 10
3
17 3 -- 9 9 25 16 29 24 29
4
12 46 58 50 13 11 -- -- -- --
MÉDIA
masc. 17,3 22,8 33,0 20,0 12,3 16,0 15,7 20,0 17,0 26,5
D.P. 10,5 19,8 22,3 20,0 2,5 7,9 6,5 7,9 7,0 3,5
MÉDIA 19,1 22,6 27,8 20,3 21,1 25,8 29,6 28,9 29,4 36,7
D.P. 14,1 15,6 16,3 16,0 15,7 19,1 23,6 19,0 18,8 17,3
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C.A.SALTO, QUEDA APÓS SALTO = C.A.QUEDA, QUATRO PASSOS EM
MARCHA = C.A.1PASSO, C.A.2PASSO, C.A.3PASSO E C.A.4PASSO.
TABELA 18 – Resultados dos Coeficientes de Amortecimento (C.A.) em %,
da Podobarometria Computadorizada, dos calçados TRY ON®, feminino
(Fem. N.37) e masculino (Masc. N.42), com as respectivas médias e
desvio-padrão.
Fem. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A.1C.A.2C.A.3C.A.4
N.37 duplo dina monoduplosaltoquedapassopassopassopasso
1
5 18 22 33 25 16 40 40 44 49
2
11 10 19 11 -- -- -- -- -- --
3
10 19 17 7 67 62 20 10 20 19
4
21 37 15 21 15 59 23 26 24 22
MÉDIA
fem. 11,8 21,0 18,3 18,0 35,7 45,7 27,7 25,3 29,3 30,0
D.P. 6,7 11,4 3,0 11,6 27,6 25,7 10,8 15,0 12,9 16,5
Masc. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A.1C.A.2C.A.3C.A.4
N.42 duplo dina monoduplosaltoquedapassopassopassopasso
1
35 28 26 21 32 59 28 23 27 23
2
14 18 29 17 23 16 5 6 5 5
3
12 15 10 20 50 74 40 36 48 49
4
20 6 23 10 46 52 42 38 40 42
MÉDIA
masc. 20,3 16,8 22,0 17,0 37,8 50,3 28,8 25,8 30,0 29,8
D.P. 10,4 9,1 8,4 5,0 12,5 24,6 17,0 14,8 18,8 19,8
MÉDIA 16,0 18,9 20,1 17,5 36,9 48,3 28,3 25,6 29,7 29,9
D.P. 9,3 9,8 6,2 8,3 18,3 23,0 13,5 13,6 15,2 17,0
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ONDE: ESTÁTICO EM DUPLO APOIO = C.A.DUPLO, ESTÁTICO FORÇANDO
O DINAMÔMETRO = C.A.DINA, ESTÁTICO MONOAPOIADO = C.A.MONO,
DUPLO APOIO NO SALTO = C.A.DUPLO, IMPULSÃO DO SALTO =
C.A.SALTO, QUEDA APÓS SALTO = C.A.QUEDA, QUATRO PASSOS EM
MARCHA = C.A.1PASSO, C.A.2PASSO, C.A.3PASSO E C.A.4PASSO.
TABELA 19 – MÉDIA E DESVIO-PADRÃO DOS COEFICIENTES DE
AMORTECIMENTO (C.A.) EM %, DETERMINADOS ATRAVÉS DE
PODOBAROMETRIA COMPUTADORIZADA, ESTÁTICA E DINÂMICA.
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ONDE: ESTÁTICO EM DUPLO APOIO = C.A.DUPLO, ESTÁTICO FORÇANDO
O DINAMÔMETRO = C.A.DINA, ESTÁTICO MONOAPOIADO = C.A.MONO,
IMPULSÃO SALTO = C.A.SALTO, QUEDA APÓS SALTO = C.A.QUEDA,
QUATRO PASSOS = C.A.PASSO (DE 1 A 4).
TABELA 20 – Comparação entre as Médias dos Coeficientes de
Amortecimento (C.A. em %) das doze marcas de calçados, determinados
MARCA
C.A. C.A. C.A. C.A. C.A. C.A.1C.A.2C.A.3C.A.4
Desvio
Padrão
duplo
(%)
dina
(%)
mono
(%)
salto
(%)
queda
(%)
passo
(%)
passo
(%)
passo
(%)
passo
(%)
Adidas® 26,5 22,0 35,3 40,1 20,4 29,1 28,8 26,3 35,4
D.P. 17,4 12,7 14,9 25,3 17,6 19,1 19,4 19,2 21,9
Asics® 27,5 25,9 28,1 39,3 31,1 39,1 41,3 44,1 44,1
D.P. 19,7 16,1 4,8 14,0 11,6 10,2 8,2 7,3 9,8
Diadora® 23,1 27,0 27,9 32,6 35,4 38,9 34,0 41,0 34,3
D.P. 6,3 13,2 11,5 16,7 19,5 23,0 25,6 23,4 21,1
Fila® 25,6 26,5 29,9 36,1 23,4 28,5 30,5 29,3 27,9
D.P. 12,6 15,6 10,8 18,1 8,0 21,1 21,8 17,2 18,6
Mizuno®
20,4 23,1 21,3 36,8 44,3 21,1 19,1 17,1 18,1
D.P. 8,2 12,7 9,9 14,2 29,0 11,3 7,6 4,1 4,9
Nike® 23,0 22,3 21,3 38,4 34,0 39,4 36,1 35,8 43,7
D.P. 6,0 10,6 15,6 22,9 15,6 14,3 17,5 18,4 19,9
Olympikus® 29,6 32,9 31,5 21,4 27,8 26,6 31,3 32,5 27,8
D.P. 12,4 14,4 14,5 12,8 27,1 19,6 13,8 15,9 19,2
Puma® 19,5 23,0 21,0 24,9 32,0 21,1 22,1 23,4 22,8
D.P. 12,3 9,7 7,2 12,8 18,1 6,5 7,8 7,8 6,3
Rainha® 19,4 23,5 32,0 24,7 29,3 32,8 34,5 26,6 31,0
D.P. 15,2 13,0 14,4 15,1 15,5 14,4 10,5 14,6 14,2
Reebok® 28,8 22,0 20,8 43,4 40,5 36,6 36,8 37,6 36,6
D.P. 15,0 11,7 13,8 21,3 15,2 22,8 21,0 20,6 20,7
Topper® 19,1 22,6 27,8 21,1 25,8 29,6 28,9 29,4 36,7
D.P. 14,1 15,6 16,3 15,7 19,1 23,6 19,0 18,8 17,3
Try On® 16,0 18,9 20,1 36,9 48,3 28,3 25,6 29,7 29,9
D.P. 9,3 9,8 6,2 18,3 23,0 13,5 13,6 15,2 17,0
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através de ensaio mecânico de impacto (IMPACTO) e de podobarometria
computadorizada (PODO), em situação estática e dinâmica.
MARCA
do
CALÇADO
IMPACTO
N.37
C.A. (%)
IMPACTO
N.42
C.A. (%)
PODO
ESTÁTICO
C.A. (%)
PODO
DINÂMICO
C.A. (%)
Adidas® 59 64 34 30
Asics® 57 57 29 40
Diadora® 63 66 31 36
Fila® 60 57 27 29
Mizuno® 61 61 25 26
Nike® 57 61 23 38
Olympikus® 61 62 30 28
Puma® 65 66 22 24
Rainha® 63 68 25 30
Reebok® 50 54 27 39
Topper® 60 59 22 29
Try On® 58 65 18 33
MÉDIA 59,5 61,7 26,1 31,8
D. P. 3,9 4,3 4,5 5,3
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6. DISCUSSÃO
Muitos dos resultados apresentados pelos pesquisadores sobre o
comportamento dos calçados nas mais variadas situações de avaliação
referendam algumas das conclusões de FREDERICK (1986) acerca do efeito do
uso dos calçados esportivos e suas conseqüências na adaptação biomecânica.
Ele considera vários dos resultados encontrados em investigações comparativas
entre corridas descalças e calçadas como um efeito indireto de adaptações
cinemáticas induzidas pelo uso do calçado. A abundância de diferentes projetos
de calçados possibilitaria associar uma tendência corporal em se adaptar às
características mecânicas do calçado, manipulando assim a cinemática e dinâmica
humana.
A Cinemática destes movimentos tem sido registrada através de filmes de alta
freqüência, como nos trabalhos de KONING et al (1993), HRELJAC (1998), MILANI &
HENNIG (2000) e BRINO et al (2003).
A frequência de aquisição dos equipamentos utilizados para o registro dos
movimentos podia atingir, no máximo, a 200 quadros por segundo, ainda insuficiente
para as elevadas velocidades dos movimentos esportivos. Além desta limitação há ainda
que se considerar que as variáveis cinemáticas (velocidade, aceleração e quantidade de
movimento) precisam ser derivadas para que se obtenham resultados dinâmicos (força,
trabalho, impulso e potência). Este processo de derivação tende a ampliar a margem de
erro proveniente do processo de aquisição cinemática.
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O comportamento das variáveis dinâmicas tem sido estudado através das
curvas de força em função do tempo, obtidas pela utilização de plataformas de força,
como nos trabalhos de CAVANAGH et al. (1981), LEES & MCCULLAGH (1984), DUFEK
& BATES (1991), AMADIO & SERRÃO (1992), SERRÃO et al (1999).
Apesar da plataforma de força avaliar os três componentes espaciais da força
de reação do solo, apenas a força vertical apresenta relação direta com o amortecimento
dos calçados. Durante os movimentos de corridas e saltos os picos de força vertical em
relação ao peso corporal atingem valores elevados em frações de segundos. Isto
caracteriza um elevado impacto vertical. Portanto, o calçado precisa apresentar
características estruturais que promovam a atenuação destes choques mecânicos.
Seriam estratégias desejáveis a elevação do tempo de contato, a distribuição da força
numa maior área e a dissipação de energia através da deformação do material do
solado do calçado.
As limitações metodológicas das plataformas de força estariam relacionadas
aos erros de reprodutibilidade dos movimentos humanos intra-sujeitos e entre as
situações comparativas de movimentos descalços contra calçados. Em relação a estes
problemas, neste estudo, a aquisição simultânea com a utilização de duas palmilhas
sensoras colocadas dentro e fora do mesmo calçado permite minimizar as variabilidades
inerentes ao movimento. Ao mesmo tempo, reduz a dependência de excessivas
padronizações de velocidades e de fixação de metas de desempenho nas tarefas
motoras.
KINOSHITA et al (1990) e MANFIO et al (2003) combinam a utilização de
plataformas de força com a aquisição de variáveis cinemáticas. KOMI et al (1987) e
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(1993) acoplam aquisição de sinais eletromiográficos dos músculos aos valores
registrados pela plataforma de força.
HENNIG et al (1993) utilizam plataforma de força simultaneamente com
acelerômetro tibial, enquanto BRIZUELA et al (1997) usam o acelerômetro com câmera
de vídeo de alta freqüência. Desta forma, esses autores conseguem resultados mais
completos, pois envolvem um maior número de variáveis avaliadas. Entretanto, restam
ainda as restrições em relação à simultaneidade da execução dos movimentos e entre
comparações de eventos distintos, valendo as observações realizadas por FREDERICK
(1986), em relação ao efeito da adaptação biomecânica induzida pelo uso de calçados.
Os efeitos destas adaptações também são considerados pelos trabalhos de
ROBBINS & HANNA (1987), ROBBINS e GOUW (1990), STUSSI e STACOFF (1993),
FAUNO et al (1993) e MILLER et al (2000).
Para a coordenação do movimento humano e controle de equilíbrio, atuam em
conjunto, de forma integrada, a sensibilidade da região plantar do pé, os receptores
articulares do pé e do tornozelo e os proprioceptores musculares do pé e da perna. O
uso de calçado acrescenta mais uma variável de adaptação, fazendo com que todo o
sistema se modifique. Características construtivas diferentes de cada calçado estimulam
a adaptações corporais diferentes.
Registram a pressão plantar do pé com um sistema complexo de
podobarometria, GREVE et al (1992), MACHADO (1992) e MACHADO et al (1993),
SHORTEN (1993), MANFIO et al (1995), HENNIG & MILANI (1995) e (2000), NASSER
et al (1997), OLIVEIRA et al (1998), QUESADA e RASH (2000), IMAMURA et al (2002) e
VIANNA e GREVE (2003).
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MULLER (1992) e DERRICK & HAMILL (1992), citados por MACHADO et al
(1993) fazem comparações entre o sistema de podobarometria F-SCAN® e a plataforma
de força KISTLER®. Os autores mostram, nas curvas de força total do F-SCAN®,
valores 30 a 40 % mais baixos em comparação com os valores da plataforma de força
KISTLER®. Estas diferenças poderiam ser possivelmente relacionadas à interferência
do solado do calçado, que modificaria a força vertical de reação do solo antes de ser
avaliada na parte interna do calçado pela podobarometria.
MILLER et al (2000) e STEFANYSHYN e NIGG (2000) utilizando modelos
matemáticos e computacionais procuram abranger os problemas relacionados ao
amortecimento do sistema composto pelo tornozelo, pé e calçado. Os movimentos
articulares tridimensionais, as proporções antropométricas dos membros inferiores e as
variáveis mecânicas dos componentes dos calçados constituem alguns elementos que a
simulação computacional tenta relacionar.
KINOSHITA et al (1993) e DE CLERCQ et al (1994) apresentam testes do
coxim do calcâneo em humanos através de ensaio mecânico de queda livre de pesos,
enquanto que COOK et al (1990) e SWIGART et al (l993) utilizam ensaios mecânicos
para testar diferentes características amortecedoras dos calçados esportivos.
Em relação ao comportamento mecânico e amortecimento de calçados
esportivos destacam-se os trabalhos de COOK et al (1985), NIGG e SEGESSER (1992),
VALIANT (1993), STUSSI et al (1993), AERTS & De CLERCQ (1993), EBBELING et al
(1994), HAYEK & LEIVAS (1995). MACHADO et al (1999) e SERRÃO et al (1999), que
apresentam trabalhos aplicados ao movimento esportivo e sua inter-relação com o
amortecimento do solado de calçados desportivos.
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BORGES Jr. et al (2003) determinam os coeficientes de restituição de energia
de calçados através de ensaios mecânicos de queda livre e altura de rebote.
No presente trabalho optou-se pela realização do ensaio mecânico de
resistência ao impacto, adaptado da norma ABNT, utilizando-se carga e velocidade
maiores, mais próximas das solicitações reais presentes nos movimentos esportivos. Os
ensaios foram restritos à região do calcanhar do solado dos calçados por duas razões: é
o local onde se encontram os sistemas amortecedores e onde ocorrem os picos de força
vertical de reação do solo. Em relação a este procedimento foram elaboradas as
seguintes considerações:
1. A massa dos calçados (entre 210 g e 402 g) é diretamente proporcional à
densidade do material que forma o solado. Uma densidade maior possibilitaria um
maior amortecimento, porém um aumento da massa aumentaria também a
quantidade de inércia do calçado, dificultando os movimentos e aumentando o
dispêndio de energia metabólica e, consequentemente, promovendo perda de
rendimento mecânico do movimento executado .
2. Um aumento da espessura do solado (variação entre 32 e 40 mm) poderia
aumentar a capacidade de amortecimento, porém diminuiria a estabilidade do
equilíbrio corporal e amplificaria o efeito do torque de inversão na articulação do
tornozelo, o que provocaria maior risco de lesões. Uma outra implicação seria o
aumento do tempo de contato com o piso, o que provocaria uma diminuição da
velocidade do movimento.
3. Um aumento da deformação máxima (variação entre 19 e 33 mm) do solado
também diminuiria a velocidade do movimento.
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4. A deformação relativa variou entre 50% e 84%, o que representa um primeiro
indicativo da capacidade de amortecimento do calçado.
5. A força máxima variou entre 8.247 N e 9.041 N, valores próximos à carga máxima
estipulada para os testes mecânicos (10.000N).
6. A tensão de compressão variou entre 6,4 Mpa e 7,2 Mpa.
7. Enquanto que o menor valor da rigidez inicial partiu de 30 N/mm o maior valor
atingido pela rigidez final foi de 3.636 N/mm. Como decorrência do aumento da
força aplicada, a rigidez final atinge valores da ordem de 60 vezes o valor da
rigidez inicial.
8. A energia aplicada variou entre 28 e 55 J.
9. A energia devolvida pelo calçado teve variação entre 12 e 23 J.
10. A energia absorvida pelo solado do calçado, que é a diferença entre a aplicada e
a devolvida, variou entre 16 J e 36 J.
11.O Coeficiente de Amortecimento (C.A.), expresso em porcentagem, variou entre
o mínimo de 50% (Reebok® N.37), e o máximo de
68% (Rainha® N.42).
Pela análise dos resultados do segundo método, a determinação do amortecimento dos calçados esportivos através da
podobarometria computadorizada, em situação estática e em situação dinâmica, em relação aos resultados apresentados, foram elaboradas as
seguintes considerações:
1. Na posição estática sob duplo apoio os calçados apresentaram amortecimento entre
16% e 30%.
2. Sob duplo apoio estático, aplicando força sobre o dinamômetro mecânico de tração
lombar, o amortecimento variou entre 18% e 33%.
3. Para a posição estática monoapoiada variação entre 20% e 36%.
4. Duplo apoio durante a preparação para o salto vertical, variação entre o mínimo de
17% e o máximo de 54%.
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5. Em situação dinâmica, durante a impulsão do salto vertical, os amortecimentos
variaram entre 21% e 43%.
6. Durante a fase de frenagem da queda do salto, o amortecimento variou entre o
mínimo de 20% e o máximo de 48%.
7. Durante a avaliação do primeiro dos quatro passos da marcha o amortecimento
variou entre 21% e 40%.
8. Durante a avaliação do segundo dos quatro passos da marcha o amortecimento
variou entre 19% e 42%.
9. Durante a avaliação do terceiro dos quatro passos da marcha o amortecimento
variou entre 17% e 44%.
10. Durante a avaliação do último dos quatro passos da marcha o amortecimento variou
entre 18% e 44%.
Visando-se atingir o objetivo referente às comparações entre os resultados obtidos, foram efetuados testes estatísticos
paramétricos e não-paramétricos e verificações de correlação entre as variáveis calculadas.
Para os resultados dos ensaios mecânicos de impacto a comparação
estatística mostrou o seguinte:
1. Os coeficientes de amortecimento dos calçados N.37 apresentaram uma correlação
inversamente proporcional com as energias devolvidas (Pearson, r = - 0,77) e com as
espessuras (r = - 0,54). Com os outros parâmetros mecânicos não foram
encontradas correlações significantes.
2. Os coeficientes de amortecimento dos calçados N.42 apresentaram uma correlação
(Pearson) diretamente proporcional com a energia aplicada (r = 0,60) e com a
energia absorvida (r = 0,81). Inversamente proporcional: com a força máxima (r = -
0,56), tensão máxima (r = - 0,56) e com a rigidez final (r = - 0,49). Com os outros
parâmetros não foram encontradas correlações significantes.
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3. Para os calçados N.37, a energia absorvida apresentou correlação diretamente
proporcional à energia aplicada (r = 0,82), à rigidez inicial (r = 0,58) e inversamente
proporcional (r = - 0,53) à rigidez final. Com as demais variáveis não houve
correlação significante.
4. Para os calçados N.42, a energia absorvida apresentou correlação diretamente
proporcional: à energia aplicada (r = 0,95), ao coeficiente de amortecimento (r =
0,81), à espessura (r = 0,67) e à deformação máxima (r = 0,63). Com as demais
variáveis não houve correlação significante.
5. Comparando-se os amortecimentos resultantes dos números N.37 e N.42 (teste t
de Student pareado bicaudal) e podendo-se considerar as duas amostras com
variâncias equivalentes, não foram encontradas diferenças significativas (p = 0,095 e
tcrítico = 2,0) entre os dois valores.
Para os resultados da podobarometria computadorizada (estática e dinâmica) a estatística comparativa demonstrou que:
1. Na comparação do grupo masculino com o feminino, através da utilização do teste
de Mann-Whitney (não-paramétrico), os coeficientes de amortecimento não
mostraram diferenças significativas para: C.A.duplo (p = 0,05 e U = 884), C.A.dina
(p = 0,31 e U = 1.014), C.A.salto (p = 0,63 e U = 1.085), C.A.queda (p = 0,43, U =
1.044) e C.A.passo1 (p = 0,12 e U = 939), C.A.passo2 (p = 0,18 e U = 969),
C.A.passo3 (p = 0,11 e U = 930) e C.A.passo4 (p = 0,25 e U = 993).
2. Comparando-se o grupo atleta com o grupo normal, (Mann-Whitney), os
amortecimentos apresentaram diferenças significativas somente para as quatro
passadas: C.A.passo1 (p = 0,010 e U = 801), C.A.passo2 (p = 0,020, U = 833),
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C.A.passo3 (p = 0,007 e U = 784) e C.A.passo4 (p = 0,004 e U = 757). Para os
demais coeficientes não foram encontradas diferenças significativas (p > 0,05).
3. Foram encontradas correlações significantes somente entre os coeficientes de
amortecimentos das quatro passadas, tanto para o feminino (0,84 < r < 0,92) como
para o masculino (0,90 < r < 0,93).
4. Na comparação entre os dois métodos, foram encontradas diferenças significativas
entre o amortecimento dos calçados N.37 (IMPACTO) e os coeficientes estáticos e
dinâmicos do grupo feminino (PODOBAROMETRIA), com p = 0,0001 (Mann-
Whitney). Porém não houve correlação significante entre eles.
5. Entre o N.42 (IMPACTO) e o grupo masculino (PODOBAROMETRIA) também foram
encontradas diferenças significativas, com (p = 0,0001). Entretanto, não houve
correlação significante entre os dois métodos.
6. Para comparar os coeficientes de amortecimento obtidos por PODOBAROMETRIA,
entre as doze marcas da amostra, foi utilizado o teste de Kruskal-Wallis (não-
paramétrico). Para os coeficientes de amortecimento estático somente a marca Try
On® apresentou diferenças significativas em comparação com as marcas: Adidas®
(p < 0,01), Asics® (p < 0,05), Diadora® (p < 0,01) e Olympikus® (p < 0,05). Para as
demais comparações não houve diferenças significativas (p > 0,05).
7. Comparando-se os coeficientes de amortecimento dinâmico durante a marcha (que
apresentaram correlação significante), a marca Asics® apresentou diferenças
significativas em relação às seguintes marcas: Adidas® (p < 0,01), Fila® (p < 0,05),
Mizuno® (p < 0,001), Puma®
(p < 0,001) e Try On® (p < 0,05). A marca Nike® apresentou diferenças (p < 0,05)
com a marca Puma®. A marca Mizuno® apresentou diferenças significantes com:
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Diadora® (p < 0,001), Nike® (p < 0,001), Rainha® (p < 0,05), Puma® (p < 0,05) e
Reebok® (p < 0,01). Para as comparações restantes entre as outras marcas, não
foram encontradas diferenças significativas, através do teste de Kruskal-Wallis (p >
0,05).
Conforme o esperado, o amortecimento dos calçados apresentou alta
correlação positiva com a quantidade de energia absorvida pelo solado, obviamente
devido ao cálculo do coeficiente de amortecimento ter sido deduzido da relação entre a
energia absorvida e a aplicada. Como a energia absorvida mostrou-se diretamente
proporcional à energia aplicada, o amortecimento também acompanhou esta tendência.
Para a energia devolvida pelo solado do calçado, a tendência se inverte.
Quanto maior for a energia devolvida menor será o amortecimento.
A energia absorvida, e conseqüentemente o amortecimento, aumentam com o
aumento da espessura do solado dos calçados. Isto é devido principalmente por causa
do aumento da deformação máxima sofrida pelo solado, o que implica num aumento do
trabalho mecânico de deformação, resultando assim num aumento da energia absorvida.
Este aumento da deformação máxima permite ainda um aumento do atrito interno entre
os componentes do polímero viscoelástico, permitindo assim um maior aquecimento
interno e conseqüentemente maior dissipação de energia.
Os tamanhos diferentes dos calçados testados não apresentaram diferenças
nos resultados do amortecimento, demonstrando que os parâmetros mecânicos
calculados guardaram proporção com a área da aplicação da força do êmbolo do
dinamômetro.
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O sexo dos avaliados não interferiu na determinação do amortecimento, o que
também representa uma proporção mantida entre o peso da pessoa e o tamanho do
calçado.
O grupo atleta apresentou diferenças entre o grupo normal somente na
determinação dos amortecimentos durante a avaliação da marcha. Justamente nos
movimentos que apresentaram correlação significante. Para os demais movimentos, em
virtude da não ocorrência de correlações significantes, não houve diferenças entre os
amortecimentos do grupo atleta e normal, o que demonstraria que estes movimentos
não apresentaram precisão suficiente para apurar estas diferenças.
O método de determinação do amortecimento através de ensaio de impacto
demonstrou resultados mais elevados que os obtidos pelo método de podobarometria
computadorizada, tanto em situação estática como dinâmica. Também seria de se
esperar, levando-se em consideração que a força nos ensaios de impacto atingiu valores
até cinco vezes maiores que nas avaliações de podobarometria. Enquanto o ensaio de
resistência ao impacto dimensionou a capacidade armazenada de amortecimento do
calçado a podobarometria computadorizada demonstrou melhor o resultado da interação
do pé com o calçado nas situações dinâmicas de utilização, evidenciando maior precisão
durante avaliação da marcha normal.
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7. CONCLUSÕES
Ä O amortecimento dos calçados apresentou alta correlação positiva com a quantidade
de energia aplicada sobre eles e também com a energia absorvida pelo solado.
Ä A energia absorvida, e conseqüentemente o amortecimento, aumentam com o
aumento da espessura do solado dos calçados e com o aumento da deformação
máxima sofrida.
Ä Os tamanhos diferentes dos calçados testados não apresentaram diferenças nos
resultados do amortecimento.
Ä O método de determinação do amortecimento através da podobarometria
computadorizada demonstrou resultados confiáveis somente durante a avaliação da
marcha.
Ä O sexo dos avaliados não interferiu na determinação do amortecimento.
Ä O grupo atleta apresentou diferenças com o grupo normal somente na determinação
dos amortecimentos durante a marcha.
Ä O método de determinação do amortecimento através de ensaio de impacto
demonstrou resultados mais elevados que os obtidos pelo método de
podobarometria computadorizada.
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8. REFERÊNCIAS
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