( PDF ) Análise da influência da inclinação do assento articulado na distribuição de peso

Download PDF

ads:

UNIVERSIDADE FEDERAL DE MINAS GERAIS

PROGRAMA DE PÓS-GRADUAÇÃO EM

ENGENHARIA MECÂNICA

“ANÁLISE DA INFLUÊNCIA DA INCLINAÇÃO DO

ASSENTO ARTICULADO NA DISTRIBUIÇÃO DE PESO”

MARIANA RIBEIRO VOLPINI

Belo Horizonte, 24 de fevereiro de 2010.

ads:

Livros Grátis

http://www.livrosgratis.com.br

Milhares de livros grátis para download.

Mariana Ribeiro Volpini

“ANÁLISE DA INFLUÊNCIA DA INCLINAÇÃO DO

ASSENTO ARTICULADO NA DISTRIBUIÇÃO DE PESO”

Dissertação apresentada ao Programa de Pós-Graduação em

Engenharia Mecânica da Universidade Federal de Minas Gerais,

como requisito parcial à obtenção do título de Mestre em

Engenharia Mecânica.

Área de concentração: Bioengenharia

Orientador: Prof. Dr. Marcos Pinotti Barbosa

Departamento de Engenharia Mecânica – UFMG

Belo Horizonte

Escola de Engenharia Mecânica da UFMG

2010

ads:

III

A Deus, ao meu amado marido, aos meus queridos pais e aos meus

estimados irmãos.

AGRADECIMENTOS

Ao Prof. Dr. Marcos Pinotti pela oportunidade de integrar o grupo Labbio e de desenvolver

este trabalho.

Ao Prof. Dr. João Marcos, que gentilmente cedeu um espaço em seu laboratório para que a

coleta de dados pudesse ser realizada.

À Profa. Dra. Renata Kirkwood pelo auxílio prestado na etapa final deste projeto.

Ao Paul e ao Paulo que, em muitos momentos, se dedicaram a este trabalho como se deles

fosse.

Ao meu pai, que, posso dizer, completou um mestrado “extra-acadêmico”, me auxiliando

sempre que foi preciso.

Aos amigos do DEMEC, em especial aos do Labbio, pela paciência e prestatividade.

Ao CETEC pelo auxílio prestado na calibração do sistema.

Ao Denis Henrique Bianchi Scaldaferri do Centro de Desenvolvimento da Tecnologia

Nuclear (CNEN/CDTN) por ter disponibilizado os pesos para a calibração do tipo peso-

padrão.

Aos professores e funcionários do Departamento de Engenharia Mecânica − DEMEC.

Ao Conselho Nacional de Pesquisa (CNPq) pelo auxílio financeiro.

“Inventar é imaginar o que ninguém pensou; é acreditar no que ninguém jurou;

é arriscar o que ninguém ousou; é realizar o que ninguém tentou. Inventar é

transcender.”

Alberto Santos Dumont

SUMÁRIO

LISTA DE FIGURAS .................................................................................................. VIII

LISTA DE QUADROS E TABELAS ........................................................................... XII

LISTA DE ABREVIATURAS E SIGLAS ................................................................. XIV

NOMENCLATURA .................................................................................................... XVI

RESUMO ................................................................................................................... XVII

1 INTRODUÇÃO ........................................................................................................ 1

1.1. Paralisia Cerebral ............................................................................................................. 1

1.2. A cadeira de Rodas como recurso terapêutico ................................................................. 2

2 OBJETIVOS.............................................................................................................. 5

2.1. Objetivo geral .................................................................................................................. 5

2.2. Objetivos específicos ....................................................................................................... 5

3 REVISÃO DA LITERATURA ................................................................................. 6

3.1. Histórico da Cadeira de rodas .......................................................................................... 6

3.2. Biomecânica e alterações da postura sentada .................................................................. 7

3.3. Aspectos relevantes para a adaptação adequada da cadeira de rodas e as adaptações

mais comumente disponíveis ................................................................................................ 13

3.4. Modelos disponíveis de cadeira de rodas na atualidade ................................................ 22

4 MATERIAL E MÉTODO ....................................................................................... 36

4.1. Sistema de medição ....................................................................................................... 36

4.1.1. O assento articulado ................................................................................................ 36

4.1.2. Sistema de aquisição de dados e software de captura ............................................. 40

4.2. Metodologia de calibração ............................................................................................. 46

4.3. Metodologia Clínica ...................................................................................................... 48

4.3.1. Medidas de avaliação e procedimento .................................................................... 49

4.4. Análise estatística .......................................................................................................... 51

VII

5 RESULTADOS E DISCUSSÃO ............................................................................ 53

5.1. Descrição da Amostra .................................................................................................... 53

5.2. Calibração dos sensores ................................................................................................. 55

5.3. Confiabilidade dos sensores ........................................................................................... 57

5.4. Análise preliminar dos dados transformados de massa ................................................. 60

5.5. Agrupamento das medidas por sensores por massa ....................................................... 61

5.6. Avaliação das diferenças de massa por posição ............................................................ 62

6 CONCLUSÃO ........................................................................................................ 70

7 SUGESTÃO PARA TRABALHOS FUTUROS .................................................... 71

ABSTRACT ................................................................................................................... 72

REFERÊNCIAS ............................................................................................................. 73

ANEXOS ........................................................................................................................ 83

ANEXO A ............................................................................................................................. 83

ANEXO B ............................................................................................................................. 85

ANEXO C ............................................................................................................................. 96

ANEXO E ........................................................................................................................... 102

VIII

LISTA DE FIGURAS

FIGURA 3.1: Posição neutra: tronco ereto com preservação das curvas fisiológicas da coluna

vertebral, pelve em neutro, peso sob as tuberosidades isquiáticas, pés repousando sobre a

superfície .................................................................................................................................... 8

FIGURA 3.2: (a) criança com retroversão pélvica e (b) correção da retroversão pélvica com

inclinação anterior do assento (cunha anterior) .......................................................................... 9

FIGURA 3.3: (a) paciente com anteversão pélvica e (b) paciente com posicionamento

adequado da pelve após colocação da cunha posterior............................................................... 9

FIGURA 3.4: Indivíduo com instabilidade lateral e inclinação pélvica causando distribuição

desigual de peso ........................................................................................................................ 10

FIGURA 3.5: (a) sacro, onde indivíduos com disfunções neuromotoras descarregam pesam

erroneamente quando a pelve está retrovertida e (b) tuberosidades isquiáticas, onde indivíduos

sem disfunções neuromotoras descarregam peso. .................................................................... 11

FIGURA 3.6: Movimento de anteversão pélvica no plano sagital demosntrado pela seta;

movimento de retroversão, não demonstrado, é o oposto no plano sagital .............................. 11

FIGURA 3.7: (a) indivíduo com disfunção neuromotora sentado em cadeira de rodas sem

adaptação, mas com ângulo entre o encosto e o assento igual a 90°, o que não significa,

necessariamente, que a articulação do quadril esteja posicionada em 90° ou que o alinhamento

vertical da pelve seja o mesmo daquele do encosto, (b) para obter um ângulo de flexão

anatômico do quadril (AAFQ) de 90°, na posição sentada, o ângulo entre o encosto e o

assento deveria ser posicionado em aproximadamente 85° para os pacientes espásticos leves,

63° para os moderados e 58° para os graves, o que é inviável do ponto de vista funcional e

estético ...................................................................................................................................... 12

FIGURA 3.8: (a) assento adaptado com abdutor, indicado pela seta, e em cunha anterior para

retroversão pélvica e (b) assento adaptado com abdutor e em cunha posterior para anteversão

pélvica ....................................................................................................................................... 16

FIGURA 3.9: Assento adaptado com abdutor e calço na região posterior à esquerda, indicado

pela seta, utilizado para desvios posturais laterais, neste caso, curva da coluna vertebral com

concavidade à direita ................................................................................................................ 16

FIGURA 3.10.: Espumas do assento adaptado: assento escavado com espuma tipo caixa de

ovo na região escavada e as espumas laterais preenchendo o “excesso” da largura da cadeira

de rodas, ambos indicados por setas ......................................................................................... 17

FIGURA 3.11: (a) e (b) indivíduo com deformidade fixa na coluna vertebral e (c) encosto

adaptado escavado para acomodar deformidade fixa causada pela cifoescoliose .................... 19

FIGURA 3.12: (a) suportes com mesmas alturas, (b) suportes com alturas diferentes e (c)

suportes laterais (setas vermelhas) com regulagens para frente/trás, medial/lateral e mais

alto/mais baixo (setas pretas) e possibilidade de remoção dos mesmos................................... 20

FIGURA 3.13: (a) cinto pélvico na cadeira adaptada, (b) cinto pélvico sendo utilizado por um

paciente, impedindo que o mesmo escorregue no assento ....................................................... 21

FIGURA 3.14: (a) cadeira adaptada com cinto colete, (b) cadeirante utilizando o cinto colete

.................................................................................................................................................. 21

FIGURA 3.15: (a) cadeira de rodas padrão Everest & Jennings com fechamento em X e

material flexível tipo lona no assento e encosto. (b) cadeira de rodas padrão Quickie-

Wheelchair, em alumínio, com fechamento X e lona no assento e encosto. ............................ 23

FIGURA 3.16: (a) cadeira de rodas em X fechada. (b) braço articulado duplo X, conferindo

maior resistência à estrutura da cadeira de rodas ..................................................................... 24

FIGURA 3.17: Cadeira de rodas monobloco com sistema quick-release ................................ 25

FIGURA 3.18 Cadeira de rodas reclinável modelo Tuffy 497E .............................................. 26

FIGURA 3.19: (a) cadeira de rodas da Ortobrás com sistema de tilt no espaço, destacado pelo

círculo vermelho o sistema e (b) cadeira com tilt da Reateam ................................................. 27

FIGURA 3.20: Cadeira adaptada proposta por Van Geffen, com sistema de paralelogramo .. 28

FIGURA 3.21: Protótipo do assento articulado para estudos em bancada ............................... 28

FIGURA 3.22: (a) vista lateral da pelve, (b) vista frontal da pelve, (c) vista posterior da pelve;

setas vermelhas − espinhas ilíacas ântero-superiores (EIAS); setas amarelas − espinhas ilíacas

póstero-superiores (EIPS); seta azul – crista ilíaca .................................................................. 30

FIGURA 3.23: Cadeira de rodas motorizada Hummel que pode ser comprada atualmente por

cerca de R$8.000,00 ................................................................................................................. 32

FIGURA 3.24: Stand-up wheelchair ........................................................................................ 33

FIGURA 4.1: Assento articulado vista frontal ......................................................................... 39

FIGURA 4.2: Assento articulado vista inclinada, com 27 sensores dispostos em sua superfície

.................................................................................................................................................. 39

FIGURA 4.3: Assento articulado visto em corte ...................................................................... 40

FIGURA 4.4: Disposição dos 27 sensores utilizados para leitura de distribuição de peso ...... 40

FIGURA 4.5: Diagrama de blocos ilustrando o condicionamento de sinais ............................ 41

FIGURA 4.6: Circuito para o condicionamento de sinais ........................................................ 41

FIGURA 4.7: Amplificador operacional isolando o Circuito de condicionamento de sinais do

Medidor de Tensão ................................................................................................................... 42

FIGURA 4.8: Modelo representativo do Multiplexador .......................................................... 43

FIGURA 4.9: O NI 6009 da National Instruments .................................................................. 43

FIGURA 4.10: Exibição dos resultados pelas Curvas de Intensidade e de Superfície ............ 44

FIGURA 4.11: Diagrama de blocos representando o sistema de aquisição com sensores FSR

.................................................................................................................................................. 45

FIGURA 4.12: Parte do sistema de aquisição com sensores FSR, onde (1) é a fonte de 5 V,

(2) notebook com o software de aquisição de dados feito na plataforma LabView, (3) NI 6009

da National Intruments, (4) circuito eletrônico contendo as resistências fixas, os

amplificadores operacionais, e conectores para ligação dos sensores, dos multiplexadores, do

NI6009 e da fonte (itens externos à placa) e (5) multiplexadores. ........................................... 45

FIGURA 4.13: Sensores FSR ................................................................................................... 46

FIGURA 4.14: Máquina universal de ensaios aplicando força compressiva no sensor,

sinalizado pela seta ................................................................................................................... 47

FIGURA 4.15: (a) os 27 sensores dispostos na superfície da cadeira de rodas, (b) vista lateral

da cadeira de rodas e sem a espuma do assento, (c) vista lateral da cadeira de rodas com a

espuma D60 sob os sensores .................................................................................................... 50

FIGURA 5.1: Percentual da amostra por sexo ......................................................................... 54

FIGURA 5.2: Posição dos sensores na assento da cadeira de rodas ........................................ 57

FIGURA 5.3: Posição dos sensores e fatores encontrados ....................................................... 61

FIGURA 5.4: Fatores com efeito significativo para alteração da distribuição de peso nas cinco

posições diferentes .................................................................................................................... 64

FIGURA 5.5: mapas de intensidade da participante das fotos da figura 4.6, onde 1 -

corresponde às cinco medições com o assento inclinado 15° para a direita, 2 - às cinco

medições com o assento inclinado 15° para a esquerda, 3 - às cinco medições com o assento

inclinado 15° para frente, 4 - às cinco medições com o assento inclinado 15° para trás e 5 - às

cinco medições com o assento plano, ou seja, sem inclinação. ................................................ 68

FIGURA B1: Distribuição de massa média para F .................................................................. 93

FIGURA B2: Distribuição de massa média para F2 ................................................................ 93

FIGURA B3: Distribuição de massa média para F3 ................................................................ 94

FIGURA B4: Distribuição de massa média para F4 ................................................................ 94

FIGURA B5: Distribuição de massa média para F5 ................................................................ 95

FIGURA B6: Distribuição de massa média para F6 ................................................................ 95

FIGURA C1: relação inversa força X resistência .................................................................... 96

FIGURA C2 Desenho esquemático do sensor FSR ................................................................. 97

FIGURA D1: (a) apoio de pé padrão, basculável para facilitar transferências, (b) apoio de pé e

de perna permitindo elevação da mesma para extensão dos joelhos, (c) apoio de pé para

indivíduos com paralisia cerebral, com velcros adaptados....................................................... 99

FIGURA D2: Utilização da mesa acoplada à cadeira de rodas, facilitando realização de

atividade de vida diária, bem como a inclusão escolar........................................................... 100

XII

LISTA DE QUADROS E TABELAS

QUADRO 3.1: Resumo dos diferentes tipos de adaptações disponíveis para posicionamento

dos cadeirantes .......................................................................................................................... 34

QUADRO 3.2: Resumo dos modelos de cadeira de rodas para auxiliar o posicionamento e o

conforto de usuários ................................................................................................................. 35

TABELA 4.1 ............................................................................................................................ 48

Valores de massa utilizados para montar a curva de calibração............................................... 48

TABELA 5.1 ............................................................................................................................ 53

Perfil da amostra ....................................................................................................................... 53

TABELA 5.2 ............................................................................................................................ 54

Percentual da amostra por sexo ................................................................................................ 54

TABELA 5.3 ............................................................................................................................ 56

Ajuste do modelo de regressão não linear de calibração dos sensores ..................................... 56

TABELA 5.4 ............................................................................................................................ 59

ICC das medições dos sensores ................................................................................................ 59

TABELA 5.5 ............................................................................................................................ 65

Média de massa estimada para cada Fator, com o peso dos participantes ajustado para o peso

médio de 58 Kg ........................................................................................................................ 65

TABELA B1 ............................................................................................................................. 85

Padrão da Matriz de cargas fatoriais......................................................................................... 85

TABELA B2 ............................................................................................................................. 86

Testes Kaiser-Meyer-Olkin (KMO) e Bartlett.......................................................................... 86

TABELA B3 ............................................................................................................................. 86

Teste de Esfericidade de Mauchly ............................................................................................ 86

TABELA B4 ............................................................................................................................. 87

Testes Multivariados das diferenças entre as posições P ......................................................... 87

XIII

TABELA B5 ............................................................................................................................. 87

Testes Multivariados intra-sujeitos ........................................................................................... 87

TABELA B6 ............................................................................................................................. 88

Testes Univariados ................................................................................................................... 88

TABELA B7 ............................................................................................................................. 89

Comparação aos pares .............................................................................................................. 89

XIV

LISTA DE ABREVIATURAS E SIGLAS

ABNT Associação Brasileira de Normas Técnicas

AFE Análise Fatorial Exploratória

AVD Atividade de Vida Diária

CETEC Centro Tecnológico do Estado de Minas Gerais

CP Centro de pressão

DEMEC Departamento de Engenharia Mecânica

DLC Dor lombar crônica

EIAS Espinha ilíaca ântero-superior

EIPS Espinha ilíaca póstero-superior

HF Huynh-Feldt

ICC Indice de correlação intraclasse

KMO Kaisser-Meyer-Olkin

Labbio Laboratório de Bioengenharia

PC Paralisia Cerebral

SNC Sistema Nervoso Central

UFMG Universidade Federal de Minas Gerais

FSR Force Sensing Resistor

N Newton

cm centímetro

mm milímetro

Kg Kilograma

Coeficiente de determinação

° Grau

Ω Ohm

s segundos

V Volt

XVI

NOMENCLATURA

Letras latinas

m Massa [Kg]

V volt

Letras gregas

Ω Ohm

π 3,1416 − pi (proporção numérica)

τ constante de tempo [s]

Sobrescritos

2 Quadrado da função

XVII

RESUMO

O presente estudo propõe um novo projeto específico para o assento da cadeira de rodas,

sugerindo que, através das propriedades de um assento móvel nos três planos, a pelve de

indivíduos com disfunções neuromotoras possa se posicionar adequadamente, proporcionando

um efeito em cadeia, com inúmeros benefícios aos cadeirantes. Apesar dos inúmeros modelos

disponíveis de cadeiras de rodas no mercado Brasileiro e no exterior, nenhum apresenta

propriedades similares ao assento articulado, possibilitando o alinhamento pélvico, que é

crucial para a adoção de uma postura adequada. A propriedade do assento articulado, em

alterar a distribuição de peso, foi testada em 34 indivíduos típicos, sem lesão neurológica, por

meio de um sistema de medição composto por 27 sensores. A significância do modelo

estatístico proposto determinou que o assento articulado é capaz de alterar a distribuição de

peso em diversas posições e situações, mesmo quando o peso é controlado. Pode-se dizer que

os objetivos gerais e específicos desta pesquisa foram alcançados e dentre os objetivos a que

este projeto mecânico se propõe, nem todos foram ainda avaliados. O assento móvel nos três

planos parece ser capaz de proporcionar inúmeros benefícios.

Palavras-chave: Bioengenharia; caderia de rodas; alinhamento pélvico; paralisia cerebral

1 INTRODUÇÃO

1.1. Paralisia Cerebral

A Paralisia cerebral (PC) é definida como “uma desordem do movimento e da postura devido

a um defeito ou lesão no cérebro imaturo” (BIALIK e GIVON, 2009). A lesão cerebral não é

progressiva e provoca debilitação variável na coordenação da ação muscular, com resultante

incapacidade da criança em manter posturas e realizar movimentos normais (PALISANO et

al., 2003). O dano ao SNC resulta numa coordenação anormal da ação dos músculos, e não na

paralisia deles, e, embora a lesão cerebral não seja progressiva, as deficiências e as disfunções

podem ser (GÜNEL, 2009). Esta deficiência motora central está freqüentemente associada a

problemas na comunicação, visão e audição, com vários tipos de distúrbios da percepção e um

certo grau de retardo mental ( BIALIK e GIVON, 2009; BOBATH, 1990).

Durante o crescimento e a maturação de uma criança ocorrem grandes alterações no

desenvolvimento motor. A criança com paralisia cerebral também se desenvolve, mas num

ritmo mais vagaroso. Além do atraso em seu desenvolvimento, ele segue um curso anormal,

sendo desordenado e prejudicado, como resultado da lesão cerebral (BOBATH e BOBATH,

1980). A severidade do comprometimento neuromuscular e músculo-esquelético na paralisia

cerebral é extremamente variável, enquanto algumas crianças podem andar e desempenhar

diversas habilidades, outras apresentam completa dependência da assistência de um cuidador

para os autocuidados e para a mobilidade (LEITE e PRADO, 2004). Entre as crianças

incapazes de deambular, algumas são carregadas e transportadas pelos cuidadores, enquanto

outras adquirem a independência através da utilização de cadeira de rodas manual ou

motorizada (PALISANO, 2003). Essas crianças são afetadas pela espasticidade e pelos

reflexos tônicos persistentes (MYHR e WENDT, 1991).

As anormalidades do tônus são um componente integrante da paralisia cerebral e são

comumente classificadas em hipertonia ou hipotonia, de acordo com o tônus muscular

anormal de base (SANGER et al., 2003). Em contraste à hipertonia de membros, existe

freqüentemente uma hipotonia do tronco (MYHR e WENDT, 1991; SHUMWAY, 1986).

Os reflexos tônicos têm um significado funcional importante na manutenção da postura contra

a gravidade. Eles são reflexos primitivos que se iniciam já a partir da 25ª semana de gestação,

estão totalmente presentes ao nascimento de bebês a termo, e com a maturação do SNC torna-

se cada vez mais difícil de eliciá-los após os primeiros seis meses de vida (ZAFEIRIOU,

2004). Estes reflexos podem ser observados no indivíduo típico, apesar deles serem

modificados para padrões motores diferenciados mais complexos. Nos indivíduos com lesões

do sistema nervoso central, há liberação desses reflexos, levando ao seu aparecimento numa

forma exacerbada (BOBATH, 1978). A liberação dos reflexos tônicos tem um grave efeito no

comportamento motor dos pacientes. Se os reflexos são fortes e ocorrem facilmente, eles

dominam a criança tornando-a incapaz de manter a cabeça na linha média, seguir com os

olhos o movimento de um objeto e de aproximar suas mãos até ela, segurar um objeto, trazer

o objeto à boca, sugar seus dedos ou chupetas. Eles ainda levam a perda brusca de equilíbrio,

quedas e posturas assimétricas. (BOBATH, 1978)

O alinhamento postural é uma questão crucial no tratamento de crianças com paralisia

cerebral, que estão propensas a deformidades na coluna vertebral e o mau alinhamento da

pelve (LUNDY et al., 2009; SAMUELSOON et al., 2004; VEKERDY, 2006). Pesquisas

sugerem uma forte relação entre postura e função fisiológica (HÄGGLUND e WAGNER,

2008). A postura influencia a função cardiorrespiratória, a distribuição de pontos de pressão, o

desempenho do trato digestivo, o sono e a dor (VEKERDY, 2006).

Indivíduos com paralisia cerebral assentam com a pelve mais inclinada para trás (retroversão)

e com o tronco caído para frente (flexionado) como mecanismo de inibição de alguns reflexos

tônicos, mas esta postura impede a contração efetiva dos músculos estabilizadores da coluna,

resultando em instabilidade e colapso do tronco (VEKERDY, 2006; HATTA et al, 2007).

As crianças com paralisia cerebral utilizam com freqüência cadeiras com adaptações

especiais, com o objetivo de melhorar a postura e auxiliar a prevenção de deformidades. Além

disso, elas promovem funcionalidade e maximizam o conforto do paciente (HATTA, et al.,

2007).

1.2. A cadeira de Rodas como recurso terapêutico

A cadeira de rodas é um dos aparelhos terapêuticos mais importantes na reabilitação, utilizada

por um número significativo de indivíduos, merecendo, por isto, atenção especial (BATAVIA

et al., 2001; ARAÚJO, 2009).

Este aparato não é simplesmente um assento que permite

mobilidade e conforto ao indivíduo, uma vez que pode substituir um membro incapaz

(BATAVIA et al., 2001; HUNDERTMARK, 1985). A cadeira de rodas é, portanto, um

substituto mecânico para a perda ou incapacidade de realizar as funções deambulatórias, por

isso é importante que ofereça o máximo de suporte postural e manuseabilidade (HASTINGS

et al., 2003; KENWARD, 1971). No entanto, das cadeiras de rodas prescritas, poucas são

confeccionadas sob medidas individuais. A maioria é construída dentro de um modelo padrão,

com adaptações para acessórios adicionais, que não envolvem alterações na base estrutural

(BATAVIA et al., 2001; KENWARD, 1971). Isto é insatisfatório para um grande número de

usuários de cadeira de rodas, que, em virtude de sua comprometida simetria, têm medidas

desproporcionais e, por isso, muitas vezes, não permanecem adequadamente acomodados

(BATAVIA et al., 2001; KENWARD, 1971; COOK e HUSSEY, 2002).

O assento adaptado deve ser o aparelho mais importante e disponível para qualquer indivíduo

que não possa se assentar confortável, seguro e de forma funcional em uma cadeira de rodas

comercialmente disponível (BATAVIA et al., 2001; HASTINGS et al., 2003; KIRBY et al.,

1995).

Partindo do pressuposto de que a configuração da cadeira de rodas pode modificar o

alinhamento da coluna vertebral, então está diretamente relacionada com a mobilidade

funcional de indivíduos com disfunções neuromusculares (HASTINGS et al., 2003;

JANSSEN-POTTEN, 2001; MYHR e WENDT, 1991). Investigadores acreditam, após

realizarem experiência empírica, que a configuração personalizada da cadeira de rodas

melhora o alinhamento da coluna vertebral do usuário no plano sagital (HASTINGS et al.,

2003; JANSSEN-POTTEN et al., 2000). Estudos anteriores demonstraram que as

especificações da cadeira de rodas também influenciam a estabilidade (BATAVIA et al.,

2001).

A cadeira de rodas adaptada deve ser “terapeuticamente” projetada para melhorar a função

global do paciente (BATAVIA et al., 2001; HASTINGS et al., 2003). A fim de atingir este

objetivo, deve-se visar ao aprimoramento da mobilidade, da postura, do tônus muscular, da

habilidade para comer, digerir e respirar, da interação com o ambiente, a partir da postura

sentada e do desenvolvimento psicossocial e cognitivo (MAJAESS et al., 1993; MAURER e

SPRIGLE, 2004; MAY et al., 2004; MYHR e WENDT, 1991). Através desses benefícios, é

possível prevenir úlceras dérmicas, deformidades, dores musculares, dentre outros

(BATAVIA et al., 2001; DABNEY et al., 2003).

Geralmente os pacientes que requerem assentos altamente especializados têm espasticidade

extensora severa e muitos desenvolvem acentuada escoliose com rotação de vértebras

(DABNEY, 2003; HOLMES et al., 2003; KALEN et al., 1992). Pacientes com disfunções

neurológicas, que apresentam hipertonia de moderada a grave, têm fixações e contraturas (S-F

et al., 2003). Estas condições repercutem na adaptação de permanecerem sentados em cadeias

de rodas sem acomodações personalizadas (HOLMES et al., 2003).

Diversas pesquisas continuam a investigar os aspectos positivos e negativos das adaptações

individualizadas e dos modelos de cadeira de rodas disponíveis no mercado para auxiliar o

posicionamento dos usuários de cadeira de rodas. Além disso, novos modelos são

freqüentemente propostos, mas poucos têm enfatizado o posicionamento pélvico. Uma vez

que o alinhamento pélvico é crucial para a adoção de uma postura sentada adequada (VAN

GEFFEN, 2008b), são necessários projetos de assentos mais cautelosos e criativos e de

componentes para suporte pélvico, com o objetivo de se obter um posicionamento pélvico

otimizado.

2 OBJETIVOS

2.1. Objetivo geral

O objetivo geral deste estudo é:

− Propor um novo projeto específico para assento de cadeira de rodas, com vistas a obter um

melhor alinhamento pélvico.

2.2. Objetivos específicos

Os objetivos específicos são:

– Confeccionar o assento móvel nos três planos e o sistema de medição;

– analisar, por meio de um sensor sensível à pressão, a influência do novo projeto específico

para assento de cadeira de rodas, na distribuição de peso de 34 indivíduos sem disfunções

neuromusculares;

– avaliar a eficácia do assento articulado em alterar a distribuição de peso na posição

assentada.

Hipótese a testar:

O novo projeto de assento de cadeira de rodas é capaz de alterar o centro de massa do

indivíduo, alterando a distribuição de peso na posição assentada?

3 REVISÃO DA LITERATURA

3.1. Histórico da Cadeira de rodas

A mobilidade é necessária para permitir a realização de todas as atividades de vida diária e a

inclusão social, apresentando um grande impacto na qualidade de vida do indivíduo. Para a

criança, a mobilidade é um pré-requisito para o desenvolvimento cognitivo e social. Quando a

mobilidade é difícil ou impossível, devido a limitações motoras, a cadeira de rodas pode

permiti-la, bem como tornar atividades e a participação nas mesmas possíveis

(SAMUELSSON et al., 2009).

A cadeira de rodas em seu formato atual começou a ser desenvolvida no início do século

XVIII. Nesta época a cadeira de rodas era de madeira, pesada e de difícil dirigibilidade,

promovendo pouca independência para o usuário. A primeira Guerra Mundial deixou uma

legião de jovens com incapacidades e muitos tornaram cadeirantes, mas, embora a cadeira de

rodas já tivesse rodas de aço, ela não permitia independência na mobilidade (KARP, 1998).

Em 1932, Herbert Everest, que havia se tornado paraplégico em um acidente em mineração, e

seu amigo engenheiro, Jarry Jennings fabricaram a primeira cadeira de rodas dobrável de

alumínio e com braços removíveis, sendo uma inovação e tanto para a época, resultando na

fundação da Everest & Jennings Company, que por muitos anos monopolizou o mercado de

cadeira de rodas. A E&J Company permanece fabricando cadeiras de rodas e ela representou

o surgimento da cadeira de rodas moderna (COOPER, 1998; KARP, 1998).

A segunda Guerra Mundial liderou avanços nos equipamentos terapêuticos, mas ainda

permanecia o conceito one size fits all, ou seja, um único tamanho serviria para qualquer

usuário, ao invés de uma configuração personalizada (COOPER, 2006). Logo após a Segunda

Guerra Mundial surgiram as cadeiras de rodas esportivas como uma ferramenta de

reabilitação (ARDIGO et al., 2005; COOPER, 1998). O movimento esportivo tornou-se tão

efetivo que pesquisas sobre a interação entre o cadeirante e a sua cadeira foram realizadas e,

então, desempenho, durabilidade, conforto e aparência tornaram fatores importantes nos

projetos de cadeira de rodas (ARDIGO et al., 2005).

Existe uma estreita relação entre a cadeira de rodas e o usuário, permitindo que ele expresse a

sua personalidade e seu estilo de vida, e não a sua deficiência (WOUDE et al., 2005).

Por volta de 1970 e 1980, a atividade física e o forte desejo por inclusão levaram os usuários a

adaptarem as suas próprias cadeiras para melhor atender às suas necessidades. As cadeiras

manuais se tornaram mais leves, mais acessíveis aos diferentes ambientes e mais funcionais

(COOPER, 1998).

A última década pode ser caracterizada como a década das cadeiras de rodas motorizadas,

devido ao avanço tecnológico. Elas permitem maior independência na mobilidade para

indivíduos com disfunções motoras mais severas. (ATTALI e PELISSE, 2001).

As cadeiras de rodas aperfeiçoaram substancialmente desde sua criação, no entanto, muitos

indivíduos por todo o mundo permanecem imóveis ou dependentes de serem carregados, por

restrições na aquisição desta tecnologia (AMATUZZI e GREVE, 2007).

3.2. Biomecânica e alterações da postura sentada

A posição na qual um indivíduo está com um bom alinhamento corporal é chamada postura

neutra. Nela o indivíduo permanece mais descansado, uma vez que seus músculos não

precisam de muito esforço para mantê-la, no entanto, ela não é uma postura inativa, uma vez

que neste estado a pessoa está pronta para agir. Ela é o ponto de retorno entre extremos de

mudanças posturais (ZOLLARS, 1996).

A posição neutra é uma referência para terapeutas que adaptam cadeiras de rodas e espera-se

que nesta postura o indivíduo esteja com a pelve em neutro (discreta ante-versão) e peso sobre

as tuberosidades isquiáticas, o tronco ereto, mas com as curvas fisiológicas preservadas,

quadril e pernas separados cerca de 5-8° da linha média, articulações dos joelhos e dos

tornozelos com ângulos de 90° e pés repousando na superfície de apoio (BERGER et al.,

1990). Além disso, a cabeça deve estar ereta, na linha média, permitindo o olhar para o

ambiente, os ombros relaxados e os braços livres para movimentar e realizar funções

(BERGER et al., 1990).

FIGURA 3.1: Posição neutra: tronco ereto com preservação das curvas fisiológicas da coluna vertebral, pelve em

neutro, peso sob as tuberosidades isquiáticas, pés repousando sobre a superfície

FONTE: Berger et al., 1990.

Indivíduos com disfunções neuromotoras são estimulados a realizar atividades de vida diária

(AVD´S) enquanto permanecem a maior parte do tempo em vários tipos de assento

(MAJAESS et al., 1993; MAY et al., 2004; MYHR e WENDT, 1991). Isto requer que as

cadeiras de posicionamento sejam estruturadas para assegurar uma postura sentada funcional

e otimizada, de modo que o indivíduo possa obter o grau máximo de independência funcional

quando move seus braços e mãos (JANSSEN-POTTEN et al., 2001; MYHR e WENDT,

1991).

A posição da pelve é capaz de dizer sobre o grau e a distribuição do tônus muscular do

indivíduo. (HOLMES et al., 2003). A maioria dos indivíduos espásticos apresenta uma

retroversão pélvica quando sentados, indicando, normalmente, uma excessiva ativação dos

músculos extensores do quadril, ao contrário, uma anteversão pélvica usualmente indica um

tônus bem baixo (HOLMES et al., 2003).

Observando uma pessoa com retroversão pélvica, por exemplo, pode-se constatar facilmente a

influência que a pelve tem sobre o posicionamento de todo o corpo. Os membros inferiores

tenderão à adução e rotação interna com uma concomitante extensão de joelhos e flexão

plantar, como padrão extensor que iniciou no quadril (BERGER e COLANGELO, 1982).

Essa retroversão da pelve também fornece ao indivíduo uma sensação de estar “para trás” no

espaço, descarregando peso sobre o sacro, e por isso ele tenta trazer seu corpo para frente,

inclinando seu tronco, com cifose, e hiperestendendo o pescoço para compensar a cifose

torácica (BERGER e COLANGELO, 1982).

(a) (b)

FIGURA 3.2: (a) criança com retroversão pélvica e (b) correção da retroversão pélvica com inclinação anterior

do assento (cunha anterior)

FONTE: Arquivo pessoal da autora

Da mesma forma, quando a pelve é ântero-vertida, reações de equilíbrio e endireitamento

devem resultar em extensão da cabeça e tronco (cabeça e tronco para trás) e flexão do quadril

e joelho (CHOLEWICKI et al., 2000; S-F et al., 2003).

(a) (b)

FIGURA 3.3: (a) paciente com anteversão pélvica e (b) paciente com posicionamento adequado da pelve após

colocação da cunha posterior

FONTE: 2° Simpósio Brasileiro de Adequação Postural, 2008.

Corrigindo o alinhamento pélvico, altera-se todo o posicionamento corporal, resultando em

melhora da função manual. Por isto é essencial que toda avaliação na postura sentada se inicie

pela pelve e que toda intervenção se inicie pela sua correção (BERGER e COLANGELO,

1982).

A estabilidade lateral da pelve deve ser avaliada com atenção à distribuição desigual do peso

(CHOLEWICKI et al., 2000; S-F et al., 2003). Os movimentos laterais podem estar

severamente restritos nos indivíduos com escoliose e freqüentemente a cintura pélvica e a

costela mais baixa estão bem próximas uma da outra (DABNEY et al., 2003; HOLMES et al.,

2003; KALEN et al., 1992). Com o objetivo de distribuir o peso do indivíduo o máximo

possível, mudanças na postura devem ser observadas quando o peso é deslocado mais sobre

os dois ísquios (MYHR e WENDT, 1991; CHOLEWICKI et al., 2000; S-F et al., 2003).

FIGURA 3.4: Indivíduo com instabilidade lateral e inclinação pélvica causando distribuição desigual de peso

FONTE: 2° Simpósio Brasileiro de Adequação Postura, 2008.

Finalmente, deve-se observar a função das extremidades superiores quando a posição da

cabeça, do tronco e da pelve é alterada (CHOLEWICKI et al., 2000; JANSSEN-POTTEN et

al., 2001; MYHR e WENDT, 1991; S-F et al., 2003; O’SULLIVAN e SCHMITZ, 1994).

Alguns pacientes provavelmente necessitam de correções cirúrgicas antes de serem trazidos

para a postura sentada ereta (DABNEY et al., 2003; KALEN et al., 1992; MYHR e WENDT,

1991).

Durante o sentar a posição ótima da pelve é uma discreta ântero-versão, por isso deve

aproximar o máximo possível à inclinação anterior (BATAVIA et al., 2001; JANSSEN-

POTTEN et al., 2001; KERR e ENG, 2002; MAURER e SPRIGLE, 2004; MYHR e

WENDT, 1991; NWAOBI et al., 1988; S-F et al., 2003).

Quando um indivíduo se encontra na posição sentada, a lordose lombar desaparece e o peso

do corpo está, na maioria das vezes, sobre as tuberosidades isquiáticas e ao redor de tecidos

moles adjacentes (KERR e ENG, 2002; MORIOKA, 1999). Numa postura sentada ereta, a

linha da gravidade está acima das tuberosidades isquiáticas que atuam como um fulcro, sendo

que o local da linha de gravidade em relação a elas é um fator importante na avaliação da

ativação muscular necessária para manter o equilíbrio (JANSSEN-POTTEN et al., 2001;

MORIOKA, 1999).

FIGURA 3.5: (a) sacro, onde indivíduos com disfunções neuromotoras descarregam pesam erroneamente

quando a pelve está retrovertida e (b) tuberosidades isquiáticas, onde indivíduos sem disfunções neuromotoras

descarregam peso.

FONTE: Zollars, 1996.

FIGURA 3.6: Movimento de anteversão pélvica no plano sagital demosntrado pela seta; movimento de

retroversão, não demonstrado, é o oposto no plano sagital

FONTE: Zollars, 1996.

Resultados de estudos mostraram que, para obter um ângulo de 90°, ângulo de flexão

anatômico do quadril (AAFQ), na posição sentada, o ângulo entre o encosto e o assento

deveria ser posicionado em aproximadamente 85° para os pacientes espásticos leves, 63° para

os moderados e 58° para os graves (NWAOBI et al., 1988)

Uma vez que o posicionamento do encosto a 63° e a 58° é provavelmente inapropriado do

ponto de vista funcional e estético, o estudo sugere que são necessários projetos de assentos

mais cautelosos e criativos ou projetos específicos de encosto e de componentes para suporte

pélvico, com o objetivo de se obter um posicionamento pélvico otimizado (NWAOBI et al.,

1988).

(a) (b)

FIGURA 3.7: (a) indivíduo com disfunção neuromotora sentado em cadeira de rodas sem adaptação, mas com

ângulo entre o encosto e o assento igual a 90°, o que não significa, necessariamente, que a articulação do quadril

esteja posicionada em 90° ou que o alinhamento vertical da pelve seja o mesmo daquele do encosto, (b) para

obter um ângulo de flexão anatômico do quadril (AAFQ) de 90°, na posição sentada, o ângulo entre o encosto e

o assento deveria ser posicionado em aproximadamente 85° para os pacientes espásticos leves, 63° para os

moderados e 58° para os graves, o que é inviável do ponto de vista funcional e estético

FONTE: (a): Batavia, 2001 e Nwaobi, 1988 e (b): Nwaobi et al., 1988.

Quando um indivíduo senta com ântero-versão e com a linha da gravidade localizada

anteriormente às tuberosidades isquiáticas, os músculos posteriores do tronco se contraem

para conter o efeito da gravidade (KERR e ENG, 2002; MORIOKA, 1999; NWAOBI et al.,

1988; S-F et al., 2003).

Inclinando-se o assento para frente, facilita-se, portanto, a ântero-

versão (KIRB et al., 1995; MORIOKA, 1999; NWAOBI et al., 1988).

Uma postura sentada

ereta é obtida pela discreta ântero-versão, que pode ser proporcionada inclinando o assento

para frente. Assim, a coluna lombar é modificada em relação à lordose, posicionando a linha

da gravidade anteriormente às tuberosidades isquiáticas (KIRB et al., 1995; MORIOKA,

1999; NWAOBI et al., 1988).

A inclinação do assento para frente pode ser potencialmente benéfica para os pacientes que

apresentam fadiga após um longo período sentados (JANSSEN-POTTEN et al., 2000;

JANSSEN-POTTEN et al., 2001). A inclinação pélvica e o alinhamento da coluna são

também fatores importantes na prevenção de dor na coluna lombar, causada pelo sentar

prolongado (S-F et al., 2003).

A discussão de uma postura sentada ideal para usuários de cadeira de rodas, sobretudo para

aqueles que realizam a propulsão de sua própria cadeira, ainda não está bem esclarecida, visto

que sentar não é uma posição normal para locomoção (S-F et al., 2003; WEI et al., 2003) Essa

postura é normalmente utilizada por indivíduos sem incapacidade física como uma fase de

transição ou uma posição de descanso, além de adotarem várias outras posições para

realizarem atividades específicas (NWAOBI et al., 1988). Esse paradigma está centrado no

conforto e especificamente em um posicionamento sentado adequado, que promova

alinhamento postural e estabilidade, a fim de melhorar o desempenho funcional dos pacientes

quando estão sentados, prevenir úlceras dérmicas, deformidades, contraturas, dores lombares,

disfunções por esforço repetitivo nas extremidades superiores e cirurgias (UNDY;

LUMSDEN; FAIRHURST, 2009).

A revisão que se segue, dos itens 3.3 e 3.4, descreve os métodos propostos para melhorar o

alinhamento postural de pacientes com disfunções neuromotoras, seja pela adaptação do

sistema de assento ou pela escolha de um modelo específico de cadeira de rodas. Embora

existam diversos recursos para auxiliar o posicionamento dos cadeirantes, poucos são

específicos para a pelve, por isso muitos são ineficazes e outros paleativos.

3.3. Aspectos relevantes para a adaptação adequada da cadeira de rodas e as

adaptações mais comumente disponíveis

Muitos indivíduos com disfunções neuromotoras necessitam de mais suporte postural do que

as cadeiras ou cadeiras de rodas comercialmente disponíveis podem promover. Ambas, a

cadeira ou a cadeira de rodas podem ser adaptadas e um Sistema de assento pode ser

especialmente desenvolvido para esta pessoa (ZOLLARS, 1996).

Um Sistema de assento consiste de uma espuma para o assento, de encosto e de componentes

adicionais capazes de promover mais suporte postural para o indivíduo (CONGRAVE e

ROSE, 2003). Um Sistema de mobilidade é a base que permite ao indivíduo mover-se de um

lugar a outro, como, por exemplo, os carrinhos motorizados e a cadeira de rodas. Ele deve ser

uma forma eficiente de locomoção em ambientes internos e externos (CONGRAVE e ROSE,

2003).

As cadeiras de rodas com assentos especiais podem ser a chave para a independência de

pessoas com disfunções, pois um indivíduo incapaz de andar permanece a maior parte do

tempo sentado, portanto, o sistema de assento deve promover-lhe conforto e suporte

(ZOLLARDS, 1996).

Investigadores acreditam, após realizarem experiência empírica, que a configuração

personalizada da cadeira de rodas melhora o alinhamento da coluna vertebral no plano sagital,

a funcionalidade e a estabilidade do usuário (HASTINGS et al., 2003; JANSSEN-POTTEN et

al., 2000).

Para se obter uma adequada prescrição deste equipamento é relevante que se conheçam e

analisem alguns aspectos sobre os cadeirantes, que deve incluir sua faixa etária, o tipo de

seqüela da deficiência, tempo de deficiência, atividades diárias e expectativa de uso. Sugere-

se que o processo de prescrição seja cauteloso e com máxima participação do usuário, ou, se

não for possível, de sua família ou cuidador (AMATUZZI e GREVE, 2007; SÖDERBACK,

2009).

Os sistemas de assento incluem aqueles componentes que suportam o usuário na base móvel e

têm sido revistos até hoje (BATAVIA et al, 2001; LUSARDI e NIELSEN, 2000). Nele, duas

variáveis são bastante importantes: o assento (material e densidade, medidas) e o ângulo entre

assento e encosto (BATAVIA et al., 2001). A escolha por um tipo ou outro de material e

densidade do assento podem resultar em úlcera dérmica, se aquele escolhido não estiver

distribuindo adequadamente a pressão (PIPKIN e SPRINGLE, 2008). Muitos tipos de

almofadas foram desenvolvidas nos últimos anos combinando materiais e formatos diferentes.

A indicação é bastante personalizada, pois cada indivíduo tem uma forma de sentar e a

almofada deve priorizar as necessidades posturais e dermatológicas de cada cadeirante. A

altura da almofada pode afetar o acesso aos ambientes, a densidade influencia o equilíbrio e o

posicionamento dos membros inferiores sob o apoio de pé e o peso interfere na propulsão,

manuseabilidade, portabilidade e facilidade do cuidador de empurrar e puxar a cadeira

(FISCHER, 2007). O contorno e o formato das almofadas devem reduzir ao máximo o

excesso de pressão sobre proeminências ósseas e sobre outras áreas em risco de desenvolver

úlceras dérmicas (FISCHER, 2007).

As almofadas também devem ser conformadas para se adequar às assimetrias, deformidades,

instabilidades posturais (FISCHER, 2007). As almofadas de espuma foram aprimoradas

durante os anos, pois são facilmente escavadas para acomodar deformidades e moldadas para

gerar contornos; além disso, são populares e apresentam baixo custo (APATSIDIS et al.,

2002). Os géis de polímeros, gel fluído e as câmaras de ar também são materiais usados para

confeccionar almofadas e já é possível encontrar no mercado brasileiro todas as grandes

marcas de sistemas de assento disponíveis no mercado internacional. No entanto, há uma

carência de profissionais que dominam a técnica para prescrição individualizada desses

produtos e, além disso, existem poucos clientes dispostos a fazer frente aos altos custos

(AMATUZZI e GREVE, 2007). Dentre os formatos das almofadas de espumas mais

utilizados na prática clínica encontram-se: os de espuma com corte em cunha anterior ou

posterior, espuma escavada, espuma reta com calço de borracha, como podem ser vistas nas

figuras 3.8a, 3.8b e 3.9, respectivamente. Seguindo a ordem: espuma com corte em cunha

anterior ou posterior, espuma escavada e espuma reta com calço de borracha, elas têm por

objetivo diminuir a retroversão pélvica, diminuir a anteversão pélvica, proporcionar flexão de

quadril em indivíduos com forte tônus extensor e alinhar desvios pélvicos no plano frontal,

respectivamente (BERGER et al.,1990; BERGER e COLANGELO, 1982; ZOLLARS, 1996).

Pode-se ainda utilizar o cinto pélvico ou cinto calção para evitar que o paciente deslize para

frente ou para auxiliar o alinhamento pélvico no plano transverso (ZOLLARS, 1996).

(a) (b)

FIGURA 3.8: (a) assento adaptado com abdutor, indicado pela seta, e em cunha anterior para retroversão pélvica

e (b) assento adaptado com abdutor e em cunha posterior para anteversão pélvica

FONTE: Arquivo pessoal da autora

FIGURA 3.9: Assento adaptado com abdutor e calço na região posterior à esquerda, indicado pela seta, utilizado

para desvios posturais laterais, neste caso, curva da coluna vertebral com concavidade à direita

FONTE: Arquivo pessoal da autora

A largura do assento deve ser determinada pela largura do quadril do usuário, bem como pelo

posicionamento correto dos braços, ao impulsionar as rodas traseiras, pelo espaço corporal

para movimentação, adequando às dimensões externas da cadeira de rodas em relação ao

meio físico, e pelo equilíbrio e posicionamento adequados (BATAVIA et al., 2001 e

BENNETT et al., 2009). Muitos usuários, a maioria lesados medulares, que realizam a

propulsão da própria cadeira preferem que elas sejam estreitas, adicionando apenas 2 cm a sua

largura, pois desta forma há melhor acesso aos diversos ambientes e mais facilidade nas

manobras em pequenos espaços (COOPER, 1998). O mesmo não ocorre com as cadeiras de

rodas confeccionadas sob medida ou compradas com medidas padronizadas, para as crianças

com paralisia cerebral, uma vez que estão em fase de crescimento. Para elas, a cadeira de

rodas é cerca de 5 cm maior do que a largura do quadril delas e este espaço é preenchido com

espumas laterais, que geram conforto e suporte corporal (BATAVIA et al., 2001;

KENWARD, 1971).

FIGURA 3.10.: Espumas do assento adaptado: assento escavado com espuma tipo caixa de ovo na região

escavada e as espumas laterais preenchendo o “excesso” da largura da cadeira de rodas, ambos indicados por

setas

FONTE: Arquivo pessoal da autora

O comprimento ou a profundidade do assento é a distância entre o encosto e o término do

assento e deve ter a mesma medida do comprimento da coxa na posição sentada (distância do

glúteo à fossa poplítea) para permitir o máximo contato entre sua superfície e a perna do

usuário (COOPER, 1998). Desta maneira distribui melhor o peso e previne úlceras dérmicas.

Se o assento é muito curto, pouco peso será distribuído nas coxas, aumentando descarga sob

as proeminências ósseas, no entanto, é necessário que exista uma folga de dois a três dedos

entre o término do assento e a fossa poplítea, evitando compressão nervosa e/ou vascular

(HAMANAMI e TOKUHIRO, 2004; ROSENTHAL, 1996).

Geralmente os pacientes que requerem assentos altamente especializados têm espasticidade

extensora severa e muitos desenvolvem acentuada escoliose com rotação de vértebras

(DABNEY, 2003; HOLMES et al., 2003; KALEN et al., 1992). Pacientes com disfunções

neurológicas, que apresentam hipertonia de moderada a grave, têm fixações e contraturas (S-F

et al., 2003). Estas condições repercutem na adaptação de permanecerem sentados em cadeias

de rodas sem acomodações personalizadas (HOLMES et al., 2003).

As cadeiras de rodas confeccionadas para crianças com paralisia cerebral que apresentam

apenas o objetivo de posicionamento têm um ângulo entre assento e encosto entre 90 e 100°,

sendo que o assento está paralelo ao chão e o encosto inclinado 10° para trás (S.M. et al.,

2007). Já as cadeiras de rodas utilizadas por indivíduos que realizam sua própria propulsão

apresentam uma inclinação do assento para trás de 10° (DESROCHES et al., 2006). A

inclinação do assento é importante para a fixação e estabilidade do usuário à cadeira e

influencia no alinhamento corporal, além de favorecer a propulsão das rodas e evitar que o

usuário escorregue para frente no assento. Ela é vista freqüentemente nas cadeiras de rodas

denominadas Monobloco (BERTOCCI, et al., 2003; JANSSEN-POTTEN et al., 2001; WEI et

al., 2003).

Aissaoui et al.(2002) demonstrou que a inclinação do assento para trás de 10°

aumenta significativamente a efetividade da força de propulsão (componente tangencial), em

um grupo de usuários de cadeira de rodas.

A altura do encosto é determinada entre o assento e o término do encosto (LUSARDI e

NIELSEN, 2000). Esta medida é ponderada de acordo com as capacidades do paciente. Em

alguns casos, o inadequado controle de cabeça exige um apoio de cabeça associado a um

encosto mais alto, enquanto que um inadequado controle de tronco exige apenas um encosto

mais alto, mas, sempre que possível, o encosto deve ter altura abaixo da escápula, permitindo

ampla mobilidade e equilíbrio do usuário (HASTINGS, et al., 2003; MAY, et al., 2004).

A inclinação do encosto varia de acordo com os modelos disponíveis no mercado, sendo o

mais utilizado a inclinação de 10 graus (MAY, et al., 2004). Um encosto com uma espuma de

alta densidade, mais firme, deve ser sempre utilizado quando o usuário apresenta paralisia

cerebral e antes da espuma um compensado de madeira é utilizado para que o encosto não

sele, resultando em cifose indesejada (BERGER e COLANGELO, 1982). O encosto pode

ainda ser escavado para acomodar deformidades fixas, prevenindo que elas se transformem

em pontos de pressão que geram as úlceras dérmicas, ou pode ser adaptado, de forma a

auxiliar no alinhamento do tronco não deformado (ZOLLARS, 1996).

(a) (b) (c)

FIGURA 3.11: (a) e (b) indivíduo com deformidade fixa na coluna vertebral e (c) encosto adaptado escavado

para acomodar deformidade fixa causada pela cifoescoliose

FONTE: 2° Simpósio Brasileiro de Adequação Postural, 2008.

Os componentes adicionais capazes de promover mais suporte postural para o cadeirante

também fazem parte do Sistema de assento (CONGRAVE e ROSE, 2003).

Dentre estes componentes a serem considerados para a prescrição de CR serão descritos, neste

tópico, os suportes laterais do tronco (ou hastes laterais), o abdutor, o cinto pélvico (cinto

calção) e o cinto torácico (cinto colete), por apresentarem maior relação com os recursos

disponíveis para auxiliar o posicionamento de pacientes com disfunções neuromotoras,

embora nem todos sejam abordados diretamente pela pelve. Os demais componentes, como a

altura e o ângulo do apoio de pé, o comprimento e a altura do descanso de braço, a mesa, o

sistema de freio e a estética encontram-se descritos no Anexo E.

Os suportes laterais do tronco, quando posicionados dos dois lados na mesma altura,

promovem uma orientação para o paciente sobre o alinhamento postural adequado e

estabilidade para o tronco, sendo que sua altura dependerá da quantidade de controle postural

e estabilidade requerida (ZOLLARS, 1996). Segundo Zollars (1996), os suportes podem ser

posicionados próximos à caixa torácica, limitando movimento ou colocados um pouco

afastados da caixa torácica, permitindo movimento discreto de um lado para o outro. Eles

também podem estender do encosto até a parte anterior do tronco para maior suporte ou

podem ser curtos se menos suporte é necessário. Se os suportes laterais são necessários apenas

para algumas atividades, eles devem ser removíveis quando necessário (ZOLLARS, 1996). Se

o indivíduo apresenta uma curva flexível com inclinação do tronco para o lado e necessita de

mais apoio para prevenir deformidades nesta postura, então os suportes laterais do tronco

podem ser posicionados com alturas diferentes, alinhando o tronco: um suporte ficará do lado

côncavo, no limite superior da curva e o outro do lado convexo, no limite inferior da curva.

(BERGER et al.,1990). Se a inclinação do tronco para o lado é uma deformidade fixa, então a

adaptação será realizada de forma que os suportes de tronco apóiem a curva prevenindo sua

progressão, mas sem a intenção de corrigi-la (BERGER et al.,1990).

(a) (b) (c)

FIGURA 3.12: (a) suportes com mesmas alturas, (b) suportes com alturas diferentes e (c) suportes laterais (setas

vermelhas) com regulagens para frente/trás, medial/lateral e mais alto/mais baixo (setas pretas) e possibilidade

de remoção dos mesmos

FONTE: Arquivo pessoal da autora

O abdutor é utilizado quando ambas as pernas movem em direção à linha média (adução). A

intenção é que este dispositivo seja um suporte limitando o movimento de adução e mantendo

as pernas separadas na posição neutra (pernas nem abduzidas – abertas – nem aduzidas –

fechadas) (ZOLLARS, 1996).

Inicialmente, os cintos eram colocados nas cadeiras de rodas para atuarem apenas como um

dispositivo de segurança, impedindo que o usuário caísse para fora delas, mas atualmente os

cintos também apresentam fins terapêuticos de posicionamento (BERGER et al., 1990). O

cinto pélvico tem por objetivo estabilizar a pelve impedindo que o paciente escorregue no

assento e, desta forma, auxiliar no posicionamento mantendo a postura adequada do usuário

da cadeira (BERGER et al., 1990). Ele pode ainda ser regulado com forças de magnitudes

diferentes nos lados esquerdo e direito, objetivando corrigir desvio pélvico no plano

transverso (rotação) (ZOLLARS, 1996). O cinto colete promove estabilidade anterior para o

tronco auxiliando na manutenção da postura ereta e na segurança do cadeirante

(O´SULLIVAN e SCHMITZ, 1994). Ele deve gerar segurança e conforte, sem limitar a

respiração ou causar irritações na pele (O´SULLIVAN e SCHMITZ, 1994).

(a) (b)

FIGURA 3.13: (a) cinto pélvico na cadeira adaptada, (b) cinto pélvico sendo utilizado por um paciente,

impedindo que o mesmo escorregue no assento

FONTE: Arquivo pessoal da autora

(a) (b)

FIGURA 3.14: (a) cadeira adaptada com cinto colete, (b) cadeirante utilizando o cinto colete

FONTE: Arquivo pessoal da autora

A base de mobilidade deve suportar o sistema de assento e deve ser uma estrutura segura e

estável sob a qual o indivíduo possa se locomover (BERGER et al., 1990). De acordo com

Berger (1990), a mobilidade pode ser: 1) dependente (propulsão gerada por alguém que está

empurrando a cadeira de rodas), 2) manual independente (cadeirante realiza a propulsão), 3)

motorizada independente (propulsão ativada atrás de joystick, da voz ou de interruptor). A

base de mobilidade, estrutura e armação não deve apenas promover suporte estrutural, mas

também servir para uma adequada dirigibilidade e locomoção (BATAVIA et al., 2001). Se a

base de suporte for pesada ou pobremente manuseável, o usuário provavelmente ficará

insatisfeito com a cadeira de rodas (BATAVIA et al., 2001). As dimensões da base de

mobilidade da cadeira de rodas irão determinar também a facilidade ou dificuldade de

atravessá-la em locais com dimensões restritas, portanto, deve manter o acesso do usuário ao

seu ambiente (BATAVIA et al., 2001 e KENWARD, 1971).

Se a prescrição da cadeira de rodas visa à otimização da funcionalidade, então é interessante

enfocar a transdisciplinaridade, aumentando a visão crítica dos profissionais envolvidos, em

outras disciplinas, sem que os mesmos limitem seus conhecimentos às suas áreas específicas.

A posição neutra é uma referência para terapeutas que adaptam cadeiras de rodas porque ela

permite uma base de suporte estável, deixa o corpo em um estado otimizado para agir,

favorece a exploração visual do ambiente e otimiza a função dos braços e mãos (BERGER e

COLANGELO, 1982).

Nesta revisão, observou-se que das adaptações disponíveis muitas estão direcionadas para o

conforto e para a funcionalidade do paciente. Sabe-se que o conforto e a funcionalidade do

cadeirante são aspectos importantes e que devem ser considerados, no entanto, uma vez que o

posicionamento pélvico é priorizado, estes aspectos podem ser atingidos mais facilmente.

Dentre aqueles recursos direcionados para o alinhamento pélvico como, por exemplo, as

espumas em cunha e com calço, percebe-se que são extremamente artesanais e, muitas vezes,

realizados de forma empírica, por isso terapeutas e pacientes podem se beneficiar por um

projeto específico de assento que permite ajustes de acordo com as necessidades do indivíduo

com lesão neurológica, promovendo, desta forma, um posicionamento pélvico otimizado e

conseqüentemente os benefícios deste alinhamento.

3.4. Modelos disponíveis de cadeira de rodas na atualidade

Vimos anteriormente que existem três categorias gerais de necessidades de mobilidade sobre

rodas: mobilidade dependente, manual independente e motorizada independente. Dentro

dessas três categorias, existem centenas de estilos e opções disponíveis, portanto serão

abordadas, em sua maioria, aquelas comumente encontradas e disponíveis no mercado

brasileiro.

O modelo mais convencional, modelo padrão, muitas vezes também denominado como

cadeira de rodas genérica, apresenta as seguintes características: assento e encosto de lona

suspensos por uma estrutura tubular (ferro ou alumínio) na horizontal e na vertical

respectivamente, dobrável em X, com rodinhas dianteiras aro 8”, rodas traseiras aro 24” e aro

de propulsão de 22”. Este modelo de cadeira de rodas é, de longe, o mais prescrito em todo o

mundo, devido à simplicidade do design e conseqüentemente economia de investimento

(BRUBAKER, 1986).

(a) (b)

FIGURA 3.15: (a) cadeira de rodas padrão Everest & Jennings com fechamento em X e material flexível tipo

lona no assento e encosto. (b) cadeira de rodas padrão Quickie-Wheelchair, em alumínio, com fechamento X e

lona no assento e encosto.

FONTE: www.quickie-wheelchair.com

As cadeiras de rodas convencionais dobráveis em X apresentam uma estrutura e um

mecanismo de fechamento bastante simples, mas muitas vezes são volumosas e pesadas e a

maioria dos usuários não consegue posicioná-las em um veículo sem ajuda de terceiros. Os

braços articulados em X, ver figura 3.16b, podem ser únicos ou duplos, sendo que os duplos

conferem maior resistência à estrutura da cadeira de rodas (COOPER, 1998). Essas cadeiras

não apresentam qualquer tipo de regulagem de posicionamento dos ângulos do assento ou do

ângulo entre assento e encosto.

(a) (b)

FIGURA 3.16: (a) cadeira de rodas em X fechada. (b) braço articulado duplo X, conferindo maior resistência à

estrutura da cadeira de rodas

FONTE: (a) arquivo pessoal da autora e (b) Catálogo de produtos da Tok-leve, 2009.

Outro modelo de cadeira de rodas bastante comum e facilmente encontrado em

estabelecimentos comerciais são as cadeiras de rodas monobloco, também conhecidas como

cadeiras de rodas com fechamento em “L”. O mecanismo de fechamento em “L”, muito

utilizado nas cadeiras bastante leves (conhecidas como cadeiras ultralight), se resume ao

rebaixamento do encosto sobre o assento e à retirada das rodas traseiras pelo mecanismo

quick-release (COOPER, 1998). Isso as torna compactas e fáceis de serem transportadas. O

mecanismo quick-release, como o próprio nome diz, é a retirada rápida de componentes do

equipamento, através apenas da liberação de uma trava, sendo que a mesma facilidade é

encontrada para montá-la novamente. Esse modelo, freqüentemente apresenta uma inclinação

do assento para trás de 10° favorecendo a estabilidade do usuário à cadeira e a propulsão das

rodas sem que o usuário escorregue para frente (BERTOCCI, et al., 2003; DESROCHES et

al., 2006; JANSSEN-POTTEN et al., 2001; WEI et al., 2003).

Embora este modelo tenha essa praticidade para desmontagem e remontagem, as cadeiras

monobloco, assim como aquelas dobráveis em X, também não apresentam regulagens para

variar posicionamentos.

FIGURA 3.17: Cadeira de rodas monobloco com sistema quick-release

FONTE: Catálogo italiano de produtos Otto Bock

As cadeiras de rodas recliner ou reclináveis (Fig. 3.18) apresentam ajustagens no ângulo do

encosto que podem ser realizados enquanto o cadeirante está assentado sob o equipamento

(BERGER et al., 1990). Deve-se observar atentamente o que ocorre com a posição das

almofadas de posicionamento enquanto o encosto é inclinado. Os apoios de cabeça e suportes

de tronco podem causar incômodos e acidentes, caso fiquem inadequadamente posicionados

(DING et al., 2008) . O apoio de braço também tende a ficar mais distante do membro

superior enquanto o encosto é inclinado. Estudos demonstraram que os usuários de cadeira de

rodas utilizam o encosto reclinado quando querem descansar e obter maior conforto, mas o

objetivo terapêutico desta inclinação é também o de variar a distribuição de pressão (DING et

al., 2008). Deve-se ter cautela ao prescrever uma cadeira recliner quando o cadeirante

apresenta espasticidade extensora. A espasticidade extensora é um evento no qual grande

parte dos músculos do corpo se contrae simultaneamente causando extensão de cabeça,

tronco, quadril, joelho e tornozelo (HONG et al., 2006). Quando o encosto é reclinado, esta

nova posição gera uma extensão de tronco, associada a uma diminuição do ângulo de flexão

do quadril, favorecendo então a ocorrência da espasticidade extensora por efeito em cadeia

(HASTINGS et al., 2003). No momento da prescrição do modelo da cadeira de rodas, é

importante ter em mente que as reações de endireitamento sempre irão influenciar a postura se

a coluna do indivíduo estiver reclinada, considerando-se o ângulo do quadril, ou seja, uma

cadeira tipo recliner irá influenciar a postura de diversos segmentos corporais (KERR e ENG,

2002; S-F et al., 2003). Aproximadamente a 5° de posição reclinada, o indivíduo tende a

flexionar a cabeça ligeiramente para frente, a exemplo de como fazemos no assento do carro.

(CHOLEWICKI et al., 2000). A partir de 15°, o indivíduo que apresenta respostas de

endireitamento provavelmente começa a curvar o tronco em flexão. (CHOLEWICKI et al.,

2000). As cadeiras de rodas reclináveis têm a opção de variar a angulação do encosto, sem

alterar o posicionamento do assento, portanto, ela parece ser capaz de diminuir o incômodo

gerado pela manutenção da postura sentada pro tempo prolongado, mas, por outro lado,

demonstra ser ineficiente para promover um alinhamento postural mais adequado (HONG et

al., 2006).

FIGURA 3.18 Cadeira de rodas reclinável modelo Tuffy 497E

FONTE: www.browardmedicalsupply.com

As cadeiras de rodas com tilt, também conhecidas como cadeiras com tilt no espaço,

permitem que sejam anguladas para trás como um todo, enquanto a postura sentada dos

cadeirantes permanece inalterada, uma vez que não há variação do ângulo entre o encosto e o

assento (MACDONALD et al., 2009). Tradicionalmente, é um dos métodos sugeridos para

prevenir úlceras de pressão em usuários de cadeiras de rodas (MACDONALD et al., 2009). O

mecanismo de tilt é capaz de modificar o efeito da gravidade sobre a cabeça e pescoço,

principalmente, assumindo-se que o cadeirante está com apoio adequado do tronco, da pelve e

das pernas; por isso, o tilt para trás pode auxiliar na manutenção da cabeça ereta e no

relaxamento muscular (ZOLLARS, 1996). Este mecanismo pode ser observado na figura

3.19.

Pesquisadores observaram que a combinação dos modelos tilt no espaço e recliner é mais

eficiente para reduzir úlceras de pressão do que um ou outro modelo atuando isoladamente e,

atualmente, essas cadeiras com estes dois dispositivos estão disponíveis para usuários em

cadeira de rodas (DING et al., 2008).

(a) (b)

FIGURA 3.19: (a) cadeira de rodas da Ortobrás com sistema de tilt no espaço, destacado pelo círculo vermelho o

sistema e (b) cadeira com tilt da Reateam

FONTE: (a) catálogo de produtos Ortobrás, 2008 e (b) catalógo de produtos Reateam, 2008

Van Geffen (2008a) propôs um sistema para dissociar os segmentos corporais, no plano

sagital, na postura assentada. Desta forma, através de um sistema de quatro barras, um

paralelogramo, a pelve pode ser rotacionada no plano sagital de forma independente do

encosto, como pode ser visto na figura 3.20 (VAN GEFFEN, 2008b). Van Geffen (2008b)

testou este sistema de quatro barras em 15 indivíduos hígidos do sexo masculino e concluiu

que a combinação entre uma rotação pélvica e uma inclinação do assento, independentes, no

plano sagital, é eficaz para regular as forças de cisalhamento e os focos de pressão na região

sacral. Porém, o sistema demonstrou ser incapaz de regular os focos de pressão na região das

tuberosidades isquiáticas. Após estes resultados, o pesquisador espera modernizar seu

dispositivo, estendendo o ajuste da pelve no plano frontal. Dentre os diversos modelos de

cadeira de rodas, já descritos, este é o primeiro que prevê algum posicionamento pélvico,

porém, ainda limitado à apenas um plano de movimento, o plano sagital.

FIGURA 3.20: Cadeira adaptada proposta por Van Geffen, com sistema de paralelogramo

FONTE: Van Geffen, 2008

Volpini e Pinotti (2008) previram a necessidade de um assento articulado, que auxiliasse o

posicionamento da pelve e, nesta data, o primeiro protótipo já havia sido desenvolvido, como

pode ser visto na figura 3.21. Segundo Volpini et al.(2009), além do auxílio na aquisição de

um adequado posicionamento dos cadeirantes, o assento articulado também permite

mobilidade pélvica destes indivíduos nos três planos, diminuindo o risco de úlceras dérmicas

por meio da redução do tempo de permanência em uma postura sentada estática.

FIGURA 3.21: Protótipo do assento articulado para estudos em bancada

FONTE: Volpini e Pinotti, 2008

Diferentes tarefas, configurações corporais e ambientes, requerem diferentes padrões de

resposta muscular e modificação do papel de cada sistema sensorial (BUCHANAN e

HORAK, 2003; DICKSTEIN et al., 2004; LANZETTA et al., 2004). É importante salientar

que alterações na postura e no equilíbrio, na posição sentada, afetam a habilidade para realizar

as atividades de vida diária e que existe uma grande variabilidade nas respostas de

endireitamento do corpo e de equilíbrio (LANZETTA et al, 2004).

Através do assento móvel será possível facilitar as reações de equilíbrio e endireitamento,

deixando os batentes livres para que o assento realize o movimento de precessão ou limitando,

através deles, o plano e o grau de movimento desejado para trabalhar o equilíbrio, que está

diretamente relacionado à estabilidade dinâmica.

A teoria do Controle Motor, considerada a estabilidade dinâmica como sendo a habilidade de

transferir peso sobre a base de suporte e o controle de movimentos intencionais do Centro de

Massa depende da habilidade de mover os segmentos corporais para a posição desejada

(BLACKBURN et al., 2003; BUCHANAN e HORAK, 2003; COOK e WOOLLACOTT,

2003; LANZETTA et al., 2004). Portanto, o deslocamento do tronco sem perda de equilíbrio

é imprescindível para o desempenho de atividades funcionais (BUCHANAN e HORAK,

2003; CLOLEWICKI et al., 2000; DICKSTEIN et al., 2004; LANZETTA et al., 2004).

Estudos de desenvolvimento de crianças com disfunções neuromotoras têm documentado,

consistentemente, atraso na aquisição de habilidades motoras,

sugerindo, inclusive, que

muitos desses atrasos, tais como na independência postural e na deambulação, se devem ao

pobre equilíbrio e controle postural (BERTENTHAL e HOFSTEN, 1998; BURTNER, P.A.;

QUALLS, C., WOOLLACOTT, 1998).Uma das dificuldades de se encontrarem estudos sobre

a dor nesses pacientes é a falta de comunicação e as limitações cognitivas freqüentemente

vistas neles (ENGEL et al., 2003).

Usuários de cadeira de rodas estão acostumados a manter uma postura sentada estática por

longo período, muitas assimétricas, e a realizar quase todas suas Atividades de Vida Diária

(AVD´S) nesta mesma posição (WHITE; KIRBY, 2003). Esta postura estática e assimétrica

contribui não só para o aparecimento de dor lombar crônica (DLC), mas também para

deformidades ósseas, como escoliose, encurtamentos musculares e surgimento de úlceras

dérmicas (ENGEL et al., 2003; WHITE; KIRBY, 2003). Uma das dificuldades de se

encontrarem estudos sobre a dor nesses pacientes é a falta de comunicação e as limitações

cognitivas freqüentemente vistas neles (ENGEL et al., 2003; ENGEL; JENSEN;

SCHWARTZ, 1999).

O assento móvel permitirá mobilidade da pelve nos três planos, diminuindo o seu tempo de

permanência em uma postura estática e prevenindo a ocorrência de DLC. Além disso, pode-

se mover o assento de forma que se obtenha o alinhamento pélvico adequado e,

conseqüentemente, o da coluna vertebral, proporcionando um bom posicionamento sentado e

prevenindo deformidades como escoliose.

A pelve está neutra quando as proeminências ósseas, denominadas espinhas ilíacas ântero-

superiores (EIAS), estão discretamente abaixo das proeminências ósseas no topo e atrás da

pelve, espinhas Ilíacas póstero-superiores (EIPS) (ver Fig. 5.6) (KNOX, 2002; GILSDORF,

1990). Se a pelve está fixa em certa posição, o resto do corpo também ficará fixo em uma

determinada postura, ao passo que, se a pelve for capaz de atingir a postura neutra, o resto do

corpo terá uma maior chance de alcançar também a posição neutra (KNOX, 2002). Isso

acarreta ao paciente menor gasto energético, uma base de suporte estável, ampliação da visão,

melhor função dos braços e mãos, além de prevenir problemas secundários já citados

anteriormente (BERTENTHAL; HOFSTEN, 1998; KNOX, 2002).

(a) (b) (c)

FIGURA 3.22: (a) vista lateral da pelve, (b) vista frontal da pelve, (c) vista posterior da pelve; setas vermelhas −

espinhas ilíacas ântero-superiores (EIAS); setas amarelas − espinhas ilíacas póstero-superiores (EIPS); seta azul

– crista ilíaca

FONTE: Zollars, 1996.

A maioria dos indivíduos com disfunções neuromusculares apresenta uma pelve em

retroversão ou fixa (ENGEL; JENSEN; SCHWARTZ, 1999; KNOX, 2002).

Através do assento móvel será possível mobilizar a pelve no plano sagital e posteriormente

angular o assento de forma que a mesma permaneça numa postura o mais próximo possível de

neutro, para que a função dos braços e mãos seja otimizada, proporcionando ao indivíduo

melhor desempenho de suas atividades.

Outra conseqüência comum do mau alinhamento pélvico que resulta em assimetria é a

descarga desigual de peso (ROSENTHAL et al., 2003) Quando o peso não é distribuído

adequadamente sob as tuberosidades isquiáticas, a pressão excessiva é aplicada à pele,

geralmente sob uma proeminência óssea; no caso dos usuários de cadeira de rodas, que

permanecem sentados por período de tempo prolongado, o fator extrínseco mais importante

para o surgimento de úlceras dérmicas torna-se presente (BRIENZA, et al., 2001;

ROSENTHAL et al., 2003). Tendo em vista que o assento móvel é capaz de realizar

deslocamento de peso através do movimento de precessão ou auxiliar no alinhamento

postural, distribuindo o peso nas tuberosidades isquiáticas, ao angulá-lo de acordo com o

plano(s) para o qual se deseja que o peso seja descarregado, pode-se então prevenir úlceras

dérmicas, uma vez que o peso foi deslocado igualmente para ambos os lados.

As cadeiras de rodas motorizadas (Fig. 3.22) podem ser prescritas para uma infinidade de

disfunções motoras e elas mudam significantemente a vida física e psíquica de seus usuários

através da inclusão social (EVANS et al., 2005). Embora elas pareçam práticas, alguns

cadeirantes apresentam dificuldades de adaptação e utilização deste equipamento. É

necessário treino para aprender a guiá-la, a realizar mudanças de direção com destreza e a

utilizar o sistema de freio corretamente a tempo. Além disso, terrenos irregulares e áreas com

grande número de pedestres dificultam a sua utilização. Apesar de existirem recursos

tecnológicos, como as cadeiras motorizadas, disponíveis, capazes de melhorar a qualidade de

vida de muitos indivíduos, a utilização dos mesmos no Brasil ainda é bastante limitada

(AMATUZZI e GREVE, 2007). Há ausência de recursos financeiros na aquisição dos

dispositivos e do custeio do serviço por parte dos órgãos públicos de saúde e pelas empresas

privadas de saúde, por isso, na maioria dos casos, os usuários de equipamentos terapêuticos

no Brasil precisam financiar a si mesmos, tornando a utilização desta tecnologia proibitiva,

pelo seu alto custo (AMATUZZI e GREVE, 2007).

FIGURA 3.23: Cadeira de rodas motorizada Hummel que pode ser comprada atualmente por cerca de

R$8.000,00

FONTE: www.viverenet.com

Muitas das necessidades das pessoas podem ser satisfeitas por uma cadeira manual tradicional

ou por uma cadeira motorizada, mas uma parte deste grupo de indivíduos com disfunções

neuromotoras apresenta dificuldade ou impossibilidade de usar independentemente um desses

dois modelos de equipamento (SIMPSON, 2008). Esta população inclui pessoas com

deficiência visual, espasticidade, tremores e déficits cognitivos (SIMPSON, 2008). Para

atender a esta população, pesquisadores desenvolveram um equipamento robótico de

mobilidade denominado Smart wheelchair. Uma Smart wheelchair é uma cadeira de rodas

motorizada padrão conectada a um computador e a vários sensores ou pode-se dizer também

que ela é a base de um robô móvel no qual anexou-se um assento (SIMPSON, 2005). A Smart

wheelchair foi desenvolvida para promover assistência de navegação ao usuário de muitas

formas diferentes, como, por exemplo, impedir colisões, auxiliando na execução de tarefas

específicas (SIMPSON, 2005).

Algumas Smart wheelchair apresentam a possibilidade de alternar a postura sentada,

permitindo ao usuário permanecer na posição de pé (ATTALI e PELISSE, 2001;

CHURCHWARD, 1985). Estas cadeiras se chamam Stand-up Wheelchair (Fig. 3.23) e elas

não necessariamente são uma smart wheelchair.

FIGURA 3.24: Stand-up wheelchair

FONTE:www.planetmobility.com

Dentre os modelos de cadeira de rodas descritos nesta revisão da literatura, pode-se observar

que não há disponível no mercado, nenhum com ajuste pélvico. Dentre os modelos discutidos

anteriormente, além de Volpini (2008), o modelo de Van Geffen (2008a) é o único que

também propõe regulagem no assento da cadeira de rodas. Embora este tipo de ajuste tenha

sido proposto por Van Geffen (2008a), é interessante ressaltar que essa tecnologia está ainda

sendo testada em pesquisas científicas. Será possível observar, após a leitura do capítulo 4,

que o assento proposto no presente estudo supera os diversos modelos discutidos nesta

revisão, por sua capacidade de promover inúmeros ajustes e benefícios e pelo seu audacioso

projeto mecânico. Embora muitas das tecnologias descritas acima estejam disponíveis no

mercado, e pareçam oferecer benefícios aos cadeirantes, elas ainda não são bem difundidas

em nosso país.

QUADRO 3.1: Resumo dos diferentes tipos de adaptações disponíveis para posicionamento dos cadeirantes

MÉTODO

VANTAGEM

DESVANTAGEM

Adaptações

com

influência

direta sob o

posicioname

nto pélvico

Cunha anterior

Diminui a retroversão pélvica (BERGER et al.,

1990; BERGER e COLANGELO, 1982;

ZOLLARS, 1996)

Permite posicionamento

da pelve apenas no plano

sagital

Cunha

posterior

Diminuir a anteversão pélvica (BERGER et al.,

1990; BERGER e COLANGELO, 1982;

ZOLLARS, 1996)

Permite o

posicionamento da pelve

apenas no plano sagital

Inclinação do

Assento 10°

para trás

Aumenta a efetividade da força de propulsão

(Aissaoui et al., 2002; DESROCHES et al.

2006); impede que o paciente caia para frente

(BERTOCCI et al., 2003; JANSSEN-POTTEN

et al., 2002; WEI et al., 2003)

O aumento da flexão do

quadril pode gerar

encurtamento muscular

Assento

escavado

Proporciona flexão de quadril em pacientes com

tônus extensor (BERGER et al., 1990;

BERGER e COLANGELO, 1982; ZOLLARS,

1996)

Posiciona a pelve apenas

no plano sagital; a flexão

do quadril pode gerar

encurtamento muscular

Calço

Auxilia o posicionamento de desvios posturais,

principalmente no plano frontal (BERGER et

al., 1990; BERGER e COLANGELO, 1982;

ZOLLARS, 1996)

Subjetivo e empírico;

posiciona apenas um

plano de movimento

(frontal)

Cinto pélvico

(calção)

Auxilia o posicionamento pélvico no plano

transverso; impede que o paciente escorregue

para frente (ZOLLARS, 1996)

Mantém o paciente na

cadeira, mas não corrige

desalinhamento pélvico

em todos os planos

Adaptações

sem

influência

direta sob o

posicioname

nto pélvico

Abdutor

Diminuir a adução excessiva indesejada

(ZOLLARS, 1996)

Se usado isoladamente,

não auxilia o

posicionamento da pelve

Suportes

laterais de

tronco

Auxiliam no posicionamento do tronco

(BERGER et al., 1990; ZOLLARS, 1996)

Se usados isoladamente,

não auxiliam o

posicionamento da pelve

Cinto colete

Auxilia o posicionamento torácico e diminui o

risco de queda da cadeira de rodas

(O’SULIVAN e SCHMITZ, 1994)

Se usado isoladamente,

não auxilia o

posicionamento da pelve

QUADRO 3.2: Resumo dos modelos de cadeira de rodas para auxiliar o posicionamento e o conforto de usuários

MODELO

VANTAGEM

DESVANTAGEM

Dobrável em X

Economia de investimento e fechamento simples

(BRUBAKER, 1986)

Sem regulagem do ângulo do

assento, e do ângulo entre assento

e encosto (BRUBAKER, 1986)

Monobloco

Compactas, fáceis de serem transportadas (COOPER, 1998);

apresentam inclinação de 10° do assento para trás que

aumenta a efetividade da força de propulsão (AISSAOUI et

al., 2002; DESROCHES et al. 2006) e impede que o paciente

caia para frente (BERTOCCI et al., 2003; JANSSEN-

POTTEN et al., 2002; WEI et al., 2003)

Não apresenta regulagens para

variar posicionamentos.

Reclinável

(Recliner)

Apresenta ajustes no ângulo do encosto (BERGER et al.,

1990); diminui incômodo pela manutenção da postura sentada

por tempo prolongado (HONG et al., 2006)

Apoio de cabeça e suportes de

tronco podem causar incômodos

e acidentes (BERGER et al.,

1990); favorece o tônus extensor

(HASTINGS et al., 2003; HONG

et al., 2006); é ineficiente para

promover alinhamento postural

mais adequado (HONG et al.,

2006)

Tilt no espaço

Diminuem o risco de desenvolvimento de úlceras de pressão

e auxiliam no posicionamento da cabeça (MACDONALD et

al., 2009)

Não promove posicionamento

pélvico (MACDONALD et al.,

2009).

Combinação tilt

e reclinável

Mais eficiente para reduzir úlceras de pressão do que um ou

outro modelo atuando isoladamente (DING et al., 2008).

Não corrige desalinhamentos

pélvicos nos diversos planos.

Modelo de van

Geffen

Permite o basculamento pélvico no plano (VAN GEFFEN,

2008b)

Indisponível no mercado;

posicionamento pélvico apenas

no plano sagital

Cadeiras

motorizadas

Possibilitam maior inclusão social dos cadeirantes (EVANS

et al., 2005)

Não apresenta regulagens para

posicionamento e alinhamento

biomecânico; alto custo

SMART

WHEELCHAIR

Assistência de navegação (SIMPSON, 2008)

Alto custo (AMATUZZI e

GREVE, 2007); não apresentam

regulagens para variar posturas e

posicionamentos

STAND-UP

WHEELCHAIR

Possibilidade de posicionamento em pé

Alto custo; falta de

disponibilidade no mercado

brasileiro

Assento

articulado nos

três planos

Possibilita variedade de posicionamentos sentados e

regulagens nos três planos de movimento; posicionamento

diretamente na pelve; é removível da cadeira permitindo que

a mesma feche facilitando o transporte; pode ser acoplado em

diferentes modelos de cadeira

(VOLPINI e PINOTTI, 2008; VOLPINI et al., 2009)

Não está disponível no mercado

4 MATERIAL E MÉTODO

4.1. Sistema de medição

O sistema de medição é composto pelo assento articulado, pelos 27 sensores FSR (Force

Sensing Resistor) dispostos ao longo da superfície (340 x 340 mm) do assento e pelo sistema

de aquisição de dados associado ao software de processamento e visualização dos resultados.

4.1.1. O assento articulado

O assento foi montado sobre uma rótula. Esta articulação é composta por dois componentes,

sendo um convexo e o outro côncavo. A parte côncava está fixada na plataforma móvel onde

os sensores FSR estão dispostos e a parte convexa está fixada na estrutura da cadeira de rodas.

Este dispositivo instalado de forma central possibilitará o movimento nos três planos (sagital,

frontal e transverso) isoladamente, ou de forma combinada (precessão).

O projeto proposto incluiu a quatro limitadores mecânicos reguláveis, responsáveis por

determinar o ângulo máximo de basculamento ântero-posterior e látero-lateral,

independentemente, assim como controlar a rotação e a precessão, de forma que o movimento

seja compatível com aquele almejado. Há, ainda, uma mola circundando cada limitador

mecânico, garantindo que os movimentos do assento sejam suaves. Este projeto teve a patente

requerida com o número de registro PI0504703-0 (VOLPINI et al., 2007).

O novo assento foi projetado buscando alcançar os seguintes objetivos:

− Promover mobilidade ântero-posterior, látero-lateral e rotacional da pelve e conseqüente

movimento do tronco. Ser capaz de promover o movimento tridimensional denominado

precessão.

− Promover uma diversidade de posições sentadas confortáveis e um posicionamento pélvico

variado, o que não pode ser alcançado nos assentos atualmente disponíveis.

− Permitir treinar as reações de equilíbrio e endireitamento por meio de movimentos

programados de acordo com a necessidade clínica do cadeirante.

− Prevenir úlceras dérmicas a partir de movimentos e posicionamentos que possibilitam

alterar os pontos de pressão.

− Promover otimização da função dos membros superiores, por meio do alinhamento postural

e pélvico, adquirido por meio do ajuste do assento específico e adequado para cada indivíduo.

− Ser de fácil operacionalidade para terapeutas, pais e/ou responsáveis e cuidadores.

− Manter a segurança da cadeira de rodas para o ocupante, sem colocá-lo em risco de queda

ou ferimento.

− Ter limitador mecânico do ângulo de bascular a pelve, para controlar as inclinações ântero-

posterior e látero-lateral.

− Ter possibilidade de pré-tensionar as molas conforme a necessidade para opor ou programar

movimentos, visando estimular o cadeirante de acordo com a necessidade de reabilitação.

− Ter limitador mecânico para os movimentos de rotação e precessão.

− Manter a capacidade da cadeira de rodas de fechar em X para transportá-la

− Ter um peso adequado de forma que seja fácil guiá-la e mudá-la de direção

A parte mecânica do sistema é composta basicamente por dez componentes. Alguns dos

mesmos estão numerados de acordo com o número que os representa nas figuras 4.1, 4.2 e

4.3. São eles:

1) Rótula esférica:

– 45 mm de diâmetro, de material plástico (lubrificável).

2) Flange de fixação da parte fêmea, côncava (2.1) e da parte macho, convexa (2.2) da rótula:

3) Plataforma que suporta o compensado de madeira dos sensores, onde está fixada a parte

côncava da rótula:

– chapa de aço, com 3 mm (1/8”) de espessura.

4) Parafuso oco que regula a pré-tensão da mola:

– M20 × 60 (externo) e M10 (diâmetro interno onde é transpassado pelo parafuso, que é o

limitador mecânico)

5) Mola: para este estudo, especificamente, não se utilizaram as molas, visto que as posições

avaliadas foram apenas posturas estáticas dos indivíduos, mas os cálculos e as dimensões das

mesmas, supondo-se que uma criança pesando entre 15 e 30 Kg sentaria na cadeira, estão

descritos abaixo:

– diâmetro externo: 15,5 mm

– diâmetro interno: 11,5 mm

– passo: 5 mm

– espessura do arame: 2,0 mm

– altura: 60 mm

A mola helicoidal cilíndrica de seção circular fica distante 12 cm do centro da rótula. O

material da mola é SAE 1070. Para efeito de cálculo, consideraram-se angulações em torno de

10°; a mola sofreria uma compressão de 25 mm. Vamos considerar uma mola de 60 mm de

altura com uma pré-carga de 10 mm para estabilizar o assento. Arbitrou-se como suficiente

um raio de 7,5 mm e diâmetro do arame de 2,0 mm para verificar se estes valores irão atender.

Os cálculos da capacidade da mola e do número de espirais da mesma estão detalhados

abaixo:

Segundo Provenza (1991), o cálculo da capacidade de carga de molas helicoidais cilíndricas

de seção circular segue modelo abaixo

– Cálculo da capacidade de carga da mola:

P = (π

) ∕ 16r

P = [π (2,0)

50] ∕ 16 × 7,5

P = 10,47 Kgf

Onde:

P é a capacidade de carga da mola, d é a espessura do arame, τ

é a tensão tangencial e r é o

raio da mola.

– Cálculo do número de espirais:

Sendo a flecha de 25 mm, então o número de espirais pode ser calculado por meio da fórmula

abaixo:

n = (f × d × G) ∕ 4πr

n = (25 × 2 × 8250) ∕ 4π (7,5) × (50)

n = 11,67 ≈ 12,0 espiras

Onde:

f é a flecha, d é a espessura do arame, G é o módulo de elasticidade tangencial (G =

8250 Kgf/mm

), r é o raio da mola e τ

é a tensão tangencial (40Kgf/mm

Então, 25 mm é a deflexão total desejada da mola, quando submetida a uma carga de

10,47 kgf para produzir um ângulo de 10°, estando distante 12 cm do centro da rótula.

6) “Copo” de suporte da mola:

– diâmetro externo: 34 mm

– diâmetro interno: 26 mm

– altura: 50 mm

7) Assento:

– madeira compensada de 10 mm de espessura

8) Parafuso que regula o batente:

– parafuso cabeça sextavada M12 × 120

9) Montagem da caixa de mola com o parafuso de regulagem da pré- tensão da mola e com o

parafuso de regulagem do batente

O assento pode ser melhor compreendido por meio da observação das figuras 4.1, 4.2 e 4.3.

FIGURA 4.1: Assento articulado vista frontal

FIGURA 4.2: Assento articulado vista inclinada, com 27 sensores dispostos em sua superfície

2.1

2.2

FIGURA 4.3: Assento articulado visto em corte

4.1.2. Sistema de aquisição de dados e software de captura

O sistema de aquisição de dados tem por objetivo fazer a leitura do valor de uma tensão

elétrica, proveniente de um divisor de tensão composto por uma resistência elétrica fixa e uma

resistência variável, o sensor Force Sensing Resistor (FSR), e converter estes sinais em

valores equivalentes à força e enviar o resultado para o software de análise.

Force Sensing Resistor (FSR) é um dispositivo compacto, que apresenta um decréscimo na

resistência com um aumento da força aplicada para ativar a superfície (resistência é

inversamente proporcional à força). No total 27 sensores FSR foram distribuídos ao longo da

superfície do assento (340 x 340 mm), conforme mostrado na figura 4.4.

FIGURA 4.4: Disposição dos 27 sensores utilizados para leitura de distribuição de peso

A resistência elétrica é variável de acordo com a força aplicada sobre a superfície do sensor.

Para realizar a leitura do valor da resistência elétrica variável, o sensor FSR utiliza um divisor

de tensão. Este divisor de tensão é um circuito elétrico composto por um sensor de resistência

variável conectado em série à resistência escolhida. Ambas as resistências estão submetidas a

uma diferença de potencial de 5 V, fornecida por uma fonte de computador. Quando não há

força aplicada, estes sensores apresentam uma resistência muito grande, em torno de 20 MΩ,

e quando aplicada uma força de cerca de 30-40 N sua resistência cai para um valor a cerca de

200 Ω. Sua variação da resistência, conforme a força aplicada, segue uma curva exponencial.

Neste sistema de aquisição a variável proveniente do sensor (Resistência Elétrica Variável) é

convertida em um sinal de tensão variável para que ele possa ser manipulado de maneira mais

eficiente e lido por um voltímetro, para tanto, faz-se necessário o condicionamento de sinais.

A figura 4.4 ilustra este procedimento.

SENSOR FSR Condicionamento de Sinais V

Medidor de

Tensão

Força Aplicada:

0 N à 40N

Resposta do Sensor:

Resistência Elétrica:

2MΩ a 200Ω

Resposta do Condicionador à

variação de resistência:

Sinal de Tensão:

0 a 5V

FIGURA 4.5: Diagrama de blocos ilustrando o condicionamento de sinais

Abaixo, na figura 4.6, é possível observar o circuito para o condicionamento de sinais, que se

trata, na verdade, de um simples divisor de tensão.

FIGURA 4.6: Circuito para o condicionamento de sinais

Pode-se ver que a entrada do condicionador é o sensor FSR e a saída é tomada como a tensão

da resistência fixa R, cujo valor estipulado é 1 kΩ (1000 Ω). Quando não houver força

aplicada no sensor sua resistência será muito maior que a resistência fixa R. Assim, a tensão

da fonte de 5 V se distribuirá quase que totalmente entre os terminais do sensor FSR e

portando a tensão nos terminais da resistência R será 0 V. No outro extremo, se uma força de

40 N for aplicada ao sensor, sua resistência será em torno de 200 Ω e, de acordo com a regra

do divisor de tensão, a tensão nos terminais de R, segundo a Equação 1, será:

𝑉

𝑅

5𝑉×1000Ω

200Ω+1000Ω

𝑉

𝑅

= 4,17𝑉 (1)

Assim, para uma variação em torno de 0 a 40 N, temos, a partir do sensor FSR, uma

resistência elétrica de 2 MΩ a 200 Ω e uma tensão de saída do condicionador de

aproximadamente de 0 a 4,2 V.

O circuito de condicionamento de sinais foi isolado do medidor de tensão através de um

amplificador operacional, na configuração Seguidor de tensão ou buffer, como mostrado na

figura 4.6. Este isolamento tem por objetivo impedir interferências do medidor nos resultados.

FIGURA 4.7: Amplificador operacional isolando o Circuito de condicionamento de sinais do Medidor de Tensão

Neste sistema de aquisição com FSR foram utilizados dois multiplexadores de 16 canais ou

entradas. Cada multiplexador está representado pelo modelo da figura 4.8, sendo que cada um

apresenta 16 entradas, E

a E

16,

e quatro entradas de seleção A

a A

, e uma saída S.

FIGURA 4.8: Modelo representativo do Multiplexador

As entradas do multiplexador são ligadas à saída do condicionador de sinais; assim cada

multiplexador comporta 16 sensores FSR,com um total 32 sensores. As saídas dos dois

multiplexadores são inseridas em medidores de tensão, que, neste sistema, são duas entradas

analógicas do NI6009 da National Instruments. As entradas de seleção têm a finalidade de

selecionar uma das 16 entradas de cada multiplexador e conectá-la à saída. O multiplexador

seleciona as entradas E

a E

de acordo com o sinal de tensão das entradas de seleção A

a A

O uso de multiplexadores traz o benefício da economia de entradas analógicas para comportar

os 32 sensores, com a desvantagem de que o período de amostragem é aumentado.

O NI 6009 da National Instruments é um módulo multifunção USB para geração e aquisição

de dados da National Instruments e pode ser visualizada na figura 4.9. Ele possui entradas e

saídas analógicas e entradas e saídas digitais. O NI 6009 é facilmente controlado por

softwares da plataforma LabView. Neste Sistema com FSR foram utilizadas seis saídas

digitais para controlar ambos os multiplexadores e duas entradas analógicas para a leitura

proveniente das saídas dos dois multiplexadores.

FIGURA 4.9: O NI 6009 da National Instruments

Por meio do software LabView é possível, além de controlar o módulo NI6009 e o

multiplexador, utilizar várias formas de condicionamento do sinal lido e sua exibição. Foram

implementados filtros para melhorar a qualidade do sinal lido. Para a leitura dos 32 sensores

realizam-se os seguintes passos: seleciona-se um canal pelas saídas digitais, por exemplo, o

canal 1, lê-se o canal selecionado e armazena o valor lido; em seguida, seleciona-se o segundo

canal pelas saídas digitais, lê-se o canal selecionado, armazena-se o valor e assim

sucessivamente.

Para exibição dos resultados foram utilizadas a curva de intensidade e a curva de superfície,

como mostrado na figura 4.10. Para a exibição dos mesmos foram utilizadas rotinas de

interpolação.

FIGURA 4.10: Exibição dos resultados pelas Curvas de Intensidade e de Superfície

Resumindo, todo o sistema de aquisição com sensores FSR pode ser representado pelo

diagrama de blocos as figura 4.11 e pelas fotografias das figuras 4.12 e 4.13.

Condicionamento/

Isolação de dados

Multiplexador 02

SOFTWARE

LABVIEW

Multiplexador 01

NI 6009

Sensor 01

Sensor ...

Sensor 16

Sensor 17

Sensor ...

Sensor 32

AQUISIÇÃO

(Entradas

Analógicas)

Saídas Digitais

FIGURA 4.11: Diagrama de blocos representando o sistema de aquisição com sensores FSR

FIGURA 4.12: Parte do sistema de aquisição com sensores FSR, onde (1) é a fonte de 5 V, (2) notebook com o

software de aquisição de dados feito na plataforma LabView, (3) NI 6009 da National Intruments, (4) circuito

eletrônico contendo as resistências fixas, os amplificadores operacionais, e conectores para ligação dos sensores,

dos multiplexadores, do NI6009 e da fonte (itens externos à placa) e (5) multiplexadores.

FIGURA 4.13: Sensores FSR

4.2. Metodologia de calibração

A calibração do Sistema de Medição contou com o apoio do Setor de testes Físicos da

Fundação Centro Tecnológico – CETEC de Minas Gerais. O laboratório Robert Hooke do

CETEC foi responsável por calibrar os sensores de número 1, 16, 17 e 32, num total de quatro

sensores. Todos os sensores do sistema de medição são da marca Interlink Eletronics, modelo

FSR408, com faixa nominal de 10 kgf (5 mV). Para a calibração utilizou-se uma

instrumentação eletrônica associada, composta por um notebook com software LabView,

versão 8.6, com indicação digital e faixa nominal de 3 dígitos e resolução de 1 ponto.

Esta calibração verifica o comportamento à compressão dos sensores, segundo a norma NBR

8197:2002, itens 7 e 8 da Associação Brasileira de Normas Técnicas (ABNT). A norma NBR

8197:2002 estabelece o método para calibração de instrumentos de medição de força de uso

geral com sistema de indicação direta em unidade de força.

No ensaio de calibração do CETEC utilizou-se como equipamento uma Máquina Universal de

ensaios, tipo eletromecânica, marca INSTRON, modelo 5869, série 5869 P8823 e um

transdutor de força STF 100.03, marca INSTRON, modelo 2525-817, série 61780, faixa

nominal: 50 N, incerteza expandida: ±0,10% (95%; k=2), rastreabilidade: INSTRON.

O ensaio foi realizado com a aplicação de forças crescentes à compressão, com retorno a zero

entre as séries, que foram três no total. As forças foram aplicadas sobre o sensor posicionado

entre a base da máquina de ensaio universal e um disco de borracha com espessura de 5 mm e

dureza de 70 SHORE A, conforme visualizado na FIG. 4.14. O cabo de acoplamento do

sensor era de 1500 mm.

FIGURA 4.14: Máquina universal de ensaios aplicando força compressiva no sensor, sinalizado pela seta

Foram selecionados sete valores de cargas para montar a curva de calibração: 0N, 7,0N,

14,0 N, 21,0 N, 28,0 N, 35,0 N, 42,0 N. Durante o ensaio a temperatura do laboratório era de

25,0°C.

A calibração dos demais sensores, realizada no Labbio-UFMG foi a calibração por peso-

morto. A calibração por peso-morto consiste na utilização de diversos pesos-padrão com

pesos e formato bem definidos. Neste estudo foram utilizadas três massas com valores de 1 kg

e quatro massas com valores de 300 g, devidamente numeradas e pesadas, numa balança

calibrada e confiável do Laboratório de Tratamento de Minérios da Escola de Engenharia de

Minas da UFMG. Os pesos-padrão têm formato cilíndrico, com baixa altura, de forma que

possam ser empilhados sobre o sensor sem alterar a estabilidade do sistema como um todo.

As medições foram feitas utilizando o mesmo atuador de borracha usado para a calibração no

CETEC sobre o sensor, com o objetivo de distribuir a força-peso dos pesos-padrão. O sensor

foi fixado em uma superfície rígida e plana.

Foi tomado o cuidado para que a posição do atuador e sensores não sofresse nenhuma

alteração e os pesos-padrão fossem colocados sempre numa mesma ordem e de maneira que

em nenhum momento comprometesse a estabilidade do sistema.

Desta forma, com os pesos de 1 kg e os de 300 g, foram feitas medições de tensão referentes

aos pesos das massas, como pode ser visualizada na tabela 4.1.

TABELA 4.1

Valores de massa utilizados para montar a curva de calibração

MASSA (Kg)

0,3

0,6

1,0

1,6

2,0

2,6

3,0

3,6

3,9

4,2

Foram feitas aquisições em três séries, sempre em ordem crescente de peso para cada um dos

28 sensores calibrados no Labbio, devidamente numerados.

O sistema é idêntico ao da calibração no CETEC, de forma que a única alteração foi a forma

de aplicação da força nos sensores.

4.3. Metodologia Clínica

Neste trabalho, houve a participação de 34 indivíduos adultos típicos, ou seja, sem disfunções

neuromotoras, com idade entre 20 e 50 anos, do sexo feminino e masculino, pesando entre 50

e 70 Kg. Essa população foi selecionada de forma arbitrária, por conveniência, por meio de

divulgação da pesquisa em salas de aula no Departamento de Fisioterapia, Terapia

Ocupacional e Educação Física. A participação dos mesmos teve como objetivo avaliar a

capacidade do novo assento articulado de redistribuir o peso na postura assentada, quando

devidamente ajustado. Os critérios de inclusão e exclusão estão citados abaixo.

Critérios de inclusão:

– indivíduos que concordem em participar da pesquisa e assinar o Termo de consentimento

livre e esclarecido;

– indivíduos típicos, sem disfunção neuromotora (lesão neurológica) ou desvios das

curvaturas da coluna vertebral que altere os resultados das medições (escoliose, cifose,

hiperlordose).

Critérios de exclusão:

– Indivíduos com massa inferior a 50 kg e superior a 70 kg;

– indivíduos com condição clínica que contra-indique a prática do teste do protótipo;

– indivíduos que não desejam participação da pesquisa ou que não tenham assinado o

consentimento livre esclarecido.

Os participantes foram avaliados através de inspeção postural estática, nos três planos, para

verificar a ausência de desvios das curvaturas da coluna vertebral.

Este estudo foi aprovado pelo Comitê de Ética e Pesquisa da Universidade Federal de Minas

Gerais (COEP-UFMG n°383/09) e o Termo de Consentimento livre e Esclarecido (ANEXO

A) foi assinado por cada participante, conforme Resolução n° 196/96, do Conselho Nacional

de Saúde.

4.3.1. Medidas de avaliação e procedimento

Antes dos procedimentos clínicos, foram realizados, após a construção do assento e do

sistema eletrônico, testes de bancada e calibração do sistema de medição.

Primeiramente, todo o procedimento da pesquisa foi explicado para os participantes e após a

explicação a coleta de dados foi realizada, sempre pela mesma pesquisadora, auxiliada por

outros dois pesquisadores.

Um protocolo foi estabelecido para garantir uma padronização da pesquisa. Solicitou-se que

os participantes sentassem com as mãos sob as coxas, olhando para frente. O apoio dos pés

era ajustado de forma que os ângulos formados entre o tronco e a coxa e entre a coxa e a

perna fossem iguais a 90°. A coleta consistiu na aquisição de dados da distribuição de peso

dos participantes em cinco posições diferentes do assento. Sob o sistema de medição estava

localizada uma espuma de 340 x 340 mm, com densidade D60, com 5 cm de espessura, na

qual os participantes assentavam e permitia que a leitura dos sensores fosse realizada

adequadamente (Fig. 4.15a, 4.15b e 4.15c).

(a) (b) (c)

FIGURA 4.15: (a) os 27 sensores dispostos na superfície da cadeira de rodas, (b) vista lateral da cadeira de rodas

e sem a espuma do assento, (c) vista lateral da cadeira de rodas com a espuma D60 sob os sensores

Foram realizadas cinco medidas em cada uma das cinco posições (ajuste) do assento

(CALING e LEE, 2001; DEFLOOR e GRYPDONCK, 1999; HOBSON, 1992). São elas: 1)

assento sem inclinação; 2) assento inclinado 15° para frente; 3) assento inclinado 15° para

trás; 4) assento inclinado 15° para a direita; 5) assento inclinado 15° para esquerda. A partir

de 15° de inclinação pélvica, os indivíduos que apresentam respostas de endireitamento

iniciam a flexão de tronco e, desta forma, o movimento deixa de ser apenas pélvico para

tornar também da coluna vertebral (CHOLEWICKI et al., 2000). Por isto, a angulação

máxima de ajuste do assento articulado em todos os planos foi definida em 15°, para, desta

forma, garantir que o alinhamento fosse apenas pélvico. Algumas dessas angulações podem

ser observadas na figura 4.16. Todos os ajustes do assento foram aferidos por um

Angulômetro, 3½ polegadas, da Dasco Pro Inc., e por um Nível de madeira de 14”, marca

Famastil, com duas bolhas calibradas.

FIGURA 4.16 (a) cadeira de rodas sem inclinação, (b) cadeira de rodas inclinada no plano sagital −15° para trás,

Segundo Gutierrez (2004), três segundos é o tempo necessário para que ocorra acomodação

na postura assentada. Cada uma das cinco medidas foram coletas após três segundos, para que

este tempo de acomodação fosse respeitado.

As variações na posição do assento têm por objetivo, no paciente neurológico, promover um

melhor alinhamento postural e, conseqüentemente, melhor distribuição do peso e maior

funcionalidade.

As diferenças na distribuição de peso nas cinco diferentes posições do assento foram

comparada com a da posição inicial, através da análise da distribuição de peso detectada pelos

sensores a ele acoplados. Os sensores convertem sinais em valores equivalentes à força de

distribuição de peso sobre a superfície do assento e enviam o resultado para o software de

análise.

4.4. Análise estatística

Um estudo estatístico descritivo dos participantes foi realizado com o intuito de se

caracterizar a amostra desta pesquisa. Além disto, os resultados obtidos durante o

procedimento de calibração foram analisados através da técnica de regressão, sendo o

Coeficiente de Determinação (R

), o parâmetro considerado para a verificação da exatidão da

técnica.

O Índice de Correlação Intra Classe (ICC) foi calculado para cada sensor, a fim de se

determinar a confiabilidade dos mesmos. Valores acima de 0,75 para o ICC mostram valores

de congruência, sendo que valores até 0,60 são consideráveis aceitáveis (SHROUT e FLEISH,

1979).

Uma análise Fatorial Exploratória foi realizada para identificar o agrupamento de sensores em

grupos de Fatores. Esse agrupamento teve como objetivo facilitar a análise dos resultados.

Por fim, empregaram-se a ANOVA medidas repetidas para analisar as diferenças entre as

massas medidas em cada parte do assento da cadeira de rodas.

5 RESULTADOS E DISCUSSÃO

5.1. Descrição da Amostra

O tamanho de amostra é igual a 34 e foi definido por permitir a aproximação da anormalidade

da distribuição das médias, pelo teorema central do limite (HUAL et al., 2005). Observa-se

que este tamanho obteve elevado poder de efeito (para os efeitos significativos superior a 80%

na análise de variância), valor considerado bom. Entretanto, para algumas posições do assento

o poder foi mais baixo, sugerindo que outros estudos busquem uma maior amostra em seu

planejamento a fim de verificar diferenças entre as medições.

O perfil da amostra dos participantes do estudo pode ser visualizado na tabela 5.1 e o

percentual da amostra por sexo nas tabelas 5.2 e 5.3.

TABELA 5.1

Perfil da amostra

ESTATÍSTICA

PESO

ALTURA

IDADE

IMC

Válidos

Excluídos

Média

58,8

1,66

24,2

21,4

Desvio

5,5

,06

2,6

1,9

TABELA 5.2

Percentual da amostra por sexo

SEXO

Freqüência

Percentual

Válido

Masculino

17,6

Feminino

82,4

Total

100,0

FIGURA 5.1: Percentual da amostra por sexo

82,35%

17,65%

Feminino

Masculino

SEXO

5.2. Calibração dos sensores

Os sensores foram calibrados por meio do procedimento de regressão não linear do SPSS

15.0. O formato geral do modelo de regressão está representado abaixo, pela Equação 2

𝑇𝑒𝑛𝑠ã𝑜 = 𝐴 + 𝐵

∗

ln(𝑃𝑅𝐸𝑆𝑆Ã𝑂) + 𝐶

∗

𝐸𝑋𝑃 (𝑃𝑅𝐸𝑆𝑆Ã𝑂/𝐷) (2)

Como desejamos expressar os resultados deste estudo em força, usaremos a equação 3 para

expressar o domínio em força:

𝑃𝑅𝐸𝑆𝑆Ã𝑂 =

𝐹𝑂𝑅Ç𝐴

Á𝑅𝐸𝐴

(3)

É importante ressaltar que a área dos sensores não varia e é igual a 1600mm

𝐷𝑜𝑚í𝑛𝑖𝑜 𝜖 [0,1 𝐾𝑔, 10 𝐾𝑔]

Onde A, B, C, D são constantes estimadas para cada sensor em um modelo de regressão não

linear e pressão é a leitura numérica dos sensores.

O modelo mostrou bom valor médio do R

. Os valores do ajuste e estimativas das constantes

de cada um dos 32 sensores podem ser vistos na tabela 5.3. É importante ressaltar que o

sistema eletrônico é composto por 27 sensores, mas no total 32 sensores foram calibrados,

caso houvesse necessidade de substituição de algum deles.

TABELA 5.3

Ajuste do modelo de regressão não linear de calibração dos sensores

SENSORES

99,648

-419,80842

1006,88335

0,01531

-0,37078

99,092

-234,62126

810,89052

0,12132

-0,43440

99,807

-317,37842

847,86131

0,02882

-0,38530

99,517

-216,78756

777,51510

0,05983

-0,41750

99,854

-277,95085

863,41370

0,14357

-0,44537

99,620

-252,81377

875,04233

0,06228

-0,41211

99,647

-278,64272

942,64783

0,06223

-0,39443

99,741

-194,94944

790,61038

0,11119

-0,43606

99,838

-278,32981

828,45393

0,04712

-0,41253

99,799

-364,10874

1001,14370

0,03667

-0,39638

99,788

-340,77932

923,43759

0,02485

-0,38732

99,715

-259,10405

857,01790

0,07141

-0,42036

99,591

-288,22245

926,17148

0,05218

-0,40451

99,577

-345,93796

928,87352

0,02211

-0,37605

99,669

-435,14644

1035,66874

0,02631

-0,38424

99,769

-274,78276

934,03630

0,06328

-0,41579

99,791

-305,26184

914,20363

0,15487

-0,44885

99,556

-200,25184

807,75700

0,13483

-0,44541

99,545

-331,41653

1003,48773

0,01760

-0,37622

99,666

-300,50061

951,09945

0,05683

-0,41227

99,866

-236,77005

801,29274

0,12536

-0,44508

99,796

-234,46733

828,37284

0,13552

-0,44772

99,714

-305,61735

901,51087

0,10677

-0,43783

99,607

-286,26213

943,42974

0,06443

-0,41575

99,790

-179,72291

766,71992

0,09550

-0,42797

99,708

-84,84161

766,90931

0,12763

-0,44100

99,643

-269,15069

911,05249

0,03995

-0,40388

99,879

-195,50311

791,53660

0,11056

-0,43849

99,788

-147,28582

710,40838

0,18762

-0,46131

99,748

-282,93949

930,61279

0,03387

-0,39562

99,682

-229,85862

878,54553

0,14854

-0,44634

99,766

-331,31005

958,11385

0,02531

-0,38941

A disposição dos sensores no assento está descrita na figura 5.2. Observar que os sensores 2,

1, 27, 29 e 28 estão na região posterior do assento (onde fica o apoio provável dos glúteos dos

participantes) e os sensores 14 e 17 na região anterior (onde fica o apoio provável da coxa dos

participantes).

13/31

---

FIGURA 5.2: Posição dos sensores na assento da cadeira de rodas

Obtiveram-se medições de 34 indivíduos, cinco repetições (MED=5) de cada uma das cinco

posições (P=5), para um total de 27 sensores utilizados. Assim, o total de valores observados

foi igual a 22950 medições. A partir do 10° participante, o sensor de número 13 foi

substituído pelo sensor de número 31, por ter sido danificado.

5.3. Confiabilidade dos sensores

Para cada uma das cinco posições e para cada um dos 32 sensores os dados foram ordenados

do menor ao maior valor. Os dados com o maior e com o menor valor (posições um e cinco)

foram excluídos da análise para evitar que os valores fossem afetados por medições extremas

de cada paciente (BARROSO, 2006).

O Coeficiente de Correlação Intraclasse (ICC do inglês Intraclass correlation coeficient) ou

coeficiente de reprodutibilidade (R) é uma estimativa da fracção da variabilidade total de

medidas devido à variações entre os indivíduos.Com base nas três medições remanescentes,

as três medições centrais, foram calculados os índices de Correlação Intra Classe (ICC), para

medir o grau de congruência entre medições repetidas. O ICC utilizado foi do tipo Two Way

Mixed, pois considera-se que os efeitos dos indivíduos são aleatórios, enquanto os efeitos dos

sensores são fixos, uma vez que o mesmo instrumento de medida (sensores) é utilizado em

todas as medições repetidas, mas cada participante do estudo representa uma amostra de todos

os participantes possíveis da população.

Quando o ICC é igual a 0 o estudo não é reprodutível (ou seja, há uma grande variabilidade

intra-observador mas não há variabilidade inter-observador), quando o ICC é igual a 1, o

estudo é reprodutível ao máximo (ou seja, não há variabilidade intra-observador mas há uma

grande variabilidade inter-observador) (SHROUT e FLEISS, 1979). A interpretação dos

valores do ICC pode ser entendida como: ─ 0,4 ≤ ICC < 0,75 representa uma

reprodutibilidade satisfatória do estudo; ─ ICC < 0,4 significa reprodutibilidade pobre; ─ ICC

≥ 0,75 diz que a reprodutibilidade do estudo é excelente. (SHROUT e FLEISS, 1979). Uma

medida de concordância total do ICC foi aplicada, pois assume-se que cada medição deveria

produzir os mesmos resultados a cada medida. Como neste estudo foi utilizada a média das

três medidas centrais para calcular a massa, empregou-se o ICC estimado para a média das

variáveis (average measures). Considerando a existência de cinco posições e 27 sensores,

foram calculados o ICC para 120 medidas. Os resultados se encontram na tabela 5.4.

TABELA 5.4

ICC das medições dos sensores

SENSOR

15°Direita

15°Esquerda

15°Frente

15°Trás

Plano

ICC de cada

sensor

0,94

0,98

0,69

0,90

0,55

0,81

0,97

0,92

0,77

0,90

0,89

0,45

0,57

-0,49

-0,33

-0,86

-0,13

0,18

0,95

0,38

-0,09

0,28

0,34

0,95

0,94

0,44

0,69

0,48

0,70

0,42

0,55

-0,70

0,04

0,21

0,10

0,79

0,95

0,96

0,32

0,72

0,75

0,93

0,87

0,92

0,40

0,98

0,82

0,85

0,97

0,98

0,23

0,80

0,77

0,98

0,95

0,98

0,95

0,98

0,97

0,93

0,97

0,96

0,58

0,93

0,88

0,96

0,99

0,95

0,46

0,96

0,86

0,98

0,99

0,74

0,98

0,93

0,98

0,99

0,80

0,95

0,96

0,94

0,93

0,94

0,96

0,32

0,97

0,83

0,98

0,96

0,83

0,97

0,77

0,90

0,97

0,72

0,36

0,98

0,80

0,98

0,94

0,97

0,10

0,81

0,76

0,94

0,96

0,98

0,95

0,92

0,95

0,23

0,58

0,98

0,96

-1,98

0,15

0,84

0,87

0,99

-0,07

0,96

0,72

0,58

0,20

0,49

0,06

0,20

0,30

0,97

0,83

0,51

0,95

0,33

0,72

0,73

0,52

0,97

0,90

0,37

0,70

0,87

0,70

0,33

0,95

0,20

0,61

0,90

0,96

0,81

0,79

0,91

0,87

0,97

0,92

0,73

0,97

0,88

0,89

0,95

0,87

0,96

0,56

0,99

0,87

ICC de cada posição

0,83

0,85

0,70

0,56

0,58

0,70

ICC (Exclusão)

0,93

0,91

0,82

0,66

0,80

0,82

A tabela 5.4 demonstra que grande parte dos sensores atingiu níveis de confiabilidade

aceitável, ou seja, > 0,60. Entretanto os sensores 3, 4, 6, 22 e 24 mostraram baixa

confiabilidade. A coluna ICC (exclusão) demonstra qual seria a confiabilidade de cada

posição, caso estes sensores fossem excluídos, atingindo uma confiabilidade aceitável para

cada medição. Isto não significa que os sensores não estejam calibrados, mas sim que tais

sensores, possivelmente devido à natureza variável do objeto de estudo, pessoas, apresentam

resultados diferenciados. A média das três medições centrais de cada sensor confiável foi

calculada e a medida de pressão foi transformada em uma medida de massa, conforme a

equação de calibração ajustada previamente. No entanto, optou-se por não excluir os sensores

de baixa confiabilidade, pois, na Análise Fatorial Exploratória (AFE), que será explicada na

seção 5.5, eles demonstraram se agrupar adequadamente. Deste modo, formou-se um banco

de dados com as medidas de massa medida em cada posição e sensor (banco de dados com 34

elementos, cinco posições e 27 sensores válidos).

5.4. Análise preliminar dos dados transformados de massa

Foi realizada a avaliação dos outliers nestas medições, aplicando-se a padronização Z a cada

medida de massa. Foram encontrados 70 valores fora dos limites de 3,29 desvios em relação à

média para a massa (ocorrência inferior a 0,1%) (TABACHNIK e FIDELLI, 2001). Nestes

casos foram estimados modelos de regressão para prever a massa média de cada sensor e

posição, considerando como variáveis preditivas a idade, peso, altura, IMC e sexo. Como

esperado, a melhor variável preditiva da massa de cada sensor foi o peso. Deste modo,

procedeu-se à substituição dos valores ofensivos por outros valores válidos, mais prováveis,

para a massa média por cada sensor, evitando a perda de casos para análise. Para evitar que o

peso obtivesse uma elevada correlação com tais medidas (aumentando a relação entre o peso e

a massa que seria encontrada no estudo), para cada valor reposto adicionou-se um erro

aleatório com variância igual ao quadrado do “erro padrão da previsão” da massa pelo peso.

O erro padrão da previsão é o desvio-padrão do erro da regressão.

5.5. Agrupamento das medidas por sensores por massa

Em seqüência buscou-se agrupar os dados, a fim de facilitar a interpretação dos resultados do

estudo. Tendo em vista que qualquer procedimento de agrupamento levaria a uma decisão

arbitrária sobre quais sensores deveriam ser unidos, optou-se por aplicar a Análise Fatorial

Exploratória (AFE) para identificar quais sensores se agrupam em grupos de variáveis

(fatores). Para garantir a independência das observações, os valores de cada medição foram

centralizados como em um modelo de painel de efeitos aleatórios (random effects model),

analisando os desvios da média de cada participante do estudo, e não seus valores originais. O

programa SPSS calcula uma matriz anti-imagem de covariâncias e correlações. Todos os

elementos na diagonal dessa matriz devem ser maiores que 0,5, se a amostra é adequada

(CAMPOS, 2000). A matriz formada pode ser vista na Tabela B1 do Anexo B. Com base

nestas condições foi obtida uma solução com cinco Fatores, descrita na figura 5.3. Os

resultados mostram uma boa correlação entre os fatores e as variáveis selecionadas.

FATORES: REGIÃO DO ASSENTO:

FATOR1

REGIÃO ANTERIOR À

ESQUERDA

FATOR2

REGIÃO POSTERIOR À

ESQUERDA

FATOR3

REGIÃO POSTERIOR

À DIREITA

FATOR4

REGIÃO CENTRAL DO

ASSENTO

FATOR5

REGIÃO ANTERIOR

À DIREITA

---

FATOR 6 (não agrupados)

REGIÃO POSTERIOR

FIGURA 5.3: Posição dos sensores e fatores encontrados

Mostra-se que os sensores posicionados em cada posição tendem a produzir resultados

coerentes entre si o que resulta na configuração da análise obtida da AFE. A AFE apresenta

também boas condições de aplicação com Kaiser-Meyer-Olkin Measure of Sampling (KMO),

valor igual a 0,872, próximo ao valor considerado excelente de 0,900 (TABELA B2, ANEXO

B). É interessante ressaltar que o teste KMO é utilizado para verificar se a amostra é grande o

suficiente para produzir resultados confiáveis, Ela é considerada adequada quando o valor de

KMO é maior do que 0,5 (CAMPOS, 2000). Aqueles sensores que não se agruparam

formaram o Fator 6 e o sensor 18 foi excluído da análise, por não se agrupar a nenhum dos

demais.

Com base nos resultados da AFE foi calculada a “massa média” medida em cada um dos seis

Fatores descritos anteriormente.

É interessante observar que o resultado da AFE gerou uma distribuição dos sensores em

Fatores, que coincide com a distribuição física do segmento corporal analisado através do

sistema de medição, ou seja, com o glúteo e com as coxas dos participantes. Pode-se observar

também que além dessa correlação, existe uma outra que diz respeito à simetria corporal, em

lados direito e esquerdo. Esses resultados reforçam a coerência e a eficiência da AFE

5.6. Avaliação das diferenças de massa por posição

Para verificar se existem diferenças entre a massa medida em cada um dos seis Fatores da

cadeira, para cada uma das cinco posições estabelecidas no estudo empregou-se a ANOVA de

medidas repetidas. Os resultados de testes de normalidade (K-S) e a análise gráfica

(diagramas Q-Q) mostram que os dados seguem aproximadamente uma distribuição normal.

Inicialmente, aplicou-se um modelo em que todas as medições foram controladas por todas as

variáveis individuais, mas a única variável que apresentou efeito sobre a massa foi o peso.

Portanto, somente um modelo que controlou o efeito da massa pelo peso foi aplicado.

O resultado do teste mostrou que o pressuposto de esfericidade não foi atendido (Teste de

Mauchly significativo e valores de Huynh-Feldt (HF) bem próximos ao limite de 0,75),

disponível no Anexo B, Tabela B3, e por isto aplicou-se a opção do teste de HF para verificar

a significância do modelo.

O primeiro resultado global deste estudo foi obtido através do modelo multivariado. Este

modelo demonstrou que apenas duas variáveis influenciam no resultado do valor da massa

que será medida nos diferentes Fatores. Estas variáveis são: ─ o fator intra-sujeito que é a

posição (P) do assento e ─ o Fator entre-sujeitos que é o peso dos indivíduos. Os resultados

do modelo multivariado mostraram diferenças globais entre as posições (P) para os fatores

considerados (p = 0,010). Isto demonstra que cada posição tende a concentrar a massa em

diferentes partes da cadeira de rodas, ou seja, nos diferentes Fatores encontrados na AFE

(TABELA B4, ANEXO B). Além disto, o efeito multivariado do PESO foi significativo,

demonstrando que os valores deveriam sim ser ajustados por esta variável para se extraírem as

conclusões do estudo.

Outra interpretação interessante da Tabela B4 quando se observa o fator entre-sujeitos (peso)

é que existe 0% de chance do peso dos indivíduos não interferir no valor medido. Analisando-

se também o fator intra-sujeitos (posição – P), na Tabela B4, pode-se. dizer que existe apenas

1% de chance de se encontrar pesos iguais nas diferentes posições do assento ou 94% de

chance de se encontrar peso diferentes nas diversas posições.

Para verificar o efeito intra-sujeitos, ou seja, das diferenças entre as cinco posições (direita,

esquerda, frente, trás e plano), analisaram-se as diferenças globais para a massa medida. Os

resultados demonstram que existe um efeito significativo da posição (ANEXO B,

TABELA B5) e também uma interação com o peso, ou seja, a massa em cada região da

cadeira de rodas depende tanto da posição (ajuste da cadeira) quanto do peso do participante.

Já se sabia, através do teste multivariado que a chance de encontrar diferenças de peso nas

diferentes posições do assento era enorme (94%), mas onde essas diferenças apareciam? Em

quais Fatores? Para analisar onde ocorreram tais diferenças partiu-se para a análise dos testes

univariados (ANEXO B, TABELA B6).

Os resultados anteriores mostram que com 5% de significância (10% no caso da medida F2)

existem diferenças entre os valores medidos em cada posição da cadeira de rodas e que este

efeito tende a ser afetado pelo peso do paciente. Esquematicamente, pode-se dizer que o efeito

foi significativo nas áreas ou Fatores da cadeira de rodas, destacadas em vermelho, na figura

5.4.

FATORES: REGIÃO DO ASSENTO:

FATOR1

REGIÃO ANTERIOR À

ESQUERDA

FATOR2

REGIÃO POSTERIOR À

ESQUERDA

FATOR3

REGIÃO POSTERIOR À

DIREITA

FATOR4

REGIÃO CENTRAL DO

ASSENTO

FATOR5

REGIÃO ANTERIOR À

DIREITA

---

FATOR 6 (não agrupados)

REGIÃO POSTERIOR

FIGURA 5.4: Fatores com efeito significativo para alteração da distribuição de peso nas cinco posições

diferentes

Portanto, as diferenças ocorreram somente nos Fatores 1, 2 e 5 (marcados em vermelho).

Considerando as posições (P) onde, 1 − corresponde ao assento inclinado 15° para a direita,

2 − corresponde ao assento inclinado 15° para a esquerda, 3 − corresponde ao assento

inclinado 15° para frente, 4 − corresponde ao assento inclinado 15° para trás e 5 −

corresponde ao assento sem inclinação, plano e os Fatores supracitados, pode-se estimar a

média de massa dos Fatores quando controlado pela diferença de peso dos participantes do

estudo, ou seja, com os pesos ajustados no peso médio de 58 Kg, como mostrado no

tabela 5.5.

TABELA 5.5

Aprofundando-se ainda mais nos resultados, uma vez que já se sabia que o peso se alterava e

em quais Fatores se alterava significativamente, restava saber em quais posições do assento

essa alteração era significativa. Isso é interessante porque um Fator considerado não

significativo para alterar o peso pode ter significância em uma ou outra determinada posição

P, em outras palavras, o fato dele não ser significante para alterar o peso, não determina que

623,988

32,153

558,495

689,480

265,823

33,249

198,097

333,549

37,304

10,652

15,607

59,001

986,726

12,611

961,039

1012,414

485,762

29,961

424,733

546,791

636,667

37,365

560,556

712,777

629,180

47,666

532,089

726,272

831,099

25,548

779,058

883,139

548,726

11,106

526,103

571,349

788,187

28,608

729,915

846,459

485,467

60,638

361,952

608,981

483,384

37,852

406,282

560,486

783,069

32,121

717,640

848,497

586,535

25,927

533,724

639,346

747,639

22,727

701,347

793,932

620,360

32,078

555,020

685,700

568,184

22,059

523,250

613,117

387,143

26,905

332,340

441,947

805,140

21,466

761,416

848,864

533,340

17,597

497,496

569,183

126,243

21,371

82,712

169,775

522,133

21,097

479,161

565,106

10,190

4,364

1,301

19,078

899,400

21,243

856,129

942,671

303,624

34,604

233,138

374,110

848,048

28,794

789,396

906,700

928,486

22,490

882,676

974,296

1394,701

98,099

1194,879

1594,523

442,962

17,310

407,702

478,223

1003,569

27,002

948,569

1058,570

Medidas

Signicância

Erro padrão

Limite Inf..

Limite Sup.

95% Intervalo de confiança

Covariáveis constantes do modelo avaliadas no seguinte valor:

PESO = 58,8532.

Média de massa estimada para cada Fator, com o peso dos participantes ajustado para o peso médio de 58 Kg

este Fator não apresenta significância para nenhuma das cinco posições. Então, para avaliar

em quais posições emergem diferenças entre os pesos, aplicou-se o teste t com correção de

Bonferroni, comparando as diferenças de cada Fator nas cinco posições.

Para cada média com diferenças significativas é apresentado na tabela B7 do Anexo B, um (*)

em cada fator. Por exemplo, para o Fator 1 (F1) todas as diferenças entre posições têm massa

significativamente diferente com 5% de significância (corrigida pelo número de testes). Os

gráficos B1, B2, B3, B4, B5 e B6 do Anexo B, mostram a distribuição da massa média em

cada uma das cinco posições, quando o peso é controlado. Não seria prudente analisar

diferenças entre fatores que não apresentaram resultados significativos nas tabelas

precedentes. Salienta-se que não houve outliers, conforme análise dos resíduos dos modelos,

já que os mesmos haviam sido previamente tratados, por isto tal conclusão já seria esperada.

Portanto, pode-se dizer que a mudança na posição do assento por meio do ajuste da cadeira de

rodas foi capaz de redistribuir o peso dos participantes do estudo nas diversas áreas do

assento, mesmo quando se controla o peso destes pacientes.

Os dados obtidos pela calibração do sistema de medição mostram que o menor valor

apresentado entre as curvas de regressão foi de 99,1 %. Embora estes valores tenham sido

bastante satisfatórios, os sensores 3, 4, 6, 22 e 24 mostraram baixa confiabilidade,

possivelmente devido à natureza variável do objeto de estudo, que são pessoas, apresentando,

portanto, respostas variáveis. No entanto, estes sensores não foram excluídos, uma vez que na

Análise Fatorial Exploratória (AFE), que teve por objetivo agrupá-los em Fatores, facilitando

a análise dos dados, eles produziram resultados coerentes, entre si, agrupando-se

adequadamente.

Existiram diferenças entre os valores medidos em cada posição da cadeira de rodas, mas este

efeito só foi significativo para os Fatores F1, F2 e F5. É interessante observar que dois dos

três fatores que não apresentaram significância contém pelo menos um sensor considerado de

baixa confiabilidade. Por exemplo: no Fator F3 todos os sensores têm alta confiabilidade,

porém, o Fator F4 contém o sensor 22 de baixa confiabilidade e o Fator F6 contém os

sensores 3, 4, 6 e 24 de baixa confiabilidade, além de ser o grupo de sensores que não

responderam satisfatoriamente na AFE. Estes sensores com baixa confiabilidade podem ser

um dos fatores que tenham influenciado na significância de seus respectivos Fatores.

É importante ressaltar que a significância apenas dos Fatores F1, F2 e F5 determinam que o

assento articulado é capaz de alterar a distribuição de peso em diversas posições e situações,

mesmo quando se controla o peso, portanto este equipamento redistribui o peso.

Ao ajustar o assento, observou-se que cada indivíduo possui uma forma de “corrigir” o

deslocamento de peso, de acordo com suas próprias informações provenientes de seus

diversos sistemas, compensando, desta forma, com reações de equilíbrio de tronco com

intensidades diferentes. É interessante observar nos mapas de intensidade disponíveis na

figura 5.5, correspondente a participante da figura 4.16 (restante disponível no Anexo E), que

a distribuição de peso geralmente aumentou para o lado contrário à inclinação, por exemplo:

se assento foi inclinado para a esquerda, a maior intensidade de descarga de peso permanecia

do lado direito. Isto possivelmente ocorreu por dois motivos: primeiro porque ocorria maior

contato entre o segmento corporal e o assento do lado mais alto da inclinação, ou seja, do lado

direito e, segundo, porque os indivíduos corrigiam o deslocamento de peso com a estratégia

de equilíbrio do tronco, que consiste em incliná-lo para a direita.

PARTICIPANTE CMR

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

FIGURA 5.5: mapas de intensidade da participante das fotos da figura 4.6, onde 1 - corresponde às cinco

medições com o assento inclinado 15° para a direita, 2 - às cinco medições com o assento inclinado 15° para a

esquerda, 3 - às cinco medições com o assento inclinado 15° para frente, 4 - às cinco medições com o assento

inclinado 15° para trás e 5 - às cinco medições com o assento plano, ou seja, sem inclinação.

Tomando o plano horizontal (assento sem inclinação – P-5) da figura 5.5 como referência

para analisar as distribuições de peso nas outras quatro posições do assento, é possível fazer

algumas observações interessantes. Primeiramente, pode-se observar que os mapas de

intensidade da posição do assento sem inclinação (P-5) não são totalmente simétricos para a

distribuição de peso. Isto ocorre porque nenhum indivíduo é simétrico, com um lado igual ao

outro, eles são apenas similares (BUCHANAN e HORAK, 2003; LANZETTA et al., 2004).

Analisando-se também as posições 1- e 2- da figura 5.5, constata-se novamente que as

compensações para os lados direito e esquerdo, resultante da inclinação do assento em 15°,

são diferentes, demonstrando que o padrão de correção postural para um lado não é igual ao

outro, em um mesmo indivíduo.

É interessante correlacionar estas observações com os resultados de significância dos Fatores.

Observou-se nos resultados uma falta de simetria dos mesmos, uma vez que o F2 (região

posterior à esquerda) da figura 5.4 demonstrou significância para alterar a distribuição de peso

e seu Fator simetricamente oposto, o F3 (região posterior à direita), não demonstrou essa

mesma significância.

Observou-se que, apesar dos inúmeros modelos disponíveis de cadeiras de rodas no mercado

Brasileiro e no exterior, nenhum apresenta as amplas propriedades similares ao assento

articulado, pois o alinhamento pélvico é crucial para a adoção de uma postura adequada

(VAN GEFFENb, 2008). O assento articulado foi desenvolvido para pacientes com diferentes

tipos de disfunções neuromotoras, que precisam de auxílio para um adequado

posicionamento, mas devido à complexidade dos comprometimentos encontrados na paralisia

cerebral, ênfase foi dada a ela.

Pode-se dizer que os objetivos gerais e específicos desta pesquisa foram alcançados e dentre

os objetivos a que este projeto mecânico se propõe, nem todos foram ainda avaliados, destaca-

se, por exemplo, os movimentos de rotação e de precessão do assento que podem ser

potencialmente benéficos para os cadeirantes. Neste estudo foram analisados apenas os

deslocamentos de peso com angulações do assento no plano frontal e sagital em posturas

estáticas dos participantes. Outros estudos podem ser realizados, testando-se pequenos

ângulos de inclinação do assento, a fim de fornecer mais subsídios para uma análise mais

criteriosa a respeito das reações de endireitamento, das reações de equilíbrio e do padrão de

redistribuição de peso dos participantes.

O assento móvel nos três planos parece ser capaz de proporcionar inúmeros benefícios, mas

novos estudos serão necessários para avaliar todas as suas propriedades.

6 CONCLUSÃO

O presente estudo desenvolveu um novo projeto específico para o assento da cadeira de rodas,

possibilitando sua inclinação nos três planos ortogonais cartesianos.

Os testes realizados com os 34 participantes demonstraram que o assento articulado é capaz

de redistribuir o peso da superfície de apoio, no entanto, foram detectados possíveis

aperfeiçoamentos nos projetos mecânico e eletrônico.

O sistema de medição pode ser aprimorado com o intuito de garantir a confiabilidade de todos

os sensores envolvidos na coleta dos dados. Uma vez que todos os sensores sejam

considerados confiáveis, uma nova análise sobre os efeitos significativos dos seis Fatores para

redistribuição de peso deverá ser realizada, fornecendo mais subsídios para analisar as

propriedades do assento. No presente estudo, cinco sensores foram considerados com baixa

confiabilidade e três dos seis Fatores obtiveram significância para redistribuir o peso dos

participantes.

O projeto mecânico também deve ser modernizado, colocando motores para substituir os

ajustes manuais dos limitares mecânicos, responsáveis por angular o assento na posição

desejada.

7 SUGESTÃO PARA TRABALHOS FUTUROS

O desdobramento natural deste estudo será analisar as propriedades do assento articulado em

pacientes com disfunções neuromotoras. Para tanto, melhorias no projeto se fazem

necessárias. Com o objetivo de facilitar e agilizar a angulação do assento nos diversos planos,

motores podem ser incluídos no projeto, evitando desta forma, que os limitadores mecânicos

sejam ajustados manualmente. Um acelerômetro, que já estava previsto, mas infelizmente não

pôde ser acoplado neste primeiro estudo, também enriquecerá o sistema de medição, uma vez

que fará a leitura do valor angulado do assento nos diversos planos. O sistema de medição

também pode ser aprimorado com o intuito de garantir a confiabilidade de todos os sensores

envolvidos na coleta dos dados e, conseqüentemente, aumentar o número de Fator com efeito

significativo para redistribuição de peso.

As demais propriedades do assento articulado também devem ser testadas e são elas:

– capacidade para promover mobilidade rotacional da pelve

– capacidade de promover o movimento tridimensional denominado precessão.

– capacidade de treinar as reações de equilíbrio e endireitamento através de movimentos

programados de acordo com a necessidade clínica do cadeirante.

– capacidade para prevenir úlceras dérmicas a partir de movimentos e posicionamentos que

possibilita alterar os pontos de pressão.

– capacidade para otimização da função dos membros superiores, através do alinhamento

postural e pélvico, adquirido através do ajuste do assento específico e adequado para cada

indivíduo.

– capacidade de estimular o cadeirante em sua reabilitação, pré-tensiando as molas conforme

a necessidade para opor ou programar movimentos

ABSTRACT

The present study proposes a new scientific project for the seat of a wheelchair, suggesting

that, through the properties of a three plan mobile seat, the pelvis of the individuals with

neuromotor dysfunctions may position themselves adequately, allowing a chain effect, with

innumerable benefits to the users. In spite of innumerable wheelchair models available in the

Brazilian market and abroad, none presents the ample properties resembling the articulated

seat, allowing the pelvic alignment that is crucial for the adoption of an adequate posture. The

property of the articulated seat, to change the weight distribution, was tested on 34 typical

individuals, without neurological injury, through a measurement system composed by 27

sensors. The significance of the statistic model proposed determined that the articulated seat

was capable of altering the weight distribution in several positions and situations, even when

one controls it’s weight. Therefore, this equipment is capable of redistribute the weight. One

can say that the general and specific objectives of this research were met and among the

objectives that this mechanical project proposes, not all have yet been evaluated. The three

plane mobile seat seems to be able to provide innumerable benefits.

Key-words: Bioengineering; wheelchair, pelvic alignment, cerebral palsy

REFERÊNCIAS

AISSAOUI R. et al. Biomechanics of manual wheelchair propulsion in elderly: system tilt

and back recline angles. Am j phys med rehabil. V. 81, n. 2, p. 94-100, 2002.

AISSAOUI Rachid.; HEYDAR, Sadeghi; DANSEREAU, Jean; LACOSTE, Michèle.

Boimechanical analysis of legrest support of occupied wheelchair: comparison between a

conventional and a compensatory legrest. IEEE Transactions on Rehabilitation

Engineering. v. 8, n. 1, march 2000.

AMATUZZI, Marco Martins; GREVE, Júlia Maria DAndrea. Medicina de reabilitação

aplicada à ortopedia e traumatologia. 1ª Ed. São Paulo: Roca, 2007, p. 416.

APATSIDIS, Dimitrios; SOLOMONIDIS, Stephan; MICHAEL, Shona M. Pressure

Distribution at the seating interface of custom-molded wheelchair seats: effect of various

materials. Arch Phys Med Rehabil, v. 83, p. 1151-1156, Ago, 2002.

ARAÚJO, Demétrio Praxedes. Auxiliares da mobilidade e locomoção. Pró-reabilitação,

março, 2008. Disponível em: <www.proreabilitação.com.br/?p=pc_demetrio_art06>. Acesso

em dez. 2009.

ARDIDO, L.P.; GOOSEY-TOLFREY; MINETTI, A. E. Biomechanics and Eneretics of

Basketball Wheelchair Evolution. Sports Med, v. 26, p.388-396, 2005.

ATTALI, Xavier; PELISSE, François. Looking back on the evolution of eletric whellchairs.

Medical engineering & physics. v.23, p.735-743, 2001.

BARROSO, P.N. VIMIEIRO, C.; VECCHIO, S.D.; PINOTTI, M.B. Quantificação da

amplitude de movimento a partir de imagens digitais. 26° Congresso brasileiro de cirurgia

da mão. São Paulo, 2006.

BATAVIA, M.; BATAVIA, A.I.; FRIEDMAN, R. Changing chairs: anticipating problems in

prescribing wheelchairs. Disability and Rehabilitation. v. 23, n. 12, p. 539-548, 2001.

BENNETT, Sean; KIRBY, Ronald Lee; MACDONALD, Blair. Wheelchair accessibility:

descriptive survey of curb ramps in an urban area. Disability and rehabilitation: assistive

technology. v. 4, n. 1, p. 17-23, 2009.

BERGER, Adrienne; PRESPERIN, Jéssica; TALLMAN, Travis. Positioning for function:

wheelchairs and other assistive technologies. 1ª Ed. New York: Valhalla, 1990, p. 21-50.

BERGER, Adrienne; COLANGELO, Cheryll. Positioning the client with C.N.S. deficits:

the wheelchair & other adapted equipment.1ª Ed. New York: Valhalla, 1982, p. 05-22.

BERTENTHAL, Bennett; HOFSTEN, Claes Von. Eye, head, and trunk control: The

foundation for manual development. Neuroscience and biobehavioral reviews. v. 22, n. 4, p.

515-520, 1998.

BERTOCCI, Gina; SOUZA, Aaron; SZOBOTA, Stephanie. The effects of wheelchair-seating

stiffness and energy absorption on occupant frontal impact kinematics and submarining risk

using computer simulation. Journal of rehabilitation research and development. v. 40, n.

2, p. 125-130, abr. 2003.

BIALIK, Gad M.; GIVON, Uri. Cerebral Palsy: classification and etiology. Acta orthop

traumatol turc. v. 43, n. 2, p.77-80, 2009.

BLACKBURN, J. Troy et al. Kinematic analysis of the hip and trunk during bilateral stance

on firm, foam, and multiaxial support surfaces. Clinical biomechanics. v. 18, p. 655-661, abr.

2003.

BOBATH, Berta. Atividade reflexa anormal causada por lesões cerebrais. 2ª Ed. São

Paulo: Manole, 1978. Cap. 1, p. 7-16.

BOBATH, Berta; BOBATH, Karel. Desenvolvimento motor nos diferentes tipos de

paralisia cerebral. 1ª Ed. São Paulo: Manole, 1989.

BOBATH, Karel. Uma base neurofisiológica para o tratamento da paralisia cerebral. 2ª

Ed. São Paulo: Manole, 1990. Cap. 1, p. 1.

BRIENZA, David M. et al. The relationship between pressure ulcer incidence and buttock-

seat cushion interface presure in at-risk elderly wheelchair users. Arch phys med rehabil. v.

82, p.529-533, abr. 2001.

BROWN, S.H.M.; HAUMANN, M.L.; POTVIN, J.R. The responses of leg and trunk muscles

to sudden unloading of the hands: implications for balance and spine stability. Clinical

biomechanics. v. 18, p.812-820, jul. 2003.

BRUBAKER, C.E. Wheelchair prescription: an analysis of factors that affect mobility and

performance. Journal of rehabilitation research and development. v. 23, n. 4, p.19-26,

1986.

BUCHANAN, John J.; HORAK, Fay B. Voluntary control of postural equilibrium patterns.

Behavioural brain research. v. 143, p. 121-140, jan. 2003.

BURTNER, P.A.; QUALLS, C., WOOLLACOTT, M.H. Muscle activation characteristics of

stance balance control in children with cerebral palsy. Gait and posture. v. 8, p.163-174, jun.

1998.

CALING, Britt; LEE, Michael. Effect of direction of applied mobilization force on the

posteroanterior response in the lumbar spine. Journal of manipulative and physiological

therapeutics. v. 24, n. 2, p. 71-78, fev. 2001.

CAMPOS, D. Psicologia da adolescência. 17ª Ed. Petrópolis: Vozes, 2000, p.157.

CHOLEWICKI, J. et al. A. postural control of trunk during unstable sitting. Journal of

biomechanics. v. 33, p. 1.733-1.737, maio 2000.

CHURCHWARD, R. The development of a standing wheelchair. Applied ergonomics. v. 16,

n. 1, p. 55-62, mar. 1985.

CONGRAVE, M..J.; ROSE, L.S. A specialist seating assessment clinic: changing pressure

relief practice. Spine Cord, v. 41, n. 12, p. 692-695, 2003.

COOK, A.M.; HUSSEY, S.M. Assistive Technologies: Principles and Practice. 2nd Ed. St.

Louis: Moby, 2002, Part I, cap.1, p.5-13.

COOK, Anne Shumway; WOOLLACOTT, Marjorie H. Controle motor - teoria e aplicações

prática. 2ª Ed. São Paulo: Manole, 2003, seção II, cap.10, P.233-245.

COOPER, Rory A. Wheelchair: selection and configuration. New York: Demos, 1998. Cap.

2, p. 20-42.

COOPER et al. Engineering better wheelchairs to enhance community participation. IEEE:

Transactions on neural systems and rehabilitation engineering. V. 14, n. 4, dec, 2006.

DABNEY, Kirk W. et al. Correction of sagittal plane spinal deformities with unit rod

instrumentation in children with cerebral palsy. The journal of bone and joint surgery. v.

85-A, p. 2.349-2.357, dez. 2003.

DEFLLOR, T.; GRYPDONCK, M.H. Sitting posture and prevention of pressure ulcers.

Applied nursing research. v. 12, n. 3, p. 136-142, 1999.

DESROCHES, Guillaume; AISSAOUI, Rachid.; BOURBONNAIS, Daniel. Effect of system

tilt and seat-to-backrest angles on load sustained by shoulder during wheelchair propulsion.

Journal of rehabilitation research & development. v. 43, n. 7, p. 871-82, 2006.

DICKSTEIN, Ruth et al. Anticipatory postural adjustment in selected trunk muscles in

poststroke hemiparectic patients. Arch phys med rehabil. v. 85, p. 261-267, fev. 2004.

DING, Dan et al.. Usage of tilt-in-space, recline, and elevation seating functions in natural

enviroment of wheelchair users. Journal of rehabilitation research & Development. v. 45,

n. 7, p. 973-984, 2008.

ENGEL, Joyce M.; JENSEN, Mark P.; SCHWARTZ, Lauren. Pain in person with cerebral

palsy. Arch phys med rehabil. v. 80, p. 1.243-1.246, out. 1999.

ENGEL, Joyce M. et al. Pain in persons with cerebral palsy: extension and cross validation.

Arch phys med rehabil. v. 84, p. 1.125-1.128, ago. 2003.

EVANS, Subhadra; FRANK, Andrew O; NEOPHYTOU, Claudius; DE SOUZA, Lorraine.

Older adults’ use of, and satisfaction with, electric powered indoor/outdoor wheelchairs. Age

ageing. v. 36, n. 4, p. 431-435, Jul. 2007.

FISHER, Kathryn. Sitting Pretty. Rehab Management. v. 20, n. 6, p.38-40, Jul., 2007.

GILSDORF, Paul et al. Sitting forces and wheelchair mechanics. Journal of rehabilitation

research and development. v. 27, n. 3, p. 239-246, 1990.

GÜNEL, Mintaze Kerem. Rehabilitation of children with cerebral palsy from

physiotherapist´s perspective. Acta orthop traumatol turc. v. 43, n. 2, p. 173-180, 2009.

GUTIERREZ et al. Measuring seating pressure, area, and asymmetry in persons with spinal

cord injury. Europe Spine Journal. v. 13, p.374-379, 2004.

HÄGGLUND, Gunnar; WAGNER, Philippe. Development of spasticity with age in a total

population of children of cerebral palsy. BMC Musculoskeletal disorders. v. 9, p. 150, 2008.

HAMANAMI, Kazunori; TOKUHIRO, Akihiro; INOUE, Hajime. Finding the optimal setting

of inflated air pressure for a multi-cell air cushion for wheelchair patients with spinal cord

injury. Acta medica okayama. v. 58, n. 1, p. 37-44, out. 2004.

HASTINGS, Jennifer D.; FANUCCHI, Elaine Rogers; BURNS, Stephen P. Wheelchair

configuration and postural aligment in persons with spinal Cord injury. American academy

of physical medicine and rehabilitation. v. 84, p. 528-534, April 2003.

HASTINGS, Jennifer; FANUCCHI, Elaine R.; BURNS, Stephen P. Wheelchair configuration

and postural alignment in persons with spinal cord injury. Arch phys med rehabil. v. 84, p.

528-534, abr. 2003.

HATTA et al. Evaluating the relationships between the postural adaptation of patients with

profound cerebral palsy and the configuration of the seating Bugg´s seating support surface.

Jounal of Physiological anthropology. V. 26, n. 2, p. 217-224, 2007.

HOBSON, D.A. Comparative effects posture on pressure and shear the body seat interface.

Journal of Rehabilitation research & Development. v. 29, n.4, p. 21-31, 1992.

HOLMES, K. J. et al. Management of scoliosis with special seating for the non-ambulant

spastic cerebral palsy population-a biomechanical study. Clinical biomechanics. v. 18, p.

480-487, 2003.

HONG, Seong-Wood et al. Identification of human-generation forces on wheelchair during

total-body extensor thrust. Clinical Biomechanics, v. 21, p. 790-798, 2006.

HUAL, Jianping et al. Optimal number of features as a function of sample size for various

classification rules. Bionformatics. v. 21 n. 8, p.1509-1515, 2005.

HUNDERTMARK, Lynda H. Evaluating the adult with cerebral palsy for specialized

adaptive seating. Physical therapy. v. 65, n. 2, p. 209-212, fev. 1985.

JANSSEN-POTTEN, Yvonne, J. et al. The effect of seat tilting on pelvic position, balance

control, and compensatory postural muscle use in paraplegic subjects. Arch phys med

rehabil. v. 82, p. 1393-1402, out. 2001.

JANSSEN-POTTEN, Yvonne et al. Chair configuration and balance controle in persons with

spinal cord injury. Arch phys med rehabil. v. 81, p. 401-408, abr. 2000.

KALEN, Vicki; CONKLIN, Matthew M.; SHERMAN, Frederick C. Untreated scolioses in

severe cerebral palsy. Journal of pediatric orthopaedics. v. 12, p. 337-340, 1992.

KENWARD, M.G. An approach to the design of wheelchair for young users. Applied

ergonomics. v. 2, n. 4, p. 221-225, dez. 1971.

KERR, Heather M.; ENG, Janice J. Multidirectional measures of seated postural stability.

Clinical biomechanics. v. 17, p. 555-557, jun. 2002.

KIRBY, R. L. et al. Wheelchair stability and maneuverability: effect of varying the horizontal

and vertical position of a rear-antitip device. Arch phys med rehabil. v. 75, p. 525-534,

maio, 1994.

KIRBY, Lee R. et al. Wheelchair stability: effect of body position. Journal of rehabilitation

research and development. v. 32, n. 4, p. 367-372, nov. 1995.

KNOX, Virginia. Evaluation of the sitting assessment test for children with neuromotor

dysfunction as a measurement tool in cerebral palsy. Physiotherapy. V. 88, n. 9, p. 534-541,

set. 2002.

LANZETTA, Daniela et al. Trunk control in unstable sitting posture during functional

activities in healthy subjects and patients with multiple sclerosis. Arch phys med rehabil. v.

85, p. 279-283, fev. 2004.

LEITE, Jaqueline Maria Resende Silveira; PRADO, Gilmar Fernandes do, 2004. Paralisia

Cerebral: Aspectos fisioterapêuticos e clínicos, Ver. Neurociências. vol.12, n°1, 2004.

LUNDY, C.; LUMSDEN, D.; FAIRHURST, C. Treating complex movement disorders in

children with cerebral palsy. Ulster Med. v. 78, n. 3, p. 157-163, 2009.

LUSARDI, M. M.; NIELSEN, C. C. Orthotics and prosthetics in reabilitation.

Butterworth-Hinemann. 2000.

MACDONALD B.; R.L., KIRBY, DA., MACLEOD; A., Webber. Sitting pressure in the

tilted position. American journal of physical medicine & rehabilitation. V. 88, n.1, p. 61-

65, 2009.

MAJAESS, George G. et al. Influence of seat position on the static and dynamic forward and

rear stability of occupied wheelchair. Arch phys med rehabil. v. 74, p. 977-982, set. 1993.

MAURER, Christine L.; SPRIGLE, Stephen. Effect of seat inclination on seated pressures of

individuals with spinal cord injury. Physycal therapy. v. 84, n. 3, p. 255-261, mar. 2004.

MAY, Laura A. et al. Wheelchair back-support options: functional outcomes for person with

recent spinal cord injury. Arch phys med rehabil. v. 85, p. 1.146-1.150, jul. 2004.

MYHR, Ulla; WENDT, Lennart von. Improvement of functional sitting position for children

with cerebral palsy. Developmental medicine and child neurology. v. 33, p. 246-256, 1991.

MORIOKA, Shu; HIDAKA, Midori; MIYAMOTO, Shozo. Factor of determination of center

of gravity point on sitting of the right and left axis in patients with hemiplegia. J. phys ther

scl. v. 11, p. 109-111, set. 1999.

NWAOBI, Olunwa M.; HOBSON, Douglas A.; TAYLOR Susan J. Mechanical and anatomic

hip flexion angles on seating children with cerebral palsy. Arch phys med rehabil. v. 69, abr.

1988.

O´SULLIVAN, Susan & SCHMITZ, Thomas. Physical Rehabilitation: assessment and

treatment. 4ª Ed. F.A. Davis Company, 1994. Chapter 32, p.1061-1088.

PALISANO, Robert J. et al. Effect of environmental setting on mobility methods of children

with cerebral palsy. Developmental medicine and child neurology. V. 45, p. 113-120, 2003.

PIPKIN, Leigh; SPRINGLE, Stephen. Effect of model design, cushion construction, and

interface pressure mats on interface pressure and immersion. Journal of rehabilitation research

& development. v. 45, n. 6, p. 875-882, 2008.

PROVENZA, Francesco. Molas. Ed. rev. e corr.:São Paulo, 1991.

ROSENTHAL, Mark et al.. Healing of advanced pressure ulcers by generic total contact seat:

2 randomized comparasion with low air loss bed tretments. Arch phys med rehabil. v. 84,

p.1733-1735, dez. 2003.

ROSENTHAL, Mark et al. A wheelchair cushion designed to redistribute sites of sitting

pressures. Arch phys med rehabil. v. 77, p. 278-282, 1996.

SAMUELSSON, Kersti et al. The effect of rear-wheel position on seating ergonomics and

mobility efficiency in wheelchair users with spinal cord injuries: a pilot study. Journal of

Rehabilitation Research & Development. v. 41, n. 1, p. 65-74, 2004.

SAMUELSSON, Kersti et al. Mobility devices to promote activity and participation: a

systematic review. J Rehabil Med. v. 41, p.697-706, 2009.

SANGER, et al. Classification and definition of disorders causing Hypertonia in childhood.

Pediatrics. v. 111, p. 89-97, 2003.

SHROUT, P.E.; FLEISS, J.L. Intraclass correlation: uses in assenssing rater reliability.

Psychol Bull. v. 86, n. 2, p. 420-428, 1979.

SIMPSON, Richard C. Smart wheelchair: A literature review. Journal of rehabilitation

research & development. v. 42, n. 4, p. 423-436, July/August 2005.

SIMPSON, Richard C.; LOPRESTI, Edmund F.; COOPER, Rory A. How many people

would benefit from a smart wheelchair? Journal of rehabilitation research & development.

v. 45, n. 1, p. 53-72, 2008.

S-F, Lian et al. Differences in seated postural control in children with spastic cerebral palsy

and children who are typically developing. American journal of physical medicine &

rehabilitation. v. 82, n. 8, p. 622-626, 2003.

S.M., Michael; D., Porter; T.E., Pountney. Tilted seat position for non-ambulant individuals

with neurological and neuromuscular impairment: a systematic review. Clinical

rehabilitation. v. 21, n. 12, p. 1063–1074, 2007.

SÖDERBACK, Ingrid. International handbook of occupational therapy interventions. Ed.

Springer. cap. 7, p.84-90, 2009.

TABACHNIK, Barbara G.; FIDELL, Linda S. Using multivariate statistics. 4ª Ed.

Hardcover, Los Angeles, California 2000, p.83.

UNDY, Claire; LUMSDEN, Daniel; FAIRHURST, Charlie. Treating complex movement

disorders in children with cerebral palsy. Jornal of ulster medical society. V. 78, n. 3, p.

157-163, 2009.

VAN GEFFEN, Paul et al. Body segments decoupling in sitting: Controlo f body posture

from automatic chair adjustments. Jounal of biomechanics. v. 41, p.3419-3425, 2008a.

VAN GEFFEN, Paul et al. Effects of sagital postural adjustments on seat reaction load.

Jounal of biomechanics. v. 41, p.2237-2245, 2008b.

VEKERDY, Zsuzsanna. Management of seating posture of children with cerebral palsy by

using thoracic-lumbar-sacral orthosis with non-rigid SIDO frame. Disability and

Rehabilitation. v. 29, n. 18, p. 1434-1441, 2007.

VOLPINI, M.R.; VOLPINI, E.; PINOTTI, M.; SILVA, P. Assento articulado nos três planos,

permitindo movimento pélvico ântero-posterior, látero-lateral, de rotação e de precessão.

Instituto Nacional de Propriedade Industrial, 2007.

VOLPINI, M.R.; PINOTTI, M. Triple plane wheelchair articulated seat, allowing pelvic

movement on sagital, frontal and transverse planes. Technology and Medical Sciences

International-TMSi, Diamantina, M.G., Brasil, 2008.

VOLPINI, et al. Development of a triple plane wheelchair articulated seat allowing for a

better weight distribution on patients with neuromotor dysfunctions. COBEM: 20th

International Congresso f Mechanical Engineering, nov.Gramado, RS, Brasil, 2009.

ZAFEIRIOU, Dimitrios. Primitive reflexes and postural reaction in neurodevelopmental

examination. Pediatric Neurology. V. 31, n. 1, 2004.

ZOLLARS, Jean Anne. Special Seating: an illustrated guide. Minneapolis, MN: Reha Otto

Bock, 1996.

WEI, Shun-hwa et al. Wrist characterization of wheelchair propulsion in various seating

positions: implication to wrist pain. Clinical biomechanics. v. 18, p. 46-52, 2003.

WHITE, Heather A.; KIRBY, R. Lee. Folding and unfolding manual wheelchairs: an

ergonomic evaluation of health-care workers. Applied ergonomics. v. 34, p. 571-579, jun.

2003.

WOUDE, van der Lucas et al. Manual wheelchair: research and innovation in rehabilitation,

sports, daily life and health. Medical Engineering Physics. v. 28, p. 905-915, 2006

ANEXOS

ANEXO A

TERMO DE CONSENTIMENTO LIVRE E ESCLARECIDO

Título do trabalho: “Desenvolvimento de um assento de cadeira de rodas articulado nos

três planos, para auxiliar no alinhamento postural de pacientes neurológicos”.

Autora: Mariana Ribeiro Volpini (Mestranda da Escola de Engenharia Mecânica da UFMG)

Orientador: Prof. Dr. Marcos Pinotti Barbosa

Você está convidado(a) a participar de um estudo que tem como objetivo analisar por

meio de um sensor sensível à pressão, a influência do novo projeto específico para assento de

cadeira de rodas, na distribuição de peso.

Esperamos com este estudo determinar a eficácia do assento articulado, para gerar

melhor distribuição do peso, resultando na aquisição de um novo e promissor equipamento de

tecnologia assistiva, para pacientes neurológicos, com assimetrias posturais. Garantimos que o

anonimato, bem como o sigilo e a privacidade serão mantidos e que os resultados serão

utilizados somente para a finalidade proposta.

Aos participantes fica reservado o direito de interromper sua participação na pesquisa,

a qualquer momento, sem nenhum prejuízo pessoal ou profissional.

A coleta de dados deverá ser realizada em um ou no máximo dois encontros, e serão

conduzidas pela pesquisadora e fisioterapeuta Mariana Ribeiro Volpini.

Entendimento por parte do participante:

Foi-me oferecida à oportunidade de fazer perguntas relacionadas ao objetivo e a todos os

procedimentos relacionados ao estudo, sendo que a pesquisadora estava sempre apta a

respondê-la.

Consentimento:

Com base no exposto acima, dou meu consentimento para participar voluntariamente da

pesquisa, estando ciente que os resultados deste estudo serão publicados após a sua análise.

Belo Horizonte, de de 200 .

___________________________________________________

Assinatura do participante

Declaro que é possível a qualquer momento revogar o meu consentimento.

Revogo o consentimento prestado no dia .................................. e afirmo que não desejo

prosseguir na pesquisa e tratamento que me foi proposto, que dou como finalizado nesta data.

Belo Horizonte, de de 200 .

______________________________________________________

Assinatura do participante

Mariana Ribeiro Volpini Comitê de Ética em Pesquisa da UFMG

Endereço: R. Dr. Helvécio Arantes, 101/202 Av. Antônio Carlos, 6627

Bairro: Luxemburgo–Belo Horizonte, MG Unidade Administrativa II (prédio da Fundep)

Cep: 30.380-465 Tel: (31) 3024-2062 2°andar – sala 2005 Tel: 3409-4592

Campos Pampulha – Belo Horizonte, MG

ANEXO B

TABELA B1

Padrão da Matriz de cargas fatoriais

Componente

trans17

,932

trans20

,868

trans19

,804

trans21

,695

trans14

,958

trans13

,848

trans12

,730

trans11

,639

,413

trans22

,878

trans7

,878

trans9

,631

trans10

,420

trans5

,859

trans8

,525

trans2

,432

trans25

,783

trans23

,411

,661

trans28

,540

Método de Extração: Componente Principal da Análise.

Método de Rotação: Promax com Normalização Kaiser.

uma Rotação convergiu com 7 iterações.

TABELA B2

Testes Kaiser-Meyer-Olkin (KMO) e Bartlett

KMO Medida de adequação da amostra

,872

Teste de esfericidade

de Bartlett

Aprox. Chi-Square

1212,530

153

Sig.

,000

TABELA B3

Teste de Esfericidade de Mauchly

Epsilon

Efeito Média Mauchly Qui- dp Sig. Greenhouse- Huynh-Feldt Limite

Intra-sujeito Quadrado Geisser Inf.

Mauchly's Test of Sphericity

,303

36,298

,000

,738

,847

,250

,271

39,754

,000

,612

,687

,250

,130

62,127

,000

,481

,527

,250

,308

35,836

,000

,642

,725

,250

,474

22,730

,007

,720

,824

,250

,009

142,989

,000

,314

,331

,250

Measure

Within Subjects Effect

Mauchly's W

Approx.

Chi-Square

Sig.

Greenhouse-

Geisser

Huynh-Feldt

Lower-bound

Epsilon

Tests the null hypothesis that the error covariance matrix of the orthonormalized transformed dependent variables is proportional to an

identity matrix.

May be used to adjust the degrees of freedom for the averaged tests of significance. Corrected tests are displayed in the Tests of

Within-Subjects Effects table.

Design: Intercept+PESO

Within Subjects Design: P

TABELA B4

Testes Multivariados das diferenças entre as posições P

Efeito Valor F dp Sig.

TABELA B5

Testes Multivariados intra-sujeitos

Efeito Intra-sujeitos Valor F dp erro dp Sig.

Multivariate Tests

,176

,962

6,000

27,000

,469

,176

5,773

,312

,824

,962

6,000

27,000

,469

,176

5,773

,312

,214

,962

6,000

27,000

,469

,176

5,773

,312

,214

,962

6,000

27,000

,469

,176

5,773

,312

,720

11,576

6,000

27,000

,000

,720

69,459

1,000

,280

11,576

6,000

27,000

,000

,720

69,459

1,000

2,573

11,576

6,000

27,000

,000

,720

69,459

1,000

2,573

11,576

6,000

27,000

,000

,720

69,459

1,000

,926

4,698

24,000

9,000

,010

,926

112,741

,944

,074

4,698

24,000

9,000

,010

,926

112,741

,944

12,527

4,698

24,000

9,000

,010

,926

112,741

,944

12,527

4,698

24,000

9,000

,010

,926

112,741

,944

,791

1,423

24,000

9,000

,300

,791

34,145

,412

,209

1,423

24,000

9,000

,300

,791

34,145

,412

3,794

1,423

24,000

9,000

,300

,791

34,145

,412

3,794

1,423

24,000

9,000

,300

,791

34,145

,412

Pillai's Trace

Wilks' Lambda

Hotelling's Trace

Roy's Largest Root

Pillai's Trace

Wilks' Lambda

Hotelling's Trace

Roy's Largest Root

Pillai's Trace

Wilks' Lambda

Hotelling's Trace

Roy's Largest Root

Pillai's Trace

Wilks' Lambda

Hotelling's Trace

Roy's Largest Root

Ef fect

Intercept

PESO

Between

Subjects

P * PESO

Within Subjects

Value

Hypothesis df

Error df

Sig.

Partial Eta

Squared

Noncent.

Parameter

Observed

Power

Computed using alpha = ,05

Exact statistic

Design: Intercept+PESO

Within Subjects Design: P

Multivariate

c,d

,281

1,584

24,000

504,000

,040

,070

38,013

,973

,739

1,622

24,000

430,306

,033

,073

33,763

,947

,326

1,653

24,000

486,000

,027

,075

39,668

,979

,217

4,565

6,000

126,000

,000

,179

27,389

,984

,319

1,819

24,000

504,000

,011

,080

43,648

,989

,711

1,844

24,000

430,306

,009

,082

38,352

,973

,367

1,856

24,000

486,000

,009

,084

44,546

,991

,177

3,718

6,000

126,000

,002

,150

22,306

,954

Pillai's Trace

Wilks' Lambda

Hotelling's Trace

Roy's Largest Root

Pillai's Trace

Wilks' Lambda

Hotelling's Trace

Roy's Largest Root

Within Subjects Eff ect

P * PESO

Value

Hypothesis df

Error df

Sig.

Partial Eta

Squared

Noncent.

Parameter

Observed

Power

Computed using alpha = ,05

The statistic is an upper bound on F that yields a lower bound on the significance lev el.

Design: Intercept+PESO

Within Subjects Design: P

Tests are based on averaged variables.

Entre-

sujeito

Intra-

sujeito

TABELA B6

Testes Univariados

Fonte Medida Soma dos dp Média do F Sig.

Quadrados Quadrado

tipo III

Univariate Tests

192730,057

48182,514

3,034

,020

,087

12,136

,791

192730,057

2,953

65276,434

3,034

,034

,087

8,958

,692

192730,057

3,387

56901,776

3,034

,027

,087

10,276

,737

192730,057

1,000

192730,057

3,034

,091

,087

3,034

,394

337708,845

84427,211

2,360

,057

,069

9,441

,669

337708,845

2,447

138016,254

2,360

,090

,069

5,775

,515

337708,845

2,747

122920,067

2,360

,082

,069

6,484

,549

337708,845

1,000

337708,845

2,360

,134

,069

2,360

,320

224611,122

56152,780

1,282

,280

,039

5,130

,392

224611,122

1,923

116795,771

1,282

,284

,039

2,466

,263

224611,122

2,107

106579,237

1,282

,285

,039

2,703

,276

224611,122

1,000

224611,122

1,282

,266

,039

1,282

,196

8939,754

2234,938

,186

,945

,006

,745

,089

8939,754

2,568

3481,220

,186

,879

,006

,478

,081

8939,754

2,899

3084,155

,186

,900

,006

,540

,083

8939,754

1,000

8939,754

,186

,669

,006

,186

,070

181720,847

45430,212

3,822

,006

,107

15,287

,885

181720,847

2,880

63090,970

3,822

,014

,107

11,008

,792

181720,847

3,294

55161,555

3,822

,010

,107

12,590

,832

181720,847

1,000

181720,847

3,822

,059

,107

3,822

,475

100289,698

25072,424

,382

,822

,012

1,526

,136

100289,698

1,255

79936,138

,382

,588

,012

,479

,097

100289,698

1,322

75840,111

,382

,599

,012

,505

,098

100289,698

1,000

100289,698

,382

,541

,012

,382

,092

225923,234

56480,808

3,556

,009

,100

14,226

,858

225923,234

2,953

76518,750

3,556

,018

,100

10,501

,767

225923,234

3,387

66701,756

3,556

,013

,100

12,046

,810

225923,234

1,000

225923,234

3,556

,068

,100

3,556

,448

400522,354

100130,588

2,799

,029

,080

11,197

,753

400522,354

2,447

163687,140

2,799

,056

,080

6,849

,593

400522,354

2,747

145783,077

2,799

,049

,080

7,691

,629

400522,354

1,000

400522,354

2,799

,104

,080

2,799

,368

217219,472

54304,868

1,240

,297

,037

4,961

,380

217219,472

1,923

112952,180

1,240

,295

,037

2,385

,256

217219,472

2,107

103071,858

1,240

,297

,037

2,614

,268

217219,472

1,000

217219,472

1,240

,274

,037

1,240

,191

18410,422

4602,605

,384

,820

,012

1,534

,136

18410,422

2,568

7169,183

,384

,734

,012

,985

,117

18410,422

2,899

6351,473

,384

,758

,012

1,112

,122

18410,422

1,000

18410,422

,384

,540

,012

,384

,092

180882,369

45220,592

3,804

,006

,106

15,217

,883

180882,369

2,880

62799,862

3,804

,014

,106

10,957

,790

180882,369

3,294

54907,034

3,804

,010

,106

12,532

,830

180882,369

1,000

180882,369

3,804

,060

,106

3,804

,473

10992,605

2748,151

,042

,997

,001

,167

,058

10992,605

1,255

8761,682

,042

,888

,001

,052

,055

10992,605

1,322

8312,722

,042

,898

,001

,055

10992,605

1,000

10992,605

,042

,839

,001

,042

,055

2032776,109

128

15881,063

2032776,109

94,481

21515,257

2032776,109

108,386

18754,951

2032776,109

32,000

63524,253

4578640,780

128

35770,631

4578640,780

78,300

58475,561

4578640,780

87,916

52079,517

4578640,780

32,000

143082,524

5604643,772

128

43786,279

5604643,772

61,540

91073,892

5604643,772

67,439

83107,341

5604643,772

32,000

175145,118

1535895,663

128

11999,185

1535895,663

82,176

18690,359

1535895,663

92,755

16558,555

1535895,663

32,000

47996,739

1521560,236

128

11887,189

1521560,236

92,170

16508,272

1521560,236

105,419

14433,475

1521560,236

32,000

47548,757

8411226,858

128

65712,710

8411226,858

40,148

209505,876

8411226,858

42,316

198770,536

8411226,858

32,000

262850,839

Sphericity Assumed

Greenhouse-Geisser

Huynh-Feldt

Lower-bound

Sphericity Assumed

Greenhouse-Geisser

Huynh-Feldt

Lower-bound

Sphericity Assumed

Greenhouse-Geisser

Huynh-Feldt

Lower-bound

Sphericity Assumed

Greenhouse-Geisser

Huynh-Feldt

Lower-bound

Sphericity Assumed

Greenhouse-Geisser

Huynh-Feldt

Lower-bound

Sphericity Assumed

Greenhouse-Geisser

Huynh-Feldt

Lower-bound

Sphericity Assumed

Greenhouse-Geisser

Huynh-Feldt

Lower-bound

Sphericity Assumed

Greenhouse-Geisser

Huynh-Feldt

Lower-bound

Sphericity Assumed

Greenhouse-Geisser

Huynh-Feldt

Lower-bound

Sphericity Assumed

Greenhouse-Geisser

Huynh-Feldt

Lower-bound

Sphericity Assumed

Greenhouse-Geisser

Huynh-Feldt

Lower-bound

Sphericity Assumed

Greenhouse-Geisser

Huynh-Feldt

Lower-bound

Sphericity Assumed

Greenhouse-Geisser

Huynh-Feldt

Lower-bound

Sphericity Assumed

Greenhouse-Geisser

Huynh-Feldt

Lower-bound

Sphericity Assumed

Greenhouse-Geisser

Huynh-Feldt

Lower-bound

Sphericity Assumed

Greenhouse-Geisser

Huynh-Feldt

Lower-bound

Sphericity Assumed

Greenhouse-Geisser

Huynh-Feldt

Lower-bound

Sphericity Assumed

Greenhouse-Geisser

Huynh-Feldt

Lower-bound

Measure

Source

P * PESO

Error(P)

Type III Sum

of Squares

Mean Square

Sig.

Partial Eta

Squared

Noncent.

Parameter

Observed

Power

Computed using alpha = ,05

TABELA B7

Comparação aos pares

Medida

(I) P

(J) P

Diferença

Média (I-J)

Erro Padrão

Sig.(a)

95% Intervalo de Confiança

para a Diferença

Limite

inferior

Limite

superior

358,165(*)

39,429

,000

239,288

477,041

586,683(*)

30,887

,000

493,562

679,805

-362,739(*)

28,232

,000

-447,858

-277,620

138,226(*)

38,417

,011

22,401

254,050

-358,165(*)

39,429

,000

-477,041

-239,288

228,519(*)

32,547

,000

130,390

326,647

-720,904(*)

27,839

,000

-804,838

-636,969

-219,939(*)

31,592

,000

-315,188

-124,690

-586,683(*)

30,887

,000

-679,805

-493,562

-228,519(*)

32,547

,000

-326,647

-130,390

-949,422(*)

14,190

,000

-992,206

-906,639

-448,458(*)

29,656

,000

-537,869

-359,047

362,739(*)

28,232

,000

277,620

447,858

720,904(*)

27,839

,000

636,969

804,838

949,422(*)

14,190

,000

906,639

992,206

500,965(*)

25,436

,000

424,276

577,653

-138,226(*)

38,417

,011

-254,050

-22,401

219,939(*)

31,592

,000

124,690

315,188

448,458(*)

29,656

,000

359,047

537,869

-500,965(*)

25,436

,000

-577,653

-424,276

7,486

68,688

1,000

-199,604

214,576

-194,432(*)

41,723

,001

-320,224

-68,639

87,941

37,565

,256

-25,316

201,197

-151,520(*)

46,042

,024

-290,335

-12,706

-7,486

68,688

1,000

-214,576

199,604

-201,918(*)

51,504

,004

-357,200

-46,636

80,455

50,912

1,000

-73,043

233,952

-159,007

53,547

,056

-320,448

2,435

194,432(*)

41,723

,001

68,639

320,224

201,918(*)

51,504

,004

46,636

357,200

282,373(*)

28,087

,000

197,692

367,053

42,911

37,967

1,000

-71,556

157,379

-87,941

37,565

,256

-201,197

25,316

-80,455

50,912

1,000

-233,952

73,043

-282,373(*)

28,087

,000

-367,053

-197,692

-239,461(*)

26,634

,000

-319,761

-159,161

151,520(*)

46,042

,024

12,706

290,335

159,007

53,547

,056

-2,435

320,448

-42,911

37,967

1,000

-157,379

71,556

239,461(*)

26,634

,000

159,161

319,761

2,083

82,219

1,000

-245,804

249,970

-297,602(*)

59,848

,000

-478,041

-117,162

-101,068

63,816

1,000

-293,469

91,333

-262,172(*)

52,556

,000

-420,627

-103,718

-2,083

82,219

1,000

-249,970

245,804

-299,685(*)

47,050

,000

-441,539

-157,830

-103,151

39,418

,134

-221,996

15,693

-264,255(*)

38,953

,000

-381,696

-146,815

297,602(*)

59,848

,000

117,162

478,041

299,685(*)

47,050

,000

157,830

441,539

196,534(*)

37,041

,000

84,855

308,212

35,429

33,793

1,000

-66,456

137,314

101,068

63,816

1,000

-91,333

293,469

103,151

39,418

,134

-15,693

221,996

-196,534(*)

37,041

,000

-308,212

-84,855

-161,104(*)

27,952

,000

-245,377

-76,831

262,172(*)

52,556

,000

103,718

420,627

264,255(*)

38,953

,000

146,815

381,696

-35,429

33,793

1,000

-137,314

66,456

161,104(*)

27,952

,000

76,831

245,377

52,176

18,753

,090

-4,364

108,716

233,217(*)

38,344

,000

117,613

348,821

-184,780(*)

27,253

,000

-266,945

-102,615

87,020(*)

26,115

,022

8,284

165,757

-52,176

18,753

,090

-108,716

4,364

181,041(*)

29,248

,000

92,861

269,221

-236,956(*)

21,961

,000

-303,167

-170,746

34,844

17,092

,498

-16,687

86,375

-233,217(*)

38,344

,000

-348,821

-117,613

-181,041(*)

29,248

,000

-269,221

-92,861

-417,997(*)

32,492

,000

-515,958

-320,036

-146,197(*)

26,977

,000

-227,532

-64,861

184,780(*)

27,253

,000

102,615

266,945

236,956(*)

21,961

,000

170,746

303,167

417,997(*)

32,492

,000

320,036

515,958

271,800(*)

19,960

,000

211,623

331,978

-87,020(*)

26,115

,022

-165,757

-8,284

-34,844

17,092

,498

-86,375

16,687

146,197(*)

26,977

,000

64,861

227,532

-271,800(*)

19,960

,000

-331,978

-211,623

-395,890(*)

27,109

,000

-477,622

-314,158

116,053(*)

21,213

,000

52,098

180,009

-773,157(*)

22,595

,000

-841,280

-705,034

-177,381(*)

29,516

,000

-266,371

-88,391

395,890(*)

27,109

,000

314,158

477,622

511,943(*)

20,784

,000

449,279

574,607

-377,267(*)

24,245

,000

-450,363

-304,171

218,509(*)

34,397

,000

114,805

322,213

-116,053(*)

21,213

,000

-180,009

-52,098

-511,943(*)

20,784

,000

-574,607

-449,279

-889,210(*)

20,476

,000

-950,944

-827,476

-293,434(*)

33,773

,000

-395,258

-191,610

773,157(*)

22,595

,000

705,034

841,280

377,267(*)

24,245

,000

304,171

450,363

889,210(*)

20,476

,000

827,476

950,944

595,776(*)

25,750

,000

518,142

673,410

177,381(*)

29,516

,000

88,391

266,371

-218,509(*)

34,397

,000

-322,213

-114,805

293,434(*)

33,773

,000

191,610

395,258

-595,776(*)

25,750

,000

-673,410

-518,142

-80,438(*)

21,286

,006

-144,614

-16,262

-546,653(*)

94,220

,000

-830,722

-262,584

405,085(*)

25,572

,000

327,988

482,183

-155,522(*)

28,782

,000

-242,298

-68,745

80,438(*)

21,286

,006

16,262

144,614

-466,215(*)

91,761

,000

-742,869

-189,561

485,524(*)

21,013

,000

422,171

548,876

-75,083(*)

22,172

,019

-141,931

-8,236

546,653(*)

94,220

,000

262,584

830,722

466,215(*)

91,761

,000

189,561

742,869

951,739(*)

93,444

,000

670,011

1233,466

391,132(*)

95,935

,003

101,892

680,371

-405,085(*)

25,572

,000

-482,183

-327,988

-485,524(*)

21,013

,000

-548,876

-422,171

-951,739(*)

93,444

,000

-1233,466

-670,011

-560,607(*)

23,521

,000

-631,522

-489,692

155,522(*)

28,782

,000

68,745

242,298

75,083(*)

22,172

,019

8,236

141,931

-391,132(*)

95,935

,003

-680,371

-101,892

560,607(*)

23,521

,000

489,692

631,522

Baseado nas estimativas das médias marginais

* A diferença média é significativa no nível ,05.

a Ajuste para comparações múltiplas: Bonferroni.

Médias estimadas para F1

Posições

FIGURA B1: Distribuição de massa média para F

Médias estimadas para F2

Posições

FIGURA B2: Distribuição de massa média para F2

54321

Estimated Marginal Means

1.000

800

600

400

200

Estimated Marginal Means of F1

54321

Estimated Marginal Means

900

800

700

600

500

Estimated Marginal Means of F2

Médias estimadas

Médias estimadas para F3

Posições

FIGURA B3: Distribuição de massa média para F3

Médias estimadas para F4

Posições

FIGURA B4: Distribuição de massa média para F4

54321

Estimated Marginal Means

800

700

600

500

400

Estimated Marginal Means of F3

54321

Estimated Marginal Means

1.000

800

600

400

200

Estimated Marginal Means of F4

Médias estimadas

Médias estimadas para F5

Posições

FIGURA B5: Distribuição de massa média para F5

Médias estimadas para F6

Posições

FIGURA B6: Distribuição de massa média para F6

54321

Estimated Marginal Means

1.000

800

600

400

200

Estimated Marginal Means of F5

54321

Estimated Marginal Means

1.400

1.200

1.000

800

600

400

Estimated Marginal Means of F6

Médias estimadas

ANEXO C

O sensor FSR (force sensing resistor)

Force Sensing Resistor (FSR) é um dispositivo compacto, o qual apresenta um decréscimo na

resistência com um aumento da força aplicada para ativar a superfície (resistência é

inversamente proporcional à força). Sua sensibilidade à força é otimizada para o uso de

controle do toque humano em aparelhos eletrônicos. FRS não é uma célula de carga ou um

strain gage, embora tenham propriedades similares. Ele também é conhecido como “pressure

sensing”, uma vez que sua resistência modifica com a aplicação de uma força ou pressão. O

gráfico abaixo mostra a relação inversa força X resistência:

Força (g)

FIGURA C1: relação inversa força X resistência

A característica da relação força X resistência apresentada no gráfico acima fornece uma

visão geral do comportamento típico de resposta do FRS. Por conveniência o gráfico foi

plotado no formato log-log.

O FRS apresenta tamanhos e formas geométricas variadas, neste estudo o sensor utilizado

apresenta forma geométrica quadrada e suas dimensões estão descriminadas através do

desenho abaixo:

Resistência (KΩ)

FIGURA C2 Desenho esquemático do sensor FSR

1)Área ativa: 1.5” [38.1] x 1.5” [38.1]

2)Espessura nominal: 0.018” [0.46 mm]

Um FRS é um polímero condutor piezoelétrico, que modifica a resistência de forma previsível

de acordo com a força aplicada à sua superfície. Como uma lâmina de polímero, é equipado

por uma película sensitiva aplicada por seritipia (prensado). Aplicando-se uma força à

superfície da película sensitiva, as partículas condutoras tocam os eletrodos condutores,

modificando a resistência da mesma. Com toda uma base eletrônica nos sensores, o sensor

FSR requer uma interface relativamente simples e pode operar satisfatoriamente em

ambientes hostis. A figura abaixo demonstra a estrutura física de um FSR básico:

A parte operacional do FSR é dependente de sua deformação, tendo melhor funcionamento

quando fixado em uma superfície firme, plana e estável. Instalado à uma superfície curva, a

Película resistiva

amplitude de mensuração e a velocidade da corrente são reduzidas. O FSR é uma categoria de

soluções de baixo custo para quem quer uma solução econômica para suas necessidades em

avaliar carga/force. Além disso, o FRS apresenta grande flexibilidade, elevadas linearidade e

precisão, ampla amplitude de força e o output do sensor não é uma função da área que

receberá a carga.

ANEXO D

A altura do apoio de pé é determinada para uma postura sentada adequada

e estabelece o

posicionamento correto da perna, favorecendo o máximo contato entre a perna do usuário e o

assento (KENWARD, 1971; LUSARDI e NIELSEN, 2000).

A maioria das cadeiras de rodas

apresenta altura do apoio de pé regulável, primeiro porque cada indivíduo tem um

comprimento de perna e segundo, porque há muitas possibilidades de tipo e de espessura das

almofadas do assento, mas idealmente a altura do apoio de pé deve permitir um ângulo entre o

tronco e a coxa, ângulo de flexão do quadril, igual a 90° (BERGER et al., 1990). Segundo

Cooper (1998) é desejável que o ângulo entre a superfície plana do assento e a perna do

cadeirante também seja igual a 90°, porém ângulos menores e maiores que 90° são comuns

devido a condições ortopédicas, como encurtamento muscular, ou a preferências dos usuários.

Ângulos menores que 90° tornam a cadeira de rodas menor, mais curta, favorecendo

manobras em espaços restritos, enquanto que ângulos maiores que 90° geram maior base de

suporte, facilitando a superação de obstáculos (COOPER, 1998). Os apoios para os pés

apresentam tamanhos e formatos variados e a escolha do modelo dependerá do tamanho do pé

e da flexibilidade da articulação do tornozelo do cadeirante (COOPER, 1998). Em alguns

casos, eles apresentam um prolongamento até a perna e podem ser elevados com o argumento

de auxiliar o retorno venoso, reduzindo o edema, ou para fixar a perna em extensão, por

imobilização cirúrgica, por deformidade ou por hipertonia dos músculos extensores do joelho

(ver fig.D1) (AISSAOUI, 2000).

(a) (b) (c)

FIGURA D1: (a) apoio de pé padrão, basculável para facilitar transferências, (b) apoio de pé e de perna

permitindo elevação da mesma para extensão dos joelhos, (c) apoio de pé para indivíduos com paralisia cerebral,

com velcros adaptados

FONTE: (a) e (b) www.quickie-wheelchair.com; (c) arquivo pessoal da autora

100

O encosto dos braços pode ser removível, a fim de facilitar as transferências do usuário para

dentro ou para fora da cadeira (LUSARDI e NIELSEN, 2000). O comprimento e a altura do

apoio de braço podem interferir na função dos membros superiores, bem como na habilidade

do cadeirante de aproximar de balcões e de mesas (COOPER, 1998). Para Cooper (1998), o

apoio de braço deve ser comprido e alto o bastante para permitir apoio dos braços de forma

confortável, sem elevação dos ombros, e ao mesmo tempo deve ser curto o bastante para que

não interfira nas atividades do usuário.

A mesa acoplada à cadeira de rodas permite posicionamento de ambos os membros

superiores, bem como alívio de peso para os ombros. Ela também promove uma superfície

adequada para atividades funcionais e de vida diária auxiliando a inclusão social (BERGER et

al., 1990).

FIGURA D2: Utilização da mesa acoplada à cadeira de rodas, facilitando realização de atividade de vida diária,

bem como a inclusão escolar.

FONTE: Foto do acervo da Associação Mineira de Reabilitação, 2009.

O sistema de freio é essencial em qualquer cadeira de rodas motorizada, podendo operar de

maneira diferente e ter impacto na habilidade do usuário para utilizar o freio de uma maneira

segura e efetiva. (BATAVIA et al., 2001 e KENWARD, 1971). Tendo em vista esse

paradigma, a modificação de um tipo de freio para outro requer ajustes e adaptações por parte

do usuário (BATAVIA et al., 2001).

101

A estética não é vista como um fator funcional, mas deve ser considerada, uma vez que os

usuários que detestam a aparência de suas cadeiras podem eventualmente abandoná-las

(BATAVIA et al., 2001).

102

ANEXO E

Gráficos de Intensidade dos 34 participantes, onde 1 - corresponde às cinco medições com o assento inclinado 15° para a direita, 2 - às cinco

medições com o assento inclinado 15° para a esquerda, 3 - às cinco medições com o assento inclinado 15° para frente, 4 - às cinco medições com

o assento inclinado 15° para trás e 5 - às cinco medições com o assento plano, ou seja, sem inclinação.

103

PARTICIPANTE ACRL

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

104

PARTICIPANTE BDCP

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

105

PARTICIPANTE CMR

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

106

PARTICIPANTE LAP

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

107

PARTICIPANTE MCOP

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

108

PARTICIPANTE ACAS

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

109

PARTICIPANTE MAP

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

110

PARTICIPANTE MMM

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

111

PARTICIPANTE DML

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

112

PARTICIPANTE CV

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

113

PARTICIPANTE CMS

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

114

PARTICIPANTE CMMFT

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

115

PARTICIPANTE CFW

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

116

PARTICIPANTE ACCF

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

117

PARTICIPANTE TAM

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

118

PARTICIPANTE VGC

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

119

PARTICIPANTE RPAC

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

120

PARTICIPANTE PSG

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

121

PARTICIPANTE PRC

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

122

ARTICIPANTE PCRR

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

123

PARTICIPANTE NSE

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

124

PARTICIPANTE KAR

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

125

PARTICIPANTE LCF

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

126

PARTICIPANTE LFC

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

127

PARTICIPANTE LMC

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

128

PARTICIPANTE LSF

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

129

PARTICIPANTE PHPM

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

130

PARTICIPANTE FELS

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

131

PARTICIPANTE FSN

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

132

PARTICIPANTE GAM

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

133

PARTICIPANTE GFV

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

134

PARTICIPANTE IDC

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

135

PARTICIPANTE JAA

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

136

PARTICIPANTE MRV

1 -

2 -

3 -

4 -

5 -

Livros Grátis
( http://www.livrosgratis.com.br )
 
Milhares de Livros para Download:
 
Baixar livros de Administração
Baixar livros de Agronomia
Baixar livros de Arquitetura
Baixar livros de Artes
Baixar livros de Astronomia
Baixar livros de Biologia Geral
Baixar livros de Ciência da Computação
Baixar livros de Ciência da Informação
Baixar livros de Ciência Política
Baixar livros de Ciências da Saúde
Baixar livros de Comunicação
Baixar livros do Conselho Nacional de Educação - CNE
Baixar livros de Defesa civil
Baixar livros de Direito
Baixar livros de Direitos humanos
Baixar livros de Economia
Baixar livros de Economia Doméstica
Baixar livros de Educação
Baixar livros de Educação - Trânsito
Baixar livros de Educação Física
Baixar livros de Engenharia Aeroespacial
Baixar livros de Farmácia
Baixar livros de Filosofia
Baixar livros de Física
Baixar livros de Geociências
Baixar livros de Geografia
Baixar livros de História
Baixar livros de Línguas

Baixar livros de Literatura
Baixar livros de Literatura de Cordel
Baixar livros de Literatura Infantil
Baixar livros de Matemática
Baixar livros de Medicina
Baixar livros de Medicina Veterinária
Baixar livros de Meio Ambiente
Baixar livros de Meteorologia
Baixar Monografias e TCC
Baixar livros Multidisciplinar
Baixar livros de Música
Baixar livros de Psicologia
Baixar livros de Química
Baixar livros de Saúde Coletiva
Baixar livros de Serviço Social
Baixar livros de Sociologia
Baixar livros de Teologia
Baixar livros de Trabalho
Baixar livros de Turismo
 
 