Curs Biomec

5

Cuprins

Cuprins .................................................................................................................................................................... 5 Cap 1. ...................................................................................................................................................................... 8 BIOMECANICA CA INTERDISCIPLINA............................................................................................................ 8

1.1 INTRODUCERE........................................................................................................................................... 8 1.2 MIŞCAREA CA FORMĂ DE EXISTENŢĂ A MATERIEI........................................................................ 8 1.3 CORPUL OMENESC - UN TOT UNITAR................................................................................................ 10 1.4 CERCETĂRI PRIVIND BIOMECANICA PERFORMANŢEI UMANE.................................................. 11 1.5 SCURT ISTORIC PRIVIND STUDIEREA MIŞCĂRII............................................................................ 12

Cap 2 ..................................................................................................................................................................... 17 Cap 2 ..................................................................................................................................................................... 18 ANTROPOMETRIE ............................................................................................................................................. 18

2.1 SCOP........................................................................................................................................................... 18 2.2 STRUCTURAREA ŢESUTURILOR ŞI ORGANELOR SUB INFLUENŢA FACTORILOR MECANICI........................................................................................................................................................................... 18 2.3 DIMENSIUNILE SEGMENTELOR .......................................................................................................... 20 2.4 IMPORTANŢA STRUCTURII ŞI ORGANIZĂRII ŞISTEMULUI OSOS, DIN PUNCT DE VEDERE BIOMECANIC.................................................................................................................................................. 21

2.4.1 Generalităţi ........................................................................................................................................... 21 2.4.2 Structura ţesutului osos......................................................................................................................... 22 2.4.3 Organizarea ţesutului osos.................................................................................................................... 22 2.4.4 Procesul de osificare............................................................................................................................. 23 2.4.5 Creşterea în lungime a oaselor.............................................................................................................. 24 2.4.6 Adaptarea funcţională a osului – legile arhitecturării osoase ............................................................... 25 2.4.7 Lanţurile osoase şi pârghiile ................................................................................................................. 27 2.4.8 Acţiunea hipomochlionului .................................................................................................................. 31

2.5 IMPORTANŢA STRUCTURII ŞI ORGANIZĂRII SISTEMULUI MUSCULAR, DIN PUNCT DE VEDERE BIOMECANIC................................................................................................................................. 32 2.5 STRUCTURA MUŞCHIULUI SCHELETIC............................................................................................. 33

2.5.1 Proprietăţile mecanice ale muşchiului scheletic ................................................................................... 33 2.5.2 Gradarea contracţiei.............................................................................................................................. 33 2.5.3 Elasticitatea şi componentele elastice................................................................................................... 34 2.5.3 Sumaţia contracţiilor............................................................................................................................. 34

2.6. ELEMENTE DE BIOMECANICĂ MUSCULARĂ................................................................................. 35 2.6.1 Clasificarea funcţională a muşchilor .................................................................................................... 35 2.6.2 Reprezentarea grafică a acţiunii musculare .......................................................................................... 36 2.6.3 Adaptarea funcţională a muşchiului ..................................................................................................... 36

2.7. DENSITATE, MASA ŞI PROPRIETĂŢI INERŢIALE....................................................................... 36 2.7.1. Densitatea intregului corp ................................................................................................................. 37 2.7.2 Densitățile segmentelor ................................................................................................................ 38

2.8. MASA SEGMENTULUI ŞI CENTRUL SĂU DE MASĂ.................................................................. 38 2.9. CENTRUL DE MASĂ AL UNUI SISTEM DE SEGMENTE ............................................................. 39 2.10. MOMENTUL DE INERŢIE ŞI RAZA DE GIRAŢIE...................................................................... 41 2.10.1. Teorema axelor paralele................................................................................................................... 42

2.11. UTILIZAREA DATELOR ANTROPOMETRICE ŞI A DATELOR CINEMATICE ........................... 43 2.12. MĂSURĂTORI EXPERIMENTALE...................................................................................................... 45

Cap. 3 .................................................................................................................................................................... 49 IMPORTANŢA TIPURILOR ŞI STRUCTURII ARTICULAŢIILOR, DIN PUNCT DE VEDERE BIOMECANIC...................................................................................................................................................... 49

3.1 TIPURI ŞI STRUCTURI ARTICULARE .................................................................................................. 49 3.2. CLASIFICAREA ARTICULAŢIILOR ..................................................................................................... 51 3.3 CONDUCEREA ÎN ARTICULAŢII .......................................................................................................... 54 3.4. SUPRAFEŢELE ARTICULARE.............................................................................................................. 54 3.5 ELEMENTE DE BIOMECANICĂ ARTICULARĂ .................................................................................. 57 3.6 ADAPTAREA FUNCŢIONALĂ A ARTICULAŢIILOR.......................................................................... 58 3.7 CENTRUL DE MIŞCARE ŞI ARTICULAŢIILE ...................................................................................... 59 3.8 CUPLURI ŞI LANŢURI CINEMATICE ................................................................................................... 61

6

Cap 4 ..................................................................................................................................................................... 63 BIOMECANICA CENTURII SCAPULARE ŞI MEMBRULUI SUPERIOR ..................................................... 63

4.1 BIOMECANICA CENTURII SCAPULARE ............................................................................................. 63 4.2 CINEMATICA ARTICULAŢIEI STERNO-CLAVICULARE.................................................................. 65 4.3 CINEMATICA ARTICULAŢIEI ACROMIO-CLAVICULARE .............................................................. 66 4.4 CINEMATICA ARTICULAŢIEI SCAPULO-TORACICE ....................................................................... 67 4.5 CINEMATICA CENTURII SCAPULARE, ÎN ANSAMBLU................................................................... 69 4.6 CINEMATICA ARTICULAŢIEI SCAPULOHUMERALE ...................................................................... 72 4.7 ELEMENTE DE BIOMECANICĂ A COTULUI ...................................................................................... 82 4.7.1. Cinematica articulațiilor cotului .................................................................................................... 82 4.7.2. Biomecanica musculaturii cotului.................................................................................................. 86

4.8 BIOMECANICA MÂINII........................................................................................................................... 88 4.8.1. Cinematica mâinii ................................................................................................................................ 89 4.8.2. Prehensiunea....................................................................................................................................... 92

Cap 5 ..................................................................................................................................................................... 94 ELEMENTE DE BIOMECANICĂ A COLOANEI VERTEBRALE................................................................... 94

5.1. ELEMENTE DE ANATOMIE FUNCŢIONALĂ A COLOANEI VERTEBRALE ................................. 94 5.2. ELEMENTE DE BIOMECANICĂ A COLOANEI VERTEBRALE...................................................... 102 5.3. PARTICULARITĂŢI STRUCTURALE ŞI BIOMECANICE ALE COLOANEI CERVICALE........... 106 5.4. PARTICULARITĂŢI STRUCTURALE ŞI BIOMECANICE ALE CUTIEI TORACICE.................... 111

5.4.1 Biomecanica coastelor vertebrosternale ............................................................................................. 112 5.4.2 Biomecanica coastelor vertebrocondrale ............................................................................................ 113

Cap 6 ................................................................................................................................................................... 116 BIOMECANICA CENTURII PELVINE ŞI ŞOLDULUI .................................................................................. 116

6.1 BIOMECANICA CENTURII PELVINE.................................................................................................. 116 6.1.1 Funcţia statică a centurii pelvine ....................................................................................................... 117 6.1.2 Funcţia dinamică a centurii pelvine şi şoldului.................................................................................. 120

6.2. PARTICULARITĂŢI STRUCTURALE ŞI FUNCŢIONALE ALE ŞOLDULUI ............................. 120 6.3 STABILITATEA ŞOLDULUI.................................................................................................................. 123 6.5 BIOMECANICA CENTURII PELVINE ŞI ŞOLDULUI ÎN TIMPUL MERSULUI .................................................... 124 6.6 ANTROPOMETRIE MUSCULARĂ................................................................................................................. 124

6.6.1 Aria transversală a muşchilor ............................................................................................................. 125 6.6.2 Modificarea lungimii muşchiului în timpul mişcării .......................................................................... 125 6.6.3 Forţa pe unitate de suprafata transversala (tensiunea) ...................................................................... 126

Cap 7 ................................................................................................................................................................... 127 LUCRUL MECANIC, ENERGIA SI PUTEREA............................................................................................... 127 7.1. INTRODUCERE.......................................................................................................................................... 127 7.2. LEGILE FIZICE ALE MIŞCĂRII. UNITĂȚI DE MĂSURĂ. ................................................................................. 127 7.3 FORȚELE INTERIOARE ALE LOCOMOȚIEI: IMPULSUL NERVOS ŞI CONTRACȚIA MUSCULARĂ ................... 130 7.4 FORŢELE INTERIOARE ALE LOCOMOŢIEI: PÂRGHIA OSOSĂ ŞI MOBILITATEA ARTICULARĂ......................................................................................................................................................................... 134 7.6 MUŞCHII MULTIARTICULARI ...................................................................................................................... 138 7.7 FORȚELE EXTERIOARE ALE LOCOMOȚIEI .................................................................................................. 138 7.8 ENERGIA ŞI LUCRUL MECANIC ................................................................................................................... 140 7.9 CAUZELE MIŞCĂRII INEFICIENTE ................................................................................................................ 152 7.10. SINTEZA FLUXURILOR DE ENERGIE ......................................................................................................... 155 7.11. FORME DE STOCARE A ENERGIEI............................................................................................................ 156

Cap 8 ................................................................................................................................................................... 158 BIOMECANICA LOCOMOŢIEI UMANE........................................................................................................ 158

8.1. ISTORICUL CERETĂRILOR PRIVIND LOCOMOŢIA UMANĂ ....................................................... 158 8.2 . EVOLUŢIA TEHNICILOR ŞI ECHIPAMENTELOR DE ÎNREGISTRARE A MIŞCĂRII................ 158 8.3 TERMINOLOGIA DESCRIERII LOCOMOŢIEI UMANE .................................................................... 162 8.4 MASURARE, DESCRIERE, ANALIZA SI EVALUARE....................................................................... 166 8.5 MĂSURAREA, DESCRIEREA ŞI MONITORIZAREA........................................................................ 167 8.6 ANALIZA MIŞCĂRII ............................................................................................................................. 168 8.7 EVALUAREA ŞI INTERPRETAREA.................................................................................................... 169 8.8. BIOMECANICA ŞI RELAŢIA SA CU FIZIOLOGIA ŞI ANATOMIA ................................................ 170 8.9 DIFERITE FORME DE MERS ................................................................................................................ 172 8.10. VARIABILE KINEMATICE................................................................................................................ 180 8.11. CONCLUZII .......................................................................................................................................... 191

Cap 9 ................................................................................................................................................................... 194

7

TEHNICI DE MODELARE BIOMECANICA ASISTATA DE CALCULATOR ............................................ 194 BIBLIOGRAFIE ................................................................................................................................................. 199

8

Cap 1.

BIOMECANICA CA INTERDISCIPLINĂ

1.1 INTRODUCERE Biomecanica mişcării umane poate fi definită ca interdisciplină care descrie,

analizează şi evaluează mişcarea umană. Mişcările fizice implicate sunt de o mare diversitate: mersul persoanelor cu deficiențe neurofizice, ridicarea unei greutăți de către un muncitor sau performanțele unui atlet. Principiile fizice şi biologice care se aplica sunt aceleaşi in toate cazurile, ceea ce se schimba este doar specificul miscarii şi nivelul de detaliu care se cere in privinta performantelor fiecarei miscari.

Biomecanica, mecanică adaptată la formele de manifestare a ființelor vii, are o mare importanță, din punct de vedere al scopurilor şi obiectivelor kinetoterapiei, studiind particularitățile mişcărilor din diferite domenii ale activității motrice. La baza mişcărilor stau factorii morfo‐funcționali, rezultați din mişcarea însăşi. Mişcarea a influențat şi influențează corpul omenesc, structurându‐l şi formându‐l apt de a realiza mişcări din ce în ce mai complexe. Structurile corpului omenesc sunt structuri funcționale, produse prin funcțiune, cu scopul de a crea funcții.

Lista specialistilor interesati in aspectele miscarii umane este lunga: ortopezi, chirurgi antrenori de atletism, ingineri din domeniul recuperarii functionale, terapeuti, kineziologi, specialisti in ortezare şi protezare, psihiatrii, proiectanti de echipament sportiv.

La nivel fundamental numele dat stiintei care se ocupa de problematica diversa a miscarii umane este cel de KINEZIOLOGIE.

Aceasta disciplina, in plina evolutie combina aspecte ale fiziologiei, ale invatarii motorii, ale fiziologiei exercitiilor fizice precum şi multe cunostiintede biomecanica.

BIOMECANICA, ca dezvoltare a stiintelor vietii şi a celor fizice, este construita pe corpul cunostiintelor de baza ale fizicii, chimiei, matematicii, fiziologiei şi anatomiei. Ea poate fi definita ca stiinta care studiaza caracteristicile raspunsului in timp şi spatiu ale materialelor biologice, solide, lichide şi visco‐elastice , şi ale corpului uman in ansamblu cind sunt supuse actiunii unor sisteme de fortele interne şi externe. Cu alte cuvinte ea aplica legile mecanice la studiul sistemelor biologice, umane şi animale.

1.2 MIŞCAREA CA FORMĂ DE EXISTENŢĂ A MATERIEI Biomecanica este ştiința care studiază mişcările ființelor vii, ținând seama de

caracteristicile lor mecanice. Ea poate fi considerată o mecanică aplicată la statica şi dinamica viețuitoarelor în general şi a omului în special. Are un domeniu de cercetare apropiat de cel al anatomiei, fiziologiei şi mecanicii. La acestea se mai poate adăuga biochimia, care furnizează date asupra metabolismului, legate de procesul de mişcare, de efortul fizic în procesul de recuperare.

Biomecanica studiază modul cum iau naştere forțele musculare, analizându‐le din punct de vedere mecanic, cum intră în relație cu forțele exterioare care acționează asupra corpului. Pornind de la aceste relații de interdependență, biomecanica exercițiilor fizice

9

stabileşte eficiența lor mecanică şi indică metodele practice pentru creşterea randamentului în funcție de scopul antrenamentului fizic.

De la studiile biomecanice se aşteaptă soluții ştiințifice, în vederea însuşirii unor tehnici raționale. Totodată, cercetările biomecanice mai au şi scopul de a constata în mod obiectiv, greşelile care apar în decursul efectuării exercițiilor fizice, de a descoperi cauzele mecanice şi de a prevedea consecințele în procesul însuşirii mişcărilor din cadrul procesului de recuperare. În acest fel, biomecanica poate indica măsurile ce se impun pentru însuşirea corectă a unei tehnici, poate formula indicații metodice prețioase, poate contribui la perfecționarea tehnicilor. Biomecanica exercițiului fizic terapeutic studiază atât mişcările active, cât şi pozițiile corpului, condiționate de organele de sprijin şi de mişcare ale corpului.

Conținutul biomecanicii poate fi împărțit în: • biomecanica generală, care studiază legile obiective, generale ale mişcărilor; • biomecanica specială, care studiază particularitățile mişcărilor din diferite

domenii ale activității motrice. Din acest punct de vedere, în afara biomecanicii speciale a exercițiilor fizice, mai există biomecanica specială a muncii, a deficienților fizici etc.

Biomecanica mai contribuie, prin însuşirea noțiunilor de spațiu, timp, mişcare, a celor cu privire la proprietăți şi forme fundamentale ale existenței materiei, a noțiunilor despre interdependența între forțele care concură la efectuarea mişcărilor, la o justă înțelegere a fenomenelor vieții.

Mişcarea, în sensul cel mai înalt, filozofic, este forma de existență a materiei, însuşirea esențială şi inseparabilă a materiei. Mişcarea nu poate exista fără materie, după cum nici materia nu există fără mişcare. NU există, deci, mişcare "pură", imaterială.

Mişcarea, ca şi materia, este veşnică. Nu poate fi creată şi nu poate fi distrusă. Descartes exprima astfel acest adevăr: "cantitatea de mişcare existentă în lume este totdeauna aceeaşi". Izvorul mişcării se află în materia însăşi, impulsul interior al oricări mişcări constituindu‐l contradicțiile, lupta contrariilor. Chiar forma cea mai simplă de mişcare, deplasarea corpurilor în spațiu, este o contradicție; despre corpul în mişcare se poate spune că, în aceeaşi clipă, el se află şi nu se află în acelaşi loc.

Mişcarea este absolută, iar repausul o măsură, o expresie a mişcării, opusul mişcării. Repausul este relativ şi are sens numai în raport cu forma individuală de mişcare.

Mişcarea în sens filozofic, nu reprezintă o simplă deplasare în spațiu a obiectelor materiale, ci, orice schimbare, orice transformare, observată în natură şi societate.

Există o scară largă a posibilităților de mişcare: • Mişcarea microparticulelor materiei (automişcarea) ‐ deplasările protonilor,

electronilor, cu alte cuvinte a particulelor elementare. • Mişcarea mecanică‐ deplasarea corpurilor în spațiu ‐ este forma cea mai

veche de mişcare cunoscută şi se referă la mişcarea corpurilor inerte. • Mişcarea fizică ‐ mişcarea moleculară sub formă de căldură, lumină,

electricitate • Mişcarea chimică ‐ combinarea şi dezagregarea atomilor. • Mişcarea biologică ‐ viața celulei şi a organismelor vii, metabolismele,

locomoția lor. • Mişcarea socială ‐ viața socială.

Între formele principale ale mişcării există o legătură reciprocă, ele putându‐se transforma una în alta. Mişcarea mecanică se transformă, în anumite condiții, în mişcare fizică etc. Dar, între diferitele forme de mişcare sunt şi deosebiri fundamentale, legate de

10

natura purtătorului unei forme de mişcare, de legile specifice ale fiecărei forme şi de contradicțiile proprii care generează mişcarea în cadrul fiecărei forme.

Mişcarea biologică (viața şi locomoția organismelor vii) este o formă superioară de mişcare, care dispune de calități şi mecanisme speciale, ce nu pot fi explicate numai prin aplicarea legilor mişcărilor mecanice, fizice sau chimice, considerate forme inferioare. Formele inferioare sunt, în acest caz numai auxiliare şi nu pot epuiza esența formei superioare a mişcării biologice. Ex: natura biocurenților nervoşi şi musculari nu este identică naturii curenților electrici. Segmentele osoase nu acționează ca nişte simple pârghii şi forța lor de acțiune nu se poate determina matematic, apelând la formulele clasice de determinare a funcțiilor mecanice ale pârghiilor, deoarece intervin o serie de factori, care nu pot fi încadrați (componenta articulară, momentul muşchiului, intervenția scripetelor de flexie, existența muşchilor poliarticulari).

Iată de ce, în înțelegerea şi interpretarea mişcării biologice, aplicarea legilor din mecanică, din fizică şi chimie, nu reuşeşte să redea întreaga complexitate a fenomenelor. Aplicarea acestor legi poate prezenta, schematic şi mecanicist, numai aspecte singulare ale complexului proces biologic, care este locomoția animală sau umană.

1.3 CORPUL OMENESC UN TOT UNITAR Organismul uman, în mişcare, trebuie privit ca un întreg, nu ca o manifestare izolată a

unor mecanisme ale anumitor aparate şi sisteme care ar acționa complet independent. În acelaşi timp, studiul analitic al factorilor morfo‐funcționali, care stau la baza exercițiilor fizice nu este semnificativ, decât dacă este urmat de reintegrarea acestor factori şi a caracteristicilor în "totul" organismului. Pe lângă această integrare, este necesară şi stabilirea relațiilor obiective dintre organismul ca întreg şi mediul în care se mişcă.

Rezultat al unei îndelungate filogeneze şi al unei ontogeneze complicate, perfecționarea continuă a aparatului locomotor şi a sistemului nervos a dus la posibilități din ce în ce mai complexe de statică şi mişcare, culminând cu cea mai complexă formă de mişcare, statica şi locomoția umană.

Factorii morfo‐funcționali şi interdependența lor La baza mişcărilor stau factorii morfo‐funcționali rezultați din mişcarea însăşi:

• organele aparatului locomotor: oase, articulații, muşchi • organele sistemului nervos: receptorii, nervii senzitivi, măduva spinării,

encefalul, nervii motori, plăcile motorii, sistemele gamma Intrarea în acțiune a tuturor acestor factori în timpul mişcării este o condiție

obligatorie pentru ca ea să se desfăşoare în parametrii normali, mecanismele lor de funcționare sunt stereotipe şi pot fi încadrate sub formă de principii.

Relațiile dintre organism şi mediu O serie de factori externi exercită influențe asupra diferitelor etape ale mişcării:

• rezistența şi elasticitatea solului; • accelerația gravitațională; • temperatura mediului înconjurător; • presiunea atmosferică.

Exemple: temperatura scăzută scade excitabilitatea neuro‐musculară şi are efect vasoconstrictor. Prin aceste influențe, scade randamentul muscular.

Influența exercițiilor fizice asupra structurării corpului omenesc Mişcarea a influențat şi influențează corpul omenesc, structurându‐l şi formându‐l

apt de a realiza mişcări din ce în ce mai complexe. Structurile corpului omenesc sunt structuri funcționale, produse prin funcțiune, cu scopul de a crea funcții.

11

Funcția poate fi definită, după Repciuc, ca o acțiune, ca un proces complex, a cărui caracteristică generală este aceea de a se desfăşura în timp. Forma structurii funcționale ar putea fi definită, în acelaşi mod, ca o stare complexă a cărei caracteristică generală este aceea de a se desfăşura în spațiu.

Forma şi funcția nu sunt însă decât aspecte ale manifestării aceleiaşi unități ‐ materia vie‐ şi nu pot exista una fără cealaltă, aşa cum mişcarea nu poate exista în afara materiei. Desfăşurarea lor în timp şi spațiu se condiționează reciproc, funcția creând forma, forma creând funcția. Prin urmare, forma nu este o stare definitiv imuabilă, ci este permanent modelată de funcție, adică este o formă funcțională.

Funcția reprezintă excitantul indispensabil viețuirii materiei însăşi, modul de existență al formei. Ea are, înainte de toate, valoare trofică, întreținând forma. Valoarea trofică a excitantului funcțional nu se exercită însă direct asupra formei, ci prin intermediul sistemului nervos. Este, deci, vorba de o valoare trofică mediată.

Locomoția, mişcările segmentelor aparatului locomotor, exercițiile fizice, reprezintă funcția aparatului locomotor. Factorii morfo‐funcționali care îl alcătuiesc reprezintă forma lui. Intercondiționarea dintre locomoție, ca funcție, şi aparatul locomotor, ca formă, este evidentă şi reprezintă una din premisele de bază ale fundamentării ştiințifice a rolului şi importanței exercițiului fizic profilactic şi terapeutic.

1.4 CERCETĂRI PRIVIND BIOMECANICA PERFORMANŢEI UMANE Domeniul de bază al biomecanicii este acela de a aplica legile mecanice la

organismele vii în acelaşi mod în care ele se aplică la obiectele studiate de mecanica corpului. Structura tensiunilor mecanice ale unui copac, depladarea în apă a unui înnotător, sau alergarea unui maratonist sunt tratate cu aceleaşi legi ale mecanicii la fel ca în cazul alunecări unui paralelipiped din lemn pe un plan înclinat, caz binecunoscut din experimentele clasice ale fizicii.

Biomecanica este un domeniu interdisciplinar cu ramuri în discipline diferite ca antropologie fizică, ortopedie, bioinginerie şi performanță umană. În toate aceste discipline scopul general al biomecanicii este de a înțelege relațiile mecanice de tip cauză effect care determină sau influențeaza miscarea umană. De altfel în fiecare domeniu al biomecanicii se încearcă înțelegerea legaturii dintre structură şi funcție în cazul antropologiei, dezvoltarea de structure protetice optime în cazul ortopediei şi bioingineriei, respective descrierea, explicarea şi predicția aspectelor mecanice din exercițiile fizice, sport şi jocuri în cazul performanței umane.

Se poate spune că cercetările biomecanice au două mari direcții în ceea ce priveşte performanța umană: "ştiința de bază" şi "ştiința aplicată." În cazul ştiinței de bază, Biomecanica încearcă să înțeleagă cum funcționează din punct de vedere macanic corpul uman în condiții de effort maxim. Atunci când un atlet obține un maxim de performanță, o parte este datorată antrenamentului atletului, dar cea mai mare parte este determinată de eficacitatea cu care atletul îşi utilizează corpul. Această eficiență poate fi îmbunătățită prin coordonarea mişcărilor diferitelor părți ale organismului, astfel încât să‐i permită antrenarea muscular pentru marirea efortului. Astfel valoarea performanței depinde de antrenamentul atletului dar şi de tehnica folosită. Obiectivul de bază este acela de a înțelege mecanismele cauză effect care fac ca unele tehnici să fie mai bune decât altele, şi în final să gasească o tehnică optimă care să conducă la cea mai bună performanță umană. Ştiința de bază are o limitare în aplicarea sa. Odată ce este cunoscuta tehnica optimă care trebuie folosită pentru obținerea performanței, este posibilă examinarea individual a atleților pentru a detremina ce

12

erori tehnice trebuie îndepărtate. Corectarea acestor defecte poate îmbunătăți performanța subiectului.

1.5 SCURT ISTORIC PRIVIND STUDIEREA MIŞCĂRII Verne Thompson Inman (1905‐1980) Studiile sale de biomecanica mişcării au stability ca domeniu de dezvoltare legăturile

dintre activitățile aplicative inginereşti şi expertizarea problemelor clinice. După cel de‐al doilea război mondial el a publicat studii privind biomecanica

umărului, studii folosite în dezvoltarea de tehnici aplicate în protezare la persoanelor amputate (veteran din cel de‐al doilea război mondial.

Multitudinea de cazuri specific perioadei l‐au determinat sa‐şi direcționeze studiile către folosirea de dispositive protetice mecanice şi electronice. Din acest motiv cercetările au fost direcționate către elucidarea biomecanicii locomotorii de bază, nu numai din punct de vedere al dinamicii miscării corpului uman cât şi către analiza activității electrice muscular. Scopul cercetărilor sale a fost de a include în problematic fiziologia musculară, țesutul cutanat şi aspectele relative la durere.

Studiile sale referitoare la determinareaunei structure in care se deplasează în lateral centrul de greutate au fost direcționate catre minimizarea acestor deplasări fie ca acestea sunt deplasări normale sau patologice.

Howard Davis Eberhart (1906‐1993) Prof. Eberhart este unul din primii cercetători in studierea miscării umane aplicată la

crearea de dispositive de protezare. John B. De C. M. Saunders (1903‐1991) Este cunoscut pentru studiile sale referitoare la coloana vertebrală, afecțiunile şi

regenerarea nervilor, mecanismele articulațiilor. Frank Todd Cercetări cu privire la dinamica mersului, alternanta sprijinului.

Figura 1 Analiza mişcării după Todd

Boris Bresler (1919‐2000) Ca membru in colectivul de cercetători de la laboratoarele de biomecanică Berkeley

din cadrul Universitatii din California , contribuie la cercetările referitoare la analiza dinamicii mişcării calculând puterea şi momentele din principalele articulații.

13

Nikolai Bernstein (1896—1966) Multe din teoriile de azi referitoare la coordonarea mişcării au fost formulate de

neurofiziologul rus Nikolai Bernstein. Se pot inscribe aici cercetarile privind numărul de grade de libertate, echivalența motorize, comenzile motorii ne univoce şi efectele periferice.

Din motive politice lucrarea sa publicată în 1947, Cooronarea şi reglarea mişcărilor, nu a putut fi tradusă până în 1967. Bernstein atacă ideile din perioada in care se considera sistemul ierarhic (McGraw şi Gesell) conform căruia comenzile mişcării erau asigurate de creier, precizând că performanța oricărui tip de mişcare rezultă dintr‐o varietate infinită de combinații, de grade de libertate ale componentelor sistemului musculo‐skeletal. Sistemul trebuie considerat ca un system cu auto‐organizare, compus din elemente coordinate şi asamblate astfel încât săp răspundă unui anumit scop. Dezvoltarea motorize este dependent de maturizarea creierului dar corpul se adaptează la diferite constrângeri (modificări de masă corporal şi de proporții în perioada de creştere) şi la condiții exogene (gravitația, suprafața, asigurarea diferitelor cerințe si obiective).

Analiza mişcărilor coordonate devine element de studiu în biomecanică. Prin aceasta terminologie folosită de Bernstein, sunt descrise aplicațiile principiilor şi metodelor mecanice la sistemele biologice. Aceasta implică duă zone: cinematice, sau forme de mişcare referitoare la timp şi spațiu cum ar fi activitatea musculară şi mişcările articulare; şi dinamice, referitoare la cauze fizice de mişcare cum ar fi forțe de inerție centrifuge. Putere (accelerație) şi torsiune (rotație). Metodele de analiză includ inregistrări electrographic ale vitezei unghiulare a articulației, şi ale activității musculare.

Wilfrid Taylor Dempster Dempster a determinat prin studiu pe cadavre volumul, masam densitatea şi

momentul de inerție al diferitelor segmante ale corpului omenesc. Rudolfs Drillis şi Renato Contini. Interesul inițial al lui Drillis şi Contini a fost cel de a îmbunătăți dispozitivele protetice,

dar deoarece pentru atingerea acestui scop era necesară o bună estimare a masei, sentrului de masă şi a momentului de inerție al segmentelor corpului uman, acestea a fost meticulos estimate. Metoda de estimare a fost similară celei folosite de Cleveland şi Dempster (greautate hidrostatică) şi prin metoda de segmentare a corpului (greautate hidrostatică incrementală).

Charles E. Clauser Clauser, şi colaboratorii au perfecționat studiile privind studiile de masă, volum şi

centru de masă pentru segmente de corp în vederea obținerii unor rezultate mai precise care sa poata să fie folosite în estimarea măsurătorilor din dimensiuni antropometrice.

Larry W. Lamoreux Studiile lui Lamoreaux sunt dirijate către cinematica experimentală a mişcării umane

(Experimental Kinematics of Human Walking, Ph.D. Thesis, University of California at Berkeley, 1970 )

In figura 2 este prezent dispozitivul folosit la analiza cinematică şi goniometrică a mersului în diferite condiții.

mailto:[email protected]�

14

Figura 2 Echipament folosit la studiul lui Lamoreaux

Cadrul pelvian este ataşat cu opt puncte de contact pe ASIS,creasta iliacă, pubis,

sacrum, şi tuberozitățile ischiale. Articulația şoldului este studiată după secvența Euler ‐ flexie, abductie, rotatie axială – care au fost aliniate la articulația şoldului. Articulațiile genunchiului şi gleznei au fost măsurate folosind metoda paralelogramului care nu depinde pentru o măsurare precisă de alinierea precisă a axei anatomice. Inregistrările traducătarelor de deplasarea au fost inregistrate, convertite în semnal digital şi prelucrate cu ajutorul calculatorului.

Charles, Robert, Jean & Pierre Ducroquet ("Walking and Limping: A study of Normal and Pathological Walking" (JB Lipincott Co. 1965). A dezvoltat o metodă de analiză a mersului folosind o cuşcă de sticlă prezentată în Fig. 3

15

Figura 3 Cuşca de sticlă folosită la studiul mişcării

Au fost dezvoltate alte căteva metode care să simplifice metoda cuştii de sticlă (Fig. 4 a, b, Fig. 5).

Figura 4. a.‐ Analiza unipedalismului uman cu ajutorul schemelor simplificate ‐ metoda cuştii de sticlă

Figura 4. b. Evaluarea parametrilor mersului prin scheme simplificate ‐ metoda cuştii de sticlă

16

Figura 5 – Evaluarea angulației mişcărilor cu ajutorul înclinometrului

Marcel Saussez Marcel Saussez descrie experimentele de inregistrare a mersului folosind curbe

luminoase Figura 6 ‐ Echipamentul folosit de Saussez

Figura 7 ‐ Înregistrarea unei kinegrame cu ajutorul echipamentului lui Saussez

18

Cap 2

ANTROPOMETRIE

2.1 SCOP

Definiție: Ramura de bază a antropologiei care studiază dimensiunile fizice, proporțiile şi compoziția corpului uman în scopul determinării diferențelor la nivel individual şi de grup.

În vederea descrierii şi diferențierii caracteristicilor de rasă, sex, vârsta şi constituție corporală sunt necesare măsurători fizice diverse.

În trecut accentul major al acestor studii era de natură evolutivă sau istorică. În ultimul timp, totuşi, aceste studii au crescut în importanță, fiind necesare în proiectarea interfețelor om ‐ maşină, a spațiilor de lucru şi a echipamentelor. Multe din aceste necesități sunt rezolvate prin măsurători simple, liniare de suprafață sau volum.

În analiza mişcării umane sunt necesare, totuşi, măsurători cinematice precum şi determinarea maselor, a momentelor de inerție şi a poziției lor. Acestora li se adaugă şi un corp restrâns de cunoştințe ce se referă la centrele de rotație ale articulațiilor, originea şi inserția muşchilor, unghiurile de acțiune a tendoanelor, lungimea şi secțiunea muşchilor.

2.2 STRUCTURAREA ŢESUTURILOR ŞI ORGANELOR SUB INFLUENŢA

FACTORILOR MECANICI

Exercițiile fizice acționează asupra țesuturilor şi organelor prin declanşarea unor forțe mecanice. Aceste forțe mecanice externe sunt grupate în 5 tipuri:

• forțe de compresiune tind să deformeze țesuturile comprimându‐le.; • forțe de încovoiere tind să deformeze țesuturile prin îndoire; • forțe de torsiune tind să deformeze țesuturile prin răsucire; • forțe de forfecare, rezultă din combinarea forțelor de compresiune,

încovoiere şi torsiune şi vor tinde să deformeze țesuturile prin comprimare, îndoire şi răsucire în acelaşi timp;

• forțe de tracțiune tind să deformeze țesuturile, întinzându‐le. Primele patru tipuri de forțe rezultă în special din acțiunea forțelor gravitaționale

(greutatea corpului, greutatea segmentelor, greutatea obiectelor sau aparatelor cu care se lucrează etc).

Forțele de tracțiune rezultă în special din acțiunea tonusului şi contracțiilor diferitelor grupe musculare.

În afara forțelor mecanice externe, asupra țesuturilor acționează şi o serie de forțe mecanice interne rezultate din procesele de dezvoltare ale țesuturilor, presiunea vasculară, procesele metabolice, factorii chimici, a căror importanță nu poate fi neglijată.

Țesutul asupra căruia acționează o forță oarecare, reacționează printr‐o contraacțiune şi intră într‐o stare specială denumită stare de tensiune, stare de eforturi

19

unitare sau stare de stress. S‐ar putea afirma că forțele mecanice interne realizează o stare de tensiune minimă, pe când forțele mecanice externe realizează intrarea într‐o stare de tensiune maximă.

Starea de tensiune creată în țesuturi acționează în sensul structurării funcționale a acestora, conform cerințelor mecanice. Structurarea funcțională apare astfel ca un rezultat al adaptărilor, sub influența factorilor mecanici. Structurile tisulare pot fi deci considerate mecanostructuri.

Structurarea țesuturilor se face astfel, încât cu minimum de material, țesutul să poată oferi o rezistență suficientă la solicitările uzuale. Construcțiile care folosesc un minimum de material şi reuşesc să opună un maximum de rezistență se numesc construcții minime absolute.

Țesuturile şi organele normale sunt astfel de construcții, prezentând forme, dimensiuni şi dispoziții interioare, care, folosind un minim de material, asigură o rezistență maximă la solicitări diverse. Mecanostructurile corpului omenesc apar ca rezultat al adaptărilor mecanice de‐a lungul filogeniei şi ontogeniei. Unul din scopurile kinetoterapiei este acela de a întreține aceste mecanostructuri în condiții normale şi de a le îmbunătăți, prin partea de profilaxie. Un alt scop este terapeutic, adică acela de refacere a parametrilor funcționali ai mecanostructurilor, în cazul afectării lor în diverse afecțiuni.

Schema raporturilor de interdependență

Raporturile de interdependență dintre factorii morfo‐funcționali care execută mişcarea, sistemul nervos central ca pupitru de comandă al mişcării, totul unitar al organismului, mediul extern şi exercițiile fizice apar deosebit de complexe. Interdependența este asigurată prin controlul exercitat de SNC prin căile sensibilității proprioceptive, dirijând acțiunile prin căile nervoase motorii.

Din coroborarea acțiunilor factorilor morfo‐funcționali (impulsuri nervoase, contracții musculare, pârghii osoase, mobilitatea articulară) rezultă exercițiile fizice. Acestea acționează prin producerea de tensiuni asupra factorilor morfo‐funcționali, structurându‐I funcțional. Pe de altă parte, exercițiile fizice favorizează adaptarea organismului la mediul înconjurător şi pot determina şi modificări ale mediului extern. La rândul său, mediul extern acționează în permanență asupra SNC prin intermediul exteroceptorilor, dar şi direct asupra efectuării exercițiilor fizice, prin intermediul forțelor externe (gravitație, presiune atmosferică, rezistența mediului etc.).

Mişcarea a influențat şi influențează corpul omenesc, structurându‐l şi formându‐l apt de a realiza mişcări din ce în ce mai complexe. Structurile corpului omenesc sunt structuri funcționale, produse prin funcțiune, cu scopul de a crea funcții.

Forma şi funcția nu sunt însă decât aspecte ale manifestării aceleiaşi unități ‐ materia vie ‐ şi nu pot exista una fără cealaltă, aşa cum mişcarea nu poate exista în afara materiei. Desfăşurarea lor în timp şi spațiu se condiționează reciproc, funcția creând forma, forma creând funcția. Prin urmare, forma nu este o stare definitiv imuabilă, ci este

20

permanent modelată de funcție, adică este o formă funcțională. Structurarea țesuturilor se face astfel, încât cu minimum de material, țesutul să poată

oferi o rezistență suficientă la solicitările uzuale. Figura 8

2.3 DIMENSIUNILE SEGMENTELOR Dimensiunea de bază a corpului uman o

constituie lungimea segmentelor între fiecare dintre articulații. Acestea variază funcție de constituția corporală, de sex şi rasă.

Dempster şi colaboratorii săi (1955, 1959) au rezumat estimările lungimilor şi pozițiile centrului de rotație a articulațiilor relativ la puncte, corespunzând unor repere anatomice.

Date cu privire la lungimile segmentelor, exprimate ca procente din înălțimea corpului au fost stabilite de Drills şi Contini(1966)‐ pornind de la principiul segmentării corpului uman fig.9.

Fig 9 După Dempster şi Fischer (Belgia)

Aceste proporții ale segmentelor servesc drept o bună aproximație în absența unor

informații mai bune, preferabil măsurate direct pe individ.

Fig 10 Modelul celor 24 de segmente

21

2.4 IMPORTANŢA STRUCTURII ŞI ORGANIZĂRII ŞISTEMULUI OSOS, DIN

PUNCT DE VEDERE BIOMECANIC

2.4.1 Generalităţi

Mişcările osoase provin de la mobilizarea diferitelor lanțuri osoase asupra cărora intervin solicitări de presiune şi tracțiune rezultate din acțiunea musculară, dar şi în raport cu mediul ambiant. Aceste forțe influențează mai mult sau mai puțin structurile osoase şi pot ele însele în unele cazuri să provoace fracturi mai mult sau mai puțin complexe. Este deosebit de important ca în acest caz kinetoterapeutul să analizeze mişcarea în funcție de structura şi de adaptarea funcțională a țesutului osos şi să se asigure de obținerea unui randament maxim al mişcării din gestica umană.

Coloana vertebrală se articulează la partea superioară cu capul şi constituie împreună cu coastele şi sternul cutia toracică la care sunt ataşate membrele superioare prin intermediul centurii scapulare, constituită din claviculă şi omoplat. Membrele inferioare sunt ataşate la coloana vertebrală prin intermediul osului iliac care formează centura pelviană care se articulează cu partea inferioară a coloanei vertebrale (prin sacrum).

Oasele corpului uman sunt în număr de circa 206, şi din punct de vedere al configurației exterioare le putem subdiviza în trei grupe:

• oase scurte care sunt de formă aproximativ cubică • oase lungi la care lungime predomină în raport cu grosimea şi

lățimea şi • oase plate la care grosimea este net inferioară în raport cu

celelalte două dimensiuni. Oasele lungi prezintă un corp sau diafiză, de secțiune triunghiulară şi două

extremități mai largi care sunt epifize. Ca exemplu putem cita humerus, radius şi cubitus (în general oasele membrelor. Oasele plate sunt reprezentate de omoplat, stern, etc. pe când oasele scurte se găsesc în principal la nivelul carpului sau tarsului.

Suprafața oaselor este neregulată şi prezintă proeminențe şi depresiuni sau cavități. Aceste cavități pot fi articulare sau ne‐articulare şi sunt destinate măririi suprafeței de inserție a muşchiului sau mai mult de atât lasă să treacă vasele sangvine şi nervii către regiunile mai îndepărtate ale organismului. Extremitățile sau apofizele pot în egală măsură să fie articulare sau la fel de bine să fie destinate receptării inserțiilor tendinoase care găsesc o suprafață destul de mare pentru a realiza un punct de acțiune rezistent. Se remarcă că mărimea acestora este direct proporțională cu secțiunea ligamentelor sau tendoanelor pe care le receptează.

Suprafața osoasă prezintă în mod egal orificii de penetrare în părțile interne; acestea sunt canalele vasculare şi canalele de hrănire a osului, căi prin care trec vasele sangvine şi nervii.

22

2.4.2 Structura ţesutului osos

O treime a materiei osoase este constituită din apă, în timp ce restul de două treimi este constituit din alte substanțe minerale : fosfat, carbonat de calciu şi dintr‐o proteină, colagenul. Studiul de rezistență a osului arată că mineralele asigură rezistența la solicitarea de compresiune, pe când substanțele proteice asigură osul la solicitarea de tracțiune. Lucrări interesante privind rezistența osoasă au fost publicate de Marique 1945, Marneffe 1948, Hamilton 1956, Evans 1957, Koch 1964 , Leduc 1968 şi admit că osul poate rezista le o solicitare de şase ori mai mare decât cele care caracterizează viața cotidiană. Aceste noțiuni subliniază interesul pe care trebuie să‐l acordăm tehnicilor de analiză care permit înregistrarea presiunilor asupra solului, la executarea mişcărilor.

Pe de altă parte se poate sublinia că atunci când osul este sărac în elemente minerale, el prezintă o suplețe remarcabilă. În timpul fenomenului de îmbătrânire, caracterizat printr‐o diminuare gradată a conținutului în apă şi substanțe organice, osul devine din ce în ce mai fragil sau casant.

Partea organică este constituită dintr‐o structură fibroasă care cuprinde: o rețea (tramă) de fibre de colagen, o substanță bazată în principal pe mucopolizaharide (MPZ) dispersate între fibrele de colagen şi din celule, care nu constituie decât o parte infimă din os.

2.4.3 Organizarea ţesutului osos

Materia osoasă

Elementele minerale şi organice se amestecă pentru a forma celor două tipuri de țesut osos: țesutul compact, situat la partea periferică a osului şi țesutul spongios, format el însuşi din lamele osoase, care delimitează alveole, umplute cu măduvă osoasă, situate în interiorul spațiului delimitat de țesutul compact. Orientarea acestor lamele este realizată într‐o astfel de manieră aşa încât osul să poată oferi o rezistență cât mai mare posibilă la tensiunile la care este supus. Oasele scurte prezintă un înveliş subțire de țesut compact care înconjoară țesutul spongios. Oasele plate sunt constituite din două straturi subțiri de țesut compact, care înconjoară un volum mai mare sau mai mic de țesut spongios. Oasele lungi prezintă o arhitectură puțin mai complexă, conformă cu eforturile mari la care sunt supuse.

Țesutul compact prezintă un strat voluminos în centrul diafizei, care va diminua spre extremități, dar o creştere de volum se va observa şi în dreptul inserțiilor sau la nivelul curburilor, fiind determinată de faptul că în aceste zone osul trebuie să reziste riscului de fractură, mult mai mare în aceste zone decât la nivelul zonelor rectilinii. Stratul compact se întinde către epifize, pentru a acoperi țesutul spongios, constituentul principal al extremităților osoase. Alveolele delimitate de lamelele de țesut spongios comunică între ele dar şi cu o cavitate care se întinde de‐a lungul diafizei – canalul medular.

Țesutul osos este parcurs de vase sanguine şi limfatice, precum şi de ramificații nervoase, la examenul microscopic al țesutului osos compact remarcându‐se prezența unui ansamblu de canale mici, cu diametrul de 50 microni, numite canale Havers sau canalele de hrănire ale osului. Ele comunică între ele şi conțin mici vase şi nervi. Țesutul osos este dispus

23

în jurul acestor canale sub forma unor lamele concentrice care prezintă între ele mici cavități, fiecare conținând câte o celulă osoasă numită osteocit. Ansamblul acestui dispozitiv constituie sistemul Haversian, la rândul său un element de bază al țesutului compact.

Țesutul spongios este constituit din lamele fine de os dur aranjate într‐o rețea (tramă) descrisă înainte.

Periostul

Este un țesut conjunctiv format dintr‐o membrană fibroasă albicioasă, situată la periferia osului, pe care o acoperă complet, cu excepția suprafețelor articulare, care sunt acoperite de cartilaj. Periostul este constituit din două straturi: stratul extern, el‐însuşi format din fibre de colagen şi stratul profund, osteogen, producător de osteoblaste, care se vor transforma în osteocite. Periostul are, datorită acestor caracteristici, un rol deosebit în dezvoltarea osului. Este bogat irigat şi inervat, având o sensibilitate deosebită, ceea ce explică faptul că senzația de durere este resimțită în cea mai mare parte la acest nivel, mai ales în cazul fracturilor sau secționărilor osului.

Inserția musculară nu se face direct pe os, ci la nivelul periostului, care este la rândul său ataşat de materia osoasă prin mici prelungiri comparabile cu nişte rădăcini. Aderențele periostului la os sunt cu atât mai puternice cu cât suprafața osului este mai neregulată. Un țesut conjunctiv similar şi în mod egal osteogen se descoperă la nivelul canalului medular, canalelor Havers şi alveolelor spongioase.

Măduva osoasă

Măduva roşie prezentă încă de la naştere, atât în diafiză cât şi în epifize, are o dublă funcție: de a forma globulele roşii şi de a participa la procesul de osificare. Odată cu înaintarea în vârstă, măduva roşie nu mai apare prezentă decât în zona spongioasă, în timp ce la nivelul diafizelor începe să fie înlocuită cu măduva galbenă. La vârsta adultă în canalele medulare nu mai există decât măduvă galbenă. Numai o parte din oase, precum vertebrele, sternul, coastele, posedă încă măduvă roşie hematogenă.

2.4.4 Procesul de osificare

Prin procesul de osificare se înțelege formarea de țesut prin acumularea de săruri care se depun într‐o structură de bază, constituită din materie organică. Înainte de toate, acest proces este precedat de o proliferare celulară, care va sintetiza trama din fibre de colagen. Aceste fenomene se pot produce în cadrul țesutului conjunctiv şi oferă posibilitatea unei osificări fibroase sau la fel de bine într‐o eboşă cartilaginoasă şi realizează atât o osificare endochondrală sau intracartilaginoasă. Oasele, de exemplu cele care fac parte din bolta craniană prezintă o osificare fibroasă care se dezvoltă direct în țesutul conjunctiv embrionar şi nu necesită matrice cartilaginoasă. Din contră, oasele scurte se dezvoltă pornind de la un proces endochondral, pe când oasele lungi prezintă cele două tipuri simultan.

Osificarea endochondrală

La embrion, la nucleele osoase, încă dinainte de naştere se formează în cartilajul hialin un punct de osificare primară, ca urmare a modificărilor histogenice, în zona părții centrale a matricei. Osificarea va progresa în toate direcțiile pornind din acest punct primar (primitiv sau principal) şi va cuprinde cea mai mare parte a zonei cartilaginoase. La oasele

24

lungi acest punct va forma toată diafiza. Punctele de osificare secundare sau complementare apar într‐o perioadă mai târzie, într‐un interval care debutează de la naştere şi se întinde până la terminarea perioadei de pubertate, la nivelul epifizelor şi a proeminențelor (apofizelor), asigurând completa osificare. Această osificare epifizară şi diafizară nu se face numai pe lungime ci şi pe grosime şi este important să subliniem că în acelaşi timp membrana conjunctivă (sau perichondrală) care înconjoară zona cartilaginoasă şi care va deveni periostul produs, prin structura sa internă sub formă de lamele succesive şi concentrice va contribui la creşterea sa în grosime. Pe măsură ce diafiza creşte în lățime prin aport de straturi succesive, asistăm în zona sa centrală la un fenomen de resorbție care explică dispariția progresivă de os enchondral, a straturilor mai profunde de os periostic cât şi formarea unei cavități care ocupă tot spațiul diafizei şi care este denumită canal medular. Pe toată durata dezvoltării osului, punctul de osificare diafizar rămâne separat de punctele epifizare printr‐un strat de cartilaj special (metafiza), de conjugare, care explică creşterea osului în lungime.

2.4.5 Creşterea în lungime a oaselor

Dacă dezvoltarea osului în lățime care se produce pentru cea mai mare parte înainte de vârsta adultă, şi poate continua pe aproape întreaga perioada de viață prin aport de periost şi resorbția medulară simultană, creşterea în lungime se definitivează la o vârstă determinată pentru fiecare os, dar care nu depăşeşte vârsta adultă. Un os lung are două cartilagii de conjugare la nivelul cărora se realizează cea mai mare parte a creşterii în lungime. De fapt straturile superficiale din acest cartilaj şi în special cele de la diafiză se transformă în țesut osos în timp ce asistăm la o proliferare în partea mediană, fapt ce explică creşterea în lungime a osului. Acest proces persistă până când osul atinge lungimea sa totală. În acest moment cartilajul încetează să se regenereze şi va fi invadat şi osificat de punctele diafizare şi epifizare care se reunesc. O creştere suplimentară în lungime este realizat de cartilajul articular care este situat la extremitatea osului. Vârsta la care fuzionează cele două puncte diafizare şi epifizare diferă în funcție de tipul de os şi în funcție de individ în parte. Putem concluziona că sunt mai mulți factori care pot influența această fuziune caracteristică sfârşitului perioadei de creştere (de ex. sex, factori ereditari, rase, dar şi de fracturi sau alte afecțiuni).

Gradul de osificare este un factor deosebit de important de care trebuie să țină seama kinetoterapeutul în programele de reeducare, în scopul de a nu favoriza anomaliile de dezvoltare osoasă. De fapt o fractură sau un traumatism repetat poate antrena malformații sau induce oprirea prematură a creşterii osoase. Şi dacă se cunoaşte că o multitudine de oase nu ajung la maturitate înainte de şaptesprezece, optsprezece sau chiar nouăsprezece ani, se poate pune întrebarea de ce anumite sporturi ca lupte, box sau alte sporturi violente nu sunt interzise înainte de această vârstă.

25

Aceste noțiuni subliniază importanța pe care trebuie să o acordăm în organizarea şi structurarea programelor de recuperare.

Figura 11

2.4.6 Adaptarea funcţională a osului – legile arhitecturării osoase

Problema de adaptare a osului a fost discutată încă de la începutul secolului XIX deoarece a fost remarcat că segmentele osoase nu sunt dispuse într‐o manieră oarecare ci sunt orientate într‐o manieră care să asigure o cât mai mare rezistență la tensiunile aplicate pe os.

În 1866, inginerul german Karl Culmann care era interesat de analiza grafică a problemelor statice a atras atenția asupra faptului că arhitectura internă a extremității superioare a femurului corespunde liniilor de tensiune stabilite prin metode grafostatice, acela a curbei de macara. Pornind de aici a încercat prin calcule să superpozeze cele două scheme de structură, dar concepțiile sale au fost rapid criticate.

În 1892 Julius Wolff a formulat o lege după care toate modificările funcției sau formei unui os antrenează modificări de structură internă, modificarea conformației exterioare, în conformitate cu legi matematice. El a pornit de la ideea că formarea osoasă este rezultată ca urmare a tensiunilor produse prin contracție musculară şi de presiuni statice antrenate de menținerea în poziție verticală.

În 1917 J.C. Koch a publicat un articol în care a demonstrat că osul se organizează de o manieră în care oferă o rezistență maximă pentru un minim de materie osoasă, şi de o arhitectură pentru care osul să poată rezista economic la tensiuni mari cauzate de greutatea corpului. Prin această teorie se presupunea că forțele datorate greutății sunt mult mai importante decât cele rezultate din acțiunile musculare, care pot fi neglijate în calculul structurilor osoase. Atunci când corpul uman adoptă atitudini vicioase, are loc o creştere de presiune într‐o anumită parte, creştere care implică diminuarea tensiunii în altă parte. Menținerea acestor atitudini antrenează modificări ale structurilor osoase, pe care nu le putem combate decât menținând corpul în poziție corectată printr‐un sistem de atele, a căror scop va fi acela de a restaura structura osoasă normală.

În 1920 Jansen a elaborat critici ale teoriei lui Wolff conform cărora formațiunea osoasă va fi funcțională atunci când presiunile, tensiunile şi forțele prezintă o intersecție rectangulară.

De fapt el a observat că travee osoase nu prezintă totdeauna unghiuri drepte la nivelul intersecțiilor. Jansen din contră a emis ipoteza conform căreia formarea osului va depinde de influența tensiunilor datorate gravitației şi de contracțiile musculare care vor fi stimulii mecanici determinanți (Fig. 11). Teoria lui Koch a fost criticată de Carey (1929) care a reproşat că nu se ține cont de tensiunile de origine musculară în dezvoltarea şi organizarea osoasă. De fapt pentru el acestea sunt presiunile care sunt determinante şi nu presiunile statice; pe de altă parte, acțiunea musculară poate antrena tensiuni cu mult mai importante, de altfel poziția în picioare este rezultatul interacțiunii scheletului şi sistemului muscular. În consecință, dezvoltarea normală care conduce la maturitatea osoasă este rezultatul activității dinamice a muşchilor şi a proprietății celulelor osoase de a se prolifera de o manieră centrifugă, în scopul de a se opune forțelor centripete extrinseci.

26

În alte studii ceva mai recente autori ca Evans (1957) şi Scott (1957) subliniază importanța care trebuie acordată experimentelor, care ar putea rezolva problemele de adaptare funcțională a osului. Scott a încercat să stabilească o relație care să cuantifice cât din funcțional şi cât din dezvoltare există între sistemul neuromuscular şi sistemul osos. Pe când Evans a ajuns la concluzia că analiza matematică, care vrea să demonstreze că traseele osoase urmează liniile de forță, este defectuoasă, deoarece tensiunile care apar în timpul mişcărilor umane au o anumită importanță în explicarea formării şi dezvoltării osoase, şi că trebuie ținut cont şi de alți factori care intervin cum ar fi: nutriția, irigarea şi în special ereditatea.

Efectele structurale ale forțelor mecanice pot fi urmărite la nivelul tuturor celor patru ordine de structuri.

La nivelul structurilor de prim ordin, dispoziția materialului este conformă cu legile

rezistenței. Diafiza, cu materialul dispus la periferie şi reprezentat de compactă, are un aspect tubular (un tub este mai rezistent la compresiune decât un cilindru plin).

Epifizele oaselor lungi şi oaselor scurte prezintă o dispoziție a trabeculelor osoase care s‐a dovedit că urmează un traiect care poate fi determinat prin legi ale mecanicii. În acest sens, ni se pare util să amintim câteva din „legile” de arhitecturare a epifizelor, importante în procesul de recuperare al dezalinierilor osoase.

Legea lui DELPECH (1828): dacă extremitățile oaselor care formează o articulație sunt

supuse, într‐o parte a lor, la o presiune anormală, puternică şi continuă, volumul lor se va micşora în acea parte, în timp ce, în partea care este scoasă timp îndelungat de sub acțiunea presiunilor obişnuite, extremitatea îşi măreşte volumul. Aceste deformări se observă constant în dezalinierile genunchiului: genu‐varum sau genu‐valgum.

Legea lui WOLFF (1870): când asupra unei părți a epifizei se exercită o apăsare

anormală şi continuă, trabeculele spongioasei subiacente se vor îndrepta în direcția de acțiune a forței. Osul va suferi o modificare a structurii arhitectonice, în sensul că se condensează şi îşi micşorează volumul, pentru a rezista la solicitările noi, statice şi dinamice. Partea din epifiză, care nu este supusă adaptării, îşi măreşte volumul, dar îşi micşorează consistența prin: gradul apreciabil de resorbție a trabeculelor osoase şi alungirea şi subțierea trabeculelor rămase.

Dacă teoriile lui Wolff nu pot fi acceptate într‐o manieră absolută, trebuie totuşi să

admitem că în numărate cazuri este subliniată importanța funcțiunii asupra dezvoltării osoase. Astfel anomaliile în formarea osului sunt observate în cazuri de atrofie sau de paralizie musculară. Se observă de asemenea că presiunile alternative favorizează creşterile osoase pe când presiunile constante pot antrena atrofierea în aceeaşi manieră în care inactivitatea, ca urmare a unei imobilizări, este însoțită uneori de o încetinire sau chiar o oprire a creşterii osoase.

Legea lucrului constant sau a balansării porneşte de la aceleaşi premise, dar se referă la perioada de creştere: când o supraapăsare se face constant asupra unei jumătăți de cartilaj de creştere, care va fi astfel comprimat, osul nou format va fi mai consistent, cu un volum micşorat, pe când partea scoasă de la presiunea normală, va produce un os spongios, mărit de volum.

27

Legea lui ROUX, rezumă legea lui Wolff, aplicând‐o la condiții normale: oasele normale ale adultului prezintă, concomitent cu structura lor funcțională şi o formă funcțională. Astfel, într‐un os în funcțiune, suportul necesităților mecanice se dezvoltă, în măsura cea mai mare, în direcția solicitărilor.

Conform acestor legi, orice presiune s‐ar solda cu formare de os şi orice depresurizare, cu resorbția osului. Legile neglijează însă, intensitatea cu care intervin factorii mecanici. Există situații în care efectele pot apare paradoxale: studiile lui Nikulov asupra influenței presiunilor crescute asupra metatarsienelor IV şi V la bolnavii cu diformități ale piciorului au relevat faptul că diafiza metatarsianului se poate îngroşa /condensa, sub influența unei presiuni mărite, care acționează transversal, dar când presiunea depăşeşte puterea de rezistență a osului, pot apare procese de resorbție (!). Prin urmare, factorul presiune produce schimbări în forma şi consistența osului, după intensitatea cu care acționează: presiunile „favorabile” sunt denumite funcționale şi au valori de apăsare între 8‐15kg/cm2 os. Dacă sunt depăşite, efectul lor nu este de formare a țesutului osos, ci de resorbție a osului.

La nivelul structurilor osoase de ordinul al II lea şi al III lea, influența factorilor mecanici este evidențiată prin faptul că sistemele haversiene sunt orientate după traiectoriile de tensiune principale. Fibrele de colagen, care intră în alcătuirea lamelelor osoase realizează, prin orientarea şi încrucişarea lor funcțională, o mare rezistență osoasă.

La nivelul structurilor osoase de ordinul IV, forțele de presiune determină următoarele modificări: creşterea coeziunii intermoleculare, modificarea moleculelor imediat învecinate, apariția de legături noi. Forțele mecanice de tipul tracțiunii, presiunii şi forfecării acționează asupra mezenchimului, extrem de plastic, iar proteinele din lichidul intercelular se dispun paralel, formând fibrilele, care se vor orienta în direcția celei mai mari solicitări. Direcția de acțiune a forței influențează şi fenomenele de polaritate, existente grație structurii cristaline a osului. Experiențele lui Fukada şi Yasuda (1957), Bassett şi Becker (1962) au demonstrat că în zonele în care se dezvoltă forțe de compresiune, apar potențiale negative şi că forțele mecanice produc o serie de curenți şi potențiale electrice proporționale cu intensitatea lor. După părerea autorilor, toate efectele se transmit prin legăturile dintre fibrele de colagen şi cristalele de apatită. Curenții bioelectrici, apăruți în aceste condiții, sunt capabili să dirijeze activitatea celulelor osoase, să orienteze şi să structureze macromoleculele din spațiul extracelular.

Putem concluziona că osul este un țesut viu care se formează şi se dezvoltă pentru a prezenta o structură care se orientează şi se organizează într‐o manieră care să ofere un plus de rezistență în direcția solicitărilor dominante (Marique, 1945). Aşa se poate explica rezistența remarcabilă a femurului care în timpul unui exercițiu de mers trebuie să suporte încărcări repetate la fiecare pas care sunt de aproape trei ori mai mari decât greutatea corpului (De Marneffe 1948).

Din aceleaşi rațiuni mecanice, suprafețele de care sunt ataşați muşchii sunt mai solide cu cât tensiunile suportate de os sunt mai mari, adică contracția musculară este mai importantă.

Observăm că osul se adaptează şi se structurează funcțional şi ceea ce este important este că o cunoaştere a problemelor relative la constituția osoasă, va oferi kinetoterapeutului posibilitatea de a interveni la nivelul anumitor deformații în scopul corectării acestora prin folosirea unei tehnici specifice fiecărui caz în parte.

2.4.7 Lanţurile osoase şi pârghiile

28

Autorii care s‐au preocupat de mecanica umană au reprezentat corpul ca un ansamblu de unități funcționale mobilizate una în raport cu alta. Dempster (1955) a reprezenta scheletul uman printr‐un sistem simplificat constituit dintr‐un ansamblu de pârghii (fig.1).

Se remarcă faptul că „elementul” cap se articulează cu segmentul cervical, acesta cu segmentul dorsal şi la rândul lui, acesta se articulează cu cel lombar. „Elementul” bazin este reprezentat printr‐un triunghi construit pe articulația sacro‐iliacă şi cele două articulații coxo‐femurale, unind astfel regiunea lombară de elementele femurale.

Elementul coapsă se articulează cu elementul gambă, care la rândul său se articulează cu elementul picior.

În partea superioară a trunchiului, elementul clavicular se articulează, pe de o parte, la nivel sterno‐costal şi pe de altă parte, cu elementul scapular, deci axa trece prin articulația gleno‐humerală şi articulația acromioclaviculară. Aceasta din urmă se articulează cu elementul braț. Această simplificare care vizează reprezentarea corpului uman ca un ansamblu de unități articulate între ele este aplicativ în analiza mecanică a mişcării.

F

ig. 12

Dreapta trasată pe un segment osos este denumită „axa mecanică” a elementului corporal avut în vedere. Această axă mecanică se poate defini ca un segment de dreaptă care trece prin centrele suprafețelor articulare situate la extremitățile osului.

Axa mecanică nu se confundă cu „ axa longitudinală” care este o curbă ce uneşte centrele tronsoanelor infinit mici din componența osului. În Fig. 12 este prezentată această diferență în cazul femurului. Dreapta este axa mecanică, iar curba, reprezentată cu linie punctată, este axa longitudinală. Axele mecanice sunt asimilate segmentelor din structura lanțului osos şi permit raportarea la mişcările unghiulare, pentru care gradele de libertate sunt limitate de posibilitățile articulare. Aceste mişcări de rotație pot fi măsurate şi exprimate în grade sexagesimale sau radiani. Desigur o simplă flexie sau extensie prezintă evoluții mult mai complexe şi de o varietate mult mai mare.

Astfel, o combinație de mişcări unghiulare segmentare care totalizează valoarea zero, au ca rezultat o mişcare de translație, cum sunt cele puse în evidență la mers sau la alergare. Reprezentarea corpului uman printr‐o succesiune de axe mecanice sau de segmente osoase, ne permite să aplicăm principiile mecanice în analiza unei mişcări.

În realizarea mişcărilor, pârghiile osoase acționează ca o forță, alături de forța musculară. Contracțiile musculare (apărute în urma impulsului nervos) acționează asupra segmentelor osoase, care se comportă, la prima vedere, ca maşini simple, destinate să echilibreze forțele sau să le deplaseze punctul de aplicație cu ajutorul altor forțe.

La pârghiile mecanice se deosebesc trei puncte de aplicare a forțelor: • Punctul de sprijin (S) • Punctul de aplicarea a rezistenței (R)

Axa longitudinală

Axa mecanică

29

• Punctul de aplicare a forței motorii (F) Pârghia are, prin urmare, două puncte în care se aplică forțe statice (S şi R) şi un

punct de aplicare a forței motorii (F). Raportul dintre aceste puncte poate varia şi pârghiile se împart, după acest criteriu, în pârghii:

• de gradul I – ordinea punctelor de aplicare este RSF, cu sprijin la mijloc; • de gradul II – ordinea punctelor de aplicare este SRF, cu rezistența la mijloc; • de gradul III – ordinea punctelor de aplicare este SFR, cu forța motorie la mijloc.

Funcția mecanică a pârghiilor (Fig. 13) se deduce din formula lor de echilibru: F x l = R x r sau F x l / R x r = 1

În care F = forța, l = brațul forței, R = rezistența şi r = brațul rezistenței

Fig. 13 – Funcția mecanică a pârghiilor

Pârghiile de gradul I sunt pârghii de echilibru, cele de gradul II sunt pârghii de forță, iar cele de gradul III sunt pârghii de viteză (cu economie de deplasare).

La pârghia osoasă, sprijinul (S) este reprezentat de axa biomecanică a mişcării sau de punctul de sprijin pe sol , rezistența (R) este reprezentată de greutatea corpului sau segmentului care se deplasează, la care se poate adăuga şi greutatea unui material oarecare, iar forța (F) este reprezentată de inserția muşchiului care realizează mişcarea, pe segmentul osos.

Exemple de pârghii osoase găsim şi în cadrul lanțurilor osoase ale corpului uman: • capul în echilibru pe coloana vertebrală este un exemplu de pârghie de gradul I (FSR)

– punctual de sprijin (S) corespunde articulației condililor occipitali cu vertebra atlas; rezistența (R) este reprezentată prin greutatea capului, care tinde să cadă înainte; forța (F) este reprezentată prin muşchii cefei, care nu lasă capul să cadă înainte (Fig. 14). Exemplul în mecanică este balanța.

R F

r l

S

30

Fig. 14 – Pârghia de gradul I în corpul uman

• pârghia de gradul II (SRF) este întâlnită numai într‐o situație: la ridicarea corpului „în vârful degetelor”. În acest caz, punctul de sprijin (S) este situat la nivelul capetelor metatarsienelor, forța motorie (F) este reprezentată de forța tricepsului sural, aplicată pe calcaneu, iar rezistența (R) este reprezentată de proiecția centrului de greutate, care cade la nivelul articulației gleznei, deci între sprijin şi F (Fig. 15). Exemplul în mecanică este roaba.

Fig. 15 – Pârghia de gradul II în corpul uman

Fig. 16 – Pârghia de gradul III în

corpul uman (flexia antebraţului pe braţ)

• pârghiile de gradul III (SFR) sunt cele mai numeroase în corpul omenesc. Am precizat că sunt pârghii de viteză, adică permit ca, printr‐o forță redusă, să se imprime brațului rezistenței deplasări foarte mari într‐un timp foarte scurt. Mişcarea de flexie a antebrațului pe braț este un astfel de exemplu, punctul de sprijin fiind situat la nivelul cotului. În timpul mişcărilor de extensie, cotul devine însă o pârghie de gradul I, deoarece punctul de sprijin trece la mijloc (Fig.16). Exemplul în mecanică este penseta.

31

Pârghiile de gradul III sunt de trei tipuri, în funcție de distanța dintre punctele de

aplicare a rezistenței, forței şi sprijinului : • când forța F acționează la mijlocul distanței dintre punctele de aplicare a sprijinului S

şi rezistenței R, pârghia acționează cu o forță şi viteză medie; • când forța F este mai apropiată de punctul S, pârghia va acționa cu o forță scăzută,

dar cu viteză crescută; • când forța F este mai apropiată de R , pârghia va acționa cu forță mărită, dar cu

viteză scăzută. Forțele care pun în acțiune pârghiile nu au totdeauna o direcție perpendiculară pe

acestea, caz în care ar fi un maximum de acțiune, întrucât forța nu se mai descompune. Important pentru eficiența unei pârghii este, de fapt. brațul „virtual” al pârghiei – distanța dintre linia de acțiune a forței musculare şi axa biomecanică a articulației. Acest braț se poate mări sau micşora, deoarece muşchiul în acțiune se depărtează sau se apropie de articulație. Din aceste motive, nu volumul unui muşchi este cel care dictează eficiența forței sale de contracție, ci momentul forței musculare, a cărui valoare se calculează conform formulei M= F x d (unde d este brațul pârghiei). Se observă inversa proporționalitate dintre forță şi mărimea brațului. Dacă muşchii sunt voluminoşi şi brațul lor de pârghie este mic, rezultă că şi momentul forței va fi mic, în schimb, muşchi mai puțin voluminoşi, care pot acționa la un moment dat pe un braț de pârghie mai mare, au un moment al forței mai mare şi, prin urmare, o eficiență mai mare a contracției lor.

Un exemplu concret: bicepsul şi brahialul anterior, deşi dispuşi oblic pe antebraț, ajung, în timpul flexiei antebrațului pe braț, să acționeze perpendicular pe acesta.

2.4.8 Acţiunea hipomochlionului

Calculul mecanic al forței cu care acționează unele din pârghiile osoase se complică prin intervenția hipomochlionului. Unii muşchi prezintă acțiuni a căror direcție nu corespunde direcției forței de acțiune a fasciculelor musculare, deoarece tendoanele lor îşi schimbă direcția.

Fig. 17 – Muşchii ischiogambieri sar peste două articulații, iar tendoanele lor îşi pot schimba raportul față de condilii femurali ( O1A‐ distanța de la axul articulației la punctul de inserție al ischiogambierilor – brațul de pârghie virtual; α – unghiul brațului de pârghie virtual ; P‐ punctul de acțiune a rezistenței, reprezentată de greutatea propriului membru; OB‐ direcția de deplasare a gambei ca urmare a contracției fasciculelor musculare).

Exemplu: fasciculele musculare ale bicepsului, după orientarea lor, ar trebui să realizeze mişcarea de adducție a brațului. Această mişcare este realizată într‐adevăr, dar numai prin porțiunea sa scurtă. Tendonul lung al bicepsului, după ce iese din culisa bicipitală , având o direcție verticală, se îndreaptă înăuntru, spre extremitatea superioară a humerusului şi devine orizontal, ajungând să se insere pe suprafața supraglenoidiană a

32

omoplatului. În acest fel, orientarea tendonului este schimbată, iar mişcarea realizată de el nu va mai fi adducția, ci abducția brațului.

Un alt exemplu îl constituie ischiogambierii (bicepsul femural, semitendinosul, semimembranosul) ale căror fascicule musculare sunt orientate astfel încât să realizeze flexia gambei pe coapsă. Ei sunt cu adevărat flexorii principali ai gambei, dar atât timp cât tendoanele lor distale trec înapoia condililor femurali, continuând direcția fasciculelor musculare. Când tendoanele trec însă înaintea condililor femurali, care le deviază direcția, ei devin extensori ai gambei pe coapsă.

Punctul unde un tendon îşi schimbă direcția poartă numele de scripete de reflexie sau hipomochlion. Astfel, tendonul lungii porțiuni a bicepsului brahial are drept hipomochlion, extremitatea superioară a humerusului. Tendoanele ischio‐gambierilor au drept hipomochlion, condilii femurali (Fig. 17).

Întregul sistem osos este structurat pentru a răspunde cerințelor de adaptare a structurilor la factorii care influențează mişcarea, după legi mecanice. Economia de material, de forță şi deplasare internă reprezintă legea fundamentală care guvernează structurile vii ale organismului uman.

2.5 IMPORTANŢA STRUCTURII ŞI ORGANIZĂRII SISTEMULUI MUSCULAR,

DIN PUNCT DE VEDERE BIOMECANIC

Elementul de bază al mecanicii umane este muşchiul scheletic care prin contracția sa transformă energia chimică de care dispune în energie mecanică. Muşchii permit omului de a se mişca prin mobilizarea diferitelor segmente ale corpului dar au şi funcția de a menține o atitudine particulară ca aceea de ortostatism. Acțiunea lor nu este izolată, ci interdependentă, iar legile după care trebuie să funcționeze pentru a avea eficiență, pot fi asimilate legilor mecanicii.

Câteva noțiuni elementare de neurofiziologie sunt indispensabile pentru a înțelege elementul motor al corpului uman. Muşchii permit omului de a se mişca prin mobilizarea diferitelor segmente ale corpului dar au şi funcția de a menține o atitudine particulară ca aceea de ortostatism.

Energia mecanica astfel dezvoltată poate actiona asupra mediului ambiant pentru a deplasa un obiect sau a efectua un nou lucru mecanic cum ar fi în cazul unei lansări a membrului superior.

Elementul de bază al mecanicii umane este muşchiul scheletic care prin contracția sa transformă energia chimică de care dispune în energie mecanică. Pe de altă parte există un ansambul de sisteme care controlează, orientează, conditionează forțele angajate. Acest ansambul este reprezentat de sistemul nervos care are funcția de a dicta şi de a supraveghea intervenția combinată a diferitelor unitați funcționale care au întotdeauna o acțiune sinergică.

Putem vorbi astfel de grupe musculare agoniste, antagoniste şi fixatoare. Apartenența unui muşchi la o grupă se poate schimba în funcție de situație sub contolul sistemului nervos.

Toate aceste baze neurofiziologice ne permit o interpretare corectă a gesturilor umane.

33

2.5 STRUCTURA MUŞCHIULUI SCHELETIC

Pentru o mai bună înțelegere a muşchilui scheletic trebuie să cercetăm atât structura muşchiului cât şi procesele de contracție şi nu în ultimul rând reflexele şi controlul motor voluntar.

Mişcarea este o caracteristică a numeroaselor forme celulare. La animal, organisme foarte complexe anumite celule sunt specializate în producerea mişcarii. Aceste celule sunt diferențiate prezentând o formă alungită caracteristică: acestea sunt fibrele musculare.

Un ansambu de fibre musculare se grupează pentru a forma un muşchi. Acest muşchi prezintă o activitate caracteristică reprezentată de contracție a cărei rezultat este mobilizarea segmentelor osoase şi producerea mişcării având ca rezultat deplasarea corpului în întregime.

Scurtarea muşchiului duce la modificarea formei lui şi la o diminuare a lungimii sale. Aceste modificări ale aspectului exterior a fibrei musculare şi a muşchilui în întregime nu sunt însoțite permanent şi de o schimbare a volumului muscular

Un alt tip de contracție este observată când muşchiul este supus unei forțe externe care îl împiedică să se scurteze. În acest caz vorbim de o contracție izometrică. în situațiile când muşchii sunt supuşi unei forțe externe care este de învingere ambele aspecte (scurtare şi tensiune) sunt combinate. În acest caz muşchiul efectuează un travaliu pentru deplasarea unei încarcaturi pe o distanța oarecare.

În concluzie, travaliul este egal cu produsul de forța pe drumul parcurs T=f x d. Acestă activitate musculară se realizează cu degajare de caldură. Suma celor două (degajarea de caldură şi travaliul efectuat) exprimate în calorii, corespund energiei puse în joc de muşchiul care se contractă. Aceasta se gaseşte în rezervele chimice şi este utilizată de metabolismul celular.

Putem astfel compara țesutul muscular cu o maşină care transformă energia chimică de rezervă în travaliu mecanic şi degajare de caldură. Aceasta caldură degajată prin contracție nu este pierdută ea având un rol deosebit în reglarea termică.

2.5.1 Proprietăţile mecanice ale muşchiului scheletic

Unele proprietăți mecanice ale muşchilor prezintă un interes deosebit în analiza biomecanică, cum ar fi :

• gradarea contracției; • elasticitatea; • sumația contracțiilor succesive.

2.5.2 Gradarea contracţiei

Intensitatea mecanică dezvoltată de activitatea musculară la muşchi în timpul efectuării unei mişcări poate fi adaptată gradat în funcție de două fenomene diferite.

Prin urmare, sistemul nervos poate recruta un numar mai mic sau mai mare de unități motorii având drept consecință dezvoltarea unei forțe mai mici sau mai mari la nivel muscular. Acest fenomen poartă denumirea de sumație în spațiu.

Pe de altă parte, sistemul nervos poate grada intensitatea efortului trimițând impulsuri motorii cu frecvența variabilă. În acest caz vorbim de sumație în timp (temporală).

34

Sistemul nervos poate controla cele două tipuri de sumații în scopul de a grada răspunsurile musculare. Frecvența de impulsuri la motoneuroni este relativ limitată şi nu depaşeşte 50 impulsuri/sec datorită influenței buclei δ şi existenței unui potențial tardiv. Acestă frecvență de 50/sec se regăseşte în cercetările electromiografice de intensitate înaltă şi este cunoscută sub denumirea de ritmul Piper.

2.5.3 Elasticitatea şi componentele elastice

Una din caracteristicile muşchiului care se poate pune uşor în evidență este elasticitatea. Acestă caracteristică se evidențiază prin ataşarea unei greutăți la una din extemitățile unui muşchi şi are drept consecință alungirea muşchiului.

Când această greutate este luată muşchiul revine la poziția inițială. Se observă că procesul de alungire se desfăşoară de‐a lungul a două faze.

Prima fază este foarte rapidă, în timp ce cea de a doua este foarte lentă. Tensiunea care corespunde întinderii bruşte atinge rapid un nivel ridicat şi revenirea la poziția inițială se face lent (corespunzând gradului de întindere). Tensiunea dezvoltată de muşchi nu este aceeaşi pe toată durata alungirii progresive a acesteia prin mărirea greutății şi în cursul scurtării progresive prin diminuarea acestei greutăți. În concluzie, pentru aceeaşi lungime a muşchiului tensiunea din timpul alungirii este mai mare decât cea dezvoltată în cursul scurtării. Acest fenomen este consecința faptului că țesutul muscular nu este omogen şi componentele lui au elasticități diferite.

Elasticitatea musculară şi în mod considerabil a anumitor componente a țesutului muscular joacă un rol important în activitatea musculară.

Hill în 1949 a comparat cele două sisteme ale muşchiului: un element contractil situat la nivelul miofibrilelor şi un element elastic. Acesta din urmă prezintă două componente. Primul component legat în serie cu un element contractil situat la nivelul tendoanelor şi un al doilea element situat paralel cu fibrele şi care poate fi situat de cele mai multe ori la nivelul țesutului conjunctiv.

Elasticitatea musculară joacă un rol important în amortizarea tensiunilor foarte brutale dezvoltate în timpul scurtării şi alungirii musculare, având un rol important în protecția levierelor osoase, inserțiilor musculare, ligamentelor şi tendoanelor.

2.5.3 Sumaţia contracţiilor Stimularea unui nerv motor sau a unui muşchi fixat pe un miograf prin aplicarea unui

şoc electric dă un răspuns numit secusă. Acest răspuns este caracterizat printr‐o fază de urcare sau de contracție şi o fază exponențială de coborâre sau de relaxare. Această fază survine cu o anumită întârziere în raport cu fenomenul electric de depolarizare. Este perioada de latență mecanică care în realitate este un fenomen foarte complex. Dacă se aplică un al doilea stimul, înainte ca muşchiul să se relaxeze complet, cea de‐a doua contracție debutează la un nivel mai ridicat față de prima atingând un nivel foarte ridicat şi o durată mai lungă. Apropierea stimulilor produce fuzionarea din ce în ce mai perfectă a celor două răspunsuri până în momentul când cel de‐al doilea intră în perioada refractară a primului răspuns.

Este important de subliniat faptul că răspunsurile mecanice se pot însuma în timp ce răspunsurile electrice (potențialele de acțiune) rămân discontinui.

Repetiția unei serii de stimuli permite realizarea unui platou <platou tetanic> ridicat şi regulat în cazul când frecvența de stimulare este ridicată. Acest lucru se realizează în

35

contracția tetanică sau tetanos. Când fuziunea este perfectă, tetanosul este perfect şi poate atinge de 4‐5 ori valoarea unei secuse izolate. Frecvența de stimulare necesară pentru producerea unui tetanos perfect depinde de viteza de contractie a muşchiului şi poate varia între 30 si 350/s. Gradarea fiziologică a contracției voluntare este foarte complexă datorită faptului ca ea rezultă din fenomenul de sumație temporală şi din sumația spațială. Aceasta din urmă se datorează recrutării unui număr mai mic sau mai mare de unități motorii. Pe de altă parte, aceste unități motorii au o asincronizare caracteristică care permite contracția, la aceeaşi intensitate, de o formă regulată, fără oscilații, ce caracterizează tetanosul imperfect.

2.6. ELEMENTE DE BIOMECANICĂ MUSCULARĂ

Mişcările voluntare ale corpului uman sunt coordonate de sistemul nervos care efectueză această mişcare în funcție de anumite elemente interne şi externe. El adaptează răspunsul în funcție de diferite solicitări şi coordonează activitatea musculară.

Biomecanica musculară cercetează diferitele tipuri de intervenție a muşchilor, adaptarea lor funcțională la activitatea prestată, forțele angajate în acțiunea musculară.

2.6.1 Clasificarea funcţională a muşchilor

Această clasificare se face în funcție de: • modul de contracție a muşchilor • de intervenția lor în mişcare

Trebuie făcută o primă distincție între contracția musculară care însoțeşte mişcarea, izotonică, şi cea care nu este însoțită de mişcare, izometrică. Acestea sunt caracterizate de poziția forțelor musculare FM echilibrate de o rezistență R exterioară (Tabel Nr. I)

Contracțiile izotonice pot fi de două feluri.

• concentrică, când forța musculară învinge rezistența exterioară şi are drept consecință scurtarea muşchiului şi

• excentrică, când avem de‐a face cu un fenomen invers.

Tabel Nr. I Mod de

contracție

Raport al forțelor

Tip de travaliu muscular

Izometrică Fm = R Static

Fm > R Dinamică pozitivă

Izotonic : 1.concentric 2.excentric

Fm < R Dinamică negativă

Este important de subliniat aici faptul că în fiziologie se vorbeşte mai mult de travaliu

în cazul unei contracții statice decât în cazul unei contracții dinamice. În fizică din contră se foloseşte noțiunea de travaliu (T= f x d) în contracția însoțită de mişcare. Travaliul dinamic este pozitiv când forța musculară este mai mare ca rezistența şi în caz contrar negativ.

36

În funcție de intervenția lor în mişcare, muşchii se clasifică în: • Agonişti • Antagonişti • Neutralizatori • Fixatori

Agoniştii reprezintă muşchii care efectueză mişcarea. Antagoniştii sunt muşchii care efectuează mişcarea inversă celor agonişti. Neutralizator este definit un muşchi care neutralizează un alt muşchi sau o

componentă a unui alt muşchi a cărei acțiune nu este dorită în efectuarea unei mişcări. Fixatorii intervin pentru a participa la imobilizarea unor anumite segmente. Se ştie că un muşchi nu intervine singur într‐o mişcare, el asociindu‐se cu muşchii

vecini, realizând o sinergie musculară. Deci, vorbim de grupe de muşchi agonişti, antagonişti, fixatori şi neutralizatori. Fiecare muşchi din această grupă intervine cu o oarecare eficiență în realizarea diferitelor mişcări.

2.6.2 Reprezentarea grafică a acţiunii musculare

Forța musculară dezvoltată în muşchi prin scurtarea sarcomerului este transmisă prin intermediul tendonului situat la cele două extremități pe structurile osoase. Această forță transmisă prin cele două extremități ale muşchilui este reprezentată de vectori situați pe aceeaşi direcție, care este în general direcția muşchiului, având aceeaşi intensitate dar în sens opus şi căutând puncte de aplicare la nivelul punctelor de inserție a muşchiului. Această noțiune subliniază rolul important jucat de tendoane, care au nu numai rolul de a fixa muşchii de suprafețele osoase ci şi de a transforma forța dezvoltată de elementele contractile la segmentele corpului pentru a realiza mişcarea şi a asigura poziția de echilibru.

Muşchiul se reprezintă printr‐un segment de dreaptă, având originea la nivelul inserției musculare care în general se suprapune cu direcția muşchiului.

2.6.3 Adaptarea funcțională a muşchiului

La începutul secolului, De Moor (1903) a demonstrat adaptarea funcțională a muşchiului în mişcare. Acesta a arătat faptul că muşchii fusiformi se adaptează bine la mişcări rapide, în timp ce celelalte categorii de muşchi necesită o forță mare.

Aceste considerente de adaptare funcțională a muşchiului permit Kinetoterapeutului să țină cont de ceea ce a numit Dehoux <mission>, misiunea, fiecărui muşchi.

2.7. DENSITATE, MASA ŞI PROPRIETĂŢI INERŢIALE

Analizele kinematice si kinetice cer date privind: ‐ centrele de masa, ‐ momentele de inerție; ‐ distribuția maselor.

Unele dintre aceste masurători au fost determinate pe cadavre; altele au utilizat volumele segmentelor masurate in combinatie cu tabele de densitate iar tehnicile moderne folosesc sisteme de scanare care furnizeaza imagini transversale multiple preluate de‐a lungul unui segment( tehnica tomografică).

37

2.7.1. Densitatea intregului corp

Corpul uman constă din mai multe tipuri de țesuturi, fiecare cu o densitate diferită. De exemplu, greutățile specifice pentru diferite structuri anatomice sunt:

‐ osul cortical : γ > 1,8; ‐ țesutul muscular: γ ≅1; ‐ țesutul gras: γ < 1.

Densitatea medie este funcție de constituția corporală, numită somatotip. Drills si Contini (1966) au dezvoltat pentru densitatea ρ a corpului o expresie ce este

dată ca o funcție a indicelui ponderal c. Acest indice ponderal are expresia :

c = 3 wh

[1]

în care : w = masa corpului ( în pounds); h = înălțimea corpului ( în inchi).

În cazul utilizării sistemului anglo‐saxon de unități de măsura, expresia densității are forma:

ρ = o.69 + 0.0297 c [ lkg ] [2]

Expresia echivalentă în S.I. este : ρ = 0.69 + 0.9 c [ kg/l] [2’]

în care: w – [kg] h – [m]

Se poate vedea ca o persoana scunda si grasa are un indice ponderal mai scazut decit o persoana inalta si slaba si deci are o densitate corporala mai mica. Exemplul 1.

Pentru o persoană având înălțimea h = 5” 10’ şi greutatea w = 170 lb, indicele ponderal este:

c = h/ 3 w = 70/ 3 170 = 12.64 Densitatea va fi în acest caz :

d = 0.69 + 0.0297 c = 0.69 + 0.0297 x 12.64 = 1.065 kg/l]

În S.I. :

h = 70/ 39.4 = 1.78 m deci c = 1.78 / 3 3.77 = 0.418 w = 170 / 2.2 = 77.3 kg

Pentru densitate se va obține :

d = 0.69 + 0.9 c = 0.69 + 0.9 x 0.418 = 1.066 kg/l

38

2.7.2 Densitățile segmentelor

Fiecare segment corporal are o combinație unică de oase, muşchi, grăsime şi alte țesuturi, iar densitatea în interiorul unui anumit segment nu este uniformă. În general, datorită proporției mai mari de oase, densitățile segmentelor distale sunt mai mari decât ale celor proximale, iar segmentele individuale îşi cresc densitățile după cum creşte densitatea medie a corpului.

2.8. MASA SEGMENTULUI ŞI CENTRUL SĂU DE MASĂ

Termenii de centru de masă sau centrul de greutate sunt deseori utilizați unul în locul altuia.

Termenul mai general este de centru de masă, în timp ce centrul de greutate se referă la centrul de masă pe o singură direcție, cea definită de direcția forței de greutate. Pentru celelate două axe, din plan orizontal, trebuie utilizat termenul de centru de masă.

Creşterea masei corpului determină şi creşterea masei fiecărui segment, ca procent din masa corpului.

Poziția centrului de masă este dată, de asemenea, ca procent al lungimii segmentului față de capătul distal sau proximal.

În studiile efectuate pe cadavre determinarea centrului de masă se efctuează simplu, prin determinarea centrului de echilibru al fiecărui segment. Pentru calcularea centrului de masă in vivo este necesar a se cunoaşte profilul ariei transversale şi lungimea segmentului. Exemplul 1

Fig. 18

Pentru un profil ipotetic (Fig. 18), divizat în „n” secțiuni, fiecare având masa mI, masa totală va rezulta ca fiind :

39

M = ∑=

n

iim

1I [3]

în care : mI = dI VI cu dI = densitatea secțiunii i; VI = volumul secțiunii i.

Dacă densitatea d se presupune a fi uniform distribuită pe segment, atunci :

mi = iVd ⋅ deci M = d ∑=

n

iiV

1 [4]

Centrul de masă trebuie să fie astfel incât să creeze acelaşi moment al forței de greutate în jurul oricărui punct de‐a lungul axei segmentului ca şi masa distribuită inițial. Considerând centrul de masă localizat la o distanță x de capătul din stânga al segmentului, se poate scrie :

∑=

⋅=⋅n

iii xmxM

1 de unde rezultă :

M

xmx

n

iii∑

=

⋅= 1 [5]

Se poate reprezenta masa distribuită printr‐o singură masă M poziționată la o

distanță x de unul din capetele segmentului.

Exemplul 2

Din datele antropometrice prezentate mai jos am prefigurat coordonatele centrului de masă pentru picior şi coapsă, ştiind coordonatele următoarelor repere anatomice: ‐ glezna : ( 84.9 ; 11.0); ‐ metatarsiene: ( 101.1; 1.3); ‐ marele rohanter: ( 72.1; 92.8); ‐ condilul femoral lateral: ( 86.4 ; 54.9).

Rezultă că centrul de masă al piciorului este la 0.5 din distanța dintre maleola laterală şi reperul de pe metatarsiene. Deci centrul de masă al piciorului se obține ca fiind dat de următoarele coordonate:

X = 84.9 + ( 101.1 – 84.9 ) . 0.5 = 93 cm; Y = 1.3 + (11 – 1.3). 0.5 = 6.15 cm

Centrul de masă al coapsei se va afla la 0.433 de capătul proximal al segmentului.

Deci centrul de masă al coapsei se obține ca fiind dat de următoarele coordonate:

X = 72. + 0.433. ( 86.4 – 72.1) = 78.3; Y = 92.8 – 0.433. ( 92.8 – 54.9) = 76.4

2.9. CENTRUL DE MASĂ AL UNUI SISTEM DE SEGMENTE

40

Definiție şi localizare Centrul de masă al unui corp este definit ca fiind punctul în care întreaga masă a unui

obiect se presupune a fi concentrată. Cu fiecare segment în mişcare, centrul de masă al întregului corp este variabil în timp.

Este, deci, necesară calcularea lui după fiecare interval de timp, ceea ce impune cunoaşterea traiectroiilor centrului de masă pentru fiecare segment al corpului.

Se consideră pentru un anumit moment de timp un sistem de trei segmente cu centrele de masă indicate ca în Fig. 19.

Centrul de masă al întregului sistem este localizat în ( x0, y0 ) şi fiecare din aceste coordonate pot fi calculate separat:

M = m1+ m2 + m3 si x0 = M

mmm 321 ++ y0 = M

ymymym 332211 ⋅+⋅+⋅ [6]

Centrul de masă al întregului corp este o variabilă frecvent calculată. Utilitatea ei în

evaluarea mişcării umane este oarecum limitată. Unii cercetători utilizează variația în timp a centrului de masă pentru a calcula variațiile de energie ale întregului corp. Un astfel de calcul este însă eronat pentru că centrul de masă nu contează în variațiile de energie relative la mişcările reciproce ale segmentelor membrelor.

Astfel, variațiile de energie asociate cu mişcarea înainte a unui picior şi cea înapoi a celuilalt picior, nu vor fi detectate prin centrul de masă care poate ramâne relativ neschimbat.

Fig.19

Utilizarea majoră a centrului de masă este în analiza activităților sportive, în special a săriturilor, unde traiectoria centrului de masă este critică pentru succesul acțiunii pentru că este decisă în chiar momentul startului (al desprinderii). Poziția centrului de masă este de asemenea importantă în studiile privind postura şi echilibrul corpului.

41

2.10. MOMENTUL DE INERŢIE ŞI RAZA DE GIRAŢIE

Localizarea centrului de masă pentru fiecare segment este necesară pentru analiza mişcării de translație în spațiu. Dacă sunt implicate accelerații este necesară cunoaşterea rezistenței inerțiale la astfel de mişcări.

În cazul mişcării liniare relația dintre forța şi accelerția rezultantă este descrisă de relația:

F = m a⋅

În cazul mişcării de rotație relația echivalentă este:

M = I ε⋅

Constanța de proporționalitate dintre momentul M şi accelerația unghiulară produsă de acesta reprezintă abilitatea segmentului de a se opune modificărilor în viteza unghiulară.

Unitățile de măsură sunt cele cunoscute :

M = [ N.m] , ε = [ rad/sec2 ] , I = [ kg.m2 ]

Valoarea lui I depinde de punctul în jurul căruia are loc rotația şi este minimă când rotația are loc în jurul centrului de masă.

Să considerăm o masă distribuită pe un segment, ca în Fig.20. Momentul de inerție în jurul capătului stâng al segmentului va fi :

I = ∑=

⋅=⋅++⋅+⋅n

iiinn xmxmxmxm

1

22222

211 ...... [7]

Se poate vedea ca masa apropiata de centrul de masă are o influență foarte mică asupra momentului de inerție I, în timp ce masa cea mai îndepărtată are un efect considerabil.

Masa unui volant este concentrată la periferia roții având o rază cât mai mare posibil. Momentul său mare de inerție se va opune schimbărilor în viteza şi prin aceasta tinde să păstreze echipamentul în care este inclus, la o viteza constantă.

Se consideră, conform Fig. 20, o masă M care a fost divizată în două puncte de mase egale, pentru care momentul de inerție calculat în raport cu centrul de masă este dat de expresia:

I0 = m 2

0ρ⋅ [8]

în care : ρ = raza de giratie, reprezentând o distanță astfel aleasă încât momentul de inerție

42

în planul de rotație, al celor doua mase egale să fie egal cu cel al segmentului inițial în raport cu centrul de masă.

Fig.20 Se observă că centrul de masă a acestor două mase punctuale este încă acelaşi cu cel

al masei inițiale distribuite.

2.10.1. Teorema axelor paralele

Majoritatea segmentelor corpului nu se rotesc în jurul centrului lor de masă ci mai degrabă în jurul articulației amplasate la unul dintre capete.

Masurători in vivo ale momentului de inerție pot fi făcute doar în raport cu centrul

unei articulații. Relația dintre acest moment de inerție şi cel în jurul centrului de masă este dată de teorema axelor paralele.

O demonstrație a acestei teoreme este următoarea:

I = 20

220

20

20 )()(

2xmIxmmxxm⋅+=⋅+⋅=++− ρρρ [9]

în care : I0 = momentul de inerție în jurul centrului de masă; x = distanța dintre centrul de masă şi centrul de rotație; m = masa segmentului De fapt x poate fi orice distanță de pe oricare direcție față de centrul de masă atâta

timp cât este de‐a lungul aceleiaşi axe pentru care a fost calculat I0. Exemplul 3 a. O proteză de picior având masa m = 3 kg are centrul de masă amplasat la o

distanță de 3cm față de articulația genunchiului. Raza de girație este de 14.1 cm. Momentul de inerție față de articulația genunchiului se va calcula astfel:

Momentul de inerție față de centrul de masă este:

I0 = m20ρ⋅ = 3 2)141.0(⋅ = 0.06 kg.m2

Momentul de inerție în raport cu articulația genunchiului va fi:

I = I0 + m.x2 = 0.06 + 3.(0.2)2 = 0.18 kg.m2

b. Dacă distanța dintre articulația genunchiului şi articulația coapsei este de 42 cm, momentul de inerție Is în raport cu articulația şoldului, pentru cazul în care amputatul balansează piciorul cu genunchiul blocat va fi:

Notând cu x = distanța de la centrul de masă la coapsă, se obține:

x = 20 + 42 = 62 cm

43

Momentul de inerție în raport cu articulatța şoldului va fi :

Is = I0 + m.x2 = 0.06 + 3.(0.62)2 = 1,21 kg.m2

Se observă că în acest caz momentul de inerție este de aproximativ 20 de ori mai mare decât momentul de inerție în raport cu centrul de masă.

2.11. UTILIZAREA DATELOR ANTROPOMETRICE ŞI A DATELOR CINEMATICE

Utilizarea datelor cinematice permite determinarea multor variabile necesare analizelor privind energia cinetică.

În acest tabel masa segmentelor este dată ca procent din masa corpului, iar centrele de masă ca procent din lungimile lor față de capătul proximal sau distal.

Raza de girație este de asemenea exprimată ca fracțiune din lungimea segmentului, în raport cu centrul de masă, de capătul proximal şi de cel distal.

Calculul maselor segmentelor şi a centrelor lor de masă

Exemplul 4

Considerând un subiect având masa de 80 kg putem determina masele următoarelor segmente corporale: picior (mp), gamba (mg), coapsa(mc) şi ansamblul constituit din cap ‐ trunchi – brațe (mCTB) precum şi poziția lor în raport cu capătul proximal sau distal al segmentului corporal. Se cunosc prin măsurători directe lungimile segmentelor ca având următoarele valori:

Lp = 0.195 m Lg = 0.435 m Lc = 0.410 m LCTB = 0.295 m

Utilizând fracțiunile de masă prezentate mai jos, corespunzător fiecărui segment

corporal, se obține:

mp = 0.0145 .80 = 1.16 kg mg = 0.0465 . 80 = 3.72 kg

mc = 0.1 . 80 = 8 kg mCTB = 0.678 . 80 = 54.24

Poziția centrului de masă pentru fiecare segment corporal este după cum urmează:

CMp = 0.5 098.0195.0 =⋅ m intre glezna si metatarsiene; CMg = 0.433 188.0435.0 =⋅ m sub condilul femural; CMs =0.433 178.0410.0 =⋅ m sub marele trohanter; CMCTB= 1.142 337.0295.0 =⋅ m deasupra marelui trohanter

Calculul centrului de masă a întregului corp Calcularea centrului de masă pentru tot corpul este un caz special al relațiilor 6.

44

Pentru un sistem de „n” segmente centrul de masă CM în direcția x este dată de relația generală:

x = n

nn

mmmxmxmxm

+++⋅++⋅+⋅ ⋅

...

........

1

2211 [9]

în care : m1 + m2 + …+mn = M, reprezintă masa totală a sistemului de segmente. Masele segmentelor individuale mI se determină pe baza procentelor fi, ca fiind: m1 = f1.M, m2 = f2.M… mn = fn .M de unde rezultă :

x = ∑=

⋅=⋅⋅++⋅⋅+⋅⋅ n

iii

nn xfM

xMfxMfxMf1

2211 ......... [10]

Aceasta ecuație este mai uşor de utilizat pentru ca necesită doar cunoaşterea

fracțiunii din masa totală şi coordonatele centrului de masă pentru fiecare segment. Aceste fracțiuni sunt date in formula de mai sus.

Nu este întotdeauna posibil să se măsoare centrul de masă al fiecărui segment, mai ales dacă nu se află în câmpul vizual al echipamentului de înregistrare a mişcării.

Calcularea momentului de inerție

Exemplul 5

Pentru un subiect având masa de 80 kg şi înălțimea de 1.76 m se calculează

momentul de inerție al gambei în jurul centrului său de masă, față de capaăul sau distal şi cel proximal.

Din formula de mai jos rezultă pentru masa mg a gambei valoarea:

mg = 0.0465 . 80 = 3.72 kg Lungimea gambei se determină pe baza datelor furnizate de formula următoare: Lg = 0.285H – 0.039H = 0.246H = 0.246 . 1.76 = 0.435 m Raza de girație se calculează pe baza rapoartelor prezentate în formula de mai jos :

302.0=g

CM

Lρ

528.0=g

proxim

Lρ

643.0=g

distal

Lρ

Momentele de inerție față de centrul de masă, capătul proximal şi cel distal vor fi:

45

I0 = M 20ρ = 3.72.(0.435 x 0.302)2 = 0.064 kg.m2

Ip = M ( ( ) 22 196.0528.0435.072.3) kgmLL g

g

p =⋅=⋅ρ

( ) 22 .291.0643.0435.0.72.3 mkgLL

MI gg

pd =⋅=⎟

⎟⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛⋅=

ρ

Se observă că momentele de inerție față de capătul distal sau proximal ar putea fi calculate şi folosind teorema axelor paralele.

De exemplu, distanța centrului de masă al gambei față de capătul proximal este: x= 0.433 x 0.435 = 0.188 m iar pentru momentul de inerție rezultă valoarea : Ip = I0 + m.x2 = + 0.064 + 3.72 .( 0.188)2 = 0.196 kg.m2

Exemplul 6

Momentul de inerție a ansamblului cap – brațe ‐ trunchi (HAT) față de capătul său proximal şi față de centrul său de masă. Masa subiectului este de 80 kg iar lungimea ansamblului HAT este de 0.295 m.

Din tabelul cu date antropometrice se obține:

mHAT= 0.678 kg54.5280 =⋅ ; lHAT= 0.295 m ; 456.1=HAT

p

lρ

;

142.1=HAT

CG

ll

Deci :

Ip = mHAT( 222 .10)456.1295.0(54.52) mkgl

l HATHAT

p =⋅=⋅ρ

I0 = Ip – m.x2 = 10 – 52.54(0.295 x1.142)2 = 3.84 kgm2

În calcul s‐ar putea utiliza şi raportul HAT

CG

lρ

=0.903 obținându‐se:

I0 = m222

0 84.3)903.0295.0(54.52 kgm=⋅⋅=ρ

2.12. MĂSURĂTORI EXPERIMENTALE

Pentru calculele kinematice şi kinetice mai exacte este preferabil ca valorile antropometrice să fie măsurate direct. Echipamentele şi tehnicile care au fost dezvoltate, în acest sens, au însă capacități limitate şi nu aduc o îmbunătățire prea mare valorilor ce se obțin din tabele. DETERMINAREA POZIȚIEI CENTRULUI DE MASĂ ANATOMIC AL

ÎNTREGULUI CORP

46

Centrul de masă al întregului corp, numit şi centru anatomic de masă, este uşor de măsurat cu ajutorul unei instalații ( Fig. 21) constând dintr–o placă basculantă montată la un capăt pe un cântar, iar la celalălt capăt pe un element de sprijin.

Fig. 21 a, b

Punctul de sprijin trebuie ales astfel încât centrul de greutate să fie plasat între

acesta şi cântar, de preferință cât mai aproape de punctul de sprijin. Prin respectarea acestei condiții, se asigură o mai mare precizie a măsurătorilor, prin posibilitatea utilizării unor sisteme de cântărire cu o limită de măsurare de (0‐5) kg, în loc de (50‐100) kg.

Determinarea poziției centrului de greutate pentru întregul corp se realizează cu subiectul amplasat pe placa basculantă, cu fața în jos.

Notând cu S valoarea indicată de cântar, în acest caz, şi, presupunând cunoscute greutatea (w1) şi poziția (x1) a centrului de greutate a plăcii, precum şi greutatea (w2) a corpului şi poziția (x3) a punctului de sprijin, prin scrierea ecuațiilor de echilibru, față de punctul de sprijin, pentru momentele forțelor ce acționează pe placă, se obține:

w1 x1 +w2x2 = Sx3 de unde rezultă, pentru poziția centrului de masă, valoarea dată de expresia:

x2 =2

113

wxwxS ⋅−⋅

DETERMINAREA MASEI UNUI SEGMENT DISTAL

Masa sau greutatea unui segment distal poate fi determinată prin tehnica demonstrată anterior, în Fig. 21 b. Segmentul a cărui masă se doreşte a fi determinată – de exemplu gamba şi laba piciorului – este ridicat în poziție verticală, astfel încât poziția centrului său de masă să fie deasupra centrului articulației.

47

Anterior ridicării, poziția centrului de masă a segmentului este w4, iar indicația cântarului, în acest caz, este S. După ridicare, centrul de masă va fi plasat la o distanță w5 de punctul de sprijin al plăcii basculante, indicația cântarului fiind, în acest caz, S’.

Ținând cont că descreşterea în moment, în sensul acelor de ceas, datorită mişcării segmentului, este egală cu creşterea în momentul forței de reacție a cântarului, în raport cu punctul de sprijin, se poate scrie:

3544 )'()( xSSxxw ⋅−=−⋅

de unde rezultă pentru masa segmentului distal expresia:

54

34

)'(xx

xSSw−⋅−

=

Eroarea majoră în aceasta determinare este dată de eroarea în valoarea poziției x4 , a

centrului de masă pentru segment, valoare care în mod obişnuit este obținută din tabele antropometrice.

Pentru a obține masa întregului picior, acest experiment poate fi repetat cu subiectul aşezat pe spate şi cu piciorul flectat la 900. Din masa întregului picior se poate acum scădea cea a gambei şi labei piciorului, pentru a obține masa coapsei.

DETERMINAREA MOMENTULUI DE INERȚIE A UNUI SEGMENT DISTAL

Pentru mişcarea de rotație, momentul de inerție reprezintă constanta de proporționalitate dintre accelerația unghiulară α şi momentul M, care a determinat apariția acestei accelerații, comform relației:

M= I. α Această ecuație poate fi utilizată pentru determinarea momentului de inerție a unui

segment distal, momentul fiind luat în raport cu articulația proximală, iar segmentul proximal fiind considerat fixat.

Pentru calculul direct al momentului de inerție se poate utiliza aşa numita metodă a “eliberării rapide”( Fig. 22). Pacientul amplasat pe un scaun are glezna prinsă într‐un mecanism de decuplare rapidă, care se opune forței F, exercitate pe un cablu de tracțiune la distanța y1 față de articulația genunchiului.

Pentru măsurarea accelerației se utilizează un accelerometru ce este amplasat pe călcâi, la distanța y2 față de genunchi. În poziție neutră, sub acțiunea forțelor ce acționează asupra lui, piciorul se va afla în echilibru.

Între accelerația tangențială a, măsurată de accelerometru, şi cea unghiulară α există relația:

a = y2 . α În momentul acționării mecanismului de decuplare acesta va elibera brusc piciorul,

forța de reținere a piciorului va scădea brusc la zero, iar momentul net ce acționează pe picior va fi :

48

M = F. y1 Având în vedere timpul scurt de desfăşurare a evenimentului, pentru înregistrarea

forței F şi accelerației tangențiale a se poate utiliza un osciloscop cu memorie dublă.

Fig.22

Momentul de inerție pentru segmentul distal se va obține ca fiind:

ayyFMI 21 ⋅⋅

==α

Pe osciloscop se poate observa creşterea bruscă a accelerației, simultan cu

descreşterea rapidă a forței F ce acționa asupra piciorului. Scăderea forței este determinată de deplasarea înainte a piciorului, ca urmare a

acționării mecanismului de decuplare. Decuplarea poate avea loc, de exemplu, prin tăierea bruscă a cablului ce reține piciorul.

Variația bruscă a accelerației poate fi utilizată pentru declanşarea baleiajului de către osciloscop, astfel încât să se poată capta variațiile rapide ale forței şi accelerației.

În prezent există echipamente sofisticate ce permit determinarea simultană a mai multor parametri.

Astfel de tehnici au fost dezvoltate de Hatze (1975) şi permit măsurarea simultană a momentului de inerție, a poziției centrului de masă şi a coeficientrului de amortizare.

49

Cap. 3

IMPORTANŢA TIPURILOR ŞI STRUCTURII ARTICULAŢIILOR, DIN PUNCT DE VEDERE BIOMECANIC

Articulațiile se adaptează condițiilor mecanice impuse de activitatea musculară. Prin urmare, o absență a activității în timpul unei imobilizări prelungite, antrenează un blocaj progresiv a articulației, în timp ce mobilizările repetate şi forțarea limitei articulare permite subiectului să realizeze o hiperextensie a segmentului.

Aceasta adaptare funcțională a articulației se repartizează egal pe toată suprafața structurii articulare. Gradul de adaptare funcțională a articulației este dat de amplitudinea care o permite mişcarea ei.

3.1 TIPURI ŞI STRUCTURI ARTICULARE

Se înțelege prin articulație sau încheietură, joncțiunea între două oase care se formează din ansamblul de structuri prin care oasele se unesc unele de altele. Articulațiile sunt subdivizate în trei clase:

• articulațiile imobile sau „sinartrozele”, • articulațiile semimobile sau „amfiartrozele” şi • articulațiile mobile „diartrozele”.

Dacă în cea din urmă clasă a articulațiilor mobile acestea prezintă o cavitate articulară, celelalte două nu prezintă cavitate articulară.

Tipuri de articulaţii

Articulațiile sunt zonele unde se întâlnesc 2 oase. Majoritatea articulațiilor sunt mobile, permițând mişcarea oaselor (Fig. 23, 24).

Articulațiile sunt alcătuite din:

• cartilaj ‐ la articulații, oasele sunt învelite în cartilaj (un țesut de legătură), alcătuit din celule şi fibre, foarte rezistent. Cartilajul ajută la reducerea frecării datorate mişcării oaselor;

• membrana sinovială ‐ un țesut care înconjoară articulația închizând‐o într‐o capsulă. Membrana sinovială secretă lichid sinovial (un fluid clar, lipicios) pentru lubrifierea articulației;

• ligamente ‐ ligamente puternice (benzi dure, elastice, de țesut de legătură) înconjoară articulația pentru a o susține şi a‐i limita mişcările;

• tendoane ‐ tendoanele (un alt tip de țesut de legătură) leagă fiecare parte a articulației de muşchii care îi controlează mişcarea;

• burse ‐ săculețe umplute cu fluid, situate între oase, ligamente sau alte structuri adiacente , care ajută la reducerea frecării datorită mişcării;

• fluid sinovial ‐ un lichid clar, lipicios secretat de membrana sinovială;

50

• menisc ‐ o bucată curbată de cartilaj, cu rol de a asigura congruența dintre suprafețele osoase, pe care o găsim la genunchi şi alte articulații (Fig. 24).

Fig. 23. Articulația şoldului

Fig. 24

51

3.2. CLASIFICAREA ARTICULAŢIILOR

Articulațiile sunt constituite din totalitatea elementelor prin care oasele se unesc între ele. Aceste elemente sunt reprezentate de formațiuni conjunctive şi muşchi.

Fără articulații nu ar fi posibilă realizarea funcției statice şi dinamice a oaselor, deci deplasarea şi activitățile organismului.

Clasificarea articulațiilor

Există mai multe tipuri de articulații. Ele sunt clasificate în funcție de structura şi posibilitățile lor de mişcare. Articulațiile care nu se mişcă sunt numite "fixe". Anumite articulații se mişcă foarte puțin, cum ar fi vertebrele. Exemple de articulații clasificate după forma structurilor osoase (Fig. 25) :

• articulațiile sferice ‐ la umăr si sold ‐ permit miscari inainte, imapoi, lateral si de rotatie;

• articulatiile de tip "balama" ‐ la degete, genunchi si coate ‐ permit numai miscari de indoire si indreptare;

• articulatiile de tip "pivot" ‐ articulatiile gatului ‐ permit miscari limitate de rotatie;

• articulatiile elipsiodale ‐ la incheietura mainii ‐ permit toate tipurile de miscari mai putin cele de pivotare.

Fig. 25

52

În funcție de tipul de structuri conjunctive care participă la alcătuirea unei articulații şi gradul de mobilitate, la care se adaugă formațiunile de legătură şi modul de dezvoltare, articulațiile au fost împărțite în trei grupe:

• articulații fibroase sau sinartroze, fixe; • articulații cartilaginoase sau amfiartroze, semimobile; • articulații sinoviale sau diartroze, mobile.

a. Articulațiile fibroase sau sinatrozele

Sunt articulații în care oasele sunt strâns legate între ele prin țesut fibros dens. Acest tip de articulație prezintă două suprafețe articulare care sunt sudate una de alta fie prin intermediul unui cartilaj, fie prin intermediul unui țesut fibros, în funcție de tipul de osificare care a avut loc în formarea osului. Deci în primul caz vorbim de o „synchondroză” iar în cel

53

de‐al doilea de o „ synfibroză”. Aceasta din urmă prezintă o subdivizare mai detaliată pe care nu o tratăm în acest moment. Aceste articulații nu permit mişcări sau dacă acestea există sunt foarte reduse.

b. Articulațiile cartilaginoase sau amfiartozele

Aceste articulații prezintă două suprafețe articulare plane sau concave care sunt acoperite de cartilaj articular şi sunt reunite şi sunt unite printr‐un ligament fibros sau fibro‐cartilaginos, întins între cele două suprafețe şi prin ligamente periferice sau ligamente interosoase. Unele amfiartroze prezintă o proeminență a cavității articulare şi sunt denumite din acest motiv „diartro‐amfiartroze”. Ele au un grad de mobilitate, dar un grad mare de elasticitate, care permite amortizarea şocurilor.

c. Articulațiile sinoviale sau diartrozele

Cele mai multe articulații aparținând corpului uman se încadrează în grupul sinovial. Sunt articulații complexe, la nivelul cărora se produc mişcări multiple şi variate. La nivelul lor există elemente anatomice specifice care permit sau frânează mişcarea, amortizează şocurile şi conferă stabilitate. Suprafețele articulare sunt netede, acoperite de cartilaj hialin. Aceste articulații, care ne interesează în mod particular în timpul unei activități, prezintă suprafețe separate printr‐o cavitate articulară. Ele sunt înconjurate de o capsulă şi de ligamente.

Articulațiile mobile se clasifică după trei criterii:

• După numărul articulațiilor oaselor care intră în compunerea articulațiilor • După forma suprafețelor articulare • După numărul axelor de mişcare

Elementele anatomice care participă la biomecanica articulară

a. Suprafețele articulare. Acestea pot fi sferice, cilindrice, eliptice şi plane. Aceste

suprafețe, geometric, sunt de două feluri: plane şi sferoidale. În articulațiile plane mişcările sunt reduse. În cele cu suprafețe sferoidale există

porțiuni osoase convexe care corespund unor porțiuni concave. Mişcările sunt mult mai întinse.

b. Cartilajul articular este cartilaj hialin, de culoare albă‐sidefie, care acoperă suprafețe osoase ce vin în contact. Prezintă două suprafețe:

• o suprafață liberă, netedă, lucioasă, care vine în contact cu suprafața articulară opusă;

• o suprafață aderentă, care se fixează pe suprafața articulară a osului. c. Elementele anatomice de congruență sunt formațiuni ce asigură concordanța între

două suprafețe articulare care nu se “potrivesc”. Ca şi structură, elementele de convergență sunt fibrocartilajele. Ele sunt de două

feluri: • cadrul, labrul articular; • fibrocartilaje intraarticulare.

d. Capsula articulară este o formațiune care uneşte cele două oase care se articulează, dar are rol şi de protecție a suprafețelor articulare.

54

Are forma unui manşon fibros, tapetat la interior de sinovială. Are grosime variabilă, în raport cu mobilitatea articulară.

e. Ligamentele articulare sunt formațiuni anatomice fibroase, sub formă de benzi, care se inseră pe oasele ce formează o articulație, ajutând la menținerea lor în contact.

Rolurile ligamentelor în biomecanica articulară sunt: • întăresc capsula articulară; • previn depăşirea limitei fiziologice a mişcării; • sunt suficient de flexibile încât să nu împiedice executarea mişcărilor; • sunt suficient de rezistente şi inextensibile încât să mențină în contact

suprafețele articulare. f. Membrana sinovială. Împreună cu lichidul sinovial face parte din mijloacele de

alunecare ale unei articula]ii. Ea formează stratul profund al capsulei articulare. E subțire, netedă şi lucioasă. Acoperă toate formațiunile situate în interiorul capsulei articulare.

g. Lichidul sinovial Este un lichid gălbui, vâscos, care are rol de lubrifiant al suprafețelor articulare în mişcare, precum şi rol de nutriție a cartilajelor articulare. Mai are rol de curățire şi adeziune a suprafețelor osoase. Se formează prin trecerea plasmei sanguine în cavitatea articulară, prin pereții capilarelor.

h. Cavitatea articulară, rolul muşchilor şi presiunii atmosferice în menținerea suprafețelor articulare

3.3 CONDUCEREA ÎN ARTICULAŢII

Include sensul, direcția şi amplitudinea mişcării. Conducerea articulației poate fi osoasă, ligamentară şi musculară.

• Conducerea osoasă, când amplitudinea mişcării este determinată de suprafețele articulare. Ex. : cotul.

• Când amplitudinea mişcării se datorează frânării ligamentare vorbim de conducere ligamentară. Ex. : şoldul.

• Când mişcarea este limitată exclusiv de acțiunea muşchilor periarticulari vorbim de conducere musculară.

ndiferent de felul conducerii, mişcările se produc în jurul unui ax denumit axul articular. El este o linie teoretică în jurul căreia se execută mişcările.

3.4. SUPRAFEŢELE ARTICULARE

Sunt acoperite de cartilaj hialin cunoscut sub numele de cartilaj articular. El este fixat pe os prin una din fațetele sale, în timp ce cealaltă este dispusă către cavitatea articulară.

Principalele caracteristici funcționale ale cartilajului articular normal sunt: • Rezistența la compresiune; • Elasticitatea‐ permite acestuia să absoarbă şocurile şi să împiedice

uzura osului; • Distribuția sarcinilor şi încărcarea uniformă a osului subcondral; • Durabilitatea care poate asigura funcția normală a articulației pentru

80 de ani sau chiar mai mult, fiind în această privință, net superior oricărui material de sinteză. Cartilajul articular normal are două funcții mecanice esențiale:

55

• Transmiterea încărcăturii mecanice de la un os la celălalt; • Asigurarea unei suprafețe netede autolubrifiante pentru ca oasele să

alunece în interiorul articulație. Deşi macroscopic suprafața acrtilajului articular poate fi remarcabil de netedă, s‐a

dovedit că acesta prezintă depresiuni de formă sferică, cu diametrul de 20 nanometri şi adîncime de 1 nanometru, asemănătoare cu porii unei mingi de golf.

Grosimea acestui strat este direct proporțională cu presiunea întâlnită în articulație. În articulațiile mari ‐ şold, genunchi –este de aproximativ 3 mm, ajungând până la aproximativ 0,05 mm în articulațiile mici ale oscioarelor urechii medii. De asemenea, grosimea cartilajului variază în aceeaşi articulație şi nu scade cu vârsta.

Din punct de vedere histologic, cartilajul adult normal pare a fi un țesut inert. El este alcătuit dintr‐un singur tip de celule (condrocite) şi din matricea extracelulară. După unii autori (K. Hainaut), nu prezintă irigație sangvină sau inervație proprie, după alții (Popescu, Trandafir) el ar fi foarte sărac în vase sanguine şi limfatice şi ar fi slab inervat. Comparativ cu alte țesuturi are activitate metabolică mai scăzută şi este mai puțin.afectat de traumatisme şi presiune. În ciuda acestor aparențe, studii morfologice şi biologice detaliate arată că acest țesut are o structură complexă, ordonată şi că între matrice şi condrocite există interacțiuni complexe.

El este supus unui proces lent, dar continuu, de remodelare internă, ca rezultat al activității condrocitelor (mai ales în zonele medii şi bazale) şi a celulelor sinoviale.

Condrocitele au o activitate metabolică intensă sintetizând: colagen de tip II (rezistent la forțele de forfecare, datorită aranjării fibrelor de colagen în triplu helix) şi proteoglicani (macromolecule cartilaginoase, cu afinitate pentru apă, care servesc la realizarea punților de legătură între fibrele de colagen, contribuind la stabilizarea rețelei şi sporind rezistența cartilajului la compresiune). În condrocite există un echilibru între funcțiile de sinteză şi de degradare (prin producerea unor enzime litice, care degradează matricea deteriorată în timpul activității articulare), influențat de următorii factori:

• Frecvența şi intensitatea solicitărilor articulare – cresc activitatea de sinteză, cu remanierea țesutului;

• Imobilizarea articulară sau scăderea încărcării articulare – cresc activitatea de degradare. Capacitatea condrocitelor de a sintetiza proteoglicani scade cu vârsta, putând

contribui la degradarea cartilajului. Condrocitele se hrănesc cu substanțele nutritive din lichidul sinovial. Acestea sunt „filtrate” prin membrana sinovială şi mai ales prin matricea extracelulară, care selectează trecerea substanțelor nutritive în funcție de greutatea moleculară, încărcarea electrică şi configurația moleculară. Datorită acestui sistem, concentrația de oxigen la nivelul condrocitelor este scăzută, activitatea lor depinzând de metabolismul anaerob.

În perioada de creştere a scheletului condrocitele produc țesut nou, care creşte şi remodelează suprafața articulară. La individul matur, condrocitele nu modifică substanțial volumul țesutului, dar înlocuiesc macromoleculele degradate ale matricei şi pot remodela, parțial, suprafața articulară.

Matricea extracelulară este alcătuită din lichid tisular şi o rețea de macromolecule, care conferă forma şi stabilitatea țesutului. Matricea cartilajului este hiperhidratată (66‐78% apă). Apa este „gelificată” cu ajutorul proteoglicanilor, care joacă un rol important în meținerea apei în interiorul matricei, alături de concentrația electroliților din lichidul tisular (concentrația mai mare a ionilor pozitivi de Na+ şi Ca2+, față de ionii negativi de Cl, conduce la creşterea osmolarității țesutului‐ efect Donnan ‐ şi la creşterea reținerii apei în cartilaj).

56

Matricea conține, pe lângă colagen de tip II (sintetizat de condrocite) şi proteoglicani, următorii compuşi solizi: lipide, colagen de alte tipuri, acid hialuronic, condronectină.

Morfologia cartilajului normal În arhitectura externă a cartilajului descrie patru zone:

• Zona superficială – cea mai subțire, cu cea mai mare concentrație de apă, cu activitate marcată a condrocitelor şi un turnover (înlocuire) rapid al proteoglicanilor, cu o concentrație scăzută de colagen, fibre dispuse în paralel cu suprafața articulară. Ele conferă rezistență la întindere şi durabilitate mai mare. Studii in vitro au arătat că zona superficială deține un rol important în rezistența la compresiune a cartilajului şi îndepărtarea acestei zone creşte permeabilitatea țesutului cu suprasolicitarea rețelei în timpul compresiunii;

• Zona de tranziție – cu volum de câteva ori mai mare ca zona superficială, matricea alcătuită din fibre de colagen mai groase, dispuse oblic, concentrație mai scăzută de apă şi mai mare de proteoglicani;

• Zona de mijloc (radială sau profundă) – condrocite sferoidale, dispuse perpendicular pe suprafața articulară, fibrele de colagen cu diametrul cel mai mare şi cea mai scăzută concentrație de apă şi proteoglicani. Ea este considerată indicatorul procesului de calcifiere a cartilajului pentru că în zona sa de limită cu zona calcificată prezintă concentrări de material calcificat şi material necalcificat;

• Zona de cartilaj calcificat – zonă subțire, cu celule mici şi metabolism foarte scăzut. Mărimea acestor zone variază de la specie la specie, şi în cadrul aceleiaşi specii.

Limitele dintre zone nu sunt bine definite, deşi structura şi funcționalitatea lor diferă. Aceste date au fost furnizate din dorința de a sublinia strânsa legătură între structura

cartilajului şi acțiunea diferitelor forțe care se manifestă pe parcursul mişcării. Menținerea unei compoziții normale a cartilajului articular necesită un minim de încărcare şi mişcare în articulație. Dar încărcarea repetată şi mişcarea articulară la nivele mai mari decât cele normale, poate creşte activitate de sinteză a condrocitelor. Compresia suprafeței articulare deformează matricea dar poate deforma direct şi condrocitele. Matricea transmite la condrocite semnale despre încărcarea mecanică a suprafeței articulare, care vor răspunde, la rândul lor, prin transformarea matricei, în primul rând prin modificarea gradului de agregare a proteoglicanilor. Încărcarea suprafeței articulare determină şi deplasarea rapidă a apei şi cationilor corespunzători, cu creşterea reținerii apei, deformarea excesivă a cartilajului fiind astfel limitată. Totuşi, supraîncărcarea poate determina modificări persistente în organizarea moleculară a matricei, alterând răspunsul condrocitelor la încărcări ulterioare.

Consecințe biomecanice ale organizării macromoleculare a cartilajului normal Articulațiile purătoare de greutate sunt supuse repetat la sarcini locale crescute. Deşi

muşchii şi osul subcondral joacă un rol major în distribuirea energiei exercitate asupra purtătorului de greutate, cartilajul suportă totuşi, forțe mecanice considerabile.

Un cartilaj normal repartizează aceste forțe, datorită proprietăților sale speciale (amintite mai sus). Dacă efectul protector al cartilajului nu ar mai exista, osul ar fi distrus rapid de forțele de forfecare din articulație.

Atunci când suprafețele articulare nu sunt perfect complementare, este întâlnită o structură fibro‐cartilaginoasă intra‐articulară care restabileşte concordanța dintre cele două suprafețe. Aceste suprafețe aderă la capsula articulară. Ele separă cavitatea articulară în două, fie complet, fie parțial. Atunci acest cartilaj, care prezintă două suprafețe libere, poartă numele de menisc. Din contră dacă una din fațete este sudată la cartilajul articular de

57

o suprafață osoasă, poartă numele de burelet. Menționăm în acest sens ca exemplu meniscul articulației genunchiului şi bureletul glenoidian al articulației scapulo‐humerale. Aceste cartilaje facilitează funcționarea articulară nu numai prin ameliorarea raporturilor pe care le realizează ci şi prin diminuarea forțelor de frecare. De fapt studiile de specialitate au subliniat că acest cartilaj liber lubrifiază numai atunci când el este supus la o presiune, dar aceste mecanisme nu sunt clar explicate.

Un manşon fibros înconjoară această articulație şi participă la menținerea suprafețelor articulare una contra alteia, în acelaşi timp ca un sistem de ligamente particulare. Acest înveliş denumit capsulă articulară, este de altfel destul de lejer în jurul articulației, când aceasta prezintă mişcări de mare amplitudine. El se ataşează în jurul osului fie la proximitatea cartilajului articular, fie la distanță cum este cazul articulațiilor care prezintă o mare suplețe în mişcări. Această capsulă poate prezenta grosimi mai mari acolo unde forțele sunt mai importante, dar se observă în jurul manşonului ligamente destul de rezistente şi mai puțin elastice cu rolul de a asigura menținerea contactului între suprafețele articulare şi cel de prevenire a apariției dislocațiilor de articulație. Unele mişcări mai puțin adaptate sau chiar brutale pot antrena o distensiune sau o smulgere parțială a acestor ligamente.

3.5 ELEMENTE DE BIOMECANICĂ ARTICULARĂ

Din punct de vedere mecanic, se ințelege prin articulație joncțiunea dintre două oase care este formată dintr‐un ansambu de structuri prin care oasele se unesc unele cu altele. Articulația scapulo‐humerala este o articulație mobilă care are trei grade de libertate.

Mişcările realizate la nivelul articulațiilor sunt în funcție de configurația articulației şi de starea ei. Presiunile transmise acestei structuri în timpul mişcărilor pot fi crescute, de aceea cartilajul articular trebuie să fie foarte elastic pentru a repartiza cât mai uniform posibil aceste presiuni.

Diferitele tipuri de mişcari elementare ne permit să descriem şi să analizăm mişcarile complexe ale unei articulații. Se descriu trei tipuri de mişcari ale jocului articular:

a. Rularea Rularea se realizează în condițiile în care, prin mişcare, puncte noi de pe suprafata

unui os intra în contact mereu cu puncte noi de pe suprafața celuilalt os. b. Alunecarea Este o mişcare intracapsulară caracterizată prin deplasarea unui segment sau a unei

suprafețe pe o alta, fiecare punct al primului corp trebuie să intre în contact permanent cu puncte noi de pe cealaltă suprafată.

c. Rotația Se descrie ca mobilizarea unui segment în raport cu altul în jurul unei axe, descriind

astfel o mişcare care se realizează pe o traictorie circulară astfel încat toate parțile segmentului se mobilizează în jurul unei axe de rotație.

Toate aceste tipuri de mişcări se pot combina între ele ducând la mişcările complexe

realizate, de exemplu, la nivelul centurii scapulare. Articulația scapulo‐humerală este o articulație care prezintă trei grade de libertate.

Întelegem prin grade de libertate, posibilitatea mobilizării unui segment în diverse planuri, în jurul unui ax. Mişcările realizate în jurul unui ax, pot fi:

58

a. Mişcarea de flexie‐extensie

Miscarea de flexie este aceea de apropiere a segmentelor în timp ce în extensie acestea sunt plasate unul în prelungirea celuilalt. Pentru că această mişcare se realizează din diverse poziții trebuie să precizăm întotdeauna sensul de miscare.

b. Mişcarea de abducție‐adducție

Mişcarea de abducție deplasează segmentul prin îndepărtarea axului longitudinal şi

central al corpului în timp ce adducția apropie segmentul de acest ax.

c. Mişcarea de rotație internă‐ rotație externă Mişcarea de rotație internă apropie părțile anterioare ale acestui segment, de axul

central al corpului şi le depărtează pe cele inferioare, în timp ce rotația externă realizează o mişcare inversă.

d. Circumducția

Reprezintă o combinație între flexie şi abducție respectiv extensie şi adducție şi are ca rezultat descrierea unui con cu vârful la nivelul centurii scapulare.

3.6 ADAPTAREA FUNCŢIONALĂ A ARTICULAŢIILOR

Articulațiile se adaptează condițiilor mecanice impuse de activitatea musculară. Prin urmare, o absență a activității în timpul unei imobilizări prelungite, antrenează un blocaj progresiv a articulației, în timp ce mobilizările repetate şi forțarea limitei articulare permite subiectului să realizeze o hiperextensie a segmentului.

Aceasta adaptare funcțională a articulației se repartizează egal pe toată suprafața structurii articulare. Gradul de adaptare funcțională a articulației este dat de amplitudinea care o permite mişcarea ei. Prin urmare, o articulație ca cea scapulo‐humerală care intersectează muşchi lungi, prezintă un grad de mobilitate foarte mare fată de articulația intervertebrală care reuneşte muşchi ce dezvoltă o forța mică. De aici putem trage concluzia că mişcările posibile într‐o articulație sunt în funcție de varietatea muşchilor care înconjoară centrul de mişcare.

Această posibilitate de adaptare a articulației reprezintă un element important în problemele puse de kinetoterapeut în reeducarea funcțională a articulației sau în menținerea unei bune supleți articulare. La acestea contribuie şi gradul de funcționalitate a suprafețelor osoase, tendoanelor, ligamentelor, muşchilor şi alte structuri periferice.

Readaptarea sau recuperarea suprafețelor articulare se măsoară cu ajutorul goniometrului. Examenul constă în compararea valorilor obținute cu valorile medii obținute pe un eşantion reprezentativ.

Trebuie subliniate dificultățile pe care poate să le întâmpine un kinetoterapeut când vrea să definească o mobilitate articulară normală, deoarece efectele practicării diferitelor sporturi antrenează mobilități articulare diferite, femeile prezintă o mobilitate articulară mai mare în comparație cu bărbații, iar în cursul vieții, individul dezvoltă stadii diferite de mobilitate.

Importanța cunoaşterii stadiilor diferite de mobilitate permite kinetoterapeutului să intervină eficient în procesul de recuperare.

59

3.7 CENTRUL DE MIŞCARE ŞI ARTICULAŢIILE

Mişcarea umană efectuată la nivelul articulațiilor prezintă uneori suprafețe foarte neregulate. Aceste neregularități angajează, de cele mai multe ori, modificări de poziție a segmentului mobilizat, când acesta se deplasează dintr‐o poziție în alta.

Centrul articular nu poate fi prezentat ca un singur punct, el fiind reprezentat de o succesiune de puncte, care reprezintă centre instantanee, succesive, de rotație (Fig. 26).

Această noțiune de centru instantaneu de rotație a fost explicată de Dempster ‐ un corp sau un segment descrie o mişcare de rotație trecând suceesiv prin pozitiile A, B, C, D, E şi se observă că două puncte (1 şi 2 ) ale corpurilor prezintă o modificare de unghiuri, care sunt diferite în cursul deplasării.

Fig. 26 – Centre instantanee de rotație

Pentru a determina teoretic un centru de rotație (d), de exemplu pentru trecerea din poziția A, în poziția B, se descriu dreptele 1‐1 ‘ si 2‐2 ‘, iar prin mijlocul acestora se coboară perpendicularele. Intersecția acestora reprezintă centrul instantaneu de rotație pentru mişcarea instantanee de la A la B.

Dacă se repetă această descriere pentru alte mişcări parțiale, se determină un ansambu de puncte (a, b, c, d ), care reprezintă centre instantanee de rotație, puncte care trec prin axe instantanee de rotație, sau prin centre succesive, pentru deplasarea corpurilor de la pozițiile A‐E.

60

Să luăm un exemplu din practică: la nivelul centurii scapulare, mobilizarea se face în jurul unei multitudini de axe instantanee a căror proiecție în articulație determină o suprafată caracteristică a mişcării care a fost efectuată. Gaverst a demonstrat că aceste suprafețe la nivelul centurii scapulo‐humerală au un diametru de 18,9 mm.

Una din consecințele imediate ale acestei variații a axei în curs de mişcare, este aceea că punctul pe care se sprijină levierul osos nu este situat în permanență de aceeaşi parte, de aceea, când vrem să interpretăm mişcarea corpului, este necesar să fixăm o poziție intermediară pentru a nu obține erori de calcul.

Trebuie să subliniem faptul că studiul fenomenelor biologice în general şi a celor mecanice în particular prezintă întotdeauna variații cu toate că se aplică riguros principile fiziologice. În studiul acestora se acceptă, de aceea, întotdeauna o marjă de eroare.

O altă consecință a acestei variații a centrelor de rotație în cursul mişcării este că axa mecanică, segmentul de dreaptă care trece prin două centre de mişcare succesive situate la două extremitați ale segmentului osos, diferă în funcție de lungimea segmentului.

O metodă precisă de investigare a centrelor articulare este cea telemetrică. Aceasta foloseşte markeri ataşați de corp, plasați în zona de mobilitate maximă a unei articulații , pentru a reprezenta cele mai bune estimări ale centrelor articulațiilor. Totuşi, datorită constrângerilor anatomice, poziționările pot genera erori de evaluare.

Maleola laterală, de exemplu, este o localizare obişnuită pentru marker–ii articulației gleznei. Articularea suprafețelor tibie‐talus se realizează, însă, astfel încât capătul distal al tibiei (şi fibula) să se mişte pe un arc de cerc, peste talus. Adevăratul centru de rotație este, de fapt, cu câțiva centimetri distal față de maleola laterală.

La alte articulații apar diferențe şi mai evidente. Articulația şoldului este deseori identificată în plan sagital, printr‐un marker plasat pe marginea superioară a marelui trohanter. Markerul este, în mod evident, plasat întrucâtva mai lateral decât centrul articulației şoldului astfel încât rotațiile internă şi externă ale şoldului relativ la pelvis, precum şi abducția‐aducția sa, pot cauza erori considerabile la nivelul şoldului.

Apare astfel important a se identifica adevăratele centre de rotație în raport cu markerii anatomici care sunt amplasați pe piele.

Pentru rezolvarea acestei probleme s‐au dezvoltat mai multe tehnici care permit calcularea centrului instantaneu de rotație al oricărei articulații utilizând pentru aceasta istoricul deplasării markeri‐lor de pe două segmente adiacente.

În Fig. 27 sunt prezentate două astfel de segmente aflate în mişcare plană. Ele sunt translatate şi rotite în spațiu astfel încât un segment să fie fix în spațiu, iar cel de‐al doilea să se rotească după cum este indicat pe figură.

61

Fig. 27

Centrul de rotație corespunzător unui moment oarecare de timp este ( xC , yC), el fiind amplasat în interiorul segmentului fixat. Ceea ce interesează este poziția punctului ( xC , yC) relativ la coordonatele anatomice (x3 , y3) şi ( x4 , y4) ale segmentului.

Markerii (x1 ,y1) şi (x2,y2) sunt localizați ca în Fig. 27. Marker‐ul (x1,y1) are viteza

tangențială instantanee V şi este amplasat la raza R de centrul de rotație. Dreapta ce uneşte

punctele (x1,y1) şi (x2,y2) permite determinarea vitezei unghiulare zω a segmentului care se

roteşte. Cu unul din segmente fixat în spațiu, zω devine viteza unghiulară a articulației, deci:

RV z ×= ω sau, în coordonate carteziene:

jRiRjViV zxzyyx ⋅⋅−⋅⋅=⋅+⋅ )()( ωω

Deci:

zyx RV ω⋅= şi zxy RV ω⋅−=

Având în vedere că Vx , Vy si zω pot fi calculate din informațiile privind traiectoria marker‐ului, rezultă că valorile pentru Ry şi Rz pot fi determinate. Pe baza poziției cunoscute a markerului amplasat în (x1,y1) se va putea determina poziția (xC,yC) a centrului de rotație al articulației. O atenție deosebită trebuie acordată situațiilor corespunzătoare apropierii de

zero sau ale schimbării semnului polarității vitezei unghiulare zω , pentru că, în acest caz, valorile pentru R, calculate cu relațiile de mai sus, devin nedeterminate sau, în mod eronat, devin foarte mari.

3.8 CUPLURI ŞI LANȚURI CINEMATICE

Activitățile motorii nu rezultă din activitatea izolată a unor muşchi, oase sau

articulații, ci prin punerea în acțiune a cuplurilor şi lanțurilor motrice.

Cuplurile de forțe

În timpul mişcărilor corpului viu, intervin atât forțe active, cât şi forțele contrarii, care alcătuiesc împreună cupluri de forțe. Cuplul de forțe este format, prin urmare, de două forțe paralele, care acționează asupra pârghiilor în direcții opuse.

De exemplu, asupra articulației cotului acționează concomitent flexorii şi extensorii, acțiunea lor inversându‐se. Când flexorii sunt agonişti, iar extensorii sunt antagonişti, pârghia acționează după principiul unei pârghii de gradul III, deci o pârghie de viteză, mişcarea rezultantă fiind flexia antebrațului pe braț. În extensie, extensorii sunt agoniştii, flexorii sunt antagoniştii, iar pârghia realizată este de gradul I, deci o pârghie de sprijin.

62

Cupluri cinematice

Două segmente mobile apropiate realizează un cuplu cinematic. Exemple: gamba şi piciorul, antebrațul şi mâna etc. În mecanică se descriu trei tipuri de cupluri cinematice:

• de translație; • de rotație; • elicoidale.

În biomecanica corpului omenesc, cuplurile de translație nu se întâlnesc, cele elicoidale sunt rare (articulația gleznei), iar cele de rotație sunt cele mai numeroase.

Lanțuri cinematice

Cuplurile cinematice se leagă între ele realizând lanțurile cinematice, care pot fi deschise sau închise.

a. Lanțul cinematic deschis reprezintă o succesiune de articulații care formează un lanț al cărui ultim element este liber.

b. Lanțul cinematic închis reprezintă o combinație analoagă a celei precedente, dar ultimul element este fixat sau întâlneşte o forță rezistentă care îi înhibă mişcarea liberă.

Prin urmare distingem un lant cinetic închis şi unul frânat, la nivelul căruia se descriu mai multe grade de frânare.

Astfel extensia brațului în cădere frontală este un exemplu de lanț cinematic închis, în

timp ce extensia brațului spre în sus, într‐un exercițiu de haltere, este un lanț cinematic frânat, închis. Un lanț cinematic închis cu ambele capete fixate este, de exemplu, poziția de atârnat sau atârnat cu sprijin‐ lanțul închis fiind la nivelul membrului superior. În poziția stând, membrul inferior acționează ca un lanț închis.

Se pot descrie trei tipuri de lanțuri cinematice principale ale corpului omenesc : • lanțul capului, gâtului şi trunchiului ; • lanțul membrului superior ; • lanțul membrului inferior

Lanțurile cinematice sunt deservite de grupe musculare care realizează lanțurile musculare despre care vom aminti în capitolul următor.

Prin existența lor, prin structura lor, articulațiile au importanta funcție de a înlesni

mişcarea cuplurilor cinematice, cu economie de forță şi deplasare a centrelor de rotatie ale articulatiilor

63

Cap 4

BIOMECANICA CENTURII SCAPULARE ŞI MEMBRULUI SUPERIOR

Pentru a favoriza mobilitatea membrului superior liber, centura scapulară formează un cerc discontinuu în partea superficială şi cu mari posibilități de alunecare pe suprafața cutiei toracice. Contactul cu scheletul axial se face numai prin articulația sternoclaviculară, iar absența legăturii directe cu coloana vertebrală oferă o posibilitate de amplificare a mobilității centurii scapulare. În sens general, umărul poate fi considerat ca fiind format de totalitatea structurilor care leagă membrul superior liber de torace.

4.1 BIOMECANICA CENTURII SCAPULARE

Membrele inferioare şi superioare au fost construite inițial pe baza principiului simetriei, având acelaşi plan structural. Acesta s‐a modificat ulterior, prin exercitarea unor funcții diferite:

1) membrele superioare s‐au adaptat la funcția de prehensiune, care presupune mobilitate;

2) membrele inferioare la funcția de locomoție în poziție ortostatică, ceea ce presupune transmiterea greutății corpului pe suprafața de sprijin. Sub influența acestor modificări adaptative, centurile celor patru membre, inițial cu funcție unică de asigurare a legăturii dintre membre şi scheletul axial, au suferit diferențieri tipice. Astfel, pentru a favoriza mobilitatea membrului superior liber, centura scapulară formează un cerc discontinuu în partea superficială şi cu mari posibilități de alunecare pe suprafața cutiei toracice.

Contactul cu scheletul axial se face numai prin articulația sternoclaviculară, iar

absența legăturii directe cu coloana vertebrală oferă o posibilitate de amplificare a mobilității centurii scapulare. În sens general, umărul poate fi considerat ca fiind format de totalitatea structurilor care leagă membrul superior liber de torace.

Articulația scapulo‐humerală este una dintre cele mai mobile articulații din organism, dar nu poate asigura necesitățile de orientare complexă în spațiu a membrului superior. Faptul că membrul superior (Fig. 28) poate fi poziționat şi se poate mişca într‐un spațiu care depăşeşte dimensiunile unei hemisfere se

64

datorează funcționării armonioase a patru articulații într‐un angrenaj bine sincronizat.

Fig. 28 – Unghiuri şi axe de mişcare la nivelul principalelor articulații ale membrului superior (scapulo‐humerală, cot, pumn)

Din acest punct de vedere este îndreptățită comparația raporturilor dintre membrul superior liber şi centura scapulară cu raporturile dintre brațul unei macarale şi platforma ei de susținere: platforma amplifică mobilitatea brațului, oferindu‐i cea mai eficientă poziție de acțiune. Orientarea angrenajului mecanic al articulațiilor umărului urmăreşte un model piramidal care sugerează că mişcările generate rezultă din sumația convergentă a activității constituente:

• articulație principală (falsă) de tip special: syssarcoza scapulo‐toracică cu conducere musculară ;

• două articulații secundare (adevărate) de tip sinovial: articulațiile sterno‐claviculară şi acro‐mio‐claviculară, cu conducere ligamentară.

• articulația scapulohumerala, articulația propriu‐zisă a umărului, funcționând pe platforma mobilă a scapulei, ceea ce o face beneficiara mobilității primelor trei articulații. Datorită acestui mod particular de funcționare prin mişcări sumative, nu poate fi

corectă studierea izolată a biomecanicii fiecărei articulații în parte, decât poate din considerente didactice. Cele patru articulații sunt implicate concomitent în ritmul mişcărilor umărului, cu multiple variații care depind de anatomia individuală, de nivelul activității, încărcarea membrului superior, etc.

Dacă într‐o anumită situație patologică, mişcarea dintr‐o articulație este limitată sau blocată, celelalte articulații îşi măresc în mod corespunzător amplitudinea de mişcare, realizând un adevărat mecanism compensator (Fig. 29).

ZONA STERNO‐

CLAVICULARĂ

ZONA ACROMIO‐CLAVICULARĂ

ZONA GLENO‐HUMERALĂ

65

Fig. 29 ‐ Cele patru zone principale de mişcare a articulațiilor umărului

4.2 CINEMATICA ARTICULAŢIEI STERNOCLAVICULARE

Clavicula funcționează ca o pârghie mobilă, interpusă între acromion şi manubriul sternal. Dezvoltarea ei a fost condiționată de necesitatea păstrării unei distanțe constante între scheletul axial, situat în plan mediosagital şi membrul superior liber, situat lateral. Poziția claviculei în spațiu este oblică (axul lung al claviculei este înclinat cu 10° spre superior, deasupra planului orizontal şi cu 40° spre lateral, înapoia planului frontal), favorizează activitatea de prehensiune şi stabilizează joncțiunea scapulo‐toracică, dar creşte, în acelaşi timp, solicitarea articulară din această joncțiune unică, dintre scheletul axial şi membrul superior.

Ca formă de organizare, articulația sternoclaviculară este o diartroză în formă de şa. Deşi forma suprafețelor articulare este toroidală, ceea ce le conferă o stabilitate prin angrenare reciprocă, există un grad de instabilitate potențială, dată de lipsa de proporționalitate a suprafețelor articulare: suprafețele de recepție de pe manubriu şi primul cartilaj costal nu reprezintă decât 25% din suprafața articulară claviculară (mai puțin de 2 cm2). Prezența meniscului articular, fixat superior pe claviculă şi inferior pe primul cartilaj costal, îmbunătățeşte congruența articulară şi absoarbe şocurile. El determină apariția a două compartimente funcționale în cavitatea articulară:

Compartimentul medial, în care se efectuează mişcările în plan orizontal şi compartimentul lateral, în care se realizează mişcările în plan frontal.

Principalul element stabilizator al articulației este ligamentul costoclavicular, cu structura bilaminată, întins între zona juxtaarticulară rnedială a claviculei şi cartilajul coastei I.

Articulația sternoclaviculară permite realizarea mai multor tipuri de mişcări şi de combinații ale acestora, ca într‐o articulație cu trei grade de libertate.

1. Proiecția înainte şi înapoi a umărului este o mişcare în plan orizontal, cu ax vertical care trece prin inserția ligamentului costoclavicular. Mişcarea de proiecție înainte se face pe o distanță de 10 cm spre ventral, fiind limitată de ligamentele costoclavicular şi sternoclavicular posterior.

Mişcarea de proiecție înapoi a umărului se face pe o distanță de 3 cm spre posterior şi este limitată de ligamentele costoclavicular şi sternoclavicular anterior. Amplitudinea de mişcare este de 13 cm (=60°).

2. Ridicarea şi coborârea umărului este mişcarea în plan vertical cu un ax orizontal, uşor oblic dinspre antero‐lateral către postero‐medial, proiectat peste inserția ligamentului costoclavicular. Mişcarea de ridicare se realizează pe o inălțime de 10 cm, fiind limitată de ligamentul costoclavicular şi activitatea muşchiului subclavicular. Mişcarea de coborâre se face pe o distanță de 3 cm şi se blochează prin contactul cu prima coasta. Coborârea claviculei tensionează ligamentul interclavicular. Amplitudinea mişcării de ridicare şi coborâre a umărului face ca extremitatea acromială a claviculei să descrie un arc vertical de 60°.

3. Inserția mai distanțată a capsulei articulare pe claviculă şi prezența discului articular conferă articulației sternoclaviculare al treilea grad de libertate, permițând apariția mişcărilor de rotație axială a claviculei față de axul său longitudinal (amplitudine de rotație maximă, aproximativ 50° ‐ Kent), mai ales la abducția brațului.

Față de centrul de mişcare reprezentat de inserția ligamentului costoclavicular, pe parcursul mişcărilor în planurile frontal şi orizontal, clavicula se comportă ca o balanță cu

66

brațele inegale. Angrenajul articular face ca pentru fiecare 10° de abducție în articulația scapulo‐humerală, clavicula să se ridice cu 4° în articulația sternoclaviculară (Inman) (Fig. 30). La sfârşitul unei abducții de 90° a brațului, articulația sternoclaviculară realizează 30° de ridicare, dupa care mişcarea nu mai progresează, deşi abducția poate continua. Comparativ cu articulația acromioclaviculară, articulația sternoclaviculară este considerată centrul principal al mişcării de abducție a brațului.

4.3 CINEMATICA ARTICULAŢIEI ACROMIOCLAVICULARE

Articulația acromioclaviculară realizează legătura dintre extremitatea laterală a claviculei şi acromion. Ea este o diartroză planiformă în care se efectuează mişcări de translație şi de rotație. Imediat, medial de ea, ligamentele coraco‐claviculare dublează legătura dintre oasele centurii scapulare, constituind o syndesmoză care are rolul de a asigura stabilitatea de la distanță în articulația acromioclaviculară. Syndesmoza coraco‐claviculară realizează, odată cu stabilizarea şi o funcție de "suspendare" a scapulei. Astfel, se poate considera clavicula o bară orizontală de care scapula stă suspendată prin două puncte: articulațiile acromioclaviculară şi cora‐coclaviculară. Este posibil ca sistemul de suspendare al sindesmozei să preia o parte din greutatea membrului superior, descărcând indirect articulația acromioclaviculară şi extremitatea laterală a claviculei (Fig. 30).

Într‐o articulație acromioclaviculară normală, mişcările claviculei în plan orizontal sunt limitate de ligamentul acromioclavicular. Acțiunea acestuia este întărită de ligamentul conoid, care limitează mişcările spre înainte şi de ligamentul trapezoid, care limitează mişcările spre înapoi. Ruptura ligamentului acromioclavicular în entorse permite apariția mişcării de "sertar" antero‐posterior al articulației. Ligamentele coraco‐claviculare controlează mai mult stabilitatea verticală a articulației acromioclaviculare, astfel că ruptura lor în entorse produce coborârea acromionului sub planul extremității distale a claviculei.

MIŞCAREA SCAPULARĂ

RIDICAREA BRAȚULUI (în grade)

Fig. 30 ‐ RITMUL GLENOHUMERAL ÎN TIMPUL SCAPTAȚlEI (Participarea articulațiilor sternoclaviculară şi acromioclaviculară la ridicarea umărului)

În afara asigurării stabilității articulare, ligamentele coracoclaviculare materializează

axe de mişcare pentru articulația acromioclaviculară: a) ligamentul conoid leagă baza procesului coracoid de tuberculul conoid, situat sub

apexul curburii laterale a "S"‐ului clavicular. Direcția ligamentului corespunde unui ax vertical față de care scapula realizează mişcări de rotație. Față de acest ax, scapula poate fi rotată în

67

articulația acromioclaviculară până când marginea ei medială se desprinde de pe peretele toracic. Amplitudinea mişcării este de 30°;

b) ligamentul trapezoid are inserții lineare pe apofiza coracoidă şi pe linia omonimă de pe claviculă, întinzându‐se lateral până în apropierea articulației. Direcția ligamentului este aproape orizontală, astfel că poate acționa ca o balama cu ax orizontal, situată în plan frontal. Axul orizontal, care trece prin prin ligamentul trapezoid, reprezintă al II‐lea ax al articulației acromioclaviculare, iar amplitudinea mişcării de rotație este de 60°.

c) al Ill‐lea ax articular este tot orizontal şi trece prin centrul articulației acromioclaviculare,

în plan sagital. După Inman, mişcările scapuloclaviculare realizate față de acest ax, sunt posibile numai după ce scapula s‐a rotat posterior față de claviculă (conform axului, prin ligamentul trapezoid), ceea ce a produs o alungire relativă a ligamentului conoid, favorizată de forma în "S" italic a claviculei, care se comportă ca o manivelă. Mărimea arcului de rotație față de ax este de 30". Meniscul articulației acromioclaviculare împarte cavitatea articulară în două compartimente funcționale: rotațiile față de axul vertical prin ligamentul conoid se realizează între acromion şi menisc, iar mişcările de balama față de axul orizontal prin ligamentul trapezoid au loc între menisc şi claviculă. Din punct de vedere al posibilităților de mişcare, articulația acromioclaviculară se comportă ca o articulație cu trei grade de libertate. Verificări efectuate pe cadavru au confirmat existența unei mişcări de rotație a scapulei față de sistemul triaxial descris (Dempster), cu amplitudini mai mari decât în realitate, datorită lipsei acțiunii supresoare a musculaturii antagoniste. Inman considera că în cadrul mişcării de abducție a brațului, articulația acromioclaviculară participă cu 20°, realizate în primele 30° şi în ultimele 45" ale mişcării (Fig. 31). Mişcările dintre scapulă şi claviculă în articulația acromioclaviculară sunt posibile datorită rotației axiale a claviculei. Fără această rotație, ligamentul coracoclavicular ar bloca mişcarea articulară în timpul abducției brațului. Forma de "S" italic a claviculei permite relaxarea ligamentelor coracoclaviculare prin rotație axială şi desfăşurarea abducției.

4.4 CINEMATICA ARTICULAŢIEI SCAPULOTORACICE

În afară de articulațiile acromioclaviculară şi sternoclaviculară care o ataşează de stern, scapula mai este legată şi de peretele postero‐lateral al toracelui prin chingi musculare, aparținând grupurilor scapulovertebral şi scapulotoracic. Sub acțiunea lor, platforma scapulară" este mobilizată activ pe suprafața cutiei toracice.

Raportul variabil dintre cele două elemente osoase (scapula şi perete toracic) reprezintă o legatură mobilă care poate fi echivalată cu o articulație de tip special în care elementele capsuloligamentare de legătură au fost înlocuite cu elemente musculare. Cloquet a descris acest tip de articulație ca o syssarcoză, iar Latarjet a denumit‐o "joncțiune scapulotoracică". Suprafețele de alunecare sunt reprezentate de țesutul conjunctiv lax situat între muşchii subscapular, serratus anterior şi peretele toracic. Practic se delimitează doua spații de alunecare:

1. spațiul interserrato‐subscapular situat dorsal; 2. spațiul interserrato‐toracic situat ventral.

68

Fig. 31. Relațiile spațiale ale unghiului acromioclavicular Cele mai ample mişcări din articulația scapulotoracică se realizează în spațiul

interserrato‐toracic. Mişcarea platformei scapulare pe curbura peretelui toracic este dictată de acțiunea

agenților motori dispuşi sub formă de chingi musculare. Prin contracția lor, scapula poate fi ridicată sau coborâtă, apropiată sau depărtată de coloana vertebrală, sau rotată față de diferite axe perpendiculare pe suprafața ei. Acțiunea musculară se combină cu presiunea atmosferică, elasticitatea tegumentelor. Amplitudinea forțelor de încărcare este dată de greutatea membrului superior şi contribuie la realizarea, celor două funcții fundamentale:

a) mobilitatea: reorientarea unghiului supero‐lateral (deci a cavității glenoide) cu facilitarea şi amplificarea mişcărilor umărului şi membrului superior liber;

b) stabilitatea: asigurarea transmiterii armonioase, în condiții de siguranță, a sarcinilor de la membrul superior liber spre scheletul axial şi invers.

Odată clarificat mecanismul de cuplaj strâns în care lucrează articulațiile glenohumerală şi scapulotoracică, s‐a încercat stabilirea raportului de funcționare dintre cele două articulații. Acest raport de mişcare mai este cunoscut şi sub denumirea de "ritm scapulohumeral". Pentru abducția în plan frontal, efectuată între 30°‐170° raportul de mişcare glenohumerală față de scapulotoracică se menține constant de 2/1, ceea ce înseamnă că pentru fiecare 15° de abducție, 10° se realizează în articulația glenohumerală şi 5° în articulația scapulotoracică. În continuare, din cele 60° preluate de syssarcoză, 20° se realizează în articulația acromioclaviculară şi 40° în articulația sternoclaviculară (Inman). Raportul de mişcare dintre cele două articulații rămâne dependent de planul de ridicare, arcul de ridicare, mărimea sarcinii purtată de membrul superior şi variable anatomice. Problema planului de ridicare (şi deci a unei poziții de referină a scapulei față de peretele toracic) rămâne încă o problemă nerezolvată: acesta depinde de dimensiunile toracelui, forma scapulei, tonusul muscular, sarcina transmisă. Cu brațul atârnând pe lângă corp (poziția neutru‐zero), cavitatea glenoidă priveşte înainte şi în jos cu o înclinație de 5" (Freedman). Planul general de poziționare a scapulei pe peretele toracic formează cu planul frontal un unghi de 40°, iar mişcarea de ridicare a brațului efectuată în planul scapulei se numeşte scaptație (Fig. 30).

Mişcările articulației scapulotoarcice pot fi definite în funcție de direcția de deplasare a acromionului:

1. deplasări în plan vertical: ridicări şi coborâri

69

2. deplasări lineare în plan orizontal: mişcări de abducție (îndepărtarea de coloana vertebrală), mişcări de adducție (apropierea de coloana vertebrală)

3. mişcări de rotație: ‐ rotația înainte a scapulei realizează arcul cel mai mare de mişcare (apro‐ximativ

60°) ‐ rotația înapoi a scapulei însoțeşte extensia articulației glenohumerale în timpul

mişcării de rotație înainte a scapulei, axul sagital de rotație se deplasează din centrul scapulei către unghiul lateral

4.5 CINEMATICA CENTURII SCAPULARE, ÎN ANSAMBLU

Scheletul centurii scapulare reprezintă partea proximală a unui lanț cinematic deschis reprezentat de scheletul întregului membru superior. Solidarizate prin cele trei articulații, oasele centurii realizează mişcări complexe care se desfăşoară în special în articulația scapulo‐humerală. Conventional, mişcările centurii se studiază sub denumirea de mişcări ale umărului, excluzând mişcările articulației scapulohumerale. Oasele centurii formează un cuplu cinematic în care musculatura acționează asupra articulațiilor, producând ridicarea, coborârea, proiecția anterioară şi posterioară şi circumducția umărului.

1. Mişcările în plan frontal

A. Mişcarea de ridicare a umărului Această mişcare se realizează în articulațiile sternoclaviculară şi scapulotoracică față

de un ax anteroposterior care trece prin inserția superioară a ligamentului costoclavicular. Clavicula acționează ca o balanță cu bratțe inegale care basculeză în plan frontal: extremitatea sternală alunecă în jos pe discul articular, iar extremitatea acromială este propulsată, împreună cu scapula spre superior. Amplitudinea mişcării este de aproximativ 10cm, ceea ce corespunde unui arc de 50°, descris de extremitatea acromială a claviculei. În articulația acromioclaviculară se realizează o mişcare de angulație în balama, acomodând fața anterioară a scapulei la o noua înclinație pe peretele toracic. Factorii frenatori ai mişcării sunt reprezentați de tensionarea ligamentului costoclavicular şi de partea inferioară a capsulei articulare ca elemente pasive şi de opoziția musculaturii antagoniste, ca element activ (Fig. 32).

Agenții motori sunt reprezentați de: a. muşchiul sternocleidomastoidian – porțiunea claviculară (inervat de n.accesor); b. muşchiul trapez ‐ porțiunile descendentă şi transversă (inervat de n. accesor); c. muşchiul ridicător al scapulei (inervat de n.dorsal al scapulei); d. muşchii romboizi mare şi mic (inervați de n.dorsal al scapulei); e. muşchiul dințat anterior ‐ porțiunea divergentă (inervat de n.toracal lung); f. muşchiul pectoral mare ‐ porțiunea claviculară (inervat de n.pectoral lateral).

Ultimii doi au acțiune secundară. Fig. 32 ‐ Planurile elementare de ridicare a umărului

70

FLEXIE

În cursul mişcării de ridicare a umărului, se realizează un sinergism muscular: componenta de rotație laterală a scapulei, indusă de m.ridicător al scapulei, este neutralizată de componenta de rotație medială a scapulei, indusă de m. trapez. Rezultanta se materializează într‐o acțiune de ridicare pură a umărului.

B. Mişcarea de coborâre a umărului Pe parcursul desfaşurării acestei mişcări, față de acelaşi ax de mişcare, se inversează

raporturile articulare: extremitatea sternală a claviculei urcă pe disc, tensionând ligamentele sternoclaviculare şi interclaviculare, iar extremitatea acromială şi scapula, coboară.

Amplitudinea de mişcare este de 3 cm, corepunzând unui arc de 5° descris de extremitatea acromială. Această limitare marcată în sensul de coborâre este explicată prin prezența, imediat inferior, a coastei I, care stopează, ca un obstacol natural, mişcarea.

Articulația acromioclaviculară participă, prin aceeaşi mişcare de angulație în balama, necesară acomodării scapulei la noua poziție în articulația scapulotoracică.

Deseori, mişcarea se realizează pasiv, sub influența forței gravitaționale. Agenții motori sunt reprezentați de: a. m. subclavicular ‐ inervat de n.subclavicular; b. m. pectoral mic ‐ inervat de n. pectoral medial; c. m. pectoral mare, indirect ‐ inervat de n.pectoral lateral; b. m. dințat anterior ‐ inervat de n. toracic lung; e. m. trapez ‐ porțiunea ascendentă – inervat de n. accesor; f. m. marele dorsal, indirect ‐ inervat de n.toraco‐dorsal.

2. Mişcările în plan orizontal A. Mişcarea de proiecție înainte a umărului

71

Această mişcare este cunoscută şi sub denumirea de "protracție", realizându‐se în timpul acțiunilor de împingere, lovire, încrucişarea brațelor. Axul mişcării este vertical, prin inserția claviculară a ligamentului costoclavicular, în care clavicula oscilează ca o balanță cu brațe inegale în plan orizontal. Extremitatea acromială este împinsă anterior, în timp ce extremitatea sternală, împreună cu discul, alunecă posterior în incizura manubriului.

Amplitudinea de mişcare este de aproximativ 10 cm, ceea ce corespunde unei traiectorii de 50° spre anterior descrisă de extremitatea acromială.

Articulația acromioclaviculară răspunde printr‐o modificare complexă, necesară adaptării feței anterioare a scapulei la profilul eliptic al peretelui toracic. La aceasta, trebuie adăugat faptul că în timpul mişcării de proiecție înainte a umărului, scapula efectuează concomitent şi o mişcare de rotație înainte, ceea ce solicită articulația acromioclaviculară după cele trei axe de mişcare. Unghiul dintre claviculă şi scapulă se micşorează.

Factorii frenatori ai mişcării sunt reprezentați de ligamentul sternoclavicular anterior şi lama posterioară a ligamentului costolavicular, ca elemente pasive şi de musculatura antagonistă, ca element activ.

Agenții motori sunt reprezentați de: a. m. dințat anterior ‐ inervat de n.toracic lung; b. m. pectoral mare, indirect ‐ inervat de n.pectoral lateral; c. m. pectoral mic ‐ inervat de n. pectoral medial; d. m. ridicător al scapulei ‐ inervat de n.dorsal al scapulei; Pentru tendința de ridicare a unghiului inferior al scapulei de pe peretele toracic,

fibrele superioare ale muşchiului dorsal mare acționează pe acesta ca o chingă fixatoare. Mişcarea de protracție este echivalentă cu o mişcare de abducție în articulația scapulo‐toracică .

B. Mişcarea de proiecție înapoi a umărului Aceasta mişcare mai este denumită şi "re‐tracție" şi presupune inversarea mişcărilor

de balanță ale claviculei, față de acelaşi ax vertical. Sunt tensionate ligamentul sternoclavicular posterior şi lama anterioară a ligamentului costoclavicular. Amplitudinea de mişcare este de 3 cm. Unghiul dintre claviculă şi scapulă se măreşte.

Agenții motori sunt reprezentaji de: a. m. trapez ‐ cu toate cele trei porțiuni inervat de plexul accesoriu cervical; b. m. romboizi mare şi mic ‐ inervați de n.dorsal al scapulei; c. m. marele dorsal ‐ indirect inervat de n.toraco‐dorsal. Mişcarea de retracție este echivalentă cu o mişcare de adducție în articulația scapulo‐

toracică.

3. Mişcarea de circumducție

Asociază cele două tipuri de mişcări precedente în succesiune, în aşa fel încât clavicula descrie în spațiu două conuri imaginare ale căror vârfuri se întâlnesc la nivelul pivotului, reprezentat de ligamentul costoclavicular. Elipsa descrisă de extremitatea acromială a claviculei constituie baza conului lateral. Ea antrenează sau este antrenată de scapulă în cursul mişcărilor complexe realizate de centură.

72

4. Mişcările de rotație ale scapulei

Una dintre cele mai importante şi cele mai specifice mişcări realizate în articulația

sca‐pulotoracică este mişcarea de rotație înainte a scapulei, numită şi "mişcare de basculă". Acesta este rezultatul unor mişcări complexe de rotație şi de translație efectuate de scapulă pe peretele posterolateral al cutiei toracice, după un ax de compromis, care rezultă din compunerea mişcărilor dirijate de cele trei axe principale ale articulației acromio‐claviculare. Bascula reorientează direcția cavității glenoide în sus şi înainte, acesta reprezentând mecanismul prin care se obține mişcarea de ridicare a brațelor deasupra planului capului. La sfârşitul mişcării de basculă, scapula s‐a rotat astfel că unghiul ei inferior priveşte lateral după ce a descris un arc de 60°, iar planul frontal inițial al scapulei s‐a translatat pe peretele toracic anteolateral, ajungând într‐o poziție înclinată cu 40° față de planul inițial (planul scapulei). 5. Mişcarea de basculă necesită cooperarea a două articulații:

a. Articulația sternoclaviculară care permite ridicarea extremității acromioclaviculare a claviculei şi apoi rotația axială a acesteia b. Articulația acromioclaviculară care gradează şi adaptează mişcările scapulei pe curbura peretelui toracic, în special în primele 30° de abducție a axului. Axul de compromise al mişcării este situat în apropierea unghiului lateral al scapulei (Kapandji).

Agenții motori ai acestei mişcări formează un cuplu basculant şi sunt reprezentați de m.

trapez, porțiunea descendentă (inervat de plexul accesoriu cervical), care trăgând de spina scapulei, rotează lateral, şi m. dințat anterior care mobilizează marginea medială a scapulei spre înainte. La sfârşitul mişcării de basculă, fosa subscapulară se aşează pe peretele lateral al toracelui, după ce unghiul inferior a efectuat o deplasare laterală de 12 cm. Ca agent motor auxiliar poate fi considerată porțiunea ascendentă a m. trapez, care poate mobiliza extremitatea medială a spinei spre inferior, favorizând rotația.

Revenirea din mişcarea de basculă se realizează de obicei pasiv, sub acțiunea greutății membrului superior. Mişcarea poate fi activată de un "cuplu de‐basculant", reprezentat de m. ridicător al scapulei şi m. pectoral mic, la care se adaugă acțiunea mm. romboizi. Debascularea, ca mişcare gravitațională se realizează sub controlul cuplului basculant. Mişcarea de basculă, ca mişcare complexă a oaselor centurii scapulare, cu un singur punct de sprijin pe scheletul axial, prin capătul medial al claviculei a fost comparată de Dumas şi Renault cu oscilația unui săritor cu prăjina.

4.6 CINEMATICA ARTICULAŢIEI SCAPULOHUMERALE

Cea mai mobilă articulație din organism, articulația scapulohumerală funcționează ca o diartroză sferoidală cu conducere musculară.

Mişcările umărului sunt definite printr‐o serie de termeni specifici. 1. Ridicarea brațului este mişcarea pe care o face brațul îndepărtându‐se în orice

plan. Ea se măsoară în grade față de verticală (Fig. 33, 34). Ridicarea se clasifică după planul în care se realizează mişcarea în:

a. flexie ‐ este ridicarea în plan sagital înainte b. abducție ‐ este ridicarea în plan frontal

73

c. scaptație ‐ se referă la ridicarea brațului în planul scapulei situat cu 40° anterior de planul frontal.

Amplitudinea maximă de mişcare este, teoretic, de 180°, dar media măsurată la bărbați a fost de 168°, iar pentru femei de 175°. Mişcarea se realizează cu contribuția humerusului şi scapulei, dar cele două oase nu se mişcă sincron: există un decalaj de 30° între începutul mişcării glenohumerale şi mişcarea scapulotoracică (decalaj scapular) şi o predominență humerală la sfârşitul mişcării de ridicare. Atât flexia cât şi abducția au ca punct final plasarea brațului deasupra capului în aceeaşi poziție, cu epicondilul medial privind înainte.

Flexia se realizează ca o mişcare de ridicare simplă, dar abducția presupune rotația

externă a humerusului, pentru a preveni contactul dintre tuberculul mare şi arcul coracoacromial. Această rotație externă aduce epicondilul medial în poziție anterioară.

Extensia ‐ este ridicarea în plan sagital înapoi.

Ea este posibilă pe o amplitudine de 60°. Fig. 33 – Flexia – extensia brațului în raport cu planul corpului (considerat de referință) Fig. 34 – Sistemul de axe ale membrului superior în mişcare, raportat la axele corpului, luat ca sistem de referință (fix)

2. Coborârea brațului este mişcarea de readucere a brațului la corp. Ea este limitată de contactul brațului cu corpul.

3. Flexia orizontală este considerată mişcarea brațului în plan orizontal spre înainte. Ea se poate realiza cu o amplitudine de 135°.

4. Extensia orizontală este mişcarea orizontală a brațului spre înapoi, efectuată pe o amplitudine de 45°.

5. Rotațiile se

74

desfăşoară față de axul diafizei humerale. Amplitudinea rotației externe sau interne depinde de poziția brațului. În poziție de abducție la 90° a brațului, rotația externă şi internă prezintă amplitudini egale de mişcare la 90° fiecare. Cu brațul atârnând de‐a lungul corpului, rotația externă întrece rotația internă cu 108° față de 71°.

Structura articulației scapulo‐humerale Din analiza structurii anatomice rezultă că mobilitatea remarcabilă este obținută cu

prețul reducerii securității articulare. Următorii factori contribuie la preponderența mobilității față de stabilitate:

1. Lipsa de proporționalitate a suprafețelor articulare a) Cavitatea glenoidă este foarte puțin concavă, în formă de pară, cu baza aşezată

inferior. Capul humeral reprezintă aproape o jumătate de sferă cu raza de 35‐55 mm; b) Diametrul vertical al cavității glenoide este 75% din diametrul capului humeral, iar

diametrul orizontal este de 60%. Suprafața cavității glenoide este o treime până la o pătrime din aceea a capului humeral (Kent). Numai 35% din capul humeral realizează contact osos cu cavitatea glenoidă.

c) Suprafața articulară a capului humeral formează un unghi de 135° cu diafiza şi este retroversată cu 30° față de axul condilului humeral. Cavitatea glenoidă este în mod normal retroversată (7,4 grade în medie) în 75% din cazuri, dar poate fi şi perpendiculară sau anteversată față de suprafața scapulei.

2. Laxitatea sistemului capsuloligamentar Capsula şi ligamentele articulare sunt con‐

siderate stabilizatori statici ai unei articulații. La nivelul umărului, capsula este o structură subțire care închide un volum de aproximativ două ori dimensiunea capului humeral pentru a putea favoriza mobilitatea. Ligamentele glenohumerale sunt considerate îngroşări anterioare ale capsulei, fără să ofere o securitate articulară, cu excepția subluxației anterioare şi inferioare.

3. Flexibilitatea cavității de recepție articulară. Cavitatea glenoidă este înconjurată la periferie de rama fibrocartilaginoasă a labrumului glenoidal din structura căruia fac parte tendonul capului lung al bicepsului brahial şi inserția medială a ligamentelor glenohumerale. Labrul glenoidal nu adânceşte efectiv suprafața concavă a cavității glenoide, ci îi oferă o extensie flexibilă care favorizează mişcările capului humeral. În final, cavitatea de recepție flexibilă permite o amplitudine mare de mişcare, absoarbe şocurile din timpul mişcărilor agresive cu impact, dar micşorând contactul suprafețelor osoase favorizează apariția instabilității articulare.

Practica traumatologică a dovedit că dislocările scapulohumerale sunt mai puțin frecvente decât fracturile umărului. Aceasta presupune funcționarea unor mecanisme de protecție care să asigure stabilitatea articulară. După Saha următorii factori sunt responsabili de stabilitatea glenohumerală:

a. O cavitate glenoidă cu o suprafață normală ‐ se consideră că un raport glenoidă/cap humeral mai mic de 0,75 în direcție verticală şi mai mic de 0,57 în direcție orizontală, defineşte o cavitate glenoidă hipoplazică (insuficient dezvoltată) şi o articulație instabilă;

b. Înclinarea posterioară a cavității glenoide ‐ se consideră că orientarea anterioară a cavității glenoide (ca variantă anatomică) favorizează instabilitatea articulară. Incidența acesteia este de 27% la populația normală;

c. Un cap humeral retroversat; d. O capsulă articulară şi un labrum glenoidal intacte. Rezistența capsulei articulare

scade cu vârsta. Tinerii cu instabilitate de umăr prezintă mai frecvent o desprindere a

75

labrumului de pe marginea cavității glenoide iar persoanele vârstnice, rupturi sau elongații capsulare.

e. O coordonare musculară normală între muşchii subscapular şi infraspinos, care să permită controlul anteroposterior al poziției capului humeral;

Primii patru factori fac parte din mecanismul de stabilizare statică a articulației

umărului. Alături de ei contribuie, în partea superioară, structura mixtă a bolții formată de acromion şi ligamentul coracoacromial, care împiedică ascensionarea capului humeral. Bursa subacromială permite alunecarea capului humeral cu coafa rotatorie (explicațiile mai departe), sub acest arc osteoligamentar.

Superficialitatea topografică a articulației sugerează şi contribuția presiunii atmosferice ca factor stabilizator al ei.

Acțiunile mecanismului de stabilizare statică ar putea fi rezumate astfel: a) tendința de dizlocare inferioară a capului humeral este limitată la aproximativ 3

mm prin tensionarea ligamentelor coracohumeral şi glenohumeral superior; b) tendința de dizlocare anterioară a capului humeral prin rotație externă

glenohumeral mijlociu. Abducția brațului ridică, torsionează şi tensionează ligamentul gle‐nohumeral inferior, care se opune astfel la dizlocarea anterioară. Complexul glenohumeral inferior este considerat principalul stabilizator static anterior al articulației glenohumerale;

c) tendința de dizlocare superioară este blocată de bariera arcului acromial; d) tendința de dizlocare în abducție (mai mare de 120°) este limitată de contactul

tuber‐culului mare cu bolta osteoligamentară acromială.

Fig. 35. Tendoanele umărului

Din partea anterioară spre partea posterioară : subscapularul; tendonul bicepsului; supraspinosul; infraspinosul; micul rotund.

76

Mecanismul de stabilizare dinamică se realizează prin acțiunea tendoanelor

muşchilor scapulohumerali transverşi (Fig. 35), care fuzionează cu capsula articulară la nivelul perimetrului humeral, dând naştere la formațiunea numită « coafa rotatorie » (coiful rotatorilor, după alți autori). Deşi fiecare muşchi scapulohumeral are un rol precis, acțiunea sinergică a tuturor muşchilor realizează stabilizarea dinamică a articulației glenohumerale

Testut a denumit tendoanele lor aderente la capsula articulara “ligamente active” pentru a sublinia funcția lor de suport activ în cavitatea glenoidă flexibilă.

Alcătuirea şi funcționarea coafei rotatorilor poate fi sintetizată astfel: a) muşchiul supraspinos traversează articulația peste suprafața ei superioară,

deasupra centrului de mişcare. Este în primul rând un muşchi abductor, dar în acelaşi timp împinge capul humeral în jos;

b) muşchiul subscapular încrucişează articulația glenohumerală anterior. Funcția lui principală este rotația internă, dar o parte din fibrele oblice produc o foiță inferioară, având ca efect depresia capului humeral;

c) muşchiul infraspinos se află pe fața posterioară a articulației. Fibrele lui produc rotație externă şi depresia capului humeral. Muşchiul rotund mic este considerat un rotator extern secundar;

d) muşchiul biceps brahial este considerat un stabilizator articular prin tendonul capului lung care prezintă un contact intim cu capul humeral, participând în acelaşi timp la mişcările cotului. Funcția de flexie a cotului rămâne separată de funcția de abducție în articulația glenohumerală.

Pierderea sinergiei muşchilor coafei rotatorii duce la micşorarea forțelor de compresie intraarticulară, cu rol stabilizant. Astfel, dezechilibrul muscular dintre muşchiul subscapular (stabilizatorul dinamic principal anterior) şi muşchii rotatori externi este considerat o cauză a luxației recidivante de umăr (De Palma).

Stabilitatea articulației umărului este rezultatul acțiunii combinate a mecanismului static şi dinamic de stabilizare. O ipoteză interesantă încearcă să ajusteze mobilitatea articulară la stabilitate (Rowe şi Sakellarides): prin mobilitatea ei, scapula este capabilă să orienteze cavitatea glenoidă (în ciuda dimensiunii ei mici), în cea mai stabilă poziție față de capul humeral, indiferent de mişcarea executată. Aceasta micşorează riscul de dizlocare, iar forțele preluate de umăr sunt amortizate în sistemul articulației scapulotoracice.

Articulația glenohumerală însumează maximum de grade de libertate, realizând mişcări în conformitate cu o multitudine de axe în toate cele trei planuri ale panului. Oricât de complicate ar fi aceste mişcări, pentru fiecare plan de mişcare se descompun în trei tipuri de mişcări de suprafața:

1. mişcarea de rotație: prin fața aceluiaşi punct de pe cavitatea glenoidă, alunecă puncte succesive ale capului humeral;

2. mişcarea de rostogolire: puncte diferite de pe ambele suprafețe articulare se schimbă în cantități egale;

3. mişcarea de translație: punctele de contact de pe capul humeral rămân neschimbate, iar cele ale cavității glenoide alunecă peste ele.

Se consideră că în articulația glenohumerală rotația se combină cu mici procentaje de translație sau rostogolire, astfel că centrul de mişcare articular se poate deplasa față de centrul capului humeral. În timpul mişcării de abducție a brațului, centrii de rotație

77

instantanee se schimbă cu o medie de 6 +/‐ 2 mm față de centrul capului humeral (Poppen şi Walker).

Biomecanica musculaturii umărului

Diartroza glenohumerală este un exemplu tipic de articulație cu conducere musculară. Ea este solicitată de sarcini care aproximează greutatea corpului.

Muşchii periarticulari ai umărului realizează două funcții: mişcările articulare şi stabilizarea dinamică a articulației glenohumerale. Cei 14 muşchi care realizează aceste funcții sunt dificil de apreciat ca acțiune individuală sau ca sarcină individuală impusă articulației în vederea obținerii diagramei forțelor. Ei pot fi mai curând clasificați în patru grupe funcționale:

1. grupul muşchilor coafei rotatorii: subscapularul, supraspinosul, infraspinosul şi rotundul mic. Bicepsul brahial îşi adaugă opțional funcția;

2. grupul deltoid reprezentat de cele trei porțiuni: anterioară, mijlocie şi posterioară; 3. grupul muşchilor scapulari: trapez, dințat anterior, romboizi şi ridicător al scapulei; 4. grupul muşchilor axiohumerali: pectoralul mare şi latissimus dorsi. Studiul acțiunilor musculare la nivelul umărului pune în evidență câteva

particularități: a) Structura complexului articular al umărului ca lanț cinematic deschis (scapulă,

claviculă, humerus şi articulațiile care le conectează) face ca un muşchi sau un grup muscular să acționeze concomitent în mai multe articulații. Latissimus dorsi care este un muşchi axiohumeral sare peste şi acționează asupra articulațiilor glenohumerală, scapulotoracică, sternoclaviculară şi acromioclaviculară;

b) Posibilitățile mari de mişcare ale articulației fac posibilă schimbarea acțiunii musculare în funcție de poziția elementelor osoase. Muşchiul biceps brahial capul lung poate acționa ca un abductor accesor dacă articulația glenohumerală este poziționată în rotație externă. Dacă humerusul a fost inițial rotat intern, acțiunea de abducție nu mai este posibilă;

c) Datorită lipsei de stabilitate rigidă, un muşchi care acționează asupra articulației glenohumerale trebuie să fie dublat în funcția lor de alți muşchi pentru a evita producerea unei dizlocații articulare. Din acest punct de vedere, muşchii coafei rotatorii sunt capabili să împingă puternic capul humeral în cavitatea glenoidă. Acțiunea de împingere a supraspinosului previne subluxația superioară a capului humeral în timpul contracției muşchiului deltoid. Muşchiul subscapular comprimă capul humeral în cavitatea glenoidă, îl rotează intern şi îl împinge posterior, prevenind subluxația anterioară a umărului.

Muşchii generează, prin contracția lor, mişcare, dar şi forțele care solicită articulația: forțele perpendiculare pe suprafața cavității glenoide produc compresiune şi cresc stabilitatea articulară în timp ce forțele paralele produc forfecare şi instabilitate articulară.

Acest studiu este evidențiat de studiul mişcării de ridicare a brațului. Muşchiul deltoid este situat lateral de axul anteroposterior al mişcării de abducție, dar cu brațul pe lângă corp cele 7 subunități funcționale ale lui (Pick) sunt orientate paralel cu diafiza humerală. Inițierea mişcării de abducție se realizează prin activarea subunităților II şi III din segmentul acromial al deltoidului.

La 30° de abducție, deltoidul produce o forță de forfecare de 1,73 ori mai mare față de forța de compresiune din articulație. În consecință apare tendința de subluxație superioară a capului humeral, care necesită intervenția sinergică a muşchiului supraspinos. Prin acțiunea acestuia, forța predominantă din articulație devine compresiunea (de 2,73 ori

78

mai mare decât forfecarea), articulația se stabilizează şi cuplul de rotație continuă mişcarea de abducție (Fig. 36).

După DeLuca şi Forrest, în timpul mişcării de abducție devin activi electromiografic în afară de deltoid, muşchii pectoral mare, porțiunea claviculară, supraspinos, infraspinos, subscapular, trapezul descendent şi orizontal, dințatul anterior şi romboizii. Acest studiu confirmă existența sinergismului dintre deltoid şi coafa rotatorie. Pentru o abducție de 90°, deltoidul devine orizontal şi raportul de forțe forfecare/compresie se inversează (F/C = 0,70) .

În timpul flexiei, acțiunea subunităților anterioare ale deltoidului crează o forță orizontală de forfecare direcționată posterior, care necesită intervenția muşchiului infraspinos pentru neutralizare. În timpul abducției, partea posterioară a deltoidului împinge anterior capul humeral printr‐o forță de forfecare care trebuie neutralizată de subscapular.

Conceptul sinergiei obligatorii deltoid/coafa rotatorie este contrazis de posibilitatea

executării abducției deasupra nivelului orizontal în paraliziile de deltoid sau supraspinos (paraliziile plexului brahial superior). Această situație a fost verificată experimental prin blocurile anestezice selective pentru nervul axilar sau supraspinos. În ciuda faptului ca forța de ridicare a brațului peste orizontală a scăzut cu 50%, mişcarea s‐a realizat pe toată amplitudinea ei în absența sinergiei musculare discutate.

Aceasta sugerează posibilitățile de compensare existente, sub forma agenților motori accesori.

FIG. 36 Mecanismul sinergiei deltoid/coafa rotatorie în mişcarea de ridicare a brațului

Deltoidul poate fi substituit parțial în funcția de ridicare prin capul lung al bicepsului, porțiunea claviculară a pectoralului mare şi muşchiul coracobrahial.

79

Asemănător supraspinosului pot funcționa muşchii subscapular şi rotund mic. După Colachis, în blocul selectiv pentru nervul axilar care exclude temporar acțiunea muşchiului deltoid, forța de ridicare este redusă cu 35% din poziția de zero‐neutru şi scade cu 70% în abducție de 150°.

Acțiunea muşchilor scapulari contribuie la mişcarea de ridicare a brațului prin rotația anterioară a cavității glenoide. Contribuția teoretică a mişcării de basculă în articulația scapulotoracică este de 60°. Această mişcare micşorează necesarul de scurtare pe care ar trebui să‐1 facă muşchii glenohumerali dacă ar acționa izolați. În cadrul grupului scapular, dominanța cuplurilor musculare de rotație variază cu tipul mişcării de ridicare:

‐ în mişcarea de flexie este necesară poziționarea în abducție a scapulei, iar serratus devine rotatorul primar al cavității glenoide;

‐ în mişcarea de abducție este necesară poziționarea scapulei în adducție, iar trapezul descendent devine rotatorul primar al cavității glenoide;

‐ în mişcarea de scaptație, datorită planului neutru (planul scapulei) în care se realizează mişcarea de ridicare a brațului, se ajunge la un echilibru între primul şi al doilea sistem de rotație. În acest plan de mişcare acțiunea musculară este mai simetrică şi nu apare tensionarea capsulei inferioare în timpul flexiei sau abducției.

Fig. 37 Influența brațului asupra efortului muscular în mişcarea de ridicare a

brațului Aprecierea solicitărilor în

articulația glenohumerală este o problemă complexă care necesită simplificări majore pentru a obține date estimative. Din analiza statică a forțelor care acționează în plan frontal cu brațul ridicat în abducție de 90° se poate face următorul calcul al forței dezvoltate de deltoid:

‐ brațul momentului de rotație muscular este de 30 mm (perpendiculara ridicată de pe inserția deltoidului ‐ tuberozitatea deltoidiană ‐ pe centrul de rotație glenohumeral);

‐ brațul momentului greutății membrului superior este de 318 mm; ‐ greutatea membrului superior este de 0,052 ori greutatea corpului. Din condiția de echilibru în care suma momentelor forțelor este egală cu zero,

deducem:

80

D x 30 mm = 0,052G x 318 mm unde D = 0,551G, adică forța dezvoltată de deltoid este de 10 ori mai mare decât greutatea membrului superior, fiind echivalentă cu jumătate din greutatea corpului (Fig. 37).

Orice mişcare desfăşurată în articulația glenohumerală îşi găseşte corespondentul în mişcarea unei articulații complementare cu structura specială numită articulația paralelă subacromială sau cea de a doua articulație a umărului.

Între arcul osteofibros coracoacromial (fornix) şi capul humeral se formează un spațiu subacromial în care se află bursa subacromială. Mai lateral, între fața profundă a muşchiului deltoid şi capul humeral cu tendoanele de inserție ale muşchilor supraspinos şi infraspinos se afla o bursă subdeltoidiană. Cele două burse comunică între ele şi constituie împreună o adevarată cavitate articulară, care permite alunecarea capului humeral cu tuberculul mare sub bolta acromială în mişcarea de abducție peste orizontală.

În mod normal, în articulația paralelă subacromială nu acționeaza forțe de compresiune între bolta acromio‐coracoidiană şi capul humeral acoperit de tendoanele muşchilor coafei rotatorii.

Modificările patologice de cauză traumatică, inflamatorie sau degenerativă ale acestei articulații (ruptura de coafa rotatorie, conflictul dintre tendonul supraspinosului şi acromion, calcificările şi bursita retractilă) pot duce la blocarea mişcărilor din articulația glenohumerală normală (umărul înghețat).

Contribuția diferiților muşchi pe parcursul mişcărilor realizate în articulația scapulo‐humerală poate fi urmărită şi în următoarele diagrame (Fig. 38)

Fig. 38

0

20

40

60

80

100

120

0 30 60 90 120 150 180

supraspinos

020406080

100120

0 30 60 90 120 150 180

marele pectoral

0

20

40

60

80

100

120

0 30 60 90 120 150 180

deltoid

81

Fig. 38 – Diagrame ale variației forței diferiților muşchi în timpul flexiei brațului (pe

abscisă‐ unghiul de mişcare, pe ordonată‐ forța exprimată în daN Intervenția musculară în timpul mobilizării articulației scapulo‐humerale este

rezumată în tabelul de mai jos (Tabel nr. II):

Tabel nr. II

Abducție Adducție Flexie Extensie Rotație internă

Rotație externă

Deltoid anterior accesor ‐ principal ‐ accesor ‐ Deltoid mijlociu principal ‐ ‐ ‐ ‐ ‐ Deltoid posterior ‐ accesor ‐ accesor ‐ accesor

0

20

40

60

80

100

120

0 30 60 90 120 150 180

subspinos

0

20

40

60

80

100

120

0 30 60 90 120 150 180

teres minor

82

Supraspinos principal ‐ ‐ ‐ ‐ ‐ Subspinos ‐ ‐ ‐ ‐ ‐ ‐ Marele pectoral (porțiunea claviculară)

accesor (+90°)

‐ principal accesor accesor ‐

Marele pectoral porțiunea sternală)

‐ principal ‐ principal accesor ‐

Coracobrahial ‐ accesor (+90°)

accesor ‐ accesor (retur)

accesor (retur)

Subscapular ‐ accesor (+90°)

‐ ‐ principal ‐

Marele dorsal ‐ principal ‐ principal accesor ‐ Marele rotund ‐ principal ‐ principal principal ‐ Subspinos ‐ ‐ ‐ ‐ ‐ principal Micul rotund ‐ ‐ ‐ ‐ ‐ principal Capul lung al bicepsului

accesor ‐ ‐ ‐ ‐ ‐

Capul scurt al biceps ‐ accesor accesor ‐ accesor ‐ Capul lung al tricepsului

‐ accesor ‐ accesor ‐ ‐

4.7 ELEMENTE DE BIOMECANICĂ A COTULUI

Articulația cotului reprezintă articulația intermediară a membrului superior. Ea realizează joncțiunea dintre braț şi antebraț permițând controlul distanței mâna‐corp şi poziționarea mâinii în spațiu. Prin mobilizarea acestei articulații se realizează mişcări esențiale ale vieții cotidiene legate de alimentație, igienă, apărare, etc. Diviziunea funcțională a acestei articulații face ca prin mişcarea de flexie‐extensie să fie controlată poziția mâinii în plan sagital, iar prin mişcarea de pronație‐supinație să se realizeze controlul în plan transversal.

Din punct de vedere anatomic, cotul este o articulație complexă, formată între extremitatea distală a humerusului cu trohleea şi capitulum, căreia i se opun extremitățile proximale ale celor două oase ale antebrațului. lau naştere articulațiile humero‐ulnară, humeroradială, radioulnară proximală, care sunt integrate anatomic prin prezența unui singur aparat capsulolipamentar, cu o singură cavitate articulară.

4.7.1. Cinematica articulațiilor cotului

Articulația cotului poate fi considerată un trohoginglym cu două grade de libertate. Componenta humeroulnară este o balama (ginglym) cu un singur grad de libertate care permite realizarea mişcărilor angulare, de flexie‐extensie față de un ax transvers antrenând în mod secundar articulația humeroradială. Componenta radioulnară proximală este o trohoidă cu un singur grad de libertate, care permite realizarea mişcărilor de rotație a antebrațului față de un ax

83

longitudinal, antrenând în mod secundar tot articulația humeroradială. Fig. 39 Funcția de flexie‐extensie a antebrațului pe braț este considerată specifică pentru ginglymul humeroulnar (Fig. 39). Aceasta asigură realizarea mişcării printr‐o conducere osoasă tipică, bazată pe angrenajul osos realizat între trohleea humerală şi incizura trohleară a ulnei. Această conducere permite un control strict al mişcărilor ulnare prin geometria trohleei. Datorită ancorajului prin care radiusul se fixează de ulnă (ligamentul inelar, ligamentul colateral lateral) articulația hu‐meroradială este cuplată în paralel şi este obligată să realizeze aceleaşi mişcări ca articulația humeroulnară. Axul de mişcare este situat transversal sub epicondili, trecând prin centrul trohleei şi al capitulumului. Acest lucru este în concordanță cu teoria articulației humeroulnare, funcționând ca o balama uniaxială. Morrey şi Chao au arătat că centrele instantanee de rotație în timpul flexiei‐extensiei se distribuie variabil pe o distanță de 2‐3 mm față de acest ax.

Alți autori au evidențiat modificări ale axului de rotație, în special la extremele mişcării de flexie‐extensie: mişcarea articulară se transformă din alunecare în rostogolire, iar axul de rotație migrează spre suprafețele articulare ale şanțului trohlear şi capitulumului. Începutul mişcării de flexie este asociat cu o mişcare de rotație axială internă a ulnei (5°), iar flexia maximă cu rotația ei externă. După Dempster, se adaugă şi o rotație humerală față de ulnă în timpul flexiei (Fig. 40). Aceste date sugerează că teoria balamalei uniaxiale este o simplificare mult prea severă față de modelul mecanic real al articulației humeroulnare.

Fig. 40

Față de poziția neutră‐zero, flexia se realizează, cu o amplitudine de 150°, iar extensia cotului este reprezentată de poziția neutră‐zero şi dincolo de această poziție ea nu este posibilă la un adult. Variabil de la individ la individ, femeile şi copii pot realiza o hiperextensie de 15°. Mişcările de flexie‐extensie sunt limitate de geometria suprafețelor articulare şi a structurilor osoase înconjurătoare, de factorii pasivi de stabilizare capsuloligamentari, de contactul dintre părțile moi. Un mecanism de limitare osoasă specific este reprezentat de blocarea vârfului olecranului în fosa cu acelaşi nume în faza terminală a extensiei.

Trohleea humerală are forma unui scripete osos asimetric. Versantul medial al trohleei se proiectează mai jos cu 6 mm decât cel lateral, iar suprafața articulară a procesului coronoid ulnar este oblică (Gray). Datorită acestor particularități în poziția de extensie a articulației, axul humerusului şi al ulnei nu se aşează colinear, ci realizează un unghi deschis lateral. Aceasta dispoziție anatomică este cunoscută sub denumirea de cubitus valgus cu valoare de 10‐15° la bărbați şi 20‐25° la femei. Deviația în valgus a antebrațului față de braț permite ca marginea medială a antebrațului să nu se proiecteze peste coapsă în timpul mersului cu o greutate în mână (de unde şi denumirea de

84

"unghi portant"). Cubitus valgus se modifică de la 10° valgus la 8° varus atunci când antebrațul trece din poziție de extensie în poziție de flexie (Morrey şi Chao).

În poziția de flexie maximă a cotului, mâna se proiectează spre linia mediană a corpului şi față, realizând o traiectorie utilă pentru economia energetică a organismului.

Articulația humeroradială este o articulație de tip sferoid formată între sfera capitulumului humeral şi fosa capului radial. Deşi teoretic ar prezenta trei grade libertate, ea pierde aceste posibilități prin cuplajul cu articulațiile humeroulnară şi radioulnară proximală. Secondează mişcările din aceste articulații în conformitate cu axul de flexie‐extensie care trece prin centrul trohleei şi capitulumului, şi cu axul de pronosupinație care trece prin capul ulnei şi capul radiusului.

Amplitudinea mişcării de flexie‐extensie este de 140°. Aceasta se poate deduce din calculul valorilor angulare ale suprafețelor articulare: arcul descris de trohleea humerală este de 330°, cel al fosei trohleare ulnare de 190°, iar diferența este amplitudinea de mişcare. Clinic poziția de extensie maximă este notată cu 0, de la care începe măsurarea flexiei către limita maximă de 140° (cele mai obişnuite activități cotidiene se efectuează printr‐un arc de 100°, între 40° şi 134°. Limitarea mişcării de extensie este realizată prin:

a) blocarea vârfului olecranului în fosa olecraniană; b) tensionarea capsulei anterioare; c) rezistența activă produsă de muşchii flexori. Limitarea flexiei se realizează prin contactul maselor musculare din loja anterioară a

brațului şi antebrațului; în mod activ intervine tricepsul brahial. Cotul este o articulație foarte stabilă prin configurația ei anatomică mai ales în flexie de 90°. În această poziție troh1eea humerală este aproape complet cuprinsă în incizura trohleară, ferm aplicate prin contracția muşchiului brahial anterior şi muşchiul triceps brahial posterior. În poziție de extensie, articulația este mai puțin stabilă. Ea rezistă la acțiunea forțelor de tracțiune prin tensionarea ligamentelor colaterale şi contracția musculaturii periarticulare. Vârful olecranului se poate angrena în fosa olecraniană. Articulația humeroradială este mult mai vulnerabilă la aceste forțe, capul radial se luxează sub ligamentul inelar ca în sindromul pronației dureroase la copii mici. Stabilitatea la presiune este realizată prin transmiterea transarticulară a forțelor: prin foveea capului radial spre capitulum şi prin procesul coronoid spre trohleea humerală.

Un rol important în stabilitatea articulară îl joacă elementele capsulo‐ligamentare. Ligamentul colateral medial este considerat principalul stabilizator al solicitărilor în valgus mai ales prin componenta anterioară oblică, în timp ce în partea laterală capsula cu suprafețele articulare asigură rezistența în varus. Când ligamentul colateral medial cedează, compresia în articulația radiohumerală devine mecanism secundar de stabilizare la stresul în valgus. În timp ce ligamentele colaterale direcționează ca nişte şanțuri mişcarea în ginglymul articular, prevenind mişcările anormale în plan frontal, membrana interosoasă împiedică separarea sau

85

alunecarea longitudinală a radiusului față de ulnă. Fig. 41

Funcția de rotație a antebrațului este consecința posibilității de a realiza mişcări de rotație între radius şi ulna. Aceasta implică funcționarea articulației radiohumerale cuplată cu articulațiile radioulnare proximală şi distală într‐o mişcare sincronă.

Axul de mişcare trece din centrul capitulumului humeral prin mijlocul foveei capului radial, coborând oblic distal pentru a intersecta procesul stiloid al ulnei. În condiții de lanț cinematic deschis, capul radiusului realizează o mişcare de rotație fără deplasare în interiorul ligamentului inelar, în timp ce extremitatea inferioară a radiusului descrie un arc semicircular în jurul capului ulnei (Fig 41). Aceasta formă de rotație specifică a antebrațului apare ca o consecință a oblicității dintre axul anatomic al radiusului şi axul mecanic al rotației facând ca mişcarea de rotație să contureze un con (Fig. 41) Mişcarea de pronație este efectuată de radius care se deplasează oblic în fața ulnei, astfel că extremitatea lui superioară rămâne lateral şi extremitatea inferioară ajunge medial de axul ulnar. În mişcarea de supinație deplasarea se inversează şi radiusul ajunge lateral şi paralel cu ulna.

Amplitudinea medie de mişcare este considerată 71° pentru pronație şi 81° pentru supinație, dar la aceasta medie de 150° se adauga şi acțiunea articulației radiocarpiene, ceea ce permite o amplitudine totala de mişcare de 180° a mainii. Marea majoritate a activităților vieții zilnice se realizează într‐un interval de 50° pronație până la 50° supinație.

Clasic, se consideră uşoară adducție. Mişcarea extremității proximale a ulnei este neimportantă, dar extremitatea distală se deplasează pe un arc redus, cu o componentă laterală şi una de extensie. Central celor două arcuri ar reprezenta punctul prin care trece distal axul mişcării de supinație‐pronație (Kapandji).

Datorită formei imperfect circulare (ovoid) capul radial împreună cu axul mişcării se deplasează lateral cu aproximativ 2 mm în pronație. Această deplasare laterală crează spațiu pentru tuberozitatea radială care îşi schimbă poziția spre medial în timpul pronației (Fig. 42). Mişcările de rotație ale antebrațului sunt limitate la extremele lor de acțiune combinată a ligamentelor şi muşchilor. Membrana interosoasă nu intervine printr‐o acțiune specifică: rolul ei constă în prevenirea deplasării proximale a radiusului față de ulnă, aşa cum se întâmplă în acțiunea de împingere. Fibrele oblice din structura ei se opun deplasării distale a radiusului față de ulna, ca în mişcarea de tracțiune. În poziție de pronație radiusul este întotdeauna supus unor solicitări mai înalte decât ulna, care nu este solicitată. Căderea pe mâna pronată, în extensie dorsală, produce fracturi ale extremității distale a radiusului. În poziție de supinație ulna preia o parte din sarcini, transmise de la mână prin intermediul complexului fibrocartilaginos triunghiular (Palmer şi Werner). Dacă mâna este prinsă pe un obiect fix, membrul superior realizează un lanț cinematic închis. În aceste condiții este posibilă apariția supinației şi pronației ulnei în jurul radiusului cu centrul de rotație la nivelul articulației glenohumerale care se substituie ginglymului humeroulnar în care nu se pot realiza mişcări de rotație.

FIG. 42 Mişcările extremității superioare şi inferioare a radiusului în supinație‐pronație

86

Axa biomecanică a antebrațului

Mişcările extremității superioare a radiusului în pronație

Mişcările extremității superioare a radiusului în supinație

Mişcarea de con a radiusului în jurul ulnei, în supinație‐pronație

Mişcările extremității inferioare a radiusului în pronație

Mişcările extremității inferioare a radiusului în supinație

4.7.2. Biomecanica musculaturii cotului Funcția de flexie este dată de totalitatea muşchilor a căror componentă de acțiune

este situată anterior de axul transvers al ginglymului humeroulnar. Forța musculară se descompune în trei vectori caracteristici:

a) componenta de oscilație care determină accelerația unghiulară a ulnei (considerând humerusul fix), modificând unghiul de flexie între cele două oase;

b)componenta transarticulară ce comprimă suprafețele articulare asigurând stabilitatea organului de mişcare;

c) componenta rotațională. Muşchii flexori principali sunt considerați muşchiul brahial, muşchiul biceps brahial,

muşchiul brahioradial.

87

a) Muşchiul brahial este unicul flexor al articulației cotului a cărui lungime nu se schimbă în funcție de poziția de supinație sau pronație a antebrațului. Are origine la distanță de articulație şi inserția în imediata vecinătate a ei, pe componenta mobilă ulnară. Componenta rotațională este aproape nulă pentru brahial.

b) Muşchiul biceps brahial, cu o secțiune fiziologică mai mare este un flexor mai

puternic decât brahialul. Componenta rotațională bine reprezentată în activitatea lui, influențează ceilalți vectori. Astfel bicepsul e un flexor puternic al cotului cu antebrațul în poziție de supinație (deci dupa ce s‐a epuizat componenta rotațională). Deasemenea poate acționa ca flexor puternic când antebrațul este în poziție neutră (cu policele vertical), componenta lui supinatorie fiind neutralizata de cuplul rotund pronator‐pătrat pronator.

Bicepsul şi brahialul transformă (în timpul flexiei) scheletul antebrațului într‐o pârghie de gradul III cu sprijin în articulația cotului. Eficiența contracției lor este caracterizată prin momentul muşchiului, adică produsul dintre mărimea forței musculare şi lungimea brațului virtual al pârghiei. Din calculul momentului se poate deduce că bicepsul şi brahialul acționează cu un moment al brațului relativ scurt, făcând necesară o forță musculară mare pentru a menține o greutate în mână. Aceasta generează o forță de reacție importantă în articulație, care explică predispoziția spre artroze de cauză mecanică, similare membrului inferior. Pe de altă parte, doar o mică modificare de lungime a muşchilor în timpul contracției este capabilă să producă deplasări de mare amplitudine a extremității antebrațului şi mâinii. Din acest motiv ei sunt considerați muşchi de viteză, teoretic fiind cel mai bine adaptați la producă o mişcare accelerată de‐a lungul arcului de mişcare articular.

c) Muşchiul brahioradial este şi el un flexor puternic când antebrațul este în poziție

neutră, consecință a brațului lung de pârghie pe care o foloseşte. Spre deosebire de primii doi muşchi, brahioradialul are originea în imediata vecinătate a articulației, pe marginea laterală a humerusului, iar inserția pe procesul stiloid al radiusului este situată la mare distanță de articulație. Analiza momentului muscular evidențiază existența unei forțe cu un vector transarticular bine reprezentat, indiferent de poziția articulației. Muşchiul brahioradial constituie un factor principal în asigurarea stabilității articulare când se exercită forțe care tind să separe suprafețele articulare; căratul unei greutăți în mână, realizarea unor mişcări rapide de flexie‐extensie care generează forțe centrifuge de separate. El este considerat un muşchi în derivație capabil să producă forțe centripete de stabilizare în cursul realizării mişcărilor rapide.

Sunt considerați muşchi flexori auxialiari sinergici, mm. epicondilieni mediali sau laterali, a căror rezultantă de acțiune se proiectează anterior de axul de mişcare pentru anumite grade de flexie. Astfel contribuie la acțiunea flexorilor principali mm. pronator teres, flexor carpi radialis şi palmaris longus (dintre epicondilienii mediali) şi extensor carpi radialis longus şi brevis (pentru muşchii epicondilieni laterali).

Agenții motori ai extensiei sunt reprezentați de muşchiul triceps brahial şi anconeus.

Extensorii principali sunt reprezentați de cele două capete scurte ale tricepsului, lucrând ca muşchi monoarticulari. În timp ce capul medial este activ în toate formele de extensie, capul lateral intervine mai ales în mişcările contra unei rezistențe. Capătul lung acționează eficient când, cu brațul proiectat înainte se realizează extensia articulației cotului (lovitura tăietorului de lemne) sau când vrem să împingem un corp greu înainte. Când greutatea corpului este susținută în mâini, cu articulația cotului semiflectată, membrul superior devine lanț cinematic închis, iar olecranul se transformă în hipomochlion, facilitând acțiunea de extensie

88

a tricepsului. Pauly demonstrează electromiografic că muşchiul anconeus este activ în fazele de inițiere a extensiei articulare, de menținere a ei şi de stabilizare articulară în cursul realizării altor mişcări. Mişcarea de extensie a articulației cotului în ortostatism se desfăşoară pasiv, prin acțiunea forței gravitaționale. Controlul acestei mişcări este realizat prin contracția excentrică a muşchilor flexori din loja anterioară a brațului.

Contracția izometrică‐sinergică a muşchilor flexori şi extensori fixează articulția cotului intr‐o poziție dată, permițând realizarea altei rnişcări, ulterior (o supinație forțată) sau transformarea membrului superior într‐un sistem eficient de transport al greutăților (Pauwels).

Mărimea şi direcția forțelor care acționează la nivelul cotului pot fi determinate relativ uşor pe modele statice. Muşchii flexori acționează printr‐un braț al momentului relativ scurt, necesitând dezvoltarea unor forțe mari pentru o greutate în mână cu cotul în flexie (!!). Ca o consecință, forța de reacție articulară este mare, ceea ce explica predispoziția articulației pentru boli degenerative de cauză mecanică.

Fig. 43 Pentru articulația cotului în flexie de 90°, principala

forță musculară M este produsă prin contracția muşchiului brahial şi bicepsului brahial. Ea acționează perpendicular pe axul antebrațului, cu o distanță între centrul de rotație al cotului şi punctul de acțiune de 5 cm. Greutatea antebrațului W este de 2 Kg proiectată în centrul de greutate situat la 13 cm de articulație.

Prin contrast dacă o greutate de IKg este ținută în mână (acționând pe un braț de pârghie de 30 cm) forța M necesară pentru menținere creşte brusc la 10 N, iar forța de reacție articulară ajunge la 20 N (Fig. 43). Caracteristic pentru articulație este faptul că sarcini relativ mici la nivelul mâinii generează forțe de reacție mari în articulație.

După Nicole, forțele dezvoltate în articulația cotului în timpul activităților vieții zilnice sunt în medie de 200 N pentru mâncat şi îmbrăcat. Activitățile mai susținute ca împingerea unui obiect greu pot duce la o creştere a forței de reacție articulară până la 1700N. Aceasta face ca din punct de vedere mecanic, articulația cotului să fie mai aproape de articulațiile membrului inferior.

4.8 BIOMECANICA MÂINII

Articulațiile mâinii constituie, din punct de vedere morfologic, entități anatomice separate, dar mişcările lor pot fi studiate în ansamblu atât pentru că fac parte din acelaşi mecanism funcțional, cât şi pentru că sunt puse în mişcare de aceleaşi grupe musculare. Ele sunt cunoscute în clinică drept mişcări ale pumnului, fiind considerate rezultatul sumației mişcărilor articulațiilor intercarpiene între ele şi față de extremitatea distală a radiusului. Participarea articulațiilor carpometacarpiene şi intermetacarpiene este mult mai mică.

89

4.8.1. Cinematica mâinii

Articulațiile mâinii sunt limitate proximal de articulația carpului, cu oasele antebrațului, iar distal de articulația carpului, cu bazele metacarpienelor. Ele funcționează ca un lanț cinematic care face ajustarea finală a poziției față de restul membrului superior. Pentru mişcările de amplitudine pe care le pot realiza, articulațiile mâinii prezintă suficient de multă stabilitate pentru a suporta greutatea întregului corp.

Fig. 44 Axul de mişcare pentru flexie‐extensie Articulația radiocarpiană este de tip elipsoidal cu posibilități de mişcare față de două

axe principale. Articulația mediocarpiană corespunde unui sistem de două articulații asamblate în serie beneficiind de două grade de libertate.

Flexia palmară şi extensia dorsală Pornind de la poziția neutră zero, mâna poate fi flectata palmar, sau extinsă dorsal

față de un ax de mişcare transvers (Fig. 44, 45) şi abdusă radial sau ulnar față de un ax dorsopalmar (Fig. 46) .

Centrele de mişcare şi locul de intersecție ale celor două axe sunt situate la nivelul capului osului capital, axul transvers fiind situat mai proximal.

Față de poziția neutră, se poate realiza o extensie dorsală de 35 ‐ 60° cu un maximum până la 80° şi o flexie palmară de 50‐60°, cu un maximum de 85°. În realizarea flexiei maxime, aproximativ 2/ 3 din mişcare se desfăşoară în articulația radiocarpiană şi 1/3 în articulația mediocarpiană (Fig. 46). Fig. 45

În extensie, raporturile se inversează între mişcările de amplitudine obişnuită, flexia şi extensia se desfăşoară cu amplitudini aproape egal distribuite în ambele articulații.

În explicarea diferențelor de

repartiție a mişcărilor trebuie ținut cont de faptul că rândul proximal de oase carpiene nu prezintă inserții musculare sau tendinoase, astfel că arcul de flexie‐extemie depinde doar de geometria

90

suprafețelor articulare şi de gradul de constrângere ligamentară. Fig. 46

Este posibil ca orientarea volară (11°) a suprafeței articulare a radiusului şi diferențele de tensiune capsuloligamentară palmară şi dorsală să contribuie la apariția acestor diferențe. Exprimând mişcările de flexie‐extensie prin rotația unui rând de oase carpiene față de altul, în flexia palmară se realizează rotația volară a rândului proximal față de radius cu 45‐50°, iar a celui distal cu 30‐35°.

Extensia dorsală se efectuează prin rotația inversă a rândului proximal cu 35° şi a rândului distal de oase carpiene până la 50°.

A doua categorie importantă de mişcări este reprezentată de abducția (deviația) radială şi ulnară.

Fig. 47 Axul de mişcare pentru abducție‐adducțle

Axul de mişcare (Fig. 47) este

orientat dorsopalmar şi trece prin capul osului capital, iar amplitudinea de mişcare față de poziția neutră‐zero este de 25‐30° pentru abducția radială şi 30‐40° pentru abducția ulnară. Mişcările de deviație radială şi ulnară sunt mişcări complexe în care se pot evidenția cel puțin trei componente:

a) mişcarea de translație față de axul dorsopalmar în care rândul proximal de oase carpiene alunecă ulnar în deviația radială şi radial în deviația ulnară. Oasele rândului distal carpian se mişcă sinergic cu direcția deviației.

b) mişcarea de alunecare față de un ax transvers, care face ca rândul proximal de oase carpiene să se deplaseze spre palmar, în deviație radială şi spre dorsal, în deviație ulnară. Rândul distal alunecă în direcție opusă;

c) mişcarea de rotație față de un ax longitudinal care trece prin coloana centrală a osului semilunar, capital şi metacarpian III. Față de acest ax, abducția radială este însoțită de o uşoară pronație, iar abducția ulnară, de o uşoară supinație.

Deşi apar modificări complexe de poziție ale carpului în cursul mişcărilor de abducție, acestea respectă principiul raportului de înălțime carpian: distanța dintre baza metacarpianului III şi suprafața articulară a radiusului raportată la înălțimea metacarpianului III rămâne constantă, cu o valoare de 0,54 +/‐ 0,03 pentru o mână normală (Fig. 47).

Rândul proximal de oase carpiene este complet lipsit de inserții tendinoase: muşchiul flexor ulnar al carpului se inseră pe pisiform, dar funcțional îşi exercită acțiunea pe osul cu cârlig, prin intermediul ligamentului pisohamat. Aceasta particularitate anatomică face ca orice contracție a unui muşchi motor al carpului, al cărui tendon traversează articulațiile mâinii, să producă un moment rotațional de flexie ‐ extensie sau deviație radio‐ulnară, în funcție de poziția lui față de capul osului capital. Momentele de rotație vor produce mişcarea totdeauna la nivelul rândului carpian distal. Oasele rândului proximal vor începe mişcarea mai târziu, sub influența tensiunii generate de ligamentele articulației radio‐carpiene sau a forței de compresiune produsă de rândul distal carpian.

91

Oasele rândului proximal al carpului se comportă ca o unitate funcțională, deşi este

format din individualități anatomice. El realizează un segment intercalat între oasele rândului distal şi radius. Prezența ligamentelor intrinseci, cu o tensiune ligamentară mai mică decât la nivelul rândului carpian distal, permite apariția unei mişcări angulare între cele trei componente. Astfel de la poziția de flexie spre extensie, scafoidul execută o rotație de 80° față de radius, în timp ce semilunarul se roteşte 58°, iar piramidalul 71° (Ruby). Razele diferite de curbură ale suprafețelor articulare proximale pot explica rotația angulară diferită, deci contribuția diferită la realizarea mişcării.

Oasele rândului distal al carpului pot fi considerate o structura mai rigidă decât cele proximale formând o a doua unitate funcțională a carpului. Tensiunea mai mare a ligamentelor intrinseci face ca mişcările angulare dintre componente să fie mai mici. De la flexie spre extensie apar 9° de rotație în articulația hamato‐capitată, 6° în articulația capitato‐trapezoidală şi 12° în articulația trapezotrapezoidală. Această mobilitate scazută distorsionează foarte puțin geometria canalului carpian.

În timpul deviației radiale sau ulnare a mâinii mişcarea de flexie‐extensie este mecanismul adaptativ prin care rândul de oase carpiene proximale este capabil să umple într‐o modalitate congruentă, spațiul în continuă modificare dintre rândul distal carpian şi radius.

Articulațiile mâinii sunt limitate proximal de articulația carpului, cu oasele antebrațului, iar distal de articulația carpului, cu bazele metacarpienelor. Ele funcționează ca un lanț cinematic care face ajustarea finală a poziției față de restul membrului superior. Pentru mişcările de amplitudine pe care le pot realiza, articulațiile mâinii prezintă suficient de multă stabilitate pentru a suporta greutatea întregului corp.

Articulația radiocarpiană este de tip elipsoidal cu posibilități de mişcare față de două

axe principale. Articulația mediocarpiană corespunde unui sistem de două articulații asamblate în

serie beneficiind de două grade de libertate. Pornind de la poziția neutră zero, mâna poate fi flectata palmar, sau extinsă dorsal

față de un ax de mişcare transvers şi abdusă radial sau ulnar față de un ax dorsopalmar. Centrele de mişcare şi locul de intersecție ale celor două axe sunt situate la nivelul capului osului capital, axul transvers fiind situat mai proximal. Față de poziția neutră, se poate realiza o extensie dorsală de 35 ‐ 60° cu un maximum până la 80° şi o flexie palmară de 50‐60°, cu un maximum de 85°. În realizarea flexiei maxime, aproximativ 2/ 3 din mişcare se desfăşoară în articulația radiocarpiană şi 1/3 în articulația mediocarpiană. În extensie, raporturile se inversează între mişcările de amplitudine obişnuită, flexia şi extensia se desfaşoară cu amplitudini aproape egal distribuite în ambele articulații. În explicarea diferențelor de repartiție a mişcărilor trebuie ținut cont de faptul că rândul proximal de oase carpiene nu prezintă inserții musculare sau tendinoase, astfel că arcul de flexie‐extemie depinde doar de geometria suprafețelor articulare şi de gradul de constrângere ligamentară. Este posibil ca orientarea volară (11°) a suprafeței articulare a radiusului şi diferențele de tensiune capsuloligamentară palmară şi dorsală să contribuie la apariția acestor diferențe. Exprimând mişcările de flexie‐extensie prin rotația unui rând de oase carpiene față de altul, în flexia palmară se realizează rotația volară a rândului proximal față de radius cu 45‐50°, iar a celui distal cu 30‐35°.

92

4.8.2. Prehensiunea

Mâna este segmentul terminal al membrului superior, capabilă să realizeze o gamă largă de mişcări. Extero‐ şi proprioceptorii mâinii analizează calitățile obiectului pe care le transmit centrilor nervoşi, care controlează mişcările mâinii pe tot parcursul desfăşurării lor. Mâna este adaptată pentru mişcările de apucat şi strâns, dar are şi posibilitatea altor mişcări secundare de împingere, lovire, manipulare şi susținere a unor greutăți.

Mişcarea de prehensiune presupune capacitatea mâinii de a apuca obiecte, ca într‐o pensă cu două brațe rigide, cu articulații mobile care să permită deschiderea şi închiderea lor sub acțiunea unui aparat musculoligamentar.

După modalitatea de utilizare a degetelor şi suprafețelor palmei se diferențiază mai multe forme de prehensiune:

a) de precizie (de finețe) care utilizează o pensă terminală, cu care sunt prinse

obiectele uşoare. Există o pensă bidigitală între police şi index, în flexie (prinderea unui ac ‐ pensa scurtă) sau în extensie (pensa lungă), tridigitală, ca şi prinderea unui arcuş de vioară.

Pensa bidigitală cu priză laterală este utilizată între police şi fața laterală a indexului

(prinderea cheilor), iar pensa interdigitală realizează priza prin adducție a unui obiect uşor (țigară, foaie de hartie, etc).

Pensa tridigitală implică priza între partea falangiană distală a trei degete (Fig. 48).

Utilizarea acesteia este frecventă, de exemplu, în susținerea şi manipularea obiectelor de scris, atunci când implică intervenția feței laterale a degetului mijlociu, ca element de susținere. Un alt exemplu de pensă tridigitală simetrică este acela care permite apucarea hranei. Prehensiunea de precizie utilizează muşchii mici intrinseci ai mâinii prevăzuți cu unități motorii mici, capabili să producaă mişcări de finețe.

Fig. 48 – Exemplu de pensă tridigitală

93

b) prehensiunea de forță foloseşte degetele fixate în jurul unui obiect, cu policele în

opoziție, realizând contrapresiunea. Aceasta este o pensă pentadigitală, prin care un obiect cilindric poate fi apucat cu forță şi manipulat, prin mişcarea întregului membru superior.

Fig. 49

c) prehensiunea de tip cârlig permite suspendarea sau tracțiunea pe obiecte de tip

mâner, rarnură de copac sau stâncă permițând suspendarea corpului de obiectul apucat sau transportul unor greutăți. Cârligul este realizat printr‐o pensă tetradigitală, formată de ultimile patru degete şi regiunea distală palmară a mâinii.

94

Cap 5

ELEMENTE DE BIOMECANICĂ A COLOANEI VERTEBRALE

Coloana vertebrală este adaptată la poziția de ortostatism, prezentând o structură caracteristică. Structura şi funcția sa, în porțiune superioară, sunt în strânsă interdependență cu structura şi funcțiile cutiei toracice.

5.1. ELEMENTE DE ANATOMIE FUNCŢIONALĂ A COLOANEI VERTEBRALE

Coloana vertebrală formează organul axial al corpului uman, o structura heterogenă complexă rezultată din succesiunea alternantă a 33‐35 de unități rigide ‐vertebrele‐ cu 23 unități deformabile ‐discurile intervertebrale. Ia naştere o un ansamblu de structuri osoase (Fig. 50), care combină rezistența cu flexibilitatea, permițând o protecție maximă a măduvei spinării în condțiile unei restricții minime a mobilității. Ca o adaptare la poziția de ostostatism, coloana vertebrală prezintă curburi care îi cresc de zece ori rezistența în comparație cu o coloană rectilinie, permit absorbția şocurilor în timpul locomoției şi îi facilitează mobilitatea în direcții preferențiale.

Fig. 50. Structura funcțională a țesutului osos trabecular din vertebră

vertebră toracală

ertebră lombară Se poate considera că în structura coloanei vertebrale functionează două

subansambluri (Fig. 51):

95

A. „coloana „ corpurilor vertebrale şi a discurilor intervertebrale, situată anterior (pilierul anterior), cu rol de suport pasiv. B. „coloana” arcurilor vertebrale, situată posterior (pilierul posterior), cu rol de suport pentru musculatura activă paraspinală.

La joncțiunea celor două coloane ia naştere canalul vertebral cu rol de protecție a măduvei şi a învelişului ei.

Fig. 51

Particularități structurale şi funcționale ale „coloanei” corpurilor vertebrale şi discurilor intervertebrale

96

Prima particularitate este că există o geometrie individualizată a fiecărei vertebre (Fig. 50), dictată de poziția pe care o ocupă în şir. Corpul vertebrei cumulează masa osoasă prin creşterea progresivă a dimensiunilor lui dinspre cranial spre caudal.

Această masă osoasă este reprezentată prin 35 % corticală şi 65 % os spongios, ceea ce îi asigură rezistența mecanică necesară la :

‐ compresiunea statică dată de greutatea segmentelor corporale supraiacente (extremitatea cefalică 3,7% din greutatea corpului, membrele superioare 17,7 %, trunchi 37,6 %) şi

‐ compresiunea dinamică a musculaturii de echilibrare. Conform legii lui Wolff, trabeculele țesutului spongios din structura corpului se

orientează pe traiectoriile liniilor de efort principale, în patru sisteme: vertical, orizontal şi două oblice, ultimele realizând intersecția din 1/3 posterioară a corpului vertebrei. Acest model arhitectonic determină o rezistență mecanică neuniformă, crescută în fața canalului vertebral (zidul posterior de protecție) şi vulnerabilă anterior unde apar fracturile prin compresiune (tasare) (Fig. 50).

A doua particularitate este modul de articulare a corpurilor vertebrale,

syncondrotic, prin intermediul discului intervertebral şi a ligamentelor longitudinal anterior (ancorat pe corpurile vertebrale) şi longitudinal posterior (ancorat pe discuri), cu care formează o unitate funcțională de tip simfiză intervertebrală.

A treia particularitate este că discurile intervertebrale reprezintă sistemul de

amortizare elastică a coloanei vertebrale. Ele contribuie cu 25 % la înălțimea rahisului, fiind mai înalte în regiunea cervicală şi lombară, unde au un profil sagital conic, cu baza anterioară şi mai puțin înalte în regiunea toracală unde profilul se inversează. Structura discurilor intervetebrale este prezentată în continuare :

Inelul fibros (anulus fibrosus), compus din lame de fibre de colagen concentrice groase de 1mm, aşezate spiral şi antispiral, cu un unghi de oblicitate de 60° între două lame succesive, ancorate puternic de plăcile terminale ale discului intervertebral.

Deşi fibrele de colagen I din lamele externe şi fibrele de colagen II din lamele interne sunt inextensibile, modificarea oblicității lor, sub acțiunea solicitărilor mecanice, crează un comportament elastic al discului care, pentru o variație de 1 ° a unghiului interlamelar, îşi modifică diametrul cu 0,4mm (Horton). Inelul este mai gros anterior, unde este format din 15‐20 lame prenucleare, față de 7‐10 lame situate posterior şi această structură inegală explică tendința nucleului de a hernia posterior, spre canalul vertebral.

97

Fig. 51 Nucleul pulpos (nucleus pulposus), o masă sferoidală de țesut gelatinos (care atinge 15‐20mm diametru în regiunea lombară) situată într‐o cavitate perinucleară, încarcerată mai aproape de marginea posterioară a inelului fibros. Nucleul este format din celule de tip condrocitar într‐o rețea de proteoglicani, care absorb o mare cantitate de apă (69% din greutatea nucleului la adult). Prin pompa metabolică celulară şi datorită bogăției de grupări polare ‐OH ale condroitin sulfatului, nucleul se îmbibă şi leagă apa, determinând o presiune de hidratare, de 150‐250 mmHg (Charnley).

Datorită forței osmotice, nucleul nesolicitat comprimă, ca un resort, plăcile terminale ale discului intervertebral, cu o forță de 200 N, de exemplu, pentru discul L3, în decubit dorsal (Nachemson) şi tensionează lamele inelului, realizând un sistem precomprimat (Kapandji). Acesta menține în repaus o tensiune ligamentară constantă şi poziționează articulațiile posterioare în echilibru.

În condiții de încărcare axială, sistemul precomprimat acționează inițial ca un absorbant de energie, ulterior nucleul urmând să joace, prin deformare, rolul unui distribuitor al solicitărilor (Fig. 51) mai curând decât să transmită activ, ca o bilă, încărcarea de la o vertebră la alta (Markolf, Morris).

Particularități structurale şi funcționale ale „coloanei „ arcurilor vertebrale

Coloana arcurilor vertebrale are forma unei bolte agivale, realizată prin suprapunerea metamerică a pediculilor şi lamelor vertebrale cu cele şapte procese vertebrale. Perechile de procese articulare superioare şi inferioare realizează articulațiile zygapofizare (diartroze planiforme, prevăzute cu capsulă articulară şi ligamente situate la distanță), solidarizând prin contiguitate elementele acestei “coloane”.

98

Geometria suprafețelor şi structura aparatului fibroelastic al acestor articulații (ligamentele galbene, supraspinos, interspinos, intertransvers) crează axe şi determină direcția, sensul şi amplitudinea mişcărilor impuse de contracția muşchilor paravertebrali sau de solicitările mecanice externe. Ele sunt transmise prin intermediul pediculilor la coloana anterioară, realizând echilibrul intrinsec şi extrinsec al coloanei vertebrale, necesar în postura şi locomoția corpului uman.

Fig. 52 . Curburile sagitale ale coloanei vertebrale

Din punct de vedere biomecanic, rahisul funcționează ca o coloană flexibilă

multisegmentată, fixată la bază de suportul pelvin. În plan sagital prezintă curburi tipic umane necesare păstrării ortostatismului, absorbției şocurilor şi creşterii rezistenței la încovoiere. Modelul acestor curburi este derivat de la curbura primară fetală, occipito‐coccigiană. Cifoza toracală (2) rezultă direct din modificarea curburii primare, fiind întinsă între T2 –T12. În primele luni de viață extrauterină se conturează lordoza cervicală (1) care evoluează odată cu ridicarea capului copilului şi se definitivează în ortostatism. Se întinde între C1‐T2, cu apexul la C4‐C5. Lordoza lombară (3) apare când copilul stă în poziție şezândă şi creşte după ce învață să meargă (Fig. 52). Ea se întinde de la T12 la joncțiunea lombosacrată. Cifoza sacrată (4) aparține coloanei fixe, întinsă între joncțiune şi vârful coccisului, reprezentând partea caudală a curburii primare.

Fig. 53 (după P. Zellmeyer)

99

O multitudine de factori influențează forma şi amplitudinea curburilor sagitale ale coloanei vertebrale, fără ca aceste modificări să se proiecteze în sfera patologicului. Zațepin compara coloana vertebrală cu un catarg a cărui poziție depinde de gradul de întindere al parâmelor. O serie de variante ale formei pot fi considerate mai curând adaptări ale echilibrului extrinsec, fiind cunoscute ca forme posturale ale coloanei vertebrale (Fig. 53)

Prezența curburilor vertebrale

conferă coloanei o rezistență crescândă în funcțiile ei statică şi dinamică, demonstrându‐se că rezistența unei coloane care prezintă curburi este proportională cu pătratul numărului curburilor plus unu (R=N2+1). (L. Şdic). Dacă luăm ca unitate de referință o coloană rectilinie, coloana cu 3 curburi va fi de 10 ori mai rezistentă decât aceasta.

Pe de altă parte, studiile lui Dalmas au arătat că o colonă vertebrală care are curburi accentuate, corespunde unui tip funcțional dinamic, pe când o coloana vertebrală care are curburi şterse, corespunde unui tip funcțional static.

După Wagenhauser acestea se încadrează în patru categorii : 1. spatele normal : verticala coborâtă prin tragus, intersectează coloana cervicală la

C6, trece anterior de coloana toracală intersectand fața anterioară vertebrei T11, ajunge pe fața posterioară corpului vertebrei L3, se proiectează în pelvisul mic, înapoia axului articulațiilor şoldurilor şi cade în aria poligonului de susținere. Această verticală reprezintă linia de proiecție a centrelor de greutate a segmentelor corpului. Fiind situată anterior de axul transvers de flexie‐extensie, obligă coloana vertebrală normală la o flexie anterioară permanentă.

2. spatele rotund este o variantă frecventă în care cifoza toracală se extinde inferior la primele vertebre lombare, în detrimentul lordozei lombare. Este considerată o adaptare la realizările muncilor fizice grele (farmers back – spatele de fermier), cu solicitări statice mari şi de durată.

3. spatele scobit şi rotund reprezintă varianta mai puțin frecventă, în care există o cifoză mai mare, combinată cu o lordoză lombară accentuată, probabil cu rol de compensare a cifozei toracale.

4. spatele plat prezintă curburi reduse, cu distanța dintre verticală şi coloana toracală micşorată. Această formă posturală favorizează activitățile dinamice, iar dupa Staffel este implicată în apariția şi evoluția scoliozelor.

Appleton a evidențiat importanța suportului pelvin (pelvic carriage) ca element determinant al poziției ,,catargului vertebral", în care unghiul lombosacrat (normal 120°‐

100

140°), înclinarea suprafeței superioare a vertebrei S1 față de orizontală (normal 30°) şi bascula bazinului, influențează diferitele tipuri de postură.

El a arătat că se poate vorbi, din acest punct de vedere despre : • un suport pelvin neutru corespunzător spatelui normal, • un suport pelvin anteproiectat care determină spatele rotund şi • un suport pelvin retroproiectat care determină spatele scobit şi rotund.

Coloana vertebrală normală este dreaptă în plan frontal, înălțându‐se perpendicular pe un suport pelvin orizontal. Curburile evidențiate în plan frontal nu sunt atât de constante ca şi cele din plan sagital. O curbură toracală, cu o convexitate mai accentuată în plan frontal spre dreapta, este cel mai frecvent întâlnită. Ea ar putea fi generată de pulsațiile peretelui aortei, proiectată asimetric pe jumătatea stângă a coloanei toracale, sau de predominanța folosirii membrului superior drept.

Introducerea noțiunii de ,,segment de mişcare" în 1950 de către Junghans, a permis o abordare mai funcțională a structurii complexe a coloanei vertebrale şi o mai bună înțelegere a patologiei acesteia. Un astfel de segment este format din :

• discul intervertebral cu ligamentele longitudinale, • articulațiile zygapofizare cu ligamentele la distanță aferente, • metamerul medular, cu perechea de nervi spinali ce trece prin orificiile

intervertebrale, • spațiul dintre procesele spinoase şi transverse.

Noțiunea de segment de mişcare este îmbunătățită de Schmorl, Schenk, Roaf, care adaugă:

• structurile vertebro‐costale, • structurile musculare şi • structurile vasculo‐nervoase, care deservesc segmentul respectiv.

Acesta devine ,,segment motor", independent din punct de vedere anatomic şi funcțional, cu particularități şi patologie proprii. Cu excepția vertebrelor C2 şi S1, fiecare vertebră deserveşte două segmente motorii succesive, reconstituind unitatea coloanei vertebrale ca organ axial prin suprapunere de 23 de ori (Fig. 54).

În cadrul segmentului de mişcare, fiecare partener are funcții bine precizate: 1. Corpul vertebrei asigură funcția statică, de transmitere a sarcinilor spre etajele

inferioare. Teoretic, fiecare segment conține câte două jumătăți de vertebră, separate prin discul intervertebral. Prin geometria şi dimensiunile lui, influențează direcția şi amplitudinea de mişcare a segmentului. Determină configurația regională a diferitelor sectoare din strucura coloanei.

2. Discul intervertebral este considerat elementul determinant al capacității de mişcare a segmentului. Constitue o legătură elastică, cu rol de amortizor prin deformare. Controlează spațiul intervertebral cu implicații asupra mobilității segmentului, tensiunii ligamentare necesară stabilității segmentului, alinierii articulațiilor zygapofizare şi diametrului orificiului intervertebral. Răspunde la solicitări axiale de compresiune, încovoiere sau torsiune, pe care le neutralizează sau le transmite mai departe.

3. Articulațiile zygapofizare definesc axe de mişcare şi asigură conducerea mişcărilor în direcții preferențiale, diferite de la segment, la segment. Împart cu discul intervertebral transmiterea forțelor de compresiune la nivelul segmentelor inferioare.

4. Sistemul ligamentar reprezintă aparatul pasiv de susținere şi stabilizare a segmentului. Rezultă din suprapunerea unei componente lungi cu rol de fixare şi integrare a celor 23 de segmente (ligamentele longitudinale, ligamentul supraspinos) cu o componentă

101

scurtă, metamerică, ce deserveşte un singur segment (ligamente galbene, intertransverse, interspinos). La acestea se adaugă capsulele perechii de articulații posterioare. Sistemul ligamentar are rol frenator al amplitudinii de mişcare şi asigură revenirea elastică la poziția inițială. Realizează în contrapartidă, cu discul intervertebral, echilibrul intrinsec (EI) al segmentului (Steindler).

Procesele articulare

Gaura Nucleul intervertebrală pulpos

Fig. 54 Structura anatomică a segmentului de mişcare E.I.= Rezistența elastică la tracțiune a ligamentelor / Rezistența elastică la

compresiune a discului Valoarea E.I. este dată de sarcina critică la care apare dezechilibrarea unei coloane

toracolombare disecată de muşchi, fiind de aproximativ 20N (Lucas si Bresler). 5. Spațiul dintre procesele spinoase şi transverse determină şi limitează diferite

tipuri de mişcare în funcție de particularitățile regionale ale segmentelor. 6. Nervii spinali împreună cu arterele segmentare care trec prin orificiile

intervertebrale, constituie suportul arcului reflex, prin care centrii medulari controlează gradul de contracție al muşchilor în timpul menținerii unei posturi sau executării unei mişcări.

7. Muşchii care deservesc un segment sunt muşchi autohtoni scurți inserați pe două vertebre adiacente: intertransversali, interspinoşi, rotatori, multifizi. Sunt inervați metameric de ramura posterioară a nervului spinal corespunzător segmentului.

Sunt considerați muşchi de postură, tonici, imprimând o anumită alură segmentală, utilă executării unei mişcări ample, produsă de un muşchi lung de forță. Prin fibrele fuzale, muşchii asigură inervația proprioceptivă necesară reflexului miotatic.

102

5.2. ELEMENTE DE BIOMECANICĂ A COLOANEI VERTEBRALE

Din punct de vedere mecanic, segmentul motor îndeplineşte două funcții

fundamentale: • funcția statică antigravitațională • funcția dinamică

Funcția statică antigravitațională, Funcție de susținere şi transmitere a greutății segmentelor corpului, care permite

coloanei vertebrale realizarea poziției de ortostatism. Pentru realizarea funcției statice, segmentul de mişcare lucrează ca un sistem pârghie

de gradul I, cu brațe inegale: un braț scurt al forței, acționat de muşchii erectori spinali şi un braț lung, al proiecției centrului de greutate al segmentului corpului deasupra nivelului considerat.

Punctul de sprijin (fulcrum) este reprezentat de complexul triarticular format de: discul intervertebral (anterior) şi perechea de articulații zygapofizare (posterior), astfel că pentru fiecare segment, articulațiile posterioare sunt perpendicular aşezate pe planul discului intervertebral (Louis) (Fig. 45).

Fig. 45 Structura funcțională a segmentului de mişcare (Porțiunea îngroşată a desenului reprezintă complexul triarticular cu funcție de punct de sprijin – fulcrum ‐ pentru pârghie)

Aceasta formă de pârghie sugerează avantajul mecanic negativ al musculaturii

extensoare, efortul susținut necesar păstrării poziției ortostatice şi explică prezența fibrelor musculare de tip roşu, bogate în mioglobină (proteină contractilă), capabile să realizeze contracții tonice fără să obosească.

Presiunea într‐un disc încărcat în compresiune este de aproximativ 1,5 ori sarcina externă aplicată pe unitatea de suprafața, repartizată 75% pe nucleu şi 25% pe inel.

Dacă proiecția centrului de greutate se depărtează de fulcrum (ca în flexia coloanei), creşte momentul rezistenței, prin lungirea brațului de pârghie (vezi Unitatea 1). Dacă poziția segmentului se modifică față de orizontală, apare o componentă tangențială care, pentru o înclinare de 45°, transformă 50% din eforturile de compresiune de la nivelul discului, în

103

eforturi de forfecare. Raportul brațelor de pârghie, pentru joncțiunea lombo‐sacrată, este de 1/10 în favoarea momentului greutății corpului, iar acțiunea combinată a greutății, echilibrată de contracția musculară, determină, la un individ cu o greutate medie, o presiune de 174,6 kg în discul inferior lombar, în poziție şezândă (Nachemson)

Cercetări realizate în cadrul Secției de Kinetoterapie (cu sprijinul Facultății de

Inginerie‐ şef lucrări ing. I.C. Raveica) – Universitatea din Bacău, sub conducerea autorului, prin metoda AutoCad, prezentate în graficul din Fig. 46., au pus în evidență modificările momentului de torsiune, calculat conform formulei G x d (unde G reprezintă greutatea corpului şi d, distanța de la punctul de aplicare al forței de rezistență față de verticala „firului cu plumb” a corpului), în funcție de deplasarea centrului de greutate față de axa verticală a corpului.

Fig. 46

Calculul momentului forței de tasare (compresiune) prin metoda AutoCad ‐ proiectare asistată de calculator (s‐a notat cu Mt – momentul forței de tasare, Ft – forța de tasare)

Fig. 47

Se observă că deplasarea centrului de greutate spre partea anterioară a corpului este urmată direct, de o creştere a momentului de torsiune (Fig. 47), supunând coloana la eforturi suplimentare, din cauza tendințelor de forfecare. Din acest motiv, sugerăm că dacă musculatura vertebrală este slăbită, rolul său de amortizare în timpul mişcării de flexie (când acționează prin

Variatia momentului de torsiune cu distanta de la axa de rotatie

la centrul de greutate

0

50

100

150

0 50 100

distanta in cm

Mom

entu

l de

tors

iune

daN

cm

104

contracție de cedare) este foarte mult atenuat, iar cel care va suporta direct impactul va fi discul intervertebral. Ultimele cercetări, care pornesc de la rezultatele bioptice (!!!) şi pun în evidență într‐adevăr modificări ale structurii şi funcției musculaturii paravertebrale, pledează pentru o tonifiere a muşchilor extensori ai coloanei, în egală măsură cu tonifierea musculaturii flexoare (abdominale). Prin urmare, acelaşi lucru poate fi dedus prin calcule biomecanice, după părerea noastră (neinvaziv).

Fig. 48 Ipoteza coloanei hidroaerice de descărcare Realizarea funcției statice în condițiile echilibrării coloanei unui subiect care ține

ridicat în brațe un obiect greu de 800N, implică o contribuție a musculaturii extensoare de 8000N (!) ceea ce depăşeşte rezistența la fractură a unei vertebre. Evitarea pragului de fractură prin supraîncărcare (excluzând osteoporoza !) se face prin intervenția unui mecanism compensator care implică participarea trunchiului. În timpul necesar efortului ridicării obiectului, are loc rigidizarea toracelui umplut cu aer (prin contracția concomitentă a muşchilor intercostali şi a diafragmului) şi rigidizarea abdomenului plin cu fluid incompresibil (prin contracția muşchilor lați ai abdomenului). Se crează două camere rigide suprapuse, capabile să transmită o parte din greutate direct la bazin (Fig. 48).

Prin aceasta, coloana toraco‐lombară este descarcată de o parte din sarcina inițială, tot aşa cum o cârjă descarcă şoldul opus cu 1/3 din greutatea corpului .

În condițiile nerespectării echilibrului, cel mai adesea din cauza slăbirii forței de contracție a muşchilor abdominali, dar şi a muşchilor paravertebrali, după cum demonstrează ultimele cercetări, discul intervertebral va fi suprasolicitat, deteriorându‐se în timp, ceea ce se traduce prin pierderea funcției de amortizor (prin modificări ale lamelelor elastice) şi, în timpul mişcării de flexie, când este supus forțelor de forfecare, nucleul pulpos va avea tendința de „herniere” (principiul „nucilor sparte” – Fig. 49).

105

Fig. 49

Funcția dinamică Funcție de mobilitate, prin care coloana vertebrală modifică activ poziția segmentelor

corpului şi participă la realizarea locomoției. Implică modificarea activă a poziției cu deformarea corespunzătoare a elementelor segmentului motor sub acțiunea musculaturii autohtone sau de la distanță. Sistemul triarticular intervertebral permite cele două tipuri fundamentale de mişcare: translația şi rotația. Discul lucrează ca o articulație universală, iar fiecare vertebră prezintă 6 grade de libertate, impuse de cele 3 axe: transvers pentru

106

flexie/extensie, sagital pentru încovoiere laterală dreaptă/stângă şi vertical pentru rotații la dreapta şi la stânga. Deşi amplitudinea de mişcare între două vertebre este determinată direct de pătratul înălțimii discului şi indirect de pătratul diametrului orizontal al corpului vertebral, prezența perechii de articulații posterioare face ca unele mişcări să fie mai favorizate decât altele în funcție de caracteristicile regionale ale segmentului respectiv. Amplitudinea de mişcare pentru un singur segment este restrânsă de condițiile anatomice şi din motive de securitate a măduvei, dar prin sumație la nivelul întregii coloane se obțin amplitudini suficient de mari pentru deservirea funcțiilor dinamice ale scheletului axial.

5.3. PARTICULARITĂŢI STRUCTURALE ŞI BIOMECANICE ALE COLOANEI

CERVICALE

Comparativ cu întreaga coloană vertebrală mobilă, coloana cervicală reprezintă

segmentul cel mai vulnerabil la traumatisme. Mobilitatea deosebită a acestei zone este obținută cu prețul scăderii siguranței mecanice a sistemelor de stabilizare, care pot fi depăşite când traumatismul transferă o cantitate de energie mai mare decât sunt ele capabile să disipeze. Conexiunea cu cutia craniană transformă regiunea cervicală într‐o coloană încărcată excentric, mobilă la extremitatea proximală, unde masa craniului adaugă o încărcătură suplimentară de forțe inerțiale.

Particularitățile de mişcare ale coloanei cervicale sunt legate de mai mulți parametri discovertebrali (contur, dimensiuni, raporturi), aceştia fiind integrați în structura anatomică a segmentului de mişcare. Geometria segmentului este considerată elementul determinant al direcției şi amplitudinii de mişcare pentru coloană.

Coloana cervicală este organizată în două regiuni: • cervicală superioară C1‐C2 şi • cervicală inferioară C3‐C7

ale căror particularități se manifestă atât în funcția normală diferită cât şi în patologia specifică fiecărei regiuni în parte.

Coloana cervicală superioară. Primele două vertebre cervicale sunt considerate vertebre de tranziție. Ele sunt mult modificate față de vertebra tip datorită funcției specifice realizate: asigurarea unei legături puternice şi stabile între cutia craniană şi coloana cervicală, permițând în acelaşi timp o mobilitate remarcabilă a craniului față de platforma de susținere.

a. Atlas este prima vertebra cervicală pe care se sprijină craniul, o vertebră inelară formată din două mase laterale conectate printr‐un arc osos anterior şi unul posterior. Ligamentul transvers al atlasului uneşte fețele mediale ale maselor laterale delimitând un compartiment anterior, al articulației atlantoaxoidiene mediale şi un compartiment posterior meningomedular. Între condilii occipitali şi fața articulară superioară a maselor laterale se formează o articulație atlanto‐occipitală bicondiliană stabilizată prin capsule articulare distincte, întărite de la distanță de membranele atlanto‐occipitală anterioară şi posterioară. În această articulație se realizează mişcări sagitale de flexie (10°) şi extensie (25°), prin combinarea unor mişcări de alunecare şi rotație față de un ax transversal, care obligă articulația să lucreze ca o pârghie de gradul I cu brațul extensiei mai scurt, dezavantajând musculatura antigravitațională.

b. Axis, a doua vertebră cervicală, prezintă pe fața superioară a corpului un dinte ca un pivot osos cranial echivalent cu corpul atlasului anexat. Relizează cu atlasul o legatura triplă, iar cu baza craniului, o legătură fibroasă puternică. Între dinte şi arcul anterior al atlasului şi ligamentul transvers posterior se formează articulația atlantoaxoidiană mediană, o trohoidă ce ghidează

107

mişcările de rotație ale unității atlantocraniene față de pivotul vertical. Între suprafața inferioară a maselor laterale şi suprafața superioară articulară a axisului se formează o pereche de articulații atlantoaxoidiene laterale care preiau greutatea craniului şi o transmit spre coloana cervicală inferioară. Mişcarea majoritară este de rotație axială de 45° spre dreapta sau spre stânga, realizată în articulația centrală, în timp ce articulațiile laterale permit un grad de flexie de 15° (corespunzător unei distanțe arc anterior‐dinte de 2mm) şi de extensie de 15°. În plus, se pot realiza mişcările de înclinație laterală (30°) şi de aproximație verticală (ridicare şi coborâre a atlasului față de dinte). Toate mişcările se realizează concomitent, şi există un cuplaj obligatoriu între rotație, flexie laterală şi aproximația verticală. Per total, coloana cervicală superioară relizează 30% din mişcările de flexie‐extensie şi 50% din mişcările de rotație ale coloanei cervicale globale.

În structura coloanei cervicale inferioare, cele 5 vertebre componente asigură transmiterea greutății capului şi mobilitatea necesară, formând împreună cu discurile aferente, 5 segmente de mişcare, aşezate în serie. Structura cuboidală a corpului vertebral are dimensiunea transversală mai accentuată. Prezența proceselor uncinate face ca suprafața superioară a corpilor vertebrali să fie concavă în plan frontal şi convexă în plan sagital, ceea ce favorizează mişcarea de flexie‐extensie şi restricționează încovoierea laterală. Articulațiile zygapofizare plane, situate perpendicular pe planul sagital şi înclinate la 45° față de orizontală favorizează rotația şi încovoierea laterală. Controlul flexiei‐extensiei se face prin oblicitatea suprafețelor zygapofizare în plan frontal, iar paralelismul lor reciproc exclude apariția unui efect de blocaj al mişcărilor.

Aceste caracteristici geometrice permit relizarea a trei tipuri de mişcări, cu centre instantanee de mişcare, la nivelul corpurilor vertebrale:

Mişcarea de alunecare este mişcarea de deplasare în plan sagital, după un model liniar, al corpului unei vertebre, care alunecă pe nucleul pulpos subiacent, spre anterior sau posterior.

Fig. 50 Cele trei tipuri de mişcări fundamentale în coloana cervicală

În seria de segmente de mişcare ia naştere un aspect de „scară cu trepte „, fiecare

vertebră deplasându‐se față de cea inferioară. Mişcarea de alunecare este tipică pentru segmentele prevăzute cu discuri dreptunghiulare, cum sunt cele din partea superioară a coloanei cervicale.

b.Mişcarea de înclinare este mişcarea de deplasare obținută prin deformarea discului, în care corpul vertebral alunecă pe suprafața nucleului care se conicizează şi se deplasează în partea opusă. Această mişcare contribuie atât la realizarea flexiei‐extensiei cât şi a încovoierii laterale fiind caracteristică pentru segmentele cu discurile în formă de trapez, cu baza anterioară, aşa cum sunt cele din zona centrală a lordozei.

c. Mişcarea de rotație se realizează în jurul unui ax vertical ce trece prin corpul vertebral, deformând prin torsiune discul vertebral. Se asociază cu încovoierea laterală (Fig. 50).

Realizarea mişcărilor în coloana cervicală implică o compunere a celor trei tipuri fundamentale de mişcări. Pentru efectuarea flexiei în regiunea mijlocie, unde discurile sunt trapezoidale, inițierea mişcării se face prin alunecare, dar se continuă prin înclinare, rezultând în

108

final o rostogolire. În timpul flexiei participă toate segmentele de mişcare, funcționând în serie.

Înălțimea anterioară a discurilor scade, cea posterioară creşte, iar nucleul pulpos se deplasează posterior, ascuțindu‐se spre ventral. Suprafețele articulare zygapofizare alunecă anterior, creşte distanța dintre procesele spinoase, iar lordoza cervicală se reduce. Flexia este limitată în special de tensionarea complexului ligamentar posterior. În extensie se inversează succesiunea modificărilor. Încovoierea laterală rezultă din sumația mişcărilor de înclinare din fiecare segment, limitată de prezența proceselor uncinate. Rotația axială este cuplată cu în‐covoierea, având centrele instantanee de rotație la nivelul corpului vertebral. Coloana cervicală inferioară asigură o flexie‐extensie de 75°, cu maximum de mişcare la nivelul segmentului C4‐C5, o încovoiere laterală de 50° şi rotație axială de 40° diminuând în segmentele inferioare (Fig. 51)

Fig. 51 Cuplajul mişcărilor intervertebrale în coloana cervicală Particularități structurale şi biomecanice ale coloanei toraco‐lombare Coloana toraco‐lombară funcționează după principii diferite în comparație cu

coloana cervicală şi acest lucru se reflectă asupra patologiei ei. Regiunea toracală a coloanei vertebrale formează o cifoză relativ rigidă de 15‐49°, în timp ce regiunea lombară are o conformație lordotică mobilă mai mică de 60°.

Anatomic şi biomecanic se pot defini trei regiuni: toracică Tl‐T10, joncțiunea tranzițională toraco‐lombară Tl0‐, LI şi lombară LI‐SI.

Din punct de vedere al formei, regiunea toracală formează o cifoză de 40° condiționată de structura osoasă vertebrală, spre deosebire de lordoza cervicală şi lombară care sunt controlate prin variația dimensiunii discale. În regiunea toracală discurile intervertebrale au structură şi dimensiuni uniforme, iar curbura sagitală rezultă din diferențele inălțimii anterioare şi posterioare ale corpilor vertebrali. În acest sens vertebra T7 prezintă o cuneiformizare anterioară normală a corpului de 5°, iar raportul dintre inălțimea corpului şi a discului este de 5 la 1.

Prin încărcare axială, acest model arhitectonic determină apariția solicitărilor de tasare (compresiune) în coloana vertebrală anterioară (« coloana » corpurilor şi discurilor intervertebrale). În conformitate cu legea pârghiei de gradul I, la nivelul coloanei posterioare (« coloana » arcurilor vertebrale şi a ligamentelor) iau naştere solicitări în tracțiune. În echilibrul static, mărimea acestor eforturi este egală cu suma greutății capului,

109

membrelor superioare şi trunchiului (echivalente cu 32% din greutatea corpului pentru nivelul T12), la care se adaugă solicitarea musculaturii extensoare, necesară echilibrării centrului de greutate, care cade anterior de coloană.

Regiunea lombară se prezintă sub forma unei lordoze mobile, cu mari posibilități de variație a profilului curburii în plan mediosagital. Această situație este susținută de cuplajul inferior cu bazinul, realizat prin joncțiunea lombo‐ sacrată, prin care variația poziției bazinului prin basculare în flexie sau extensie schimbă configurația lordozei lombare. Din această cauză, solicitările coloanei lombare prin încărcare axială sunt mult mai variate în comparație cu coloana toracală. Diferențele apar şi prin proiecția centrului de greutate al trunchiului, care, la nivelul L3, ajunge să se proiecteze posterior de corpul vertebral. Această dispoziție transferă coloanei inferioare solicitări de compresiune, pe care le poate prelua până la 30% din sarcină, prin intermediul articulațiilor zygapofizare.

Din punct de vedere al mobilității, segmentul toraco‐lombar al coloanei vertebrale prezintă variații caracteristice în cele trei regiuni descrise.

Coloana toracală Este cea mai rigidă, principalul factor de micşorare a mobilității fiind reprezentat de cutia

toracică. Articulațiile dintre coaste şi vertebrele adiacente sunt prevăzute cu ligamente puternice (ligamentele costotransverse şi ligamentele radiate) având un efect restrictiv asupra mişcărilor de flexie laterală şi extensie. Pe de altă parte, orientarea suprafețelor articulațiilor zygapofizare este de 60° .față de planul orizontal şi 20° față de planul frontal. Prin aceasta este facilitată rotația şi flexia laterală, cu blocarea puternică a translației antero‐posterioare. Nu în ultimul rand, ligamentele galbene şi interspinoase scurte contribuie la rigidizarea suplimentară a coloanei toracice. Aceste particularități structurale influențează decisiv mobilitatea segmentală în această regiune (Fig. 52).

Fig. 52. Blocarea translației anteroposterioare la nivelul coloanei toracale

Mişcarea de flexie‐extensie se realizează cu o amplitudine de 35°, dintre care doar o treime aparțin extensiei. Segmentele superioare T1‐T6 permit o mobilitate de 4°, segmentele mijlocii T6‐T10 o mobilitate de 6°, iar segmentele inferioare T10‐T12, o mobilitate de 12°. Centrele instantanee de mişcare sunt situate la nivelul discurilor, iar mişcarea combină balansul la nivelul corpilor vertebrali, cu alunecarea la nivelul articulațiilor zygapofizare. Creşterea mobilității în segmentele inferioare se explică prin scurtarea şi orizontalizarea proceselor spinoase ca şi prin orientarea suprafețelor articulare într‐un plan mai sagital.

Mişcarea de flexie laterală totalizează o amplitudine de 50° la nivelul coloanei toracale, repartizată aproape uniform, cu o valoare de 6° pentru fiecare segment. Factorii restrictivi țin mai mult de elasticitatea disco‐ligamentară decât de elementul osos. Flexia laterală este cuplată cu un grad uşor de rotație a trunchiului de aceeaşi parte.

110

Mişcarea de rotație este cel mai puțin restricționată în coloana toracală. Factorii de facilitare sunt legați de suprafața plană a proceselor articulare, aşezate pe un arc de cere cu centrul în jumătatea anterioară a corpului vertebral. Rotația totală este de 70° pentru regiunea toracală, cu o medie de 9° pentru segmentele superioare. De la nivelul segmentului T9‐T10 rotația se reduce prin orientarea tot mai sagitală a suprafețelor articulare, corespunzând unui centru de rotație proiectat tot mai posterior. 74% din posibilitățile de rotație ale coloanei toraco‐lombare se realizează în regiunea toracală.

Coloana lombară Este a doua regiune ca mobilitate după coloana cervicală prezentând un gradient de

mişcare ce creşte spre distal. Mobilitatea defineşte şi aici mişcarea vertebrală dependentă de discuri şi articulațiile zygapofizare.

a. Discurile intervertebrale prezintă cele mai mari dimensiuni de la nivelul coloanei vertebrale mobile, dar această supradimensionare rămâne în limitele unui echilibru necesar. Inălțimea discului favorizează mobilitatea, dar suprafața mare a discului impune rigiditatea. În regiunea lombară, proporția creşterii inălțimii suprafeței discului determină un raport fix, ce se încadrează în marjele funcționării cu coeficient de siguranță.

b. În regiunea lombară, procesele articulare sunt orientate la 90° față de planul orizontal şi la 45° față de planul frontal. Această arhitectonică, împreună cu suprafețele articulare sferoidale, impun restricții majore mişcării de rotație. Doar în regiunea lombo‐sacrată orientarea şi forma suprafețelor articulare permit un grad de rotație.

Mişcarea de flexie‐extensie creşte gradat de la 12° în segmentul L1‐L2 până la 20° în segmentul L5‐S1.

Mişcarea de flexie laterală păstrează o valoare constantă de 6° pentru fiecare segment ca şi coloana toracală. Numai segmentul L5‐S1 prezintă o restricție de 3° în flexia laterală. Cele două tipuri de mişcare sunt facilitate de spațiile interlaminare mari şi orientarea sagitală a suprafețelor articulare (Fig. 53).

Fig. 53 Restricția rotației în coloana lombară Miscarea de rotație este redusă la două grade pentru fiecare segment lombar, cu excepția

segmentului L5‐S1 care poate realiza o rotație de 5°. Centrul mişcării de rotație axială este situat posterior de disc, în apropierea proceselor articulare. Aceasta sugerează că în timpul mişcării, discul este supus acțiunii forțelor de forfecare, spre deosebire de discul toracal al cărui centru de

111

mişcare se proiectează la nivelul nucleului pulpos, ceea ce presupune acțiunea forțelor de rotație. Privită ca sinteză, rotația axială a colanei toraco‐lombare este oglinda unei rezistențe neuniforme la torsiune. După Gregersen şi Lucas, amplitudinea totală de rotație T1‐S1 este de 102°, repartizată diferențiat ca amplitudine şi sens în timpul mersului. Coloana lombară este cuplată şi se roteşte în acelaşi sens cu pelvisul în timpul fazei de pendulare (4° spre anterior) în timp ce coloana toracală superioară rotează în direcția opusă cuplată cu centura scapulara. Zona de tranziție este considerată vertebra T7 (Fig. 54).

Fig. 54 Amplitudinea sumativă a mişcărilor de flexie‐extensie ale coloanei vertebrale

5.4. PARTICULARITĂŢI STRUCTURALE ŞI

BIOMECANICE ALE CUTIEI TORACICE

În timpul respirației, volumul cutiei toracice variază ritmic. Această variație este obținută

prin modificarea activă şi simetrică a poziției pereților săi, care produce în consecință variația diametrelor cavității intratoracice. Diametrul vertical se modifică prin deplasarea peretelui inferior (diafragmul), iar diametrele anteroposterior şi transvers sunt dependente de deplasarea peretelui lateral (sternocostal). Se poate considera că în inspirație cutia toracică realizează un câştig de spațiu pe care îl pierde în expirație.

Fiecare coastă cu cartilajul ei costal poate fi asimilată cu o pârghie care se ridică şi coboară. Fiecare coastă este conectată la coloana vertebrală prin câte două articulații: o articulație compusă, puternic angrenată (articulația costovertebrală), asociată cu o articulație simplă (articulația costotransversală). Centrele celor două articulații definesc un ax de mişcare, iar direcția axului față de planul sagital determină planul de mişcare a coastei. Anatomic, axul de mişcare

112

coincide cu axul lung al gâtului coastei respective, unind articulațiile situate de o parte şi de alta a lui. În afara înclinației față de planul sagital, axul de mişcare este înclinat spre posterior şi lateral, urmărind direcția procesului transvers. Procesele transverse sunt aproape paralele cu orizontala pentru vertebrele toracale superioare, dar cresc gradat în oblicitate la nivelul vertebrelor toracale inferioare. Deşi axul de mişcare al coastelor adiacente poate rămâne neschimbat față de planul sagital, mişcarea rezultată poate fi diferită datorită înclinației axului. Alți parametri care influențează mişcarea unei coaste sunt legați de lungimea pârghiei osoase şi de modalitatea de conexiune directă sau indirectă cu sistemul.

Mişcările cutiei toracice nu ar fi posibile dacă nu ar interveni şi elasticitatea cartilajelor costale. În timpul inspirației se constată o deformare prin torsiune a cartilajelor costale, consecința rotației axiale realizată față de axul lor lung. Aceasta se traduce prin modificarea unghiurilor costocondrale şi sternocondrale, prin care se materializează mişcarea relativă a sternului față de coaste.

Articulațiile dintre cartilaj, coaste şi stern oferă adaptări specifice față de solicitările în torsiune:

a) în articulația condrosternală, între incizura costală a sternului şi extremitatea în formă de pană a cartilajului, sunt posibile câteva mici mişcări verticale, dar mişcarea de rotație este blocată;

b) între extremitatea anterioară a coastei şi extremitatea laterală a cartilajului în formă de con turtit se realizează articulația costocondrală, care permite uşoare mişcări verticale şi laterale, dar blochează rotația.

Se consideră că în inspirație, coasta ajunge să mobilizeze sternul obligând cartilajul costal să se torsioneze, asemănător cu o bară de torsiune într‐un sistem de absorbție a şocurilor. Energia stocată prin deformare, preluată de la muşchii inspiratori, este eliberată în expirație, când elasticitatea cartilajelor aduce toracele în poziția lui inițială. Odată cu vârsta, cartilajele îşi pierd elasticitatea şi odată cu aceasta, scade randamentul şi eficiența mişcărilor respiratorii.

Fiecare coastă este caracterizată de o amplitudine de mişcare şi o direcție de mişcare proprii, contribuind specific la realizarea excursiilor respiratorii ale peretelui toracic. Considerate ca pârghii osoase, punctul de sprijin este situat lateral de articulația costotransversă, determinând apariția unei pârghii cu brațele inegale, astfel încât mişcări mici ale extremității vertebrale produc mişcări amplificate ale extremității anterioare.

Mişcările fundamentale ale coastelor sunt reprezentate de mişcarea de ridicare şi coborâre, realizate în cadrul rotației față de axul comun al articulațiilor costovertebrale şi costotransversale. Variațiile de orientare ale axului de rotație vor avea ca urmare ca ridicarea unei coaste să mărească diametrul toracelui în planul în care aceasta este ridicată.

5.4.1 Biomecanica coastelor vertebrosternale Coasta întâi este o coastă scurtă, relativ fixă, puternic ancorată de manubriu sub

articulația sternoclaviculară. Mişcarea extremității anterioare este de mică amplitudine, evidentă numai în timpul inspirației profunde. Axul mişcării trece prin col, iar corpul coastei se ridică devenind mai orizontal. Se consideră că, odată cu calcifierea cartilajului costal, tipul mişcării se schimbă, iar perechea de coaste împreună cu manubriul funcționează ca o singură unitate față de un ax transvers care trece prin articulațiile costotransversale (Gray).

Coastele III‐VI reprezintă un grup omogen care realizează în inspirație o mişcare de ridicare şi împingere înainte a extremității lor anterioare, aceasta fiind efectul mişcării de rotație a gâtului coastei spre posterior. Miscarea extremității anterioare a coastelor este transformată de

113

cartilajele costale în translația înainte şi în sus a corpului sternului, concomitent cu accentuarea unghiului sincondrozei manubriosternale.

Consecința directă a acestor modificări este evidențiată prin creşterea diametrului sagital al cutiei toracice. În continuare mişcarea se limitează rapid, restul energiei de ridicare fiind consumată pentru ridicarea porțiunii mijlocii a coastelor şi eversarea marginii inferioare. Se realizează suplimentar un grad de mişcare laterală, prin care se obține o creştere a diametrului transvers al toracelui. Mişcarea coastelor vertebrosternale, favorizată de forma concav‐convexă a articulațiilor costotransversale superioare, sugerează mişcarea mânerului de pompă pentru extragerea apei, fiind dealtfel cunoscută ca mişcarea "mânerului de pompă" (Fig. 55).

Fig. 55 Mişcarea în "mâner de pompă" a unei coaste inferioare (după KAPANDJI)

5.4.2 Biomecanica coastelor vertebrocondrale Coastele vertebrocondrale, legate anterior între ele prin intermediul unui cartilaj

comun, includ şi coasta a VII‐a, al cărei mod de mişcare este mai aproape de coastele VIII‐IX decât de coastele vertebrosternale. În acest grup, cartilajele costale se articulează unul cu altul (articulațiile intercondrale), astfel încât fiecare îl poate împinge pe cel de deasupra lui, acționând în final asupra corpului sternului. Se realizează o mişcare de ridicare a corpului coastei, care produce lateralizarea acestuia cu lărgirea unghiului infrasternal.

Concomitent, pentru coastele inferioare mai scurte, apare o componentă de mişcare ce tinde să tragă posterior extremitatea anterioară a coastei. Rezultanta finală a mişcării produce creşterea diametrului transvers şi micşorarea diametrului mediosagital inferior al cutiei toracice, dar, pe de altă parte şi creşterea diametrelor parasagitale (medioclaviculare) ale aperturii toracice inferioare. Forma plană a suprafețelor articulare costotransverse inferioare permite rotația şi alunecarea concomitentă a unei suprafețe față de alta ceea ce avantajează producerea unei mişcări față de un ax care trece prin articulația costotransversă şi sternocondrală.

Pentru că mişcarea în lateral şi în sus a unei coaste inferioare a fost comparată cu efectul ridicării unui coş elastic de mânerul sau, mişcarea coastelor vertebrocondrale este cunoscută ca şi mişcarea "mânerului de coş" (Fig. 56). Din acest punct de vedere, coastele intermediare VI şi VII prezintă mişcări combinate de "mâner de pompă" şi "toartă de coş".

Fig. 56 Mişcarea în "mâner de coş" a unei coaste inferioare

114

(după KAPANDJI)

Coastele vertebrale Ultimele două perechi de coaste nu sunt ataşate anterior, şi prin aceasta influențează prea

puțin modificarea diametrelor cutiei toracice. În înspirație, în timp ce restul coastelor sunt ridicate, ele sunt trase în jos şi fixate de muşchiul pătrat lombar, realizând un cadru fix de inserție pentru diafragm.

În afara mişcărilor active respiratorii, produse de muşchii cu funcție specifică, coastele se pot deplasa pasiv, odată cu mişcările coloanei toracale. În timpul flexiei, coastele se apropie anterior, în timpul extensiei se desfăşoară separat. Înclinarea laterală produce convergența coastelor din concavitate şi desfăşurarea celor din convexitate. Rotația vertebrală produce o uşoară deplasare orizontală a unei coaste față de alta.

Este recunoscută interacțiunea dintre componentele osoase, cartilaginoase şi articulare ale peretelui toracic şi coloana toracală: ele au un efect restrictiv, de orientare şi limitare a mişcărilor veretebrelor toracice. În sens invers, modificările patologice ale coloanei toracale (cifoză şi scolioză) produc, prin modificarea poziției coastelor, alterări patologice ale diametrelor şi mecanicii respiratorii, cu micşorarea semnificativă a capacității vitale (Fig. 57)

115

Fig. 57. Modificări globale ale toracelui în plan sagital în tlmpul inspirului (după

KAPANDJI)

116

Cap 6

BIOMECANICA CENTURII PELVINE ŞI ŞOLDULUI

6.1 BIOMECANICA CENTURII PELVINE

Funcția primară a centurii pelvine constă în asigurarea legăturii între scheletul axial şi membrele inferioare. Prin aceasta se asigură transferul greutății trunchiului, capului şi membrelor superioare spre membrele inferioare către sol (în ortostatism) sau către suportul de sprijin (în poziție şezândă), aceasta realizand funcția statică a pelvisului. Concomitent, centura pelvină formează un soclu inelar masiv pe care se sprijină coloana vertebrala mobilă. Prin intermediul articulațiilor şoldului, pelvisul (şi o dată cu el, restul corpului) este deplasat în spațiu de membrele inferioare, contribuind la realizarea funcției de locomoție. Ca element structural al peretelui inferior al trunchiului, pelvisul asigură o funcție de protecție pentru viscerele pelvine: vezica urinară, rect, organe genitale interne, uter gravid, etc.

Pelvisul formează un bloc osos puternic interpus între coloana vertebrală şi membrele inferioare. În structura lui se asociază cele două coxale ‐ anterolateral şi osul sacru ‐ posterior, fiecare din cele trei piese osoase fiind la rândul lor oase de fuziune.

În mod normal, la omul adult, oasele coxale se mişcă concomitent cu sacrul şi bazinul poate fi considerat un întreg rigid. În realitate se produc mişcări de mică amplitudine, în special la nivelul articulațiilor sacroiliace, mai accentuate la tineri.

Mişcările articulațiilor sacroiliace constau în basculări ale sacrului. Ele sunt în număr de două: mişcarea de nutație şi contranutație.

În nutație, baza sacrului se apleacă înainte şi în jos. În contranutație, baza se îndreaptă înapoi şi în sus. În ambele mişcări, axul transversal nu trece prin articulația propriu‐zisă, ci prin ligamentele sacroiliace dorsale, sau prin cel interosos. Sacrul nu este unicul care participă. Cele două oase coxale se deplasează pe osul sacrat imobilizat în acelaşi timp cu sacrul.

Prin mişcarea de nutație strâmtoarea superioară se micşorează, permițând însă strâmtorii inferioare să se mărească. Când se trece de la poziția culcat la poziția în picioare, sacrul este apăsat de coloana vertebrală şi baza lui coboară cu câțiva milimetri. (Schubert, Weisl).

Prin mişcarea de contranutație baza sacrului se îndreaptă în sus şi înapoi, în timp ce vârful lui se îndreaptă în jos şi înainte. Prin această mişcare se măreşte strâmtoarea superioară în timp ce strâmtoarea inferioară se micşorează. Ea se produce astfel în poziția culcat sau când se execută mişcarea de hiperextensie a trunchiului.

Mişcările de nutație şi contranutație au importanță mai ales în obstetrică, pentru că ele sunt cele care permit la naştere modificarea diametrelor bazinului. În afara actului naşterii, nutația se realizează în timpul susținerii unei greutăți pe umeri. În acest caz,

117

greutatea se transmite prin intermediul coloanei vertebrale spre baza sacrului şi aceasta este împinsă înainte (într‐o mică măsură).

Repausul unei persoane pe regiunea lombară, sprijinit pe o bancă transversală constituie un exemplu pentru mişcarea de contranutație. În această situație, baza sacrului este dusă înapoi, deoarece greutatea trunchiului apasă asupra bazei sacrului prin intermediul coloanei vertebrale. În acelaşi timp, membrele inferioare deplasează oasele coxale înainte.

6.1.1 Funcţia statică a centurii pelvine

Transferul greutății truchiului spre suportul de sprijin este considerată funcția principală a pelvisului. În lucrările lor, von Meyer, Braus şi Pick au plecat de la premiza că în spijin bipodal simetric, sub acțiunea greutății trunchiului, sacrul se inclaveaza în partea posterioară a inelului pelvin, între cele două oase iliace.

Fixat prin puternicele amfiartroze sacro‐iliace, osul sacru arputea acționa ca un macaz, împărțind şi dirijând greutatea trunchiului (K) în două jumătăți egale (Kl + K2), spre cele două coxale. Această modalitate de funcționare sugerează distribuția forțelor într‐o boltă arhitecturală romană, în care sacrul reprezintă cheia de boltă. Sarcina aplicată în vârful bolții se descompune pentru fiecare K1, K2 într‐o componentă care se transmite la sol şi altă componentă care tinde să departeze stâlpii ce formează bolta.

Pentru contracararea ultimei componente, în construcții se utilizează un lanț (tirant) care menține apropiate picioarele bolții (Fig. 58). Pentru pelvis, rolul de tirant este reprezentat de ramurile orizontale şi simfiza pubiană, care vor fi solicitate prin eforturi de tracțiune.

118

Fig. 58 Descompunerea forțelor din pelvis în timpul sprijinului bipodal simetric

(după LUHKEN) Reluând analiza mecanică a forțelor, Pauwels a demonstrat că pelvisul uman se

comportă ca o bolta arhitecturală numai în poziție şezândă, şi că descrierea de stâlpi în interiorul pelvisului nu este corectă din punct de vedere mecanic, iar simfiza este solicitată în compresiune. În spijinul bipodal simetric, pelvisul se comportă ca un inel osos. Un segment posterior, care reprezintă sacrul, este ancorat în circumferința inelului prin intermediul ligamentelor sacroiliace dorsale, interosoase şi iliolombare. Se ştie că pe bazinul osos preparat pentru schelet, sacrul cade singur din structura inelului pelvin, sub acțiunea propriei greutăți. La organismul viu, stabilitatea inelului pelvin depinde de integritatea complexului sacroiliac posterior, reprezentat de articulațiile sacroiliace cu ligamentele aferente, împreună cu ligamentele sacrotuberal şi sacrospinal şi sistemul musculofascial al planşeului pelvin. Datorită poziției aproape sagitală a suprafețelor articulare sacroiliace, în ortostatism nu este posibilă o preluare directă de către coxal a forțelor verticale de presiune transmise de trunchi. Greutatea trunchiului este preluată de la sacru de extrem de puternicele ligamente sacroiliace dorsale, care se tensionează şi blochează alunecarea sacrului spre anterior.

Ele realizează un sistem de suspensie al sacrului, analog cu sistemul de suspensie al unui pod (Fig. 59).

Lig. sacroiliac Lig. sacroiliac post. Spina iliacă postero‐sup.

119

interosos

Fig. 59 Structurile ligamentare esnțiale pentru stabilitatea pelvină (după TILE) ‐

Analogie cu structura unui pod (prezentat în partea de jos a figurii) Prin tensionarea aparatului ligamentar dorsal se produce transferul de forțe la

tuberozitatea iliacă, ceea ce creează solicitări evidente de încovoiere la nivelul marginii posterioare a osului iliac. Concomitent, la nivelul simfizei pubiene apar forțe de compresiune pe tracțiune. Prezența presiunilor în jumătatea superioară a articulației presupune o solicitare prin încovoiere a bazinului în sprijinul simetric bipodal. Nici în sprijinul unipodal, modelul de « boltă » al pelvisului nu corespunde realității. În această situație bazinul este asemănător unui inel fixat unilateral, pe circumferința căruia sunt intercalate trei articulații mobile, iar la greutatea trunchiului se adaugă şi acțiunea membrului inferior oscilant. Descompunerea şi repartiția forțelor este mult mai complicată, dar pentru simfiza pubiană se pot evidenția forțe de tracțiune care acționează în partea cranială şi forțe de compresiune în partea caudală a simfizei, combinate cu forțe de forfecare mari în interiorul inelului articular . Față de aceste solicitări complexe, simfiza pubiană prezintă o structură capabilă să reziste cât mai eficient. Țesutul cartilaginos de pe suprafețele articulare preia solicitările de compresiune. Fasciculele orizontale de colagen din structura ligamentului pubian superior preiau forțele de tracțiune, iar fibrele oblic răsucite din structura discului interpubian neutralizează forțele tangențiale.

Pelvisul uman corespunde mecanic unei construcții inelare prevazută cu două articulații de tip amfiartroză situate posterolateral şi o articulație de tip simfiză situată anteromedian. Funcția prevalentă de transfer al greutății trunchiului ca şi funcția de protecție impun o structură rigidă. Din această cauză, la nivelul articulațiilor sacroiliace şi simfizei sunt posibile mişcări restrânse de rotație şi de tanslație, evidente mai ales la tineri. Aceste mişcări se realizează sub formă de combinații sub acțiunea greutății trunchiului.

1) Mişcarea de rotație se realizează prin bascularea sacrului în plan sagital față de axa transversă care trece prin centrul suprafețelor articulare:

a) Prin rotație înainte, promontoriul se deplasează în jos şi ventral, iar coccisul, cu o mişcare mai amplă, dorsal şi cranial. Această rotație este numită şi mişcare de nutație

120

(amintită mai sus). În timpul nutației se produce o apropiere a celor două oase iliace. Mişcarea de rotație înainte este limitată de ligamentele sacrotuberale, sacrospinale şi de ligamentele sacroiliace ventrale.

b) Mişcarea de rotație înapoi se mai numeşte şi mişcarea de contranutație, fiind limitată de ligamentele sacroiliace dorsale profunde.

2) Mişcarea de translație are ca efect deplasarea sacrului spre ventral în plan sagital. Prin trecerea de la poziția de decubit la poziția ortostatică, sacrul este translat de greutatea trunchiului cu câțiva milimetri.

Concomitent cu mişcările articulațiilor sacroiliace sau în funcție de solicitările aplicate inelului pelvin, la nivelul simfizei pubiene se realizează combinații ale mişcărilor de rotație şi translație. În mod normal, în simfiza pubiană se pot efectua mişcări de translație verticală de 2 mm şi mişcări de rotație de 30.

Sistemele ligamentare puternice cu care este prevăzut pelvisul uman sunt necesare asigurării stabilității inelului pelvin.

Ligamentele sacroiliace dorsale şi interosoase împreună cu ligamentele iliolombare asigură ancorajul sacrului în structura inelului în poziție ortostatică. Ligamentele sacrotuberale controlează mişcările de rotație în plan sagital, iar ligamentele sacrospinale se opun mişcărilor de rotație laterală ale coxalului.

În timpul sarcinii şi naşterii apare o adevarată "deblocare" a articulațiilor bazinului, printr‐un mecanism hormonal. Hisaw a descris acțiunea relaxinei, un hormon secretat de ovar şi placentă, care detensionează ligamentele pelvine prin inhibiție. Bascularea sacrului spre dorsal, obținută prin adoptarea poziției Crouzat‐Walcher permite un câştig de 3‐13 mm pentru diametrul sagital al strâmtorii pelvine superioare, iar relaxarea ligamentelor simfizei pubiene permite mărirea diametrului transvers. Persistența acestei hipermobilități după naştere se soldează cu o instabilitate pelvină dureroasă şi tulburări ale mersului.

6.1.2 Funcţia dinamică a centurii pelvine şi şoldului

Alături de centura pelvină, şoldul (articulația coxofemurală) ocupă un loc important în dinamica centurii pelvine, mişcările realizate fiind în strânsă corelație şi interdependență. Pentru o mai bună înțelegere vom face o prezentare prealabilă a particularităților structurale şi funcționale ale acestei articulații.

6.2. PARTICULARITĂŢI STRUCTURALE ŞI FUNCŢIONALE ALE ŞOLDULUI

Articulația şoldului (coxofemurală) se prezintă ca o articulație sferoidală tipică, cu trei axe de mişcare. La nivelul ei se pot produce următoarele mişcări: 1) flexie‐extensie; 2) abducție‐adducție; 3) circumducție; 4) rotație. Datorită lungimii colului femural şi unghiului de înclinație, mişcările de flexie‐extensie şi cele de abducție‐adducție se asociază cu mişcări de rotație.

Fig. 60 Flexia şi extensia.

121

Dacă mişcările de flexie şi extensie ar fi pure, ar trebui să se execute în jurul unui ax transversal care trece prin vârful trohanterului mare şi prin foseta ligamentului rotund (Fig. 60). Această axă ar corespunde axei anatomice a colului şi a capului. Cum însă mişcarea de flexie se însoțeşte şi de o mişcare de rotație înăuntru, iar mişcarea de extensie se însoțeşte de o mişcare de rotație în afară, adevărata axă biomecanică nu se suprapune nici axei anatomice, nici planului frontal ci unei axe care reprezintă axa centrală a cavității cotiloide.

Prin mişcarea de flexie, coapsa se aproprie de peretele anterior al abdomenului, iar în extensie se îndepărtează. În flexie, partea anterioară a capsulei şi ligamentul iliofemural se relaxeză. Limitarea acestei mişcări se face de către muşchii posteriori ai coapsei. Amplitudinea totală a mişcărilor de flexie‐extensie depinde de poziția în care se găseşte genunchiul: astfel, dacă acesta este extins, flexia coapsei atinge 900, prin punerea în tensiune a muşchilor posteriori ai coapsei. Când genunchiul este flectat, flexia şoldului atinge 1300. În poziția “pe vine”, coapsa se alipeşte de peretele abdominal anterior.

Ligamentele iliofemurale au rol principal în stațiunea verticală, opunându‐se căderii trunchiului înapoi, ligamentele pubofemurale au rol adjuvant.

Muşchii care intervin în flexia şoldului sunt:

‐ muşchiul iliopsoas şi dreptul femural, cu acțiune principală şi ‐ tensorul fasciei lata şi muşchiul croitor, cu acțiune mai redusă.

În poziția de decubit dorsal, deci antigravitațională, dacă flexia este asociată cu rotația externă şi abducția şoldului, contracția psoasiliacului este substituită prin contracția croitorului (muşchi accesor); dacă flexia se asociază cu rotația internă şi abducția şoldului, contracția psoasiliacului este substituită prin contracția tensorului fasciei lata (muşchi accesor).

La aceştia se adaugă muşchii adductori şi gracilisul care însă acționează numai până la poziția orizontală a coapsei. De la această poziție în sus, intervine şi muşchiul fesierul mijlociu (prin fasciculele anterioare). Fesierul mijlociu participă şi ca flexor al coapsei din poziție ortostatică în primele grade de flexie. Dacă se opune rezistență, activitatea lui creşte. Muşchii flexori sunt mai puternici decât muşchii extensori.

În extensie, partea anterioară a capsulei şi ligamentul iliofemural se întind, limitând mişcarea.

Este posibilă şi executarea unei extensii forțate, hiperextensie, ca în mişcările de balet sau patinaj. În asemenea cazuri, extensia maximă nu se obține în articulația şoldului respectiv, ci printr‐o mişcare de flexie executată din articulația şoldului de partea opusă (a membrului fixat), ceea ce are drept urmare şi o aplecare a trunchiului înainte; mişcarea se mai petrece şi în coloana vertebrală, accentuându‐se curbura lombară. În această poziție, ligamentele iliopubian şi ischiofemural se întind şi fixează puternic capul în cavitate.

122

În extensia şoldului acțiune principală au semitendinosul, semimembranosul, bicepsul femural, ajutați de fasciculele posterioare ale fesierului mijlociu şi de fesierul mic. În menținerea poziției de hiperextensie intervine fesierul mare. Când coapsa se află dincolo de orizontală, intervin ca extensori şi adductorii, dreptul intern, obturatorul extern şi pătratul femural. Extensia este limitată de întinderea părții anterioare a capsulei şi de ligamentul iliofemural.

Mişcările de abducție‐adducție. Fig. 61 Se realizează în jurul unui ax antero‐

posterior (sagital), care trece prin centrul capului femural şi sunt însoțite de mişcări de rotație ale coapsei (Fig. 61).

Când coapsele sunt extinse, amplitudinea maximă a abducției este de 600, astfel că ambele coapse formează între ele un unghi de 1200; când se găsesc în flexie, abducția atinge 700, între coapse formându‐se un unghi de 1400.

Abducția este realizată de: tensorul

fasciei lata, fesierul mijlociu şi croitor. Tensorul fasciei lata este activ în abducția cu rotație internă şi flexia coapsei. Rolul de

rotator este slab, deşi este implicat în executarea rotației, indiferent de poziția membrului inferior. Spre deosebire de fesieri, are un rol important în pedalajul pe bicicletă, dovedind că devine mai activ când şoldul este flectat.

Fesierul mijlociu este abductor şi rotator intern. Este activat în mers, având o contribuție minimă în pedalajul pe bicicletă.

Rolul croitorului a fost discutat în paragrafele anterioare. În plus, este un muşchi întotdeauna activat în urcat şi coborât, precum şi în pedalaj, activitatea sa crescând mult când şoldul este flectat concomitent cu genunchiul sau când se extinde genunchiul după ce şoldul a fost flectat.

Muşchii abductori sunt mai slabi decât adductorii. Abducția este limitată prin punerea sub tensiune a ligamentului ilio‐pretrohanterian (când coapsa este în extensie) şi a ligamentului pubo‐femural (când coapsa este în flexie). Amplitudinea abducției poate fi mărită prin mişcările de compensare ale bazinului şi ale coloanei lombare. În mişcarea de sfoară, de exemplu, abducția reală a coapsei pe bazin nu depăşeşte 700 de fiecare parte, dar mişcarea devine posibilă datorită înclinării bazinului înainte şi unei lordoze accentuate, ceea ce face ca abducția să se transforme în mişcare de flexie.

La efectuarea adducție participă: psoas‐iliacul, fesierul mic, dreptul intern, pectineul, cei trei adductori, semitendinosul şi semimembranosul. Amplitudinea adducției este de 300. Mişcarea de adducție este limitată de întâlnirea coapselor, iar când acestea se încrucişează, limitarea este dată de către ligamentul pretrohanterian şi ligamentul rotund.

În adducția liberă a coapsei, mişcarea principală este de fapt a adductorului lung, adductorul mare fiind mut, el fiind activat doar dacă mişcarea este cu rezistență. Rotația internă solicită însă contracția tuturor adductorilor.

123

În postura unipodală nu intră în joc, dar în mers sunt activați de mai multe ori în diverse faze. Unii autori (Janda, Stara) apreciază că activitatea acestor muşchi este facilitată de engrama de mers şi mai puțin de o mişcare simplă, primară.

6.3 STABILITATEA ŞOLDULUI

În stațiunea unipodală, echilibrul bazinului este menținut de abductori (fesierul mijlociu) în cadrul balanței Pauwels, iar în bipedism, de activitatea antagonistă a abductorilor şi adductorilor şoldului. Modificarea raportului dintre brațul forței şi brațul rezistenței (normal 1/3), prin scăderea primului (ca în coxa valga) va necesita creşteri importante ale forței abductorilor pentru a menține echilibrul bazinului în noile condiții. În acelaşi timp va creşte şi presiunea pe capul femural. În mod normal ea reprezintă de 4 ori greutatea corpului, iar odată cu scăderea brațului forței, poate ajunge să reprezinte de 5‐7 ori greutatea corpului, când balanța are brațele într‐un raport de 1/4 sau 1/6. La această presiune intermitentă articulară se mai adaugă presiunea permanentă a tonusului muscular periarticular, determinată mai ales de adductori, abductori şi flexori. Contractura unora sau altora va mări presiunea articulară, putând favoriza atitudinile vicioase.

Cea mai fiziologică poziție a şodului, în care presiunile intraarticulare vor fi cele mai mici, este poziția de extensie uşoară, abducție şi rotație internă – poziția în care coaptarea suprafețelor articulare este cea mai perfectă şi deci presiunea pe cm2 cea mai mică. Poziția vicioasă cea mai frecventă, în care se fixează şoldul este inversă – flexie, adducție şi rotație externă – de unde se deduce că accentul la posturare şi mobilizare se va pune pe extensie – abducție – rotație internă.

Presiunea de susținere articulară se repartizează pe o anumită suprafață (suprafața portantă) care este de 16 cm2 în mod normal. Reducerea acestei suprafețe va determina creşterea corespunzătoare a presiunii pe unitatea de suprafață.

Pentru procesul recuperator, importanța acestor factori de stabilitate, ‐ osoşi, ligamentari şi musculari – rezidă din faptul că atitudinea va fi diferențiată în funcție de sectorul afectat. Factorii osoşi de destabilizare sunt puțini accesibili kinetoterapiei, care

poate fi eficientă mai mult în dezechilibrele musculare şi parțial ligamentare.

În poziția "picior peste picior" abducția este asociată cu flexia şi rotația externă, realizând poziția de maximă instabilitate pentru articulația şoldului

FIG. 62 Amplitudinea mişcării de flexie‐extensie a şoldului cu genunchiul extins

124

6.5 BIOMECANICA CENTURII PELVINE ŞI ŞOLDULUI ÎN TIMPUL MERSULUI

Studiul forțelor articulare în timpul activităților dinamice s‐a efectuat cu ajutorul analizei mersului pe platforma de forță (Paul, 1967) sau prin recoltarea măsurătorilor in vivo cu ajutorul protezelor instrumentate prevăzute cu transductori (Rydell, 1965). În timpul mersului s‐au pus în evidență două momente de creştere brutală a forțelor intraarticulare:

a) imediat după contactul calcanean forțele cresc de 4 ori greutatea corpului; b) chiar inainte de ridicarea degetelor, în partea finală a fazei de sprijin forțele cresc

la o valoare de 7 ori greutatea corpului (Fig. 63 ). Pentru femei, aceste valori sunt mai mici datorită diferențelor anatomice: pelvis larg, unghi cervi‐codiafizar femural mai închis (coxa vara), dar şi modul diferit de mers.

În timpul fazei de pendulare, deşi şoldul nu este încărcat, forjț de reacție are valoarea greutății corpului datorită contracției muşchilor extensori care decelerează membrul inferior. În faza de sprijin, forța de reacție scade sub valoarea greutății corpului prin coborârea centrului de greutate al corpului. Mărirea vitezei de mers creşte corespunzător valoarea forței de reacție articulară.

Fig. 63 Acțiunea musculară simetrică şi asimetrică în sprijinul bipodal.

6.6 ANTROPOMETRIE MUSCULARĂ

Înainte de a putea calcula fortele produse de muschii individuali in timpul miscarii normale, este în mod obişnuit necesară cunoaşterea câtorva dimensiuni ale muşchilor.

Dacă muşchii aceluiaşi grup împart sarcina, aceasta are loc probabil proporțional cu secțiunile lor transversale. De asemenea, lucrul mecanic al fiecărui muşchi poate fi diferit în functțe de lungimea brațului de acțiune al forței în raport cu originea şi inserția muşchiului şi în funcție de alte structuri de sub muşchi sau tendoane, care alterează unghiul de acțiune al tendonului.

125

6.6.1 Aria transversală a muşchilor

Aria transversală funcțională sau fiziologică (PCA) a muşchilor este o măsură a numărului de sarcomeri în paralel cu unghiul de tragere al acestora. În muşchii penați, fibrele acționează la un unghi față de axa longitudinală şi de aceea nu sunt tot atât de eficienți, ca muşchii ale căror fibre sunt dispuse în paralel.

Unghiul dintre axa longitudinală a muşchiului şi axa fibrei este numit “unghi de penație”.

În muşchii cu fibrele dispuse în paralel, aria transversală (PCA) este dată de relația:

ldmPCA⋅

= [cm2]

în care: m = masa fibrelor musculare [g]; d = densitatea muşchiului [g/cm3] = 1.056 g/cm3; l = lungimea muşchiului [cm]. În muşchii penați aria transversală (PCA) devine:

ldmPCA

⋅⋅

=θcos [cm2]

în care θ = unghiul de penație, care creşte cu scurtarea muşchiului. Wichiewicz şi colaboratorii (1983) au folosit datele prelevate de la trei cadavre şi au

măsurat masa , lungimile fibrelor şi unghiul de penație pentru 27 de muşchi ai membrului inferior. Se poate determina astfel contribuția potențială relativă a unui grup de muşchi agonişti, presupunând că fiecare generează aceeaşi solicitare. Trebuie observat că un muşchi dublu articular, ca de exemplu gastrocnemian, poate prezenta procente diferite la articulații diferite, datorită ariei transversale totale (PCA) a tuturor muschilor ce traverseaza articulatia.

6.6.2 Modificarea lungimii muşchiului în timpul mişcării

Puține studii au investigat modificările în lungime a muşchilor ca funcție de unghiurile articulațiilor care le traversează.

Grieve şi colaboratorii (1978) au raportat într‐un studiu efectuat pe 8 cadavre modificările procentuale în lungime ale muschiului gastrocnemian ca funcție de unghiul genunchiului şi gleznei. Lungimea de repaus a muşchiului s‐a presupus a fi în poziția flectată cu 900 a genunchiului, iar glezna în poziție intermediară, deci nici în flexie plantară, nici în flexie dorsală. Cu o flexie plantară de 40%, muşchiul s‐a scurtat cu 8.5% şi şi‐a schimbat liniar lungimea, la 200 dorsiflexie crescând cu 4%. Modificările la genunchi au fost descrise printr‐o variație aproape liniară: 6.5% la extensie totală până la o descreştere de 3% pentru o flexie de 1500.

126

6.6.3 Forţa pe unitate de suprafata transversala (tensiunea)

A fost raportată o gamă largă de valori pentru tensiuni ale muşchilor scheletici (Haxton‐1944, Alexander si Vernon – 1975, Maughan şi colaboratorii –1983).

Majoritatea acestor valori de tensiune au fost măsurate în condiții izometrice şi erau între 20 –100N/cm2. Valorile mai mari au fost obținute în muşchii penați, care sunt cei ale căror fibre sunt dispuse sub un unghi față de axa muşchiului. O astfel de orientare creşte efectiv aria transversală peste cea masurată şi folosită în calcularea tensiunii.

Haxton (1944) a stabilit legătura dintre forță şi tensiune în doi muşchi penați ( gastrocnemian şi solear) şi a găsit valori de 38N/cm2. Tensiunile dinamice au fost calculate în muşchiul cvadriceps în timpul alergării şi săriturilor şi s‐a obținut 70N/cm2 ( pe baza unui moment extensor maxim la genunchi de 210 Nm, pentru bărbați adulți) şi ~100N/cm2 în contracție izometrică ( Maughan si colaboratorii, 1983)

127

Cap 7

LUCRUL MECANIC, ENERGIA SI PUTEREA

7.1. INTRODUCERE

Analiza biomecanică impune cu necesitate luarea în considerare şi a variabilelor ce descriu energetica mişcării. Fluxurile de energie reprezintă cauza directă a mişcărilor ce se observă, absența lor conducând în mod direct la absența mişcării. Evaluarea corectă a mersului patologic depinde direct de luarea în considerare a transferurilor de putere în articulații, acestea completând datele furnizate de evaluările electromiografice(EMG) sau cele privind forțele şi momentele ce se dezvoltă. Calcularea corectă a lucrului mecanic este esențială nu numai în scop de diagnostic ci şi în evaluarea capacităților de muncă şi aprecierea performanțelor sportive. Conceptele de bază privind energetica mişcării sunt: energia, lucrul mecanic şi puterea.

7.2. LEGILE FIZICE ALE MIŞCĂRII. UNITĂȚI DE MĂSURĂ. Legile fizice care stau la baza staticii şi cinematicii sunt legile mişcării, care au rezultat

din analiza relației dintre forță şi mişcare. Legile fizice ale mişcării au fost enunțate de fizicianul englez Newton.

Legea inerției – prima lege a mişcării. Orice corp îşi menține, pe baza propriei mase, starea de repaus sau de mişcare

rectilinie uniformă, atâta timp cât asupra sa nu acționează o forță care să‐i modifice această stare. Această tendință a corpului se numeşte inerție.

Datorită intervenției inerției un corp aflat în repaus tinde să rămână în repaus inerția de repaus. Un corp aflat în mişcare tinde să se deplaseze în continuare inerția de mişcare câştigată.

Se consideră că o forță poate să oprească, să inițieze sau să schimbe o anumită mişcare.

În condițiile gravitaționale, asupra corpului se exercită continuu forțe fără a se produce mişcare; mişcarea apare numai în momentul în care se produce o dezechilibrare între acestea.

Forțele sunt mărimi vectoriale caracterizate prin mărime, direcție, sens, punct de aplicare. Modificările oricăreia dintre aceste caracteristici vor influența efectele forței.

Atunci când o forță acționează asupra unui corp, va determina o mişcare a acestuia în aceeaşi direcție cu direcția de acțiune a forței.

Dacă asupra unui corp acționează mai multe forțe, conform “regulei paralelogramului”, acestea se sumează şi dau o forță rezultantă (FR).

De exemplu, atunci când două forțe acționează în acelaşi timp, dar din două unghiuri diferite, corpul se va mişca pe o direcție care va fi diagonala paralelogramului, trasată din punctual de aplicare al forțelor. (Fig. 64)

128

Figura 64. ‐ Paralelogramul forțelor În mecanica mişcării se pot întâlni următoarele situații: Dacă asupra unui corp acționează o singură forță, mişcarea se va produce în sensul

forței; de exemplu, un grup muscular poate produce mişcare în sensul contracției suficient de puternice (Fig. 65).

Figura 65. Dacă asupra unui corp acționează, pe aceeaşi direcție, două forțe în acelaşi sens, într‐

un punct comun, acestea vor fi echivalente cu o forță unică egală cu suma mărimilor forțelor individuale (Fig. 66)

Figura 66. Dacă asupra unui corp acționează două forțe diferite, pe aceeaşi direcție, dar în

sensuri diferite, se va produce mişcare în sensul forței mai puternice (Fig. 67)

Figura 67. Dacă asupra unui corp acționează două forțe egale, pe aceeaşi direcție, dar în sensuri

opuse, va rezulta o stare de echilibru (Fig. 68)

F2

F1 F3

F

129

Figura 68. Greutatea este măsura atracției gravitaționale pe care o exercită pământul, prin

câmpul său gravitațional, asupra unui corp. Greutatea (G) unui corp depinde de doi factori: masa corpului şi accelerația

gravitațională care acționează asupra acestuia. G = mxg în care m = masa corpului iar g = accelerația gravitațională = 9,81 m/s2. Gravitația reprezintă o forță prin care toate corpurile sunt atrase de pământ legea

gravitației lui Newton. Valoarea acestei forțe se calculează după formula: F = m1 x m2 / r

2 În natură, toate corpurile se atrag unele pe altele cu o forță, direct proporțională cu

produsul maselor acestora şi invers proporțională cu pătratul distanței dintre ele (r2). Momentul inerției reprezintă o măsură a rezistenței pe care o oferă un segment al

corpului la o schimbare în mişcarea sa față de o axă (o măsură a distribuției masei segmentului față de o axă a mişcării).

Reamintim cele 3 axe principale, perpendiculare una pe cealaltă, în jurul cărora se poate mişca un segment al corpului: latero‐lateral, antero‐posterior, longitudinal. Momentul inerției scade pe măsură ce masa corpului este mai apropiată de axa de mişcare.

Linia de gravitație este verticala care, trecând prin centrul de gravitație al corpului, se proiectează în interiorul bazei de susținere.

În ortostatism, linia gravitației trece: puțin înapoia vârfului suturii coronale – prin dintele axisului ‐ prin corpurile vertebrelor cervicale – vertebra C7 – anterior față de vertebrele toracale – intersectează curbura lombară la nivelul L2 – corpurile ultimelor vertebre lombare – vertebra S2 – puțin posterior față de centrul articulației genunchiului – înaintea articulației talocrurale – mijlocul bazei de susținere.

Baza de susținere este aria care suportă greutatea unui corp sau a unui obiect. La om, în ortostatism, baza de susținere are aproximativ forma unui trapez delimitat

anterior de vârful picioarelor, lateral de marginea externă a acestora şi posterior de linia călcâielor.

Unghiul de stabilitate este format de linia centrului de gravitație (proiecția CG al corpului pe baza de susținere) cu dreapta care uneşte centrul de greutate cu marginea bazei de susținere (Fig. 69)

Figura 69. Există trei tipuri de echilibru: stabil, instabil şi indiferent.

α

F1 F2

130

Forțele de frecare. Un corp aflat în mişcare este influențat de alte corpuri cu care vine în contact, acestea având tendința de a frâna mişcarea din cauza forței de frecare dintre corpuri. Din cauza frecării, mişcarea corpului devine uniform încetinită până la oprirea acestuia. Pentru a‐l menține în mişcare trebuie să intervină o forță exterioară continuă mai mare decât forța de frecare.

Între aceste două forțe se stabileşte un raport numit coeficient de fricțiune.(μ) Coeficient de fricțiune = forța care produce mişcarea/forța de frecare. Legea accelerației – a doua lege a mişcării. Când o forță acționează asupra unui corp, pe direcția şi în sensul mişcării acestuia,

apare accelerația. Forța aplicată corpului în mişcare este proporțională cu rata schimbării momentului,

conform legii accelerației. (momentul (G) reprezintă cantitatea de mişcare a unui corp la un moment dat G = m x v; în care m = masa şi v = velocitatea).

F = ∆G/∆t = mx∆v/∆t = m x a Din exprimarea algebrică a legii accelerației F = m x a, se poate deduce accelerația: a = F/m. producând o deplasare, forța efectuează un lucru mecanic. Dacă pe direcția de

mişcare se aplică o forță egală şi de sens contrar cu forța care a produs mişcarea, corpul se opreşte se produce decelerația.

Legea acțiunii şi reacțiunii – a treia lege a mişcării La interacțiunea a două corpuri, forța care acționează asupra unui corp – acțiunea –

este egală şi de sens contrar cu forța care acționează asupra celuilalt corp – reacțiunea. Această lege este o consecință a legii inerției şi a forței. Pentru această lege se

consideră interacțiunea dintre corpuri care nu sunt supuse nici unei alte acțiuni exterioare. Interacțiunea celor două corpuri poate fi comună un corp se sprijină pe altul în câmp gravitațional sau mai puțin comună corpurile sunt supuse numai acțiunii forțelor de gravitație.

7.3 FORȚELE INTERIOARE ALE LOCOMOȚIEI: IMPULSUL NERVOS ŞI CONTRACȚIA MUSCULARĂ

Forța este o mărime fizică care tinde să modifice sau modifică starea de repaus sau de mişcare a unui corp. Baza anatomo‐funcțională a unei mişcări este reprezentată de arcul neuromusculoosteoarticular.

Prin intrarea în acțiune a aparatului locomotor comandat de sistemul nervos, se declanşează o serie de forțe interioare care conlucrează la realizarea mişcărilor. Forțele interioare sunt obligate să învingă o serie de forțe exterioare care se opun mişcării, mişcarea rezultând din interacțiunea forțelor interioare ale corpului omenesc cu forțele exterioare ale mediului de deplasare.

Pentru a se produce lucru mecanic, forțele interioare trebuie să fie superioare ca intensitate rezistențelor opuse de forțele exterioare şi să acționeze pe aceeaşi direcție, dar în sens invers acestora din urmă. Forțele interioare ale locomoției

131

Organele care participă la locomoție aparțin sistemului nervos, sistemului osteoarticular şi sistemului muscular.

Atât locomoția, cât şi mişcarea sub forma exercițiului fizic utilizează energia mecanică care se manifestă ca nişte forțe.

În urma proceselor metabolice din organismul uman rezultă energie care este utilizată sub formă termică, electrică, fizico‐chimică şi mecanică.

Succesiunea forțelor interioare ale locomoției, care intervin în realizarea unei mişcări este următoarea:

• impulsul nervos; • contracția musculară; • pârghia osoasă; • mobilitatea articulară.

Impulsul nervos

Controlul mişcării este realizat de sistemul nervos somatic sau al vieții de relație. Acesta este alcătuit din acele formațiuni care au rolul de a integra organismul în mediul extern, de a realiza relația organismului cu acest mediu. Activitatea sistemului nervos somatic este conştientă, voluntară şi are ca efectori musculatura striată (somatică).

Căile descendente

Căile descendente sau motorii cuprind: • un centru cortical care elaborează influxul nervos; • o succesiune de neuroni interconectați; dintre aceştia, unul este neuronul motor central

din scoarța cerebrală de unde porneşte calea efectorie; altul este neuronul motor periferic care poate fi localizat în trunchiul cerebral sau în măduva spinării;

• plăcile neuromotorii, la nivelul cărora influxul nervos este transformat în incitație motorie producătoare de mişcare.

Căile motorii sunt de două categorii: 1. căi ale motricității voluntare; 2. căi ale motricității automate sau extrapiramidale Neuronul motor periferic este supus influențelor centrilor superiori, astfel:

• prin control direct este influențat neuronul motor alfa; • prin control indirect este influențat neuronul motor gamma, care prin intermediul

buclei gamma întreține starea de excitabilitate a motoneuronului alfa.

Căile motricității voluntare

Căile motricității voluntare conțin numai doi neuroni: central şi periferic. În funcție de localizarea neuronului motor periferic, acestea sunt:

• calea motricității voluntare pentru musculatura gâtului, trunchiului şi membrelor;

132

• calea motricității voluntare pentru musculatura capului şi a unor părți ale muşchilor gâtului.

Neuronii motori centrali sunt reprezentați, în proporție de 40%, de celulele piramidale gigante Betz din aria motorie principală 4, de neuronii din pătura piramidală internă a ariilor 6, 10, 45, şi 46 ale lobului frontal, dar şi din neuroni din pătura piramidală internă a lobilor occipital şi parietal.

Neuronii motori periferici sunt situați în cornul anterior al măduvei spinării. Axonii acestora, prin intermediul rădăcinii anterioare a nervului spinal ajung la muşchii striați.

• Neuronii somatomotori α şi β sunt situați în capul cornului anterior. Axonii acestora se termină în plăcile motorii ale muşchilor striați. Aceşti neuroni primesc aferente din fasciculul piramidal, din fasciculele extrapiramidale şi de la ganglionii spinali.

• Neuronii γ sunt aşezați în capul cornului anterior. Axonii acestora se termină în plăcile motorii ale porțiunilor contractile ale fusurilor neuromusculare. Primesc aferențe de la fasciculele extrapiramidale (mai ales reticulospinale) şi de la ganglionii bazali.

Căile motricității automate

Căile motricității automate sau extrapiramidale reprezintă un sistem de reglaj sau de control al mişcării care asigură execuția precisă, armonioasă a mişcării comandate voluntar. Pentru realizarea acestui scop, sistemul extrapiramidal intervine în reglarea tonusului muscular, a automatismului muscular şi a reflexelor somatice.

Tonusul muscular este de origine reflexă şi are rolul de a pune la dispoziția organismului, în cele mai bune condiții, o modalitate de expresie somatică precisă şi eficace. Tonusul muscular asigură statica de ansamblu a corpului şi adaptează în permanență poziția corpului în funcție de activitatea

motorie comandată. Acesta susține în permanență acțiunea în diferitele sale faze de execuție, adică în fazele de stabilizare, de desfăşurare şi de menținere a atitudinii finale. Aşadar, există trei categorii de tonus muscular, strâns împletite în cursul executării unei activități: tonusul de fond, tonusul de execuție şi tonusul postural.

Originea căilor extrapiramidale este reprezentată de cortexul cerebral, care prin conexiunile sale descendente, face legătura cu o serie de stații de releu subcorticale înlănțuite şi a căror activitate se reflectă înapoi asupra scoarței cerebrale sau asupra neuronilor motori periferici. Zonele corticale de origine a căilor extrapiramidale sunt diseminate pe suprafețe mari ale scoarței cerebrale, la nivelul tuturor lobilor.

Centrii de releu subcortical sunt reprezentați de următoarele structuri: ● nucleii punții şi, în continuarea acestora, cerebelul; ● corpii striați; ● nucleii subtalamici; ● substanța neagră; ● nucleul roşu; ● formațiunea reticulată a trunchiului cerebral; ● nucleii lamei tectale; ● nucleii vestibulari; ● oliva bulbară. De la nucleii de releu, impulsurile sunt redistribuite pentru închiderea circuitelor de

control atât la neuronul motor central, cât şi la cel periferic.

133

Contracția musculară

A doua forță interioară care intervine în realizarea mişcării, ca o reacție caracteristică la impulsurile nervoase motorii, este forța de contracție musculară.

Activitatea musculară nu este posibilă în absența tonusului muscular. Acesta este definit ca fiind „starea specială de semicontracție pe care muşchiul o prezintă şi în repaus şi care, îi conservă relieful”. Tonusul muscular se menține pe cale reflexă. Actul reflex care menține tonusul muscular se numeşte reflex de întindere (vezi bucla gamma).

Tonusul muscular este influențat de numeroşi factori, dintre care amintim factorii endocrini; bărbații au muşchi mai tonici comparativ cu femeile, datorită hormonilor sexuali masculini.

Tonusul muscular conferă muşchiului proprietatea de a se contracta, ca urmare a impulsurilor nervoase motorii.

Unitatea motorie

Prin unitatea motorie se înțelege ansamblul format de un motoneuron alfa din cornul anterior al măduvei spinării împreună cu fibrele musculare pe care le inervează.

Muşchiul striat funcționează prin jocul coordonat al unităților motorii.

Calitățile caracteristice contracției musculare

Calitățile caracteristice contracției musculare sunt forța de contracție şi amplitudinea contracției, factori intrinseci ai activității musculare. Forța musculară

Forța musculară depinde de trei componente, proprietăți ale muşchiului care se contractă, şi anume: mecanica musculară, arhitectura muşchiului şi locul de inserție al acestuia.

Forța de contracție depinde de doi factori mai importanți: numărul fibrelor musculare ale unui muşchi şi lungimea acestora.

Sincronizarea acțiunilor musculare

La executarea unei mişcări participă următoarele grupe musculare: • muşchi agonişti; • muşchi antagonişti; • muşchi sinergici; • muşchi fixatori; • muşchi neutralizatori.

Gruparea funcțională periarticulară a muşchilor

134

Muşchii din jurul unei articulații sunt aşezați în grupe funcționale. Cuplul de forțe.

Cuplul de forțe este format din două forțe paralele care acționează asupra pârghiilor osoase, dar în direcții opuse. Lanțurile musculare

Grupele musculare care pun în mişcare un lanț cinematic (articular) formează un lanț muscular. Gruparea se realizează în sens longitudinal, de‐a lungul lanțului articular. Chingile musculare. Chinga musculară este o grupare funcțională, în formă de ansă, formată din doi muşchi cu inserția distală apropiată şi capetele proximale divergente.

7.4 FORŢELE INTERIOARE ALE LOCOMOŢIEI: PÂRGHIA OSOSĂ ŞI MOBILITATEA ARTICULARĂ

Pârghia osoasă

A treia forță a locomoției este reprezentată de acțiunea pârghiilor osoase. Segmentele osoase asupra cărora acționează muşchii se comportă, la prima vedere, ca pârghiile din fizică.

În mecanică, o pârghie este o maşină simplă. Maşinile simple sunt dispozitive utilizate pentru ca în procesul de deplasare a unor corpuri să se poată reduce forța aplicată, pe seama deplasării mai mari a punctului de aplicare a acestor forțe.

Pârghia reprezintă de obicei o bară care se poate roti în jurul unui punct numit punct de sprijin (S). Scopul principal al utilizării pârghiei este acela de a putea ridica o greutate mai mare, aplicând o forță mai mică. Deci, asupra pârghiei acționează două forțe:

• forța care trebuie învinsă, numită forța rezistentă – R; • forța cu ajutorul căreia este învinsă forța rezistentă, numită forța activă – F.

În funcție de raporturile dintre aceste trei puncte, pârghiile se împart în: • pârghii de gradul I, cu sprijinul la mijloc – RSF; • pârghii de gradul II, cu rezistența la mijloc – SRF; • pârghii de gradul III, cu forța la mijloc – SFR.

Distanța dintre punctul de sprijin şi suportul uneia dintre forțe se numeşte brațul forței, respectiv brațul rezistenței. Pentru ca o pârghie să fie în echilibru, momentele celor două forțe față de punctul de sprijin trebuie să fie egale. F X d2 = R X d1 în care d1 = brațul rezistenței

d2 = brațul forței. Dacă nu există frecări, şi pârghia este absolut rigidă, atunci: h2/h1 = d1/d2 în care h1 = înălțimea cu care urcă punctul de aplicare al forței R

h2 = înălțimea cu care coboară punctul de aplicare al forței F. Conform acestei formule, lucrul mecanic efectuat de cele două forțe este egal,

afirmație valabilă numai în cazul ideal. În realitate are loc relația: F X h2 > R X h1 , randamentul pârghiei fiind subunitar.

135

Segmentele osoase asupra cărora acționează muşchii se comportă, la prima vedere, ca pârghiile din fizică. Pârghiile biologice sunt formate din două oase vecine articulate mobil = cuplu cinematic, şi legate între ele printr‐un muşchi. La pârghia osoasă:

• punctul de sprijin S reprezintă axa biomecanică a mişcării; • forța rezistentă R reprezintă greutatea corpului sau a segmentului care se

deplasează; la aceasta se poate adăuga greutatea sarcinii de mobilizat; • forța activă F este reprezentată de inserția pe segmentul osos a muşchiului care

realizează mişcarea. Pârghiile de gradul I sunt pârghii de echilibru. De exemplu, la articulația

atlantooccipitală, capul în echilibru pe coloana vertebrală reprezintă o pârghie de gradul I: (fig.10.)

S corespunde articulației atlantooccipitale; R este reprezentată de greutatea capului, care tinde să cadă înainte; F este reprezentată de muşchii cefei, care opresc căderea capului înainte. Pârghiile de gradul al –II –lea sunt pârghii de forță şi sunt mai rare în organismul

uman. Un exemplu de pârghie de gradul al‐II‐lea se întâlneşte atunci când subiectul se ridică pe vârful degetelor (fig. 11.):

S corespunde capetelor metatarsienelor; R este reprezentată de proiecția centrului de greutate, care cade pe articulația

talocrurală; F este reprezentată de forța muşchiului triceps sural, care se inseră pe calcaneu. Pârghiile de gradul al‐III‐lea cele mai frecvente în organism, sunt pârghii de viteză,

permițând ca printr‐o forță redusă să se imprime brațului rezistenței deplasări foarte mari. De exemplu, la nivelul articulației cotului, pentru mişcarea de flexiune realizată de muşchiul biceps brahial (fig. 12.).

S corespunde articulației cotului; F este reprezentată de inserția bicepsului brahial pe tuberozitatea radiusului; R este reprezentată de greutatea antebrațului şi a mâinii. Descompunerea forțelor musculare Forța dezvoltată de un muşchi aflat în contracție nu realizează numai mobilizarea

pârghiilor osoase. Prin tonusul sau prin contracția voluntară, muşchii care traversează o articulație reprezintă, după cum am mai amintit, unul din principalele mijloace de menținere în contact a suprafețeler articulare.

Conform paralelogramului forțelor, forța musculară se descompune în două componente:

• componenta tangențială, care tinde să mişte segmentul; • componenta articulară, care se transmite articulației, ca o forță compresivă („os pe

os”) participă, alături de capsulă şi ligamente, la menținerea în contact a suprafețelor articulare. Momentul muşchiului Raportul dintre muşchi şi pârghia acestuia variază în funcție de faza mişcării. În

diferitele momente ale acțiunii, muşchiul poate sau nu să fie perpendicular pe pârghia pe care acționează. Faza în care incidența perpendiculară îi permite un maximum de acțiune a fost denumită de Debrièrre momentul muşchiului.

136

Momentul forței se poate calcula conform formulei: Tq = F x d

În care F = forța musculară (N) D = brațul momentului (m) Brațul momentului este reprezentat de distanța perpendiculară dintre axa de mişcare

şi vectorul forței Scripeții Scripeții fac parte ca şi pârghiile din categoria maşinilor simple utilizate la om, fie

pentru amplificarea unei forțe, fie pentru a o face mai comod de aplicat. Scripeții nu determină amplificarea forței active, dar permit o serie de aranjamente

pentru aplicarea forței în direcții diferite, în funcție de necesități. Spre deosebire de pârghii, scripeții oferă posibilitatea unei mişcări de rotație continuă.

Scripetele este alcătuit dintr‐o roată cu un şanț pe circumferință, mobilă, în jurul axului care trece prin centrul acesteia. Axul este montat pe o furcă prevăzută cu un cârlig. Prin şanțul scripetului trece un cablu.

Planul înclinat Planul înclinat oferă avantajul descompunerii forței de greutate a corpului sau a unui

segment (G) în două componente: • greutatea tangențială (Gt), paralelă cu planul înclinat; • greutatea normală (Gn), perpendiculară pe plan.

În timpul efectuării mişcării este necesară numai învingerea componentei tangențiale a greutății

Mobilitatea articulară Deplasarea segmentelor osoase angrenează în lanțul mecanismelor motorii şi

participarea obligatorie a articulațiilor. Articulațiile reprezintă locul unde structurile de rezistență, reprezentate de oase,

asigură mişcarea uneia din componentele acesteia față de cealaltă. Structura anatomică a articulațiilor permite transmiterea tracțiunilor, stabilitatea lanțului cinematic şi diminuarea frecării.

Mobilitatea articulară trebuie considerată un factor activ care participă la realizarea mişcărilor. Forma articulațiilor şi gradele de libertate ale acestora sunt factori importanți care conduc direcția şi sensul mişcărilor şi care, în acelaşi timp limitează amplitudinea de mişcare.

Cupluri şi lanțuri cinematice Cupluri cinematice. Două segmente mobile apropiate realizează un cuplu cinematic.

De exemplu: gambă‐picior, braț‐antebraț, antebraț‐mână. În mecanică se descriu trei tipuri de cupluri cinematice: de translație, de rotație şi

helicoidale.

137

În biomecanica corpului omenesc nu se întâlnesc cupluri de translație, cele helicoidale sunt rare (de exemplu, articulația gleznei), iar cele de rotație sunt frecvente (de exemplu, antebraț‐mână).

Lanțuri cinematice. Cuplurile cinematice se leagă între ele, realizând lanțuri cinematice (articulare). La formarea unui lanț cinematic participă mai multe segmente şi deci, mai multe articulații (cupluri cinematice).

Lanțurile cinematice pot fi deschise sau închise. Gradele de libertate şi axele de mişcare În biomecanică, prin grad de libertate se înțelege planul în care se desfăşoară o

anumită mişcare. În funcție de numărul gradelor de libertate, articulațiile sinoviale se clasifică în:

articulații cu 1 grad de libertate articulații cu 2 grade de libertate articulații cu 3 grade de libertate Funcțiile articulației în cadrul aparatului locomotor În cadrul aparatului locomotor, articulația are două funcții principale: asigură

stabilitatea şi mobilitatea segmentelor. Stabilitatea este importantă la toate articulațiile, dar reprezintă o condiție majoră

pentru cele ale membrului inferior, care asigură ortostatismul şi mersul. Stabilitatea unei articulații depinde de mai mulți factori, din care amintim: forma

capetelor osoase articulare, capsula şi ligamentele acesteia, musculatura periarticulară, lichidul sinovial şi presiunea atmosferică.

Mobilitatea articulară intră în discuție mai ales la articulațiile sinoviale. Această funcție este dependentă de cel puțin trei structuri capsula articulară, sinoviala şi lichidul sinovial.

7.5. LUCRUL MECANIC MUSCULAR

Originea şi inserția fiecărui muşchi defineşte unghiul de tragere a tendonului pe os şi prin aceasta pârghia mecanică a acestuia față de centrul articulației.

Fiecare muşchi are o lungime a brațului de forță unică, care este lungimea liniei normale pe muşchi, trecând prin centrul articulației. Acest braț se modifică ca lungime în funcție de unghiul articulației.

Unul dintre puținele studii în acest domeniu (Smidt,1973) comunică lungimea medie a brațului de forță ( pentru 26 de subiecti) pentru muşchii extensori ai genunchiului şi pentru ischiogambieri, ce acționează la genunchi. Ambele grupe de muşchi au arătat o creştere în lungime a brațului de forță în timpul flexiei genunchiului, atingând un maxim la 450 şi descrescând apoi când flexia creşte la 900.

Wilkie (195) a realizat de asemenea cercetări privind momentele şi lungimile pentru flexorii cotului.

138

7.6 MUŞCHII MULTIARTICULARI

Un număr mare de muşchi din corpul uman trec peste mai mult de o articulație. În membrele inferioare muşchii ischiogambieri sunt extensori ai coapsei şi flexori ai genunchiului, dreptul femural este o combinație de flexor al coapsei şi extensor al genunchiului, iar gastrocnemienii sunt flexori ai genunchiului şi flexori plantari ai piciorului.

Lungimile fibrelor multora dintre aceşti muşchi pot fi insuficiente pentru a permite o gamă completă de mişcare pentru ambele articulații implicate. Să considerăm, de exemplu, acțiunea dreptului femural în timpul fazei timpurii de balans din alergare. Acest muşchi se scurtează ca rezultat al flexiei coapsei şi se lungeşte la genunchi în balansul înapoi al piciorului ce se pregăteşte de balans. Tensiunea din dreptul femural creează un moment de flexie a coapsei ( lucru mecanic pozitiv) şi un moment de extensie a genunchiului pentru a decelera laba piciorului în balans (lucru mecanic negativ) şi începe accelerarea lui înainte. În acest fel, modificarea netă în lungimea muşchiului este redusă în comparație cu doi muşchi uniarticulari echivalenți, iar lucrul mecanic pozitiv şi negativ din muşchi poate fi redus.

Un muşchi biarticular poate fi chiar total izometric în astfel de situații şi ar putea efectiv să transmitaă energie de la picior către pelvis în exemplul de mai sus. În alergare, în timpul fazei critice de propulsie (push‐off), când flexorii plantari generează energie cu o viteză mare, genunchiul continuă să se extindă. Astfel, muşchii gastronemieni pot acționa esențial izometric ( apar a se scurta la capătul distal şi a se lungi la cel proximal). În mod similar, către sfârşitul balansului în alergare, genunchiul este rapid extins, în timp ce coapsa a atins flexia totală şi începe mişcarea inversă (adică ea are o viteză de extensie). În acest fel muşchii ischiogambieri apar a fi lungiți rapid la capătul distal şi scurtați la cel proximal, cu un rezultat net de a se putea lungi la viteza mai scăzută, decât ar face‐o o articulație unică.

7.7 FORȚELE EXTERIOARE ALE LOCOMOȚIEI

Forțele exterioare ale locomoției

Mişcarea corpului în întregime sau a segmentelor acestuia se datorează atât forțelor interioare ale locomoției, cât şi forțelor exterioare ale mediului în care organismul se deplasează. Pentru ca mişcarea să se producă, forțele interioare ale corpului omenesc trebuie să învingă forțele exterioare.

Forțele exterioare ale locomoției sunt: • forța gravitațională; • greutatea corpului şi a segmentelor acestuia; • presiunea atmosferică; • rezistența mediului; • inerția; • forțele de accelerație; • forța de reacție a suprafeței de sprijin; • forțele de frecare; • rezistențe exterioare diverse.

În capitolul acesta vom dezvolta numai o parte din aceste forțe, celelalte fiind prezente în alte capitole anterioare.

139

• Greutatea corpului şi a segmentelor. Indiferent care este poziția corpului, greutatea acționează vertical, de sus în jos, asupra centrului de greutate al corpului sau al segmentului.

Valoarea acestei forțe exterioare depinde de masa segmentului care se mişcă (se iau în considerare volumul, lungimea, densitatea segmentului sau segmentelor angajate în mişcare).

La corpul uman intră în calcul şi valoarea masei musculare, care poate modifica această lege.

• Presiunea atmosferică, indirect, este tot o forță de acțiune a gravitației, care apasă asupra corpului cu o intensitate variabilă, direct proporțională cu viteza de deplasare.

Asupra corpului omenesc aflat în repaus acționează o presiune atmosferică de peste 20.000 kg, repartizată uniform aproximativ 1Kg/cm2, la o suprafață corporală de 2m2.

Presiunea atmosferică are un rol deosebit de important în menținerea în contact a suprafețelor articulare.

Acțiunea presiunii atmosferice asupra corpului este compensată de presiunea din cavitățile toracică şi abdominală, cele două presiuni având valori egale.

• Rezistența mediului. Mişcarea unui corp este influențată de mediul fluid – gaz sau lichid, în care se execută. O parte din energia corpului în mişcare se transferă mediului. Acest transfer de energie se numeşte rezistență fluidă şi creşte cu viteza de deplasare a corpului.

Rezistența fluidă se calculează după formula: R = K x S x V2 x sinα în care R = rezistența fluidului (Kg) K = coeficientul de rezistență stabilit în raport cu forma corpurilor şi densitatea

mediului. S = suprafața celei mai mari secțiuni a corpului care deplasează în mediu, considerată

în raport cu axa de progresie. V = viteza (m/sec) Sinα = sinusul unghiului de înclinație pe orizontală. Din analiza acestei formule se pot deduce faptul că, rezistența mediului în care se

desfăşoară exercițiile fizice poate fi diminuată prin micşorarea suprafeței de secțiune (S) şi a unghiului de atac (α).

• Forța de reacție a suprafeței de sprijin. Forța de reacție a solului derivă din legea acțiunii şi reacțiunii a lui Newton. Reprezintă forța de împingere de jos în sus a suprafețelor orizontale de sprijin ale corpului.

Forța de reacție a solului este rezultanta a trei componente vectoriale cu direcții: verticală, transversală şi anteroposterioară, care se transmit piciorului în timpul fazei de sprijin a mersului şi în alergare.

Mărimea forței de reacție a solului depinde de mărimea masei corpului şi de valoarea accelerației centrului de greutate al acestuia.

Când corpul este în repaus apare o forță de reacție statică care este egală cu greutatea corpului. Când corpul se află în mişcare, la greutatea acestuia se adaugă şi accelerația, suprafața de sprijin dezvoltând o forță de reacție dinamică.

Rs = Gs În cazul în care subiectul este împins în sus, în direcție verticală, ca în sărituri, reacția

dinamică (Rd) va fi egală cu greutatea statică (Gs) la care se adaugă forța de inerție (Fi). Rd = Gs + Fi

140

Atunci când subiectul se lasă în jos spre verticală, ca în genuflexiuni, reacția dinamică va fi egală cu greutatea statică minus forța de inerție, deoarece accelerația se îndreaptă spre baza de susținere. Rd = Gs ‐ Fi

Din studiile efectuate de mai mulți autori, reiese faptul că, alergarea dă o forță de reacție mult mai mare decât greutatea corpului, comparativ cu mersul.

• Forța de frecare. În sporturile în care corpul alunecă pe suprafața de sprijin apare forța de frecare (F), care este direct proporțională cu greutatea corpului (G) şi cu coeficientul de frecare (K), variabil, în funcție de caracteristicile de alunecare ale suprafețelor aflate în contact.

F = G xK Rezistențele exterioare diverse sunt reprezentate de toate obiectele asupra cărora

intervine corpul omenesc şi acționează asupra corpului din direcțiile cele mai variate

7.8 ENERGIA ŞI LUCRUL MECANIC

Energia şi lucrul mecanic au aceleaşi unități de măsura ( joul‐ul) dar au ințelesuri diferite.

Energia este o măsură a capacității unui corp, la un moment de timp, de a efectua lucru mecanic. De exemplu, un corp având o energie cinetică de 200J şi o energie potențială de 150J poate efectua un lucru mecanic de 350J.

Lucrul mecanic, pe de altă parte, este o măsura a fluxului de energie de la un corp la altul, acest transfer necesitând un timp pentru ca lucrul mecanic să fie efectuat. Dacă fluxul de energie este direcționat de la corpul A, la corpul B, se spune că A poate efectua lucru mecanic asupra lui B, sau muşchiul A poate efectua lucru mecanic asupra segmentului B dacă fluxul este dirijat de la muşchi spre segment.

LEGEA CONSERVĂRII ENERGIEI Legea conservarii energiei se aplica tuturor punctelor din corp in toate momentele de

timp. De exemplu, orice segment de corp va schimba energia sa numai daca exista un flux de energie inspre sau dinspre orice structura adiacenta (tendoane, ligamente sau suprafete articulare).

In Fig. 70 a, este prezentat un segment cuplat cu segmentele adiacente, prin suprafețe articulare şi prin patru muşchi care îşi au punctele de inserție la nivelul său. Dacă lucrurile mecanice efectuate în aceste puncte, într‐o perioadă de timp foarte scurtă Δt, sunt valorile reprezentate in Fig. 70 se poate scrie legea conservării energiei, care stabileşte egalitatea dintre suma algebrică a tuturor fluxurilor de energie şi variația de

141

energie ΔEs a segmentului considerat: Fig.70 ΔE s = 4 + 2.4 + 5.3 +1.7–0.2–3.8 = 6 J Rezultă deci, posibilitatea calculării variației de energie ΔE s pentru un segmen, cu

condiția determinării, în prealabil, a fluxurilor de energie în fiecare din punctele de contact cu elementele anatomice adiacente (în cazul prezentat există şase puncte de contact). Balanța energetică nu va fi exactă din cauza erorilor de măsurare, pe de o parte şi a imperfecțiunilor date de ipotezele luate în calcul la realizarea modelului cu segmente articulate.

O a doua cale de cercetare a balanței energetice este cea prin luarea în considerare a puterilor şi de cercetare a fluxurilor de energie ce intră şi ies din segment, obținând în acest caz, viteza de variație a energiei segmentului.

Astfel, pentru un timp Δt= 20msec se va obține, pentru cazul reprezentat mai jos:

W3001901085265120200t

Es =−−−++=ΔΔ

În fiecare segment are loc şi un alt aspect al conservării energiei dat de tipul de

energie ce se înmagazinează în el. Asfel, energia ΔE s a segmentului, în orice moment de timp, ar putea fi dată de o combinație oarecare de energie potențială sş cinetică, ce pot fi chiar independente de debitele de energie ce intra sau ies din segment. Analiza acestor componente si determinarea cantitativa a conservarii de energie vor fi prezentate intr‐un paragraf viitor.

LUCRUL MECANIC INTERN SI EXTERN

Singura sursa de generare a energie mecanice in corpul uman este constituita de

muschi acestia reprezentind totodata si cel mai important loc de absorbtie a energiei. O foarte mica parte din energie este disipata in caldura ca rezultat al frecarii si

viscozitatii tesuturilor de legatura de la nivelul articulatiilor. Se poate spune, astfel, ca energia mecanica este intr‐o continua curgere inspre si dinspre muschi si de la segment la segment.

Pentru indeplinirea unei sarcini exterioare pot avea loc numeroase variatii de energie in segmentele ce intervin intre sursa (in cazul nostru corpul uman) si sarcina exterioara.

Fig.71 Într‐o sarcina de ridicare a unei

greutati (Fig. 71) variația de lucru mecanic ar putea fi de 200W, dar variația de lucru mecanic necesară creşterii energiei întregului corp de către sursa musculară a membrului inferior ar putea fi de 400W. Deci suma variațiilor de lucru mecanic intern şi

142

extern ar putea fi de 600W, această generare de energie fiind produsă de mai multe surse musculare după cum este arătat.

În timpul multor activități de mişcare, precum mersul şi alergarea, nu există însă nici o sarcină externă, toate generările şi absorbțiile de energie fiind cerute doar pentru mişcarea segmentelor corpului.

Trebuie facută, deci, o distincție între lucrul mecanic efectuat asupra segmentelor corpului (lucrul mecanic intern) şi cel efectuat asupra sarcinilor externe( lucrul mecanic extern).

În consecință, ridicarea greutăților, împingerea unei maşini sau pedalarea unui ergometru au sarcini externe bine definite. O excepție de la definiția lucrului mecanic extern include ridicarea propriei greutăți corporale la o noua înălțime. Astfel, alergarea în sus, pe un deal, implică atât lucru mecanic extern, cât şi lucru mecanic intern.

Lucrul mecanic extern poate fi negativ dacă o forță externă este exercitată pe corp şi corpul se retrage. În sporurile de contact lucrul mecanic extern este de obicei efectuat pe jucători prin împingere sau apucare. O minge de baschet efectuează lucru mecanic asupra celui care o prinde, în timp ce mâna acestuia şi brațele se retrag.

În ergometrie ciclistul efectuează lucru mecanic intern doar pentru a‐si misca picioarele prin pedalare libera. În Fig.72 se prezintă o situație în care ciclistul efectueaza atât lucru mecanic intern cât şi extern. Acest experiment complex include o bicicletă ergometrică cuplată printr‐un lanț la o a doua bicicletă. Deci un ciclist(A) pedalează înainte, efectuând deci lucru mecanic pozitiv, în timp ce al doilea ciclist (B) pedalează înapoi şi efectuează lucru mecanic negativ.

Ipoteza facută de unii cercetători (Abbot, 1952) a fost aceea ca fiecare ciclist

efectuează acelaşi lucru mecanic. Ipoteza se dovedeşte a fi falsă dacă se are în vedere că ciclistul A, care efectuează un lucru mecanic pozitiv dezvolta pe linga propriul sau lucru mecanic intern si lucru mecanic extern asupra ciclistului B ce efectueaza lucru mecanic negativ, la acestea adaugindu‐se orice alt lucru mecanic adițional, negativ al acestui ciclist.

Fig. 72

Astfel, dacă lucrul mecanic intern al fiecărui ciclist era de 75 W, ciclistul A, ce efectueaza lucru mecanic pozitiv, ar avea de efectuat lucru mecanic cu o viteza de 150W doar pentru a pedala pentru ambii ciclisti. Daca ciclistul ce efectueaza lucru mecanic negativ ar contracta muschii s‐ar adauga o sarcina suplimentara. Deci, dacă ciclistul B efectuează lucru mecanic cu o variatie de 150W, ciclistul A este incarcat cu 300W. Se explica astfel cauzele pentru care ciclistul A oboseste mai repede. Cei doi ciclişti lucrează cu o viteză de variație a lucrului mecanic diferită şi în plus consumul metabolic pentru efectuarea de lucru mecanic pozitiv depăşeste cu mult pe cel necesar efectuării de lucru mecanic negativ.

143

EFICIENȚA

Termenul de eficiență este probabil cel mai întrebuințat dar şi cel mai greşit interpretat termen din energetica mişcării umane. Confuzia şi eroarea rezultă din definirea incorectă a mărimilor ce sunt incluse în ecuația de definire a eficienței ( Gaesser si Brooks, 1975;Whipp si Wasserman,1969).

În vederea corectei aprecieri a eficienței unei mişcări este absolut necesară cunoaşterea mecanismelor de instalare a ineficienței, deci a cauzelor de producere a lor.

Mecanismele de instalare a ineficienței au la bază patru cauze ce derivă din două procese fundamentale şi anume:

• ineficiența în transformarea energiei metabolice în energie mecanică; • ineficiența neurologică în controlul acestei energii.

Energia metabolică este convertită în energie mecanică la nivelul tendonului, iar eficiența metabolică depinde de starea fizică a muşchilor, de starea metabolică (oboseala) a acestora, de dieta subiectului şi de problemele metabolice ale acestuia.

Această conversie a energie poate fi numită eficiență metabolică sau eficiență musculară şi se calculează prin raportul dintre suma lucrurilor mecanice (∑ mecL ) realizate

de toți muşchii şi activitatea metabolică (Lmetabolic) a acestora, deci:

efiența metabolică (musculară) = metabolic

mec

LL∑

O astfel de eficiență este dificil de calculat din cauza imposibilității determinării

lucrurilor mecanice musculare, pentru care ar trebui stabilită evoluția în timp a forțelor şi vitezelor pentru fiecare muşchi implicat în mişcare şi de a izola energia metabolică a acestora. Se impune astfel determinarea eficienței pe baza lucrurilor mecanice ale segmentelor, urmând apoi a se corecta costul metabolic prin scăderea valorilor estimate privind costurile metabolice adiționale neasociate cu lucrurile mecanice implicate.

O astfel de eficiență, numita eficiența mecanică, ar putea fi definită prin raportul dintre lucrul mecanic total, intern si extern, şi diferența dintre costul metabolic şi costul metabolic de repaus:

efiența mecanică = repausmetabolicmetabolic

totalmec

tcostcos)externern(intL

−+

Costul metabolic de repaus în pedalarea pe bicicletă ar putea fi asociat, de exemplu,

cu statul liniştit pe bicicleta, existând, în acest sens , echipamente medicale specializate în determinarea metabolismului prin determinarea consumului de oxigen pe o anumită perioadă de timp.

O variantă de apreciere a eficienței este prin determinarea eficienței lucrului mecanic, care se defineşte prin raportul dintre lucrul mecanic extern ( extern

mecL ) şi diferența

dintre costul metabolic total şi cel corespunzător pentru lucrul mecanic nul:

eficiența lucrului mecanic = omecanic..ucru.lmetabolicmetabolic

externmec

tcostcosL

=−

144

Costul metabolic pentru lucru mecanic nul ar putea fi în cazul biciclistului, de exemplu, costul corespunzător pedalării libere pe bicicletă.

În toate calculele de eficiență prezentate există cantități variabile de lucru mecanic pozitiv şi negativ. Costul metabolic pentru lucrul mecanic pozitiv depăşeşte întotdeauna pe cel corespunzător lucrului mecanic negativ, de acelaşi nivel. În majoritatea activităților, însă, lucrul mecanic negativ nu poate fi neglijat.

Mersul pe teren plan prezintă nivele egale de lucru mecanic pozitiv şi negativ. Alergatul în sus, pe un deal, necesita efectuarea de lucru mecanic pozitiv mai mare decât cel negativ şi invers pentru situatia alergarii in jos pe deal. Deci, oricare din calculele de eficiență vor conduce la rezultate puternic influențate de procentele relative de lucru mecanic pozitiv şi negativ.

O ecuație care exprimă această situație este următoarea: costul 0L

metabolic> + costul 0L

metabolic< = costul metabolic

sau: +

>

η

0mecL

+ −

<

η

0mecL

= costulmetabolic

în care: η+ si : η‐ reprezintă eficiențele ( randamentele) lucrului mecanic pozitiv, respectiv negativ.

Interpretarea eficienței este greşită dacă se presupune a fi o simplă măsură a modului eficient în care sistemul metabolic converteşte energia biochimică în energie mecanică şi mai puțin o măsura a eficienței cu care sistemul neural îşi exercită controlul asupra conversiei acestei energii. Anomalia care rezultă poate fi demonstrată de următorul exemplu: un adult normal efectueaza in mers un lucru mecanic de 100J/pas dublu, disttribuit in mod egal pe fiecare pas simplu. Costul metabolic este in acest caz de 300J/pas dublu ceea ce ar produce o eficienta de 33%. Un adult cu handicap locomotor ar efectua pentru mers un lucru mecanic considerabil mai mare, de exemplu de 200J/pas dublu. Din punct de vedere metabolic, costul ar putea fi de 500J/pas dublu, ceea ce ar rezulta într‐o eficienşă de 40%. În mod evident, adultul normal este un subiect cu un mers mai eficient, ceea ce calculele privind eficiența, nu reflectă.

Din punct de vedere neurologic, persoana cu o deficiență este destul de ineficientă pentru că nu generează o caracteristică neurologică normală. Totuşi aceasta este destul de eficientă în conversia curentă a energiei metabolice în energie mecanică (la tendoane), acest aspect fiind singurul reflectat în valoarea obținută mai sus. LUCRUL MECANIC MUSCULAR POZITIV

Lucrul mecanic pozitiv este lucrul mecanic efectuat în timpul unei contracții

concentrice când momentul muşchiului acționează în aceeaşi direcție cu viteza unghiulară. Dacă muşchiul flexor determină o scurtare putem considera că momentul flexor este

pozitiv şi viteza de asemenea pozitivă. Produsul dintre momentul muscular şi viteza unghiulară este pozitiv şi deci puterea va fi la rândul ei pozitivă, după cum rezultă şi din Fig. 73 a.

145

Fig. 73

Invers, dacă un moment muscular extensor este negativ şi viteza unghiulară de extensie tot negativă, produsul va fi tot pozitiv ( Fig. 73 b).

Integrala puterii pe timpul contractiei este lucrul mecanic net efectuat de muschi si reprezinta energia generata transferata de muschi membrelor.

LUCRUL MECANIC NEGATIV AL MUŞCHILOR

Lucrul mecanic negativ este lucrul mecanic efectuat în timpul unei contracții

excentrice când momentul muscular acționează în direcție opusă cu mişcarea articulației. Aceasta are loc, de obicei, când o forță externă Fext acționează pe un segment şi este

astfel încât creează un moment în articulație mai mare decât momentul muscular. Forța externă ar putea include fortele gravitaționale sau reacțiunea solului. Utilizând convenția de semn anterioară, se obține, conform Fig. 74 a, un moment flexor pozitiv şi o viteză unghiulară de extensie negativă.

Fig. 74

Produs dintre moment şi viteză, puterea rezultă în acest caz negativ astfel încât lucrul

mecanic efectuat în timpul acestei modificări unghiulare este negativ. În mod similar, când există un moment extensor negativ în timpul unei modificări

unghiulare de flexie produsul este de asemenea negativ (Fig. 74 b). În acest caz, lucrul mecanic este efectuat asupra muşchilor de către forțele exterioare

şi reprezintă un debit de energie de la membre spre muşchi, deci o absorbție de energie.

PUTEREA MECANICĂ MUSCULARĂ

146

Viteza de lucru realizată de majoritatea muschilor este rareori constantă în timp. Datorită modificărilor rapide în timp a fost necesară calcularea puterii musculare ca funcție de timp (Eftman,1939; Quanbury, 1975; Cappozzo, 1976; Winter si Robertson, 1979).

La o articulație dată, puterea musculară este produsul dintre momentul muscular net şi viteza unghiulară:

Pm = Mj jω⋅ [W]

în care: Pm = puterea musculara [W]; Mj = momentul muscular net [N.m]; jω = viteza unghiulara{rad/sec].

După cum a fost descris, puterea musculară poate fi pozitivă sau negativă. Chiar şi în timpul celor mai simple mişcări , puterea îşi va schimba semnul de mai multe ori.

Fig. 74 prezintă momentele musculare, vitezele unghiulare şi puterea musculară ca o funcție de timp în cursul unei mişcări simple de extensie şi flexie a antebrațului.

După cum se observă, evoluțiile în timp pentru Mj si jω sunt clar defazate cu 900. În

timpul extensiei inițiale există un moment extensor şi o viteză unghiulară extensoare în timp ce tricepsul efectuează lucru mecanic pozitiv asupra antebrațului. În timpul fazei finale de extensie antebratul este decelerat de bicepsi, momentul fiind flexor. In acest caz bicepsii efectueaza lucru mecanic negativ, prin absorbtie de energie mecanica. Odata ce antebratul este oprit, el incepe sa accelereze in directia data de flexie, fiind inca sub actiunea momentului creat de bicepsi care efectueaza acum lucru mecanic pozitiv. In final, la sfârşitul mişcării, tricepsul decelerează antebrațul în timp ce muşchii extensori se lungesc, puterea devenind negativă.

LUCRUL MECANIC AL MUŞCHILOR

Având în vedere că puterea reprezintă viteza de efectuare a lucrului mecanic, rezultă

că se poate obține lucrul mecanic prin integrarea puterii pe un interval de timp. Deci, lucrul mecanic poate fi calculat ca produs dintre putere şi timp, unitatea sa de

măsură fiind Joul‐ ul:

1J = 1W. 1sec

Dacă, spre exemplu, un muşchi generează o putere de 100W în timp de 0.1 sec, va

rezulta un lucru mecanic de 10J. Aceasta înseamnă că 10J din energia mecanică a fost transferată de la muşchi către segmentele membrului. Conform formulei de mai jos, puterea este variabilă continuu în timp. Deci lucrul mecanic efectuat trebuie calculat prin integrarea în timp a ariei de sub curba de variație a puterii.

Lucrul mecanic efectuat de un muşchi pe o perioadă t1‐t2 este dat de relația :

∫ ⋅= 2

1

t

t mm dtPW [J]

147

În exemplul descris în Fig. 75, lucrul mecanic efectuat în intervalul t1‐t2 este pozitiv, negativ pe t2‐t3, pozitiv pe t3‐t4 şi din nou negativ pe t4‐t5. Dacă antebrațul se reîntoarce în poziția inițială, lucrul mecanic net efectuat de muşchi este nul, ceea ce înseamnă că integrala de timp a puterii pe intervalul t1‐t5 este şi ea zero.

Rezultă de aici, dificultatea calculării lucrului mecanic pozitiv şi negativ prin imposibilitatea determinării cu exactitate a momentelor de timp în care puterea îşi inversează polaritatea.

LUCRUL MECANIC EFECTUAT PE O SARCINĂ EXTERIOARĂ

Când o parte oarecare a corpului exercită o forță pe un segment adiacent sau pe un

corp exterior, el poate efectua lucru mecanic doar dacă se mişcă. În acest caz, lucrul mecanic efectuat este definit ca produsul dintre forța ce

acționează pe corp şi deplasarea corpului pe direcția forței aplicate. Lucrul mecanic dW efectuat când o forța determină o deplasare infinitezimală ds,

este dat de relația:

dW = F . ds sau, lucrul mecanic efectuat când forța acționează pe o distanță s1 va fi :

W = 1

s

0sFdsF1 ⋅=⋅∫

Dacă forța nu este constantă – cazul cel mai frecvent – atunci vor fi două variabile ce

se modifică cu timpul. Este deci necesar să se calculeze puterea ca o funcție de timp şi să se integreze curba de putere în raport cu timpul pentru a obține lucrul mecanic efectuat.

Puterea este viteza de efectuare a lucrului mecanic sau dW/dt, deci:

P = vFdtdsF

dtdW

⋅=⋅=

în care: P = puterea instantanee[W]; F = forta [N]; v = viteza [m/sec]. Având în vedere că atât forța cât şi viteza sunt vectori, trebuie efectuat mai întâi

produsul scalar sau produsul dintre forță şi componenta de viteza, de pe direcția forței. Se va obține:

P = F.v.cos θ = Fx .vx + Fy.vy

în care : θ = unghiul dintre forță şi viteza în planul definit de aceşti vectori;

Fx,Fy = forțele în direcția x,y; vx,vy = vitezele în direcția x,y.

148

Spre simplificare, dacă se consideră că forța şi viteza sunt întotdeauna în aceeaşi direcție, cos00= 1 şi deci:

P = F.v [W]

W = ∫∫ ⋅⋅=⋅t

0

t

0

dtvFdtP [ J ]

TRANSFERUL DE ENERGIE ÎNTRE SEGMENTE

Fiecare segment exercită forțe pe segmentele vecine şi dacă există o mişcare de

translație a articulatțiilor, există un transfer de energie mecanică între segmente. Cu alte cuvinte, un segment poate efectua lucru mecanic pe un segment adiacent printr‐o deplasare a forței prin centrul articulației (Quanbury, 1975). Acest lucru mecanic se adaugă lucrului mecanic descris în paragrafele anterioare.

Ecuațiile prezentate în capitolul precedent pot fi utilizate pentru calcularea vitezei de transfer a energiei, deci a puterii, prin centrul articulației.

La nivelul articulației dintre două segmente adiacente (Fig. 75), forța de reacțiune Fj1 a segmentului 2 asupra segmentului 1, acționează la un unghi θ1 față de vectorul viteza vj. Produsul Fj1.vj.cos θ1 este pozitiv, indicând un transfer de energie în segmentul 1.

Invers, produsul Fj2.vj.cos θ2 este negativ , indicând un transfer de energie de la segmentul 2. Având în vedere că Pj1= ‐ Pj2, rezultă că fluxul de ieşire din segmentul 2 egalează fluxul de intrare în segmentul 1.

Fig. 75 Într‐un sistem cu n articulații vor exista n fluxuri de puteri, dar suma algebrică a

tuturor acestor fluxuri va fi zero, reîntărind faptul că aceste fluxuri sunt pasive şi, în consecință, nu adaugă sau diminuează din energia corporală totală.

Acest mecanism al transferului de energie între segmente adiacente este destul de important în conservarea energiei oricărei mişcări pentru că este un un proces pasiv şi nu necesită activitate musculară.

Pentru mers acest aspect a fost analizat în detaliu de către Winter si Robertson,1978.

149

La sfârşitul balansului, de exemplu, laba piciorului şi gamba îşi pierd prin balans din energia lor prin transfer în sus, prin coapsă, spre trunchi, unde este conservată şi convertită în energie cinetică pentru a accelera partea superioară a corpului în direcția spre înainte.

Clasificarea mişcărilor în locomoție

Mişcările complexe şi multiple, caracteristice locomoției umane se pot clasifica după

mai multe criterii. Primele mişcări care apar pe scara filogenetică sunt acte reflexe simple,

necondiționate, de apărare şi orientare. 1. În decursul ontogenezei, primele mişcări sunt tot acte reflexe necondiționate,

denumite reflexe de specie. Pe măsură ce sistemul nervos se dezvoltă, locomoția umană se perfecționează, putându‐se distinge două tipuri de mişcări.:

• Mişcări voluntare, care au ca punct de plecare impulsuri interioare, fără a fi necesară o condiționare aferentă.

• Mişcări involuntare, care sunt acte reflexe – necondiționate sau condiționate de un excitant provenit din mediul exterior.

2. Ținând cont de participarea variată a tuturor grupelor musculare – agoniste, antagoniste, sinergiste, fixatoare, neutralizatoare ‐ din punctul de vedere al momentului intervenției, al intensității de acțiune şi al rolului acestora, W.P. Bowen a propus următoarea clasificare a mişcărilor.

• Mişcări de tensiune slabă – scrisul, mişcările de finețe şi îndemânare. • Mişcări de tensiune rapidă – mişcările de forță. • Mişcări balistice – aruncările, lovirile. • Mişcări de oscilație – pendulările. 3. În funcție de direcția în care se execută, mişcările pot fi:

• Rectilinii. • Curbilinii. • Rotatorii.

4. Dacă se au în vedere axa biomecanică de mişcare şi planul în care se execută mişcarea, mişcările pot fi:

• Flexiune‐extensiune: axa de mişcare este transversală, iar mişcarea se execută în plan sagital;

• Abducție‐adducție: axa biomecanică este sagitală, mişcarea efectuându‐se în plan frontal;

• Rotație internă‐ rotație externă: axa de mişcare este verticală, planul de mişcare fiind transversal.

5. În funcție de participarea sau nu a subiectului, mişcările pot fi de două feluri. • Mişcarea pasivă este mişcarea executată cu forță exterioară, la care subiectul

nu participă activ, nu îşi contractă muşchii. • Mişcarea activă este aceea executată de subiect, prin contracția propriilor

grupe musculare, reprezentând şi o metodă de determinare a capacității funcționale a grupelor musculare examinate.

În general, mişcările pasive au amplitudine de mişcare mai mare decât cele active.

150

Calitățile motrice: forța, viteza, rezistența, îndemânarea, mobilitatea. Deprinderile motrice complexe

Calitățile motrice au fost definite diferit de autorii care le‐au studiat. Vă prezentăm două dintre acestea.

„Calitățile motrice sunt acele laturi ale motricității care se manifestă în parametrii identici ai mişcării, au acelaşi etalon de măsură şi se bazează pe mecanisme fiziologice şi biochimice asemănătoare” (Demeter).

„Calitățile fizice sau motrice constituie premizele sau cerințele motorii de bază pe care un subiect (sportivul) îşi construieşte propriile abilități tehnice (de mişcare)”.

Gundlach şi Weineck împart calitățile motrice în două categorii: • Capacități condiționale: forța, viteza, rezistența • Capacități de coordonare: îndemânarea, mobilitatea.

Calitățile motrice prezintă două componente: • genetică, referitoare la caracterele înnăscute; • dobândită prin exercițiu, care poate fi influențată de condițiile

de mediu. Rezistența sau anduranța este „acea capacitate a omului de a depune o activitate, în

timp cât mai îndelungat, fără scăderea randamentului, în condițiile funcționării economice, a organismului, învingerii oboselii şi a unei restabiliri rapide.” (10).

Anduranța fizică este capacitatea întregului organism sau a unei părți a acestuia de a rezista la oboseală.

Anduranța psihică se referă la capacitatea individului de a menține, cât mai mult timp posibil, un efort pe care este tentat permanent să‐l abandoneze.

I Rezistența musculară locală este rezistența unei grupe musculare (1/6‐1/7 din întreaga musculatură). Aceasta depinde, în mare parte, de forța specifică, de capacitatea anaerobă, dar şi de rezistența generală.

Rezistența musculară locală se subîmparte în patru subtipuri, şi anume: • rezistența musculară aerobă dinamică; • rezistența musculară aerobă statică; • rezistența musculară anaerobă dinamică; • rezistența musculară anaerobă statică. II Rezistența generală se evidențiază când sunt angrenate în efort mai mult de 2/3

din grupele musculare, iar lucrul este de durată şi de putere moderată. Termenul de rezistență generală se referă la posibilitățile aerobe ale subiectului.

Rezistența generală aerobă reprezintă posibilitatea organismului de a menține nivelul constant al efortului, cât mai mult timp posibil. Forța

Forța este acea calitate motrică prin care individul poate învinge o rezistență, datorită contracțiilor musculare.

Organismul uman îşi manifestă forța realizând eforturi în care, este prezent sau nu, lucrul mecanic. Efortul prestat este de învingere, de menținere sau de cedare, în funcție de rezistența care trebuie învinsă.

151

Este necesar să subliniem distincția dintre forța şi puterea musculară. Forța înseamnă învingerea rezistenței fără condiție de timp. Puterea se referă la lucrul mecanic efectuat în unitatea de timp.

Criteriile de clasificare a forței sunt diferite. 1. Masa musculară implicată.

• Forța locală este expresia forței unui singur muşchi sau a unei grupe musculare.

• Forța generală implică contracția întregii musculaturi scheletice.

2. Travaliul muscular şi regimul de funcționare a muşchiului În funcție de prezența sau nu, a lucrului mecanic, forța poate fi de două feluri. • Dinamică, când prin contracție se efectuează un lucru mecanic (de exemplu,

deplasarea unui segment al corpului, ridicarea unei greutăți) • Statică, în condițiile unor contracții izometrice fără efectuare de lucru

mecanic, ci doar cu dezvoltarea unei tensiuni mari intramusculare. Viteza

Viteza este capacitata de a efectua mişcări cu mare rapiditate, timpul de execuție fiind minim pentru condițiile date.

Viteza este capacitatea de a efectua acțiuni motrice într‐un timp minim, în funcție de condițiile impuse. Greație mobilității proceselor neuromusculare şi capacității musculaturii de a dezvolta forța (Frey). Forme de manifestare a vitezei

După Frey viteza este de doua tipuri: • viteza ciclică, care se referă la succesiunea de acțiuni motrice asemănătoare; • viteza aciclică, care caracterizează toate acțiunile motrice izolate, mai mult sau mai

puțin stereotipe. Demeter consideră că formele de manifestare a vitezei sunt:

- viteza de reacție - viteza de eecuție - viteza de repetiție - viteza de angrenare

Capacitățile de coordonare

Capacitatea de coordonare este o calitate psihomotrice complexă care are la bază corelația dintre sistemul nervos central şi musculatura scheletică, în timpul efectuării unei mişcări. Îmbracă două forme.

Coordonare generală este rezultatul învățării unei mişcări care se regăseşte în diferite domenii al vieții cotidiene, dar şi în diversele activități sportive.

Capaciatea de coordoare specifică este capacitatea de a putea combina actele motrice în cadrul elementelor tehnice ale unui exercițiu sau sport practicat.

Factori care condiționează capacitățile de coordonare

Capacitățile de coordonare depind de o serie de factori: • tonusul optim al scoarței cerebrale şi mobilitatea proceselor corticale;

152

• coordoanrea intra‐ şi intermusculară; • starea funcțională a receptorilor; • alți factori.

Suplețea aparatului locomotor

Suplețea+mobilitatea=flexibilitatea este„capacitatea unui subiect de a putea executa mişcări cu mare amplitudine, în una sau mai multe articulații” (Weineck)

Suplețea se referă la două componenteale aparatului locomotor: • articulațiile‐ suplețea sau mobilitatea articulară; • muşchii, tendoanele, ligamentele, din punct de vedere al capacității de întindere al

acestora.

Formele supleței

În funcție de numărul articulațiilor prin care se realizează mişcarea, se disting două forme de suplețe: generală şi specifică.

Suplețea generală se refră la mobilitatea principalelor articulații mari ale corpului: scapulohumeerală, coxofemuralăşi cele ale coloanei vertebrale. Suplețea specifică priveşte o articulație anume şi îmbracă trei aspecte

a)Suplețea activă; b)Suplețea pasivă; c)Suplețea mixtă.

Factorii care influențează suplețea articulară

• Tipul articulației. • Masa musculară. • Hipertrofia musculară • Tonusul muscular şi capacitatea de relaxare • Capacitatea de întindere musculară • Capacitatea de întindere a aparatului capsuloligamentar • Vârsta şi sexul • Starea de încălzire a aparatului locomotor • Oboseala • Ritmul circadian

7.9 CAUZELE MIŞCĂRII INEFICIENTE Aprecierea directă a eficienței este deseori difcil de realizat atât de către terapeut cât

şi de către antrenori. În mod curent se procedează la aprecierea cauzelor individuale ale ineficienței/ eficienței scăzute, prin aceasta încercându‐se îmbunătățirea automată a eficienței.

Cele patru cauze ale ineficienței mişcării sunt: • Co‐contracțiile;

153

• Contracțiile izometrice împotriva gravitației; • Generarea de energie la o articulație simultan cu absorbția acesteia la o altă

articulație; • Mişcările spasmodice (spasmul muscular).

CO‐CONTRACȚIILE

Co‐contracțiile corespund situațiilor în care, simultan cu contracția muşchilor direct

implicați în mişcare au loc contracții şi la nivelul muşchilor antagonişti corespunzători acelei mişcări. Acest fenomen conduce în mod evident la o ineficieneță a mişcării din cauza faptului ca muşchii luptă unii împotriva celorlați fără a produce o mişcare netă.

Presupunând, de exemplu, drept necesar, pentru executarea unei mişcări, un moment flexor de 30 Nm, calea cea mai eficientă de obținere a acesteia este printr‐o activitate unică din partea flexorilor. Această mişcare, poate fi realizată, totuşi şi cu 40 Nm flexie şi 10 Nm extensie sau cu 50 Nm flexie şi 20 Nm extensie. În ultimul caz există un moment nenecesar de 20Nm atât în flexori, cât şi în extensori. Un alt mod de a analiza această situație este că flexorii efectuează un lucru mecanic pozitiv necesar pentru a depăşi lucrul mecanic negativ al extensorilor.

Co‐contracțiile au loc în multe cazuri patologice, mai ales în hemiplegii şi paralizii cerebrale însoțite de spasm muscular. Ele au loc de asemenea, într‐o măsură limitată în timpul mişcării, când apare necesitatea de stabilizare a articulațiilor, în special în cazul ridicării greutăților mari, sau la nivelul gleznei în timpul mersului sau alergării.

În prezent, măsurarea co‐contracțiilor inutile este posibilă numai prin monitorizarea activității mioelectrice (EMG) a muşchilor antagonişti. Fără o calibrare exactă a electromiografului în raport cu tensiunea fiecărui muşchi este imposibilă măsurarea exactă a co‐contracției. Pentru evaluarea co‐contracției, Falconer si Winter (1985) au propus următoarea formulă de cuantificare:

%COCON = 2 %100MM

M

agonistantagonist

antagonist ×+

×

în care: Mantagonist, Magonist = momentele forțelor din muşchii antagonişti şi agonişti. În exemplul prezentat, activitatea antagoniştilor rezultă într‐o creştere egală a

activității agoniştilor, rezultând o activitate depusă în mod nenecesar, ce trebuie să fie de două ori cât cea depusă de antagonişti.

Dacă antagoniştii au creat un moment extensor de 20 Nm, iar agoniştii un moment flexor de 50 Nm procentul de co‐contracție ar fi de :

%COCON = 2 %57%1007040%100

502020

=×=×+

×

Totuşi, majoritatea mişcărilor implică o modificare continuă a forțelor musculare, deci un muşchi agonist, la începutul mişcării îşi va schimba, foarte probabil rolul şi devine un antagonist, mai târziu în cursul mişcării.

Momentul forțelor din articulații, după cum se observă din multe reprezentări grafice, din capitolul precedent, îşi inversează polaritatea, de multe ori, ceea ce conduce la

154

necesitatea de a modifica ecuația de definire a co‐contracției pentru a putea lua în considerare aceste variații multiple în timp.

Deci procentul de co‐contracție va fi definit ca fiind:

%COCON= 2 %100AriaAria

Aria

BA

BA ×+

× +

Daca EMG este masura primara a tensiunii relative din muschi se vor prelucra

corespunzator datele pentru a produce un profil de activare relativ la tensiune ( Milner si Brown, 1973; Winter, 1976).

CONTRACȚII IZOMETRICE ÎMPOTRIVA GRAVITAȚIEI

În mişcările dinamice normale există o activitate musculară minimă care poate fi atribuită susținerii segmentelor membrului împotriva forțelor de gravitație. Aceasta se produce ca urmare a schimbului de energie constant ce are loc intre muschi sis segmentele corpului.

În multe situatii patologice, mişcarea este atât de înceată încât există perioade mari de timp în care segmentele membrului sau trunchiului sunt reținute în contracții aproape izometrice. Pacienții cu paralizie cerebrală spastică se deplasează cu genunchii flectați cerând activitate excesivă cvadricepşilor pentru a împiedica eventuala cădere. Prin sprijinul pe cârje, subiectul cu paralizie cerebrală îşi ține piciorul deasupra solului pentru o perioadă de timp, anterioară balansului.

În prezent este imposibilă cuantificarea lucrului mecanic împotriva gravitației întrucât nu este implicată nici o mişcare. Singura tehnică posibilă care ar putea fi utilizată este EMG‐ul şi fiecare semnal muscular EMG trebuie să fie calibrat în raport cu metabolismul suplimentar creat pentru a contracta muschii corespunzatori. În prezent nu a fost dezvoltată nici o tehnică de separare a costului metabolic al acestei ineficiențe.

GENERAREA DE ENERGIE LA O ARTICULAȚIE, SIMULTAN CU ABSORBȚIA LA O ALTĂ ARTICULAȚIE

Cea mai puțin cunoscută şi înțeleasă cauză a ineficienței are loc când un grup de muşchi aferent unei articulații efectueaza lucru mecanic pozitiv în acelaşi timp în care lucrul mecanic negativ este efectuat la altă articulație.

Un astefl de eveniment este în realitate o extensie a ceea ce se întâmplă în timpul

unei co‐contracții ( adică lucrul mecanic pozitiv este anulat de cel negativ). În timpul mersului normal, acest fenomen se produce atunci când, creşterea de

energie la desprinderea piciorului de pe sol, are loc simultan cu preluarea greutății pe celălalt picior care absoarbe energie.

MIŞCĂRILE SPASMODICE

155

Schimburile de energie eficiente sunt caracterizate prin mişcări cu aspect constant (lin). Un balerin şi un săritor în înălțime execută mişcări line din diferite motive: unul fiind artistic, celălalt, pentru o performanță eficientă. Energia adaugată corpului de lucrul mecanic pozitiv intr‐un anume moment, este conservata în timp şi puțin din această energie este pierdută prin efectuarea de către muşchi de lucru mecanic negativ.

Mersul spasmodic al unui copil cu paralizie cerebrala este cu totul opus. Energia adaugata într‐un anumit moment este îndepărtată o fracțiune de secundă mai târziu. Mişcarea are o succesiune constantă de porniri şi opriri şi fiecare din aceste variații, bazate pe lucru mecanic pozitiv şi negativ are un cost metabolic.

Costul energetic datorat mişcării spasmodice poate fi evaluat în două moduri: prin analiza lucrului mecanic pe baza energiei, segment cu segment, sau printr‐o analiză de puteri, articulație cu articulație. Ambele tehnici vor fi descrise într‐un capitol viitor.

7.10. SINTEZA FLUXURILOR DE ENERGIE Sinteza fluxurilor de energie de la nivel metabolic la sarcină externă este prezentata

in Fig. 76

Fig. 76

Energia metabolica nu poate fi masurata direct dar poate fi calculata indirect din

cantitatea de oxigen absorbita sau din cantitatea de bioxid de carbon expirata. La nivel bazal (repaus, pozitie culcat) muschii sunt reaxati dar necesita inca energie metabolica pentru a mentine subiectul viata. Masura acestui nivel de energie este numita căldura de întreținere.

Pe măsură ce muşchiul se contractă, acesta necesită energie care se manifestă drept caldură adițională, denumită căldura de activare. Ea este asociată cu viteza de creştere a tensiunii din muşchi şi este însoțită de o scurtare internă a elementelor contractile musculare.

156

Căldura stabilă este acea caldura care masoara energia ceruta pentru mentinerea tensiunii in muschi. Căldura labilă este al treilea tip de căldură, care intervine în contracțiile izometrice, fiind căldura care nu este răspunzătoare nici de generarea tensiunii, nici de generarea vitezei de tensionare. Ultima pierdere de căldură este căldura de scurtare, asociată scurtării instantanee a muşchiului sub acțiunea sarcinii ( Hill, 1960). La nivelul tendonului se întâlneşte, în final, energia sub forma mecanică. Tensiunea muşchiului poate genera patru tipuri de sarcini mecanice. Ea poate fi implicată în:

• co‐contracție; • lucru mecanic izometric împotriva gravitației; • absorbție simultană de către alți muşchi; • poate cauza o modificare netă a energiei corpului.

În ultimul caz, dacă se efectuează un lucru mecanic pozitiv, energia netă corporală va creşte; dacă se efectuează un lucru mecanic negativ are loc o scădere a energiei totale a corpului. În sfârşit, dacă corpul exercită forțe asupra unui corp exterior, o parte din energie, în timp ce corpul efectuează lucru mecanic extern.

7.11. FORME DE STOCARE A ENERGIEI

Energia potențială (PE) Energia potențială este energia datorată gravitației, ea crescând cu înălțimea corpului

față de sol sau alt sistem de referință dat.

PE = m.g.h [J] în care : m ‐ masa [kg}; g = 9.8 m/sec2; h – inaltimea centrului de masa [ m]. Dacă h = 0, va rezulta o energie potențială nulă. Totusi, sistemul de referință legat de

pământ, trebuie ales cu grijă pentru a se adapta problemei date. În mod normal, el este ales cu originea în cel mai de jos punct pe care corpul îl poate ocupa în timpul mişcării pe care o efectueazaă Pentru un scafandru originea sistemului ar putea fi nivelul apei, iar pentru o persoană ce se afla în mers, cel mai de jos punct de pe traiectoria parcursă.

Energia cinetică (KE)

Energia cinetică se prezintă sub două forme : • energie cinetică datorata vitezei de translație şi • energie cinetică datorată vitezei de rotație:

KEt = 2vm

21

⋅ [J]

KEr = 2I

21

ω⋅ [J]

în care: v – viteza centrului de masa [m/sec]; I ‐ moment de inertie mecanic [kg.m2]; ω ‐ viteza unghiulara a segmentului [ rad/sec].

157

Din relație rezultă că acest tip de energie creşte cu pătratul vitezei, polaritatea

direcției vitezei este neimportantă (viteza intervine la puterea a doua, fiind deci pozitivă), iar nivelul inferior de energie este cel pentru care corpul este în repaus.

Energia totală şi transferul dintr‐un segment După cum s‐a menționat anterior energia unui corp există sub trei forme astfel că

energia totala este :

Esegment = Es = PE + KEt + KEr = mgh + 22 I21mv

21

ω+ [J]

Pentru un corp este posibil să se schimbe energia în interior şi totuşi să‐şi mențină energia totală constantă.

158

Cap 8

BIOMECANICA LOCOMOŢIEI UMANE

8.1. ISTORICUL CERETĂRILOR PRIVIND LOCOMOŢIA UMANĂ

Cercetările privind producerea locomoției umane datează din antichitate. Aristotel a aplicat analiza geometrica a actiunii mecanice a muschilor atit la nivel

unor parti ale corpului cit si la nivelul intregului corp. Leonardo Da Vinci a descris in desenele sale anatomice mecanica sorijinului, a urcarii,

coboririi, ridicarii din pozitia sezind , precum si realizarea sariturii. Functiile fiziologice au fost analizate matematic de Galileo Gallilei(1564‐1643) si de

William Harvey (1578‐1657), care s‐a remarcat prin eforturile sale de pionerat privind definirea circulatiei sanguine, fiind creditat ca parintele biomecanicii fluidelor.

Alfonso Borelli (1608‐1679) a explorat cantitativ forta dezvoltata de muschi si a definit oasele drept pirghii actionate si controlate de muschi. El este considerat fondatorul biomecanicii solidelor.Contributii remarcabile le‐au adus si Newton(1642‐1727), Bernoulli(1700‐1782), Poiseuille(1799‐1869), Thomas Young(1773‐1829), Euler(~1862).

Incercările de studiere si explicare a functiilor si structurilor fiziologice din punct de vedere al legilor fizicii si ingineriei au fost realizate la inceput de medici, fizicieni si de specialisti din domeniu medical. I prezent cercetarile de acest gen cad cu precadere in sarcina specialistilor din domeniul ingineriei biomedicale sau bioingineriei.

Obiectivele cercetarilor din domeniul biomecanicii sunt in general bidirectionate. In primul rind biomecanica urmareste intelegerea aspectelor fundamentale ale functiilor fiziologice, scopul fiind medical. In al doilea rind ea cauta sa elucideze aceste functii in scopul aplicarii rezultatelor in domenii nemedicale.

Corespunzator primei situatii au fost si continua sa fie realizate si dezvoltate tehnici sofisticate de monitorizare a functiilor fiziologice, datele acumulate sunt prelucrate si sunt prezentate teorii care sa explice aceste date, scopul fiind diagnosticarea “ motorului uman”, pentru a gasi cauzele functionarii ineficiente a acestuia , ca urmare a imbolnavirii( patologie), imbatrinirii, uzurii prin oboseala sau distrugerii prin accident(medicina de urgenta).

Munca nu se opreste aici pentru ca ea furnizeaza baza necesara dezvoltarii tehnologiilor de tratare si mentinere( terapie) a organismului uman afectat de boala, analiza biomecanica fiind dirijata in directia imbunatatirii sistemului de ingrijire a sanatatii. Se realizeaza astfel o imbunatatire a stilului de viata prin fiziologia exercitiului fizic si biomecanicii sportului, creste abilitatea de a “repara” si recupera parti ale organismului uman, se dezvolta tehnologii de sustinere a organelor cu functionare defectoasa, deci se creaza conditii de creare de orteze sau de inlocuire a acestor segmente prin elemente de protezare.

8.2 . EVOLUŢIA TEHNICILOR ŞI ECHIPAMENTELOR DE ÎNREGISTRARE A MIŞCĂRII

159

Interesul sporit fata de studiul miscarii umane a impus punerea la punct si dezvoltarea unor tehnici de inregistrare si in paralel s‐au creat echipamente pentru inregistrarea acesteia.

Acestea au permis analiza miscarii din punct de vedere calitativ ( aspectul miscarii) sau cantitativ (viteze,acceleratii, forte) contribuind considerabil la intelegerea mecanismelor fundamentale ce stau la baza miscarii umane.

Primele realizari in domeniul inregistrarii miscarii umane ii apartin fotografului englez Edward J.Muybridge(1830‐1904) care prin utilizarea unui set de pina la 36 de camere sincronizate a fost capabil să detecteze secvențe de imagini egal distanțate în timp, corespunzătoare locomoției umane sau animale, anticipând astfel camerele de filmat (Fig. 77 )

160

Fig. 77 O contribuție remarcabilă au adus‐o si E. J. Marey si J. Demeny care au elaborat

metoda cronofotografiei ce consta in rotirea, cu viteza constanta, in fata unui obiectiv fotografic a unui obturator constind dintr‐un disc mat prevazut cu fante plasate la distante egale.Prin utilizarea acestor proceduri stroboscopice el a obtinut primele diagrame “stick” (sub formă de bețe) ale mişcării (Fig. 78, 79 ).

Fig. 78

161

Fig. 79 Metoda cronofotografiei s‐a dezvoltat, ulterior, in doua directii. Prima urmarea

masurarea masurarea exacta a miscarilor. La inceput, fotografia era realizata pe fond negru, omul aflat in miscare fiind imbracat intr‐un costum de catifea neagra , pe care, prin aplicarea unor benzi stralucitoare, erau marcate axele si principalele puncte ale partilor componente ale corpului.

Mai târziu, benzile au fost inlocuite cu becuri incandescente punctiforme, plasate corespunzator cu axele articulatiilor.

O metoda similara au folosit si V.Braunne si O.Fisher, dar, in locul benzilor stralucitoare ei au aplicat becuri cu gaz luminiscent. Toate aceste perfectionari au permis imbunatatirea preciziei de masurare a miscarilor. Ulterior, cronofotografia a fost dezvoltata considerabil de N.A.Bernstein, care a elaborat metoda ciclogrammetriei. Cu ajutorul obturatorului, pe placa se obtineau traiectoriile punctiforme ale beculetelor acestea constituind asa numita ciclograma. In functie de coordonatele punctelor, pe ciclograma se puteau calcula deplasarea lor, vitezele si acceleratiile, iar in functie de masa si acceleratia elementelor, se calculau fortele aplicate.

V. Braunne si O. Fisher au studiat, de asemenea, masele si momentele de inertie ale partilor corpului uman, cinematica articulatiilor precum si conditiile de realizarea actiunilor musculare. Ei au incercat sa foloseasca coordonatele spatiale, obtinute prin fotografiere, pentrurezolvarea ecuatiilor de miscare pentru segmentele si ansamblul corpului uman. Desi stabilirea coordonatelor se realiza foarte exact, slaba frecventa de fotografiere si insuficienta metodelor matematice nu au permis atunci rezolvarea problemei.

N.A. Bernstein a obtinut, printr‐o simplificare considerabila a metodei de determinare a eforturilor ( a neglijat determinarea cu exactitate a momentelor de inertie), date importante privind caracterul “discret “ si interactiunile complexe ale miscarilor. Aceste cercetari au stat la baza elaborarii teoriei biomecanicii.

Cea de a doua direcție de dezvoltare a cronofotografiei a urmarit reproducerea miscarilor pe ecran. Aceasta a condus la aparitia cinematografiei, precursoarea

162

cinematografului contemporan. La inceput Marey a folosit “fotopusca”(fig. 3 ), in care 12 placi se schimbau succesiv cu rapiditate. Benzile negative de hirtie, mai tirziu de celuloid, s‐au dovedit mai practice. Pentru aplicarea lor, s‐a recur la un obturator; cind discul “inchide” complet obiectivul, banda inainteaza cu un cadru.. Datorita filmarii cu frecventa inalta (filmare rapida), proiectind pe ecran cu frecventa normala, se poate obtine o imagine incetinita. Filmarea rapida permitea studierea miscarii, nu insa si masurarea ei. Cineciclografia, o metoda mai putin eficienta, datorita impreciziei rezultatelor masuratorii, prezenta insa unele avantaje in comparatie cu ciclografia, intrucit oferea posibilitatea filmarii in conditii de concurs, subiectul nefiind obligat sa poarte un echipament greoi.

Metodele de analiza a miscarii umane au evoluat considerabil in ultimele decenii, utilizarea calculatorului aducind o contributie remarcabila, sistemele existente in prezent permitind nu numai inregistrarea miscarilor ci si prelucrarea datelor si interpretarea acestora realizindu –se ceea ce se numeste in termeni de specialitate, analiza si evaluarea miscarii.

8.3 TERMINOLOGIA DESCRIERII LOCOMOŢIEI UMANE

Protezarea şi ortezarea au evoluat de‐a lungul anilor transformându‐se dintr‐un mestesug intr‐o profesie. Protezarea este în prezent definită ca ştiință ce are ca obiect de studiu inlocuirea externa a membrelor iar ortezarea stiinta ce urmareste sustinerea externa a membrelor si trunchiului. Stadiul actual al tehnicii si tehnologiei, la care se adauga experienta acumulata de‐a lungul anilor, au facut posibila producerea unor dispozitive din ce in ce mai perfectionate. Aceasta dezvoltare a fost sustinuta si de evolutia in paralel din domeniul tehnicilor de evaluare.

Tehnologiile computerizate si video, sub forma sistemelor de analiza a miscarii, sunt folosite intens in evaluarea complexelor configuratii de mers, ele furnizind direct pretioase informatii cu privire la miscarea articulatiilor, activitatea musculara precum si producerea fortelor. Cuantificarea obiectiva a configuratiei de mers permite specialistilor din protezare si ortezare sa evalueze atit performantele dispozitivelor proiectate cit si beneficiile pe care acestea le aduc pacientilor.

Miscarile de locomotie sunt de doua feluri: ciclice si aciclice. In miscarile ciclice, fiecare parte a corpului revine in pozitia initiala, adica capata

mereu un ciclu asemanator de miscari. Prin ciclu de miscari se intelege totalitatea miscarilor corpului si ale segmentelor sale, incepand de la o pozitie initiala oarecare pana la pozitia urmatoare, identica. Locomotia ciclica rezulta din repetarea acestor cicluri uniforme, asemanatoare numite si « unitati de miscare ». La mers sau la alergare, ciclul este pasul dublu. La inot in ciclu intra ducerea mainilor de la barbie inainte, tragerea lor inapoi si miscarea de impingerea a picioarelor.

In locomotiile aciclice nu se produce o repetare succesiva a unor cicluri de miscari ; executarea miscarilor aciclice, cum sunt, spre exemplu, sariturile, corpul trece dintr‐o pozitie initiala intr‐una finala, dupa care miscarea inceteaza

Desi mersul, atit cel normal cit si cel patologic, este unul cele mai studiate miscari umane, termenii utilizati pentru descrierea lui variaza de la cercetator la cercetator si de la profesie la profesie. Desi s‐au depus eforturi in directia stabilirii unui set unificat de termeni biomecanici pina in prezent nu s‐a cazut de acord asupra unei definiri unice. Acest lucru se datoreaza si faptului ca specialistii folosesc termeni biomecanici specifici profesiei lor.

Miscarea locomotorie bipeda este o achizitie relativ recenta in evolutia filogenetica. Copilul invata sa merga dupa varsta de un an, cand s‐a asigurat statiunea bipeda. Fiind una din cele mai obisnuite miscari executate de om, mersul se perfectioneaza in procesul

163

cresterii pana intr‐atat, incat se poate afirma ca dintre tate miscarile omului, el se efectueaza cu cel mai mare randament, cu cea mai economica cheltuiala de energie. Aceasta se presupune pe de o parte, adaptarea aparatului locomotor din punct de vedere morfologic, iar pe de alta parte, o coordonare nervoasa perfecta a miscarilor segmentelor si ale corpului in intregime, in timpul mersului.

Analiza biomecanica a mersului a aratata ca in aceasta miscare obisnuita a omului este extrem de complexa ; fazele sale nu pot fi sesizate cu ochiul liber. Pentru studiul mersului s‐au imaginat numeroase procedee, dintre care cronofotografia lui Marey a dat rezultate mai bune. Ulterior s‐au imbunatatit diferite metode cinematografice, care au dat posibilitatea studierii coordonatelor spatiale in functie de timp.

Mersul este o miscare locomotorie ciclica, care se realizeaza prin ducerea succesiva a unui picior inaintea celuilalt. Characteristic mersului este sprijinul permanent al corpului pe sol, fie pe un picior, fie pe ambele picioare. Sprijinul unilateral dureaza de cinci ori mai mult decat sprijinul bilateral : astfel, intr‐o ora de mers, omul se sprijina 50 de minute pe un picior.

In perioada sprijinului unilateral, membrul inferior care sustine greutatea corpului se numeste picior de sprijin, iar celalalt, picior oscilant.

Mersul este format dintr‐o succesiune de pasi : in analiza biomecanica a mersului se foloseste pasul dublu, compus din totalitatea miscarilor care se efectueaza intre doua sprijiniri succesive ale aceluiasi picior. Pasul dublu este unitatea functionala de miscare in timpul mersului. El se compune din doi pasi simpli si poate fi descompus pentru studiu in sase faze, din care doua, de foarte scurta durata, au fost numite momente.

Fazele pasului dublu sunt: Faza I sau faza de amortizare incepe din momentul cand piciorul anterior ia contactul

cu solul prin calcai si dureaza pana la momentul vertical Faza a II‐a sau momentul verticalei piciorului de sprijin – corpul trece un timp foarte

scurt prin aceasta pozitie, fiind sprijinit pe un singur picior. In acest moment corpul are inaltimea maxima, iar centrul de greutate este usor deplasat lateral, catre piciorul de sprijin, pentru mentinerea echilibrului

Faza a III‐a sau faza de impulsie incepe imediat dupa trecerea corpului prin momentul verticalei piciorului de sprijin si dureaza pana la desprinderea de pe sol a acestuia. Catre partea finala a acestei faze, planta se dezlipeste de sol, incepand cu calcaiul. Atunci cand sprijinul se face numai cu varful metatarsienelor si cu degetele, corpul se afla in sprijin bilateral, intrucat piciorul anterior se gaseste in contact cu solul prin calcai. In timpul mersului bilateral, centrul de greutate a corpului are inaltimea minima. La sfarsitul acestei faze, corpul este impins inainte si in sus prin forta de impulsie a piciorului de sprijin, care apoi devine picior oscilant.

Faza a IV‐a sau pasul posterior al piciorului oscilant – se executa liber oscilatie in articulatia coxofemurala, concomitent cu o usoara flexi in genunchi si o usoara flexie dorsala in articulatia talocrurala ; flexia de genunchi si talocrurala au cas cop realizarea unei usoare scurtari a membrului inferior care oscileaza, inlesnind astfel miscarea, mai ales in momentul trecerii pe verticala.

Faza a V‐a sau momentul verticalei piciorului oscilant – piciorul oscilant trece usor flectat pe la verticala, incrucisandu‐se cu piciorul de sprijin, aflat, de asemenea, la momentul verticalei.

Faza a VI‐a sau pasul anterior al piciorului oscilant, care oscileaza de la verticala inainte, pregatindu‐se sa ia contact cu solul, adica sa inceapa un nou ciclu al pasului dublu.

164

Dintre toate fazele descrise, cea mai importanta pentru miscarea inainte este cea de impulsie, cand forta musculaturii actioneaza in directia deplasarii corpului. In faza de amortizare se franeaza miscarea progresiva a corpului, reactia sprijinului opunandu‐se deplasarii acestuia.

Deplasarea prin mers a corpului in spatiu rezulta din interactiunea fortelor interne, si anume contractia musculaturii, cu forte externe care actioneaza in toate fazele mersului si mai ales la punctele de contact al corpului cu solul.

Desi specificul aparatului locomotor al omului imprima o forta de impulsie periodica, discontinua, totusi, in ansamblu, mersul este o miscare continua, care prezinta unele oscilatii.

Aceasta transformare a impulsului periodic intr‐o miscare continua este rezultatul interactiunii cu fortele de inertie care se nasc in timpul mersului si cu particularitatile morfologice ale aparatului locomotor, constituit din parghii articulare.

Directia oblica si intermitenta a fortei motrice in mers este determinata de impulsia transmisa de membrul inferior pe sol in urma contractiei musculaturii din lantul triplei extensii. Forta de frecare este necesara impulsiei : este cunoscuta greutatea cu care se deplaseaza omul pe un plan lucios sau nisip, intrucat o parte din forta impulsiei se pierde.

Dupa cum rezulta din descrierea fazelor pasului dublu, fiecare membru inferior are un rol de sprijin si unu de oscilatie; sprijinul bilateral se asigura in mers cand se termina impulsia si incepe amortizarea. Perioada de sprijin este putin mai mare decat cea de oscilatie.

In timpul mersului, piciorul de sprijin exercita o presiune asupra solului, care poate fi studiata prin inscrierea grafica cu ajutorul platformelor dinamografice.

Curba presiunii normale exercitate de piciorul de sprijin pe sol, oscileaza cu valori pozitive si negative de o parte si de alta a liniei greutatii corpului, avand o traiectorie caracteristica in functie de felul mersului.

In faza de amortizare, presiunea pe sol depaseste la inceput valoarea greutatii corpului si este reprezentata de doua oscilatii pozitive care corespund contactului cu calcaiul si apoi cu varful piciorului.

Componenta tangentiala a presiunii pe sol variaza in functie de fazele miscarii piciorului de sprijin. Presiunea tangențială a piciorului este mai întâi negativă, apoi pozitivă.

In continuare vor fi prezentati comparativ si prin contrast termenii utilizati in prezent in protezare si ortezare in raport cu cei utilizati in domeniul analizei miscarii.

In ansamblu, domeniile protezarii si ortezarii folosesc, pentru descrierea miscarii, un set de termeni standard care sunt unificati in cadrul profesiei. In domeniul analizei miscarii lucrurile nu stau insa asa. Termenii biomecanici utilizati in analiza miscarii sunt influentati in principali de cercetarile efectuate de trei specialisti: Perry, Sutherland si Winter, care au adus o contributie deosebita dezvoltarii domeniului analizei miscarii ca stiinta si profesie.

Exista, in principiu, citiva termeni care sunt, in mod obisnuit, utilizati in descrierea mersului si care sunt unificati de la profesie la profesie.

Un ciclu de mers este definit ca miscarile si evenimentele care au loc intre contacte succesive ale calciiului aceluiasi picior cu solul. El contine doua faze :

• păşirea ‐ stance phase; • pendularea sau balansul – swing phase.

165

Perioadele si evenimente ce au loc in interiorul ciclului de mers variaza de la individ la individ. O perioadă este definită ca fiind “intervalul de timp ce este initiat sau contine un eveniment semnificativ”.

Contribuția musculaturii in mersul inainte pe plan orizontal In timpul mersului actioneaza majoritatea grupelor musculare, succedandu‐se

armonios sub conducerea centrilor nervosi corticali ; cea mai mare contributie o are insa musculatura membrelor inferioare. Analina contributiei grupelor musculare la efectuarea fazelor mersului trebuie facuta separat la piciorul de sprijin si la cel oscilant, ele avand particularitati la fiecare faza.

Piciorul de sprijin oscileaza in articulatia coxofemurala, descriind un unghi cu deschiderea in jos. In acelasi timp, articulatia talocrurala devine o axa de rotatie a piciorului de sprijin, care descrie fata de acesta un unghi descris in sus.

In faza de amortizare piciorul atinge solul cu calcaiul si aproape imediat se aplica pe el cu intreaga planta. In momentul contactului cu solul, la nivelul articulatiei talocrurale actioneaza muschii flexori dorsali ai labei piciorului, la genunchi extensorii, iar la articulatia coxofemurala flexorii coapsei pe bazin. Dupa contactul cu solul si pana la momentul verticalei piciorului de spijin, rolul grupelor musculare se schimba. Astfel, la nivelul articulatiei talocrucrale isi incep actiunea muschii flexori plantari care aplica planta pe sol, la genunchi se mentine actiunea extensorilor, iar la sold isi incep actiunea muschii extensori pentru a contribui la progresia corpului.

Faza de amortizare, care se desfasoara din momentul contactului calcaiului cu solul pana la verticala piciorului de sprijin, dureaza in timp 3/5 din durata totala a sprijinului, restul de 2/5 fiind destinat fazei de impulsie.

In momentul verticalei, grupele musculare antagoniste ale membrului inferior de sprijin asigura fixarea articulatiilor, determinand inaltimea maxima a corpului.

In faza de impulsie, care dureaza pana la eliberarea piciorului de sprijin prin impulsia de la sol, in articulatia talocrurala se accentueaza contractia flexorilor plantari, iar la genunchi si sold, cea a muschilor extensori. Contractia atinge maximum in momentul cand piciorul de sprijin trece in contact numai cu varful si este principala forta motrica a mersului.

Intre fazele piciorului de sprijin si cele ale piciorului oscilator exista o scurta perioada de sprijin bilateral, cand corpul se sprijina pe sol cu calcaiul piciorului anterior si cu varful piciorului posterior. Dupa G. Demeny, durata sprijinului bilateral este in medie de 2/40 – 7/40 de secunda ; ea se prelungeste cand survine oboseala, constituind un semn obiectiv al acesteia.

Piciorul oscilant parcurge fazele sale printr‐o pendulare dinapoi‐inainte in articulatia coxofemurala.

Faza pasului posterior se executa din momentul desprinderii varfului piciorului de pe sol si dureaza pana in momentul trecerii in verticala. Ea este asigurata de muschii flexori ai coapsei pe bazin ; in articulatia genunvhiului se produce o usoara flexie, iar in cea talocrurala, muschii flexori dorsali ridica usor varful piciorului.

In aceasta faza, contributia musculturii va fi mai mica, datorita faptului ca pendularea membrului inferior este inlesnita si de forta de gravitatie.

In momentul trecerii la verticala, piciorul oscilant se alfa in usoara flexie la genunchi, pentru a realize scrurtarea necesara; in articulatia talocrurala, grupel musculare antagoniste isi produc o contributie egala, laba piciorului aflandu‐se in unghi drept pe gamba.

In faza pasului anterior al piciorului oscilant se accentueaza forta de contractie a muschilor flexori ai coapsei pe bazin, iar la genunchi se produce contractia balistica

166

extensorilor care arunca gamba inainte, pregatind aterizarea. In articulatia talocrurala se accentueaza contactia flexorilor dorsali, care ridica varful piciorului, pregatind astfel calcaiul pentru contactul cu solul.

Trecand in revista modul cum se succed in actiune grupele musculare antagoniste ale membrului inferior se poate arata ca mersul angreneaza aproape in egala masura toate grupele, cu exceptia muschilor extensori ai gambei, care sunt solicitati mai mult. In general grupele extensoare sunt solicitate mai mult decat cele flexoare, ceea ce explica, dealtfel, si inegala lor dezvoltare la om. Mersul constituie miscarea cea mai obisnuita a omului si, de aceea, coordonarea nervoasa si dezvoltarea corespunzatoare a grupelor musculare asigura un randament maxim.

In mersul normal, lucrul muscular este economic si armonios repartizat diferitelor grupe musculare, motiv pentru care oboseala nu apare repede.

In timpul mersului obisnuit pe un plan orizontal, marile functii organice sunt influentate pozitiv, respiratia si circulatia sunt activate, iar sistemul nervos echilibrat.

8.4 MASURARE, DESCRIERE, ANALIZA SI EVALUARE

Abordarea stiintifica din domeniul biomecanicii a fost caracterizata de o mare cantitate de confuzie, unele descrieri ale miscarii umane fiind trecute drept evaluari in timp ce altele implicind doar masuratori au fost prezentate in mod fals drept analize. Se impune deci de a clarifica si intelege acesti termeni.

Orice evaluare cantitativa a miscarii umane trebuie precedata de o faza de masurare si descriere, si daca este necesar un diagnostic mai semnificativ se realizeaza si o analiza biomecanica. In cazul evaluarii handicapatilor locomotori, relatiile existente intre etapele mai sus mentionate pot fi reprezentate conform Fig. 80

Fig. 80

167

Toate nivelele de evaluare implica fiinta umana si sunt bazate pe observarea vizuala a

pacientului sau subiectului, pe datele inregistrate sau pe o analiza biomecanica ce rezulta.Nivelul de evaluare primar utilizeaza observatia directa care plaseaza o sarcina enorma chiar si celor mai experimentati specialisti. Toate masuratorile sunt subiective si sunt aproape imposibil de comparat cu cele obtinute anterior. Observatorii sunt apoi confruntati cu sarcina de a descrie ceea ce au vazut, de a monitoriza modificarile de a analiza informatiile si de a determina( diagnostica) cauzele. In cazul efectuarii masuratorilor in timpul miscarii pacientului atunci informatia poate fi prezentata intr‐o maniera convenabila pentru descrierea miscarii din punct de vedere cantitativ. Sarcina observatorului este simplificata in acest caz considerabil. El poate acum sa cuantifice modificarile, sa desfasoare analize simple si sa incerce sa ajunga la un diagnostic obiectiv.

La cel mai inalt nivel de evaluare observatorul poate realiza analize biomecanice extrem de semnificative in diagnosticarea cauzei exacte a problemei, poate compara aceste analize cu cele ale indivizilor normali si sa monitorizeze modificarile lor detaliate, in timp.

Tehnicile de masurare si analiza utilizate intr‐un eveniment atletic ar putea fi identice cu tehnicile utilizate in evaluarea mersului amputatilor. Evaluarea optimizarii energeticii atletilor este ,totusi, destul de diferita de evaluarea stabilitatii amputatilor. Atletii sunt analizati pentru modificari detaliate dar minore care vor imbunatati performantele lor prin citeva procente. Amputatii sunt analizati pentru progrese majore care sa le asigure controlul stabilitatii mersului, dar nu pentru diferente fine si de detaliu. Mersul acestora va putea fi considerat satisfacator chiar daca nu se realizeaza la capacitatea maxima.

8.5 MĂSURAREA, DESCRIEREA ŞI MONITORIZAREA Functiile de măsurare si descriere sunt dificil de separat. Se are in vedere ca un

dispozitiv de masurare dat poate furniza datele intr‐un numar diferit de moduri. La rindul ei un acelasi tip de descriere poate proveni de la dispozitive de masurare diferite.

Primele studii biomecanice aveau drept unic scop descrierea unei miscari date, evaluarile ce erau furnizate rezultind doar din inspectarea vizuala a datelor.

Descrierea datelor poate lua forme multiple: curbe, obtinute pe sisteme de inregistrare cu penita; grafice ale coordonatelor corpului; diagrame “stick” sau masuratori simple de iesire cum ar fi viteza mersului, sarcina ridicata sau inaltimea unei sarituri (Fig. 81).

O camera de filmat este prin ea insasi un dispozitiv de masurare, graficele rezultate constituind descrierea evenimentului in timp si spatiu.

Coordonatele reperelor anatomice pot fi extrase si reprezentate grafic la intervale de timp regulate. Reprezentarile grafice, in timp, ale uneia sau mai multor coordonate sunt utile in descrierea modificarilor detaliate a unui reper particular. Ele pot de asemenea avidentia ochiului antrenat modificarii in viteza si acceleratii.

O descriere riguroasa in planul de miscare este diagrama “stick” in care fiecare segment corporal este reprezentat printr‐o linie dreapta sau “bat”.

Prin unirea acestora se obtine orientarea spatiala a tuturor segmentelor in orice moment de timp. Repetarea Acestei inregistrari la intervale regulate da o descriere pictoriala si anatomica a dinamicii miscarii. In acest caz traiectriile, vitezele si acceleratiile pot fi vizualizate.

Fig. 81

168

Volumul de date necesar realizarii unei reprezentări complete este deosebit de mare necesitând, pentru prelucrare, utilizarea sistemelor computerizate.

Datele privind coordonatele pot fi utilizate direct pentru orice analiza directa: reactiuni, modificari de energie, eficienta, etc.

Invers, o evaluare poate fi facuta ocazional direct pe baza descrierii. Un observator antrenat poate analiza vizual diagrama “stick” si sa extraga informatia utila care va da unele informatii privind antrenamentul sau terapia.

Termenul de “monitorizare” necesita a fi introdus in conjunctie cu cel de descriere. A monitoriza inseamna a nota modificarile in timp. Deci un fizioteraput va monitoriza

progresul ( sau lipsa lui) pentru fiecare persoana handicapata supusa terapiei. Terapeutul va fi capabil sa monitorizeze orice progres doar prin masuratori sigure si

precise si prin aceasta sa faca observatii asupra corectitudinii terapiei aplicate. Ceea ce monitorizarea nu ofera este daca un progres a avut sau nu loc; ea da doar informatii privind modificarea.

Monitorizarea in sine nu ofera informatii privind cauzele aparitiei acestora. Deci nu se pot trage concluzii cu privire la eficacitatea unui tratament sau a unui antrenament. Se impune in acest scop realizarea unei analize detaliate a datelor privind miscarea inregistrata.

8.6 ANALIZA MIŞCĂRII

Sistemul de măsurare produce date care nu sunt potrivite analizei. Aceasta presupune o prelucrare a datelor pentru a elimina orice zgomot sau artefacte posibile.

Analiza poate fi definita ca orice operatie matematica care este efectuata aupra unui

sistem de date pentru a le prezenta intr‐o alta forma sau pentru a combina datele de la mai multe surse in vederea producerii unor variabile care nu sunt direct masurabile.

Din datele analizate se pot extrage informatii deosebit de utile pentru etapa de evaluare.

O analiza biomecanica complexa ar putea implica un model constituit din segmente articulate pentru care, cu date kinematice, kinetice si antropometrice corespunzatoare se

169

poate desfasura o analiza care sa produca o multime de curbe semnificative reprezentind variatia in timp a unor parametrii importanti (Fig 82).

Miscarea ce se inregistreaza prin observatie directa sau cu echipamente corespunzatoare poate fi descrisa printr‐un numar mare de variabile kinematice: deplasari, unghiuri in articulatii, viteze si acceleratii. Pornind de la un model riguros al corpului uman, din punct de vedere al datelor antropometrice, se poate dezvolta cu un grad mare de precizie un asa numit model cu segmente articulate.

Pe baza acestui model si al datelor cinematice se pot prezice fortele si momentele musculare care au cauzat miscarea observata. O astefel de tehnica de analiza poarta denumirea de problema inversa, pentru ca permite stabilirea informatiilor de intrare in sistemul analizat pe baza celor de iesire. Ea este extrem de utila pentru ca permite estimarea, in cazul analizei miscarii umane, a reactiunilor din articulatii precum si a momentelor dezvoltate de muschi, parametrii ce nu pot fi masurati direct.

Fig. 82

Aceleasi informatii ar putea fi obtinute in conditiile existentei un model matematic pentru muschi, pentru care se cunosc informatii privind activitatea electrica (EMG), lungimea muschiului, viteza de lucru si aria sa transversală.

8.7 EVALUAREA ŞI INTERPRETAREA

Scopul oricărei evaluări este de a face o apreciere cu privire la miscarea fizica analizata. Punctele de vedere pot fi foarte diferite: un antrenor isi poate pune problema aprecierii calitatii programului de antrenament aplicat prin evaluarea energeticii miscarii

170

studiate si compararea ei cu rezultate anterioare; un chirurg va incerca sa aprecieze rezultatele interventiei chirurgicale executate, urmarind de exemplu, momentele dezvoltate de muchii genunchiului; iar un cercetator isi poate dori sa interpreteze modificarile motorii ce rezulta prin aplicarea unei anumite perturbatii si prin aceasta sa verifice sau sa nege diferite teorii ale controlului neural.

Indiferent de obiectivul urmarit evaluarea poate sau nu sa ofere raspunsuri in functie de calitatea si cantitatea de informatiilor continute in analiza. Deciziile pot fi pozitive, in sensul, de exemplu, a continuarii programului de recuperare/ antrenament, sau a aprecierii drept corecte a interventiei chirurgicale aplicate, sau negative când informațiile, conduc la anularea, uneori în mod incorect, a planului adoptat inițial.

Fig. 83

Unele evaluări biomecanice, implică, mai de grabă o cercetare a descrierii însăşi a mişcării observate decât a versiunii analizate a ei. În mod obişnuit, sunt examinate curbele forțelor de reacțiune a solului, obținute cu o platformă de forță. Acest echipament mecanic produce un semnal electric care este propotional cu greutatea corpului ce actioneaza pe ea.

Astfel de reprezentări sunt curbele din Fig. 83. Un observator antrenat poate detecta modificările ce sunt un rezultat al unui mers patologic si poate trage concluzii asupra progresului sau

involutiei pacientului dar nu va fi capabil sa aprecieze cauza acestor modificari. In cel mai bun caz aceasta abordare este speculativa si produce putina informatie cu privire la cauza profunda a formei curbelor observate.

8.8. BIOMECANICA ŞI RELAŢIA SA CU FIZIOLOGIA ŞI ANATOMIA

171

Fiind o disciplină relativ nouă în domeniul cercetării, este important a se identifica interacțiunea ei cu alte ştiințe ce studiază mişcarea şi anume cu fiziologia neurală şi cea a exercițiului. O astfel de interacțiune este prezentată mai jos ( Fig. 84).

Sistemul neuromuscular acționează ca un sistem de control al eliberării energiei metabolice în scopul generarii unor patern‐uri controlate de tensiune musculara in prezenta structurilor pasive ( ligamente, suprafete articulare si sistem scheletal). Acesti muschi actioneaza la articulatii pentru a crea momente ale fortelor care cauzeaza miscarea sau se opun miscarii, rezultatul fiind o generare sau o absorbtie de energie. Acest nivel biomecanic este cel care permite evidentierea scopului net si final al sistemului nervos central. Din punct de vedere neurologic in unitatea motorie se poate vedea convergenta mai multor semnale excitatorii si inhibitorii, acest axon primind denumirea de “ cale finala comuna”. La acest nivel miroscopic este totusi imposibil a se identifica in totalitate intentia sistemului nervos central. In fiecare muschi se poate observa un al doilea nivel de convergenta prin insumarea tuturor fortelor unitatilor motorii printr‐un proces numit “recrutare”. La nivel articular se poate vedea al treilea nivel de convergenta unde momentul fortei este o insumare algebrica a tuturor produselor dintre tensiunile muschilor agonisti si antagonisti si lungimea bratelor de actiune ale acestor forte. Din acest punct de vedere momentul fortei poate fi descris drept “ cale mecanica comuna” pentru ca el reflecta insumarea algebrica a tuturor fortelor controlate de sistemul nervos central. Cind se cerceteaza un membru in ansamblu sau intregul corp se pot vedea corelatii intre variatiile de momente si se poate observa un nivel mai inalt al controlului exercitat de sistemul nervos central.

Fig. 84

172

În consecință, indiferent de scopul în care se face analiza biomecanică (diagnosticare

sau evaluare a performanțelor sportive) aceasta impune cu necesitate si analiza si evaluarea semnalului de iesire net, atit al sistemului neural cit si a celui metabolic, precum si identificarea oricaror constringeri ale sistemului anatomic. Astfel, daca performanta este diminuata din cauza unor probleme metabolice (oboseala, de exmplu) acest lucru va putea fi observat in fortele, momentele si puterile mecanice. In mod similar, daca sistemul neural este deficient o gama de variabile biomecanice si electromiografice vor permite diagnosticarea variatiilor anormale si vor ajuta medicul chirurg sau terapeut in gasirea celor mai bune solutii privind managementul pacientului.

8.9 DIFERITE FORME DE MERS Mersul omului are unele particularitati in functie de conditiile in care se executa ; de

asemenea, fiecare om are mersul sau caracteristic. In marsul sportiv, dinamica activitatii musculare arata ca efortul principal este depus

de catre grupele si lanturile musculare ale membrelor inferioare si trunchiului ; restul musculaturii participa in masura mai mica la efortul global.

Ceea ce caracterizeaza marsul sportiv este asemanarea sa cu mersul obisnuit, cu exceptia catorva particularitati specifice in cadrul fazelor pasului dublu. Astfel, in faza de amortizare, contactul piciorului cu solul se face pe calcai, apoi talpa se deruleaza complet pe sol. Extensia genunchiuliu la piciorul de impulsie si pendularea piciorului oscilant se executa mai viguros. In faza de impulsie se produce o contractie puternica a lantului muscular al triplei extensii, care impinge corpul inainte. In faza pasului posterior oscilant, grupa musculara a flexorilor coapsei pe bazin se contracta mi purtenic decat la mersul obisnuit si duce inainte viguros membrului inferior. Forta de contractie a acestei grupe musculare creste la faza pasului anterior, intrucat este nevoie sa se adauge componenta antigravitationala. In marsul sportib, miscarile umerilor si ale membrelor inferioare sunt mai ample.

Mersul pe plan inclinat poate fi descompus in aceleasi faze ca si mersul pe plan orizontal. In mersul pe plan inclinat ascendant, perioada sprijinului bilateral este prelungita, iar contactul cu solul in faza de amortizare se face fie pe toata talpa, fie pe varf. Activitatea grupelor musculare care asigura impulsia este crescuta si solicita in mare masura aparatele cardiovascular si respirator. Cand planul este foarte inclinat, fixarea pe sol a plantei se face cu greutate, iar omul recurge la o pozitie speciala a piciorului, care sa‐i asigure o priza mai buna utilizand marginea laterala sau medicala a plantei, printr‐o miscare pe plan inclinat, folosit in ascensiunile din munti.

In mersul prin infruntarea unui obstacol, cum este, de exemplu, impingerea de greutati sau mersul impotriva unui vant puternic, corpul este aplecat mult inainte, iar verticala coborata din centrul de greutate cade inaintea bazei de sustinere ; din aceasta cauza, daca obstacolul ar dispare brusc, corpul ar cadea inainte. Timpul sprijinirii bilateral este mult prelungit, iar efortul de invingere a obstacolului se adauga la cel de impulsie, obisnuit in mersul pe plan orizontal, ceea ce solicita puternic musculatura triplei extensii. Musculatura trunchiului si a membrelor superioare participa la invingerea greutatii obstacolului care se opune progresiei. Circulatia si respiratia sunt solicitate puternic, ceea ce determina aparitia rapida a oboselii.

173

Mersul cu genunchii usor indoiti, frecvent intalnit la oamenii care duc greutati, i‐a caracterizat pe stramosii omului. Specific acestui fel de mers este faptul ca la nivelul articulatiei genunchilor nu se poate produce extensia completa in nici una din fazele mersului, ceea se solicita foarte mult grupele musculare antagoniste la nivelul genunchilor. Contactul cu solul se face pe toata planta. Se pare ca in acest fel de mers, desi viteza este mai scazuta fata de cel normal, ea poate fi mentinuta un timp mai indelungat.

Mersul inapoi se compune din aceleasi faze ca si mersul inaintem cu deosebirea ca amortizarea se face pe varfuri, cu genunchii usor flexati, sprijinul bilateral fiind alungit in timp ; viteza mersului este scazuta, iar mersul nesigur, din cauza ca lipseste orientarea in spatiu pe care o da vederea la mersul inainte.

Mersul prin tatonare sau mersul pe intuneric se caracterizeaza ca si mersul inapoi, prin nesiguranta, datorita neparticiparii analizatorului vizual. Genunchii sunt flexati in toate fazele acestui del de mers, sprijinul bilateral este prelungit, iar oscilatiile laterale ale corpului crescute ; viteza mersului este scazuta. Acest fel de mers nu poate fi mentinut timp indelungat, intrucat produce o oboseala mare datorita solicitarii crescute a extensorilor genunchilor, care asigura, prin lucru de cedare, pozitia flexata a articulatiei.

Mersul pe varfuri se executa cu membrele inferioare blocate in extensie la nivelul

genunchilor si in flexie plantara la nivelul labei piciorului. Miscarea se produce numai in articulatiile coxofemurale si solicita puternic musculatura, determinand aparitia rapida a oboselii. De asemenea, intrucat resortul pe care‐l reprezinta bolta plantara este anihilat print‐o flexie plantara puternica – corpul sprijinindu‐se pe varfurile picioarelor ‐ acest fel de mers produce aguduituri care sunt atenuare prin fixarea unui strat gros de pluta la nivelul pantofilor balerinelor.

Mersul lateral se efectueaza prin miscari de abductie si adductie succesive ale membrelor inferioare ; contactul cu solul se face cu planta intreaga, iar impulsia este asigurata de catre abductorii din articulatia coxofemurala si pronatorii labei piciorului

Mersul patologic este determinat de leziuni ale membrelor inferioare, ca : scurtari, anchiloze, deverse paralizii musculare si altele.

Specialistii in domeniul protezarii si ortezarii descriu trei perioade pentru faza de pasire (Fig. 85), acestea fiind :

heel‐strike; mid‐stance; push‐off.

Aceste trei perioade sunt utilizate datorita importantei lor pentru specialistii din

domeniul protezarii si ortezarii in momentul evaluarii configuratiei de mers.

174

Fig. 85 Heel‐strike este definit ca intervalul de timp de la atacul cu calciiul pina la atingerea

solului cu toata talpa ( foot‐flat). In timpul acesta (Fig. 86) vectorul forta este posterior gleznei si genunchiului si anterior soldului. Piciorul incepe in acest moment sa cistige in stabilitate. Mid‐stance este definit ca intervalul de timp dintre contactul pe sol cu toata talpa (foot‐flat) pina la desprinderea calciiului de pe sol (heel‐off). In aceasta perioada, vectorul forta se misca anterior gleznei si posterior genunchiului si soldului, si ar trebui sa furnizeze stabilitate optima in dispozitiv (in proteza).

Push‐off reprezinta perioada finala in care are loc propulsia inainte a corpului. Ea se produce intre momentul de desprindere a calciiului ( heel‐off) si cel de desprindere a degetelor ( toe‐off) de pe sol. In acest interval de timp vectorul forta este in fata gleznei si se misca dinspre anterior spre posterior fata de genunchi. Dispozitivul isi reduce gradat din stabilitate permitind degetelor sa se desprinda pentru toe‐off.

Faza de pendulare contine doua perioade de accelerare si decelerare. Perioada de accelerare este timpul in care membrul inferior se misca spre inainte, spre a mari lungimea pasului, iar perioada de decelerare corespunde timpului in care membrul este incetinit in jos spre a realiza contactul cu calciiul.

Fig. 86

175

Dr. Jacqueline Perry descrie cinci perioade de sprijin si trei perioade de pendulare

(Fig. 87). Fazele de sprijin sunt dupa cum urmeaza: contactul initial, raspunsul la incarcare,

sprijinul mijlociu ( mid‐stance),sprijinul final, pre‐pendularea. Perioadele fazei de pendulare sunt urmatoarele: pendulare initiala, pendulare

mijlocie (intermediara), pendulare finala. Contactul initial este definit ca momentul cind piciorul atinge solul. Raspunsul la

incarcare este reactia membrului de a absorbi impactul. Perioada de suport unipodal in care corpul se deplaseaza spre in fata peste un picior

stationar este sprijinul mijlociu sau mid‐stance. Sprijinul final este perioada din ciclul de mers in care corpul se misca in fata piciorului

de sprijin iar greutatea incepe sa coboare pe membrul opus. Faza de sprijin final al pre‐pendularii este perioada de tranzitie a sprijinului dublu in care membrul este descarcat rapid pregatindu‐se sa penduleze.

Pendularea initiala este momentul in care membrul este ridicat de pe sol si are loc o

avansare initiala a coapsei spre a realiza ridicarea degetelor si a‐si asuma propulsia inainte. In timpul sprijinului mijlociu membrul este avansat mai mult in scopul atingerii pozitiei tibiale verticale. Avansarea tibiala continuata catre flexie totala a genunchiului, decelerarea coapsei si mentinerea pozitiei piciorului sunt incluse in pendularea finala. Aceasta completeaza intregul ciclu de la contactul initial la pendularea terminala.

Fig. 87

Aceste perioade sunt utilizate de dr. Perry drept termeni reprezentativi pentru

evenimentele ce au loc in punctele specifice ale ciclului de mers. Sutherland descrie trei perioade de sprijin care sunt deosebit de utile in evaluarea

clinica a mersului (Fig. 88): suportul initial dublu, sprijinul unipodal, si al doilea sprijin dublu, combinat spre a completa faza de sprijin.

176

Fig. 88

Suportul dublu este perioada de timp din mers cind ambele picioare sunt in contact

cu solul. Acest lucru are loc in timpul unui ciclu normal. Sprijinul unipodal este momentul in care doar un membru este in contact cu solul. Restul perioadelor care completeaza faza de pendulare a ciclului de mers sunt cele descrise anterior de Perry.

Winter a propus pentru descrierea ciclului de mers trei perioade de sprijin (Fig. 89),

repectiv perioada de acceptare a greutatii (weight acceptance), perioada de sprijin mijlociu (midstance) si perioada de propulsie (push‐off), si doua perioade de pendulare constind in perioada de ridicare (lift‐off period) si perioada de atingere ( reach period).

Fig. 89 Perioada de acceptare a greutatii este timpul cuprins intre contactul initial si flexia

maxima a genunchiului piciorului pe care se realizeaza sprijinul. Perioada dintre acceptarea greutatii si propulsie este definita ca sprijin mijlociu. Propulsia (push‐off) este perioada finala a sprijinului cind membrul inferior impinge in sol si are loc flexia plantara a gleznei. Perioada

177

de propulsie are loc imediat dupa desprinderea calciiului (heel‐off) si sfirseste cu desprinderea degetelor (toe‐off). Dupa toe‐off au loc cele doua faze ale perioadei de pendulare. Ridicarea (lift‐off) este perioada pendularii timpurii cind au loc desprinderea degetelor (toe‐off) si pendularea mijlocie (mid‐swing). Perioada de atingere (reach period) completeaza ciclul de mers.

Ciclul de mers poate fi descris ca fiind constituit fie din faze fie din evenimente (momente).

Definitiile privind evenimentele importante ce au loc intr‐un ciclu de mers au un grad mare de acceptare din parte celor implicati in studiul miscarii. Prezentarea evenimentelor din cadrul unui ciclu de mers se face, in mod obisnuit, in doua moduri alternative. Specialistii din domeniul protezarii si ortezarii definesc acele evenimente ale mersului care prezinta importanta pentru determinarea alinierii corecte a produselor pe care le furnizeaza (proteze sau orteze). Aceleasi evenimente sint utilizate de Winter pentru descrierea mersului (Fig. 90). Contactul cu calciiul (heel contact or heel strike) este primul eveniment din ciclul de mers. Piciorul plat (flat foot), despinderea calciiului (heel‐off), si desprinderea degetelor (toe‐off) urmeaza dupa evenimentul initial. Contactul initial este momentul in care calciiului face contact cu solul. Acest eveniment este urmat de momentul spijinului pe sol cu toata talpa (flat foot). In timpul sprijinului, exista un moment in care calciiul paraseste solul, el fiind denumit “heel‐off”. Evenimentul final din faza de sprijin este denumit “toe‐off”, el fiind momentul in care degetele parasesc solul pregatindu‐se de pendulare. In faza de pendulare exista un moment critic denumit “mid‐swing”, care se produce in mijlocul intervalului de timp dintre desprinderea degetelor de pe sol (toe‐off) si contactul initial.

Fig. 90

Caracteristicile mersului

Pasul dublu acopera distanta care separa doua sprijiniri succesive ale aceluiasi picior pe sol ; lungimea sa se masoara de la calcai. Pasul simplu inseamna distanta dintre calcaiul piciorului de contact cu solul si varful piciorului de impulsie ; el se realizeaza in timpul sprijinului bilateral. Lungimea pasului simplu depinde de lungimea membrelor inferioare si de actiunea de impulsie ; in medie, el este de 0,63m la barbat si de 0,50m la femeie. S‐a observat ca pasii

178

aceluiasi individ nu sunt egali intre ei ; de regula, pasul este mai lung cand membrul inferior stang serveste ca sprijin. In toate tempourile de mers, cei doi pasi simplu ai unui pas dublu au, adeseori, lungimi inegale ; pasul mai lung corespunde membrului inferior cu musculatura mai dezvoltata. Astfel, la fiecare om, si mai ales la sportivi, forta musculara este mai dezvoltata la unul din membrele inferioare. Cand omul duce greutati, lungimea pasului si frecventa mersului scad. Frecventa sau ritmul mersului reprezinta numarul de pasi facuti intr‐un minut. Lungimea pasilor este influentata de frecventa. De asemenea, talia influenteaza frecventa, ea fiind accelerata la persoanele cu talie submedie. Viteza mersului, adica spatiul parcurs intr‐un minut, este egala cu produsul dintre lungimea pasului si cadenta lui ; cu cat creste unul din factori, cu atat creste si viteza, si invers. La un barbat adult de talie mijlocie, viteza mersului este maxima la o cadenta de 140 pasi simpli pe minut. Astfel, la un om cu talie de 1,70m, lungimea pasului simplu variaza intre 75‐85 cm. La o cadenta economica, intre 110‐130 pasi simpli pe minut, viteza va fi de 5‐6,5 km pe ora. Pentru a obtine un randament cat mai bun al mersului se recomanda lungimea pasului si nu accelerarea cadentei. Cu cat cadenta creste, viteza de deplasare a corpului scare, intrucat marirea frecventei se face in dauna lungirii pasilor. In timpul mersului, corpul este usor aplecat inainte ; aceasta aplecare se accentueaza cu cat alura este mai rapida si oboseala omului mai accentuata. Unghiul pasului care este format de linia de mars si axa piciorului, are o valoare medie de 15°. Largimea pasului este distanta care separa calcaiul de linia de mars ; la o viteza mijlocie, ea este de 5‐6 cm. Urmele pe care le lasa planta pe sol in timpul mersului nu se afla pe aceeasi linie dreapta, ci sunt departate in medie cu 12 cm la barbat si 13 cm femeie, datorita faptului ca femeia are bazinul mai larg ; de asemenea, varfurile picioarelor sunt departate putin in afara.

Un set alternativ de evenimente utilizate in mod obisnuit in evaluarea clinica a mesului este cel prezentat in Fig. 91.

In cadrul peroadei de sprijin sunt incluse in acest caz urmatoarele evenimente: contactul cu piciorul ( foot‐strike), desprinderea degetelor piciorului opus (opposite toe‐off), inversare fortei tangentiale ( reversal of fore‐aft shear), contatul cu piciorul opus ( opposite foot strike) si desprinderea piciorului opus si desprinderea degetelor. Momentul de “foot strike” este momentul in care are loc contactul cu piciorul. Acest eveniment se produce la ambele picioare in timpul unui ciclu de mers. “Toe‐off” este momentul desprinderii degetelor de pe sol, el avind loc de asemenea bilateral in ciclul de mers. “Reversal of fore‐aft shear” este punctul din timpul sprijinului unipodal in care forta tangentiala, asa cum este ea masurata cu platformele de forta, isi inverseaza sensul dinspre spate spre fata pregatind contactul cu calciiul opus. Faza de pendulare, asa cum este ea descrisa de Sutherland, nu prezinta evenimente semnificative de definit.

Oscilațiile corpului şi ale centrului de greutate în mers

Deplasarea corpului în timpul mersului nu este rectilinie ; datorita conditiilor mecanice si de echilibru, specifice mersului biped, centrul de greutate al corpului prezinta o serie de oscilatii.

179

Oscilatiile verticale sunt consecinta faptului ca trunchiul se sprijina cand pe un membru inferior extins si vertical, cand pe ambele membre inferioare orientate oblic. Centrul de greutate este ridicat la maximum in momentul verticalei piciorului de sprijin si cel mai coborat in sprijinul bilateral. Oscilatiile verticale variaza intre 4‐6 cm la o cadenta de 40‐70 pasi pe minut. Oscilatiile laterale ale centrului de greutate al corpului sunt determinate de necesitatea mentinerii echilibrului in timplul sprijinului unilateral, cand baza de sustinere a corpului este redusa la dimensiunile plantei piciorului de sprijin. Verticala centrului de greutate trebuie adusa in interiorul bazei de sustinere, ceea ce se obtine printr‐o inclinare laterala a bazinului in partea picioruluide sprijin. Bazinul se inclina concomitent cu trunchiul, care oscileaz astfel, odata cu centrul de greutate, cand spre dreapta, cand spre stanga, pe membrul inferior de sprijin. Inclinarile latarale ale bazinului si trunchiului dau mersului un aspect usor leganat, care este mai accentuat la femei din cauza bazinului mai larg. Oscilatia latarala incepe odata cu terminarea fazei de sprijin bilateral si atinge amplitudinea maxima in momentul verticalei piciorului de sprijin ; ea coincide cu pozitia cea mai inalta a centrului de greutate si cu cea mai mica viteza orizontala a trunchiului. Oscilatia laterala este nula in timpul sprijinului bilateral. Amplitudinea medie a oscilatiilor laterale este de 2,5 cm la dreapta si spre stanga. In timpul mersului au loc diferite miscari ale trunchiului si membrelor superioare, care se pot evidentia prin metodele cinematografice aratate mai sus. Astfel, soldul corespunzator piciorului oscilant este impins inainte, iar cel al piciorului de sprijin ramane inapoi ; amplitudinea acestei deplasari atinge in medie 9°. Oscilatiile axului umerilor se fac in sens invers celor alea bazinului si corespund cu ducerea inainte a membrelor superioare. Amplitudinea acestor oscuilatii este mai mare la umeri decat la bazin si atunge 12° in momentul sprijinului bilateral. Oscilatiile umerilor cresc proportional cu viteza progresiei mersului ; in alergare ele scad pana la disparitia aproape completa. In timpul mersului exista si oscilatii inainte si inapoi ale corpului : in prima jumatate a sprijinului acesta se inclina inainte. Aceste oscilatii sunt aproape imperceptabile in timpul mersului si ceva mai accentuate in timpul alergarii, exagerandu‐se pe masura ce lungimea pasului creste, fara a depasii 5° in cadenta obisnuita a mersului. Trunchiul are si inclinari laterale – miscari de translatie – in care axa trunchiului ramane paralela si se deplaseaza lateral la fiecare sprijin unilateral. Oscilatiile laterale ale trunchiului sunt simultane cu ale bazinului si au aceeasi explicatie : necesitatea aducerii verticalei centrului de greutate in interiorul bazei de sustinere, pentru mentinerea echilibrului corpului. Oscilatiile bazinului in timpul mersului descriu o traiectorie helicoidala ; ele pot fi evidentiarte prin traiectoria descrisa de pubis (Fig. 91 ). Miscarile membrelor superioare sunt sincrone si opuse miscarilor membrului inferior de aceeasi parte ; astfel, cand piciorul stang oscileaza inainte, bratul stang oscileaza inapoi. Ele au rolul de a correcta in parte deplasarea centrului general de greutate datorita miscarilor efectuate de membrele superioare si torsiunii trunchiului. Aceste miscari efectuate de membrele superioare au o amplitudine mica, insa daca sunt suprimate, mersul este jenat. Astfel, mersul cu mainile legate la spate, mersul celor recent amputati, al bolnavilor cu paralizii sau atrofii musculare mai ales la deltoid, are un aspect caracteristic.

180

Fig. 91

Cele prezentate mai sus prezinta sintetic toate perioadele si evenimentele

importante care sunt in mod obisnuit utilizate in desrierea atit a mersului normal cit si a celui patologic. Eventualele descrieri oarecum diferite sunt in general justificate prin semnificatia lor pentru o situatie particulara.

8.10. VARIABILE KINEMATICE In compararea mersului normal cu cel patologic sunt utilizate o serie de variabile

kinematice precum viteza, lungimea pasului dublu (stride lengh), lungimea unui pas simplu (step lengh) si cadenta. Definitiile utilizate pentru acesti parametrii apar a fi acceptate in mod unanim de specialistii diferitelor profesii ce au ca obiect de studiu mersul.

Viteza este definita ca fiind distanta medie (in metrii) parcura intr‐o secunda. Lungimea pasului simplu( step length) este considerata ca fiind distanta acoperita de

acelasi punct de pe picior din momentul contactului initial pina la contactul initial ipsilateral. Lungimea unui pas dublu (stride length) contine doi pasi simplii, ea putind fi definita

ca fiind distanta masurata de la un punct de pe picior pina la acelasi punct de pe celalalt picior.

Cadenta este numarul de pasi simplii pe minut. In domeniul protezarii si ortezarii, aflat in plina evolutie, atit din punct de vedere al

materialelor utilizate cit si al proiectarii de dispozitive din ce in ce mai performante, a aprut necesitatea evaluarii din punct de vedere kinetic a dispozitivelor utilizate. Pentru evaluarea cantitativa, precisa, a actiunilor interne ale acestor dispozitive se realizeaza masuratori ale momentelor, puterii si energiei.

Momentul biomecanic al unei fortei este definit ca fiind rezultatul net al tuturor fortelor musculare , ligamentare si functionale ce actioneaza in sensul modificarii miscarii unghiulare a corpului. In timpul evaluarii mersului normal, unghiurile asumate de catre articulatii nu ating valori extreme, ceea ce minimizeaza fortele de frecare. Astfel, marimea neta poate fi interpretata drept forta musculara ce actioneaza asupra corpului. Exista totusi o mare discrepanta intre modul in care conventia, privind momentele, este utilizata de specialistii din protezare si ortezare si cei din domeniul biomecanicii.

181

Fig.92 Fig.93 In domeniul protezarii si ortezarii momentul este definit ca fiind miscarea ce are loc

ca rezultat al pozitiei unui vector de forta. De exemplu, in timpul sprijinului mijlociu, vectorul forta trece anterior de glezna si posterior de genunchi si sold. Pe baza definitiei de mai sus, specialistii din domeniul protezarii si ortezarii, ar considera ca la nivelul gleznei se produce un moment de dorsiflexie, unul de flexie la genunchi si unul de extensie la sold (Fig. 92). Aceasta conventie in definirea momentului vine in contradictie cu definitia momentului biomecanic care reflecta activitatea neta musculara ce are loc in acel moment de timp.

Din punct de vedere biomecanic, cind vectorul forta trece anterior de glezna si posterior de genunchi si sold, el faciliteaza dorsiflexia gleznei, flexia genunchiului si extensia soldului. In scopul prevenirii aparitiei unui exces in miscarile oricareia dintre articulatii, cind vectorul forta trece posterior de genunchi, determinind flexia acestuia, cvadricepsii sau extensorii genunchiului incep sa se activeze, creind un moment de extensie la genunchi (Fig. 93). In consecinta momentele reflecta activitatea musculara care are loc intr‐un anumit moment de timp.

Conventia privind momentele nu este singura care conduce la confuzii intre specialisti. Un alt subiect de controverse in privita momentelor il constituie modul lor de calculare. Multi cercetatori, inclusiv din domeniul protezarii si ortezarii, calculeaza momentul ca produs intre forta si distanta perpendiculara pe suportul fortei. Acest mod de calcul conduce la obtinerea unor valori extrem de mari, nerealiste, in evaluarea activitatii musculare. Momentul net poate fi calculat mult mai precis prin utilizarea solutiei dinamice inverse pentru un model cu segmente articulate, descrise de Bresler &Frankel si de asemenea de Winter.Wells a prezentat comparativ valorile obtinute pentru momente prin cele doua tehnici. La nivelul gleznei valorile au fost aproape similare, indiferent de metoda utilizata, in timp ce la genunchi metoda produsului dintre forta si distanta a dat valori mai mari decit cea a dinamicii inverse.

182

Metoda dinamicii inverse, aplicata in calculul momentelor, permite stabilirea unor relatii precise intre activitatea musculara, energie si momente. In scopul determinarii grupei musculare dominante, dintr‐o anumita faza a mersului, este necesara intelegerea conventiilor biomecanice utilizate in determinarea momentelor, aceasta fiind impusa de contradictia ce apare in raport cu conventia utilizata de specialistii din domeniul protezarii si ortezarii (Fig. 94).

Fig. 94 Fig. 94 prezinta conventia standard privind momentul unei forte. Momentele avind

sens antiorar, calculate la capetele proximale ale fiecarui segment, sunt considerate pozitive, in timp ce momentele avind sensul in sensul acelor de ceas sunt considerate negative. In consecinta un moment de extensie a genunchiului va fi pozitiv, in timp ce momente de flexie plantara a gleznei sau de extensie a soldului vor fi negative. Determinarea acestui moment de forta la nivelul fiecarei articulatii furnizeaza un indicator al efectului net al tuturor fortelor interne, fiind incluse aici muschii, ligamentele si frecarea. Spre deosebire de momentele de la genunchi si sold, momentele la glezna prezinta valori aproape constante de la individ la individ. Variatiile ce apar la nivelul genunchiului si soldului pot fi explicate prin cresterea numarului de segmente articulate fata de punctul de aplicatie al fortei. Pe masura ce acest numar creste, cresc si posibilitatile de ajustare pe care individul le poate adopta, atit la sold cit si la genunchi, spre a reactiona la miscarile de flexie sau extensie.

Utilitatea calcularii momentelor poate fi evidentiata prin observarea cresterii gradate a momentului flexor plantar pe toata durata fazei de sprijin, ceea ce indica rolul semnificativ al flexorilor plantari in timpul mersului. Pentru specialistul din domeniul protezarii acest lucru i‐ar permite sa determine daca dispozitivul de protezare simuleaza activitatea muschiului gastrocnemius prin momentele pe care componentele protezei (coapsa, gamba si picior) le dezvolta. In general, prin calcularea momentelor in jurul fiecarei articulatii se poate evidentia daca proteza sau orteza simuleaza sau nu activitatea musculara pe care o inlocuieste.

Un alt parametru biomecanic, util si pentru specialistii din domeniul protezarii si ortezarii, il constituie puterea. Producatorii de proteze de membru inferior sustin, in ultimele lor cercetari, ca sistemele proiectate “absorb si genereaza energie”. Winter sustine in cercetarile sale ca singura modalitate de determinare a grupelor musculare care absorb

183

energie si a celor ce genereaza energie este cea a analizei mecanice a puterilor.Calularea puterii se face prin multiplicarea momentului cu viteza unghiulara, deci :

jjj MP ω⋅=

Un rezultat pozitiv pentru putere indica o contractie concentrica, in timp ce o valoare

negativa indica o contractie excentrica. Cind puterea rezultata este negativa, muschii absorb energie iar cind este pozitiva muschii genereaza energie.

Pentru specialistul din protezare acest parametru biomecanic va permite stabilirea dispozitivului care furnizeaza o combinatie optima in ceea ce priveste inmagazinarea si eliberarea de energie. Determinarea puterii unui dispozitiv de protezare este utila si in aceea ca permite stabilirea gradului de corectitudine in functionarea sa.

Conceptele utilizate in domeniul biomecanicii se pot constitui drept instrumente de lucru deosebit de utile pentru domeniul protezarii si ortezarii, specialistii din acest domeniu putind realiza cu ajutorul acestora evaluarea functionarii si comportarii corecte a dispozitivelor proiectate astfel incit acestea sa corespunda cu necesitatile individuale ale celor ce le utilizeaza. Comunicarea rezultatelor obtinute impune, insa, o buna intelegere a diferentelor privind terminologia utilizata, atit in domeniul biomecanicii cit si cel al protezarii si ortezarii.

KINEMATICA

Kinematica este stiinta miscarii. Pentru locomotia umana ea reprezinta studiul

pozitiei, unghiurilor, vitezelor si acceleratiilor segmentelor corporale si a articulatiilor in timpul deplasarii.

PARAMETRII KINEMATICI

Segmentele corporale sunt considerate a fi elemente rigide ce se utilizeaza in scopul

descrierii miscarii corpului. Ele includ piciorul, gamba, coapsa, pelvisul, toracele, mina, antebratul, bratul si capul.

Articulatiile dintre segmente inglud glezna ( articulatiile talocrurala si subtalara), genunchiul, soldul, incheietura miinii , cotul si umarul.

Pozitia reprezinta localizarea in spatiu a unui sement sau a unei articulatii, masurindu‐se in metrii. Un parametru corelat cu pozitia este deplasarea care se refera la pozitia raportata la originea miscarii. In spatiul bidimensional, pozitia se exprima in coordonate carteziene, ( x,y)‐ Fig. 95, 96, 97. In mod similar, pentru spatiul tridimensional se vor utiliza trei coordonate de pozitie(x,y,z).

184

Fig.95 Fig.96 Unghiul articulatiei, numit si unghi intersegmental, este unghiul dintre doua segmente adiacente, masurat de o parte sau alta a articulatiei. El se exprima, in mod obisnuit in grade si este deseori convertit in notatii clinice. Fiind o valoare ce depinde de pozitia relativa a segmentelor el nu se modifica prin schimbarea orientarii in spatiu a corpului.

Fig. 97 Unghiul unui segment are o semnificatie total diferita. El reprezinta unghiul de

inclinare a unui segment in raport cu orizontala, fiind masurat in sens antiorar. El este o valoare absoluta ceea ce inseamna ca se modifica cu orientarea corpului.

Viteza reprezinta variatia in timp a spatiului si poate fi liniara sau unghiulara dupa cum variatia spatiului este o variatie in pozitie sau o variatie in unghi. Se masoara in m/s sau in grade(radiani)/s.

v = ts

ΔΔ

(m/s) sau v =tΔ

Δθ (grad/s) sau (rad/s)

Ex.: daca genunchiul se deplaseaza pe orizontala din pozitia x1 =1.5 m in x2=1.6m in

timpul st501

=Δ viteza sa va fi :

v = sm /550/1

5.16.1=

−

Acceleratia reprezinta variatia in timp a vitezei putind fi la rindul ei liniara sau

unghiulara dupa cum variatia se produce in viteza liniara sau unghiulara. Se masoara in m/s2 sau in grad/s2, respectiv radiani/s2. Maaurarea ei poate fi facuta direct cu ajutorul accelerometrelor.

a =tv

ΔΔ

(m/s2) sau tΔ

Δ=

θα (grad/s2, radian/s2)

185

UTILIZAREA MASURATORILOR KINEMATICE

Masuratorile kinematice sunt limitate in privinta informatiilor asupra cauzelor miscarii. Pentru a determina cauzele este necesar studiul kinetic al miscarii. Parametrii kinematici ne firnizeaza totusi o descriere a miscarii, deosebit de utila in atingerea anumitor scopuri.

KINEMATICA LOCOMOTIEI

O observatie importanta pe care kinematica o furnizeaza privind locomotia este cea in privinta cantitatii de miscare pe verticala si in lateral . In activitati precum mersul si alergarea, corpul tinde sa se miste orizontal pe sol, orice alta miscare, in special cea pe verticala impiedicind atingerea acestui obiectiv, fiind consumatoare de energie.

Heel – strike Mid – stance Toe – off

Fig. 98

Daca corpul ar avea roti el ar putea evita aceste miscari in totalitate ceea ce nu se intimpla in cazul utilizarii membrelor inferioare ca mijloc de locomotie. Motivul consta in faptul ca in fazele de contact cu calcâiul ( heel‐strike) si de desprindere a virfului piciorului de pe sol (toe‐off), cele doua picioare formeaza laturile unui triunghi in timp ce in faza de sprijin mijlociu, piciorul pe care se face sprijinul este vertical ( Fig. 98).

Efectul imediat este coborârea părtii superioare a corpului, numita in mod obisnuit HAT (head‐arms‐trunk), la contactul cu calciiul, aceasta faza de mers fiind denumita faza de sprijin dublu, ea corespunzind momentului in care ambele picioare vin in contact cu solul, si ridicarea lui in timpul fazei de sprijin mijlociu ( mid‐stance) Fig. 99.

186

Heel‐strike Mid‐stance toe‐off Fig. 99

In acest mod, centrul de greutate al corpului, amplasat in HAT, va descrie o traiectorie arcuita. In vederea ridicarii pe verticala a centrului de greutate este necesar un consum de energie care nu va fi redat inapoi in faza de coborire, la desprinderea piciorului de sol (toe‐off). Aceasta miscare in sus si in jos a centrului de greutate este prin urmare ineficienta, aparatul locomotor utilizând mai multe metode de reducere a amplitudinii acestei miscari (Fig. 99).

DETERMINANȚII MERSULUI

Cel de‐al doilea razboi mondial a condus a creasterea numarului persoanelor cu

amputatii. In SUA, in special, s‐au depus eforturi considerabile in directia realizarii de dispozitive de protezare, in special de proteze de membru inferior, in vederea reintregarii sociale a acestor persoane cu handicap locomotor. Proiectele de cercetare din aceasta directie au inclus si studii aprofundate privind mersul normal si patologic. O mare parte din cunostiintele actuale privind mecanismele biomecanice utilizate de organismul uman in timpul mersului si alergarii sunt dateaza din acea perioada.

In vederea reduceri consumui de energie din timpul miscarilor sus‐jos si laterale, corpuluman utilizeaza mai multe mecanisme de baza. Datorita importantei lor deosebite pentru biomecanica mersului ele au fost denumite determinanții mersului.

Aceste mecanisme au doua scopuri de baza:

• reducerea inaltimii maxime a centrului de greutate in timpul fazei de sprijin mijlociu

• cresterea inaltimii minime a centrului de greutate in fazele de contact cu calciiul (heel‐strike) si de desprindere a virfului piciorului de pe sol (toe‐off).

a. Rotația pelviană ( Fig. 100) Pelvisul se roteste anterior la contactul calciiulului cu solul si posterior la

desprinderea virfului piciorului de pe sol , asigurind astfel cresterea lungimii efective a membrului inferior in aceste faze ale mersului:

187

Fig. 100

b. Inclinarea pelvisului (Fig. 101) Pelvisul se inclina inspre in jos (oblic) spre a creste lungimea efectiva a piciorului in

momentul contactului cu calciiul (HC)si al desprinderii de pe sol al virfului piciorului(TOF).

Fig. 101

c. Flexia genunchiului in faza de pasire (Fig.102) In timpul fazei de pasire are loc o mica flexie a genunchiului prin care centrul de

greutate este coborit:

188

Fig. 102

d. Mecanismele de rotire a gleznei (Fig. 102)

In fazele de contact ale calciiului cu solul si de desprindere a virfului piciorului de sol

glena este dorsiflexata si respectiv plantarflexat.

e. Rotatia transversala a segmentelor piciorului (Fig. 103‐104) Membrul inferior este lungit prin rotatie externa si scurtat prin rotatie interna.

Fig. 103

Fig.104

189

In picior aceste rotatii sunt facilitate de efectul de convertor de moment ( Fig.105)

prin care pronatia la contactul cu calciiul este convertita in rotatie tibiala interna (si in consecinta femurala) iar rotatia externa a femurului la desprinderea virtfului piciorului de sol este convertita in supinopronatie a labei piciorului. Acetse actiuni sunt o consecinta a axelor de la nivelul articulatiilor talo‐crurala si talo‐cacaneala( subtalara).

Fig.105

KINEMATICA FAZEI DE PENDULARE

Un factor important pentru mers este capacitatea de scurtare a piciorului ce

penduleaza anterior propulsarii sale inspre in fata. Principala cale de realizare acestei scurtari este aceea prin flexia genunchiului. Marimea flexiei genunchiului din faza de balans este proportionala cu lungimea pasului dublu si deci cu viteza de mers( Kirtley si colaboratorii, 1985).

Multe patologii ale mersului (hemiplegia, displegia, osteortrita genunchiului), micsoreaza flexia genunchiului, determinind utilizarea unor mecanisme compensatorii ca de exemplu hip‐hiking, inclinarea laterala si circumductia.

1. UNGHIURILE ARTICULATIILOR IN PLAN SAGITAL

Actiuniile articulatiilor genunchiului si gleznei pot fi considerate, de fapt drept

actiuni de compensare pentru miscarile de flexie‐extensie ale soldului. In flexia extrema a soldului ( la contactul cu calciiul si la desprinderea de sol a piciorului) genunchiul este in

190

extensie, in timp ce in faza de pasire, flexia genunchiului si dorsiflexia gleznei ajuta la reducerea inaltimii efective a corpului.

2. ALTE MASURATORI KINEMATICE UTILE

Alte masuratori kinematice utile sunt cele ce se refera la riscul de cadere. In general,

exista doua tipuri de cadere: prima este rezultatul unui foot‐clearance scazut in timpul fazei mijlocii de pasire, tipic in jur de 1.5cm; cea de a doua este cauzata de o viteza mare de inaintare la contactul cu calciiul. Mai mult, este posibil ca organul vestibular sa fie dezorientat de valorile mari ale acceleratiilor membrului in cazul in care acestea nu sunt atenuate de maduva (cum se intimpla in mod obisnuit). Deci, raportul dintre acceleratiile inainte ale capului si soldului este utilizat ca traductor de eficienta al acestui mecanism de amortizare al maduvei ( Fig. 106).

Fig.106

Conceptele fundamentale ale modelării În cadrul teoriei generale a modelării se operează cu conceptul de sistem,

modelarea propriu‐zis constituind ansamblul activitilor prin care, pentru un anumit scop determinat, un sistem sursă este înlocuit de un sistem model echivalent din anumite puncte de vedere, sistemul sursă putând fi real sau virtual.

Prin sistem se înțelege o mulțime ordonată şi structurată de elemente între care există conexiuni bine determinate. Sistemul este delimitat de mediu prin entitatea frontieră, caracterizată prin relații de intrare/ieşire, concretizarea acestora efectuându‐se cu ajutorul unor parametri.

Modelul este un sistem abstract sau material cu ajutorul căruia poate fi studiat indirect un alt sistem, de regulă mai complex (sistemul sursă), cu care modelul prezint o analogie.

Tehnici de descriere a modelelor geometrice

191

Funcițe de structurile de date şi de informațiile de model stocate, sistemele 3D sunt

clasificate în: ‐ orientate pe muchii (wireframe); ‐ orientate pe suprafețe (surface model); ‐ orientate pe volume (solid model).

Dintre acestea, modelele solide (orientate pe volume) înmagazinează cea mai completă descriere geometrică. Cu toate acestea, modelatoarele de solide sunt încă destul de complicat de utilizat şi sunt limitate atât în complexitatea cât şi în acuratețea geometriei.

Modelele solide pot fi obținute prin următoarele tehnici: Modelarea prin frontiere (B‐rep). Modelele 3D construite prin enumerarea fețelor ce

separă obiectele, obiecte definite prin „coaja” lor, se numesc modele prin frontiere B‐rep (Boundary representation). Modelul memorează şi poziția interiorului obiectului față de fețe. Tehnica este avantajoasă pentru vizualizări, dar nu este bine adaptată pentru unele operații analitice, precum calculul centrului de greutate sau al momentelor de inerție.

Modelarea prin geometria constructiva a solidelor (CSG). Motivația acestei tehnici de modelare este realizarea unui mod interactiv de modelare a solidelor. Modelele complexe se pot crea grupând componente mai simple, denumite sub‐obiecte sau primitive. Astfel primitive sunt, de exemplu: cuburi, conuri, cilindri, sfere.

Modelarea prin enumerare (divizare) spațială. Tehnica de modelare prin divizare spațială este o metodă care ia în considerare întregul spațiu pe care îl ocupă un obiect, divizându‐l în elemente „atomice” (unitare) volumice, asemănător cazului imaginilor 2D descrise prin mulțimea de pixeli constituenți (bit‐mapped). Elementul volumic unitar echivalent unui pixel este denumit voxel (volume element).

Modelarea prin baleiere. Tehnica de modelare prin baleiere este o tehnica utilă, în primul rând, pentru obiecte 2‐dimensionale: solide cu grosime constantă sau cu simetrie axială. Solidele din prima clasă rezultă prin baleiere rectilinie (tip extrudare), iar cele din a doua clasă, prin baleiere circulară (corpuri de revoluție).

Modelarea analitica (ASM). Tehnica ASM este asemăntoare formulărilor izoparametrice tridimensionale din analiza cu elemente finite (FEA). Ea este adecvată descrierii modelelor cu forme complexe şi calculelor proprietăților volumetrice.

Modelarea prin instanțierea primitivelor. Metoda prin instanțierea primitivelor se bazează pe reprezentarea parametrică a obiectelor singulare. Un obiect va fi descris de modelul generator al întregii clase (familii) şi de valorile parametrilor ce definesc obiectul particular (instanța).

8.11. CONCLUZII

Din punct de vedere al studiului mişcării umane, biomecanica poate fi definită ca mecanica şi biofizica sistemului musculo‐scheletal.

In analiza performantelor oricarei abilitati de miscare se are in vedere si rolul sistemului nervos central, variabila analizata cu precadere fiind semnalul electric generat de muschi (EMG) precum si relatia sa cu mecanica musculara.Variabilele care sunt utilizate in

192

descrierea si analiza oricarei miscari evidentiaza urmatoarele domenii de studiu in biomecanica:

• KINEMATICA – studiaza miscarea independent de fortele care au cauzat acea miscare.

In categoria variabilelor kinematice sunt incluse deplasarile liniare si unghiulare, vitezele liniare si unghiulare, acceleratiile liniare siunghiulare. Informatiile privind deplasarea sunt preluate de la orice reper anatomic: centrele de greutate ale segmentelor corporale, centrele de rotatie ale articulatiilor, extremitatile segmentelor membrului analizat sau proeminente anatomice.

Sistemul de referinta spatial in care se studiaza miscarea poate fi relativ sau absolut. Un sistem relativ impune ca toate coordonatele sa fie raportate relativ la un sistem de coordonate anatomice care se modifica de la segment la segment. Un sistem absolut este cel in care coordonatele sunt raportate la un sistem de referinta spatial extern.

• KINETICA – studiaza miscarea functie de fortele interne si externe, care au cauzat respectiva miscare.

Fortele interne provin din activitatea muschilor, ligamenteleor sau din frecarile existente la nivelul muschilor si articulatiilor.

Fortele externe provin din actiunea solului sau din alte sarcini externe generate de surse active ( forte exercitatede un atacant, de exemplu) sau de surse pasive ( vint, apa, etc.)

Analizele kinetice sunt extrem de variate ele incuzind determinarea unor variabile precum:

‐ momentele fortelor ce traverseaza o articulatie; ‐ puterea mecanica generata sau absorbita de acesti muschi; ‐ variatiile energeticii corporale ce rezulta din aceste fluxuri de putere, etc.

Importanta analizelor kinetice este deosebita pentru ca ele ofera posibilitatea derminarii cauzelor miscarilor ce se studiaza precum si o oarecare intelegere a mecanismelor implicate si a strategiilor de miscare si de comensare ale sistemului neural. Dezvoltarea in continuare a biomecanicii este determinata de analizele kinetice ce se efectueaza, informatia astfel obtinuta permitind efectuarea de evaluari si interpretari foarte precise.

• ANTROPOMETRIA – studiaza dimensiunile si caracteristicile corpului si segmentelor corporale umane.

Dezvoltarea modelelor biomecanice este conditionata de existenta unor date precum : masele segmentelor, localizarea centrelor de masa, lungimile segmentelor, centrelke de rotatie ale articulatiilor, unghiul de actiune a muschilor, masa si sectiunea transversala a muschilor, momente de inertie, etc.

Calitatea rezultatelor obtinute pe baza unui model biomecanic este strict conditionata de precizia datelor antropometrice utilizate.

• BIOMECANICA MUSCHILOR SI ARTICULATIILOR – se constituie drept un corp de cunostiinte distinct in raport cu cele prezentate anterior.

Studiile din acest domeniu permite obtinerea unor informatii pretioase, deosebit de importante, cu privire la:

‐ caracteristicile pasive ale muschilor ( masa, elasticitate, viscozitate); ‐ caracteristicile articulatiilor; ‐ avantajele muschilor biarticulari; ‐ diferentele in activitatea musculara din timpul lungirii si scurtarii; ‐ influenta recrutarii neurale asupra tensiunii musculare; ‐ calculul centrelor de rotatie ale articulatiilor, etc.

193

Evaluarea finala a multor miscari nu poate ignora influenta caracteristicilor active si pasive ale muschilor si nici nu poate ignora rolul pasiv al suprafetelor articulare in stabilizarea articulatiilor si limitarea gamelor de miscare.

• ELECTROMIOGRAFIA – ofera informatii cu privire la raportul existent intre controlul neural si mecanica musculara.

Semnalul electromiografic este semnalul primar, de intrare, in sistemul muscular. El permite determinarea muchiului sau muschilor ce sunt responsabili de generarea unui anumit moment muscular indicind de asemenea si prezenta sau nu a unei activitati antagoniste. Prin EMG se poate evidentia modul de recrutare a diferitelor tipuri de fibre musculare si se permite analiza starilor de oboseala la nivel muscular. Informatiile obtinute, privind relatia existenta intre semnalul EMG si tensiunea musculara generata, au permis dezvoltarea unor modele biomecanice ale muschilor.

• SINTEZA MISCARII UMANE – reprezinta reversul solutiei inverse de studiu utilizata in majoritatea studiilor de biomecanica.

Ea impune existenta unui model biomecanic similar celui utilizat in analiza inversa, care serveste de aceasta data la estimarea caracteristicilor de miscare in conditiile impunerii anumitor valori pentru variabilele interne sau externe. Corectitudinea modelului utilizat influenteaza direct rezultatele sintezei care poate fi utilizata, de exemplu pentru evaluarea unor tehnici chirurgicale, evitindu‐se astfel efectele neplacute ale aplicarii unor solutii chirurgicale neadecvate. Dezvoltarea de modele biomecanice valide este limitata, in prezent, de imposibilitatea cuprinderii pe modele a structurii si functionalitatii complexe a aparatului locomotor uman.

194

Cap 9

TEHNICI DE MODELARE BIOMECANICA ASISTATA DE CALCULATOR

Una dintre principalele probleme legate de proiectarea obiectelor este proiectarea formei acestora. În cazul unor forme simple, este suficientă utilizarea unor entități analitice cum sunt: puncte, segmente de dreaptă, cercuri, arce de cerc, conice etc. Pentru forme mai complexe, acest tip de reprezentare prezintă dezavantajul că orice modificare a obiectului, de exemplu prin rotire, scalare sau deformare, este aproape imposibil de realizat. Din acest motiv, este mult mai avantajos să se fixeze nişte puncte de referință şi să se genereze curbe între ele, care să aproximeze forma obiectului. Astfel de entități sintetice sunt curbele parametrice de tip Bezier şi spline [6], [15], [16].

O curbă parametrică e definită printr‐o mulțime discretă de puncte cunoscute ca puncte de control împreună cu un set de funcții de bază sau funcții de combinare

Funcțiile de bază folosite pentru a trasa şi aranja punctele de control într‐un segment de curbă pot fi reprezentate de orice mulțime formată dintr‐un număr oarecare de funcții de bază cu proprietăți diferite utilizate în grafica computerizată pentru a controla forma unei curbe printr‐o interfață interactivă. Dintre acestea curbele Bézier sunt folosite cu succes atât datorit simplității lor cât şi din cauză că obiectele pot fi cu uşurință reprezentate dacă sunt utilizate suprafețele Bézier.

Curbele Bézier au anumite dezavantaje care pot fi înlturate folosind curbele B‐spline [4], [5], [7].

În grafica pe calculator apare tendința de a folosi curbele cubice. Aceasta se datorează

faptului că ele prezintă o suficientă flexibilitate a formei pentru cele mai multe aplicații, dar şi faptului că o curbă de ordin mai mare introduce şi costuri mai mari. Ele sunt, de altfel, adevărate curbe spațiale, spre deosebire de cele pătratice care sunt conținute într‐un plan [2], [3], [17].

4. Reprezentarea parametrică a curbelor tridimensionale Orice curbă în spațiu poate fi descrisă parametric, folosind un parametru u, curba

cubică fiind dat de:

unde: Formularea Bézier a unei curbe cubice implică specificarea unei mulțimi de puncte de control, din care este obținut polinomul cubic. Aceast formă rezultă pornind de la

anumite funcții de bază sau de combinare. O metodă simplă de obținere, presupune rescrierea ecuațiilor (2.2) ca o singură

ecuație vectorială:

195

(2.3) sau sub forma matriceală, utilizând 4 puncte de control:

Două neajunsuri majore ale curbelor Bézier (efectul global al modificării poziției punctelor de control şi relația dintre gradul curbei şi numărul de puncte de control) pot fi înlăturate prin folosirea curbelor B‐spline [8], [9], [10], [12], [13], [14].

O curbă B‐spline este polinomială pe bucăți, constând dintr‐un număr oarecare de segmente de curbă. Pot exista curbe B‐spline de orice grad formate din segmente definite pe anumite intervale, de la un interval la altul schimbându‐se coeficienții. Pentru un singur segment se poate compara formularea B‐spline cu cea Bézier folosind aceeaşi notație matriceală:

unde Qi(u) este segmentul i al curbei, iar Pi este o matrice ce conține un set de patru puncte dintr‐o succesiune de puncte de control. Acelaşi lucru se poate scrie şi sub forma:

unde i este numărul segmentului, iar k este indicele punctului de control local.

Valoarea lui u într‐un segment de curb este . El este un parametru local ce definete un singur segment de curbă B‐spline.

Astfel, folosind această notație, se observă că o curbă B‐spline este formată dintr‐o serie de m‐2 segmente de curbă notate convenional cu Q3, Q4, …, Qm , definite prin m+1

puncte de control . Fiecare segment de curbă este definit prin patru puncte de control şi fiecare punct de control influențează patru şi numai patru segmente de curbă. Aceasta este proprietatea controlului local al curbelor B‐spline, constituind i principalul avantaj asupra curbelor Bézier.

În Figura 107 sunt reprezentate componentele sistemului osteo‐articular ale membrului superior uman, cu ajutorul curbelor spline, utilizând programul Autocad [1].

196

Figura 107. Reprezentarea cu ajutorul curbelor spline a oaselor membrului superior uman

Pornind de la curbe, în proiectarea asistată pe calculator, se pot obține două clase de suprafețe: plane şi petice.

Suprafețele plane, cu toate că au limitări, permit realizarea de modele robuste rezonabil de complexe. Modelele fațetate utilizează poligoane plane pentru a reprezenta inclusiv suprafețe curbe prin discretizare cu un grad de aproximare acceptat. Prin procesul de teselare se realizează generarea informațiilor pentru interiorul unui petic, adiă generarea

197

unor puncte ce pot fi, apoi, unite pentru a rezulta un model wireframe, sau grupate pentru a forma poligoane (fațete ), de obicei triunghiulare pentru o precizie suficient de bună.

Peticele (patches) realizează o descriere geometrică a unor suprafețe strâmbe. Peticele pot fi definite implicit, prin funcții de forma f(x,y ,z) = 0, sau parametric. Reprezentarea parametrică este mai utilă în CAD. Fiecare coordonată este tratată ca o funție de doi parametri, s şi t sau u şi v, de regulă cu limite normalizate: s, t [0, 1].

5. Problemele modelării în biomecanică Scopul biomecanicii este de a crea un model matematic care să descrie cantitativ

mişcările tuturor părților esențiale ale corpului, sub influețele posibile ale forțelor exterioare. Pentru corpurile tratate ca solide, biomecanica analizează mersul, mişcarea corpului în timpul aplicării unor constrângeri specifice sportului de performanță, articulațiile, precum şi deformațiile la nivelul organelor interne. Se studiază de asemenea, distribuția forțelor şi deformațiilor în structuri la solicitări statice sau dinamice.

Utilizarea tehnicii modelării ca metodă de cercetare în investigarea organismului uman a dat rezultate. Se poate spune că progrese notabile în medicină nu s‐au obținut decât atunci când organismul nu a mai fost privit ca un tot indivizibil ci ca o suprapunere de mai multe sisteme, aparate, funcții etc., care sunt bine delimitate fizic şi funcțional, fiind interconectate complex, după legi bine determinate. În acest mod, s‐au diferențiat aparatul locomotor în ansamblu, sistemul osteo‐articular, sistemul muscular, sistemul nervos, aparatul digestiv, aparatul circulator etc. La rândul sau, fiecare sistem poate fi privit din punct de vedere anatomic sau fiziologic, în condiții normale sau patologice. De fapt, fiecare sistem, aparat sau organ este un model mai mult sau mai puțin complet al realității.

Cercetarea sistemului osteo‐articular al organismului uman sub aspect mecanic se poate face cu succes utilizând metodele inginereşti clasice şi moderne, de calcul şi experimentale. Astfel, sistemul osteo‐articular poate fi privit ca fiind o structură spațial deformabilă, având o complexitate apreciabilă în ceea ce priveşte geometria, proprietățile elastice şi sarcinile.

În vederea elaborării unui model eficient, în orice problemă de biomecanică trebuie ca pe baza analizei datelor cunoscute în legătură cu fenomenul care interesează precum şi în funcție de scopul urmărit, să se facă o sinteză a modelului care să țină seama de următoarele aspecte:

‐ dacă modelul este static, cinematic sau dinamic, adică dacă interesează solicitările, eforturile, tensiunile, deformațiile, deplasările sub diverse sarcini statice sau dinamice, sau legile de mişcare ale diverselor componente, în diverse situații;

‐ geometria modelului poate fi plană sau spațială; modelul poate fi realizat la scară în toate detaliile sau poate fi distorsionat, adică unele detalii sau dimensiuni pot fi executate la altă scară decât restul modelului;

‐ materialul din care este realizat modelul poate fi natural, caz în care se utilizează un preparat anatomic, poate fi o masă plastică, un material metalic sau combinații ale acestora;

‐ legăturile la care este supus şi încărcarea modelului trebuie realizate în condiții cât mai apropiate de cele reale, pentru situația studiată.

Deşi modelarea în biomecanica sistemului osteo‐articular se supune aceloraşi legi şi principii generale care se utilizează în inginerie, totuşi trebuie avut în vedere că există şi unele deosebiri care limitează posibilitile acestei metode de cercetare. Astfel, în biomecanică, rareori şi numai într‐o mică măsură se pot verifica rezultatele obținute prin studiul unui model cu cele obținute pe sistemul original, care este organismul uman. O suplinire a acestui inconvenient se poate face prin efectuarea de studii comparative, pe diverse variante de modelare a fenomenului real. Dei fiecare model este obținut prin

198

simplificarea fenomenului original, diverse variante sunt comparabile între ele şi se poate determina care variantă modelează mai bine problema investigată.

Un model trebuie astfel proiectat şi investigat încât să poată determina în anumite limite de precizie, comportarea sistemului original prin determinările efectuate pe model. Legătura dintre comportarea modelului şi cea a prototipului nu este neapărat necesar să fie simplă, dar calculele de trecere de la model la prototip şi invers trebuie să fie mai simple decât cele necesare pentru o soluție analitică a problemei.

199

BIBLIOGRAFIE 3. [andersen:1998] N. H. Andersen, J. Soberg, H. Johannsen, O. Sneppen. Frozen 4. shoulder: Arthrtoscopy and manipulation under general anesthesia and early passive

motion. J. Shoulder Elbow Surg., 218‐222, 1998. 5. [binder:1984‐1] A. I. Binder, D. J. Bulgen, B. L. Hazleman, S. Roberts. Frozen shoulder:

a long‐term prospective study. Ann. Rheum. Dis., 43, 361‐364, 1984. 6. [binder:1984‐2] A. I. Binder, D. Y. Bulgen, B. L. Hazleman, J. Tudor. Frozen shoulder:

an arthrographic and radionuclear scan assessment. Ann. Rheum. Dis., 43,365‐369, 1984.

7. [binder:1986] A. I. Binder, B. L. Hazleman. A controlled study of oral prednisolone in Frozen shoulder. British J. Rheumatology, 25, 288‐292, 1986

8. [boone:1979] D. C. Boone, S. Azen. Normal range of motion of joints in male subjects. J. Bone Joint Surg., 61‐A, 756‐759, 1979.

9. [bridgman:1972] J. F. Bridgman. Periarthrtis of the shoulder and diabetes mellitus. Ann. Rheum. Dis., 31, 69‐71, 1972.

10. [bulgen:1984] D. Y. Bulgen, A. I. Binder, B. Hazlman. Frozen shoulder: prospective clinical study with an evaluation of three treatment regimens. Ann. Rheum. Dis.,43, 353‐360, 1984.

11. [bunker:1995‐1] T. D. Bunker, P. P. Anthony. The pathology of frozen shoulder. J. Bone Joint Surg., 77‐B, 677‐683, 1995.

12. [bunker:1998] T. D. Bunker, P. T. Schranz. Clinical challenges in orthopaedics: The shouder. Oxford 1998

13. [clark:1992] J. M. Clark, T. D. Harryman. Tendons, ligaments, and capsule of the rotator cuff, gross and microscopic anatomy. J. Bone Joint Surg., 74‐A, 713‐725, 1992.

14. [codman:1934] E. A. Codman. Tendinitis of the short rotators. Ruptures of the Supraspinatus Tendon and Other Lesions in or about the Subacromial Bursa.Thomas Todd and Co., 1934.

15. [constant:1985] C. R. Constant, A. Murley. A clinical method of functional assessment of the shoulder. Clin. Orthop. Rel. Res., 214, 160‐164, 1987.

16. [coventry:1953] M. B. Coventry. The problem of the painful shoulder. JAMA, 151, 177‐185, 1953.

17. [dacre:1989] J. E. Dacre, N. Beeney, D. L. Scott. Injections and physiotherapy for the painful stiff shoulder. Ann. Rheum. Dis., 48, 322‐325, 1989.

18. [duplay:1872] E. S. Duplay. De la periarthrite scapulo‐humérale et des radeurs de l'épaule qui en sont la conséquence. Arch. Gen. Med., 20, 513‐542, 1872.

19. [fareed:1989] D. O. Fareed, W. R. Gallivan. Office management of frozen shoulder syndrome. Clin. Orthop. Rel. Res., 242, 177‐183, 1989.

20. [fleming:1976] A. Fleming, S. Dodman. Personality in frozen shoulder. Ann. Rheum. Dis., 35, 456‐457, 1976.

21. [grant:1965] J. C. B. Grant. Method of anatomy. 7 th edition, the Wiliams & Wilkins Co., Baltimore, 1965.

22. [grey:1978] R. G. Grey. The natural history of "idiopathic" frozen shoulder. J. Bone Joint Surg., 564, 1978.

23. [griggs:2000] S. M. Griggs, A. Ahn, A. Green. Idiopathic adhesive capsulitis. J. Bone Joint Surg., 82‐A, 1398‐1407, 2000.

200

24. [grubbs:1993] N. Grubbs. Frozen shoulder syndrom: a review of literature. JOSPT, 18‐3, 479‐487, 1993.

25. [hamer:1976] J. Hamer, J. A. Kirk. Physiotherapy and the frozen shoulder: a comparative trial of ice and ultrasonic therapy. New Zealand Medical Journal, 24, 191‐ 192, 1976.

26. [harryman:1992] D. T. Harryman, J. A. Sidles, S. Harris, F. A. Matsen. The role of the rotator interval capsule in passive motion and stability of the shoulder. J. Bone Joint Surg., 74‐A, 53‐66, 1992.

27. [harryman:1999] D. T.Harryman. Diabetic stiff shoulder. Management of the stiff shoulder. Symposium, Houston, 434‐437, 1999.

28. [herrera‐lasso:1993] I. Herrera‐Lasso, L. Mobarak, L. Fernandez‐Dominguez, M. H. Cardiel, D. Alarcon‐Segovia. Comparative effeciveness of packages of treatment including ultrasound or transcutaneous electrical nerve stimulation in painful shoulder syndrome. Physiotherapy, 79, 251‐253, 1993.

29. [hill:1988] J. J. Hill, H. Bogumill. Manipulation in the treatment of frozen shoulder. Orthopaedics, Vol. 11 / No. 9, 1255‐1260, 1988.

30. [jacobs:1991] L. Jacobs, M. Barton, W. Wallace, J. Ferrousis. Intra‐articular distension and steroids in the management of capsulitis of the shoulder. BMJ, 302, 1498‐501, 1991.

31. [kiss: 1999] Iaroslav Kiss. Fizio‐kinetoterapia şi recuperarea medicală. Ed. Medicală, Bucureşti, 1999.

32. [lee:1973] M. Lee, A. M. Haq, V. Wright. Periarthritis of the shoulder: A controlled trial of physiotherapy. Physiotherapy, Vol. 59 / No. 10, 312‐315, 1973.

33. [lee:1974] P. Lee, M. Lee, A. Haq. Periarthritis of the shoulder: trial of treatments 34. investigated by multivariate analysis. Ann. Rheum. Dis., 33, 116‐119, 1974. 35. [lehmann:1974] J. F. Lehmann, C. G. Warren, S. M. Stewart. Therapeutic heat and

cold. Clinical Orthopaedics and Related Research, 99, 207‐239, 1974. 36. [lundberg:1969] B. J. Lundberg. The frozen shoulder. Acta Orthop. Scand. [Suppl],

119, 1‐59, 1968. 37. [mao:1997] C.‐Y. Mao, W.‐C. Jaw, H.C Cheng. Frozen shoulder: Correlation between

the response to physical therapy and follow‐up shoulder‐ arthrography. Arch. Phys. Med. Rehabil., 78, 857‐859, 1997.

38. [matsen:1994] F. A. Matsen, D. T. Harryman, S. B. Lippitt, J. A. Sidles. Practical evaluation and management of the shoulder. Saunders, 1994.

39. [mârza: 1998] Doina Mârza. Metode speciale de masaj. Ed. Plumb, Bacău, 1998. 40. [mclaughlin:1961] H. L. Mc Laughlin. The frozen shoulder. Clin. Orthop., 20, 126‐ 131,

1961. 41. [melzer:1995] S. Melzer, T. Wallny, C. J. Wirth, S. Hoffmann. Frozen

shouldertreatment and results. Arch. Orthop. Trauma Surg., 114, 87‐91, 1995. 42. [miller:1996] M. Miller, M. A. Wirth, C. A. Rockwood. Thawing the frozen shoulder:

the "patient" patient. Orthopaedics, Vol. 19 / No. 10, 849‐853, 1996. 43. [moțet: 1997] Dumitru Moțet. Îndrumător terminologic pentru studenții secțiilor de

Kinetoterapie. Ed. Deşteptarea, Bacău, 1997. 44. [mungiu: 2000] Ostin Mungiu. Algeziologie specială. Editura Polirom, Iaşi, 2000. 45. [neer:1992] C. S. Neer, C. Satterlee, R. Dalsey, E. Flatow. The anatomy and potential

effects of contracture of the coracohumeral ligament. Clin. Orthop. Rel.Res., 280, 182‐185, 1992.

201

46. [neviaser:1945] J. S. Neviaser. Adhesive capsulitis of the shoulder. J. Bone Joint Surg.; 27; 211‐221; 1945.

47. [neviaser:1962] J. S. Neviaser. Arthrography of the shoulder joint. J. Bone Joint 48. Surg., 44‐A, 1321‐1330, 1962. 49. [neviaser:1983] R. J. Neviaser. Painful conditions affecting the shoulder. Clin. Orthop.

Rel. Res., 173, 63‐69, 1983. 50. [neviaser:1987] J. S. Neviaser. The frozen shoulder, diagnosis and management. Clin.

Orthop. Rel. Res., 223, 59‐64, 1987. 51. [nica:2004] Adriana Sarah Nica. Recuperare Medicală. Ed. Universitară Carol Davila,

Bucureşti, 2004 52. [ogilvie‐harris:1986] D. J. Ogilvie‐Harris, A. M. Wiley. Arthroscopic surgery of the

shoulder. J. Bone Joint Surg., 68‐B, 201‐207, 1986. 53. [ogilvie‐harris:1995] D. J. Ogilvie‐Harris, D. J. Biggs, D. P. Fitsialos. The resistant frozen

shoulder, manipulation versus arthroscopic release. Clin. Orthop. Rel. Res., 319, 238‐248, 1995.

54. [ozaki:1989] J. Ozaki, Y. Nakagawa, G. Sakurai. Recalcitrant chronic adhesive capsulitis of the shoulder. J. Bone Joint Surg., 71‐A, 1511‐1515, 1989.

55. [plas: 2001] F. Plas, E. Hagron. Kinetoterapie activă. Exerciții terapeutice. Ed. Polirom, Iaşi, 2001

56. [pollock:1994] R. Pollock, X. Duralde, E. Flatow, L. Bigliani. The use of arthroscopy in the treatment of resistant frozen shoulder. Clin. Orthop. Rel. Res., 304, 30‐ 36, 1994.

57. [popescu:1997] Eugen Popescu, Denisa Predețeanu, Ruxandra Ionescu. Reumatologie. Ed. Național, Bucureşti, 1997

58. [putnam:1882] J.J. Putnam. The treatment of a form of painful periarthritis of the 59. shoulder. Boston Med. Surg. J., 107, 536‐539, 1882. 60. [reeves:1975] B. Reeves. The natural history of frozen shoulder. Scand. J. Rheum. 4,

193‐196, 1975. 61. [rizk:1983] T. E. Rizk, R. P. Christopher, R. Pinals. Adhesive capsulitis (frozen 62. shoulder): a new approach to its management. Arch. Phys. Med. Rehabil., 64, 29‐33,

1983. 63. [rizk:1991] T. E. Rizk, R. S. Pinals, J. Talavier. Corticosteroid injections in adhesive

capsulitis: Investigations of their value and site. Arch. Phys. Med. Rehabil.,72, 20‐22, 1991.

64. [rizk:1994] T. E. Rizk, M. L. Gavant, R. Pinals. Treatment of adhesive capsulitis with arthrographic capsular distension and rupture. Arch. Phys. Med. Rehabil., 75, 803‐807, 1994.

65. [sandor:2000] R. Sandor, S. Brone. Exercising the Frozen shoulder. The Physician and Sportsmedicine, Vol. 28, No. 9, 32‐37, 2000.

66. [sbenghe: 1981] Tudor Sbenghe. Recuperarea medicală a sechelelor posttraumatice ale membrelor. Ed. Medicală, Bucureşti, 1981.

67. [sbenghe: 1987] Tudor Sbenghe. Kinetologia profilactică, terapeutică şi de recuperare. Ed. Medicală, Bucureşti, 1987.

68. [sbenghe: 1999] Tudor Sbenghe. Bazele teoretice şi practice ale kinetoterapiei. Ed. Medicală, Bucureşti, 1999.

69. [sbenghe: 2002] Tudor Sbenghe. Kinesiologie. Ştiința mişcării. Ed. Medicală, Bucureşti, 2002

70. [shaffer:1992] B. Shaffer, J. E. Tibone, R. Kerlan. Frozen shoulder. J. Bone Joint Surg., 738‐746, 1992.

202

71. [sharma:1993] R. K. Sharma, R. A. Bajekal, S. Bhan. Frozen shoulder syndrome, a comparison of hydraulic distension and manipulation. International Orthopaedics, 17, 275‐278, 1993.

72. [sidenco: 2003] Elena‐Luminița Sidenco. Evaluarea articulară şi musculară a membrului superior. Aplicații în kinetoterapie şi în medicina sportivă. Ed. Fundației „România de mâine”, Bucureşti, 2003.

73. [tamai:1997] K. Tamai, M. Yamamoto. Abnormal synovium in the frozen shoulder: a preliminary report with dynamic magnetic resonance imaging. J. Shoulder Elbow Surg., Vol. 6 / No. 6, 534‐543, 1997.

74. [terry:1991] G. C. Terry, D. Hammon, P. France. The stabilizing function of passive shoulder restraints. Am. J. Sports Med., Vol. 19/ No. 1, 26‐34, 1991.

75. [uitvlugt:1993] G. Uitvlugt, D. A. Detrisac, L. Johnson, M. Austin. Arthroscopic observations before and after manipulation of frozen shoulder. Arthroscopy, 9, 181‐185, 1993.

76. [wadsworth:1986] C. T. Wadsworth. Frozen shoulder. Physical Therapy, Vol. 66 / No. 12, 1878‐1883, 1986.

77. [wiley:1991] A. M. Wiley. Arthroscopic appearance of frozen shoulder. Arthroscopy, 7, 138‐143, 1991.

78. [wright:1975] V. Wright, A. M. Haq. Periarthritis of the shoulder I. Ann. Rheum. Dis. 35, 213‐219, 1975.

79. [wright:1976] V. Wright, A. M. Haq. Periarthritis of the shoulder II. Ann. Rheum. Dis. 35, 220‐226, 1976.

Curs Biomec

Documents

Transcript of Curs Biomec