usuários de cadeiras de rodas (HATCHETT et al., 2016). Essa condição produz aumento da resistência ao rolamento, sendo necessário gerar mais força durante a propulsão. Desta forma, as estruturas dos MMSS são altamente exigidas por conta da frequência constante de impulsos, e, consequentemente, os usuários ficam mais suscetíveis a lesões no nervo mediano e desenvolvimento de síndrome de túnel do carpo (BONINGER et al., 1999).
Segundo Boninger et al. (2000), a estatura do usuário também influencia na eficiência da propulsão. A distância vertical entre o eixo da cadeira de rodas e o ombro pode diminuir ou aumentar de acordo com a estatura, ou seja, quanto mais alto for o usuário, mais distante do aro de propulsão estará, e, portanto, menor será o ciclo propulsivo. Logo, os profissionais de saúde devem ajustar os eixos e assento da cadeira de rodas apropriadamente com a altura e comprimento do braço do usuário, aproximando-o ao aro de propulsão.
3.4 Dores e lesões nos membros superiores
O estudo de Mulroy et al. (2015) foi classificado com o maior nível de evidência entre os estudos que investigaram a relação da propulsão em CRM com o surgimento ou predisposição a dores e lesões de ombros. Os autores realizaram um estudo longitudinal (coorte prospectivo) de 3 anos para determinar preditores de dores na art. do ombro. Os usuários de CRM eram assintomáticos no início do estudo. Entre 201 participantes, de acordo com o índice de dor no ombro de usuários de cadeira de rodas (do inglês: Wheelchair User's Shoulder Pain Index - WUSPI) de 15 itens, 39,8% (n=80) desenvolveram dor no ombro ao longo de 3 anos. Os níveis de atividades diárias mensurados a partir do odômetro ToPeak® foram menores naqueles que desenvolveram dor no ombro, em comparação aos que permaneceram sem dor.
A velocidade média de propulsão e o torque isométrico máximo basal também foram menores naqueles que desenvolveram dor no ombro (2,4 km/h), em relação aos participantes que permaneceram sem dor (2,8 km/h). Segundo o Log-Likelihood test, o momento de adução de ombro foi relacionado como preditor de início da dor, mas o modelo explicou apenas 7,5% do início da dor no ombro, deste modo a utilidade clínica é limitada. Apesar dos autores não terem encontrado preditores de dor no ombro, o estudo evidenciou que os usuários com paraplegia com tempo médio de lesão de 9,3 anos (±6,2) podem apresentar indícios de dores no ombro associados a diminuição de atividades diárias. O autor concluiu o estudo
recomendando que os usuários realizem fortalecimento muscular do ombro, a fim de melhorar e /ou manter a capacidade funcional.
Gil agudo et al. (2014) realizaram um estudo ultrassonográfico para avaliar possíveis alterações agudas no ombro, após os participantes (n=14) impulsionarem a CRM em uma atividade de baixa e alta intensidade. A propulsão de CRM foi realizada na esteira, enquanto dados cinéticos e cinemáticos foram mensurados. No teste de alta intensidade, a velocidade da esteira foi ajustada na potência de 20 W e com aumentos discretos de 5 W a cada dois minutos. No teste de baixa intensidade, a velocidade permaneceu em 20 W. Os participantes apresentaram aumento nas forças e momentos de ombro em todas as direções durante a propulsão tardia na tarefa de alta intensidade, exceto para os momentos de abdução/adução.
Na tarefa de alta intensidade, os participantes tiveram aumento nos momentos em todas as direções, em comparação aos valores de momentos da tarefa de baixa intensidade, exceto para a Fz lateral e momentos de abdução/adução. Não houve diferenças nos parâmetros de ultra-sonografia antes e após a tarefa de alta intensidade. No entanto, após a tarefa de alta intensidade, aumentos no pico de Fz medial de ombro foram correlacionados com aumentos na espessura do tendão da cabeça longa do mm. bíceps braquial e com a diminuição do espaço subacromial por meio do índice de Cholewinski. Os achados de Gil agudo et al. (2014) embora não tenham encontrado alterações no exame ultrassonográfico, evidenciaram que uma propulsão em alta velocidade pode exigir intensamente os MMSS, ampliando a predisposição ao desenvolvimento de dores e lesões.
Gil agudo et al. (2015) compararam as mudanças nas forças e momentos de ombro e eventuais alterações das estruturas internas avaliadas por meio da ultrassonografia, após os indivíduos com LM (grupo usuários de cadeiras de rodas) e sem LM (grupo controle) realizarem atividade de alta intensidade na propulsão em CRM. Na atividade de alta intensidade, a velocidade média da esteira foi ajustada em potência de 51,0 W (±4,54) para os usuários de CRM e 49,0 W (±6,55) para o grupo controle. Na propulsão precoce, os momentos de ombro aumentaram em todas as direções, exceto para a Fz lateral, em comparação com os valores encontrados na propulsão tardia dos sujeitos com LM durante o teste de alta intensidade. A Fx inferior e os momentos de abdução e extensão de ombro foram maiores nos participantes com LM, em comparação ao grupo CS. Não foram encontradas alterações por meio da ultrassonografia antes e depois do teste de propulsão de CRM.
Entretanto, dores no ombro indicadas por meio do WUSPI e escala analógica visual (VAS) foram associadas com aumento do tendão da cabeça longa do mm. bíceps braquial.
O estudo de Russel et al. (2015) teve como objetivo determinar como os usuários (n=40) de CRM com paraplegia modificam a mecânica de propulsão para acomodar os aumentos esperados das forças de reação geradas conforme o aumento da velocidade da propulsão. A duração do contato com o aro de propulsão diminuiu com o aumento da velocidade da propulsão em todos os participantes. Além disso, houve aumento das forças de reação na condição de propulsão rápida (1,72 m/s), em comparação a condição de propulsão livre (1,02 m/s). Foram observados diferentes posicionamentos dos MMSS com aumentos da velocidade de propulsão, os quais levaram a diferentes magnitudes de momentos de ombro na mesma condição de propulsão. Segundo o exemplo do autor, na condição de propulsão rápida os sujeitos A e B geraram forças de reação de 130 N e 92 N, respectivamente. No entanto, o sujeito A orientou a força de reação anterior ao antebraço, resultando em menor momento de ombro (28 Nm), quando comparado aos sujeitos B (42 Nm), que orientaram a força de reação posteriormente ao antebraço.
Os autores observaram que a magnitude do momento de ombro dependia das forças criadas sobre o centro de massa (CM) do antebraço e braço. Russel et al. (2015) descreveu 2 exemplos das orientações da forças de reação em diferentes condições de propulsão (Figura 7). Durante a propulsão rápida de 1,72 m/s, a força de reação (60 N) foi orientada anteriormente ao CM do antebraço associada com o momento extensor de cotovelo na direção superior, contribuindo para a redução da magnitude do momento de ombro (13 Nm). Em contraste, na condição de propulsão rápida de 1,82 m/s, a força de reação (54 N) foi orientada posteriormente ao CM do antebraço associado com o momento flexor de cotovelo na direção superior, contribuindo para o aumento do momento de ombro (27 Nm). Os resultados deste estudo indicaram que aumentos na velocidade da propulsão não se traduzem necessariamente em aumentos de momentos de ombro. Sendo assim, a magnitude do dos momentos de ombro depende dos momentos associados com as forças de reação sobre o centro de massa (CM) do antebraço e braço.
Figura 7: Orientação das forças de reação e a magnitude do momento de ombro. (A) Durante a propulsão rápida de 1,72 m/s, a força de reação (60 N) orientada anteriormente ao CM do antebraço associada com o momento extensor de cotovelo, contribui para a redução da magnitude do momento de ombro (13 Nm); (B) Condição de propulsão rápida de 1,82 m/s, a força de reação (54 N) orientada posteriormente ao CM do antebraço associado com o momento flexor de cotovelo, contribui para o aumento do momento de ombro (27 Nm).
Os usuários de cadeiras de rodas com paraplegia constantemente utilizam os MMSS para realizar mobilidade por meio da propulsão. Os estudos de Gil agudo et al. (2014), Gil-agudo et al. (2015) apresentaram resultados semelhantes ao estudo prévios (MERCER et al., 2006;
COLLINGER et al., 2008), os quais evidenciaram associações de maior tendência ao surgimento de dores e lesões com aumento de forças e momentos de ombro, após os participantes realizaram propulsão rápida. Russel et al. (2015) ainda demonstrou que a orientação das forças de reação associadas com os momentos de cotovelo em relação ao CM do antebraço e braço são essenciais para diminuir aos forças dirigidas ao ombro. Deste modo, durante a propulsão em alta velocidade, a reorientação das forças de reação geradas pela posição dos MMSS em relação aos CM do antebraço e braço pode ser usada como uma estratégia eficaz para atenuar as demandas impostas ao ombro.
Por outro lado, o estudo de Rice et al. (2009) demonstrou que os participantes que realizaram um teste de 10 min a uma velocidade 1,4 m/s apresentaram aumento nos tempos de impulso e
de ciclo da propulsão, enquanto as forças de reação diminuíram. No entanto, esses resultados não confirmaram a hipótese do estudo. Os autores postularam que a partir de uma propulsão intensa os usuários de CRM apresentariam ao longo do tempo uma propulsão ineficiente. Ao contrário de outros estudos, Rice et al. (2009) examinaram a biomecânica da propulsão de usuários com tempo médio de 20 anos de lesão, utilizando suas próprias cadeiras de rodas. Os autores concluíram que os usuários experientes foram capazes de adaptar a mecânica do ciclo de propulsão durante uma tarefa considerada longa e exaustiva.
5. CONCLUSÃO
A presente revisão integrativa da literatura forneceu evidências para promover eficiência na biomecânica da propulsão de indivíduos com paraplegia devido a lesão medular. As evidências indicam que para realizar uma propulsão eficiente e evitar a demanda excessiva ou sobrecarga dos membros superiores é preciso considerar: (1) a velocidade da mão/punho ao aro de propulsão: quanto maior a velocidade da mão/punho, maior serão as forças geradas no aro de propulsão; (2) a posição de liberação da mão (no fim da fase de impulso): evitar a posição do ângulo de liberação mais anterior, com o propósito de diminuir as forças de reação aos MMSS; (3) o tamanho do encosto: o encosto baixo proporciona maior tempo de contato com o aro de propulsão; (4) a manutenção do peso corporal: o peso corporal elevado favorece o aumento de atrito de rolamento; (5) o nível de atividade diária: baixos níveis de atividades diária podem causar dores no ombro; (6) a intensidade da propulsão: realizar tarefas que exijam propulsão em alta intensidade pode aumentar o risco de lesões no ombro; (7) a posição dos membros superiores durante a fase de impulso: maior momento flexor de cotovelo pode atenuar as forças de reações direcionadas ao ombro; (8) o tempo de lesão: usuários experientes podem ser capazes de adaptar a mecânica da propulsão durante uma tarefa longa e exaustiva.
Entretanto, para considerar as evidências anteriores é recomendado: (1) utilizar uma cadeira de rodas ultralight com eixo das rodas traseiras posicionado mais à frente possível (alinhados com o ombro do usuário), sem perder a estabilidade (COPPER et al., 1997; BEEKMAN et al., 1999; BONNIGER et al., 2000); (2) adequar a altura do assento: solicitar ao usuário que coloque a mão no ponto morto do aro de propulsão e observar se o ângulo do cotovelo ficar entre a 100 ° a 120° (VAN DER WOUDE et al., 1990); e (3) encorajar o uso de um padrão de propulsão semicircular (BONNINGER et al., 2000). Ainda é importante ressaltar que o
desempenho da propulsão não se resume apenas a fatores mecânicos, mas também é influenciado por fatores ambientais (barreiras e obstáculos) e pessoais (características do usuário). A partir dessa perspectiva, os profissionais podem oferecer uma prática clínica eficaz, promovendo melhor qualidade de vida ao usuário de cadeira de rodas.
A análise da propulsão em cadeira de rodas ainda é pouco conhecida no Brasil, sendo necessário que novas pesquisas sejam realizadas para intensificar a divulgação do conhecimento nas universidades e aos profissionais da área da saúde. Neste contexto, sugerimos, para futuras pesquisas, identificar e avaliar evidências sobre a propulsão em cadeira de rodas de usuários com lesão medular do tipo tetraplegia. Ademais, apesar da contribuição dos estudos incluídos nesta revisão com importantes estratégias para prática clínica, ainda é necessário que futuras investigações sejam realizadas com outros tipos de desenho de estudo, como, por exemplo, estudos longitudinais e comparativos, a fim de promover uma produção de conhecimento científica com maiores níveis de evidência.
REFERÊNCIAS
1. BARROS, R. M. L.; BRENZIKOFER, R.; LEITE, N. J.; FIGUEROA, P. J.
Desenvolvimento e avaliação de um sistema para análise cinemática tridimensional de movimentos humanos. Revista Brasileira de Engenharia Biomédica, v.15, n.1-2, p.79-86, 1999.
2. BAYLEY J. C.; COCHRAN T. P.; SLEDGE C. B. The weight-bearing shoulder: The impingement syndrome in paraplegics. J. Bone Joint Surg, v. 69, n. 5, p. 676–678, 1987.
3. BEEKMAN, C. E; MILLER-PORTER, L; SCHONEBERGER, M; Energy cost of propulsion in standard and ultralight wheelchairs in people with spinal cord injuries. Phys Ther, v.79, n.2, p:146-58, 1999.
4. BONINGER, M. L.; BALDWIN, M.; COOPER, R. A.; KOONTZ, A.; CHAN, L.;
Manual wheelchair pushrim biomechanics and axle position. Archives of Physical Medicine and Rehabilitation, v. 81, n. 5, p. 608–613, 2000. DOI: 10.1016/s0003-9993(00)90043-1.
5. BONINGER, M. L.; COOPER, R. A.; BALDWIN M. A.; SHIMADA S. D.;
KOONTZ A. Wheelchair pushrim kinetics: body weight and median nerve function. Arch Phys Med Rehabi, v. 80, n. 8, p. 910-5, 1999.
6. BONINGER, M. L.; TOWERS, J. D.; COOPER R. A. ; DICIANNO, B. E.; MUNIN, M. C. Shoulder imaging abnormalities in individuals with paraplegia. Journal of Rehabilitation Research and Development, v. 38 n. 4, p. 401-408, 2001. DOI:
10.1053/S0003-9993(03)00282-X.
7. BONINGER, M. L.; SOUZA, A. L.; COOPER, R. A.; FITZGERALD, S. G.;
KOONTZ, A. M.; FAY, B.T.; Propulsion Patterns and Pushrim Biomechanics in Manual Wheelchair Propulsion. Arch Phys Med Rehabil, v. 83, n. 5, p. 718-23, 2002. DOI:
10.1053/apmr. 2002.3245.
8. BRUBAKER, C. E. Wheelchair prescription: an analysis of factors that affect mobility and performance. Journal of Rehabilitation Research and Development, v. 23, n. 4, p. 19-26, 1986. DOI: 10.1080/713813431.
9. CHAVES E. S.; BONINGER, M. L.; COOPER, R.; FITZGERALD S. G.; GRAY, D.
B.; COOPER R. A. Assessing the influence of wheelchair technology on perception of participation in spinal cord injury. Arch Phys Med Rehabil, v. 85, n. 11, p.1854-8, 2004.
10. COLLINGER, J. L.; BONINGER, M. L.; KOONTZ, A. M.; PRICE, R.; SISTO, S. A.;
TOLERICO, M. L.; COOPER, R. A. Shoulder Biomechanics During the Push Phase of Wheelchair Propulsion: A Multisite Study of Persons With Paraplegia. Archives of Physical Medicine and Rehabilitation, v. 89, n. 4, p. 667–676, 2008. DOI:
10.1016/j.apmr.2007.09.052.
11. COOPER, R. A.; GONZALEZ, J.; LAWRENCE, B.; RENSCHLER, A.;
BONINGER, M. L.; VANSICKLE, D. P. Performance of selected lightweight wheelchairs on ANSI/RESNA tests. American National Standards Institute-Rehabilitation Engineering and Assistive Technology Society of North America. Archives of Physical Medicine &
Rehabilitation, v.78, n.10, p: 1138–44, 1997.
12. COOPER R.A.; BONINGER M.L; ROBERTSO R.; HEAVY, H. Repetitive strain injury among manual wheelchair users. Team Rehab, p. 35-38, 1998. Disponível em:
<http://rotamobility.com/docs/cooper.pdf> Acesso em: 20 nov. 2018.
13. COOPER R.A.; SMARTWheel: From concept to clinical practice. Prosthet Orthot Int, v. 33, n. 3, p. 198-209, 2009. DOI: 10.1080/03093640903082126.
14. COSTA, V. S. P.; MELO M. R. A. C.; GARANHANI, M. L; FUJISAWA, D. S.
Social representations of the wheelchair for people with spinal cord injury. Rev. Latino-Am.
Enfermagem, v. 18, n.4, p.755-62, 2010. DOI: 10.1590/S0104-11692010000400014.
15. CURTIS, K. A.; DRYSDALE, G. A.; LANZA, D.; KOLBER, M.; VITOLO, R. S.;
WEST, R. Shoulder pain in wheelchair users with tetraplegia and paraplegia. Arch Phys Med Rehabil, v. 80, n. 4, p. 453-7, 1999.
16. DALLMEIJER, A. J.; VAN DER WOUDE, L. H. V.; VEEGER, H. E. J.;
HOLLANDER, A. P. Effectiveness of force application in manual wheelchair propulsion in persons with spinal cord injuries. American Journal of Physical Medicine & Rehabilitation, v.
77, n. 3, p. 213-221, 1998.
17. DI GIOVINE C. P; COOPER R. A; BONINGER M. L; Dynamic calibration of a wheelchair dynamometer. J Rehabil Res De, n. 38, v.1 p:41-55, 2001.
18. GELLMAN H.; SIE I.; WATERS R. L. Late complications of the weight bearing upper extremity in the paraplegic patient. Clin. Orthopedics, n, 233, p.132–135, 1988. DOI:
10.1097/00003086-198808000-00016.
19. GIL-AGUDO, A; MOZOS, M. S.; RUIZ, B. C.; DEL-AMA, A. J.; PÉREZ-RIZO, E;
SEGURA-FRAGOSO, A.; JIMÉNEZ-DÍAZ, F. Echographic and Kinetic Changes in the Shoulder Joint after Manual Wheelchair Propulsion Under Two Different Workload Settings.
Frontiers in Bioengineering and Biotechnology, 2014. DOI: 10.3389/fbioe.2014.00077.
20. GIL-AGUDO, A.; MOZOS, M. S.; RUIZ, B. C.; DEL-AMA, A. J.; PÉREZ-RIZO, E;
SEGURA-FRAGOSO, A.; JIMÉNEZ-DÍAZ, F. Shoulder kinetics and ultrasonography
changes after performing a high-intensity task in spinal cord injury subjects and healthy controls. Spinal Cord, v. 54, n. 4, p. 277–282, 2015. DOI: 10.1038/sc.2015.14017.
21. HATCHETT, P. E.; MULROY, S. J.; EBERLY, V. J.; HAUBERT, L. L; REQUEJO, P. S. Body mass index changes over 3 years and effect of obesity on community mobility for persons with chronic spinal cord injury. The Journal of Spinal Cord Medicine, v. 39, n. 4, p.421–432. DOI: 10.1080/10790268.2015.1133482.
22. MASINI, M. Estimativa da incidência e prevalência de lesão medular no Brasil. J Bras Neurocirurg, v.12, n.2, p. 97-100, 2000. DOI: 10.1590/S0100-69912008000200005.
23. MEDOLA, F.O.; ELUI, V. M. C.; SANTANA, C. S.; FORTULAN, C. A. Aspects of Manual Wheelchair Configuration Affecting Mobility: A Review. Journal of Physical Therapy Science, v. 26, n.2, p. 313-318, 2014. DOI: 10.1589/jpts. 26.313.
24. MERCER J. L; BONINGER M.; KOONTZ A.; REN D.; DYSONHUDSON T.;
COOPER R. Shoulder joint kinetics and pathology in manual wheelchair users. Clin Biomech, v.21, n,8, p.781-789, 2006.
25. MULROY, S. J; HATCHETT, P.; EBERLY, V.J.; HAUBERT, L.L.; CONNERS, S.;
REQUEJO, P.S. Shoulder Strength and Physical Activity Predictors of Shoulder Pain in People With Paraplegia From Spinal Injury: Prospective Cohort Study. Phys ther, v. 95, n7, p.1027–1038, 2015. DOI: 10.2522/ptj.20130606.
26. National Health and Medical Research Council – NHMRC. A Guide to the Development, Implementation and Evaluation of Clinical Practice Guidelines. Canberra:
NHMRC, 1999. Disponível em:
https://www.health.qld.gov.au/__data/assets/pdf_file/0029/143696/nhmrc_clinprgde.pdf.
Acesso em: 18 nov. 2018.
27. National Spinal Cord Injury Statistical Center – NSCISC. Facts and Figures at a
Glance. Birmingham: NSCISC, 2018. Disponível em:
https://www.nscisc.uab.edu/Public/Facts%20and%20Figures%20-%202018.pdf. Acesso em:
23 nov. 2018.
28. PENTLAND W. E.; TWOMEY L. T; The weight-bearing upper extremity in women with long term paraplegia. Paraplegia, v. 29, n.8, p. 521–530, 1991.
29. PERDIOS, A.; BONITA, J. S.; A. WILLIAM S. Effects of camber on wheeling efficiency in the experienced and inexperienced wheelchair user. Journal of Rehabilitation Research & Development, v. 44, n.3, p. 459-66, 2007. DOI: 10.1682/JRRD.2006.08.0097.
30. Preservation of upper limb function following spinal cord injury: a clinical practice guideline for health-care professionals. Washington: 2005. Disponivel em:
https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pmc/articles/PMC1808273/pdf/i1079-0268-28-5-433.pdf.
Acesso em: 29 nov. 2018.
31. RAINA, S.; MCNITT-GRAY, J.; MULROY, S.; REQUEJO, P. Effect of choice of recovery patterns on handrim kinetics in manual wheelchair users with paraplegia and tetraplegia. The Journal of Spinal Cord Medicine, v.35, n.3, p. 148–155, 2012. DOI:
10.1179/2045772312y.0000000013.
32. REQUEJO, P. S.; MULROY, S. J.; RUPAREL, P.; HATCHETT, P. E.; HAUBERT, L. L.; EBERLY, V. J.; GRONLEY, J. K. Relationship Between Hand Contact Angle and Shoulder Loading During Manual Wheelchair Propulsion by Individuals with Paraplegia.
Topics in Spinal Cord Injury Rehabilitation, v. 21, n. 4, p. 313-324, 2015. DOI:
10.1310/sci2104-313.
33. RICE, I.; IMPINK, B.; NIYONKURU, C.; BONINGER, M. Manual wheelchair stroke characteristics during an extended period of propulsion. Spinal Cord, v.47, n.5, p. 413–
417, 2008. DOI: 10.1038/sc.2008.139.
34. RUSSELL, C. L. An overview of the integrative research review. Progress in Transplantation, v.15, n.1, p. 8–13, 2005. DOI: 10.7182/prtr.15.1.0n13660r26g725kj.
35. RUSSELL, I. M.; RAINA, S.; REQUEJO, P. S.; WILCOX, R. R.; MULROY, S.;
MCNITT-GRAY, J. L. (2015). Modifications in Wheelchair Propulsion Technique with
Speed. Frontiers in Bioengineering and Biotechnology, v. 3, n. 171, p. 1-11. DOI:
10.3389/fbioe.2015.00171.
36. SANDERSON, D. J.; SOMMER, H. Kinematic features of wheelchair propulsion.
Journal of Biomechanics, v. 18, n. 6, p. 423–429, 1985. DOI: 10.1016/0021-9290(85)90277-5.
37. SHIMADA S. D.; ROBERTSON R. N.; BONNINGER M. L.; COOPER R.. A. J.;
Kinematic characterization of wheelchair propulsion. Rehabil Res Dev, v . 35, n, 2, p, 210-8, 1998.
38. SINGH, A.; TETREAULT, L.; KALSI-RYAN, S.; NOURI, A.; FEHLINGS, M.
Global prevalence and incidence of traumatic spinal cord injury. Clinical Epidemiology, n. 6, p. 309–331, 2014. DOI: 10.2147/clep.s68889.
39. THE WORD BANK, 2015. Disponível
em: http://www.worldbank.org/en/topic/disability/overview#1. Acesso em: 29, nov, 2018.
40. TSAI C. Y.; LIN C. J.; HUANG Y. C.; LIN P. C.; SU F. C. Os efeitos da curvatura da roda traseira na cinemática da extremidade superior durante a propulsão da cadeira de rodas.
Biomed Eng Online, v. 11, n. 1, p. 87, 2012. DOI: 10.1186 / 1475-925X-11-87.
41. VAN DER WOUDE L. H. V.; VEEGER D. J.; ROZENDAL R. H.; SARGEANT T. J.
Seat height in handrim wheelchair propulsion. J Rehabil Res Dev, v. 26, n. 4 p. 31-50, 1989.
42. VANLANDEWIJCK, Y.; THEISEN, D.; DALY, D.. Wheelchair Propulsion Biomechanics. Sports Medicine, v.31, n.5, p: 339–367, 2001. DOI: 10.2165/00007256-200131050-00005.
43. WORLD HEALTH ORGANIZATION - WHO, 2008. Disponível em: https:
//www.who.int/disabilities/publications/technology/wheelchairguidelines/e. Acesso em: 29 nov,2018.
44. WORLD HEALTH ORGANIZATION - WHO, 2013. Disponível em:
<http://www.who.int/news-room/fact-sheets/detail/spinal-cord-injury>. Acesso em: 20 out.
2018.
45. WYLIE E. J.; CHAKERA T. M. Degenerative joint abnormalities in patients with paraplegia of duration greater than 20 years. Paraplegia, v. 26, n.2, p. 101-6, 1988.
46. YANG, Y. S.; KOONTZ, A. M.; YEH, S. J.; CHANG, J. J. Effect of Backrest Height on Wheelchair Propulsion Biomechanics for Level and Uphill Conditions. Archives of Physical Medicine and Rehabilitation, v.93, n.4, p. 654–659, 2012. DOI: 10.1016/j.apmr.2011.10.023.