ESTUDODAFADIGAMUSCULARCOMINDICADORESDOTRABALHOBIOMECÂNICO,DO TORQUEEDAENERGIADOSINALELETROMIOGRÁFICODESUPERFÍCIE
FABIANO P.SCHWARTZ,FRANCISCO A.O.NASCIMENTO
Grupo de Processamento Digital de Sinais, Departamento de Engenharia Elétrica, Universidade de Brasília Caixa Postal 04386, 70910-900 Brasília, DF, BRASIL
E-mails: fpschwartz@unb.br, assis@unb.br
MARTIM BOTTARO,RODRIGO S.CELES
Laboratório de Biomecânica, Faculdade de Educação Física, Universidade de Brasília Caixa Postal 04502, 70919-970 Brasília, DF, BRASIL
E-mails: martim@unb.br, rodrigoceles@terra.com.br
Abstract The main goal of this work is the study of muscular fatigue through the use of two traditional techniques: surface electromyography (S-EMG) and isokinetic dynamometry. An appropriate instrumentation was used in order to apply an isokinet-ic experimental protocol consisting of 3 (three) sets of 10 (ten) maximal concentrisokinet-ic extension repetitions of the dominant knee at 60º/s, performed by a total of sixteen (16) healthy men (26.8 ± 4.7 yrs, 1.76 ± .05 m, and 79.2 ± 9.4 kg) with no orthopedic dis-eases history. The surface electromyographic signals were acquired from the vastus lateralis muscle with a linear flexible array of electrodes. The digital signal processing was performed with a specific computational tool which is able to synchronize the biomechanics and electromyographic signals. The energy of S-EMG signal, the biomechanical torque and work were measured inside the repetitions with the higher and the lower peak torque for the three sets of exercises. The results showed characteristic behaviors for these variables under fatigue state. The union of electromyographic and biomechanics descriptors was useful in order to evaluate the fatigue as an efficiency index of muscle torque production.
Keywords Electromyography, isokinetic dynamometry, muscular fatigue.
Resumo Este trabalho tem como objetivo o estudo da fadiga muscular pela combinação das técnicas da eletromiografia de superfície (EMG-S) e da dinamometria isocinética. Com o uso de instrumentação apropriada, um protocolo experimental isoci-nético de 3 (três) séries com 10 (dez) repetições do movimento concêntrico de extensão do joelho dominante, em contração má-xima, a uma velocidade de 60º/s foi aplicado a 16 (dezesseis) sujeitos saudáveis, do sexo masculino (26,8 ± 4,7 anos, 1.76 ± 0,1 m, e 79,2 ± 9,4 kg) sem histórico de doenças ortopédicas. Os sinais eletromiográficos de superfície foram coletados com um ar-ranjo linear flexível de eletrodos, a partir do músculo vasto lateral da perna. O processamento digital de sinais foi realizado com o auxílio de uma ferramenta computacional específica que possibilitou a sincronização dos sinais biomecânicos e eletromiográ-ficos. A energia do sinal de EMG-S, o torque e o trabalho biomecânico foram medidos nas repetições de maior e menor pico de torque, em todas as séries. Os resultados encontrados mostraram comportamentos característicos dessas variáveis na condição de fadiga. A combinação de descritores eletromiográficos com descritores biomecânicos permitiram a avaliação da fadiga sob a óti-ca da eficiência do músculo na produção do torque.
Palavras-chave Eletromiografia, dinamometria isocinética, fadiga muscular.
1 Introdução
No estudo da biomecânica humana, é frequentemente desejável avaliar a fadiga dos músculos que estão envolvidos na realização de uma determinada tarefa (De Luca, 1997). Em particular, o ponto no qual uma contração muscular não pode mais ser mantida é ge-ralmente o ponto em que um músculo é dito em fadi-ga (De Luca, 1997). Muito já se conhece sobre as questões fisiológicas que causam a fadiga muscular, as quais variam desde o acúmulo de metabólitos nas fibras musculares até a possibilidade da geração de um comando inadequado vindo do córtex motor (E-noka & Duchateau, 2008). Embora não seja difícil saber quando alguém se encontra no estado de fadiga, identificar os fenômenos responsáveis por essa con-dição é um problema completamente diferente e, na maioria das vezes, complexo. A fadiga muscular
po-de se referir a um déficit motor ou a um po-declínio na função mental, ser descrita como o decréscimo gra-dual da capacidade do músculo de sustentar uma ati-vidade, ser medida como a redução da força, como uma mudança na atividade eletromiográfica ou como a exaustão da função de contração (Enoka & Ducha-teau, 2008). De forma geral, a fadiga pode ser defini-da como a redução na habilidefini-dade de um músculo ge-rar força ou potência em um exercício induzido (Gandeva et al., 2001; Bigland-Ritchie & Woods, 1984; Søgaard et al., 2006). Essa abordagem indica que a fadiga ocorre em um ponto específico no tem-po, o que significa dizer que é detectada apenas de-pois que ocorre (De Luca, 1997).
Vários métodos têm sido utilizados na expectati-va de explicar o fenômeno da fadiga muscular. Sob a perspectiva de sinais eletromiográficos de superfície (EMG-S), a fadiga é observada como um aumento da amplitude desses sinais e uma compressão do seu espectro característico para as menores frequências
de de condução do potencial de ação da fibra muscu-lar também é considerado uma manifestação mioelé-trica da fadiga (De Luca, 1997). Outra abordagem diz respeito à estimativa da força de contração muscular, a qual pode ser convenientemente mensurada pelo monitoramento do torque sobre uma articulação. Me-dir adequadamente a força muscular – nas diversas formas do movimento humano – e conhecer bem o seu comportamento são requisitos indispensáveis à compreensão sobre a capacidade e o condicionamen-to físico de um indivíduo (Bottaro et al., 2005). Uma técnica bastante utilizada na avaliação da força é a dinamometria isocinética. Desde a década de 80, dinamômetros isocinéticos eletromecânicos aparece-ram como poderosas feraparece-ramentas para o estudo da função muscular dinâmica no ambiente de pesquisa. A evolução dessas máquinas tornou-as comercial-mente disponíveis, o que tem possibilitado o desen-volvimento de várias aplicações relacionadas ao trei-namento orientado de atletas e à reabilitação de paci-entes acometidos de trauma físico. As análises são, em geral, focadas na realização de testes monoarticu-lares para as diversas articulações do corpo humano com o objetivo de se aferir a força e resistência mus-culares. As grandezas medidas incluem torque, traba-lho, posição angular e potência. Nesse método, uma forma de se medir a fadiga muscular é pela variação declinante do pico de torque gerado em cada repeti-ção de uma série de exercícios isocinéticos (Brown, 2000). Uma série é um conjunto de repetições do movimento associado a um protocolo específico. Outro indicador utilizado – geralmente disponível nos softwares de controle dos dinamômetros isociné-ticos – é o que avalia a variação entre o trabalho pro-duzido nas três primeiras e nas três últimas repetições de uma série (Brown, 2000).
Enquanto que a abordagem da estimativa da for-ça muscular considera todo o grupo de músculos re-lacionados à articulação em estudo, a eletromiografia é capaz de focar no comportamento de músculos in-dividuais. A associação de ambas contribui para a geração de informações complementares e pode se mostrar um caminho adequado ao estudo do fenôme-no da fadiga. Com base fenôme-no exposto, o presente traba-lho tem como principal objetivo a análise da fadiga muscular pela combinação das duas técnicas mencio-nadas: eletromiografia e dinamometria isocinética.
2 Materiais e Métodos
Este estudo consiste na avaliação das repetições de maior e de menor pico de torque em cada série reali-zada, mediante a aferição de variáveis biomecânicas (torque e trabalho) e eletromiográficas (energia do sinal de EMG-S). O ponto de ocorrência do pico de torque, em cada repetição, foi utilizado como refe-rência para a determinação do trabalho realizado e da energia produzida durante o movimento. O desloca-mento do ponto do pico de torque, associado às
vari-trabalho, também é utilizado na análise da fadiga. Um protocolo de contrações dinâmicas dos mús-culos extensores do joelho foi elaborado para a ob-servação do processo de fadiga, seguindo práticas reconhecidas, descritas neste texto, do teste físico isocinético (Brown, 2000) e da aquisição eletromio-gráfica de sinais (De Luca, 1997). Participaram do experimento 16 (dezesseis) sujeitos saudáveis e do sexo masculino, com idade de 26,8 ± 4,7 anos, altura de 1,76 ± 0,05 m e massa corporal de 79,2 ± 9,4 kg, sem histórico de doenças ortopédicas. Eles leram e assinaram voluntariamente um termo de consenti-mento antes de participar do expericonsenti-mento, o qual foi aprovado pelo Comitê de Ética da Faculdade de Saú-de da UniversidaSaú-de Saú-de Brasília.
Um dinamômetro isocinético modelo Biodex System 3 Pro (Biodex Corporation, Shirley, NY, EUA) foi calibrado e preparado para a realização de exercícios controlados da articulação do joelho no modo isocinético concêntrico (Brown, 2000). O software de controle usado para o dinamômetro foi o System 3 (Biodex Medical Systems, Ver. 3.40 de 17/05/2006). A articulação do joelho foi passivamen-te movida até a posição 0º de expassivamen-tensão, o que corres-ponde à máxima extensão possível. Depois, o joelho foi flexionado cerca de 5º a 10º para uma posição confortável, registrada, no software de controle do dinamômetro, como o ponto de extensão máxima para o experimento (parada mecânica da extensão). Então, o ponto de flexão máxima (parada mecânica da flexão) foi definido de modo a garantir uma faixa de movimento de 85º. O procedimento de compensa-ção da gravidade foi executado de acordo com a se-quência de passos guiada pelo software de controle System 3.
As saídas analógicas do dinamômetro (interface DB-15) foram conectadas a um adaptador (construí-do pelos autores) com três saídas BNC (uma para cada sinal: posição angular, torque e velocidade an-gular) ligadas a uma placa de conversão A/D (analó-gico-digital) modelo BNC-2120 (National Instru-ments, TX, USA) onde os sinais biomecânicos foram digitalizados a uma taxa de 2048 amostras·s-1 e reso-lução de 12 bits, utilizando-se o software Labview v5.1 (National Instruments, TX, USA). Esse proce-dimento foi estabelecido para se adequar a resolução temporal dos sinais biomecânicos à dos sinais de EMG-S – condição necessária para a análise conjunta – visto que a conversão A/D interna do dinamômetro isocinético ocorre a apenas 100 amostras·s-1. Na in-terface de conversão A/D, os sinais são adquiridos com unidades em volts. O ajuste da escala e das uni-dades de medidas características de cada sinal foi, então, realizado por meio de uma ferramenta compu-tacional específica (Schwartz et al., 2008), em con-formidade com as informações técnicas fornecidas pelo fabricante (Biodex, 1998).
Os sinais de EMG-S foram adquiridos durante as contrações do músculo vasto lateral, por meio de um
arranjo linear flexível (Ottino Bioelettronica, Torino, Itália) de oito eletrodos (5 mm entre os eletrodos) posicionado entre a zona de inervação e a região dos tendões (De Luca, 1997; Masuda et al., 1985). O arranjo de eletrodos foi acoplado a um eletromiógra-fo multicanal EMG-16 (LISiN–OT Bioelettronica Snc, Torino, Itália) configurado para digitalizar os sinais à taxa de 2048 amostras·s-1 (resolução de 12 bits) com ganho 2000. O EMG-16 também filtra o sinal adquirido com um filtro de Bessel passa-faixa de 4ª ordem e largura de banda de 10–500 Hz a -3 dB. O software de controle do EMG-16 foi o Emgacq v1.0 (Centro do Bioingegneria, Politecnico di Tori-no).
Um sensor de posição, composto por uma chave magnética (fixada no corpo do dinamômetro) e por um ímã (fixado na haste de movimento), registrou o tempo exato de cada extensão do joelho, enviando essa informação simultaneamente ao eletromiógrafo e ao conversor A/D, na forma de um trem de pulsos elétricos. Isso possibilitou a sincronização dos sinais de EMG-S e biomecânicos (Schwartz et al., 2008) mesmo com o acionamento assíncrono dos equipa-mentos.
Após a montagem da instrumentação, os equi-pamentos foram acionados na seguinte ordem: ele-tromiógrafo, conversor A/D e dinamômetro. Os sujei-tos realizaram 3 (três) séries de 10 (dez) repetições concêntricas máximas a 60º/s (extensão) e 300º/s (flexão), com descanso de 1 minuto entre as séries. Um comando verbal consistente e moderado (sem gritos) foi realizado durante a execução de cada série – com a finalidade de obter o máximo rendimento de cada sujeito – e nenhum retorno visual, pela tela do computador, ficou disponível aos participantes (Mc-Nair et al., 1996).
Em cada uma das 3 (três) séries isocinéticas, fo-ram identificadas as repetições com o maior (R1) e o menor (R2) pico de torque, para as quais foram de-terminadas as seguintes variáveis de análise: a) pico de torque em R1 (PTR1) e R2 (PTR2); b) abscissa rela-tiva (equação 1), em termos percentuais, do instante em que ocorre o pico de torque em R1 (ARPTR1) e R2 (ARPTR2); c) relação percentual da energia do sinal de EMG-S (equação 2) na repetição R1 (E%R1p) e R2 (E%R2p) até o ponto do pico de torque, e depois do ponto do pico de torque (E%R1p+ e E%R2p+); d) queda percentual do pico de torque (QPT%) produzido na repetição R2 em relação ao pico produzido em R1 (equação 3); e) diferença (Wdif%R) entre o trabalho percentual (equação 4) produzido até o (W%Rp) e de-pois do (W%Rp+) ponto do pico de torque (equação 5) para R1 (Wdif%R1) e R2 (Wdif%R2).
(%)
100
*
R R Ro
compriment
APT
ARPT
=
(1)onde ARPTR é a abscissa relativa do pico de torque,
APTR é a abscissa do pico de torque (coordenada do eixo x – tempo – onde o pico ocorre) e comprimentoR é o comprimento, todos referentes à repetição R.
(%)
100
*
% ++
=
Rp Rp Rp RpE
E
E
E
(2)onde a energia de um sinal digital x é definida por E=∑|x[n]|2, E%Rp a energia percentual até o de pico de torque, ERp é a energia real produzida até o de pico de torque e ERp+ é a energia real produzida de-pois do ponto de pico de torque, referentes à repeti-ção R. De forma análoga, pode-se determinar E%Rp+.
(%)
100
*
1 2 1 % R R RPT
PT
PT
QPT
=
−
(3)onde QPT% é a queda percentual do pico de torque,
PTR1 e PTR1 são os picos de torque em R1 e R2.
(%)
100
*
% ++
=
Rp Rp Rp RpW
W
W
W
(4)onde o trabalho é definido por W=Txd (torque x
deslocamento), W%Rp é o trabalho percentual produ-zido até o pico de torque, WRp é o trabalho real pro-duzido até o pico de torque e WRp+ o trabalho real produzido após o pico de torque, todos referentes à repetição R. De forma análoga, pode-se determinar W%Rp+. +
−
=
Rp Rp RW
W
Wdif
% % % (5)onde Wdif%R é a diferença entre o trabalho percentual até o e depois do pico de torque na repetição R.
Comparações estatísticas entre os dados resultan-tes da aplicação das equações de 1 a 5 foram feitas com um nível de significância de 0.05 (cauda dupla) e 95% de intervalo de confiança. O teste de normali-dade aplicado foi o de Shapiro-Wilk (De Sá, 2007), considerado confiável para números pequenos de amostra (em torno de 10). Na comparação das médias entre dois grupos foi usado o teste t-Student para amostras dependentes – distribuição normal. Na comparação entre as médias de três grupos foram usados os testes One-Way ANOVA com o Tukey HSD (post hoc) – distribuição normal – e o Kruskal-Wallis com Bonferroni (post hoc) – não-normal.
3 Resultados
As figuras 1 e 2 são representativas do sujeito com o maior pico de torque e ilustram o sinal da energia de EMG-S, o sinal de torque e o pico de torque – circu-lado em destaque –, respectivamente, para as repeti-ções com o maior (Figura 1) e com o menor (Figura 2) pico. O eixo das abscissas (Tempo) é o tempo dis-creto e compreende a duração de uma repetição – na direção de extensão do joelho –, iniciando em zero. O eixo das ordenadas (Torque) representa a magnitu-de do torque produzido em Newtons•metro (Nm).
Para o exemplo das figuras 1 e 2, que represen-tam R1 e R2 da primeira série, pode ser observado que o ponto do pico de torque ocorre mais rapida-mente em R2 (APTR2 = 0,54s), quando comparado com R1 (APTR1 = 0,68s).
Figura 1. Repetição com o maior pico de torque (R1): sinal da energia de EMG-S (escala 1:1000), sinal de torque com a
indica-ção do pico (PTR1), energia antes (ER1p) e depois (ER1p+) do pico de torque e abscissa do ponto de pico (APTR1).
Figura 2. Repetição com o menor pico de torque (R2): sinal da energia de EMG-S (escala 1:1000), sinal de torque com a
indica-ção do pico (PTR2).
Tabela 1. Variáveis de torque.
Série ARPTR1 (%) ARPTR2 (%) PTR1 (Nm) PTR2 (Nm) QPT% 1 47,3 ± 7,4 42,5 ± 6,2 271,6 ± 45,9 193,9 ± 39,0 * 28,6 ± 8,8 * 2 47,7 ± 5,8 37,8 ± 5,3 245,5 ± 46,2 160,0 ± 26,8 * 34,4 ± 7,0 3 47,7 ± 7,4 36,2 ± 6,2 217,8 ± 41,7 132,8 ± 26,7 38,9 ± 6,1 Nota: os valores são representados por média ± desvio-padrão. * Distribuição não-normal (p < 0,05) - teste de Shapiro-Wilk.
Tabela 2. Energia do sinal de EMG-S.
Série E%R1p E%R1p+ E%R2p E%R2p+
1 58,4 ± 10,2 41,6 ± 10,2 54,9 ± 12,7 45,1 ± 12,7 2 60,49 ± 9,7 39,5 ± 9,7 52,7 ± 9,0 47,3 ± 9,0 3 61,8 ± 10,9 38,2 ± 10,9 49,6 ± 11,7 50,4 ± 11,7 Nota: os valores são representados por média ± desvio-padrão, todos com distribuição normal.
Série Wdif%R1 Wdif%R2
1 1,6 ± 14,8 -4,3 ± 15,0
2 5,6 ± 12,9 -12,8 ± 12,6
3 5,2 ± 16,9 -16,6 ± 12,6
Nota: os valores são representados por média ± desvio-padrão, todos com distribuição normal.
As tabelas 1, 2 e 3 ilustram, respectivamente, os resultados para as variáveis de análise referentes ao pico de torque, à energia do sinal de EMG-S e ao trabalho biomecânico realizado. As tabelas 4, 5, 6 e 7 ilustram as comparações estatísticas efetuadas.
Tabela 4. Comparação entre APTR1 e APTR2.
Série t-Student
1 APTR1 > APTR2
2 APTR1 > APTR2
3 APTR1 > APTR2
Todos os casos apresentaram diferenças significativas (p < 0,05).
Tabela 5. Comparação de PTR1 e de PTR2 entre as séries.
Variável Teste Resultado
(1)
PTR1 One-Way ANOVA Tukey (post hoc)
S1 = S2, S2 = S3, S1 ≠ S3
(2)
PTR2 Kruskal-Wallis Bonferroni (post hoc)
S1 = S2, S2 = S3, S1 ≠ S3 (1)
Variâncias homogêneas; rejeita H0 → F(2,45) = 5,82, p < 0,05. (2) Rejeita H
0 → H(3) = 17,47, p < 0,05.
Tabela 6. Comparações entre: E%R1p e E%R2p; E%R1p+ e E%R2p+.
Série t-Student 1 E%R1p = E%R2p E%R1p+ = E%R2p+ 2 * E%R1p > E%R2p * E%R1p+ < E%R2p+ 3 * E%R1p > E%R2p * E%R1p+ < E%R2p+ * Casos com diferenças significativas (p < 0,05).
Tabela 7. Comparação entre Wdif%R1 e Wdif%R2.
Série t-Student
1 Wdif%R1 = Wdif%R2
2 * Wdif%R1 > Wdif%R2
3 * Wdif%R1 > Wdif%R2
4 Discussão
As análises são baseadas no conceito de De Luca (1997) em que a fadiga é o ponto no qual uma con-tração muscular não pode mais ser mantida. Neste estudo, o pico de torque foi tomado como referência. É sabido que o músculo apresenta um comprimento ótimo, ou seja, um ponto onde há a máxima capaci-dade de produção de força (Gordon et al., 1966). No exercício isocinético de extensão do joelho, isso o-corre em torno da posição angular 60º (Brown, 2000). Contudo, o momento (instante) em que o músculo atinge esse comprimento (ou a posição 60º, no caso isocinético) pode variar em função do efeito de fadiga. Logo, a primeira questão a ser observada consiste na avaliação do deslocamento temporal do pico de torque pela comparação das abscissas relati-vas dentro de uma mesma série. Aqui, as séries 1, 2 e 3 são representadas, respectivamente, por S1, S2 e S3. Pode-se observar (Tabela 4) que, nas três séries, ARPTR2 é significativamente menor que ARPTR1, ou seja, o pico ocorre mais rapidamente em R2 do que em R1. Esse fato é também constatado ao se inspe-cionar visualmente as figuras 1 e 2, onde APTR2 = 0,54s e APTR1 = 0,68s na primeira série de exercí-cios. Isso sinaliza a dificuldade de manutenção da força/potência muscular ao longo da execução de cada série, o que revela um primeiro quadro de fadi-ga dentro da série. Portanto, o número de 10 (dez) repetições, em uma série de exercícios de esforço máximo, mostrou-se adequado ao estudo da fadiga. O exame da Tabela 1 mostra, ainda, que apesar da que-da progressiva de PTR1 ao longo das séries, ARPTR1 permanece estável. O mesmo não ocorre para ARPTR2 que acompanha a tendência decrescente de PTR2.
Quando o pico de torque é comparado entre as três séries (Tabela 5), PTR1 e PTR2 não apresentam diferenças significativas entre S1 e S2, e entre S2 e S3. Esse resultado sugere que o descanso de 1 minuto entre as séries (conforme o protocolo proposto do teste isocinético) é capaz de restabelecer satisfatori-amente a capacidade de produção de força entre S1 e S2, e depois entre S2 e S3. Contudo, isso não se con-firma entre S1 e S3, onde o pico de torque apresenta-se significativamente maior em S1, configurando o quadro progressivo de fadiga ao longo das séries. Quando a intensidade é máxima, como no presente estudo, as fibras musculares tipo IIb são estimuladas. Pode ser entendido, então, que o descanso de 1 minu-to é suficiente para a recuperação do potencial de força das fibras tipo IIb – de contração rápida e fati-gável (Merletti & Parker, 2004) – entre séries subse-quentes. Porém, não é o bastante para sustentar, ao longo das três séries, um desempenho equivalente ao de S1. Nos primeiros segundos do exercício máximo, as fibras tipo IIb utilizam o metabolismo anaeróbico para ressintetizar o ATP (trifosfato de adenosina). Em seguida, utilizam o sistema do ácido lático até entrar em fadiga, quando fibras tipo I fazem uso do sistema aeróbico para manter a contração. Em outras
palavras, o descanso de 1 minuto é insuficiente para ressintetizar o ATP de forma a recuperar plenamente as fibras tipo IIb. Assim, a cada série, as fibras tipo IIb cedem espaço à ação das fibras tipo I, situação característica do estado de fadiga (Merletti & Parker, 2004). Isso condiz com o comportamento do indica-dor da queda percentual do torque QPT%, conforme os dados da Tabela 1. Pode-se observar uma variação de cerca de 6 (seis) pontos percentuais de S1 para S2, e de 10 (dez) pontos percentuais de S1 para S3. Ou seja, em S3, a dificuldade em se manter o pico de torque é 10% mais acentuada que em S1.
Determinadas as características do torque, segue-se à obsegue-servação da quantidade percentual da energia do sinal de EMG-S (Tabela 2) necessária para a pro-dução do torque nas repetições R1 e R2. Para esse caso, foram comparadas as quantidades geradas antes e depois do pico de torque (Tabela 6). Em S1, E%R1p e E%R2p não apresentaram diferença significativa, de forma análoga à comparação de E%R1p+ e E%R2p+. Isso caracteriza a uniformidade na produção de energia ao longo do movimento quando o músculo não está sob o efeito da fadiga. Quando o foco se volta sobre S2 e S3, E%R1p aparece significativamente maior que
E%R2p. Isso quer dizer que maior geração de energia é necessária, em S2 e S3, para se alcançar picos de torque iguais ou menores. Pode-se estimar, pela Ta-bela 2, que a energia aumenta cerca de 3,5 pontos percentuais de S1 a S3, enquanto que o torque cai aproximadamente 24%. Logo, o acréscimo de energia não é suficiente para compensar a queda do torque. A maior produção de energia é uma consequência da atividade elétrica decorrente do acionamento de no-vas unidades motoras, o que ocorre na medida em que a capacidade de sustentação do movimento, pelas unidades inicialmente ativadas, diminui ao longo do tempo (Merletti & Parker, 2004). Essa perda de efi-ciência pode caracterizar o fenômeno da fadiga mus-cular (Schwartz et al., 2009) dado que mais recursos são gastos para se produzir menos torque. Ainda em S2 e S3, E%R1p+ aparece significativamente menor que E%R2p+, como conseqüência do menor tempo ne-cessário à ocorrência do pico de torque (de baixa magnitude) com o músculo em estado de fadiga.
A diferença entre o trabalho percentual produzi-do até o e depois produzi-do pico de torque (Tabela 3), nas repetições R1 e R2, revela que em S1 o trabalho rea-lizado até o pico de torque (W%Rp) é maior que o tra-balho realizado após o pico (W%Rp+) para R1, em oposição ao que ocorre em R2. Entretanto, a Tabela 7 mostra que esse comportamento oposto não é estatis-ticamente significante em S1. Contudo, para as séries S2 e S3, a observação conjunta das tabelas 3 e 7 evi-dencia que W%Rp é sempre maior que W%Rp+ em R1, e sempre menor em R2. Com base nesse resultado, pode-se sugerir que em R2, onde o músculo apresen-ta maiores níveis de fadiga, a maior parte do trabalho realizado se destina à manutenção do movimento de extensão e não à produção do pico de torque, o que caracteriza fadiga e predominância de fibras tipo I.
O conjunto de variáveis oriundo da combinação das técnicas de dinamometria isocinética e de eletromio-grafia de superfície mostrou algumas tendências de comportamento para o músculo em estado de fadiga: o tempo para se alcançar o pico de torque na repeti-ção de menor pico decresce na medida em que o músculo atinge estágios mais elevados de fadiga; o pico de torque não apresenta variação significativa entre séries subsequentes no caso testado de um mi-nuto de descanso entre as séries, mas mostra queda acentuada entre as séries inicial e final; o aumento da energia mioelétrica não é capaz de compensar a que-da na produção do torque; o trabalho realizado para atingir o pico de torque é menor que o trabalho ne-cessário para completar o movimento nas repetições finais da série.
O experimento mostrou que as técnicas combi-nadas possibilitam analisar a fadiga sob a ótica da eficiência do músculo (energia gasta) na produção do torque. Trabalhos futuros podem investigar a relação de EMG-S com novas variáveis biomecânicas como potência e ângulo do pico de torque.
Agradecimentos
Os autores expressam sua gratidão às equipes do La-boratório de Biomecânica – da Faculdade de Educa-ção Física – e do Grupo de Processamento Digital de Sinais (GPDS), ambos na Universidade de Brasília, por todo o suporte prestado durante a realização des-te trabalho.
Referências Bibliográficas
Bigland-Ritchie, B. and Woods, J.J (1984). Changes in muscle contractile properties and neural control during human muscular fatigue. Muscle Nerve, Vol. 7, No. 9, pp. 691–699.
Biodex, M.S (1998). Biodex System 3 Pro manual (#835-000) applications/operations. Biodex Medical Systems, Inc, Shirley, NY.
Bottaro, M., Russo, A. and Oliveira, R.J (2005). The effects of rest interval on quadriceps torque during an isokinetic testing protocol in elderly. Journal of Sports Science and Medicine, Vol. 4, No. 3, pp. 285–290.
Brown, L.E. (Ed.). (2000). Isokinetics in human performance. 1st edition. Human Kinetics, Champaign, IL.
De Luca, C.J (1997). The use of surface electromyography in biomechanics. Journal of Applied Biomechanics, Vol. 13, No. 2, pp. 135-163.
De Sá, J.P.M. (2007). Statistics using SPSS, Statistica, Matlab and R. Springer-Verlag, Heidelberg, Germany.
fatigue: what, why and how it influences muscle function. Journal of Physiology, Vol. 586, No. 1, pp. 11-23.
Gandevia, S.C., Allen, G.M., Butler, J.E. and Taylor J.L (1996). Supraspinal factors in human muscle fatigue: evidence for suboptimal output from the motor cortex. Journal of Physiology, Vol. 490, No. 2, pp. 529–536.
Gordon, A.M., Huxley, A.F. and Julian, F.J (1966). The variation in isometric tension with sarcomere length in vertebrate muscle fibres. Journal of Physiology, Vol. 184, pp. 170-192. Kallenberg, L.A.C., Schulte, E., Disselhorst-Klug, C.
and Hermens, H.J (2007). Myoelectric manifestations of fatigue at low contraction levels in subjects with and without chronic pain. Journal of Electromyography and Kinesiology, Vol. 17, No. 3, pp. 264–274.
Masuda, T., Miyano, H. and Sadoyama, T (1985) The position of innervation zones in the biceps brachii investigated by surface electromyography. IEEE Transactions on Biomedical Engineering, Vol. BME32, No. 1, pp. 36-42.
McNair, P.J., Depledge, J., Brettkelly, M. and Stanley S.N (1996). Verbal encouragement: effects on maximum effort voluntary muscle action. British Journal of Sports Medicine, Vol. 30, No. 3, pp. 243-245.
Merletti, R. and Parker, P.A (2004). Electromyography – physiology, engineering, and noninvasive applications. USA: IEEE Press Series in Biomedical Engineering.
Schwartz, F.P., Celes, R.S., Bottaro, M., Nascimento, F.A.O (2009). Isokinetic work-to-surface electromyographic signal energy ratios as a muscular fatigue indicator. In: 31th Annual International Conference of the IEEE EMBS, September 2-6, Minneapolis/Minnesota/USA, 978-1-4244-3296-7, pp. 1310-1313.
Schwartz, F.P., Rocha Júnior, V.A., Rocha, A.F. and Nascimento, F.A.O (2008). Ferramenta computacional para o processamento de sinais eletromiográficos e variáveis isocinéticas. In: 21th Brazilian Congress of Biomedical Engineer, November 16-20, Salvador/BA/Brazil, ISBN: 978-85-60064-13-7, pp. 1699-1702.
Søgaard, K., Gandevia, S.C., Todd, G., Petersen, N.T. and Taylor, J.L (2006). The effect of sustained low-intensity contractions on supraspinal fatigue in human elbow flexor muscles. Journal of Physiology, Vol. 573, No. 2, pp. 511–523.
