Patellofemoral Pain Syndrome Modifies the Movement of the Rearfoot, but It Does Not Alter Plantar Pressure Distribution

Lisiane Piazza Luza; Marcelo Luza; Gilmar Moraes Santos

doi:10.1055/s-0039-1698802

. 2019 Dec 13;55(4):419–425. doi: 10.1055/s-0039-1698802

Patellofemoral Pain Syndrome Modifies the Movement of the Rearfoot, but It Does Not Alter Plantar Pressure Distribution ^{^*}

Lisiane Piazza Luza ^1,^✉, Marcelo Luza ², Gilmar Moraes Santos ¹

PMCID: PMC7458752 PMID: 32904777

Abstract

Objective To compare the plantar pressure distribution and the kinematics of the rearfoot on the stance phase of subjects with or without patellofemoral pain syndrome (PFPS).

Methods A total of 26 subjects with PFPS and 31 clinically healthy subjects, who were paired regarding age, height and mass, participated in the study. The plantar pressure distribution (peak pressure) was assessed in six plantar regions, as well as the kinematics of the rearfoot (maximum eversion angle, percentage of the stance phase when the maximum angle was reached, and percentage of the stance phase in which the rearfoot was in eversion). The data were analyzed by descriptive and inferential statistics, with a significance level of p ≤ 0.05.

Results The pressure on the six plantar regions analyzed and the magnitude of the maximum eversion angle of the rearfoot when walking on flat surfaces did not present differences among the subjects with PFPS. However, the PFPS subjects showed, when walking, an earlier maximum eversion angle of the rearfoot than the subjects on the control group, and stayed less time with the rearfoot in eversion.

Conclusion The PFPS seems to be related to modifications on the temporal pattern on the kinematics of the rearfoot.

Keywords: patellofemoral pain syndrome, biomechanical phenomena, knee, gait

Introduction

Patellofemoral pain syndrome (PFPS) is characterized by diffuse anterior knee pain, usually of insidious onset and slow progression; ¹ it accounts for 25% of all injuries that affect this joint. ² Among the many factors involved in its multifactorial etiology, patellar misalignment, quadriceps weakness, ¹ changes in lower limb postural alignment, especially those regarding the rearfoot angle, ² ³ in addition to abnormalities in the biomechanics of the lower extremity, stand out.

Barton et al ⁴ state that knowledge of the kinematic differences between individuals with and without PFPS is important for health professionals and researchers, for it is necessary to develop and optimize strategies for prevention and treatment for PFPS. A kinematic change, such as greater rearfoot eversion, may lead to compensatory internal rotation of the femur, and may cause greater compression between the patellar joint surface and the lateral femoral condyle, and lead to patellofemoral symptoms. ⁵

Additionally, Santos ⁶ reports that there is a direct positive relationship between the maximum rearfoot eversion angle and the plantar pressure distribution, that is, as the values of the maximum angle of the rearfoot eversion increase, the plantar pressure in the midfoot regions also increase. Thus, we hypothesized that subjects with PFPS will present a greater maximum angle of rearfoot eversion during the gait, and that this alteration could cause changes in plantar pressure distribution, with higher values for the peak pressure in the medial regions of the foot.

Whereas plantar pressure distribution has a great potential to predict abnormal movements during locomotion, ⁶ it is important to evaluate its characteristics during the performance of functional activities in subjects with PFPS, since it is during these activities that these subjects most exacerbate their symptoms. In addition, an assessment of plantar pressure distribution could add foundations for the rehabilitation of PFPS, helping to elucidate the behavior of the foot interface with the floor or footwear as a reflection of the dynamic alignment of the lower limbs. ⁷

According to Thijs et al, ¹ changes in the distribution of plantar pressure may reduce the shock-absorbing function of the foot, causing some of the ground reaction force to be transferred to the proximal joints, including the knee, resulting in an overload on the patellofemoral joint, which could lead to patellofemoral pain.

Although there are studies in the literature on plantar pressure distribution, so far only four have been performed in subjects with PFPS. Thijs et al ¹ ⁸ evaluated plantar pressure in order to determine the risk factors for the development of PFPS in military personnel and runners respectively. Aliberti et al ⁷ ⁹ analyzed the plantar pressure distribution in subjects with PFPS during stair descent and walking respectively. However, the results found by these authors differ in relation to the patterns of plantar pressure distribution presented by the subjects, which may have occurred because the studies were conducted with different populations, different instruments, and in different situations. In addition, to date no studies have been found evaluating plantar pressure distribution and rearfoot kinematics in subjects with concomitant PFPS.

Given the aforementioned information, the present study aimed to compare the distribution of plantar pressure and kinematics of the rearfoot during the gait stance phase in subjects with and without PFPS.

Methods

The present study included 57 subjects, who were divided into 2 groups: the patellofemoral pain syndrome group (PFPSG), which was composed of 26 subjects with 23 ± 6 years, 59.8 ± 8.1 kg and 1.65 ± 0.07 m of height, and the control group (CG), which was composed of 31 clinically healthy subjects, with 21 ± 4 years, 59.1 ± 8.1 kg, and 1.64 ± 0.05 m of height. The groups were paired regarding age ( p = 0.308), mass ( p = 0.724) and height ( p = 0.519). All participants signed the informed consent form, which was approved by the local Ethics in Research Committee (protocol no. 33/2010).

The inclusion criteria for the PFPSG were subjects who had anterior or retropatellar pain, exacerbated by at least three of the following situations: climbing or descending stairs, squatting for a long time, kneeling, running, sitting for long periods, and playing sports; insidious onset of symptoms unrelated to a traumatic event; pain ≥ 2 cm on the Visual Numerical Scale (VNS, which goes from 0 cm to 10 cm) in the patellofemoral joint in the 7 days preceding the test; pain, of any magnitude, in 2 functional tests lasting 30 seconds each (squatting at 90 degrees and descending a 25-cm-high step). ¹⁰

The inclusion criteria for the CG were: no history of meniscal or ligament injury, trauma, surgery or lower limb fracture; no history of knee or patellofemoral joint pain (0 cm of pain on the VNS) ¹¹ ; absence of any hip and foot joint problems, neurological or musculoskeletal system diseases; not having been submitted to physiotherapeutic treatment on the lower limb; no pain of any magnitude during the 30-second functional tests (squatting at 90 degrees and descending a 25-cm-high step). ¹⁰

The exclusion criteria for both groups were history of lower limb trauma, meniscal or ligamentous knee injury; ¹⁰ recurrent patellar dislocation; and history of knee or lower limb surgery. ¹¹

The evaluation of plantar pressure distribution was performed using the Pedar-X in-shoe pressure measuring system (Novel GmbH Inc., Munich, Germany), with an acquisition frequency of 100 Hz. All insoles were calibrated according to manufacturer's specifications. All subjects wore a standard shoe (Moleca flats, Calçados Beira Rio SA, Novo Hamburgo, RS, Brazil). The insoles were placed inside the shoes and connected to a conditioner inserted in a belt fixed to the subjects' waist. This conditioner communicated and transferred the data to the computer by Bluetooth, thus facilitating the movement of the subject about the place of the evaluations.

To evaluate the rearfoot kinematics, a digital video camera was used (HandyCam DCR-SR65, Sony, Minato, Tokyo, Japan), which was placed on a tripod at a height of 50 cm from the ground and a distance of 3 m from the subject, with images acquired in the posterior frontal plane of the subject, with an acquisition frequency of 60 Hz.

Four spherical markers were placed on the subjects at the following anatomical points: a marker at the center of the heel, just above the sole of the flat shoe (1), another at the center of the heel, at the insertion of the Achilles tendon (2), a third at the center of the Achilles tendon, at the height of the medial malleolus (3), and a fourth 15 cm above the third marker, at the center of the leg (4) ⁶ ¹² ¹³ ( Figure 1 ).

Fig. 1 — Position of the markers for the calculation of the rearfoot angle: 1) just above the flat shoe sole; 2) center of the heel, at the insertion of the Achilles tendon; 3) center of the Achilles tendon, at the height of the medial malleolus; 4) 15 cm above the third marker, at the center of the leg.

The subjects were instructed to walk along a distance of 8 m during 5 attempts. Gait speed was monitored but not controlled. No differences between the groups regarding gait speed were observed ( p = 0.7).

To calculate the actual coordinates, a two-dimensional calibration system was placed in the filming area. This calibrator consisted of 8 points, with dimensions of 61 cm on the x axis and 80 cm on the y axis, and a fixed point positioned next to the calibrator.

Data Processing

Distribution of Plantar Pressure

For the analysis of plantar pressure distribution data, the initial and final 1.5 meter of walking were discarded, as well as the first and last steps, to avoid the effect of movement acceleration and deceleration. An average of 10 steps per subject were analyzed.

The plantar surface was divided into medial rearfoot, central rearfoot, lateral rearfoot, medial forefoot, lateral forefoot, ⁷ and midfoot ( Figure 2 ).

Fig. 2 — Foot divided into six regions according to the mask applied. Abbreviations: CR, central rearfoot; LF, lateral forefoot; LR, lateral rearfoot; M, midfoot; MF, medial forefoot; MR, medial rearfoot.

Peak pressure (kPa) was analyzed in the 6 plantar areas that were adjusted via software proportionally to the foot width and length of each subject.

Kinematics

For the kinematic analysis of the rearfoot, five steps were analyzed. ¹⁴ ¹⁵ ¹⁶ To estimate foot pronation during gait, the eversion angle of the rearfoot was used. ⁶ ¹⁷ ¹⁸ The digitalization of the images was performed using the Ariel Performance Analysis System (APAS, Ariel Dynamics Inc., Trabuco Canyon, CA, US) and the data were digitally filtered with a 6-Hz cutoff frequency. The maximum value of the rearfoot eversion angle was analyzed during the gait stance phase and the percentage of the stance phase in which the angle was reached. This angle was defined by the intersection of the lines that form the leg segment with the foot segment ( Figure 1 ). Eversion was considered positive, and inversion, negative. The stance phase of the gait was considered from the moment in which the heel touches the ground until the detachment of the toes.

The kinematic data were normalized on a time basis, which was adjusted from 0% to 100% for the support phase of the gait, with 1% intervals using the heel touch instant (0%) as reference, until the toes detach from the ground (100%). Normalization was performed by a routine in the Matrix Laboratory (MATLAB, MathWorks, Natick, MA, US) software. Data from the limb with patellofemoral joint pain of the PFPSG were analyzed, and in cases of bilateral dysfunction, the limb with the highest pain intensity was considered. In the CG, the dominant limb data were analyzed, which was determined by the limb that the subjects used to kick a ball. ¹⁹

Statistical analysis

For the statistical analysis, we used the Statistical Package for the Social Sciences (SPSS, SPSS Inc., Chicago, IL, US) software, version 17.0, and descriptive statistics was used to characterize the subjects. The Shapiro-Wilk test evidenced plantar and kinematic pressure data with Gaussian distribution. The independent t test was used to test the homogeneity of the subjects (age, mass, height and walking speed), to compare the maximum value of the rearfoot angle during the stance phase of the gait on a flat surface, the percentage of the gait stance phase at which this angle was reached by the PFPSG and CG, and the percentage of the gait stance phase that each group remained with the foot in eversion. 2 × 6 analysis of variance (ANOVA; 2 groups x 6 plantar regions, with the 6 plantar regions considered as repeated measures) was used to compare the peak pressure (kPa) in the 6 plantar regions between the PFPSG and CG. The level of significance adopted was of p ≤ 0.05.

Results

No group effect was observed (F = 0.30; p = 0.58), nor any interaction between the groups and plantar regions (F = 0.66; p = 0.65) at peak pressure (kPa) during the gait on a flat surface ( Figure 3 ).

Fig. 3 — Mean and standard deviations of the peak pressure (kPa) in the six plantar regions of both groups during the flat surface gait.

No significant differences were found between subjects with and without PFPS in the magnitude of the maximum rearfoot eversion angle in the stance phase during the gait on a flat surface. However, the PFPSG reached the maximum eversion angle of the rearfoot earlier ( p = 0.01) during the stance phase (32.56 ± 22.11%) compared to the CG (46.14 ± 18.02%), and, consequently, remained a lower percentage of the gait stance phase with the foot in eversion ( p = 0.04) (PFPSG: 33.90 ± 21.76%; CG: 46.48 ± 18.21) ( Table 1 ).

Table 1. Means, standard deviations and 95% confidence interval of the maximum rearfoot angle of eversion, the percentage stance phase of the gait in which this angle was reached, and the percentage at which the foot remained in eversion in the study groups during flat surface walking.

	PFPSG ( n = 23)		CG ( n = 28)		p -value
	Mean ± SD	95%CI	Mean ± SD	95%CI
Maximum angle of rearfoot eversion (degrees)	11.38 ± 3.15	10.01–12.74	10.45 ± 2.54	9.30–11.51	0.25
Percentage of the gait stance phase in which the maximum angle of rearfoot eversion was reached	32.56 ± 22.11	23.00–42.13	46.14 ± 18.02	37.58–53.89	0.01*
Percentage of the gait stance phase in which the foot remained in eversion	33.90 ± 21.76	24.26–43.55	46.48 ± 18.21	39.22–54.50	0.04*

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Abbreviations: 95%CI, 95% confidence interval; CG, control group; PFPSG, patellofemoral pain syndrome group; SD, standard deviation.

Note: *Statistically significant difference.

Discussion

The evaluation of the plantar pressure distribution showed no differences between the groups regarding the peak pressure in the six plantar regions analyzed during the gait stance phase on a flat surface. Aliberti et al ⁷ analyzed the distribution of plantar pressure during the stance phase when walking down stairs in subjects with PFPS. However, these authors observed a medially-directed contact in the rearfoot and midfoot, as well as smaller plantar loads during the movement of walking down stairs in individuals with PFPS. The lower pressure peaks in these subjects when descending stairs were related to an attempt to reduce the patellofemoral joint reaction force, aiming to reduce the overload and, consequently, the pain.

In another study, Aliberti et al ⁹ evaluated the distribution of plantar pressure in three sub-phases of the gait stance (initial contact, mid stance and propulsion) in subjects with PFPS, observing a medially-directed initial contact in the rearfoot, and a more lateralized propulsion in the forefoot. According to them, the everted entry of the foot in the initial contact seems to have reduced the excursion of the initial pronation that must occur in this phase for the absorption of the load. Consequently, it showed an increase in the contact area in the lateral forefoot still in the mid stance, which culminated in a more lateral foot detachment and reduction in the peak pressure on the medial forefoot during propulsion.

Some methodological differences between the present study and those by Aliberti et al ⁷ ⁹ could explain the conflicting findings between them. In our study, we chose to use standard shoes during gait (Moleca flats), because most of the daily functional activities are performed while wearing shoes. In the studies by Aliberti et al, ⁷ ⁹ the subjects wore socks during the data collection. Additionally, the authors controlled the subjects' cadence and, consequently, their walking speed. In our study, we did not perform this control because we believe it could alter the gait pattern of the subjects. In the studies by Aliberti et al, ⁷ ⁹ the sample consisted predominantly of women, but some men also participated. In our study, all participants were female. Additionally, Aliberti et al ⁹ analyzed the gait in the three stance subphases, which is different from our study, in which we assessed it as a whole.

Thijs et al, ¹ when investigating the intrinsic risk factors for the development of PFPS in women, found the presence of three risk factors related to gait that could predispose the development of PFPS: a more lateralized pressure distribution at the initial foot contact, reduction of maximal pressure time in the fourth metatarsal, and a delay in the lateromedial center of pressure (COP) change in forefoot contact during the gait. According to the authors, these changes can cause a reduction in foot shock absorption, causing most of the ground reaction forces to be transferred to the proximal joints, among them, the knee, resulting in an overload on the patellofemoral joint and, consequently, on patellofemoral pain. However, these findings, although relevant, cannot be generalized to the entire population with PFPS or directly compared with the present study, since they were performed in a specific population (military personnel), and with a different instrument (FootScan pressure platform).

According to Santos, ⁶ in a study with normal subjects with an increase in the rearfoot eversion angle, there is a direct positive relationship between the maximum eversion angle of the rearfoot and the distribution of plantar pressure among the rearfoot regions (medial and lateral portions) and the midfoot (medial portion). In the groups with and without excessive eversion, the pattern of plantar pressure distribution and contact area in the plantar regions were similar, but always higher among the subjects with excessive eversion.

We hypothetized that subjects with PFPS would have a highter rearfoot eversion when walking in a flat surface compared to CG and that this could lead to changes in plantar pressure distribuition, with highter values for peak pressure in the medial regions of the foot. However, this hypothesis wasn’t confirmed throught the kinematic analysis of the rearfoot, it was found that both groups had excessive rearfoot eversion (PFPSG: 11,38° +/− 3,15°; CG: 10,45° +/− 2,54°), according Cheung e Ng ¹² e Santos ⁶ classifications. Thus, we believe that the presence of this excessive eversion in PFPSG and CG could explain the similarity in plantar pressure distribuition between groups. The maximum rearfoot eversion angle during the stance phase gait in a flat surface showed no diferences between PFPSG and CG, corroborating the Levinger and Gilleard17 findings. However, there isn’t a consensus in the literature regarding angular values considered normal for the rearfoot eversion movement. ²⁰ According to Cheung and Ng, ¹² a rearfoot eversion angle greater than 6° may be considered excessive. Santos, ⁶ however, classifies a maximum rearfoot eversion angle of 8° or more as excessive eversion, and Cornwall and McPoil ²¹ consider angles greater than 10°. The values found by Santos ⁶ for the subjects with excessive eversion were similar (10.7°) to those found in both groups of our study, suggesting that our subjects could present feet with excessive eversion.

In the present study, we found that the increase in the rearfoot eversion angle was not related to the patellofemoral symptoms, as asymptomatic subjects also presented higher values for this angle, indicating that a more everted foot posture may not be related to the PFPS, confirming the findings of other authors. ¹⁷ ¹⁸ ²² In addition, Thijs et al ¹ state that one must be careful when attributing the cause of the patellofemoral symptoms to an increase in eversion of the rearfoot.

However, this eversion can be considered abnormal not only if it is excessive considering the normal angular value required for locomotion, but also if it occurs in an inappropriate temporal pattern ² within the gait cycle. An abnormal eversion time may disrupt the temporal sequence of lower extremity joint movements. ¹⁷ In the present study, the PFPSG reached the maximum angle of eversion of the rearfoot earlier in the course of the stance phase compared to the CG, evidencing that the subjects with PFPS performed a faster eversion of the rearfoot after contact of the heel with the ground than the control subjects. Consequently, we found that the subjects with PFPS spent less time with their feet in eversion during the gait stance phase than the CG subjects.

Moseley et al, ²⁰ by analyzing the three-dimensional kinematics of the rearfoot during the gait stance phase of 14 healthy men, found a gradual eversion of the rearfoot from heel contact reaching a maximum of 7.3° at approximately 57% of the stance phase prior to heel elevation. In the present study, subjects with PFPS reached the maximum eversion angle of the rearfoot at 32.56%, and the control subjects, at 46.14% of the gait stance phase. Other studies have also found maximum eversion occurring earlier ¹⁸ ²³ within the gait cycle in subjects with PFPS compared to the CG. In contrast, other authors ¹⁷ reported that the maximum eversion occurred later in individuals with PFPS when compared to subjects without the syndrome.

Barton et al ¹⁸ also observed, in subjects with PFPS, a rearfoot eversion peak earlier in the gait cycle compared to subjects without the condition (32.7% versus 36.5% respectively). However, the authors point to the existence of great variability between individuals considering the time to reach the peak of this angle, attributing this variability to inconsistent findings between studies. Thus, they suggest the existence of subpopulations of individuals with PFPS with different behavioral patterns. Our findings also pointed to the existence of this variability (95% confidence interval [95%CI]: 23.00–42.13%), which could also suggest the existence of these subpopulations of individuals with PFPS. However, one should be cautious about this statement, because this variability was also observed among the control subjects in the present study (95%CI: 37.58–53.89%).

According to Barton et al, ¹⁸ ²³ the earlier eversion peak in the PFPSG may indicate faster eversion after heel contact and greater and faster knee and patellofemoral joint loads. The change in the temporal pattern of this movement could lead to asynchrony between knee flexion, eversion and internal tibial rotation. The knee would extend normally, but the foot and consequently the tibia would not reverse their actions. This situation may lead to a mismatch between femoral and tibial movements that would generate excessive stress and knee strain forces. Alternatively, this may result in hip and femur compensation, potentially increasing the risk of injury, such as PFPS, especially during running. ²⁴ This early eversion peak in the PFPSG may have occurred in part by the foot structure of these subjects. Therefore, this relationship may be linked to the development of PFPS, indicating that a more pronated foot posture results in faster dynamic eversion in people who have risk factors for the development of PFPS. In the present study, because we have not evaluated the type of feet of the subjects, we cannot say whether the occurrence of early eversion peak is related or not to the types of foot (normal, pronated, or supinated).

On the other hand, Levinger and Gilleard ¹⁷ observed, in subjects with PFPS, the rearfoot eversion peak later in the gait stance phase compared to the CG (39% in the CG and 46% in the PFPSG). The delay in peak eversion may have been an attempt to attenuate the shock during the onset of the stance. However, the authors do not make it clear in their study whether the change in rearfoot motion in the PFPSG reflects a change in gait to avoid pain or an inherent cause factor.

We suggest conducting further studies to evaluate the kinematics during activities with greater functional demand, such as climbing and descending stairs and ramps, simultaneously evaluating the rearfoot and knee kinematics in order to verify if there really is a relationship between these movements and the development or aggravation of PFPS. In addition, future researches evaluating the speed of the rearfoot eversion movement and its impact on knee loads during gait in individuals with PFPS are necessary.

Conclusion

Subjects with PFPS showed a maximum angle of eversion earlier in the course of the stance phase than the CG subjects, which could lead to higher and faster patellofemoral joint loads and the development or aggravation of PFPS. This finding may be particularly important when considering treatment or prevention strategies for PFPS. Theoretically, the treatment strategies aim to reduce rearfoot eversion, but knowledge of temporal changes and their correction can have similar overall effects in lower limb mobility and, therefore, optimized clinical outcome.

Agradecimentos

Aos fisioterapeutas Marlon Francys Vidmar e Luiz Fernando Bortoluzzi de Oliveira, e ao professor do curso de Fisioterapia da Universidade de Passo Fundo (UPF), Gilnei Lopes Pimentel, pelo auxílio na coleta dos dados. Aos médicos César Antônio de Quadros Martins, André Kuhn, Osmar Valadão Lopes Junior, José Saggin e Paulo Renato Saggin, pelo encaminhamento das pacientes para a realização da pesquisa.

Acknowledgments

We would like to thank physical therapists Marlon Francys Vidmar and Luiz Fernando Bortoluzzi de Oliveira, as well as the professor of the Physical Therapy course at Universidade de Passo Fundo (UPF), Gilnei Lopes Pimentel, for their support in data collection. We would also like to thank physicians César Antônio de Quadros Martins, André Kuhn, Osmar Valadão Lopes Junior, José Saggin and Paulo Renato Saggin for referring patients to our research.

Conflitos de Interesse Os autores declaram não haver conflito de interesses.

Trabalho desenvolvido no Laboratório de Postura e Equilíbrio do Centro de Ciências da Saúde e do Esporte da Universidade do Estado de Santa Catarina (CEFID/UDESC) e no Laboratório de Biomecânica da Universidade de Passo Fundo (UPF).

Study developed at the Posture and Balance Laboratory, Centro de Ciências da Saúde e do Esporte da Universidade do Estado de Santa Catarina (CEFID/UDESC) and at the Biomechanics Laboratory, Universidade de Passo Fundo (UPF).

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A síndrome da dor patelofemoral altera o movimento do retropé, mas não modifica a distribuição da pressão plantar ^{^*}

Resumo

Objetivo Comparar a distribuição da pressão plantar e a cinemática do retropé durante a fase de apoio da marcha de sujeitos com e sem síndrome da dor patelofemoral (SDPF).

Métodos Participaram 26 sujeitos com SDPF e 31 clinicamente saudáveis, pareados em idade, estatura e massa corporal. Foi avaliada a distribuição da pressão plantar (pico de pressão) em seis regiões plantares, e a cinemática do retropé (ângulo máximo de eversão do retropé, porcentagem da fase de apoio da marcha em que o ângulo é atingido, e porcentagem da fase de apoio em que o retropé permaneceu em eversão). Os dados foram analisados por meio da estatística descritiva e inferencial, com nível de significância de p ≤ 0,05.

Resultados A pressão nas seis regiões plantares analisadas e a magnitude do ângulo máximo de eversão do retropé durante a marcha em superfície plana não se mostrou diferente nos sujeitos com SDPF. No entanto, sujeitos com SDPF apresentaram, dentro do ciclo da marcha, ângulo máximo de eversão do retropé mais cedo do que sujeitos do grupo controle, e permaneceram menos tempo com o retropé em eversão.

Conclusão A SDPF parece estar relacionada à alteração no padrão temporal na cinemática do retropé.

Palavras-chave: síndrome da dor patelofemoral, fenômenos biomecânicos, joelho, marcha

Introdução

A síndrome da dor patelofemoral (SDPF) caracteriza-se como uma dor difusa na região anterior do joelho, geralmente de início insidioso e progressão lenta, ¹ sendo responsável por 25% de todas as lesões que acometem essa articulação. ² Entre os diversos fatores envolvidos em sua etiologia multifatorial, destacam-se o mau alinhamento patelar, a fraqueza do quadríceps, ¹ as alterações no alinhamento postural dos membros inferiores, especialmente as relativas ao ângulo do retropé, ² ³ além de anormalidades na biomecânica da extremidade inferior.

Barton et al ⁴ afirmam que o conhecimento das diferenças cinemáticas entre os indivíduos com e sem SDPF é importante para os profissionais da saúde e pesquisadores, pois é necessário para desenvolver e otimizar estratégias de prevenção e tratamento para a SDPF. Uma alteração cinemática, como maior eversão do retropé, pode conduzir a uma rotação interna compensatória do fêmur, podendo causar uma maior compressão entre a superfície articular da patela e o côndilo femoral lateral e conduzir aos sintomas patelofemorais. ⁵

Adicionalmente, Santos ⁶ relata que há uma relação direta positiva entre o ângulo máximo de eversão do retropé e a distribuição da pressão plantar, ou seja, à medida que os valores do ângulo máximo de eversão do retropé aumentam, as pressões plantares nas regiões do médiopé também aumentam. Assim, hipotetizamos que sujeitos com SDPF apresentarão maior ângulo máximo de eversão do retropé durante a marcha, e que esta alteração poderia ocasionar mudanças na distribuição da pressão plantar, com maiores valores para o pico de pressão nas regiões mediais do pé.

Considerando que a distribuição da pressão plantar tem um grande potencial para predizer movimentos anormais durante a locomoção, ⁶ torna-se importante avaliar suas características durante a realização das atividades funcionais dos sujeitos com SDPF, pois é durante estas atividades que estes sujeitos mais exacerbam seus sintomas. Além disso, a avaliação da distribuição da pressão plantar poderia acrescentar bases para a reabilitação da SDPF, ajudando a elucidar o comportamento da interface do pé com o solo ou o calçado como um reflexo do alinhamento dinâmico dos membros inferiores. ⁷

Segundo Thijs et al, ¹ alterações na distribuição da pressão plantar podem reduzir a função de absorção de choque no pé, fazendo com que parte da força de reação do solo seja transferida para as articulações mais proximais, entre elas, o joelho, resultando em uma sobrecarga na articulação patelofemoral, o que poderia acarretar dor patelofemoral.

Apesar de existirem estudos na literatura sobre distribuição de pressão plantar, até o momento, somente quatro foram realizados em sujeitos com SDPF. Thijs et al ¹ ⁸ avaliaram a pressão plantar a fim de determinar os fatores de risco para o desenvolvimento da SDPF em militares e corredores, respectivamente. Já Aliberti et al ⁷ ⁹ analisaram a distribuição da pressão plantar em sujeitos com SDPF durante a atividade de descer escadas e na marcha, respectivamente. Porém, os resultados encontrados por estes autores diferem em relação aos padrões de distribuição da pressão plantar apresentada pelos sujeitos, o que pode ter ocorrido em função de os estudos terem sido realizados com diferentes populações, instrumentos, e em situações diversas. Além disso, até a presente data não foram encontrados estudos avaliando a distribuição de pressão plantar e a cinemática do retropé em sujeitos com SDPF concomitantemente.

Diante do exposto, este estudo teve como objetivo comparar a distribuição da pressão plantar e a cinemática do retropé durante a fase de apoio da marcha de sujeitos com e sem SDPF.

Métodos

Participaram do estudo 57 sujeitos, que foram divididos em 2 grupos: o grupo SDPF (GSDPF), composto por 26 sujeitos com 23 ± 6 anos, 59,8 ± 8,1 kg e 1,65 ± 0,07 m de estatura; e o grupo controle (GC), composto por 31 sujeitos clinicamente saudáveis, com 21 ± 4 anos, 59,1 ± 8,1 kg, e 1,64 ± 0,05 m de estatura. Os grupos foram pareados em relação à idade ( p = 0,308), massa ( p = 0,724) e estatura ( p = 0,519). Todos os participantes assinaram o termo de consentimento livre e esclarecido, o qual foi aprovado pelo Comitê de Ética em Pesquisa local (protocolo n° 33/2010)

Como critérios de inclusão no GSDPF, foram considerados sujeitos que apresentaram dor anterior ou retropatelar, exacerbada por pelo menos três das seguintes situações: subir ou descer escadas, agachar por tempo prolongado, ajoelhar, correr, permanecer sentado por longos períodos, e ao praticar esportes; início insidioso dos sintomas sem relação com um evento traumático; dor igual ou maior do que 2 cm na escala visual numérica (EVN, que vai de 0 cm a 10 cm) na articulação patelofemoral nos 7 dias que precederam o teste; e dor, de qualquer grandeza, em 2 testes funcionais com duração de 30 segundos cada um (agachar a 90 graus e descer um degrau com 25 cm de altura). ¹⁰

Os critérios de inclusão para o GC foram: ausência de histórico de lesão meniscal ou ligamentar, trauma, cirurgia ou fratura do membro inferior; ausência de histórico de dor na articulação do joelho ou na articulação patelofemoral (dor de 0 cm na EVN); ¹¹ ausência de qualquer problema nas articulações do quadril e do pé, doença neurológica ou do sistema osteomioarticular; não ter realizado tratamento fisioterápico no membro inferior; e ausência dor, de qualquer grandeza, durante a realização dos testes funcionais com duração de 30 segundos cada um (agachar a 90 graus; descer um degrau com 25cm de altura). ¹⁰

Os critérios de exclusão, para ambos grupos, foram: histórico de trauma nos membros inferiores, lesão meniscal ou ligamentar do joelho; ¹⁰ luxação patelar recidiva; e histórico de cirurgia no joelho ou nos membros inferiores. ¹¹

A avaliação da distribuição da pressão plantar foi realizada por meio do sistema de medição de pressão Pedar-X (Novel GmbH Inc., Munique, Alemanha), com frequência de aquisição de 100 Hz. Todas as palmilhas foram calibradas de acordo com as especificações do fabricante. Todos os sujeitos utilizaram um calçado padrão (sapatilha Moleca, Calçados Beira Rio SA, Novo Hamburgo, RS, Brasil). As palmilhas foram colocadas dentro do calçado e conectadas a um condicionador inserido em um cinto fixo na cintura dos sujeitos. Este condicionador se comunicava e transferia os dados para o computador por Bluetooth , facilitando desta forma o deslocamento do sujeito pelo local das avaliações.

Para a avaliação da cinemática do retropé, foi utilizada uma filmadora digital (HandyCam DCR-SR65, Sony, Minato, Tóquio, Japão), a qual foi posicionada em um tripé a uma altura de 50 cm do solo e distância de 3 m do sujeito, sendo as imagens adquiridas no plano frontal posterior do sujeito com uma frequência de aquisição de 60 Hz.

Quatro marcadores esféricos foram colocados no sujeito, nos seguintes pontos anatômicos: um marcador no centro do calcanhar, logo acima da sola da sapatilha (1), outro no centro do calcanhar, na inserção do tendão de Aquiles (2), um terceiro no centro do tendão de Aquiles, na altura do maléolo medial (3), e um quarto 15 cm acima do terceiro marcador, no centro da perna (4) ⁶ ¹² ¹³ ( Figura 1 ).

Os sujeitos foram orientados a deambular por um percurso de 8 m em 5 tentativas. A velocidade da marcha foi monitorada, porém não controlada. Não foram observadas diferenças entre os grupos em relação à velocidade da marcha ( p = 0,7).

Para o cálculo das coordenadas reais, um sistema de calibração bidimensional foi colocado no plano das filmagens. Este calibrador constou de 8 pontos, de dimensões de 61 cm no eixo x e 80 cm no eixo y, e um ponto fixo posicionado ao lado do calibrador.

Tratamento dos dados

Distribuição da pressão plantar

Para a análise dos dados referentes à distribuição da pressão plantar, foram descartados 1,5 metro inicial e final da caminhada e o primeiro e último passo, a fim de evitar o efeito da aceleração e desaceleração do movimento. Foram analisados, em média, 10 passos por sujeito.

A superfície plantar foi dividida em retropé medial, retropé central, retropé lateral, antepé medial, antepé lateral, ⁷ e médio pé ( Figura 2 ).

Foi analisado o pico de pressão (KPa) nas 6 áreas plantares que se ajustaram via software proporcionalmente à largura e ao comprimento do pé de cada sujeito.

Cinemática

Para a análise cinemática do retropé, foram analisados cinco passos. ¹⁴ ¹⁵ ¹⁶ Para estimar a pronação do pé durante a marcha, foi utilizado o ângulo de eversão do retropé. ⁶ ¹⁷ ¹⁸ A digitalização das imagens foi realizada no Ariel Performance Analysis System (APAS, Ariel Dynamics Inc., Trabuco Canyon, CA, EUA), e os dados foram filtrados digitalmente com frequência de corte de 6 Hz. Foi analisado o valor máximo do ângulo de eversão do retropé durante a fase de apoio da marcha e a porcentagem da fase de apoio em que o ângulo foi atingido. Este ângulo foi definido pela interseção das linhas que formam o segmento perna com o segmento pé ( Figura 1 ). A eversão foi considerada positiva, e a inversão, negativa. A fase de apoio da marcha foi considerada a partir do instante do toque do calcanhar ao solo até o desprendimento dos dedos.

Os dados cinemáticos foram normalizados na base do tempo, ajustada de 0% a 100% para a fase de apoio da marcha, com intervalos de 1%, usando como referência o instante do toque do calcanhar (0%) até o desprendimento dos dedos do solo (100%). A normalização foi realizada em rotina no programa Matrix Laboratory (MATLAB, MathWorks, Natick, MA, EUA). Foram analisados os dados do membro com dor na articulação patelofemoral do GSDPF e, em casos de disfunção bilateral, foi considerado o membro com maior intensidade de dor. No GC, foram analisados os dados do membro dominante, o qual foi determinado pelo membro que os sujeitos utilizavam para chutar uma bola. ¹⁹

Análise estatística

Para a análise estatística, foi utilizado o programa Statistical Package for the Social Sciences (SPSS, SPSS Inc., Chicago, IL, EUA), versão 17.0, e a estatística descritiva foi usada para a caracterização dos sujeitos. O teste de Shapiro-Wilk evidenciou dados de pressão plantar e cinemáticos com distribuição gaussiana. Foi utilizado teste t independente para testar a homogeneidade dos sujeitos (idade, massa, altura e velocidade da marcha), comparar o valor máximo do ângulo do retropé durante a fase de apoio da marcha em superfície plana, a porcentagem da fase de apoio da marcha em que este ângulo foi atingido pelo GSDPF e GC, e a porcentagem da fase de apoio da marcha que cada grupo permaneceu com o pé em eversão. A análise de variância ( analysis of variance , ANOVA) 2 × 6 (2 grupos x 6 regiões plantares, sendo as 6 regiões plantares consideradas medidas repetidas) foi utilizada para comparar o pico de pressão (Kpa) nas 6 regiões plantares entre o GSDPF e GC.O nível de significância adotado foi de p ≤ 0,05.

Resultados

Não foi observado efeito de grupo (F = 0,30; p = 0,58), nem interação entre grupo e regiões plantares (F = 0,66; p = 0,65) no pico de pressão (KPa) durante a marcha em superfície plana ( Figura 3 ).

Não foram constatadas diferenças significativas entre sujeitos com e sem SDFP na magnitude do ângulo máximo de eversão do retropé durante a fase de apoio da marcha em superfície plana. No entanto, o GSDPF atingiu o ângulo máximo de eversão do retropé mais cedo ( p = 0,01) dentro da fase de apoio (32,56 ± 22,11%) em comparação ao GC (46,14 ± 18,02%), e, consequentemente, permaneceu uma menor porcentagem da fase de apoio da marcha com o pé em eversão ( p = 0,04) (GSDPF: 33,90 ± 21,76%; GC: 46,48 ± 18,21) ( Tabela 1 ).

Tabela 1. Médias, desvios padrão e intervalo de confiança de 95% do ângulo máximo de eversão do retropé, da porcentagem da fase de apoio da marcha em que este ângulo foi alcançado, e a porcentagem em que o pé permaneceu em eversão nos grupos durante a marcha em superfície.

	GSDPF ( n = 23)		GC ( n = 28)		Valor de p
	Média ± DP	IC95%	Média ± DP	IC95%
Ângulo máximo de eversão do retropé (graus)	11,38 ± 3,15	10,01–12,74	10,45 ± 2,54	9,30–11,51	0,25
Porcentagem da fase de apoio da marcha em que se atingiu o ângulo máximo de eversão do retropé	32,56 ± 22,11	23,00–42,13	46,14 ± 18,02	37,58–53,89	0,01*
Porcentagem da fase de apoio da marcha em que o pé permaneceu em eversão	33,90 ± 21,76	24,26–43,55	46,48 ± 18,21	39,22–54,50	0,04*

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Abreviaturas: DP, desvio padrão; IC95%, intervalo de confiança de 95%; GC, grupo controle; GSDPF, grupo da síndrome da dor patelofemoral.

Nota: *Diferença estatisticamente significativa.

Discussão

A avaliação da distribuição da pressão plantar não evidenciou diferenças entre os grupos em relação ao pico de pressão nas seis regiões plantares analisadas durante a fase de apoio da marcha em superfície plana. Aliberti et al ⁷ analisaram a distribuição da pressão plantar durante a fase de apoio ao descer escadas em sujeitos com SDPF. No entanto, estes autores observaram um contato medialmente direcionado no retropé e médio pé, assim como menores cargas plantares durante o movimento de descer escadas nos sujeitos com SDPF. Os menores picos de pressão nestes sujeitos ao descer escadas foram relacionados a uma tentativa de redução da força de reação na articulação patelofemoral, objetivando diminuir a sobrecarga e, consequentemente, a dor.

Em outro estudo, Aliberti et al ⁹ avaliaram a distribuição da pressão plantar em três subfases do apoio da marcha (contato inicial, apoio médio e propulsão) em sujeitos com SDPF, e observaram um contato inicial medialmente direcionado no retropé, e uma propulsão mais lateralizada no antepé. Segundo eles, a entrada mais evertida do pé no contato inicial parece ter reduzido a excursão da pronação inicial, que deve ocorrer nesta fase para a absorção da carga. Consequentemente, evidenciou-se um aumento na área de contato no antepé lateral ainda no apoio médio, que culminou com um desprendimento do pé mais lateral e redução no pico de pressão no antepé medial durante a propulsão.

Algumas diferenças metodológicas entre o presente estudo e os de Aliberti et al ⁷ ⁹ poderiam explicar os achados conflitantes entre eles. Em nosso estudo, optamos por utilizar um calçado padrão durante a marcha (sapatilha Moleca), pois a maioria das atividades funcionais realizadas no dia a dia ocorre com calçados. Já nos estudos de Aliberti et al, ⁷ ⁹ os sujeitos utilizaram somente uma meia durante a coleta dos dados. Adicionalmente, os autores controlaram a cadência dos sujeitos e, consequentemente, a velocidade de sua marcha. Em nosso estudo, não fizemos tal controle, pois acreditamos que este poderia alterar o padrão da marcha dos sujeitos. Nos estudos de Aliberti et al, ⁷ ⁹ a amostra foi composta predominantemente por mulheres, mas houve a participação de alguns homens. Já no nosso estudo, todos os participantes eram do gênero feminino. Adicionalmente, na avaliação da marcha, Aliberti et al ⁹ analisaram-na nas três subfases do apoio, diferente do nosso estudo, em que a avaliamos em todo o apoio.

Thijs et al, ¹ ao investigar os fatores de risco intrínsecos para o desenvolvimento da SDPF em mulheres, constataram a presença de três fatores de risco relativos à marcha que poderiam predispor o desenvolvimento da SDPF: distribuição de pressão mais lateralizada no contato inicial do pé, redução no tempo de pressão máxima no quarto metatarso, e um atraso na mudança lateromedial do centro de pressão (CP) no contato do antepé durante a marcha. Segundo os autores, estas alterações podem causar uma redução na absorção de choque no pé, fazendo com que a maior parte das forças de reação do solo sejam transferidas para as articulações mais proximais, entre elas, o joelho, resultando em uma sobrecarga na articulação patelofemoral e, consequentemente, na dor patelofemoral. No entanto, estes achados, embora relevantes, não podem ser generalizados para toda a população com SDPF, nem comparados diretamente com o presente estudo, uma vez que foram realizados em uma população específica (militares), e com um instrumento diferente (plataforma de pressão FootScan).

Segundo Santos, ⁶ em estudo feito com sujeitos normais e com aumento no ângulo de eversão do retropé, existe uma relação direta positiva entre o ângulo máximo de eversão do retropé e a distribuição da pressão plantar nas regiões do retropé (porções medial e lateral) e do médio pé (porção medial). No grupo sem e naquele com eversão excessiva, o padrão de distribuição da pressão plantar e da área de contato nas regiões plantares foram semelhantes, embora sendo sempre maior nos sujeitos com eversão excessiva.

Hipotetizamos que os sujeitos com SDPF apresentariam uma maior eversão do retropé na marcha em superfície plana em relação aos sujeitos do GC, e que esta poderia levar a alterações na distribuição da pressão plantar, com maiores valores para o pico de pressão nas regiões mediais do pé. No entanto, esta hipótese não se confirmou ao longo do estudo, uma vez que, por meio da análise cinemática do retropé, pôde-se constatar que ambos os grupos apresentaram eversão excessiva do retropé (GSDPF: 11,38° +/− 3,15°; GC: 10,45° +/− 2,54°), segundo as classificações de Cheung e Ng, ¹² e Santos. ⁶ Assim, acreditamos que a presença desta eversão excessiva tanto no GSDPF quanto no GC poderia explicar a similaridade na distribuição da pressão plantar entre os grupos. O ângulo máximo de eversão do retropé durante a fase de apoio da marcha em superfície plana não evidenciou diferença entre o GSDPF e o GC, corroborando os achados de Levinger e Gilleard. ¹⁷ No entanto, não existe consenso na literatura em relação aos valores angulares considerados normais para o movimento de eversão do retropé. ²⁰ Segundo Cheung e Ng, ¹² um ângulo de eversão do retropé acima de 6° pode ser considerado excessivo. Já Santos ⁶ classifica um ângulo máximo de eversão do retropé igual ou maior do que 8° como eversão excessiva, e Cornwall e McPoil, ²¹ maior do que 10°. Os valores encontrados por Santos ⁶ para os sujeitos com eversão excessiva foram semelhantes (10,7°) aos encontrados em ambos os grupos do nosso estudo, sugerindo que nossos sujeitos poderiam apresentar pés com eversão excessiva.

No presente estudo, verificou-se que o aumento no ângulo de eversão do retropé não esteve relacionado com os sintomas patelofemorais, uma vez que os sujeitos assintomáticos também apresentaram maiores valores para este ângulo, indicando que uma postura do pé mais evertida pode não estar relacionada com a SDPF, confirmando os achados de alguns autores. ¹⁷ ¹⁸ ²² Além disso, Thijs et al ¹ afirmam que se deve ter cuidado ao atribuir a causa dos sintomas patelofemorais a um aumento na eversão do retropé.

No entanto, esta eversão pode ser considerada anormal não só se for excessiva em relação ao valor angular normal necessário para a locomoção, como também se ocorrer em um padrão temporal inadequado ² dentro do ciclo da marcha. Um tempo anormal de eversão pode interromper a sequência temporal de movimentos articulares da extremidade inferior. ¹⁷ No presente estudo, o GSDPF atingiu o ângulo máximo de eversão do retropé mais cedo dentro da fase de apoio da marcha em relação ao GC, evidenciando que os sujeitos com SDPF realizaram uma eversão mais rápida do retropé após o contato do calcanhar com o solo do que os sujeitos do GC. Consequentemente, foi constatado que os sujeitos com SDPF permaneceram menos tempo com o pé em eversão na fase de apoio da marcha dos que os sujeitos do GC.

Moseley et al, ²⁰ ao analisar a cinemática tridimensional do retropé durante a fase de apoio da marcha de 14 homens saudáveis, constataram uma eversão gradual do retropé a partir do contato do calcanhar chegando a um máximo de 7,3° a aproximadamente 57% da fase de apoio, previamente à elevação do calcanhar. No nosso estudo, os sujeitos com SDPF alcançaram o ângulo máximo de eversão do retropé a 32,56%, e os sujeitos do GC, a 46,14% da fase de apoio da marcha. Outros estudos também encontraram a eversão máxima ocorrendo mais cedo ¹⁸ ²³ dentro do ciclo da marcha nos sujeitos com SDPF em relação ao GC. Em contraste, outros autores ¹⁷ relataram que a eversão máxima ocorreu mais tarde nos sujeitos com SDFP quando comparados a sujeitos sem a síndrome.

Barton et al ¹⁸ também observaram, em sujeitos com SDPF, um pico de eversão do retropé mais cedo no ciclo da marcha em comparação com sujeitos sem esta afecção (32,7% versus 36,5%, respectivamente). No entanto, os autores apontam a existência de uma grande variabilidade quanto ao tempo para atingir o pico deste ângulo entre os indivíduos, atribuindo esta variabilidade aos achados inconsistentes entre os estudos. Sendo assim, eles sugerem a existência de subpopulações de indivíduos com SDPF com diferentes padrões de comportamento. Nossos achados também apontaram a existência desta variabilidade (intervalo de confiança de 95% [IC95%]: 23,00%–42,13%), o que poderia também sugerir a existência destas subpopulações na SDFP. No entanto, deve-se ter cautela quanto a esta afirmação, pois esta variabilidade foi observada também nos sujeitos do GC no presente estudo (IC95%: 37,58%–53,89%).

Segundo Barton et al, ¹⁸ ²³ o pico de eversão do retropé mais cedo no GSDPF pode indicar uma eversão mais rápida após o contato do calcanhar e maiores e mais rápidas cargas no joelho e articulação patelofemoral. A modificação no padrão temporal deste movimento poderia originar assincronia entre flexão do joelho, eversão e rotação tibial interna. O joelho seguiria em extensão normalmente, mas o pé e, consequentemente, a tíbia não reverteriam suas ações. Esta situação pode gerar desencontro entre os movimentos de fêmur e tíbia que geraria excessivas forças de estresse e deformação no joelho. Alternativamente, isso pode resultar em compensação no quadril e no fêmur, aumentando potencialmente o risco de lesões, como a SDPF, especialmente durante a corrida. ²⁴ Este pico de eversão mais cedo no GSDPF pode ter ocorrido em parte pela estrutura do pé destes sujeitos. Sendo assim, esta relação pode estar ligada ao desenvolvimento da SDPF, indicando que uma postura do pé mais pronada resulta em uma eversão dinâmica mais rápida em pessoas que têm fatores de risco para o desenvolvimento da SDPF. No nosso estudo, pelo fato de não termos avaliado o tipo de pé dos sujeitos, não podemos afirmar se a ocorrência do pico de eversão mais cedo tem ou não relação com os tipos de pés (normal, pronado ou supinado).

Por outro lado, Levinger e Gilleard ¹⁷ observaram, nos sujeitos com SDPF, pico de eversão do retropé mais tarde na fase de apoio da marcha comparado ao GC (39% no GC e 46% no GSDPF). O atraso no pico de eversão pode ter sido uma tentativa de atenuar o choque durante o início do apoio. No entanto, os autores não deixam claro em seu estudo se a alteração no movimento do retropé no GSDPF reflete uma modificação na marcha para evitar a dor ou um fator de causa inerente.

Sugere-se a realização de estudos futuros que avaliem a cinemática durante atividades com maior demanda funcional, como subir e descer escadas e rampas, avaliando simultaneamente a cinemática do retropé e do joelho, a fim de verificar se realmente existe relação entre estes movimentos e o desenvolvimento ou agravo da SDPF. Além disso, pesquisas futuras avaliando a velocidade do movimento de eversão do retropé e seu impacto nas cargas do joelho durante a marcha em indivíduos com SDPF são necessárias.

Conclusão

Sujeitos com SDPF evidenciaram ângulo máximo de eversão mais cedo dentro da fase de apoio da marcha do que os sujeitos do GC, o que poderia levar a maiores e mais rápidas cargas na articulação patelofemoral e ao desenvolvimento ou agravo da SDPF. Este achado pode ser particularmente importante quando consideramos estratégias de tratamento ou prevenção para a SDFP. Teoricamente, as estratégias de tratamento objetivam a redução da eversão do retropé, mas o conhecimento das mudanças temporais e sua correção pode ter efeitos globais similares na mobilidade do membro inferior e, portanto, desfecho clínico otimizado.

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PERMALINK

Patellofemoral Pain Syndrome Modifies the Movement of the Rearfoot, but It Does Not Alter Plantar Pressure Distribution *

Lisiane Piazza Luza

Marcelo Luza

Gilmar Moraes Santos