SCIENTIFIC ARTICLES
Ankle movements during normal gait evaluated by flexible electrogoniometer
Movimentos do tornozelo durante a marcha normal avaliados por eletrogoniometria flexível
Moriguchi CS; Sato TO; Gil Coury HJC
Departamento de Fisioterapia, Centro de Ciências Biológicas e da Saúde, Universidade Federal de São Carlos, São Carlos, SP – Brasil
Correspondência para
ABSTRACT
CÍL: Vyhodnotit pohyby kotníku zdravých osob při chůzi na běžícím pásu pomocí flexibilního elektrogoniometru.
METODA: Pohyby v dorziflexi a plantární flexi a everzi/inverzi byly zaznamenávány po dobu 90 sekund při rychlosti 5,0 km/h. Studie se zúčastnilo deset zdravých mladých mužů průměrného věku 21,4 ± 2,99 let a průměrné výšky 1,62 ± 0,22 metru. Údaje byly analyzovány popisně (průměr, směrodatná odchylka, maximum a minimum). V sagitální rovině byl analyzován cyklus chůze ve třech časech, přičemž byly brány vrcholy pohybu: plochá noha (FF), střední pozice (M) a vypnutí špičky (TO). Byly identifikovány úhly inverze a everze odpovídající těmto fázím a pohybové vrcholy během chůzových cyklů. Byly vypočteny koeficienty variability (CV) mezi subjekty a v rámci subjektu.
Výsledky: Průměrné hodnoty pro sagitální rovinu, pro levý a pravý kotník byly, resp: 7º a 4º u FF, 2º a 7º u M a 24º a 19º u TO. Pro frontální rovinu byly výsledky inverze 5º a 3º u FF, 4º a 5º u M a 15º a 16º u TO. Maximální hodnoty byly inverze 17º a 18º a everze 1º. Maximální vnitrosubjektové CV bylo 0,39 a maximální mezisubjektové CV bylo 0,44.
ZÁVĚR: Výsledky získané z elektrogoniometru byly relativně podobné údajům uváděným v literatuře pro sagitální rovinu, ale ne pro rovinu frontální. Rozdíly mezi studiemi měřícími pohyby kotníku naznačují potřebu standardizace postupů záznamu.
Klíčová slova: chůze; kotník; kinematika; elektrogoniometr.
RESUMÉ
CÍL: Vyhodnotit pohyby kotníku zdravých jedinců při chůzi na běžícím pásu pomocí flexibilní elektrogoniometrie.
METODY: Pohyby plantární dorziflexe/flexe a inverze/verze byly zaznamenávány po dobu 90 sekund při rychlosti 5,0 km/h. Studie se zúčastnilo deset zdravých mladých mužů, průměrného věku 21,4 ± 2,99 let, průměrné výšky 1,62 ± 0,22 metru. Údaje byly analyzovány popisně (průměr, směrodatná odchylka, minimální a maximální hodnoty). V sagitální rovině byl analyzován cyklus chůze ve třech momentech s ohledem na vrcholy pohybu: plochá noha (PP), střední opora (MA) a stažení špičky (RD). Byly identifikovány úhly inverze/everze odpovídající těmto fázím a pohybové špičky během cyklů chůze. Byl vypočten variační koeficient (CV) mezi jednotlivými subjekty a v rámci jednoho subjektu.
Výsledky: Průměrné hodnoty v sagitální rovině pro levý a pravý kotník byly následující: 7º a 4º v PP, 2º a 7º v MA, 24º a 19º v RD. V čelní rovině byly výsledky následující: 5. a 3. inverze v PP, 4. a 5. inverze v MA, 15. a 16. inverze v RD, špičkové hodnoty byly 17. a 18. inverze a 1. everze. Maximální vnitrosubjektové CV bylo 0,39 a mezisubjektové CV 0,44.
ZÁVĚR: Výsledky získané pomocí elektrogoniometru jsou relativně podobné údajům uváděným v literatuře pro sagitální rovinu, nikoli však pro rovinu frontální. Rozdíly mezi studiemi hodnotícími pohyby kotníku naznačují potřebu standardizace záznamových postupů.
Klíčová slova: chůze; kotník; kinematika; elektrogoniometr.
ÚVOD
Termín „hlezenní kloubní komplex“ označuje strukturu tvořenou hlezenním a subtalárním kloubem1. Pohyby hlezna jsou důležité pro normální koordinovanou chůzi a plynulé sinusové kmitání těžiště2. Subtalární kloub je zodpovědný za největší podíl inverze/everze chodidla. Umožňuje chodidlu přizpůsobit se nepravidelnému terénu, zajišťuje tlumení nárazů a působí také jako tuhý segment pro pohon těla během fáze chůze na špičku3.
Měření funkčních pohybů člověka umožňuje charakterizovat pohybové vzorce specifických populací a identifikovat „normální nebo očekávané“ vzorce. Tyto údaje jsou nezbytné pro identifikaci abnormálních vzorců a charakterizaci poruch, postižení a handicapů. Prostřednictvím popisu průměrných hodnot a očekávaných odchylek pro normální subjekty je možné stanovit vodítka pro klinická rozhodnutí a určení účinnosti léčebných programů.
Pro hodnocení dynamických aktivit, jako je chůze, by měly být záznamy úhlového pohybu kontinuální a měly by být získávány přesným zařízením. K hodnocení chůze se používají trojrozměrné optoelektronické systémy, fluoroskopie, akcelerometry/gyroskopy, elektromagnetické a ultrazvukové sledovací systémy, potenciometrické elektrogoniometry a silové plošiny. Ačkoli jsou optoelektronické systémy považovány za přesné, jejich kalibrační postupy a analýza dat jsou rovněž považovány za časově náročné. Na druhé straně se zdá, že přesnost potenciometrických elektrogoniometrů je ohrožena kvůli jejich neschopnosti sledovat změny osy rotace kloubu, ke kterým dochází během pohybu.
Flexibilní elektrogoniometry byly také využity pro funkční hodnocení různých kloubů, jako je zápěstí, koleno a bederní páteř. Jejich výhodou je, že jsou lehké, přenosné, snadno použitelné, nezasahují do prováděných činností, neomezují pohyby a dobře se přizpůsobují tělesným segmentům4,5 . Tato zařízení navíc vykazují vysokou reprodukovatelnost, pokud jsou používána společně s vhodným protokolem měření se standardizací polohy subjektu a snímačů6,7. Podle Shiratsua a Couryho8 lze tyto elektrogoniometry považovat za přesné, s chybou menší než 5º u velkých pohybů a minimální chybou u pohybů mezi 0º a 10º. Ačkoli bylo toto zařízení využito při pasivních měřeních hlezenního kloubního komplexu6,7, v relevantní literatuře nebyly nalezeny žádné studie o dynamickém a funkčním záznamu pohybů hlezna. Z toho vyplývá potřeba databáze záznamů chůze zdravých osob pro využití v klinickém prostředí a výzkumu.
Cílem této studie bylo tedy vyhodnotit pohyby dorzální a plantární flexe a inverze/everze komplexu hlezenního kloubu u zdravých mladých jedinců při chůzi na běžícím pásu kontrolovanou rychlostí (5,0 km/h) pomocí flexibilního dvouosého elektrogoniometru.
METODY
Subjekty
Studie se zúčastnilo deset zdravých jedinců mužského pohlaví průměrného věku 21,4 ± 2,99 let, průměrné hmotnosti 64,7 ± 5,37 kilogramů a průměrné výšky 1,62 ± 0,22 metrů. Kompletně však byly analyzovány údaje pouze od sedmi osob, protože u údajů ze tří pravých končetin se při analýze dat vyskytly technické problémy. Žádná z osob nepředložila v posledním roce žádné zprávy o bolesti kolen, kotníků nebo subtalárních kloubů. V minulosti neměli žádné zranění nohou ani poruchy rovnováhy, žádné skutečné ani zjevné rozdíly v délce nohou a žádné změny postury kolen nebo chodidel. Pro získání tohoto homogenního vzorku prošla screeningem mnohem větší skupina osob (N= 70).
Vybraní jedinci byli informováni o cílech studie a podepsali formulář s informovaným souhlasem s postupy. Projekt byl schválen etickou komisí pro výzkum Federální univerzity v São Carlos (číslo protokolu 035/04).
Materiál a vybavení
Specifický kotníkový elektrogoniometr (model SG110/A, datový záznamník DL1001, software verze 3.2; Biometrics, Gwent, UK), ergometrický běžecký pás a digitální chronometr.
Postupy
Pro sběr dat byla oholena a očištěna laterální část nohy v blízkosti kotníku. Na hlezenní kloub byly připevněny teleskopické a pevné koncové elektrogoniometrické bloky, jak je znázorněno na obrázku 1. Pevný koncový blok byl umístěn rovnoběžně s hlavní osou nohy, pod laterálním malleolem, a teleskopický koncový blok byl zarovnán s hlavní osou nohy.
Po připevnění snímače byl záznamník dat (jednotka pro sběr dat) kalibrován se subjekty v neutrální poloze: stojícími v uvolněném postoji, s hmotností těla rovnoměrně rozloženou mezi obě chodidla, ve stacionární rovnováze. Dorziflexe a inverze byly považovány za pozitivní a vzorkovací frekvence byla 1 000 Hz. Po dvouminutovém seznamovacím období bylo zaznamenáno 90 sekund údajů na běžícím pásu při rychlosti 5,0 km/h.
Během pilotních studií bylo zjištěno, že pružina elektrogoniometru byla při pohybech kotníku ve frontální rovině roztažena přítomností laterálního malleolu. Z tohoto důvodu byl proveden test pomocí měřicího zařízení, aby se ověřilo, zda distenze pružiny nebude rušit záznamy (obrázek 2). K reprodukci malleolu byla zkonstruována forma sestávající z dlahy pokryté sádrou. Ta byla umístěna do měřícího zařízení, které provádělo pohyby čistě plantární flexe a dorzální flexe.
Test ukázal, že průměrné hodnoty pohybů ve frontální rovině zaznamenané při provádění čistých pohybů dorzální flexe a plantární flexe se blížily nule (průměrná chyba 0,3º) a maximální zjištěná chyba byla 1,5º. Tyto výsledky ukázaly, že laterální malleolus zřejmě nemění elektrogoniometrické záznamy inverze/everze.
Analýza dat
V sagitální rovině byl každý cyklus analyzován pomocí tří vrcholů: plochá noha (FF), střední pozice (M) a vypnutá špička (TO). Pro tyto fáze byly identifikovány odpovídající úhly inverze/everze. Hodnotily se také vrcholy inverze a everze. Křivky a analyzované vrcholy jsou uvedeny na obrázku 3. Byly vypočteny průměrné hodnoty, směrodatná odchylka (SD) a maximální a minimální vrcholy dosažené jednotlivci při chůzi.
Pilotní studie byla provedena stejným postupem, který byl popsán výše, s použitím přepínačů chodidel na patě a na hlavici druhého metatarzu, aby bylo možné určit dopad na patu (HS) a odtržení špičky (TO), následné události chůze a cyklus chůze. Porovnání vrcholů v sagitální a frontální rovině s přepínači chodidel a bez nich neodhalilo žádný rozdíl.
Vypočítán byl také variační koeficient (CV) popsaný Winterem9 za účelem měření variability pro jednoho jedince (mezi jednotlivými kroky) a mezi různými jedinci. Ten byl získán použitím následujícího vzorce:
kde N = počet bodů na křivce
si = směrodatná odchylka v každém okamžiku i
Mi = průměr v každém okamžiku i
VÝSLEDKY
Úhly získané z různých fází cyklu chůze pro sagitální a frontální rovinu, pro typický subjekt, jsou uvedeny na obr. 4.
Tabulka 1 uvádí střední hodnoty, směrodatné odchylky a maximální a minimální hodnoty zaznamenané pro sagitální a frontální rovinu, pro pravou a levou stranu. V sagitální rovině jsou hodnoty uvedeny pro každý vrchol během cyklu chůze a pro rozsah pohybu (ROM) mezi dvěma po sobě následujícími událostmi chůze (FF do M a M do TO). Ve frontální rovině jsou uvedeny odpovídající inverzní a everzní pohyby při těchto událostech chůze a maximální a minimální hodnoty během cyklu chůze.
Rozdíl mezi levou a pravou stranou v sagitální rovině se pohyboval od 3º do 5º; porovnáním amplitud se rozdíl snížil na 1,5º a 0,5º. Ve frontální rovině bylo chodidlo invertované téměř během celého cyklu chůze a průměrná hodnota pro inverzi byla mnohem větší než pro everzi.
Vnitrosubjektová variabilita byla menší než mezisubjektová variabilita pro pohyby vyskytující se v obou rovinách téměř u všech subjektů. Pouze u jednoho subjektu byla intra-subjektová CV vyšší než inter-subjektová CV (viz tabulka 2). Vnitrosubjektová CV byla menší pro frontální rovinu než pro sagitální rovinu, zatímco mezisubjektová CV byla pro obě roviny podobná.
DISKUSE
Výsledky poskytly úhlové parametry chůze zdravých mladých mužů na běžeckém pásu rychlostí 5,0 km/h pomocí flexibilního elektrogoniometru. Vzhledem k tomu, že v dostupné literatuře nebyly identifikovány žádné další studie využívající flexibilní elektrogoniometr při chůzi, mohou být tyto výsledky užitečné pro podobné subjekty, jako databáze na zdravé populaci.
Pružné elektrogoniometry jsou přenosné, což znamená, že je lze používat v omezeném prostoru v klinickém a pracovním prostředí. Jsou také snadno použitelné a vykazují vysokou reprodukovatelnost a přesnost4-8. Tyto vlastnosti umožňují přesné klinické hodnocení, čímž uspokojují potřebu, kterou představuje nedostatek těchto zdrojů, vzhledem k tomu, že fyzioterapeutické hodnocení chůze se obvykle provádí vizuálním odhadem, který má v klinických podmínkách nízkou reprodukovatelnost a přesnost. Další výhodou je možnost analyzovat velké množství dat, a to oboustranně, což většina dostupných přesných zařízení nedokáže snadno provést.
Pro usnadnění porovnání současných výsledků s jinými již publikovanými studiemi je uvedena tabulka 3. Variabilita mezi výsledky uváděných studií naznačuje, že chybí standardizované postupy pro hodnocení těchto kloubů.
Zjištěné hodnoty v sagitální rovině se blížily rozsahům uváděným v literatuře. Pouze ve vztahu k vrcholu M k tomu nedošlo. Toto druhé zjištění lze vysvětlit postupy sběru dat, zejména záznamem chůze na běžícím pásu. Podle Nymarka et al.16 je při porovnání chůze na zemi a chůze na běžícím pásu dorziflexe při M snížena. Tito autoři zjistili rozsah pohybu kotníku 30,9º ± 5,7º při přirozené rychlosti na běžeckém pásu, což se blíží hodnotě pro pravý kotník v této studii. Na druhou stranu u pohybů ve frontální rovině se výsledky uváděné v literatuře lišily od výsledků získaných v této studii. Průměrné hodnoty pro inverzi dosáhly v současné studii 19º, zatímco jiné zprávy popisují nižší hodnoty (maximálně 9,1º). Obecně lze říci, že v této studii docházelo k opačnému vývoji u everzních pohybů.
Při zjišťování různých měření je vždy třeba brát v úvahu chyby měření nebo přeslechy. Kromě toho je určení přesných rovin, kolem kterých se pohyb odehrává, důležité pro zamezení přeslechů elektrogoniometru17. Dalším možným zdrojem chyb může být přítomnost kladívka pod pružinou. Pilotní studie provedená na prototypu však ukázala, že klouzání elektrogoniometrické pružiny po malleolu nenarušuje měření inverze a everze kotníku během testů.
Určení polohy osy, kolem které se odehrávají subtalární inverzní a everzní pohyby, je předmětem určitých sporů. Zdá se, že umístění této osy se u jednotlivých osob značně liší. Podle některých autorů představuje tato osa pevnou šikmou orientaci (42º k horizontálnímu směru chodidla a 23º k mediálnímu směru)2. Podle jiných autorů má subtalární kloub spíše několik okamžitých pohybových os než jednu pevnou18,19 a připouští se dokonce existence až 12 os20. V současné době neexistuje žádné zařízení, které by bylo schopno tuto složitost zvládnout. Je třeba vyvinout zařízení s větší citlivostí pro sledování různých okamžitých os a provést další studie s cílem zpřesnit dostupné údaje.
Další důležitou otázkou pro standardizaci postupů měření chůze je identifikace neutrální polohy kotníku6,12 . Ball a Johnson6 použili k identifikaci neutrální polohy subtalárního kloubu metodu zahrnující manuální palpaci. Podle Moseleyho a spol.12 by tato poloha měla být identifikována, když subjekty sedí a nenesou žádnou tělesnou hmotnost. V této studii byla neutrální poloha stanovena, když jedinec stál uvolněně a jeho váha byla rovnoměrně podepřena oběma nohama. Stejný postup popsali Nester et al.21. Tento postup byl zvolen proto, aby byla zajištěna reprodukovatelnost mezi jednotlivci, a také proto, že byl blíže měřené funkční situaci než ostatní popsané postupy.
V této studii bylo analyzováno přibližně 80 cyklů chůze od každého jedince. Kaufman a spol.22 uvedli, že pro získání přesných údajů je zapotřebí alespoň 22 cyklů. Proto lze počet analyzovaných cyklů považovat za reprezentativní pro pohybový vzorec každého subjektu.
Co se týče variability uvnitř subjektu a mezi subjekty, variabilita uvnitř subjektu mezi cykly byla menší než variabilita mezi různými jedinci. K tomu došlo navzdory skutečnosti, že analyzované subjekty byly antropometricky podobné. Tato proměnná byla navíc v této studii systematicky kontrolována. To naznačuje, že u normálních jedinců, kteří jsou relativně homogenní, může vzorec pohybů považovaný za „normální“ nebo očekávaný představovat ve studiích tohoto typu poměrně široký rozsah. Proto to naznačuje opatrnost při analýze vzorce pohybu těchto kloubů a posiluje potřebu přesnějšího vybavení a postupů.
V literatuře byla také popsána větší interindividuální než intraindividuální variabilita pohybů v dorzální flexi a plantární flexi11,15 . To naznačuje, že chůze jednoho jedince představuje pravidelný vzorec pohybů s malými rozdíly mezi jednotlivými cykly při konstantní rychlosti, ale že se jedinci navzájem liší. Tyto výsledky mají jasné klinické důsledky a měly by být zohledněny při klinické analýze chůze.
ZÁVĚR
Velké rozdíly mezi výsledky získanými různými autory naznačují, že je třeba více standardizovat postupy měření, zejména pokud jde o stanovení neutrální polohy hlezenního kloubu.
V sagitální rovině byly zjištěné hodnoty relativně podobné hodnotám zjištěným v jiných studiích, které využívaly systémy videoanalýzy pohybu nebo potenciometrické elektrogoniometry. Naproti tomu ve frontální rovině byly v této studii zjištěny vyšší hodnoty inverze.
Byla zjištěna relativně nízká intraindividuální variabilita. Zjištěná vyšší interindividuální variabilita však naznačuje, že vzor pohybu kotníku se může značně lišit, a to i mezi antropometricky podobnými jedinci.
Poděkování: CNPq Processo 114328/03-0, FAPESP – Processos N. 2004/07207-0 e 04/15579-5.
1. Wu G, Segler S, Allard P, Kirtley C, Leardini A, Rosenbaum D. Doporučení ISB k definicím kloubního souřadnicového systému různých kloubů pro vykazování pohybu lidských kloubů. J Biomech. 2002;35:543-8.
3. Tiberio D. Hodnocení funkční dorziflexe hlezna pomocí subtalární neutrální polohy: klinická zpráva. Phys Ther. 1987;67: 955-7.
4. Tesio L, Monzani M, Gatti R, Franghignoni F. Flexibilní elektrogoniometry: kineziologické výhody ve srovnání s potenciometrickými goniometry. Clin Biomech. 1995;10:275-7.
5. Rowe PJ, Myles CM, Hillmann SJ, Hazlewood ME. Validace flexibilní elektrogoniometrie jako měřítka kinematiky kloubů. Physiotherapy. 2001;87:479-88.
6. Ball P, Johnson GR. Spolehlivost goniometrie zadní části nohy při použití flexibilního elektrogoniometru. Clin Biomech. 1993;8:13-9.
7. Ball P, Johnson GR. Technika měření inverze a everze zadní nohy a její využití pro studium normální populace. Clin Biomech. 1996;8:165-9.
8. Shiratsu A, Coury HJCG. Spolehlivost a přesnost různých senzorů flexibilního elektrogoniometru. Clin Biomech. 2003;18:682-4.
9. Winter DA. Kinematické a kinetické vzorce v lidské chůzi: variabilita a kompenzační efekty. Hum Mov Sci. 1984;3: 51-76.
12. Moseley L, Smith R, Hunt A, Gant R. Three-dimensional kinematics of the rearfoot during the stance phase of walking in normal young adult menes [Trojrozměrná kinematika zadní části chodidla během postojové fáze chůze u normálních mladých dospělých mužů]. Clin Biomech. 1996;11:39-45.
15. Leardini A, Benedetti MG, Catani F, Simoncini L, Giannini S. Anatomicky založený protokol pro popis kinematiky segmentů chodidla během chůze. Clin Biomech. 1999;14:528-36.
16. Nymark JR, Balmer SJ, Melis EH, Lemaire ED, Millar S. Electromyographic and kinematic nondisabled gait differences at extremely slow overgroung and treadmill walking speeds. J Rehab Res Dev. 2005;42:523-34.
17. Hansson G-Å, Balogh I, Ohlsson K, Skerfving S. Measurement of wrist and forearm positions and movements: effect of, and compensation for, goniometer crosstalk [Měření poloh a pohybů zápěstí a předloktí: vliv a kompenzace přeslechů goniometru]. J Electromyogr Kinesiol. 2004;14:355-67.
18. Zografos S, Chaminade B, Hobatho MC, Utheza G. Experimentální studie předběžného šetření osy subtalárního kloubu. Surg Radiol Anat. 2000;22:271-6.
20. Americká lékařská asociace. Range of motion assessment – praktický průvodce hodnocením rozsahu pohybu. Chicago: American Medical Association; 2002.
21. Nester CJ, van der Linden ML, Bowker P. Vliv ortéz na nohy na kinematiku a kinetiku normální chůze. Gait Posture 2003; 17: 180-7.
22. Kaufman KR, Chambers HG, Sutherland DH. Variabilita měření časové vzdálenosti ve studiích patologické chůze. Gait Posture. 1996;4:167-208.