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
OBJECTIVE: Arvioida juoksumatolla kävelevien terveiden henkilöiden nilkan liikkeitä joustavan elektrogoniometrin avulla.
MENETELMÄ: Dorsifleksio- ja plantaarifleksion sekä eversio/inversio -liikkeet rekisteröitiin 90 sekunnin ajan 5,0 km/h nopeudella. Tutkimukseen osallistui kymmenen tervettä nuorta miestä, joiden keski-ikä oli 21,4 ± 2,99 vuotta ja keskipituus 1,62 ± 0,22 metriä. Tiedot analysoitiin kuvailevasti (keskiarvo, keskihajonta, maksimi ja minimi). Kävelysykli analysoitiin sagittaalitasossa kolmella kerralla ottaen huomioon liikehuiput: jalkaterä litteänä (FF), keskiasento (M) ja varpaat irti (TO). Näitä vaiheita vastaavat inversio- ja eversiokulmat tunnistettiin, samoin kuin liikehuiput kävelysyklin aikana. Koehenkilöiden väliset ja sisäiset variaatiokertoimet (CV) laskettiin.
TULOKSET: Sagittaalitason keskiarvot vasemman ja oikean nilkan osalta olivat vastaavasti: 7º ja 4º FF:ssä, 2º ja 7º M:ssä ja 24º ja 19º TO:ssa. Frontaalitasossa tulokset olivat 5º ja 3º FF:ssä, 4º ja 5º M:ssä ja 15º ja 16º TO:ssa. Huippuarvot olivat 17º ja 18º inversio ja 1º eversio. Suurin koehenkilön sisäinen CV oli 0,39 ja suurin koehenkilöiden välinen CV oli 0,44.
YHTEENVETO: Elektrogoniometrillä saadut tulokset olivat suhteellisen samankaltaisia kuin kirjallisuudessa ilmoitetut tiedot sagittaalitasossa, mutta eivät frontaalitasossa. Nilkan liikkeitä mittaavien tutkimusten väliset erot viittaavat siihen, että tallennusmenetelmiä on standardoitava.
Avainsanat: kävely; nilkka; kinematiikka; elektrogoniometri.
YHTEENVETO
TAVOITE: Arvioida terveiden henkilöiden nilkan liikkeitä juoksumatolla kävelyn aikana taipuisalla elektrogoniometrillä.
MENETELMÄT: Plantaarisen dorsifleksion/fleksion ja inversion/eversion liikkeet rekisteröitiin 90 sekunnin ajan 5,0 km/h nopeudella. Tutkimukseen osallistui kymmenen tervettä nuorta miestä, joiden keski-ikä oli 21,4 ± 2,99 vuotta ja keskipituus 1,62 ± 0,22 metriä. Tiedot analysoitiin kuvailevasti (keskiarvo, keskihajonta, minimi- ja maksimiarvot). Kävelysykliä analysoitiin sagittaalitasossa kolmena hetkenä ottaen huomioon liikehuiput: tasajalka (PP), keskituki (MA) ja varpaiden vetäytyminen (RD). Näitä vaiheita vastaavat inversio/eversiokulmat tunnistettiin, samoin kuin liikehuiput kävelysyklien aikana. Koehenkilöiden välinen ja sisäinen variaatiokerroin (CV) laskettiin.
TULOKSET: Vasemman ja oikean nilkan sagittaalisen tason keskiarvot olivat vastaavasti: 7º ja 4º PP:ssä, 2º ja 7º MA:ssa, 24º ja 19º RD:ssä. Etutasossa tulokset olivat seuraavat: PP:n 5. ja 3. inversio, MA:n 4. ja 5. inversio, RD:n 15. ja 16. inversio, huippuarvot olivat 17. ja 18. inversio ja 1. eversio. Suurin koehenkilön sisäinen CV oli 0,39 ja koehenkilöiden välinen CV oli 0,44.
JOHTOPÄÄTÖS: Elektrogoniometrillä saadut tulokset ovat suhteellisen samankaltaisia kuin kirjallisuudessa ilmoitetut tiedot sagittaalitasossa, mutta eivät frontaalitasossa. Nilkan liikkeitä arvioivien tutkimusten väliset erot viittaavat siihen, että tallennusmenetelmiä on standardoitava.
Avainsanat: kävely; nilkka; kinematiikka; elektrogoniometri.
JOHDANTO
Käsitteellä ”nilkkanivelkompleksi” viitataan rakenteeseen, jonka muodostavat nilkka- ja subtalaarinivelet1. Nilkan liikkeet ovat tärkeitä normaalin koordinoidun kävelyn ja painopisteen tasaisen sinimuotoisen värähtelyn kannalta2. Subtalarinivel vastaa suurimmasta osasta jalkaterän inversiota/eversiota. Sen avulla jalkaterä mukautuu epäsäännölliseen maastoon, se vaimentaa iskuja ja toimii myös jäykkänä segmenttinä, jonka avulla vartaloa liikutetaan kävelyn varvasvaiheessa3.
Ihmisen toiminnallisten liikkeiden mittaaminen mahdollistaa tiettyjen väestöryhmien liikemallien kuvaamisen ja ”normaalien tai odotettujen” mallien tunnistamisen. Nämä tiedot ovat olennaisen tärkeitä epänormaalien mallien tunnistamiseksi ja vammojen, toimintarajoitteiden ja haittojen kuvaamiseksi. Normaalien koehenkilöiden keskiarvojen ja odotetun vaihtelun kuvauksen avulla on mahdollista laatia suuntaviivoja kliinisten päätösten tekemistä ja hoito-ohjelmien tehokkuuden määrittämistä varten.
Dynaamisten toimintojen, kuten kävelyn, arvioimiseksi kulmaliikkeiden tallenteiden olisi oltava jatkuvia ja ne olisi saatava tarkoilla laitteilla. Kolmiulotteisia optoelektronisia järjestelmiä, läpivalaisua, kiihtyvyysmittareita/gyroskooppeja, sähkömagneettisia ja ultraääniseurantajärjestelmiä, potentiometrisiä elektrogoniometrejä ja voima-alustoja on hyödynnetty kävelyn arvioinnissa. Vaikka optoelektronisia järjestelmiä on pidetty tarkkoina, niiden kalibrointimenettelyjä ja tietojen analysointia pidetään myös aikaa vievinä. Toisaalta potentiometristen elektrogoniometrien tarkkuus näyttää heikentyneen, koska ne eivät pysty seuraamaan liikkeiden aikana tapahtuvia nivelen kiertoakselin muutoksia.
Joustavia elektrogoniometrejä on hyödynnetty myös eri nivelten, kuten ranteen, polven ja lannerangan toiminnallisessa arvioinnissa. Niiden etuna on, että ne ovat kevyitä, kannettavia, helposti sovellettavia, eivät häiritse suoritettavia toimintoja, eivät rajoita liikkeitä ja mukautuvat hyvin kehon segmentteihin4,5. Lisäksi tällaiset laitteet ovat hyvin toistettavia, kun niitä käytetään yhdessä sopivan mittausprotokollan kanssa ja kun koehenkilön ja antureiden asento standardoidaan6,7. Shiratsun ja Couryn8 mukaan näitä elektrogoniometrejä voidaan pitää tarkkoina, sillä niiden virhe on alle 5º suurissa liikkeissä ja minimaalinen virhe 0º ja 10º välisissä liikkeissä. Vaikka näitä laitteita on käytetty nilkkanivelkompleksin passiivisissa mittauksissa6,7, asiaa koskevasta kirjallisuudesta ei löytynyt tutkimuksia nilkan liikkeiden dynaamisesta ja toiminnallisesta rekisteröinnistä. Näin ollen tarvitaan tietokanta terveiden koehenkilöiden kävelynauhoituksista kliinistä ja tutkimuskäyttöä varten.
Tämän tutkimuksen tavoitteena oli siis arvioida nilkkanivelkompleksin dorsifleksio- ja plantaarifleksion sekä inversio/eversion liikkeitä terveillä nuorilla henkilöillä, jotka kävelivät juoksumatolla kontrolloidulla nopeudella (5,0 km/h) käyttäen joustavaa kaksiakselista elektrogoniometriä.
MENETELMÄT
Koehenkilöt
Tutkimukseen osallistui kymmenen tervettä mieshenkilöä, joiden keski-ikä oli 21,4 ± 2,99 vuotta, keskimassa 64,7 ± 5,37 kilogrammaa ja keskipituus 1,62 ± 0,22 metriä. Kuitenkin vain seitsemän koehenkilön tiedot analysoitiin kokonaisuudessaan, koska kolmen oikean jalan tiedoissa ilmeni teknisiä ongelmia tietojen analysoinnin aikana. Yksikään henkilöistä ei ollut raportoinut kipua polvissa, nilkoissa tai jalkapohjanivelissä viimeisen vuoden aikana. Henkilöillä ei ollut aiempia jalkavammoja tai tasapainohäiriöitä, heillä ei ollut todellisia tai ilmeisiä jalkojen pituuseroja eikä polven tai jalkaterän asentomuutoksia. Tämän homogeenisen otoksen saamiseksi paljon suurempi joukko henkilöitä (N= 70) kävi läpi seulontaprosessin.
Valituille henkilöille kerrottiin tutkimuksen tavoitteista, ja he allekirjoittivat lomakkeen, jolla he antoivat tietoon perustuvan suostumuksensa toimenpiteisiin. São Carlosin liittovaltion yliopiston tutkimuseettinen komitea oli hyväksynyt hankkeen (pöytäkirjan numero 035/04).
Materiaali ja laitteet
Kohtainen nilkan elektrogoniometrin anturi (malli SG110/A, tiedonkeruulaite DL1001, ohjelmistoversio 3.2; Biometrics, Gwent, Iso-Britannia), ergometristä juoksumattoa ja digitaalista kronometriä käytettiin.
Menetelmät
Tietojen keräämistä varten säären lateraalinen osa lähellä nilkkaa ajettiin ja puhdistettiin. Nilkkaniveleen kiinnitettiin teleskooppiset ja kiinteät elektrogoniometrin päätelaitteet kuvan 1 mukaisesti. Kiinteä päätelaite asetettiin jalkaterän pääakselin suuntaisesti lateraalisen malleoluksen alapuolelle, ja teleskooppinen päätelaite oli linjassa jalan pääakselin kanssa.
Kun anturi oli kiinnitetty, dataloggeri (tiedonkeruuyksikkö) kalibroitiin koehenkilöiden ollessa neutraalissa asennossa: he seisoivat rennossa asennossa ja heidän ruumiinpainonsa oli jakautunut tasaisesti molempien jalkojen välille paikallaan tasapainossa. Dorsifleksio ja inversio otettiin positiivisiksi, ja näytteenottotaajuus oli 1000 Hz. Kahden minuutin totuttelujakson jälkeen juoksumatolla tallennettiin 90 sekunnin tiedot 5,0 km/h nopeudella.
Pilottitutkimuksissa oli havaittu, että elektrogoniometrin jousi venyi etutasossa, kun lateraalinen malleolus oli läsnä nilkan liikkeiden aikana. Tästä syystä tehtiin testi mittalaitteella sen tarkistamiseksi, häiritsisikö jousen venyminen tallenteita (kuva 2). Kipsillä päällystetystä lastasta koostuva muotti rakennettiin malleoluksen jäljittelemiseksi. Tämä asetettiin mittalaitteeseen, jolla suoritettiin puhtaat plantaarifleksio- ja dorsifleksioliikkeet.
Testi osoitti, että puhtaita dorsifleksio- ja plantaarifleksioliikkeitä suoritettaessa kirjattujen otsatason liikkeiden keskiarvot olivat lähellä nollaa (keskivirhe 0,3º), ja suurin havaittu virhe oli 1,5º. Nämä tulokset osoittivat, että lateraalinen malleolus ei näyttänyt muuttavan inversiota/eversiota koskevia elektrogoniometrin tallenteita.
Tietojen analysointi
Sagittaalitasossa kukin sykli analysoitiin kolmen huipun avulla: jalkaterä litteänä (FF), keskivartalossa (M) ja varvas pois (TO). Näitä vaiheita vastaavat inversio/eversiokulmat tunnistettiin. Myös inversio- ja eversiohuiput arvioitiin. Käyrät ja analysoidut huiput esitetään kuvassa 3. Keskiarvot, keskihajonta (SD) sekä henkilöiden kävelyn aikana saavuttamat suurimmat ja pienimmät huiput laskettiin.
Pilottitutkimuksessa käytettiin samaa edellä kuvattua menettelyä käyttäen jalkakytkimiä kantapään ja toisen metatarsaalipään kohdalla kantaiskun (HS) ja varpaiden irtoamisen (TO), siitä seuraavien kävelytapahtumien ja kävelysyklin määrittämiseksi. Huippujen vertailu sagittaali- ja frontaalitasossa jalkakytkimien kanssa ja ilman jalkakytkimiä ei paljastanut eroja.
Laskettiin myös Winterin9 kuvaama variaatiokerroin (CV), jotta voitiin mitata yksittäisen yksilön vaihtelua (askelten välillä) ja eri yksilöiden välistä vaihtelua.
Taulukossa 1 esitetään sagittaali- ja frontaalitasossa oikean ja vasemman puolen osalta mitatut keskiarvot, keskihajonnat sekä suurimmat ja pienimmät arvot. Sagittaalitasossa arvot esitetään kullekin huipulle kävelysyklin aikana ja kahden peräkkäisen kävelytapahtuman (FF-M ja M-TO) välisen liikelaajuuden (ROM) osalta. Frontaalitasossa esitetään vastaavat inversio- ja eversioliikkeet näissä kävelytapahtumissa sekä maksimi- ja minimiarvot kävelysyklin aikana.
Vasemman ja oikean puolen välinen ero sagittaalitasossa vaihteli 3º:sta 5º:een; amplitudeja vertailemalla ero pieneni 1,5º:een ja 0,5º:een. Frontaalitasossa jalka oli inversiossa lähes koko kävelysyklin ajan, ja inversion keskiarvo oli paljon suurempi kuin eversion.
Koehenkilön sisäinen vaihtelu oli pienempää kuin koehenkilöiden välinen vaihtelu molemmissa tasoissa tapahtuvien liikkeiden osalta lähes kaikilla koehenkilöillä. Vain yhdellä koehenkilöllä koehenkilön sisäinen CV oli suurempi kuin koehenkilöiden välinen CV (ks. taulukko 2). Koehenkilön sisäinen CV oli pienempi frontaalitasossa kuin sagittaalitasossa, kun taas koehenkilöiden välinen CV oli samankaltainen näissä kahdessa tasossa.
KESKUSTELU
Tuloksista saatiin kulmaparametrit terveiden nuorten miesten kävelylle juoksumatolla 5,0 km/h nopeudella taipuisan elektrogoniometrin avulla. Koska käytettävissä olevasta kirjallisuudesta ei löytynyt muita tutkimuksia, joissa olisi käytetty taipuisaa elektrogoniometriä kävelyn aikana, näistä tuloksista voi olla apua samankaltaisten koehenkilöiden kohdalla, koska ne ovat terveiden henkilöiden tietokanta.
Taipuisat elektrogoniometrit ovat kannettavia, mikä tarkoittaa, että niitä voidaan käyttää ahtaissa tiloissa kliinisissä ja ammatillisissa ympäristöissä. Niitä on myös helppo käyttää, ja niiden toistettavuus ja tarkkuus ovat korkeat4-8. Nämä ominaisuudet mahdollistavat tarkat kliiniset arvioinnit ja vastaavat siten tarpeeseen, joka johtuu tällaisten lähteiden puutteesta, kun otetaan huomioon, että fysioterapian kävelyn arviointi suoritetaan yleensä visuaalisen arvioinnin avulla, jonka toistettavuus ja tarkkuus kliinisissä tiloissa on heikko. Toinen etu on mahdollisuus analysoida suuria määriä tietoja kahdenvälisesti, mitä ei ole helppo tehdä useimmilla saatavilla olevilla tarkoilla laitteilla.
Taulukossa 3 esitetään näiden tulosten ja muiden jo julkaistujen tutkimusten vertailun helpottamiseksi. Raportoitujen tutkimusten tulosten välinen vaihtelu viittaa siihen, että näiden nivelten arvioimiseksi ei ole standardoituja menettelyjä.
Sagittaalitasossa todetut arvot olivat lähellä kirjallisuudessa ilmoitettuja vaihteluvälejä. Ainoastaan M-huipun suhteen näin ei ollut. Jälkimmäinen havainto voidaan selittää tiedonkeruumenetelmillä, erityisesti juoksumatolla suoritetuilla kävelynauhoituksilla. Nymarkin ym.16 mukaan dorsifleksio vähenee M-pisteessä, kun verrataan maasto- ja juoksumatolla kävelyä. Nämä kirjoittajat havaitsivat nilkan liikelaajuudeksi 30,9º ± 5,7º luonnollisella nopeudella juoksumatolla, mikä oli lähellä tämän tutkimuksen oikean nilkan arvoa. Toisaalta otsatason liikkeiden osalta kirjallisuudessa esitetyt tulokset poikkesivat tässä tutkimuksessa saaduista tuloksista. Inversion keskiarvot olivat tässä tutkimuksessa 19º, kun taas muissa raporteissa kuvattiin pienempiä arvoja (enintään 9,1º). Yleisesti ottaen tässä tutkimuksessa eversioliikkeet olivat päinvastaisia.
Mittaus- tai ristikkäisvirheet on aina otettava huomioon, kun tunnistetaan erilaisia mittauksia. Lisäksi niiden tarkkojen tasojen määrittäminen, joiden ympärillä liike tapahtuu, on tärkeää sähkögoniometrin ristikkäisvärähtelyn välttämiseksi17. Toinen mahdollinen virhelähde voi olla jousen alla oleva malleolus. Prototyypillä tehty pilottitutkimus osoitti kuitenkin, että elektrogoniometrin jousen liukuminen malleoluksen päällä ei häirinnyt nilkan inversio- ja eversiomittauksia testien aikana.
Sen akselin sijainnin määrittäminen, jonka ympäri subtalarin inversio- ja eversioliikkeet tapahtuvat, on hieman kiistanalainen asia. Tämän akselin sijainti näyttää vaihtelevan suuresti yksilöiden välillä. Joidenkin kirjoittajien mukaan akselilla on kiinteä vino suunta (42º jalkaterän vaakasuoraan suuntaan ja 23º mediaaliseen suuntaan)2. Toisten kirjoittajien mukaan subtalaarinivelellä on useita hetkellisiä liikeakseleita eikä yhtä ainoaa kiinteää akselia18,19, ja jopa 12 akselin olemassaolo on hyväksytty20. Tällä hetkellä mikään laite ei pysty käsittelemään tätä monimutkaisuutta. On kehitettävä laitteita, jotka ovat herkempiä seuraamaan eri hetkellisiä akseleita, ja käytettävissä olevien tietojen tarkentamiseksi olisi tehtävä lisää tutkimuksia.
Nilkan neutraaliasennon tunnistaminen on toinen tärkeä asia kävelyn mittausmenetelmien standardoinnin kannalta6,12. Ball ja Johnson6 käyttivät manuaaliseen tunnusteluun perustuvaa menetelmää nilkkanivelen neutraaliasennon tunnistamiseksi. Moseleyn ym.12 mukaan tämä asento olisi tunnistettava, kun koehenkilöt istuvat ilman kehon painoa. Tässä tutkimuksessa neutraali asento määritettiin, kun henkilö seisoi rennosti ja hänen painonsa kohdistui tasaisesti molempiin jalkoihin. Nester ym.21 kuvasi saman menettelyn. Tämä menettely valittiin, koska haluttiin varmistaa toistettavuus eri henkilöiden välillä ja koska se oli lähempänä mitattua toiminnallista tilannetta kuin muut kuvatut menettelyt.
Tässä tutkimuksessa analysoitiin noin 80 kävelysykliä jokaiselta yksilöltä. Kaufman ym.22 totesivat, että tarkkojen tietojen saamiseksi tarvitaan vähintään 22 sykliä. Näin ollen analysoitujen syklien lukumäärän voidaan katsoa edustavan kunkin koehenkilön liikemallia.
Tutkittavan sisäisen ja tutkittavien välisen vaihtelun osalta tutkittavan sisäinen vaihtelu syklien välillä oli vähäisempää kuin eri yksilöiden välinen vaihtelu. Tämä tapahtui siitä huolimatta, että analysoidut koehenkilöt olivat antropometrisesti samanlaisia. Lisäksi tätä muuttujaa kontrolloitiin järjestelmällisesti tässä tutkimuksessa. Tämä viittaa siihen, että normaaleilla henkilöillä, jotka ovat suhteellisen homogeenisia, ”normaaleiksi” tai odotetuiksi katsotut liikemallit voivat vaihdella suhteellisen paljon tämäntyyppisissä tutkimuksissa. Tämä viittaa siis varovaisuuteen näiden nivelten liikemallien analysoinnissa ja vahvistaa tarkempien laitteiden ja menettelyjen tarvetta.
Kirjallisuudessa on myös kuvattu suurempaa yksilöiden välistä kuin yksilöiden sisäistä vaihtelua dorsifleksio- ja plantaarifleksioliikkeissä11,15. Tämä viittaa siihen, että yksittäisen yksilön kävelyssä on säännöllinen liikemalli, jossa syklien välinen vaihtelu on vähäistä, kun nopeus on vakio, mutta että yksilöt eroavat toisistaan. Näillä tuloksilla on selviä kliinisiä vaikutuksia, ja ne olisi otettava huomioon kliinisessä kävelyanalyysissä.
YHTEENVETO
Eri kirjoittajien saamien tulosten väliset suuret erot viittaavat siihen, että mittausmenetelmiä on standardoitava nykyistä enemmän erityisesti nilkkanivelen neutraaliasennon määrittämisen osalta.
Sagittaalitasossa määritetyt arvot olivat suhteellisen samankaltaisia kuin muissa tutkimuksissa, joissa käytettiin videoliikeanalyysijärjestelmiä tai potentiometrisiä elektrogoniometrejä. Toisaalta frontaalitasossa tässä tutkimuksessa tunnistettiin korkeampia inversioarvoja.
Yksilön sisäinen vaihtelu oli suhteellisen vähäistä. Havaittu suurempi yksilöiden välinen vaihtelu viittaa kuitenkin siihen, että nilkan liikemalli voi vaihdella suuresti jopa antropometrisesti samankaltaisten yksilöiden välillä.
Kiitokset: 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. ISB:n suositus eri nivelten nivelkoordinaattijärjestelmien määritelmistä ihmisen nivelten liikkeiden raportointia varten. J Biomech. 2002;35:543-8.
3. Tiberio D. Evaluation of functional ankle dorsiflexion using subtalar neutral position: a clinical report. Phys Ther. 1987;67: 955-7.
4. Tesio L, Monzani M, Gatti R, Franghignoni F. Joustavat sähkögoniometrit: kinesiologiset edut potentiometrisiin goniometreihin verrattuna. Clin Biomech. 1995;10:275-7.
5. Rowe PJ, Myles CM, Hillmann SJ, Hazlewood ME. Joustavan elektrogoniometrian validointi nivelten kinematiikan mittana. Physiotherapy. 2001;87:479-88.
6. Ball P, Johnson GR. Takajalan goniometrian luotettavuus joustavaa elektrogoniometriä käytettäessä. Clin Biomech. 1993;8:13-9.
7. Ball P, Johnson GR. Takajalan inversion ja eversion mittaustekniikka ja sen käyttö normaaliväestön tutkimiseen. Clin Biomech. 1996;8:165-9.
8. Shiratsu A, Coury HJCG. Joustavan elektrogoniometrin eri antureiden luotettavuus ja tarkkuus. Clin Biomech. 2003;18:682-4.
9. Winter DA. Kinemaattiset ja kineettiset mallit ihmisen kävelyssä: vaihtelu ja kompensoivat vaikutukset. Hum Mov Sci. 1984;3: 51-76.
12. Moseley L, Smith R, Hunt A, Gant R. Takajalan kolmiulotteinen kinematiikka kävelyn seisontavaiheessa normaaleilla nuorilla aikuisilla miehillä. Clin Biomech. 1996;11:39-45.
15. Leardini A, Benedetti MG, Catani F, Simoncini L, Giannini S. Anatomisesti perustuva protokolla jalkaterän segmenttien kinematiikan kuvaamiseksi kävelyn aikana. Clin Biomech. 1999;14:528-36.
16. Nymark JR, Balmer SJ, Melis EH, Lemaire ED, Millar S. Elektromyografiset ja kinemaattiset ei-vammaisten kävelyn erot erittäin hitaassa ylikävely- ja juoksumattokävelynopeudessa. J Rehab Res Dev. 2005;42:523-34.
17. Hansson G-Å, Balogh I, Ohlsson K, Skerfving S. Ranteen ja kyynärvarren asentojen ja liikkeiden mittaaminen: goniometrin ristikkäisvaikutuksen vaikutus ja kompensointi. J Electromyogr Kinesiol. 2004;14:355-67.
18. Zografos S, Chaminade B, Hobatho MC, Utheza G. Subtalarinivelen akselin kokeellinen tutkimus alustava tutkimus. Surg Radiol Anat. 2000;22:271-6.
20. American Medical Association. Range of motion assessment – the practical guide to range of motion assessment. Chicago: American Medical Association; 2002.
21. Nester CJ, van der Linden ML, Bowker P. Jalkaortoosien vaikutus normaalin kävelyn kävelyn kinematiikkaan ja kinetiikkaan. Gait Posture 2003; 17: 180-7.
22. Kaufman KR, Chambers HG, Sutherland DH. Ajallisen etäisyyden mittausten vaihtelevuus patologisissa kävelytutkimuksissa. Gait Posture. 1996;4:167-208.