SECIENTIFIEKE ARTIKELEN
Evaluatie van de enkelbewegingen tijdens normaal gangverloop met flexibele 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
DOELSTELLING: Het evalueren van de enkelbewegingen van gezonde personen die op een loopband lopen, door middel van een flexibele electrogoniometer.
METHODE: Dorsiflexie- en plantairflexie- en eversie/inversiebewegingen werden gedurende 90 seconden geregistreerd bij een snelheid van 5,0 km/u. Tien gezonde jonge mannen met een gemiddelde leeftijd van 21,4 ± 2,99 jaar en een gemiddelde lengte van 1,62 ± 0,22 meter namen deel aan deze studie. De gegevens werden beschrijvend geanalyseerd (gemiddelde, standaardafwijking, maximum en minimum). In het sagittale vlak werd de loopcyclus geanalyseerd op drie tijdstippen, waarbij de bewegingspieken werden genomen: voet plat (FF), midstance (M) en toe off (TO). De inversie- en eversiehoeken die overeenkomen met deze fasen werden geïdentificeerd, evenals de bewegingspieken tijdens de loopcycli. Inter- en intra-subject variabiliteitscoëfficiënten (CV) werden berekend.
RESULTATEN: De gemiddelde waarden voor het sagittale vlak, voor de linker- en rechterenkel waren, respectievelijk: 7º en 4º bij FF, 2º en 7º bij M, en 24º en 19º bij TO. Voor het frontale vlak waren de resultaten een inversie van 5º en 3º bij FF, 4º en 5º bij M, en 15º en 16º bij TO. De piekwaarden waren inversie van 17º en 18º en eversie van 1º. De maximale intra-subject CV was 0,39, en de maximale inter-subject CV was 0,44.
CONCLUSIE: De resultaten verkregen met de electrogoniometer waren relatief gelijk aan de in de literatuur gerapporteerde gegevens voor het sagittale vlak, maar niet voor het frontale vlak. De discrepanties tussen de studies die de enkelbewegingen meten, wijzen op de noodzaak van standaardisatie van de registratieprocedures.
Key words: gang; enkel; kinematica; electrogoniometer.
RESUMO
OBJECTIE: Het evalueren van de enkelbewegingen van gezonde personen tijdens het lopen op een loopband door middel van flexibele electrogoniometrie.
METHODEN: De bewegingen van plantaire dorsiflexie/flexie en inversie/eversie werden gedurende 90 seconden geregistreerd bij een snelheid van 5,0 km/u. Tien gezonde jonge mannen, gemiddelde leeftijd 21,4 ± 2,99 jaar, gemiddelde lengte 1,62 ± 0,22 meter namen deel aan de studie. De gegevens werden beschrijvend geanalyseerd (gemiddelde, standaardafwijking, minimum- en maximumwaarde). In het sagittale vlak werd de loopcyclus geanalyseerd op drie momenten, rekening houdend met de bewegingspieken: platvoet (PP), middelmatige steun (MA) en terugtrekken van de teen (RD). De inversie-/inversiehoeken die met deze fasen overeenkomen, werden geïdentificeerd, evenals de bewegingspieken tijdens de loopcycli. De inter- en intra-subject variatiecoëfficiënt (CV) werd berekend.
RESULTATEN: De gemiddelde sagittale vlakke waarden voor de linker- en rechterenkel waren respectievelijk: 7º en 4º in PP, 2º en 7º in MA, 24º en 19º in RD. In het frontale vlak, waren de resultaten: 5e en 3e inversie in PP, 4e en 5e inversie in MA, 15e en 16e inversie in RD, piekwaarden waren 17e en 18e inversie en 1e eversie. De maximale intra-subject CV was 0,39 en de inter-subject CV was 0,44.
CONCLUSIE: De met de electrogoniometer verkregen resultaten komen relatief overeen met de door de literatuur gerapporteerde gegevens voor het sagittale vlak, maar niet voor het frontale vlak. De discrepanties tussen de studies die de enkelbewegingen evalueren, suggereren de behoefte aan standaardisatie van de registratieprocedures.
Keywords: gang; enkel; kinematica; electrogoniometer.
INLEIDING
De term “enkelgewrichtscomplex” verwijst naar de structuur die bestaat uit het enkel- en subtalaire gewricht1. Bewegingen van de enkel zijn belangrijk voor een normaal gecoördineerd looppatroon en een soepele sinusoïdale oscillatie van het zwaartepunt2. Het subtalaire gewricht is verantwoordelijk voor het grootste deel van de inversie/draaiing van de voet. Het stelt de voet in staat zich aan onregelmatig terrein aan te passen, zorgt voor schokabsorptie en fungeert ook als een stijf segment voor de voortstuwing van het lichaam tijdens de afzetfase van de tenen3.
Met metingen van menselijke functionele bewegingen kunnen bewegingspatronen voor specifieke populaties worden gekarakteriseerd en “normale of verwachte” patronen worden geïdentificeerd. Deze gegevens zijn essentieel voor het identificeren van abnormale patronen en het karakteriseren van beperkingen, handicaps en handicaps. Door beschrijving van de gemiddelde waarden en de verwachte variatie voor normale proefpersonen, is het mogelijk richtlijnen op te stellen voor het nemen van klinische beslissingen en het bepalen van de doeltreffendheid van behandelingsprogramma’s.
Om dynamische activiteiten zoals het lopen te evalueren, moeten opnamen van hoekbewegingen continu zijn en met nauwkeurige apparatuur worden verkregen. Drie-dimensionale opto-elektronische systemen, fluoroscopie, versnellingsmeters/gyroscopen, elektromagnetische en ultrasone volgsystemen, potentiometrische electrogoniometers en krachtplatforms zijn gebruikt voor het evalueren van het lopen. Hoewel opto-elektronische systemen als nauwkeurig worden beschouwd, worden hun kalibratieprocedures en gegevensanalyse ook als tijdrovend beschouwd. Aan de andere kant lijkt de precisie van potentiometrische electrogoniometers in het gedrang te komen door hun onvermogen om de veranderingen van de rotatie-as van het gewricht te volgen die tijdens de bewegingen plaatsvinden.
Flexibele electrogoniometers zijn ook gebruikt voor functionele beoordeling van verschillende gewrichten, zoals de pols, de knie en de lumbale wervelkolom. Hun voordelen zijn dat ze licht, draagbaar en gemakkelijk toepasbaar zijn, niet interfereren met de uitgevoerde activiteiten, de bewegingen niet beperken en zich goed aanpassen aan de lichaamssegmenten4,5. Bovendien vertoont dergelijke apparatuur een hoge reproduceerbaarheid wanneer zij wordt gebruikt in combinatie met een geschikt meetprotocol, met standaardisatie van de positie van de proefpersoon en de sensoren6,7. Volgens Shiratsu en Coury8 kunnen deze electrogoniometers als nauwkeurig worden beschouwd, met een fout van minder dan 5º voor grote bewegingen, en een minimale fout bij bewegingen tussen 0º en 10º. Hoewel deze apparatuur is gebruikt bij passieve metingen van het enkelgewrichtscomplex6,7, zijn in de relevante literatuur geen studies gevonden over dynamische en functionele registratie van enkelbewegingen. Daarom is er behoefte aan een databank van loopopnamen van gezonde proefpersonen, voor gebruik in klinische settings en onderzoek.
Het doel van de huidige studie was het evalueren van de bewegingen van dorsiflexie en plantair flexie en inversie/eversie van het enkelgewrichtscomplex bij gezonde jonge personen die op een loopband lopen met een gecontroleerde snelheid (5.0 km/u), gebruik makend van een flexibele biaxiale electrogoniometer.
METHODEN
Onderwerpen
Tien gezonde mannelijke personen met een gemiddelde leeftijd van 21,4 ± 2,99 jaar, een gemiddeld gewicht van 64,7 ± 5,37 kilogram en een gemiddelde lengte van 1,62 ± 0,22 meter namen deel aan deze studie. De gegevens van slechts zeven personen werden volledig geanalyseerd, aangezien de gegevens van drie rechterbenen technische problemen opleverden tijdens de gegevensanalyse. Geen van de personen had in het afgelopen jaar pijn in de knieën, enkels of subtalaire gewrichten gerapporteerd. Zij hadden geen voorgeschiedenis van beenletsels of evenwichtsstoornissen, geen echte of schijnbare discrepanties in beenlengte, en geen houdingsveranderingen van knie of voet. Om deze homogene steekproef te verkrijgen, onderging een veel grotere groep personen (N= 70) een screeningsproces.
De geselecteerde personen werden geïnformeerd over de doelstellingen van de studie, en ondertekenden een formulier waarmee zij hun geïnformeerde toestemming gaven voor de procedures. Het project werd goedgekeurd door het Ethisch Onderzoekscomité van de Federale Universiteit van São Carlos (Protocol nummer 035/04).
Materiaal en Apparatuur
Een specifieke enkel electrogoniometer sensor (model SG110/A, data logger DL1001, software versie 3.2; Biometrics, Gwent, UK), een ergometrische loopband en een digitale chronometer werden gebruikt.
Procedures
Voor de gegevensverzameling werd een lateraal deel van het been dicht bij de enkel geschoren en schoongemaakt. Telescopische en vaste electrogoniometer eindblokken werden bevestigd aan het enkelgewricht zoals getoond in figuur 1. Het vaste eindblok werd parallel geplaatst aan de hoofdas van de voet, onder de laterale malleolus, en het telescopische eindblok werd uitgelijnd met de hoofdas van het been.
Met de sensor bevestigd, werd de datalogger (data acquisitie eenheid) gekalibreerd met de proefpersonen in een neutrale positie: staand in een ontspannen houding, met het lichaamsgewicht gelijk verdeeld over de twee voeten, in stationair evenwicht. Dorsiflexie en inversie werden als positief beschouwd en de gebruikte bemonsteringsfrequentie was 1000 Hz. Na een gewenningsperiode van twee minuten werden 90 seconden gegevens geregistreerd op de loopband met een snelheid van 5,0 km/h.
Tijdens proefstudies was waargenomen dat de veer van de electrogoniometer in het frontale vlak werd gedistantieerd door de aanwezigheid van de laterale malleolus tijdens enkelbewegingen. Daarom werd een test uitgevoerd met een meetinstrument om na te gaan of de uitzetting van de veer de opnamen zou verstoren (figuur 2). Een mal bestaande uit een met gips bedekte spalk werd gemaakt om de malleolus na te bootsen. Deze werd in het meetapparaat geplaatst, dat zuivere plantairflexie- en dorsaalflexiebewegingen uitvoerde.
Deze test toonde aan dat de gemiddelde waarden voor de frontale vlakke bewegingen geregistreerd tijdens het uitvoeren van de zuivere dorsiflexie en plantair flexie bewegingen dicht bij nul lagen (gemiddelde fout van 0,3º), en de maximale gevonden fout was 1,5º. Deze resultaten toonden aan dat de laterale malleolus de electrogoniometer registraties van inversie/eversie niet leek te veranderen.
Gegevensanalyse
In het sagittale vlak werd elke cyclus geanalyseerd aan de hand van drie pieken: voet plat (FF), midstance (M) en toe off (TO). De corresponderende inversie-/eversiehoeken voor deze fasen werden geïdentificeerd. Inversie- en eversiepieken werden ook beoordeeld. De curven en geanalyseerde pieken worden getoond in figuur 3. Gemiddelde waarden, standaardafwijking (SD) en maximale en minimale pieken bereikt door de individuen tijdens het lopen werden berekend.
Een pilootstudie werd uitgevoerd met dezelfde procedure als hierboven beschreven, met voetschakelaars aan de hiel en aan het tweede middenvoetsbeentje, om hielslag (HS) en afzet van de tenen (TO), de daaropvolgende loopgebeurtenissen en de loopcyclus te bepalen. Vergelijking van de pieken in het sagittale en frontale vlak, met en zonder voetschakelaars, bracht geen verschil aan het licht.
De door Winter9 beschreven variatiecoëfficiënt (CV) werd ook berekend om de variabiliteit voor één enkel individu (tussen de stappen), en tussen verschillende individuen te meten. Deze werd verkregen door toepassing van de volgende formule:
waar N = aantal punten op de curve
si = standaardafwijking op elk moment i
Mi = gemiddelde op elk moment i
RESULTATEN
De hoeken verkregen uit verschillende fasen van de loopcyclus voor het sagittale en frontale vlak, voor een typische proefpersoon, worden gepresenteerd in figuur 4.
Tabel 1 toont de gemiddelden, standaardafwijkingen en maximum- en minimumwaarden die zijn geregistreerd voor het sagittale en frontale vlak, voor de rechter- en de linkerkant. In het sagittale vlak worden de waarden gepresenteerd voor elke piek tijdens de loopcyclus en voor het bewegingsbereik (ROM) tussen twee opeenvolgende loopgebeurtenissen (FF naar M en M naar TO). In het frontale vlak worden de overeenkomstige inversie- en eversiebewegingen bij deze loopgebeurtenissen en de maximum- en minimumwaarden tijdens de loopcyclus gepresenteerd.
Het verschil tussen de linker- en rechterzijde in het sagittale vlak varieerde van 3º tot 5º; bij vergelijking van de amplitudes verminderde het verschil tot 1,5º en 0,5º. In het frontale vlak was de voet gedurende bijna de gehele loopcyclus geïnverteerd en de gemiddelde waarde voor inversie was veel groter dan voor eversie.
De intra-subject variabiliteit was kleiner dan de inter-subject variabiliteit voor de bewegingen die in beide vlakken voorkwamen bij bijna alle proefpersonen. Slechts één proefpersoon vertoonde een intra-subject CV die hoger was dan de inter-subject CV (zie tabel 2). De intra-subject CV was kleiner voor het frontale dan voor het sagittale vlak, terwijl de inter-subject CV vergelijkbaar was voor de twee vlakken.
DISCUSSIE
De resultaten leverden hoekparameters voor het looppatroon van gezonde jonge mannen op een loopband met een snelheid van 5,0 km/u, door middel van een flexibele electrogoniometer. Aangezien er geen andere studies met een flexibele electrogoniometer tijdens het lopen werden geïdentificeerd in de beschikbare literatuur, kunnen deze resultaten nuttig zijn voor gelijkaardige proefpersonen, als een gegevensbank voor een gezonde populatie.
Flexibele electrogoniometers zijn draagbaar, wat betekent dat ze kunnen worden gebruikt in kleine ruimtes in klinische en beroepsmatige settings. Ze zijn ook gemakkelijk toepasbaar en hebben een hoge reproduceerbaarheid en nauwkeurigheid4-8. Deze eigenschappen maken nauwkeurige klinische evaluaties mogelijk, waarmee tegemoet wordt gekomen aan de behoefte die is ontstaan door het ontbreken van dergelijke bronnen, gezien het feit dat fysiotherapeutische loopevaluatie meestal wordt uitgevoerd door visuele schatting, die een lage reproduceerbaarheid en nauwkeurigheid heeft in klinische settings. Een ander voordeel is de mogelijkheid om een grote hoeveelheid gegevens te analyseren, bilateraal, wat niet gemakkelijk wordt uitgevoerd door de meeste van de nauwkeurige apparatuur die beschikbaar is.
Om vergelijkingen tussen de huidige resultaten en andere reeds gepubliceerde studies te vergemakkelijken, wordt tabel 3 gepresenteerd. De variabiliteit tussen de resultaten van de gerapporteerde studies suggereert dat er een gebrek is aan gestandaardiseerde procedures voor de evaluatie van deze gewrichten.
De in het sagittale vlak gevonden waarden lagen dicht bij de in de literatuur gerapporteerde bereiken. Alleen met betrekking tot de M-piek was dit niet het geval. Deze laatste bevinding kan worden verklaard door de procedures voor het verzamelen van de gegevens, met name door de loopbandopnamen. Volgens Nymark et al.16 is de dorsaalflexie bij M verminderd wanneer men bovengronds en op de loopband loopt. Deze auteurs vonden een bewegingsbereik van de enkel van 30,9º ± 5,7º bij natuurlijke snelheid op een loopband, wat dicht bij de waarde voor de rechterenkel in de huidige studie lag. Voor bewegingen in het frontale vlak daarentegen, verschilden de in de literatuur gerapporteerde resultaten van die verkregen in de huidige studie. De gemiddelde waarden voor inversie bereikten 19º in de huidige studie, terwijl andere rapporten lagere waarden beschrijven (maximum van 9,1º). In het algemeen deed zich het omgekeerde voor bij eversiebewegingen in de onderhavige studie.
Met meet- of overspraakfouten moet altijd rekening worden gehouden wanneer verschillende metingen worden vastgesteld. Bovendien is het bepalen van de exacte vlakken waaromheen de beweging plaatsvindt, belangrijk om overspraak van de electrogoniometer te vermijden17. Een andere mogelijke bron van fouten zou de aanwezigheid van de malleolus onder de veer kunnen zijn. Uit het proefonderzoek met het prototype bleek echter dat het schuiven van de veer van de electrogoniometer over de malleolus de metingen van enkelinversie en -eversie tijdens de tests niet hinderde.
De bepaling van de plaats van de as waaromheen de subtalaire inversie- en eversiebewegingen plaatsvinden is een punt van controverse. De plaats van deze as schijnt sterk te variëren tussen individuen. Volgens sommige auteurs heeft deze as een vaste schuine oriëntatie (42º ten opzichte van de horizontale richting van de voet, en 23º ten opzichte van de mediale richting)2. Volgens andere auteurs heeft het subtalaire gewricht verschillende momentane bewegingsassen, in plaats van een enkele vaste18,19, en het bestaan van niet minder dan 12 assen is zelfs aanvaard20. Momenteel is geen enkel toestel in staat deze complexiteit te verwerken. Er moet apparatuur worden ontwikkeld met een grotere gevoeligheid voor het volgen van de verschillende momentane assen en er moeten meer studies worden uitgevoerd om de beschikbare gegevens te verfijnen.
Identificatie van de neutrale positie van de enkel is een andere belangrijke kwestie voor standaardisatie van de procedures voor loopmetingen6,12. Ball en Johnson6 gebruikten een methode waarbij manuele palpatie nodig was om de neutrale positie van het subtalaire gewricht te bepalen. Volgens Moseley et al.12 moet deze positie worden bepaald wanneer de proefpersonen zitten en geen lichaamsgewicht dragen. In de huidige studie werd de neutrale houding vastgesteld wanneer het individu ontspannen stond met zijn gewicht gelijkelijk gedragen door de twee benen. Dezelfde procedure werd beschreven door Nester et al.21. Deze procedure werd gekozen om de reproduceerbaarheid tussen individuen te verzekeren, en omdat deze dichter bij de gemeten functionele situatie lag dan de andere beschreven procedures.
In de huidige studie werden ongeveer 80 loopcycli van elk individu geanalyseerd. Kaufman et al.22 stelden dat ten minste 22 cycli nodig zijn voor het verkrijgen van nauwkeurige gegevens. Daarom kan het aantal geanalyseerde cycli worden beschouwd als representatief voor het bewegingspatroon van elke proefpersoon.
Wat de intra- en inter-subject variabiliteit betreft, was de intra-subject variabiliteit tussen de cycli kleiner dan de variabiliteit tussen verschillende individuen. Dit gebeurde ondanks het feit dat de geanalyseerde proefpersonen antropometrisch gelijk waren. Bovendien werd in de huidige studie systematisch voor deze variabele gecontroleerd. Dit suggereert dat, voor normale individuen die relatief homogeen zijn, het patroon van bewegingen die als “normaal” of verwacht worden beschouwd, een relatief grote spreiding kan vertonen in studies van dit type. Dit suggereert dus voorzichtigheid bij het analyseren van het bewegingspatroon van deze gewrichten en versterkt de behoefte aan meer nauwkeurige apparatuur en procedures.
Er is in de literatuur ook een grotere interindividuele dan intraindividuele variabiliteit in dorsiflexie- en plantairflexiebewegingen beschreven11,15. Dit suggereert dat het looppatroon van één individu een regelmatig patroon van bewegingen vertoont, met weinig variatie tussen de cycli wanneer de snelheid constant is, maar dat individuen van elkaar verschillen. Deze resultaten hebben duidelijke klinische implicaties en moeten in aanmerking worden genomen bij de klinische ganganalyse.
CONCLUSIE
De grote verschillen tussen de resultaten verkregen door verschillende auteurs suggereren dat er behoefte is aan een grotere standaardisatie van de meetprocedures, vooral wat betreft de bepaling van de neutrale positie van het enkelgewricht.
In het sagittale vlak waren de vastgestelde waarden relatief gelijk aan die gevonden in andere studies die gebruik maakten van video bewegingsanalyse systemen of potentiometrische electrogoniometers. In het frontale vlak daarentegen, werden in de huidige studie hogere inversiewaarden vastgesteld.
Er werd een betrekkelijk geringe intra-individuele variabiliteit vastgesteld. De gevonden hogere interindividuele variabiliteit suggereert echter dat het enkelbewegingspatroon sterk kan variëren, zelfs bij antropometrisch vergelijkbare personen.
Acknowledgements: 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 recommendation on definitions of joint coordinate system of various joints for the reporting of human joint motion. 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. Flexible electro-goniometers: kinesiologische voordelen ten opzichte van potentiometrische goniometers. Clin Biomech. 1995;10:275-7.
5. Rowe PJ, Myles CM, Hillmann SJ, Hazlewood ME. Validation of flexible electrogoniometry as a measure of joint kinematics. Fysiotherapie. 2001;87:479-88.
6. Ball P, Johnson GR. Betrouwbaarheid van achtervoet goniometrie bij gebruik van een flexibele electrogoniometer. Clin Biomech. 1993;8:13-9.
7. Ball P, Johnson GR. Technique for the measurement of hindfoot inversion and eversion and its use to study a normal population. Clin Biomech. 1996;8:165-9.
8. Shiratsu A, Coury HJCG. Betrouwbaarheid en nauwkeurigheid van verschillende sensoren van een flexibele electrogoniometer. Clin Biomech. 2003;18:682-4.
9. Winter DA. Kinematic and kinetic patterns in human gait: variability and compensating effects. 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 males. Clin Biomech. 1996;11:39-45.
15. Leardini A, Benedetti MG, Catani F, Simoncini L, Giannini S. An anatomically based protocol for the description of foot segment kinematics during gait. 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. J Electromyogr Kinesiol. 2004;14:355-67.
18. Zografos S, Chaminade B, Hobatho MC, Utheza G. Experimentele studie van de as van het subtalaire gewricht vooronderzoek. Surg Radiol Anat. 2000;22:271-6.
20. American Medical Association. Range of motion assessment – de praktische gids voor range of motion assessment. Chicago: American Medical Association; 2002.
21. Nester CJ, van der Linden ML, Bowker P. Effect of foot orthoses on the kinematics and kinetics of normal walking gait. Gait Posture 2003; 17: 180-7.
22. Kaufman KR, Chambers HG, Sutherland DH. Variability of temporal distance measurements in pathological gait studies. Gait Posture. 1996;4:167-208.