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: Ocena ruchów stawu skokowego u zdrowych osób chodzących na bieżni ruchomej, za pomocą elastycznego elektrogoniometru.
METODA: Ruchy zgięcia grzbietowego i podeszwowego oraz wyprostu/odwrócenia były rejestrowane przez 90 sekund przy prędkości 5,0 km/h. W badaniu wzięło udział dziesięciu zdrowych młodych mężczyzn w średnim wieku 21,4 ± 2,99 lat i średnim wzroście 1,62 ± 0,22 metra. Uzyskane dane poddano analizie opisowej (średnia, odchylenie standardowe, maksimum i minimum). W płaszczyźnie strzałkowej analizowano cykl chodu w trzech momentach, przyjmując szczyty ruchu: płaskostopie (FF), śródstopie (M) i odwodzenie palców (TO). Zidentyfikowano kąty inwersji i ewersji odpowiadające tym fazom, jak również szczyty ruchowe podczas cykli chodu. Między- i wewnątrzprzedmiotowe współczynniki zmienności (CV) zostały obliczone.
WYNIKI: Średnie wartości dla płaszczyzny strzałkowej, dla lewej i prawej kostki wynosiły odpowiednio: 7º i 4º w FF, 2º i 7º w M oraz 24º i 19º w TO. W płaszczyźnie czołowej uzyskano inwersję o 5º i 3º na FF, 4º i 5º na M oraz 15º i 16º na TO. Szczytowymi wartościami były inwersja 17º i 18º oraz ewersja 1º. Maksymalne wewnątrzprzedmiotowe CV wynosiło 0,39, a maksymalne międzyprzedmiotowe CV wynosiło 0,44.
Podsumowanie: Wyniki uzyskane za pomocą elektrogoniometru były stosunkowo podobne do danych podawanych w literaturze dla płaszczyzny strzałkowej, ale nie dla płaszczyzny czołowej. Rozbieżności pomiędzy badaniami mierzącymi ruchy stawu skokowego sugerują potrzebę standaryzacji procedur rejestracji.
Słowa kluczowe: chód; staw skokowy; kinematyka; elektrogoniometr.
RESUMO
CEL: Ocena ruchów stawu skokowego u zdrowych osób podczas chodu na bieżni ruchomej za pomocą elektrogoniometru giętkiego.
METODY: Ruchy zgięcia/zgięcia grzbietowego stopy oraz inwersji/odwrócenia były rejestrowane przez 90 sekund przy prędkości 5,0 km/h. W badaniu wzięło udział 10 zdrowych młodych mężczyzn w średnim wieku 21,4 ± 2,99 lat, o średnim wzroście 1,62 ± 0,22 m. Dane poddano analizie opisowej (średnia, odchylenie standardowe, wartości minimalne i maksymalne). W płaszczyźnie strzałkowej cykl chodu analizowano w trzech momentach, uwzględniając szczyty ruchu: płaskostopie (PP), średnie podparcie (MA) i wycofanie palców (RD). Kąty inwersji/odwrócenia odpowiadające tym fazom zostały zidentyfikowane, jak również szczyty ruchu podczas cykli chodu. Obliczono współczynnik zmienności między- i wewnątrzprzedmiotowej (CV).
WYNIKI: Średnie wartości w płaszczyźnie strzałkowej dla lewej i prawej kostki wynosiły odpowiednio: 7º i 4º w PP, 2º i 7º w MA, 24º i 19º w RD. W płaszczyźnie czołowej wyniki były następujące: 5 i 3 inwersja w PP, 4 i 5 inwersja w MA, 15 i 16 inwersja w RD, szczytowymi wartościami były 17 i 18 inwersja oraz 1 ewersja. Maksymalne CV wewnątrzprzedmiotowe wyniosło 0,39, a CV międzyprzedmiotowe 0,44.
WNIOSEK: Wyniki uzyskane przy użyciu elektrogoniometru są stosunkowo podobne do danych podawanych w literaturze dla płaszczyzny strzałkowej, ale nie dla płaszczyzny czołowej. Rozbieżności pomiędzy badaniami oceniającymi ruchy stawu skokowego sugerują potrzebę standaryzacji procedur rejestracji.
Słowa kluczowe: chód; staw skokowy; kinematyka; elektrogoniometr.
WSTĘP
Termin „kompleks stawu skokowego” odnosi się do struktury złożonej ze stawu skokowego i stawów podskokowych1. Ruchy stawu skokowego są ważne dla prawidłowego, skoordynowanego chodu i płynnej sinusoidalnej oscylacji środka ciężkości2. Staw podtalerzowy odpowiada za największą część inwersji/odwrócenia stopy. Umożliwia on stopie dostosowanie się do nieregularnego terenu, zapewnia amortyzację wstrząsów, a także działa jako sztywny segment do napędzania ciała podczas fazy rozbiegu chodu3.
Pomiary ludzkich ruchów funkcjonalnych pozwalają na scharakteryzowanie wzorców ruchowych dla określonych populacji i zidentyfikowanie „normalnych lub oczekiwanych” wzorców. Dane te są niezbędne do zidentyfikowania nieprawidłowych wzorców i scharakteryzowania upośledzeń, niepełnosprawności i niepełnosprawności. Poprzez opis wartości średnich i oczekiwanej zmienności dla normalnych osób, możliwe jest ustalenie wytycznych do podejmowania decyzji klinicznych i określania skuteczności programów leczenia.
Aby ocenić czynności dynamiczne, takie jak chód, zapisy ruchów kątowych powinny być ciągłe i uzyskiwane za pomocą precyzyjnych urządzeń. Trójwymiarowe systemy optoelektroniczne, fluoroskopia, akcelerometry/gyroskopy, elektromagnetyczne i ultradźwiękowe systemy śledzące, elektrogoniometry potencjometryczne i platformy siłowe zostały wykorzystane do oceny chodu. Chociaż systemy optoelektroniczne są uważane za precyzyjne, ich procedury kalibracji i analizy danych są również uważane za czasochłonne. Z drugiej strony, precyzja elektrogoniometrów potencjometrycznych wydaje się być zagrożona ze względu na ich niezdolność do śledzenia zmian osi obrotu stawu, które mają miejsce podczas ruchu.
Elektrogoniometry elastyczne są również wykorzystywane do oceny funkcjonalnej różnych stawów, takich jak nadgarstek, kolano i kręgosłup lędźwiowy. Ich zaletą jest to, że są lekkie, przenośne, łatwe do zastosowania, nie przeszkadzają w wykonywaniu czynności, nie ograniczają ruchów i dobrze dopasowują się do segmentów ciała4,5. Co więcej, urządzenia te charakteryzują się wysoką odtwarzalnością, gdy są stosowane wraz z odpowiednim protokołem pomiarowym, ze standaryzacją pozycji osoby badanej i czujników6,7. Według Shiratsu i Coury8 elektrogoniometry te można uznać za dokładne, z błędem mniejszym niż 5º dla dużych ruchów i minimalnym błędem dla ruchów pomiędzy 0º a 10º. Mimo, że sprzęt ten był wykorzystywany w pasywnych pomiarach kompleksu stawu skokowego6,7, w literaturze przedmiotu nie znaleziono badań dotyczących dynamicznej i funkcjonalnej rejestracji ruchów stawu skokowego. W związku z tym istnieje potrzeba stworzenia bazy danych zapisów chodu od zdrowych osób, do wykorzystania w warunkach klinicznych i badaniach naukowych.
Celem niniejszej pracy była ocena ruchów zgięcia grzbietowego i podeszwowego oraz inwersji/odwrócenia kompleksu stawu skokowego u zdrowych młodych osób chodzących na bieżni z kontrolowaną prędkością (5,0 km/h), przy użyciu elastycznego dwuosiowego elektrogoniometru.
METODY
Badani
W badaniu wzięło udział dziesięciu zdrowych mężczyzn w średnim wieku 21,4 ± 2,99 lat, o średniej masie 64,7 ± 5,37 kilograma i średnim wzroście 1,62 ± 0,22 metra. W pełni przeanalizowano dane tylko siedmiu osób, ponieważ w trakcie analizy danych z trzech prawych kończyn wystąpiły problemy techniczne. Żadna z osób nie zgłaszała dolegliwości bólowych kolan, kostek lub stawów podkolanowych w ciągu ostatniego roku. Osoby te nie miały w przeszłości urazów nóg ani zaburzeń równowagi, nie występowały u nich rzeczywiste ani pozorne różnice w długości nóg, a także nie występowały u nich zmiany postawy kolan lub stóp. Aby uzyskać tę jednorodną próbę, znacznie większa grupa osób (N= 70) przeszła proces przesiewowy.
Wybrane osoby zostały poinformowane o celach badania i podpisały formularz wyrażający świadomą zgodę na procedury. Projekt został zatwierdzony przez Komisję Etyki Badań Naukowych Federalnego Uniwersytetu São Carlos (numer protokołu 035/04).
Materiał i sprzęt
Specyficzny czujnik elektrogoniometru kostkowego (model SG110/A, rejestrator danych DL1001, wersja oprogramowania 3.2; Biometrics, Gwent, UK), bieżnia ergometryczna i chronometr cyfrowy zostały wykorzystane.
Procedury
Do zbierania danych, boczna część nogi w pobliżu kostki została ogolona i oczyszczona. Teleskopowe i stałe elektrogoniometryczne bloki końcowe zostały przymocowane do stawu skokowego, jak pokazano na Rysunku 1. Stały blok końcowy był umieszczony równolegle do głównej osi stopy, poniżej bocznej kości młoteczkowej, a teleskopowy blok końcowy był wyrównany z główną osią nogi.
Po podłączeniu czujnika, rejestrator danych (jednostka akwizycji danych) został skalibrowany z uczestnikami w pozycji neutralnej: stojąc w rozluźnionej postawie, z masą ciała rozłożoną równomiernie pomiędzy dwiema stopami, w równowadze stacjonarnej. Przyjęto, że zgięcie grzbietowe i inwersja są dodatnie, a częstotliwość próbkowania wynosiła 1000 Hz. Po dwuminutowym okresie zapoznawczym, 90 sekund danych rejestrowano na bieżni z prędkością 5,0 km/h.
Podczas badań pilotażowych zaobserwowano, że sprężyna elektrogoniometru ulegała rozciągnięciu w płaszczyźnie czołowej na skutek obecności młoteczka bocznego podczas ruchów stawu skokowego. Z tego powodu przeprowadzono test z użyciem przyrządu pomiarowego, aby sprawdzić, czy naprężenie sprężyny może zakłócić zapisy (Ryc. 2). W celu odtworzenia kości skokowej skonstruowano formę składającą się z pokrytej gipsem szyny. Umieszczono go w urządzeniu pomiarowym, które wykonywało czyste ruchy zgięcia podeszwowego i zgięcia grzbietowego.
Test ten wykazał, że średnie wartości dla ruchów w płaszczyźnie czołowej zarejestrowanych podczas wykonywania czystych ruchów zgięcia grzbietowego i zgięcia plantarnego były bliskie zeru (średni błąd 0,3º), a maksymalny stwierdzony błąd wynosił 1,5º. Wyniki te pokazały, że młoteczek boczny wydaje się nie wpływać na zapisy elektrogoniometryczne inwersji/odwrócenia.
Analiza danych
W płaszczyźnie strzałkowej, każdy cykl był analizowany za pomocą trzech szczytów: stopa płasko (FF), śródstopie (M) i paluch wykroczny (TO). Zidentyfikowano odpowiednie kąty inwersji/ewersji dla tych faz. Oceniono również wartości szczytowe inwersji i ewersji. Krzywe oraz analizowane wartości szczytowe przedstawiono na rycinie 3. Obliczono wartości średnie, odchylenie standardowe (SD) oraz maksymalne i minimalne wartości szczytowe osiągane przez badane osoby podczas chodu.
Badanie pilotażowe przeprowadzono przy użyciu tej samej procedury opisanej powyżej, stosując przełączniki stóp na pięcie i na drugiej głowie śródstopia, w celu określenia uderzenia piętą (HS) i oderwania palców od podłoża (TO), następujących po sobie zdarzeń chodu i cyklu chodu. Porównanie wartości szczytowych w płaszczyźnie strzałkowej i czołowej, z i bez przełączników stóp, nie wykazało żadnej różnicy.
Współczynnik zmienności (CV) opisany przez Wintera9 został również obliczony w celu zmierzenia zmienności dla pojedynczego osobnika (pomiędzy krokami), oraz pomiędzy różnymi osobnikami. Uzyskano go stosując następujący wzór:
gdzie N = liczba punktów na krzywej
si = odchylenie standardowe w każdej chwili i
Mi = średnia w każdej chwili i
WYNIKI
Kąty uzyskane z różnych faz cyklu chodu dla płaszczyzny strzałkowej i czołowej, dla typowego osobnika, przedstawiono na rycinie 4.
W tabeli 1 przedstawiono średnie, odchylenia standardowe oraz wartości maksymalne i minimalne zarejestrowane dla płaszczyzny strzałkowej i czołowej, dla strony prawej i lewej. W płaszczyźnie strzałkowej, wartości są przedstawione dla każdego szczytu podczas cyklu chodu oraz dla zakresu ruchu (ROM) pomiędzy dwoma kolejnymi wydarzeniami chodu (FF do M i M do TO). W płaszczyźnie czołowej przedstawiono odpowiednie ruchy odwracania i odwracania przy tych zdarzeniach chodu oraz wartości maksymalne i minimalne podczas cyklu chodu.
Różnica między lewą i prawą stroną w płaszczyźnie strzałkowej wynosiła od 3º do 5º; porównując amplitudy, różnica zmniejszyła się do 1,5º i 0,5º. W płaszczyźnie czołowej stopa była odwrócona podczas prawie całego cyklu chodu, a średnia wartość dla inwersji była znacznie większa niż dla wyprostu.
Zmienność wewnątrzprzedmiotowa była mniejsza niż zmienność międzyprzedmiotowa dla ruchów występujących w obu płaszczyznach u prawie wszystkich badanych. Tylko jeden badany prezentował wewnątrzprzedmiotowe CV, które było wyższe niż CV międzyprzedmiotowe (patrz Tabela 2). Wewnątrzprzedmiotowe CV było mniejsze dla płaszczyzny czołowej niż strzałkowej, podczas gdy CV międzyprzedmiotowe było podobne dla tych dwóch płaszczyzn.
DISCUSSION
Wyniki dostarczyły parametrów kątowych dla chodu zdrowych młodych mężczyzn na bieżni z prędkością 5,0 km/h, za pomocą elastycznego elektrogoniometru. Ponieważ w dostępnej literaturze nie zidentyfikowano innych badań wykorzystujących elastyczny elektrogoniometr podczas chodu, wyniki te mogą być pomocne dla podobnych osób, jako baza danych dla zdrowej populacji.
Elektrogoniometry elastyczne są przenośne, co oznacza, że mogą być stosowane w ograniczonej przestrzeni w warunkach klinicznych i zawodowych. Są one również łatwe do zastosowania i charakteryzują się wysoką odtwarzalnością i dokładnością4-8. Cechy te pozwalają na dokładną ocenę kliniczną, spełniając tym samym potrzebę wynikającą z braku takich źródeł, biorąc pod uwagę, że ocena chodu w fizykoterapii jest zwykle wykonywana poprzez ocenę wizualną, która ma niską odtwarzalność i dokładność w warunkach klinicznych. Inną zaletą jest możliwość analizy dużej ilości danych, dwustronnie, co nie jest łatwe do wykonania przez większość dostępnych dokładnych urządzeń.
Aby ułatwić porównanie obecnych wyników z innymi, już opublikowanymi badaniami, przedstawiono tabelę 3. Zmienność pomiędzy wynikami przedstawionych badań sugeruje, że brak jest standardowych procedur oceny tych stawów.
Wartości stwierdzone w płaszczyźnie strzałkowej były zbliżone do zakresów podawanych w literaturze. Jedynie w odniesieniu do szczytu M nie miało to miejsca. To ostatnie ustalenie może być wyjaśnione przez procedury zbierania danych, szczególnie przez zapisy chodu na bieżni. Według Nymark i wsp.16, zgięcie grzbietowe jest zmniejszone w punkcie M, gdy porównuje się chód naziemny i na bieżni. Autorzy ci stwierdzili zakres ruchu stawu skokowego wynoszący 30,9º ± 5,7º przy naturalnej prędkości na bieżni, który był zbliżony do wartości dla prawej kostki w obecnym badaniu. Z drugiej strony, dla ruchów w płaszczyźnie czołowej, wyniki podawane w literaturze różniły się od tych uzyskanych w niniejszym badaniu. Średnie wartości dla inwersji osiągnęły 19º w obecnym badaniu, podczas gdy inne doniesienia opisują niższe wartości (maksymalnie 9,1º). Ogólnie rzecz biorąc, odwrotna sytuacja miała miejsce w przypadku ruchów odwodzenia w obecnym badaniu.
Błędy pomiaru lub przesłuchów muszą być zawsze brane pod uwagę, gdy identyfikowane są różne pomiary. Ponadto, określenie dokładnych płaszczyzn, wokół których odbywa się ruch, jest ważne dla uniknięcia przesłuchów elektrogoniometrycznych17. Innym możliwym źródłem błędu może być obecność kości skokowej pod sprężyną. Jednakże badania pilotażowe przeprowadzone na prototypie wykazały, że przesuwanie się sprężyny elektrogoniometru po kości skokowej nie przeszkadzało w pomiarach inwersji i ewersji stawu skokowego podczas testów.
Określenie położenia osi, wokół której odbywają się ruchy inwersji i eversji stawu skokowego, jest sprawą kontrowersyjną. Położenie tej osi wydaje się być bardzo różne u różnych osób. Według niektórych autorów oś ta ma stałą skośną orientację (42º w kierunku poziomym stopy i 23º w kierunku przyśrodkowym)2. Według innych autorów staw podkolanowy ma kilka osi ruchu chwilowego, a nie jedną stałą18,19, a nawet przyjmuje się istnienie aż 12 osi20. Obecnie żaden sprzęt nie jest w stanie poradzić sobie z taką złożonością. Należy opracować urządzenia o większej czułości do śledzenia różnych osi chwilowych i przeprowadzić więcej badań w celu dopracowania dostępnych danych.
Identyfikacja neutralnej pozycji stawu skokowego jest kolejnym ważnym zagadnieniem dla standaryzacji procedur pomiaru chodu6,12. Ball i Johnson6 wykorzystali metodę polegającą na ręcznej palpacji w celu identyfikacji neutralnej pozycji stawu skokowego. Według Moseley i wsp.12, pozycja ta powinna być zidentyfikowana, gdy badani siedzą i nie dźwigają żadnego ciężaru ciała. W niniejszym badaniu neutralną postawę ustalono, gdy osoba stała rozluźniona, a jej ciężar ciała był równomiernie podparty na obu nogach. Ta sama procedura została opisana przez Nestera i wsp.21. Procedura ta została przyjęta w celu zapewnienia powtarzalności między osobami, a także dlatego, że była bliższa sytuacji funkcjonalnej mierzonej niż inne opisane procedury.
W obecnym badaniu przeanalizowano około 80 cykli chodu od każdej osoby. Kaufman i wsp.22 stwierdzili, że do uzyskania dokładnych danych potrzebne są co najmniej 22 cykle. Dlatego liczbę przeanalizowanych cykli można uznać za reprezentatywną dla wzorca ruchowego każdego uczestnika.
W odniesieniu do zmienności wewnątrz- i międzypodmiotowej, zmienność wewnątrzpodmiotowa między cyklami była mniejsza niż zmienność między różnymi osobami. Wystąpiło to pomimo faktu, że analizowane osoby były podobne pod względem antropometrycznym. Ponadto, zmienność ta była systematycznie kontrolowana w niniejszym badaniu. Sugeruje to, że dla normalnych osób, które są względnie homogeniczne, wzorzec ruchów przyjęty jako „normalny” lub oczekiwany może prezentować stosunkowo szeroki zakres w badaniach tego typu. Dlatego sugeruje to ostrożność w analizowaniu wzorca ruchu tych stawów i wzmacnia potrzebę bardziej dokładnego sprzętu i procedur.
Większa międzyosobnicza niż wewnątrzosobnicza zmienność ruchów zgięcia grzbietowego i zgięcia podeszwowego została również opisana w literaturze11,15. Sugeruje to, że chód pojedynczej osoby prezentuje regularny wzorzec ruchów, z niewielką zmiennością pomiędzy cyklami, gdy prędkość jest stała, ale że poszczególne osoby różnią się od siebie. Wyniki te mają wyraźne implikacje kliniczne i powinny być brane pod uwagę w klinicznej analizie chodu.
KONKLUZJA
Duże różnice pomiędzy wynikami uzyskanymi przez różnych autorów sugerują, że istnieje potrzeba większej standaryzacji procedur pomiarowych, szczególnie w odniesieniu do określania neutralnej pozycji stawu skokowego.
W płaszczyźnie strzałkowej, zidentyfikowane wartości były stosunkowo podobne do tych znalezionych w innych badaniach, które wykorzystywały systemy wideo analizy ruchu lub elektrogoniometry potencjometryczne. Z drugiej strony, w płaszczyźnie czołowej, wyższe wartości inwersji zostały zidentyfikowane w obecnym badaniu.
Zidentyfikowano stosunkowo niską zmienność wewnątrz-indywidualną. Jednakże, wyższa zmienność międzyosobnicza sugeruje, że wzorzec ruchu stawu skokowego może się znacznie różnić, nawet wśród osób podobnych pod względem antropometrycznym.
Podziękowania: 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. Zalecenie ISB w sprawie definicji układu współrzędnych stawów różnych stawów dla raportowania ruchu stawów człowieka. 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: kinesiological advantages with respect to potentiometric 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. Physiotherapy. 2001;87:479-88.
6. Ball P, Johnson GR. Reliability of hindfoot goniometry when using a flexible 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. Reliability and accuracy of different sensors of a flexible electrogoniometer. Clin Biomech. 2003;18:682-4.
9. Winter DA. Kinematic i kinetyczne wzorce w ludzkim chodzie: zmienność i efekty kompensacyjne. 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. Experimental study of the subtalar joint axis preliminary investigation. 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. 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.