Сравнение результатов измерения движений ладьевидной кости в динамике, проводимого с применением датчика растяжения, при ходьбе и беге, а также на беговой дорожке и грунте

Dynamic navicular motion measured using a stretch sensor is different between walking and running, and between over-ground and treadmill conditions

Кристиан Дж. Бартон (Christian J Barton)^{1, 2, 3, 4 *}, Симон Л. Каппел (Simon L Kappel)⁵, Питер Арендт (Peter Ahrendt)⁵, Оле Симонсен (Ole Simonsen)⁶, Михаэль С. Ратлефф (Michael S Rathleff)^7, 8

* Автор, отвечающий за переписку: Кристиан Дж. Бартон, christian@completesportscare.com.au

¹ Complete Sports Care, Мельбурн, Австралия

² Программа исследований нижних конечностей и походки, факультет медицинских наук, университет Ла Троуб, Бандоора, Австралия

³ Pure Sports Medicine, Лондон, Австралия

⁴ Центр лечебной физкультуры, университет Лондона им. королевы Марии, Лондон, Великобритания

⁵ Инженерный факультет, университет Орхуса, Орхус, Дания

⁶ Научно-исследовательский институт ортопедической хирургии, клиника при Ольборгском университете, Ольборг, Дания

⁷ Отделение трудотерапии и физиотерапии, клиника при Ольборгском университете, Ольборг, Дания

⁸ Центр сенсорно-моторного взаимодействия, медико-технологический факультет, Ольборгский университет, Ольборг, Дания

Journal of Foot and Ankle Research, 2015, 8:5 – doi: 10.1186/s13047-015-0063-z

Электронная версия этой статьи является полной и доступна в Интернете по адресу: http://www.jfootankleres.com/content/8/1/5

© Barton et al, 2015; владелец лицензии BioMed Central.

Это статья с открытым доступом, распространяемая в соответствии с условиями лицензии Creative Commons «С указанием авторства» (http://creativecommons.org/licenses/by/4.0), позволяющей неограниченное использование, распространение и воспроизведение на любом носителе при условии правильного цитирования оригинальной работы

Обоснование

Считается, что чрезмерная или патологическая пронация стопы возникает в результате неправильного выравнивания и патологии нижних конечностей в суставном сочленении голени и бедра [1, 2]. На основании этой теории из клинических показателей пронации стопы, предложенных ранее, были выделены те, что связаны с наибольшим риском травмы или помогают врачу принять решение о дальнейшей терапии (например, о назначении ортезов стопы). Основанием для использования конкретных показателей пронации стопы может являться неоднозначность связи сегментов и плоскостей движения. Кроме того, важно отметить значительную вариативность движений стопы и взаимодействия конкретных суставов стопы у разных людей [3].

Один из распространенных клинических методов измерения пронации стопы, предложенный Броди (Brody) [4], – статическое опущение ладьевидной кости – включает расчет разности высоты ладьевидной кости при нейтральном и расслабленном положениях подтаранного сустава (измерение выполняется в положении стоя) [4]. Менц (Menz) [5] предположил, что к измерению опущения ладьевидной кости следует добавить измерение дрейфа, или «медиального выпячивания», ладьевидной кости. Кроме того, он предположил, что эти показатели могут предоставить значительные преимущества по сравнению с более традиционными показателями пронации стопы (например, с углом заднего отдела стопы), обеспечивая индикацию движения в таранно-ладьевидном суставе (среднем отделе стопы) [5]. Несмотря на недостаточное количество исследований по оценке связи между дрейфом ладьевидной кости и травмами нижних конечностей, имеющиеся в настоящее время данные свидетельствуют о том, что сильное опущение ладьевидной кости может быть фактором риска медиального большеберцового синдрома (синдрома MTSS) [6] и боли в надколеннике и бедре (PFP) [7]. Тем не менее, связанные с этим эффекты незначительны по величине [6, 7], что, возможно, вызвано многофакторной природой этих состояний. Кроме того, статическое опущение ладьевидной кости является плохим прогностическим фактором динамической функции стопы [8], учитывающим движение только в сагиттальной плоскости [5].

Неинвазивное измерение движения стопы в обуви является традиционно трудной задачей из-за необходимости размещения кожных маркеров на стопе. Одним из вариантов является размещение маркеров на обуви, однако предыдущее исследование показывает, что этот метод плохо отражает реальные движения стопы. В предыдущих исследованиях сообщалось о завышенной [9, 10] и заниженной оценке [11] реального движения стопы при измерении с помощью маркеров на обуви. Также в обуви прорезали «окна», позволяющие разместить маркер, однако это влияло на структурную целостность обуви [12] и было невыполнимо в клинических условиях. Совсем недавно Кристенсен (Christensen) с соавторами [13] предложили использовать датчик растяжения в качестве простого и эффективного метода измерения параметров трехмерного движения ладьевидной кости в обуви и босиком. Это может оказаться полезным инструментом при определении риска травмы, принятии решений по лечению и оценке эффективности вмешательств, направленных на контроль движения ладьевидной кости. В то же время необходима дальнейшая валидация данного метода, чтобы определить, как различные протоколы анализа походки влияют на движения ладьевидной кости в динамике.

Оценку биомеханики бега и ходьбы часто проводят на беговой дорожке. Ранее в большинстве исследований уделялось внимание различиям в сагиттальной плоскости и измерялись преимущественно проксимальные движения. Исследования по сравнению походки на беговой дорожке и грунте показали: снижение максимума и диапазона флексии колена при ходьбе и беге на беговой дорожке [14–19]; противоречивые различия во флексии тазобедренного сустава при повышенном [20, 21] и пониженном [19] максимуме на беговой дорожке; сниженный диапазон движений, скорости и максимальной величины дорзифлексии лодыжки [19, 22] при беге на беговой дорожке; повышенную эверсию заднего отдела стопы/лодыжки при беге (1,5–6,3⁰) [18, 19, 23] на беговой дорожке, хотя в одном из исследований сообщалось об отсутствии значимых различий в движении заднего отдела стопы [22]. Насколько известно авторам, сравнение движений среднего отдела стопы или ладьевидной кости во время ходьбы или бега по беговой дорожке и грунту не проводилось. Кроме того, в предыдущих исследованиях не проводилось сравнение движений ладьевидной кости в обуви и без нее или при ходьбе и беге.

Данное исследование посвящено изучению того, существуют ли различия в амплитуде и пиковой скорости движения ладьевидной кости при беге и ходьбе (1), ходьбе по грунту и беговой дорожке (2) и (или) босиком и в обуви (3). Предполагалось, что амплитуда и скорость движения ладьевидной кости при беге будут больше, чем при ходьбе.

Методы

Это перекрестное исследование по сравнению движений ладьевидной кости при пяти различных тестовых условиях включало 26 участников (11 женщин и 15 мужчин). Средние значения (стандартное отклонение) возраста, роста, веса и длины стопы участников составляли 27 (7) лет, 178 (9) см, 69 (11) кг и 25,3 (1,9) см соответственно. 26 участников (в возрасте 19–57 лет) для удобства были набраны в инженерной школе, университете Орхуса и близлежащем микрорайоне. Потенциальные участники с травмой или болью в нижних конечностях или спине, препятствующими ходьбе или бегу, а также с медицинскими или неврологическими заболеваниями, были исключены. Исследование было утверждено университетом Орхуса и проведено в соответствии с Хельсинкской декларацией [24]; все участники были ознакомлены с информацией о проекте в устной и письменной форме и подписали информированное согласие до начала исследования.

Измерение динамического движения ладьевидной кости (с использованием датчика растяжения)

Датчик растяжения представляет собой гибкий и тонкий емкостный датчик, позволяющий измерять движения ладьевидной кости в обуви. Используются две точки на медиальной поверхности стопы: 1) 20 мм кзади от медиальной лодыжки (крепится при помощи ремешка с липучкой); 2) 20 мм кзади и 20 мм дистальнее бугорка ладьевидной кости (рис. 1) [25]. Выбор точки крепления был основан на предварительном исследовании [25]. Выпуклость медиальной лодыжки препятствовала размещению дистальной части датчика растяжения непосредственно на ладьевидной кости, что обусловило его размещение кзади и дистальнее ее (рис. 1). На основании предыдущих исследований с использованием костных штифтов, проведенных Уолфом (Wolf) с соавторами [26] и показавших, что весь медиальный средний отдел стопы движется в одном и том же направлении во время ходьбы, считается, что это положение должно обеспечить достоверное приближенное значение функционального опущения и дрейфа ладьевидной кости [13, 27].

Устройство сбора данных

Устройство сбора данных представляло собой заказное оборудование, обеспечивавшее запись удлинения датчика растяжения с частотой дискретизации 200 Гц. Устройство включало трехосевой гироскоп и трехосевой акселерометр, осуществлявшие одновременную регистрацию значений; данные измерений хранились на SD-карте вместе с данными датчика растяжения. Устройство устанавливали непосредственно над лодыжкой, чтобы свести к минимуму перемещения, вызванные сокращением мышц голени.

Условия теста

Все участники проходили тестовые условия в одной и той же последовательности. Адаптацию определяли по данным визуального наблюдения и утвердительному ответу участников на вопрос «Ощущения при ходьбе или беге обычные?». Использовался следующий порядок тестовых условий:

Собственные стандартные спортивные кроссовки и носки участников

1. Ходьба по грунту в ритме, выбранном участником.

2. Бег по грунту в ритме, выбранном участником.

3. Ходьба по беговой дорожке (в том же ритме, что и во время ходьбы по грунту).

4. Бег по беговой дорожке (в том же ритме, что и во время бега по грунту).

Босиком (в носках)

5. Ходьба по беговой дорожке (в том же ритме, что и во время ходьбы по грунту).

Измерение результатов

Основные результаты включали амплитуду и пиковую скорость движения ладьевидной кости, измеряемые датчиком растяжения. Скорость движения ладьевидной кости (т. е. пиковую скорость) оценивали путем дифференцирования удлинения датчика растяжения, в частности свертков удлинения датчика растяжения с маской фильтра [-0,5 0 0,5]. Ранее сообщалось, что внутри– и межличностная надежность датчика была приемлемой при значении ICC (2.1) > 0,76 для измерений босиком и ICC (2.1) 0,65 для измерений в обуви [13]. Кроме того, консервативные оценки 95 % предела согласия внутри– и межличностной надежности также составляли от -2,4 до 2,6 мм [13]. Тестирование выполнял исследователь, который предварительно отработал навык использования датчика растяжения (не менее 100 раз до начала исследования).

Размер выборки

Размер выборки был основан на экспериментальных данных и направлен на выявление 20 % различий движения ладьевидной кости при ходьбе и беге по грунту в обуви. При использовании стандартного отклонения 30 %, мощности 80 % и значения альфа 0,05 были необходимы по меньшей мере 20 участников.

Анализ данных

Данные анализировали с помощью программы, специально написанной в Matlab. Момент приземления на пятку в каждой фазе опоры определяли вручную с помощью гироскопа и акселерометра – приборов с высокой надежностью и достоверностью [28]. Для подтверждения достоверности результаты сравнивали с данными, полученными от переключателя, который реагировал на изменение давления со стороны пятки. Далее специально написанный алгоритм определял максимальную амплитуду движения ладьевидной кости для каждой фазы опоры. Пример исходных данных показан на рис. 2. Амплитуду движения ладьевидной кости рассчитывали как разность между удлинением датчика растяжения при ударе пятки и его максимальным удлинением в опорной фазе. Рассчитывали среднее значение максимальной расчетной скорости в опорной фазе для всех шагов. Из-за значительной изменчивости от шага к шагу (рис. 3) рассчитывали среднюю амплитуду движения ладьевидной кости за 53–156 последовательных шагов, в зависимости от состояния и ритма походки участника.

Статистический анализ

Отдельный однофакторный дисперсионный анализ (ANOVA) выполняли для амплитуды и скорости движения ладьевидной кости, используя двусторонний t-критерий для сравнения различий между тестовыми условиями. Поправку Бонферрони для попарного сравнения не вносили, чтобы не упустить потенциально клинически значимые результаты при жесткой статистической коррекции [29]. Величину эффекта (ES) рассчитывали путем деления средней разности между условиями на стандартное отклонение первого условия [30]. Кроме того, при каждом сравнении рассчитывали процент разности. При использовании критериев, предложенных Хьюмом (Hume) и соавторами [31], ES определяли как небольшую (< 0,6), среднюю (0,61–1,19) или высокую (≥ 1,2). По коэффициенту корреляции Пирсона оценивали связь между амплитудой и скоростью движения ладьевидной кости при различных тестовых условиях.

Результаты

Данные одного из участников исключили из всех исследований из-за низкого качества. Еще одного участника исключили из исследования бега по беговой дорожке, а еще четырех – из исследования ходьбы босиком по беговой дорожке из-за низкого качества данных. Результаты ANOVA показали значительное влияние условий на амплитуду движений ладьевидной кости (F = 6,9, p = 0,002) и на скорость движений ладьевидной кости (F = 52,6, p ≤ 0,001).

Сравнение ходьбы по беговой дорожке босиком и в обуви

Амплитуда и скорость движения ладьевидной кости при сравнении ходьбы босиком и в обуви на беговой дорожке были аналогичны (таблица 1). Существовала значимая связь между амплитудой и скоростью движения ладьевидной кости при ходьбе по беговой дорожке в обуви и босиком (r = 0,80, p < 0,0001; r = 0,61, p = 0,003 соответственно).

Таблица 1. Перемещение и скорость движения ладьевидной кости при ходьбе и беге по грунту и по беговой дорожке

Сравнение бега и ходьбы

По сравнению с ходьбой скорость движения ладьевидной кости при беге была на 59 % (ES = 1,03) выше при перемещении по грунту и на 210 % (ES = 1,63) выше – по беговой дорожке (см. таблицу 1). Амплитуда движения ладьевидной кости была на 23 % (ES = 0,64) выше во время бега по грунту по сравнению с ходьбой по грунту. Кроме того, имела место статистическая тенденция (p = 0,07) к 14%-ому (ES = 0,31) увеличению амплитуды движения ладьевидной кости при беге по беговой дорожке по сравнению с ходьбой по беговой дорожке.

Сравнение ходьбы и бега по грунту и по беговой дорожке

По сравнению с перемещением по грунту амплитуда движения ладьевидной кости на беговой дорожке была на 21 % (ES = 0,39) выше при ходьбе и на 16 % (ES = 0,36) выше при беге (см. таблицу 1). По сравнению с перемещением по грунту максимальная скорость движения ладьевидной кости была на 48 % (ES = 1,45) меньше при ходьбе по беговой дорожке, однако различия в максимальной скорости при беге при этих двух условиях отсутствовали (см. таблицу 1).

Имела место значимая связь между амплитудой (r = 0,88, p < 0,0001) и скоростью движения ладьевидной кости (r = 0,66, p = 0.003) при ходьбе по грунту и по беговой дорожке. Амплитуда (r = 0,88, p < 0,0001) и скорость движения ладьевидной кости (r = 0,95, p < 0,0001) при беге по грунту были тесно связаны с бегом по беговой дорожке.

Обсуждение

Необходимость размещения маркеров непосредственно на стопе традиционно затрудняет измерения движений стопы в обуви. В данном исследовании использовали действенный метод измерения движения ладьевидной кости в обуви для выявления возможных различий между ходьбой босиком и в обуви, при беге и ходьбе, а также различий в походке на беговой дорожке и грунте. В целом, полученные результаты подчеркивают необходимость учета специфики задач во время анализа движений ладьевидной кости – различий между бегом и ходьбой, а также в походке на беговой дорожке и грунте.

Амплитуда и скорость движения ладьевидной кости повышены при беге по сравнению с ходьбой независимо от того, где выполняется сравнение – на беговой дорожке или на грунте. В частности, обнаружены небольшое или умеренное увеличение амплитуды и умеренное или значительное увеличение скорости, что указывает на то, что бег, по всей вероятности, больше влияет на скорость движения ладьевидной кости, чем на его амплитуду. Повышенная амплитуда и скорость движения ладьевидной кости, вероятно, обусловлены большей силой реакции опоры во время бега [32, 33]. Важно отметить, что более выраженное движение ладьевидной кости во время бега подчеркивает необходи­мость учета специфики задач при оценке функций стопы в исследовательских или клинических условиях.

Оценку биомеханики бега и ходьбы часто проводят на беговой дорожке. В предыдущих исследованиях показаны вероятные различия в походке на беговой дорожке и грунте на уровне тазобедренного сустава [19–21], колена [14–19], лодыжки и заднего отдела стопы [19, 22]. Насколько известно авторам, это первое исследование по сравнению движений в среднем отделе стопы при ходьбе и беге по беговой дорожке и грунту. Хотя скорость движения ладьевидной кости во время ходьбы по беговой дорожке значительно сокращалась, амплитуда движений ладьевидной кости при ходьбе и беге по беговой дорожке по сравнению с перемещением по грунту умеренно или значительно увеличивалась. В связи с чем можно сделать важный вывод: как и в случаях движения тазобедренного, коленного и голеностопного суставов в саггитальной плоскости, движение ладьевидной кости на беговой дорожке не может точно воспроизвести условия на грунте, особенно при ходьбе. Это следует учитывать при оценке походки в исследовательских и клинических условиях.

Более выраженное движение ладьевидной кости на беговой дорожке в данном исследовании согласуется с повышенной эверсией лодыжки (1,5–6,3⁰) при беге по беговой дорожке, о которой сообщалось ранее [18, 19, 23]. Это соответствие между разными исследованиями является логичным, поскольку движения как ладьевидной кости, так и заднего отдела стопы можно считать приближенным отражением пронации стопы [5], и ранее сообщалось о жесткой корреляции между ними [34]. Пониженная скорость движения ладьевидной кости при ходьбе по беговой дорожке по сравнению с ходьбой по грунту также согласуется с предыдущими сообщениями о пониженных моментах внутренней инверсии при ходьбе по беговой дорожке [14], что является показателем усилий, требуемых для контроля пронации стопы. Для понимания потенциальных механизмов и различий движений ладьевидной кости на беговой дорожке и на грунте необходимы дальнейшие исследования с одновременной регистрацией данных с датчика растяжения и усилий реакции опоры, работы мышц и кинематики более проксимальных отделов нижней конечности.

Движения стопы при передвижении обычно измеряют босиком из-за проблем с размещением маркеров на обуви [12]. Этот метод часто критикуют, поскольку кинематика без обуви может быть не совсем аналогична кинематике в обуви. Результаты данного исследования указывают, что амплитуда и скорость движения ладьевидной кости незначительно отличаются при ходьбе босиком и в обуви по беговой дорожке. Кроме того, существует жесткая корреляция между этими двумя условиями как для амплитуды, так и для скорости движения ладьевидной кости, указывающая на то, что обувь может оказывать минимальное воздействие на движение ладьевидной кости во время ходьбы. Несмотря на то, что результаты, полученные в данном исследовании для ходьбы, наряду с результатами предыдущих исследований с использованием костных штифтов, указывают на минимальное различие в картине движения пяточной и большеберцовой костей при беге босиком и в обуви [35], другие исследования показывают, что бег босиком может ассоциироваться с пониженной и более ранней эверсией заднего отдела стопы [36]. Кроме того, сообщалось о повышенной частоте шагов, пониженной дорзифлексии лодыжки и пониженном усилии реакции опоры при беге босиком [37]. Необходимы дальнейшие исследования для изучения наличия или отсутствия различий в движениях ладьевидной кости при беге босиком и в обуви, а также потенциальных последствий этого.

Ограничения и будущие исследования

Низкое качество данных для некоторых условий привело к исключению нескольких участников. В частности, исключены данные по бегу на беговой дорожке одного из участников и данные по ходьбе босиком на беговой дорожке четырех участников. Низкое качество данных в этих случаях считалось связанным с накоплением пота во время тестирования, последующим ослаблением крепления датчика растяжения и потерей данных при указанных двух последних тестовых условиях. Плохое качество данных определяли по очень сильному опущению ладьевидной кости, например, на 20 или 30 мм, по скорости более 2000 мм/с или по потере нормального ритма (см. рис. 2). Для решения этой проблемы в будущем исследовании рекомендуется использовать кожный клей, оценивать меньшее количество условий и/или повторно устанавливать и калибровать датчик растяжения во время тестирования.

Участники прошли тесты в заданном порядке с целью сопоставления скорости ходьбы и бега за пределами помещения. Это может привести к систематическим различиям между условиями в результате утомления [38], что потенциально ограничивает общий характер полученных результатов. В то же время Диркс (Dierks) с соавторами [39] ранее сообщали о повышенном смещении и пиковой скорости эверсии заднего отдела стопы при беге, выявленной с использованием всестороннего протокола оценки бега; причем у всех 20 бегунов в среднем за 45 минут достигалось расчетное восприятие нагрузки, равное 15 баллам. Увеличение составило 1,2⁰(15 %) и 12,8⁰ (11 %) в секунду соответственно. Учитывая, что протокол, используемый в  исследовании, был значительно менее утомительным, а величина выявленных различий возросла (16–210 %), маловероятно, что утомление существенно влияло на текущие результаты. Кроме того, неопубликованные данные показали, что движение ладьевидной кости, измеряемое с помощью датчика растяжения, воспроизводится в течение по меньшей мере 30 минут быстрой ходьбы босиком. Тем не менее для подтверждения данных результатов и понимания того, как утомление влияет на движение ладьевидной кости, измеряемое датчиком растяжения при различных условиях, требуются дальнейшие исследования. Адаптация к бегу по беговой дорожке занимала от 2 до 5 минут, а не 6 минут, рекомендованные Матсасом (Matsas) [17]. Однако во всех тестовых условиях до начала сбора данных все участники сообщали о том, что чувствуют себя комфортно. Необходимы дальнейшие исследования для определения правильного периода адаптации с целью обеспечения воспроизводимого движения ладьевидной кости на беговой дорожке.

Считается, что анатомическое размещение датчика растяжения над ладьевидной костью обеспечивает понимание трехмерного движения таранно-ладьевидного сустава (среднего отдела стопы) при передвижении [5]. Однако для понимания возможной биомеханической информации, которую можно получить при этом, необходимы дальнейшие исследования по сравнению трехмерных движений среднего отдела стопы и его отдельных компонентов, включая таранно-ладьевидный сустав, а также заднего отдела стопы и сегментов переднего отдела стопы, измеряемых с помощью датчика растяжения.

Вывод

Измерение движения ладьевидной кости с использованием датчика растяжения представляет собой надежный метод измерения движения ладьевидной кости в обуви при ходьбе или беге. Он позволяет обнаружить различия между различными протоколами анализа походки. Амплитуда и скорость движения ладьевидной кости повышены во время бега по сравнению с ходьбой, амплитуда движения ладьевидной кости при ходьбе и беге на беговой дорожке повышена по сравнению с перемещением на грунте, а скорость движения ладьевидной кости понижена во время ходьбы на беговой дорожке по сравнению ходьбой по грунту. Эти различия подчеркивают важность учета специфики задач во время анализа походки и должны учитываться при разработке будущих исследований и при оценке походки в клинической практике.

Конфликт интересов

Симон Линд Каппел, Михаэль Сковдал Ратлефф и Оле Симонсен изобрели датчик растяжения вместе с Питером Арендтом и Генриком Карстофтом (Henrik Karstoft). Патент принадлежит их работодателям (клинике Ольборгского университета и Орхусской школе инженерии). Авторы заявляют, что у них нет конфликта интересов.

Вклад авторов

С. Л. Каппел, О. Симонсен, П. Арендт и М. С. Ратлефф составили план исследования. С. Л. Каппел регистрировал данные. К. Дж. Бартон, С. Л. Каппел и М. С. Ратлефф анализировали данные. К. Дж. Бартон написал первый черновик данной работы со вставками от С. Л. Каппела и М. С. Ратлеффа. С. Л. Каппел, О. Симонсен и П. Арендт представили важные комментарии к первому черновику, а К. Дж. Бартон и М. С. Ратлефф переделали документ. Все авторы прочитали и утвердили окончательный вариант рукописи.

Список источников

1. Powers CM: The influence of altered lower-extremity kinematics on patellofemoral joint dysfunction: a theoretical perspective.

J Orthop Sports Phys Ther 2003, 33(11):639-46. PubMed Abstract | Publisher Full Text

2. Tiberio D: The effect of excessive subtalar joint pronation on patellofemoral mechanics: a theoretical model.

J Orthop Sports Phys Ther 1987, 9(4):160-5. PubMed Abstract | Publisher Full Text

3. Nester CJ: Lessons from dynamic cadaver and invasive bone pin studies: do we know how the foot really moves during gait?

J Foot Ankle Res 2009, 2:18. PubMed Abstract | BioMed Central Full Text

4. Brody DM: Techniques in the evaluation and treatment of the injured runner.

Orthop Clin North Am 1982, 13(3):541-58. PubMed Abstract | Publisher Full Text

5. Menz HB: Alternative techniques for the clinical assessment of foot pronation.

J Am Podiatr Med Assoc 1998, 88(3):119-29. PubMed Abstract | Publisher Full Text

6. Newman P, Witchalls J, Waddington G, Adams R: Risk factors associated with medial tibial stress syndrome in runners: a systematic review and meta-analysis.

Open Access J Sports Med 2013, 4:229-41. PubMed Abstract | Publisher Full Text

7. Boling MC, Padua DA, Marshall SW, Guskiewicz K, Pyne S, Beutler A: A prospective investigation of biomechanical risk factors for patellofemoral pain syndrome: the Joint Undertaking to Monitor and Prevent ACL Injury (JUMP-ACL) cohort.

Am J Sports Med 2009, 37(11):2108-16. PubMed Abstract | Publisher Full Text

8. Rathleff MS, Nielsen RG, Kersting UG: Navicula drop test ad modum Brody: does it show how the foot moves under dynamic conditions?

J Am Podiatr Med Assoc 2012, 102(1):34-8. PubMed Abstract | Publisher Full Text

9. Reinschmidt C, van Den Bogert AJ, Murphy N, Lundberg A, Nigg BM: Tibiocalcaneal motion during running, measured with external and bone markers.

Clin Biomech (Bristol, Avon) 1997, 12(1):8-16. Publisher Full Text

10. Reinschmidt C, Stacoff A, Stüssi E: Heel movement within a court shoe.

Med Sci Sports Exerc 1992, 24(12):1390-5. PubMed Abstract | Publisher Full Text

11. Sinclair J, Greenhalgh A, Taylor P, Edmundson C, Brooks D, Hobbs S: Differences in tibiocalcaneal kinematics measured with skin- and shoe-mounted markers.

Hum Mov 2013, 14(1):64-9.

12. Arnold JB, Bishop C: Quantifying foot kinematics inside athletic footwear: a review.

Footwear Sci 2013, 5(1):55-62. Publisher Full Text

13. Christensen BH, Andersen KS, Pedersen KS, Bengtsen BS, Simonsen O, Kappel SL, et al.: Reliability and concurrent validity of a novel method allowing for in-shoe measurement of navicular drop.

J Foot Ankle Res 2014, 7(1):12. PubMed Abstract | BioMed Central Full Text

14. Riley PO, Paolini G, Della Croce U, Paylo KW, Kerrigan DC: A kinematic and kinetic comparison of overground and treadmill walking in healthy subjects.

Gait Posture 2007, 26(1):17-24. PubMed Abstract | Publisher Full Text

15. Strathy GM, Chao EY, Laughman RK: Changes in knee function associated with treadmill ambulation.

J Biomech 1983, 16(7):517-22. PubMed Abstract | Publisher Full Text

16. Murray MP, Spurr GB, Sepic SB, Gardner GM, Mollinger LA: Treadmill vs. floor walking: kinematics, electromyogram, and heart rate.

J Appl Physiol 1985, 59(1):87-91. PubMed Abstract | Publisher Full Text

17. Matsas A, Taylor N, McBurney H: Knee joint kinematics from familiarised treadmill walking can be generalised to overground walking in young unimpaired subjects.

Gait Posture 2000, 11(1):46-53. PubMed Abstract | Publisher Full Text

18. Riley PO, Dicharry J, Franz J, Della Croce U, Wilder RP, Kerrigan DC: A kinematics and kinetic comparison of overground and treadmill running.

Med Sci Sports Exerc 2008, 40(6):1093-100. PubMed Abstract | Publisher Full Text

19. Sinclair J, Richards J, Taylor P, Edmundson C, Brooks D, Hobbs S: Three-dimensional kinematic comparison of treadmill and overground running.

Sports Biomech 2013, 12(3):272-82. PubMed Abstract | Publisher Full Text

20. Alton F, Baldey L, Caplan S, Morrissey MC: A kinematic comparison of overground and treadmill walking.

Clin Biomech (Bristol, Avon) 1998, 13(6):434-40. Publisher Full Text

21. Wall JC, Charteris J: A kinematic study of long-term habituation to treadmill walking.

Ergonomics 1981, 24(7):531-42. PubMed Abstract | Publisher Full Text

22. Fellin RE, Manal K, Davis IS: Comparison of lower extremity kinematic curves during overground and treadmill running.

J Appl Biomech 2010, 26(4):407-14. PubMed Abstract | Publisher Full Text

23. Nigg BM, De Boer RW, Fisher V: A kinematic comparison of overground and treadmill running.

Med Sci Sports Exerc 1995, 27(1):98-105. PubMed Abstract | Publisher Full Text

24. Association WM: Ethical principles for medical research involving human subjects.

Eur J Emerg Med 2001, 8(3):221-3. Publisher Full Text

25. Kappel SL, Rathleff MS, Hermann D, Simonsen O, Karstoft H, Ahrendt P: A novel method for measuring in-shoe navicular drop during gait.

Sensors 2012, 12(9):11697-711. PubMed Abstract | Publisher Full Text

26. Wolf P, Stacoff A, Liu A, Nester C, Arndt A, Lundberg A, et al.: Functional units of the human foot.

Gait Posture 2008, 28(3):434-41. PubMed Abstract | Publisher Full Text

27. Rathleff MS, Nielsen RG, Simonsen O, Olesen CG, Kersting UG: Perspectives for clinical measures of dynamic foot function-reference data and methodological considerations.

Gait Posture 2010, 31(2):191-6. PubMed Abstract | Publisher Full Text

28. Kavanagh JJ, Menz HB: Accelerometry: a technique for quantifying movement patterns during walking.

Gait Posture 2008, 28(1):1-15. PubMed Abstract | Publisher Full Text

29. Perneger T: What’s wrong with Bonferroni adjustments?

Br Med J 1998, 316:1236-8. Publisher Full Text

30. Morris S: Estimating effect sizes from pretest-posttest-control group designs.

Organ Res Methods 2008, 11(2):364-86. Publisher Full Text

31. Hume P, Nigg BM, Reinschmidt C, van den Bogert AJ, Lundberg A: Effectiveness of foot orthoses for treatment and prevention of lower limb injuries — A review.

Sports Med 2008, 38(9):759-79. PubMed Abstract | Publisher Full Text

32. Dugan SA, Bhat KP: Biomechanics and analysis of running gait.

Phys Med Rehabil Clin N Am 2005, 16(3):603-21. PubMed Abstract | Publisher Full Text

33. Nilsson J, Thorstensson A: Ground reaction forces at different speeds of human walking and running.

Acta Physiol Scand 1989, 136(2):217-27. PubMed Abstract | Publisher Full Text

34. Cornwall MW, McPoil TG: Relative movement of the navicular bone during normal walking.

Foot Ankle Int 1999, 20(8):507-12. PubMed Abstract | Publisher Full Tex

35. Stacoff A, Nigg BM, Reinschmidt C, van den Bogert AJ, Lundberg A: Tibiocalcaneal kinematics of barefoot versus shod running.

J Biomech 2000, 33(11):1387-95. PubMed Abstract | Publisher Full Text

36. Morley JB, Decker LM, Dierks T, Blanke D, French JA, Stergiou N: Effects of varying amounts of pronation on the mediolateral ground reaction forces during barefoot versus shod running.

J Appl Biomech 2010, 26(2):205-14. PubMed Abstract | Publisher Full Text

37. Hall JPL, Barton C, Jones PR, Morrissey D: The biomechanical differences between barefoot and shod distance running: a systematic review and preliminary meta-analysis.

Sports Med 2013, 43(12):1335-53. PubMed Abstract | Publisher Full Text

38. Morin JB, Samozino P, Millet GY: Changes in running kinematics, kinetics, and spring-mass behavior over a 24-h run.

Med Sci Sports Exerc 2011, 43(5):829-36. PubMed Abstract | Publisher Full Text

39. Dierks TA, Manal KT, Hamill J, Davis I: Lower extremity kinematics in runners with patellofemoral pain during a prolonged run.

Med Sci Sports Exerc 2011, 43(4):693-700. PubMed Abstract | Publisher Full Text