POVZETEK
Mišične aktivacije
nestabilnega kolena zaradi totalne rupture anteriornega križnega ligamenta
(ACL) so nejasne. Cilj pilotne raziskave je, da preverimo ali se razlikuje
mišična aktivacija v stabilnem in nestabilnem kolenu zaradi totalne rupture
ACL. V pilotni raziskavi je sodelovala 1 preiskovanka (39 let, 158,5 cm, 45 kg,
BMI 18 kg/m2), s totalno rupturo ACL pred 3 leti. Z
elektromiografijo (EMG) smo merili aktivnost m. vastus medialis (VM) in m.
biceps femoris (BF). Vrednosti smo normalizirali glede na največje
izometrično naprezanje pri kotu 40° fleksije kolena. S T-testom za neodvisne
vzorce smo primerjali povprečno aktivnost VM in BF v posameznih podfazah hoje
nestabilnega in stabilnega kolena. Ugotovili smo značilne razlike med amplitudo
m. vastus medialis stabilnega (VMs)
in nestabilnega (VMns) kolena v fazi dvojne opore ob dostopu (VMs = 35.6 ± 10.6%, VMns = 23.3 ± 14.6%, p = 0,033), fazi enojne opore (VMs = 13.8 ± 4.5%, VMns =
6.5 ± 3.2%, p = 0,000), fazi dvojne opore ob odrivu (VMs = 16.8 ± 13.0%, VMns = 1.0 ± 0.4%, p = 0,001) in fazi zamaha (VMs = 17.0 ± 4.7%, VMns = 11.1 ± 5.7%, p = 0,006). Ravno tako smo ugotovili značilne razlike med
aktivacijo m. biceps femoris
stabilnega (BFs) in nestabilnega (BFns) kolena v fazi
dostopa (BFs = 4.0 ± 1.1%, 10.5 ± 2.7%, p =
0,000), opore (BFs = 2.0 ± 3.0%, = 7.7 ± 4.8%, p = 0, 002), odriva (BFs = 0.9 ± 0.3%, BFns = 1.9 ± 0.8%, p = 0,001) in zamaha (BFs = 8.5 ± 2.7%, BFns = 16.0 ± 4.1%, p = 0,000). Rezultati kažejo, da je v nestabilnem kolenu
večja aktivacija BF in manjša aktivacija VM v primerjavi s stabilnim kolenom. Predpostavljamo
torej, da mehanoreceptorji v sklepni ovojnici zaznajo prevelik zdrs tibije
anteriorno in preko sinaps v hrbtenjači facilitirajo aktivnost sinergistov ACL
in inhibirajo aktivnost antagonistov. Potrebne so nadaljne raziskave, ki bodo
spremljale aktivnost vseh glav m.
quadriceps, m. semitendinosus in m.
sartorius.
1. UVOD
Hoja je osnovni gibalni
vzorec, ki je najvišje koordiniran in usklajen. Na videz se morda zdi hoja
preprosta, a zahteva popoln nadzor centralnega živčnega sistema, hrbtenjače,
mišic, kit, vezi in sklepne ovojnice. Hoja je avtomatična in prilagodljiva na
okolje, v katerem hodimo. Pri tem lahko še vedno nadzorujemo držo in
ravnotežje, pa naj bodo pod nami mokra tla ali grob pesek. Vsak človek hodi s
sebi lastno hitrostjo hoje, pri kateri za hojo porabi najmanj energije. Pri 4.
letih otrok usvoji gibalni vzorec hoje, ki je že zelo podoben hoji odraslega. Od
starosti 4. Let naprej so spremembe kinematičnih, dinamičnih in EMG-parametrov
bolj pod vplivom hitrosti hoje kakor starosti otrok (Chester idr., 2006; Ganley in
Powers, 2005; Granata idr., 2005; Kram idr., 1997; Schwartz idr., 2008; Stansfield
idr., 2001). Starost otrok je povezana s časom posameznega koraka, ritmom hoje,
navorom in močjo spodnjih okončin ter variabilnostjo amplitude elektromiografskega
(EMG) signala (Chester idr., 2006; Ganley in Powers, 2005; Granata idr., 2005).
Vzorec hoje otrok se z vidika kinematike spodnjih okončin značilno ne razlikuje
od kinematike odraslih, medtem ko se značilne razlike pojavljajo v dinamičnih
parametrih (Chester idr., 2006; Ganley in Powers, 2005) in variabilnosti
mišične aktivnosti (Granata idr., 2005). Hitrost je torej pomemben dejavnik, ki
vpliva na vzorec hoje. Funkcionalna zmožnost kolena (obseg gibljivosti, mišična
moč in koordinacija) značilno vpliva na kinematiko in dinamiko hoje, bolj kot
starost, spol in diagnoza (Stauffer idr., 1977). Noyes idr. (1996) so
ugotovili, da imajo osebe z okvaro posterolateralnega ligamentarnega kompleksa
v kolenu skozi vse podfaze hoje povečano (hiper)ekstenzijo v kolenu. V
predhodni neobjavljeni pilotni raziskavi smo ugotovili, da je v nestabilnem
kolenu zaradi totalne rupture anteriornega križnega ligamenta (ACL) povečana
ekstenzija tekom celotne faze opore in faze zamaha v primerjavi z drugim,
stabilnim kolenskim sklepom. Zato smo se odločili, da preverimo ali obstaja
razlika v velikosti aktivacije stegenskih mišic, ki kontrolirajo obseg fleksije
in ekstenzije kolena med hojo. Opazovali smo aktivnost m. vastus medialis (VM),
ki kontrolira zadnje stopinje ekstenzije v kolenu in dolgo glavo m. biceps
femoris (BF), ki je sinergist ACL. Naša hipoteza je, da bo na nestabilnem
kolenu večja aktivacija m. vastus medialis in m. biceps femoris dolga glava,
zaradi večje potrebe po stabilizaciji mišic. Pričakujemo večjo aktivacijo m. vastus medialis na nestabilnem kolenu
(VMns) kot m.
vastus medialis na stabilnem kolenu VMs , da bo lahko
vzdrževal (hiper)ekstenzijo nestabilega kolena med hojo. Zaradi kompenzatornih
mehanizmov nestabilnosti kolena pričakujemo večjo aktivacijo dolge glave m. biceps femoris nestabilnega kolena (BFns)
v primerjavi z dolgo glavo m. biceps
femoris stabilnega kolena (BFs).
2. METODE
2.1. Merjenci
V raziskavi je
prostovoljno sodelovala 1 preiskovanka (starost 39 let, telesna višina
158,5 cm, telesna masa 45 kg, indeks
telesne mase 18 kg/m2). Preiskovanka je bila brez akutnih bolečin, brez
izliva v kolenu, s potrjeno diagnozo na MRI totalna ruptura sprednje križne
vezi in klinično nestabilnim kolenom +++. Predhodno je bila seznanjena z
nevšečnostmi in dobrobitmi raziskave. Raziskavo je bila izvedena v okviru vaj
pri predmetu Analiza gibanja v okviru magisrtskega študija na Univerzi na
Primorskem, Aplikativna kineziologija.
2.2. Potek in organizacija meritev
2.2.1. PRIPRAVA
KOŽE
Preiskovanka je
opravila enkraten obisk meritve. Po priporočilih SENIAM (Hermens idr., 1999)
smo z vodoodpornim pisalom najprej označili točke namestitve EMG-elektrod (AMBU,
Blue Senzor N, Danska). Nato smo z britvico za enkratno uporabo (DUPLO,
Wilkinson, Solingen, Germany) odstranili dlake in z abrazivno pasto (NUPREP,
Weaver & co, Aurelia, ZDA) odstranili odmrlo plast povrhnjice ter na ta
način zmanjšali upornost na manj kot 5 kΩ. Kožo smo razmastili z alkoholnim razkužilom
(SPITADERM, Ecolab, Maribor, Slovenija).
2.2.3. OGREVANJE
Pred namestitvijo
elektrod se je preiskovanka ogrela s 6-minutno hitro hojo na tekaški progi
(H/P COSMOS QUASAR, HP Cosmos Sports
& Medical Gmbh, Nussdorf, Germany), brez naklona in hitrostjo 5 km/h. Za
ogrevanje s hitro hojo smo se odločili, ker ji stopanje na klop povzroča
neprijeten občutek v nestabilnem kolenu.
2.2.4. NAMESTITEV
ELEKTROD IN ZAJEM EMG-SIGNALOV
Po ogrevanju smo
preiskovanki v skladu s priporočili SENIAM na standardizirana mesta namestili 4
pare EMG-elektrod (AMBU, Blue Senzor N, Danska) premera 0,9 cm (razdalja med
elektrodama 2 cm) za merjenje električne aktivnosti BF – Slika 1a in VM – Slika 1b. Ozemljitveno elektrodo smo namestili na desno
patelo.
a.
|
b.
|
 |
 |
Slika 1.
Priporočila za EMG elektrode za dolgo glavo m.
biceps femoris (Slika 1.a) in m.
vastus medialis (Slika 1.b) (Hermens idr., 1999).
Ko smo namestili
površinske EMG-elektrode, smo jih dodatno prelepili s trakom in preiskovanki oblekli
elastični mrežasti nogavici (TOSAMA, Virfix, Vir pri Ljubljani, Slovenija). S
tem smo zmanjšali možnost premika žic in elektrod ter s tem možnost pojavljanja
šumov in artefaktov v času merjenja. Elektrode smo povezali s telemetričnim
EMG-sistemom signale pa zajeli s frekvenco ? Hz in obdelali s programsko opremo
Noraxon MyoResearch Clinical Application 1.7 (NORAXON, European Service Center,
Cologne, Germany). Na vsako stopalo smo namestili po 2 para digitalnih stikal (Foot
Switch, RS Componennts, Anglija), in sicer na
peto pod petnico in pod prvo metatarzalo kost. Stikala so nam služila kot
pokazatelj posameznih faz in podfaz hoje.
2.2.5.
NORMALIZACIJA
Nato se je preiskovanka
vsedla v izometrični dinamometer za izteg kolena (WISE TECHNOLOGIES, Ljubljana,
Slovenija), s kotom v kolenu 40° fleksije in kotom v kolku 110-120°, v katerem smo
med največjim izometričnim naprezanjem (MVC) posneli EMG-signal VM in BF.
Preiskovanka je za ogrevanje najprej izvedla 50%, nato 75% MVC za VM. Po
ogrevanju je 2 krat napela 100% MVC. V vseh primerih je počasi razvijala silo
do željenega izometričnega naprezanja. Postopek z ogrevanjem in največjim
naprezanjem smo ponovili za BF. Osnovna linija EMG signala
je nihala do ±5 mV. EMG signal smo poravnali z osnovno linijo z Butterworthovim
filtrom s spodnjo mejno frekvenco 10 Hz, ga obrnili, pogladili s korenom
povprečnih kvadratnih vrednosti (RMS) signala na oknu dolžine 100 ms. Izmed 2
ponovitev največjih naprezanj smo izbrali večjo vrednost, ki smo jo uporabili za
normalizacijo. Normalizirali smo na največjo vrednost na 0,5 sekundnem
intervalu MVC.
2.2.6.
MERITVE
Preiskovanka je
eno minuto hodila s sebi lastnimi koraki, da je uskladila koordinacijo svojih
gibov. Nato smo merili EMG-aktivnost med hojo 4 X 20 m.
2.3. Spremenljivke
Izbrali smo 12 korakov, ki so
imeli najbolj ponovljiv EMG-signal. Osnovna linija EMG-signala je nihala do ±5 mV.
EMG-signal smo poravnali z osnovno linijo z Butterworthovim filtrom 2. reda s
spodnjo mejno frekvenco 10 Hz, ga obrnili, pogladili s korenom povprečnih
kvadratnih (RMS) vrednosti signala na oknu dolžine 100 ms in normalizirali na
največjo vrednost na 0,5 sekundnem intervalu MVC. S tako obdelanim signalom
lahko primerjamo stegenske mišice na levi in desni spodnji okončini med sabo. Dobljene
vrednosti obdelanega EMG-signala smo najprej ločili na osnovi podatkov stikal
na stopalih na posamezne korake. Nato smo korake razdelili na 4 podfaze , za
vsako nogo posebej, in sicer na: faza dvojne opore ob dostopu, faza dvojne opore,
faza dvojne opore ob odrivu in faza enojne opore zamaha. Za vsako podfazo
posameznega koraka smo izračunali povprečno vrednost amplitude EMG-signala (RMSavg_k)
za naslednje mišice: VMs, VMns,
BFs , BFns in sicer na časovnem intervalu posamezne
podfaze posameznega koraka od T1 do Tn.
Nato smo
primerjali vrednosti obdelanega EMG-signala za stabilno in nestabilno koleno v
fazi dvojne opore ob dostopu, fazi dvojne opore, fazi dvojne opore odriva in
fazi zamaha tako, da smo izračunali povprečno vrednost amplitude EMG-signala
(RMSavg) vseh dvanajstih korakov in sicer za naslednje mišice: VMs, VMns, BFs
, BFns, na časovnem intervalu posamezne podfaze posameznega
koraka od T1 do Tn.
2.4. Analiza podatkov
Opazovali smo
povprečno vrednost amplitude EMG signala (RMSavg). Za
reprezentativne vrednosti smo vzeli povprečne vrednosti 12 najbolj ponovljivih
korakov. RMSavg so normalizirane glede na MVC pri 40° fleksije v kolenu.
S pomočjo računalniškega programa SPSS smo izračunali vrednosti
Kolmogorov-Smirnov in Shapiro-Wilk testa za posamezno merjeno mišico v
posamezni podfazi koraka. Kadar sta bila oba testa statistično neznačilna (p
> 0,05), smo uporabili parametrični T test neodvisnih vzorcev. Kadar je bil
vsaj en test za normalno porazdelitev podatkov statistično značilen (p <
0,05) smo uporabili neparametrični Mann-Whitney U test. Z uporabo T testa
neodvisnih vzorcev oziroma Mann-Whitney U testa smo izračunali ali obstaja
statistično značilna razlika med RMSavg
v posameznih podfazah hoje za VMs, VMns,in
BFs , BFns.
3. REZULTATI
V vseh fazah hoje
(dvojna opora ob dostopu, dvojna opora, dvojna opora ob odrivu in zamaha)
obstajajo statistično značilne razlike med aktivnostjo VMs in VMns,ter
BFs in BFns. Rezultati so predstavljeni v tabeli 1 in
grafično na sliki 2 ter sliki 3.
Tabela 1. Povprečne
vrednosti amplitude EMG signala ekstenzorjev in fleksorjev kolen pri stabilnem
in nestabilnem kolenu ter testi normalne porazdelitve podatkov.
merjena mišica
|
število
|
povprečje (%)
|
standardna deviacija
(%)
|
standardna napaka povprečij
(%)
|
95% interval zaupanja
|
Kolmo-
gorov-Smirnov test
|
Shapiro-Wilk test
|
||
min
(%)
|
max
(%)
|
||||||||
dvojna faza oore ob
dostopu
|
VMs
|
12
|
35,64*M
|
10,63
|
3,07
|
28,88
|
42,39
|
0,200
|
0,823
|
VMns
|
12
|
23,35
|
14,66
|
4,23
|
14,03
|
32,67
|
0,012
|
0,012
|
|
BFs
|
12
|
3,99**
|
1,07
|
0,31
|
3,31
|
4,67
|
0,200
|
0,500
|
|
BFns
|
12
|
10,46
|
2,74
|
0,79
|
8,72
|
12,20
|
0,186
|
0,509
|
|
dvojna faza opore
|
VMs
|
12
|
13,81**M
|
4,53
|
1,31
|
10,93
|
16,69
|
0,128
|
0,085
|
VMns
|
12
|
6,50
|
3,24
|
0,94
|
4,44
|
8,56
|
0,117
|
0,028
|
|
BFs
|
12
|
1,99**M
|
3,04
|
0,88
|
0,05
|
3,92
|
0,000
|
0,000
|
|
BFns
|
12
|
7,73
|
4,79
|
1,38
|
4,68
|
10,77
|
0,012
|
0,019
|
|
dvojna faza opore ob
odrivu
|
VMs
|
12
|
16,76**M
|
13,02
|
3,76
|
8,48
|
25,03
|
0,200
|
0,241
|
VMns
|
12
|
0,99
|
0,41
|
0,12
|
0,73
|
1,25
|
0,036
|
0,003
|
|
BFs
|
12
|
0,94**
|
0,33
|
0,10
|
0,73
|
1,15
|
0,200
|
0,221
|
|
BFns
|
12
|
1,87
|
0,82
|
0,24
|
1,35
|
2,39
|
0,200
|
0,465
|
|
faza zamaha
|
VMs
|
12
|
16,97**M
|
4,71
|
1,36
|
13,98
|
19,97
|
0,200
|
0,795
|
VMns
|
12
|
11,19
|
5,73
|
1,66
|
7,55
|
14,84
|
0,106
|
0,035
|
|
BFs
|
12
|
9,36**M
|
4,12
|
1,14
|
6,87
|
11,85
|
0,000
|
0,004
|
|
BFns
|
12
|
15,23
|
4,91
|
1,36
|
12,26
|
18,19
|
0,107
|
0,078
|
|
*M Mann-Whitney
U test neodvisnih vzorcev je pokazal statistično značilne razlike (p = 0,033)
med m. vastus medialis stabilnega
kolena (VMs) in m. vastus medialis nestabilnega kolena (VMns). ** t test
neovisnih vzorcev je pokazal statistično značilne razlike (p < 0, 002) med
VMs in VMns oziroma dolgo glavo m. biceps
femoris stabilnega kolena (BFs) in dolgo glavo m. biceps femoris nestabilnega kolena (BFns). **M
Mann-Whitney U test je pokazal statistično značilne razlike (p < 0, 006) med
VMs in VMns oziroma BFs in BFns.
Slika 2. EMG
normalizirane vrednosti RMS v % za m.
vastus medialis stabilnega kolena (VMs) in m. vastus medialis nestabilnega kolena (VMns). Podfaze
hoje: 1. faza dvojne opore ob dostopu, 2. faza dvojne opore, 3. faza dvojne
opore ob odrivu in 4. faza zamaha.
Slika 3. EMG
normalizirane vrednosti RMS v % za dolgo glavo m. biceps femoris stabilnega kolena (BFs) in dolgo glavo
m. biceps femoris nestabilnega kolena
(BFns). Podfaze hoje: 1. faza dvojne opore ob dostopu, 2. faza
dvojne opore, 3. faza dvojne opore ob odrivu in 4. faza zamaha.
4. DISKUSIJA IN ZAKLJUČEK
Mišične
aktivacije se po totalni rupturi ACL spremenijo. Namen naše pilotske raziskave
je bil ugotoviti, kakšni so prilagoditveni mehanizmi na poškodbo. Rezultati
kažejo na značilne razlike med aktivacijo fleksorjev in ekstenzorjev kolena med
hojo pri stabilnem in nestabilnem kolenu. Pri stabilnem kolenu smo ugotovili
večjo aktivacijo VM kot pri nestabilenm kolenu in ravno obratno za BF. Pri
nestabilnem kolenu je večja aktvacija BF kot pri stabilnem kolenu.
Veliko
raziskav in vitro (Allen idr., 2000;
Haimes idr., 1994; Kanamori idr., 2000; Levy idr., 1989; Levy idr., 1982;
Schoemaker in Markolf, 1985; Sullivan idr., 1984; Wroble idr., 1993) in in vivo (Kozanek idr., 2009; Kvist in
Gillquist, 2001; Zhang idr., 2003) je ugotovilo povečano translacijo tibije
anteriorno pri totalni rupturi ACL. Fleksorji kolena so sinergisti ACL in
preprečujejo anteriorno translacijo tibije, zato bi bilo smiselno pričkovati,
da spremenjena motorična kontrola kot posledica rupture ACL, želi preprečiti
preveliko translacijo tibije anteriorno. Naši rezultati so v skladu z drugimi
raziskavami, ki so ugotovile povečano aktivacijo fleksorjev kolen (Alkjaer
idr., 2012; Papadonikolakis idr., 2003; Rudolph idr., 2001) in zmanjšano
aktivacijo ekstenzorjev kolen (Papadonikolakis idr., 2003; Rudolph idr., 2001).
V sklepni ovojnici so mehanoreceptorji, ki posredujejo višjim centrom
centralnega živčnega sistema informacije o položaju sklepa, hitrosti premikanja
sklepnih površin in vibracijah ter pritisku. Ruffinijevi končiči so počasi
adaptirajoči se, medtem ko so Pacinijeva telesca hitro adaptirajoči se
receptorji. Predpostavljamo torej, da mehanoreceptorji v sklepni ovojnici
zaznajo prevelik zdrs tibije anteriorno in pošljejo impulze po aferentnih vlaknih
v hrbtenjačo. Ekscitacija se preko sinapse po eferentnih vlaknih prenese do
sinergističnih mišic – torej fleksorjev kolen (m. biceps femoris, m. semitendinosus, m. semimembranosus in m.
gastrocnemius (GC)). Hkrati pride v hrbtenjači preko inhibitornega
internevrona do inhibicije antagonistov – m.
quadriceps (Q). Tako telo na najboljši način poskuša preprečiti prevelike
intraartikularne premike. Ta hipoteza je v skladu z ugotovljeno spremenjeno
motorično kontrolo pri totalni rupturi ACL (Gardinier idr., 2012), kot tudi
senzorične spremembe (Lustosa, 2011; Konishi, 2011; Courtney idr., 2011). V
naši pilotski raziskavi smo ugotovili zmanjšano aktivacijo VM, medtem ko so v
drugih raziskavah opazovali zmanjšano aktivacijo m. vastus lateralis (VL) (Papadonikolakis idr., 2003; Rudolph idr.,
2001). Iz tega lahko sklepamo, da je zmanjšana motorična kontrola celotne Q. V
raziskavah so ugotovili povečano aktivnost GC (Kvist in Gillquist, 2001, Shao
idr., 2011), ki tudi deluje kot sinergist ACL. Žal prilagoditveni mehanizmi
povečane aktivnosti fleksorjev kolen, GC in zmanjšana aktivnost Q ne morejo
preprečiti prevelike translacije tibije anteriorno (Kvist in Gillquist, 2001,
Shao idr., 2011), kar je v skladu z našo neobjavljeno pilotsko raziskavo, ko
smo ugotovili povečano (hiper)ekstenzijo tekom celotnega koraka, kar nakazuje
na preveliko translacijo tibije anteriorno med hojo pri totalni rupturi ACL.
Naša
raziskava je bila omejena samo na eno preiskovanko in zato rezultatov ne moremo
posploševati na širšo populacijo. V prihodnjih raziskavah bi bilo smiselno
opazovati aktivnost ostalih mišic, ki sodelujejo pri hoji in lahko vplivajo na
translacijo tibije: VL, m. rectus femoris,
m. sartorius, m. semitendinosus, lateralni
in medialni del GC. Dobljene rezultate bi bilo dobro uskladiti z kinematiko in
dinamiko.
Rezultati naše
pilotske raziskave kažejo na spremenjen gibalni vzorec hoje v stabilnem in
nestabilnem kolenu. Ugotovili smo facilitacijo sinergistov ACL in inhibicijo
antagonistov.
5. ZAHVALA
FENIKSu se
zahvaljujem, da ste mi omogočili izvajanje raziskave. Asistentu Mitji Gerževiču
se zahvaljujem za oporo in pomoč pri raziskavi.
6. VIRI
(2012). Antagonist muscle moment is increased in ACL deficient subjects during
maximal dynamic knee extension. Knee.
Allen, C. R., Wong, E. K., Livesay, G. A., Sakane, M., Fu, F. H. in Woo, S. L. (2000). Importance of the medial meniscus in the
anterior cruciate ligament-deficient knee. Journal of Orthopaedic Resarch, 18(1):109-15.
Chester, V. L., Tingley, M.
in Biden, E. N. (2006) A comparison of kinetic gait
Parameters for 3-13 year
olds. Clinical Biomechanics, 21,
726-732.
Courtney,
C. A., Durr,
R. K., Emerson-Kavchak,
A. J., Witte,
E. O. in Santos,
M. J. (2011). Heightened
flexor withdrawal responses following ACL rupture are enhanced by passive
tibial translation. Clinical
Neurophysiology, 122(5),
1005-1010.
Ganley, K. J. in Powers, C.
M. (2005). Gait kinematics and kinetics of 7-year-old children: A comparison to
adults using age-specific anthropometric data. Gait & Posture, 21(2), 141-145.
Gardinier,
E. S.,
Manal,
K.,
Buchanan,
T. S.
in Snyder-Mackler,
L. (2012). Gait and Neuromuscular
Asymmetries after Acute ACL Rupture. Medicine
and Science in Sports and Exercise, [Epub ahead of print]
Granata, K. P., Padua,
D. A. in Abel, M. F. (2005). Repeatability of surface EMG during gait in children.
Gait & Posture, 22, 346-350.
Haimes,
J. L., Wroble,
R. R., Grood,
E. S. in Noyes,
F. R. (1994). Role
of the medial structures in the intact and anterior cruciate ligament-deficient
knee. Limits of motion in the human knee. American Journal of Sports Medicine, 22(3), 402-409.
Hermens, H. J., Freriks,
B., Merletti, R., Rau, G., Disselhorst-Klug, C., Stegeman, D. F. in Haag, G. M.
(1999). The SENIAM project. Pridobljeno 14. junija 2012 iz http://www.seniam.org/
Kanamori,
A., Sakane,
M., Zeminski,
J., Rudy,
T. W. in Woo,
S. L. (2000). In-situ
force in the medial and lateral structures of intact and ACL-deficient knees. Journal of Orthopaedic Science, 5(6), 567-571.
Konishi
YU. (2011). ACL repair might
induce further abnormality of gamma loop in the intact side of the quadriceps
femoris. International Journal of
Sports Medicine, 32(4), 292-296.
Kozanek,
M., Hosseini,
A., Liu,
F., Van
de Velde, S. K., Gill,
T. J., Rubash,
H. E. in Li,
G. (2009). Tibiofemoral
kinematics and condylar motion during the stance phase of gait. Journal of Biomechanics, 42(12), 1877-1884.
Kram, R., Domingo, A. in
Ferris, D. P. (1997). Effect of reduced gravity on the preferred walk-run
transition speed. Journal of Experimental
Biology, 200, 821-826.
Kvist, J.
in Gillquist, J. (2001). Anterior positioning of tibia during motion
after anterior cruciate ligament injury. Medicine and Science in Sports and Exercise,
33(7), 1063-1072.
Levy
IM, Torzilli
PA, Gould
JD, Warren
RF. (1989). The effect of lateral
meniscectomy on motion of the knee. The Journal of Bone and Joint Surgery American
volume, 71(3), 401-406.
Levy,
I. M., Torzilli,
P. A. in Warren,
R. F. (1982). The
effect of medial meniscectomy on anterior-posterior motion of the knee. The Journal of Bone and Joint Surgery American
volume, 64(6), 883-888.
Lustosa,
L. P., Ocarino,
J. M., de
Andrade, M. A., Pertence,
A. E., Bittencourt,
N. F. in Fonseca,
S. T. (2011). Muscle
co-contraction after anterior cruciate ligament reconstruction: Influence of
functional level. Journal for
Electromyography and kinesiology, 21(6),
1050-1055.
Noyes, F. R., Dunworth, L. A.,
Andriacchi, T. P., Andrews, M. in Hewett, T. E. (1996). Knee hyperextension
gait abnormalities in unstable knees. Recognition and preoperative gait
retraining. American Journal of Sports
Medicine, 24(1), 35-45.
Papadonikolakis,
A., Cooper,
L., Stergiou,
N., Georgoulis,
A. D. in Soucacos,
P. N. (2003). Compensatory
mechanisms in anterior cruciate ligament deficiency. Knee Surgery, Sports Traumatology, Arthroscopy,
11(4), 235-243.
Rudolph,
K. S., Axe,
M. J., Buchanan,
T. S., Scholz,
J. P. in Snyder-Mackler,
L. (2001). Dynamic stability in
the anterior cruciate ligament deficient knee. Knee Surgery, Sports Traumatology,
Arthroscopy, 9(2):62-71.
Schwartz, M. H., Rozumalski,
A. in Trost, J.P. (2008). The effect of walking speed on the gait of typically
developing children. Journal of Biomechanics, 41, 1639-1650.
Shao, Q.,
MacLeod, T. D., Manal, K. in Buchanan T. S. (2011). Estimation of ligament loading and anterior
tibial translation in healthy and ACL-deficient knees during gait and the
influence of increasing tibial slope using EMG-driven approach. Annals of Biomedical
Engineering, 39(1), 110-121.
Shoemaker,
S. C. in Markolf,
K. L. (1985). Effects
of joint load on the stiffness and laxity of ligament-deficient knees. An in
vitro study of the anterior cruciate and medial collateral ligaments. Journal of Bone and Joint Surgery American
volume, 67(1), 136-146.
Shumway-Cook, A. in
Woollacott, M. H. (2007). Motor Control.
Translating Research into Clinical Practice. Third edition. Lippincot
Williams & Wilkins.
Stansfield, B. W., Hillman,
S. J., Hazlewood, M. E., Lowson, A. A., Mann, A. M., Loudon, I. R. in Robb, J.
E. (2001). Sagittal joint kinematics, moments, and powers are predominantly
characterized by speed of progression, not age, in normal children. Journal of Pediatric Orthopeadics, 21(3),
403-411.
Stauffer, R. N.,
Chao, E. Y. in Györy, A. N. (1977). Biomechanical gait analysis of the diseased
knee joint. Clinical Orthopeadics and Related Research, 126,
246-255.
Sullivan D, Levy IM, Sheskier S, Torzilli PA, Warren RF. (1984). Medical restraints to anterior-posterior
motion of the knee. Jornal of Bone
and Joint Surgery American volume, 66(6), 930-936.
Zhang, L. Q., Shiavi, R. G., Limbird, T. J. in Minorik, J. M. (2003). Six degrees-of-freedom kinematics of ACL
deficient knees during locomotion-compensatory mechanism. Gait & Posture, 17(1), 34-42.
Wroble, R. R., Grood, E. S., Cummings, J. S., Henderson, J. M. in Noyes, F. R. (1993). The role of the lateral extraarticular
restraints in the anterior cruciate ligament-deficient knee. American Journal of Sports Medicine, 21(2):257-262.
Ni komentarjev:
Objavite komentar