Het effect van acute omschakeling van een hielraakpatroon naar een voorvoetraakpatroon op de kinematiek en impactintensiteit bij afstandslopen.

Transcriptie

1 Het effect van acute omschakeling van een hielraakpatroon naar een voorvoetraakpatroon op de kinematiek en impactintensiteit bij afstandslopen. Pieter Van Dam Studentennummer: Promotor: Prof. Dr. Dirk De Clercq Begeleider: Drs. Pieter Van den Berghe Masterproef voorgelegd voor het behalen van de graad master in de richting LO & Bewegingswetenschappen Academiejaar:

2

3 Het effect van acute omschakeling van een hielraakpatroon naar een voorvoetraakpatroon op de kinematiek en impactintensiteit bij afstandslopen. door Pieter Van Dam Academiejaar Abstract Doel: Het vergelijken van een habitueel initial rearfoot contact pattern (IRFCP) met een uitgelokt initial midfoot / forefoot contact pattern (IM/FFCP) in getrainde blessurevrije afstandslopers aan een courante loopsnelheid. Additioneel werden bewegingskenmerken gecorreleerd met parameters van impactintensiteit [axiale piek tibiale acceleratie (APTA) en instantaneous verticale loading rate (IVLR)] en werd nagegaan of deze impactintensiteit voorspelden. Methode: Veertien afstandslopers (gem. 32 jaar, 1.75 m, 69 kg) met een zelfwaargenomen hielraakpatroon liepen overgronds aan 3.20 m/s met hun geprefereerd IRFCP en met een uitgelokt voorvoetraakpatroon (IM/FFCP). Tibiale acceleraties, grondreactiekrachten en kinematiek werden geregistreerd om de APTA, VLR, spatiotemporele variabelen en sagittale kinematica van vier rechtervoetcontacten te bepalen. Het verschil in bewegingskenmerken tussen de loopstijlen werd geëvalueerd via gepaarde t-testen. Bewegingskenmerken zowel binnen als tussen verschillende voetraakpatronen werden gelinkt aan impactintensiteit met een pearson correlaties. De bewegingskenmerken die correleerden met de impactintensiteit trachtten deze te voorspellen aan de hand van een meervoudige lineair regressiemodel. Resultaten: Slechts 2 van de 16 proefpersonen slaagde er niet in om een acute omschakeling (met instructie) te maken naar een IM/FFCP. De gewrichtshoeken van de enkel, knie en heup en de verticale raaksnelheid van de enkel en achtervoet verschilden significant tussen de loopstijlen. Het meest uitgesproken verschil bij initieel contact werd distaal teruggevonden met een grotere anterieure inclinatie van de voet, meer dorsiflexie van de enkel en een hogere verticale hielraaksnelheid voor IRFCP. Tijdens het voetcontact is te zien dat de contacttijd, maximale dorsiflexie van de enkel en het bewegingsbereik bij knieflexie groter zijn voor IRFCP. De APTA bedroeg gemiddeld 7.21 g en 6.73 g voor het

4 IRFCP en IM/FFCP en verschilde niet significant tussen beide loopstijlen terwijl de IVLR wel met 16% daalde bij voorvoetlopen. Uit alle kinematische variabelen die significant verschilden tussen de loopstijlen correleerde er geen lineair met de APTA voor IRFCP en één voor IM/FFCP. Met de IVLR correleerden er meer kinematische variabelen. Alhoewel er geen significant verschil was in APTA tussen de twee loopcondties, correleerde het verschil in overstride significant met het verschil in APTA. Discussie: De daling in de IVLR en contacttijd bij overschakeling naar een IM/FFCP ligt in lijn met eerdere studies (Miller and Hamill, 2015; Chen et al., 2016). De grootste kinematische verschillen waren distaal terug te vinden met een afnemende effectgrootte naar proximaal toe. Een beperkt aantal kinematische variablen, die meestal in de literatuur ook gerelateerd worden aan impactintensiteit, bleken gelinkt aan de IVLR. De APTA wordt wel vaak als surrogaatmaat voor de impactintensiteit gebruikt in veldstudies. Conclusie: Er zijn biomechanische verschillen tussen de loopstijlen die voornamelijk voorkomen op initieel contact met een uitgesproken distale strategie van bewegingsmodificatie waarbij voornamelijk verschillen in de enkel- en voetraakhoek optraden. Op initieel contact werden er geen bewegingskenmerken gevonden die correleerden met de APTA voor IRFCP noch de APTA konden voorspellen. Ondanks de significante correlaties tussen de kinematische variabelen en de IVLR correleerde deze bewegingskenmerken niet met de APTA. Dit is waarschijnlijk te verklaren door het feit dat zowel de variatie in APTA en bewegingskenmerken binnen elke loopconditie als het verschil in APTA tussen beide loopcondities te beperkt is.

5

6 Voorwoord De 2 jaar durende masterproef binnen de biomechanica is geen gemakkelijk project geweest. Het heeft me stap bij stap veel geleerd maar dit is ook gepaard gegaan met veel vallen en opstaan. Ten eerste zou ik prof. Dirk De Clercq willen bedanken om het promotorschap op zich te nemen en ons te begeleiden doorheen dit moeilijke onderzoeks- en schrijfproject Ten tweede wil ik mijn begeleider Pieter Van den Berghe bedanken. Ik moet eerlijk zijn dat we elkaar waarschijnlijk vaak vervloekt hebben in het begin van de samenwerking maar dat dit op termijn beter en beter werd. Het kwam zelfs zo ver dat we een feedbacksessie op een zonnenterras met een frisse pint lieten door gaan. Bedankt om deze zware weg draagbaar te maken en er mee je schouders en uren van je tijd in te steken. Ik zou in het bijzonder mijn 3 beste vrienden Stijn, Tijl en Sander willen bedanken om samen uren in het minorenlokaal te werken met de nodige ernst maar zeker ook ontspanning, humor en af en toe een frisse pint. Zonder hen had ik die 5 jaar niet op zo n legendarische manier kunnen afsluiten met een onvergetelijke BBq, die sommige toch een beetje vergeten zijn. Bedankt mannen! En tot slot wil ik mijn ouders en broers bedanken! Zonder hen had ik hier niet gestaan. Ze zijn er altijd voor mij op alle momenten. Hun steun komt soms misschien als evident over maar dat is het zeker niet en heeft me al veel geholpen. Bij deze wil ik mij ook excuseren bij mijn mama. Sorry mama voor de vele momenten tijdens de examens waar wij met drie gewoon veranderden in kleine zwijntjes. Alleen in een huis vol liefde kan je dat doen zonder er maar een seconde bij te hoeven nadenken.

7

8 Inhoudsopgave Abstract... 3 Voorwoord... 6 Inhoudsopgave... 8 Hoofdstuk 1 Literatuurstudie Impact bij afstandslopen Ontstaan van verticale impact onder het schoen-voetsysteem Impactintensiteit gelinkt aan loopgerelateerde overbelastingsletsels INJURY-PRONENESS: draagt impactintensiteit bij tot de vatbaarheid voor stressfracturen? ONTSTAANSMECHANISME: een pathofysiologische pathway Impactreductie door bewegingsalteratie met effect op het blessurerisico voor het ontwikkeling van stressfracturen Beperken van de loopsnelheid Geprefereerde stapfrequentie verhogen met 5 tot 10% Loopstijlverandering Loopstijlverandering door biofeedback op impactschock Bewegingskenmerken bij voetlanding gelinkt aan impactintensiteit Impactintensiteit voorspellen op basis van loopstijlparameters Probleemstelling en onderzoeksvragen Hoofdstuk 2 Methode Populatie Experimentele procedure Antropometrische metingen Aanbrengen meetapparatuur Looptesten Meetinstrumenten Tibiale acceleraties Grondreactiekrachten... 31

9 2.3.3 Motion capture Loopsnelheid Dataverwerking Acceleratie- en grondreactiekrachtdata Motion capture Statistiek Hoofdstuk 3 Resultaten Trainingsgewoonten en loopprestaties Habitueel hielraakpatroon versus geconverteerd voetraakpatroon Spatiotemporeel Sagittale kinematiek Relatie tussen voetraakpatroon en impactintensiteit Correlatie tussen impactschok en kinematiek binnen één initieel voetraakpatroon Correlatie tussen impactintensiteit en kinematiek binnen één initieel voetraakpatroon Hoofdstuk 4 Discussie IRFCP versus IMFCP / IFFCP Haalbaarheid van de omschakeling Spatiotemporeel Gewrichtshoeken Segmentshoeken Verticale raaksnelheid van de hiel PTA, IVLR en initieel voetraakpatroon Relatie tussen PTA en initieel voetraakpatroon Relatie tussen IVLR en initieel voetraakpatroon Limitaties Verder onderzoek Hoofdstuk 5 Conclusie Referenties Addendum 1. Informed concent Addendum 2. VRAGENLIJST IMPACTSO Addendum 3. Beschrijving van het kinematisch model Addendum 4. Voor- en nadelen van de verschillende meettechnieken ter bepaling van de loopstijl

10

11 Hoofdstuk 1 Literatuurstudie 1.1 Impact bij afstandslopen Ontstaan van verticale impact onder het schoen-voetsysteem Lopen is een cyclische activiteit die efficiënt en quasi-automatisch gebeurt. Dit locomotiepatroon wordt gekenmerkt door een serie van contacten tussen het schoen-voet systeem en het grondoppervlak zonder dubbele steun. Tijdens grondcontact vertraagt het lichaamszwaartepunt van het menselijk lichaam alvorens proportioneel te versnellen bij voortbewegen aan constante snelheid. Deze masterproef focust zoals eerder, recent biomechanisch onderzoek (Baggaley et al., 2017; Breine et al., 2014, 2016; Clansey et al., 2014a; Gruber et al., 2014; Wood and Kipp, 2014) op de tijdelijke vertraging die gepaard gaan met een maximale impactintensiteit in de tijdsperiode tot 50 ms na initieel contact (IC). Zowel de (A) impactkracht als de (B) impactschok bereiken een piekwaarde in dit kort tijdsinterval. (A) De verticale impactpiek (VIP) stemt overeen met het maximum van de verticale grondreactiekracht wanneer deze een typisch bimodaal patroon vertoont tijdens de impactfase (Nigg et al., 1995). Bobbert et al., (1991) motion-to-force experiment toonde aan dat de grootte in VIP het gevolg is van de afremming van enerzijds het steunbeen en anderzijds de rest van het lichaam (Bobbert et al., 1991). De mate van krachtverandering in functie van de tijd is de loading rate. De maximale instanteous vertical loading rate (IVLR) wordt bereikt tussen het tijdstip van IC en de impactpiek (Nigg et al., 1995), en bedraagt ongeveer 60 tot 180 keer lichaamsgewicht per seconde (LG/s) aan 3.2 m/s (Breine et al., 2014). De VLR fungeert als gouden standaard parameter voor impactintensiteit hoewel de impactshock gemeten ter hoogte van het onderbeen (tibia) een vaak gebruikte surrogaatmaat is (Gruber et al., 2014; Wood and Kipp, 2014).

12 (B) De impactschok is een tijdelijke toestand waarin het evenwicht van een systeem wordt verstoord door een plotse acceleratie (Nigg et al., 1995). De axiale piek tibiale acceleratie (APTA) is de impactschok langs de longitudinale as op de tibia als gevolg van de hielstoot bij hiellopen (figuur 1). De eenheid voor deze verandering in snelheid is conventioneel g en staat voor de valversnelling. De grootte in PTA varieerde in een klassieke studie van Hennig and Lafortune, (1991) van 3 g tot 7 g en dit ongeveer 25 ms na IC aan 4.5 m/s. De APTA en VLR correleren sterk met r = 0.87 wanneer invasief gemeten met een botgemonteerde accelerometer op het proximale 1/3de aspect van de tibia (Hennig and Lafortune, 1991). Ook APTA gemeten aan de hand van huidgemonteerde accelerometers ter hoogte van het distale 1/3de van de tibia correleren met VLR (r = ), weliswaar met inter-subject variabiliteit en met zwakkere associatie dan wanneer gemeten ter hoogte van de malleolus (Chen et al., 2016). Giandolini et al., (2016) haalden aan dat piek tibiale acceleraties niet alleen in de axiale as optraden bij een afwaartse trailrun en raadden aan om ook de 3D resulterende PTA (RPTA) op te nemen in de evaluatie van impactshock. Figuur 1. Het axiale versnellingssignaal (a), en de verticale component van de grondreactie- kracht (b), met aanduidingen voor heel strike (H.S.) en toe off (T.O.). Uit Sinclair et al., (2013).

13 1.2 Impactintensiteit gelinkt aan loopgerelateerde overbelastingsletsels INJURY-PRONENESS: draagt impactintensiteit bij tot de vatbaarheid voor stressfracturen? Naast fundamenteel biomechanisch looponderzoek naar impactintensiteit gingen Davis et al., (2004); Milner et al., (2006); van der Worp et al., (2016); Zadpoor and Nikooyan, (2011) na of de verticale dimensie van de impactintensiteit een risicofactor kan zijn voor loopgerelateerde blessures. De herhaaldelijke belasting bij voetlanding is het sterkst geassocieerd met een predispositie voor stressreacties op het bot. Retrospectief epidemiologisch onderzoek van Milner et al. (2006) toonde aan dat APTA groter was bij 20 vrouwelijke hiellopers met eerdere tibiale stressfractuur (TSF) vergeleken met een blessurevrije controlegroep. De grootte van APTA kon in 70 % van de gevallen voorspellen tot welke groep (case vs. control) de loper behoorde (Milner et al. 2006). Er bestaat vooralsnog geen studie die verhoogde impactschokken linkt aan een verhoogde vatbaarheid voor algemene loopletsels (tendinopathie, anterieure kniepijn, plantaire fasciitis, osteoarthritis, Iliotibiale band syndroom). Overigens is er geen sterke bewijsvoering dat lopers met hoge impactkrachten in het algemeen vatbaarder zijn voor niet-acute loopblessures in vergelijking met blessurevrije lopers (Nigg et al., 1995). Een systematische review concludeerde dat niet de grootte van de verticale grondreactiekracht maar wel de VLR verschilt tussen fysiek actieve personen met eerdere stressfractuur vergeleken met blessurevrije controles (Zadpoor and Nikooyan, 2011). Het verband tussen botstressreactie aan de onderste extremiteit en VLR werd ook aangetoond bij lopers hersteld van een stressfractuur. Meta-analyse gaf aan dat de eerder geblesseerde lopers hogere VLRs genereerden dan blessurevrije (van der Worp et al., 2016). Deze bevinding is niet verwonderlijk omdat alle geïncludeerde studies betreffende stresfracturen uit van der Worp et al., (2016) ook werden opgenomen in (Zadpoor and Nikooyan, 2011). Het verschil in VLR tussen beide groepen bedroeg %. Het verlagen van verhoogde VLR verlaagt mogelijks het risico op stressfracturen (Davis et al., 2015; van der Worp et al., 2016). Prospectief onderzoek biedt in de regel sterker bewijs maar is beperkt. In een congresabstract concludeerden Davis et al., (2004) dat de APTA en de VLR verhoogd waren bij vijf vrouwelijke lopers die een tibiale stressreacties verwierven (9.06 g) versus vijf gezonde controles (4.73 g) indien gematcht op leeftijd en trainingsvolume. Uit opvolging van 200 vrouwelijke hiellopers bleek na twee jaren dat VIP en de VLR verhoogd waren bij de

14 geblesseerde loopsters die medische hulp zochten versus de blessurevrije groep die zich nog nooit blesseerde (Davis et al., 2015). Recreationele loopsters met verhoogde impactintensiteit (VLR > 66 LG/s) hadden een verhoogd blessurerisico, waarbij voornamelijk stressreacties en spierpijnen geassocieerd bleken te zijn met externe impactkracht. Kennis van (niet-)modificeerbare risicofactoren is vereist in het kader van effectieve blessurepreventie ONTSTAANSMECHANISME: een pathofysiologische pathway Naast kennis van risicofactoren is ook kennis van het ontstaansmechanisme relevant inzake blessurepreventie bij afstandslopen. Het skelet is bij elk grondcontact onderhevig aan mechanische belasting resulterend in botvervorming (figuur 2 A) (Romani et al., 2002). Figuur B toont de pathofysiologie naar Warden et al., (2014). De hoeveelheid bothervorming is afhankelijk van de grootte van de belasting, de (bijkomende) schade aan het bot en de capaciteit van het bot om de hervorming te weerstaan. Bij excessen zal microschade aan het botweefsel optreden. Als reactie op de microschade start botremodelling. Wanneer de botremodelling de schade niet snel genoeg kan herstellen, dan kan de opstapelende microschade leiden tot stressgerelateerde botkwetsuren (Warden et al., 2014). Stressfracturen zijn dus botblessures die ontstaan wanneer de stress op het botweefsel groter is dan de mogelijkheid om deze stress te weerstaan en ervan te herstellen na inspanning. B. Figuur 2. Schematische voorstelling van botvervorming bij herhaalde impact (links) en voor- gestelde pathofysiologie van stress gerelateerde botkwetsuren (rechts). Uit Romani et al. (2002); Warden et al. (2014)

15 Waarom is blessurepreventie te prefereren boven management van TSF? Een stressfactuur is een ernstig overbelastingsletsel omdat de atleet zichzelf enkele weken moet onthouden van fysiek veeleisende activiteiten voor herstel (Brukner et al., 1998). Stressfracturen komen vaak voor ter hoogte van de tibia, goed voor 1/3 de tot 1/2 de van alle stressfracturen (Brukner et al., 1996; Matheson et al., 1987). 1.3 Impactreductie door bewegingsalteratie met effect op het blessurerisico voor het ontwikkeling van stressfracturen In experimenteel onderzoek met een within-subject design bleek impactintensiteit modificeerbaar door het wijzigen van bepaalde bewegingskenmerken zoals loopsnelheid, stapfrequentie en het initieel voetraakpatroon (Breine et al., 2014; Edwards et al., 2010; Edwards et al., 2009; Hobara et al., 2012; Lieberman et al., 2010; Mercer et al., 2003). De ouderdom van loopschoeisel (Chambon et al., 2015) en shockabsorberende zooltjes (O Leary et al., 2008) kunnen APTA beïnvloeden maar worden niet besproken Beperken van de loopsnelheid Het opdrijven van de loopsnelheid doet zowel VLR als APTA toenemen (Breine et al., 2014; Mercer et al., 2002). De APTA nam toe van 6 g aan 50 % van de lopers hun maximale snelheid tot 11 g aan maximale loopsnelheid terwijl de versnelling ter hoogte van het hoofd zo goed als constant bleef (shock attenuation) (Mercer et al., 2002). Breine et al., (2014) toonde aan dat de VLR stijgt ongeacht het voetraakpatroon wanneer de loopsnelheid stijgt. Een probabalistisch model schatte het risico op een stressfractuur in aan verschillende loopsnelheden en verlagen van het looptempo van enerzijds 4.5 tot 3.5 m/s en van anderzijds 3.5 tot 2.5 m/s (figuur 3, tabel 2). De waarschijnlijk op dergelijke botblessure reduceerde met respectievelijk 7 en 10 % (p < 0.001) (Edwards et al., 2010). Aan deze snelheden was de kans op het ontwikkeling van stressfractuur meer afhankelijk van de grootte van de belasting dan de blootstelling er aan.

16 Tabel 1. Gemiddelde piek verticale grondreactiekracht van de tibia over verschillende snelheden. Positieve waarden indiceren anterieure schuifkracht, axiale compressie en laterale schuifkracht. Uit Edwards et al., (2010). Figuur 3. Representatief model van de tibia dat de maximale spanning weergeeft met links de geïndividualiseerde druk op de posterieure oppervlakte en rechts de druk op de anterieure oppervlakte. Uit Edwards et al., (2010) Geprefereerde stapfrequentie verhogen met 5 tot 10% Een toename in stapfrequentie van 18 % leidde tot de grootste VLR reductie bij 10 mannelijke recreationele sporters op de loopband aan 2.5 m/s (Hobara et al., 2012). Opdrijven van de habituele stapfrequentie met meer dan 5 % bij hiellopen kan andere bewegingskenmerken beïnvloeden. De staplengte, verticale verplaatsing van het lichaamszwaartepunt (LZP) en de horizontale afstand van de hiel tot het LZP bij IC werden beïnvloedt wanneer 45 gezonde recreatieve lopers hun geprefereerde stapfrequentie met minstens 5 % opdreven (Heiderscheit et al., 2011). De voetraakhoek veranderde wanneer de stapfrequentie 10 % werd opgedreven ten opzichte van de geprefereerde stapfrequentie. Dergelijke toename impliceert een groter aantal belastingscycli voor eenzelfde afstand en stressfracturen zijn zowel afhankelijk van de grootte van de belasting als van de herhaaldelijke blootstelling aan de belasting. Edwards et al., (2009) simuleerden het effect van een toename in enerzijds stapfrequentie en anderzijds dagelijks loopvolume op de waarschijnlijke kans op ontwikkeling van een stressfractuur. Een toename van 10 % in habituele stapfrequentie zou de blessurekans verkleinen. Aan eenzelfde loopafstand verlaagt de kans op TSF door te lopen met een verkleinde staplengte omdat het voordeel van het verlagen van de botbelasting opweegt tegen een groter aantal grondcontacten. Dit voordeel is meer uitgesproken bij grotere loopafstand: de kans op onherstelbare schade bij een verhoogde loopafstand lag hoger tijdens het lopen met geprefereerde stapfrequentie in vergelijking met een verhoging van 10 % in stapfrequentie. Ongeacht de staplengte steeg de kans op TSF wanneer de dagelijkse loopafstand steeg.

17 1.3.3 Loopstijlverandering Loopstijl ingedeeld volgens initieel voetraakpatroon krijgt speciale aandacht omdat het voetraakpatroon geassocieerd wordt met zowel impactintensiteit als het risico op stressfracturen. Zo is de VLR in meta-analyses gemiddeld hoger bij IRFCP wanneer deze niet onderverdeeld in een typisch en atypisch hielloper (Almeida et al., 2015; Breine et al., 2014). Een retrospectieve epidemiologisch studie binnen een selecte cohorte van competitieve cross country lopers (n = 52) onthulde dat habituele mid-of voorvoetlopers minder kampten met stressfracturen per mijl dan hiellopers (Perl et al., 2012). Categorisatie en incidentie van het initieel voetraakpatroon Loopstijlcategorisatie gebeurt dikwijls naargelang de regio van het voetoppervlak waarmee initieel contact wordt gemaakt. De hielloper of rear foot striker (RFS) heeft een initial rearfoot contact pattern (IRFCP) en maakt intieel contact met de hielregio. De midvoetloper of mid foot striker (MFS) heeft een initial midfoot contact pattern (IMFCP) en landt met de voet plat op de grond land. De voorvoetloper of fore foot striker (FFS) heeft een initial forefoot contact pattern (IFFCP) en landt op de bal van de voet. Figuur 4 geeft de drie initiële voetraakpatronen weer aan de hand van 2D videobeelden in sagittaal vlak. Daarnaast is het initieel voetraakpatroon identificeerbaar door middel van 3D motion capture, kracht- of drukmetingen en accelerometrie (Breine et al., 2014; Giandolini et al., 2016; Glauberman and Cavanagh, 2014). Een aantal voor- en nadelen van de methodes zijn opgelijst in tabel 1 in bijlage. De internationale onderzoeksstandaard is de foot strike index (FSI), afgeleid uit het center of pressure gemeten door middel van een krachtmeetplatform. De FSI was sterk overeenkomstig met de voetraakhoek bekomen via 3D motion capture voor zowel geschoeid (r = 0.92) als blootvoets (r = 0.86) lopen aan ongekende snelheid wanneer gemeten aan 1000 Hz (Altman and Davis, 2012). Plantaire drukmetingen bieden waarschijnlijk een nauwkeurigere bepaling van FSI bij initieel contact vanwege de drukgevoelige sensoren bij lage verticale krachtwerking (Breine et al., 2014). Zo ontdekten Breine et al., (2014) nog een vierde loopstijl, namelijk het atypische RFS. Dit voetraakpatroon vertegenwoordigde 28% van RFS en vertoonde een verhoogde VILR vergeleken met typisch RFS en midvoetvoorvoet. Bepaling van het voetraakpatroon aan de hand van accelerometers op het onderbeen en op de schoen is een recent ontwikkelde veldmethode die continue meting toelaat, maar deze methode bezitminder onderscheidend vermogen voor de identificatie van midvoetlopers (Giandolini et al., 2014).

18 Voetraakhoek > 8.0 Voetraakhoek < < Voetraakhoek < -1.6 Figuur 4. Hielloper (A), midvoetloper (B) en voorvoetloper (C) ingedeeld volgens de methode van Altman and Davis, (2012). De meeste afstandslopers zijn hiellopers: ongeveer 75 % van alle geschoeide lopers (Hasegawa et al., 2007). Van de niet-hiellopers zijn 24 % midvoet lopers en slecht 1 % is habitueel een voorvoetloper. Er zijn kinematisch distinctieve kenmerken tussen de verschillende loopstijlen. Hierbij kan een onderscheid gemaakt worden tussen het globaal en distaal element van deze kenmerken waarbij de belangrijkste kinematische verschillen distaal terug te vinden zijn (Breine, 2015). De belangrijkste sagittaal kinematische verschillen tussen de loopstijlen komen voor in de enkel- en voetkinematica verschillen, vooral bij IC (figuur 5). Onderliggende mechanismen voor het aannemen van habitueel IRFCP aan een gebruikelijke submaximale loopsnelheid trainingssnelheid voor niet-elite afstandslopers uit experimenteel onderzoek zijn ongekend. Een recent simulatiestudie van Miller and Hamill, (2015) suggereert dat RFS het meest veelzijdige voetraakpatroon is en dat de meerderheid van de recreatieve lopers daarom habitueel RFS zijn. Het simulatiemodel bestond uit 9 verschillende segmenten en kon 11 verschillende vrijheidsgraden aan om optimal modelbased running mechanics te voorspellen. In het simulatiemodel werd het geprefereerd voetraakpatroon voorspeld voor 44 variabelen (bv. metabole kost, verticale impactpiek, VLR, snelheid). De RFS kon het grootste aantal optimale doelstellingen bereiken en kwam het meeste voor (57 %, geschoeid; 55 %, blootvoets). De twee simulaties die de VIP en de VLR reduceerden vertoonden zeer gelijkaardige kinematica en voorspelden voorvoetlopen als optimaal voetraakpatroon (Miller and Hamill, 2015).

19 Figuur 5. Stokfiguur in het sagittaal vlak (A), kniehoek bij IC (B) en enkelhoeken bij IC (C) voor de verschillende IFCPs. Uit Breine (2015). Acuut omschakelen van habitueel RFS naar MFFS Kinetische verschillen De meeste afstandslopers prefereren grondcontact met de hielregio en ervaren daarbij een VLR of APTA waarvan de intensiteit vaak groter is dan bij het habitueel landen op de mid- of voorvoet (Gruber et al., 2014). Een omschakeling van hiel- naar voorvoetlopen zou een actieve strategie zijn om impactintensiteit te verminderen met bijhorende load shift en zo de hoge incidentie van loopgerelateerde letsels (bv. tibiale stressfracturen) te verminderen hoewel onderbouwd bewijsmateriaal veelal onbestaande is (Baggaley et al., 2017). Chen et al. (2016) gaf instructie aan habituele RFS om over te schakelen op een meer anterieur voetraakpatroon op een loopband aan 2.5 m/s. Met behulp van de real time visuele biofeedback over hun landingspatroon slaagden alle lopers er in hun looppatroon aan te passen. De IVLR was beduidend hoger bij habitueel RFS versus niet-rfs ( = %, p < 0.004). Laughton 2003 vond echter geen verschil in VLR bij directe omschakeling van habituele RFS naar geconverteerde N-RFS hoewel VIP en APTA toenamen. Naast de APTA stijgt ook de resultante PTA (RPTA) wanneer de transitie gemaakt wordt van RFS naar N- RFS (Glauberman and Cavanagh, 2014) (figuur 6). De impactschok stijgt totalitair dus wanneer de 3D resultante wordt geanalyseerd. Studies die enkel naar de APTA waarden gaan kijken kunnen foute conclusies trekken aangezien de voor-achterwaartse component van de PTA het grootste is bij voorvoetlopers.

20 Figuur 6. Resulterende PTA waarde voor lopers met een aangepaste loopstijl, namelijk van een habitueel naar een niet-habitueel IFCP. Paarse staaf = natuurlijke loopstijl, grijze staaf = aangepaste loopstijl. Uit Glauberman and Cavanagh, (2014). Kinematische verschillen Tabel 2 geeft een selectie aan biomechanische effecten bij een opgelegde transitie van habitueel RFS naar FFS bij geschoeid lopen (Barton et al., (2016), bijlage 6). Instructies om de transitie te maken worden soms gecombineerd met extra indicaties (bv. toename in stapfrequentie, toename in heupflexie, rechte romp). beperkt is en soms tegenstrijdig. Merk op dat bewijsvoering veelal Tabel 2. Overzicht van de resultaten uit eerdere studies naar de biomechanische effecten bij een opgelegde transitie van habitueel RFS naar FFS bij geschoeid lopen. Uit Barton et al., (2016). Spatiotemporeel = stapfrequentie Beperkt 2 MQS horizontale afstand van voetlanding tot Zeer beperkt lichaamszwaartepunt 1 MQS1 Tegenstrijdige bevindingen betreffende 1 MQS2: verticale verplaatsing LZP 1 MQS1: = contacttijd Very limited (1 MQS1) Voet-enkel dorsiflexie enkel bij IC Matig 4 MQS Enkeldorsiflexie tijdens mid-stance en TO Very limited (MQS8) Enkeldorsiflexie ROM Limited (2 MQS2 4) Knie Tegenstrijdige bevindingen betreffende de knieflexie tijdens voetcontact knieflexie ROM Heup Tegenstrijdige bevindingen betreffende de heupflexie tijdens voetcontact Tegenstrijdige bevindingen betreffende de heupflexie -extensie MQS = moderate quality study 2 MQS1 3 = ; 2 MQS5 8 = no change Moderate 3 MQS2-4 1 MQS1 = ; 1 MQS5 = no change 3 MQS1 4 = ROM; 1 MQS8 = no chang

21 Een recente meta-analyse tussen habituele voetraakpatronen (natural shod RFS versus natural shod FFS) vond uitsluitend een grotere knieflexie bij intieel contact wanneer de enkel in plantairflexie stond bij IC (Almeida et al., 2015) (tabel 3). Tabel 3. Beschrijving van de vergelijking van kinematische variabelen tussen hiellopers en voorvoetlopers tijdens geschoeid lopen. Uit Almeida 2015.

22 1.3.4 Loopstijlverandering door biofeedback op impactschock Aanvankelijk was de opzet van de thesis het achterhalen van de kinematische determinanten van impactschokreductie in afstandslopen door impactsonificatie, maar deze doelstelling bleek onhaalbaar binnen de voorziene tijdsperiode. Het aanbieden van biofeedback op APTA is een tegenreactie op de opgelegde loopstijlmodificatie(s) en biedt de loper de kans om zelfgeselecteerde loopstijlaanpassingen in functie van impactreductie te exploreren en aan te nemen. Een loophertrainingsprogramma door middel van biofeedback resulteerde na 6 sessies in een impactreductie van ongeveer -30 % in APTA en meer dan -10 % in VLR waarbij de verticale raaksnelheid van de hiel (v TDH) was gedaald van 0.36 naar 0.19 m/s. Een maand na hertraining was alleen APTA nog verlaagd en werd er een interactie-effect opgemerkt. Kinematische aanpassingen waren een daling in voetraakhoek (13 tot 8 gemiddeld) en enkelhoek (4 tot -3 gemiddeld) na hertraining terwjil knie- en heuphoek onveranderd bleven (Clansey et al., 2014) (tabel 4). De groep mannelijke lopers schakelde gemiddeld over van habitueel RFS naar een meer anterieur voetraakpatroon maar met sterke variatie in de enkelhoek (Clansey et al., 2014). Tabel 4. Gewrichtshoeken, initiële voetraakhoek, verticale hielsnelheid van de onderste leden- maten bij IC voor de experimentele RTF en controlegroep. Uit Clansey et al., (2014). 1.4 Bewegingskenmerken bij voetlanding gelinkt aan impactintensiteit (Verticale) raaksnelheid van de hiel Biomechanisch dynamische modellen simuleerden het effect van een gewijzigde bewegingsdynamiek op de impactbelasting (Gerritsen et al., 1995; Miller and Hamill, 2009a). Gerritsen et al., (1995) creëerden een musculoskeletaal 2D model bestaande uit vier segmenten (figuur 7 A). Wanneer de v TDH steeg met 0.1 m/s, dan nam de VIP gemiddeld toe

23 met 212 N en steeg ook de VLR bij RFS (figuur 7 B). Miller and Hamill, (2009) creëerden een simulatiemodel gelijkaardig aan dat van Gerritsen et al., (1995) maar met toevoeging van een zwaaibeen (zonder spierwerking) en differentieerden naargelang geslacht. Bij mannen en vrouwen steeg de VLR samen met de tibiale schuif- en compressiekrachten als de mate van cushioning van schoeisel afnam. De piek dorsiflexie en piek dorsiflexiesnelheid van de enkel namen toe tijdens de impactfase. A. B. Figuur 7. Musculoskeletaal model bestaande uit 4 segmenten (links) met simulatie van de invloed van de vt DH op de timing en op de grootte van de verticale impactpiek (rechts). Uit Gerritsen (1995). Knieflexie bij initieel contact Derrick, (2004) vond een sterk positief lineair verband tussen de knieflexie bij IC (±12 tot 19 ) en de APTA wanneer gecorrigeerd voor loopsnelheid na een review van experimentele onderzoeksprotocols (staplengte, vermoeidheid, oppervlakte, lichtintensiteit en lengte van het gras) (figuur 8). APTA nam toe met 0.27 g per extra graad van knieflexie. In contrast met deze bevindingen vonden Milner et al., (2007) geen significant verschil in knieflexie tussen de groepen (n = 2*23) met en zonder een voorgeschiedenis aan TSF terwijl er wel een significant verschil in tibiale schok was. De stijging in APTA die te zien is in de groep met TSF kan niet toegeschreven worden aan een verhoogde knieflexie.

24 Figuur 8. De relatie tussen de kniehoek bij IC en de verticale APTA tijdens het lopen onder variabele condities. Elk punt is een gemiddelde van experimenteel onderzoeksprotocol. Uit Derrick (2004) Impactintensiteit voorspellen op basis van loopstijlparameters Naast een associatie zijn er een beperkt aantal studies die uitsluitend de grondreactiekrachten tijdens de eerste 50 ms van grondcontact trachtten te voorspellen door middel van bewegingsopnames (Bobbert et al., 1991; Breine et al., 2016). Twee experimentele studies met ongeveer 50 lopers linkten loopstijlparameters aan impactintensiteit om er de momentane of gemiddelde VLR uit te voorspellen (Breine, Wille). Uit de multiple lineaire regressie waren contacttijd en voetraakhoek voorspellende bewegingskenmerken voor momentane VLR bij habituele RFS terwijl de enkelhoek bij IC predictief bleek bij lopers neigend naar midvoetlanding aan 3.2 m/s (Breine 2016). Breine (2016) vonden geen verschil in stapfrequentie tussen de habituele voetraakpatronen en bijgevolg ontbrak een associatie met VLR, een limitatie van het between-subject design. Wille 2014 gebruikte de dataset van Heiderscheit et al., (2011) waarbij 45 recreationeel getrainde lopers op een loopband liepen met een full-body markerset aan een zelfgeselecteerde snelheid (2.94 ± 0.42 m/s) met een geprefereerde stapfrequentie van 173 ± 8.9 stappen/minuut. De geprefereerde stapfrequentie werd gemanipuleerd met +10 % en - 10 %. Stapfrequentie bleek als enig bewegingskenmerk predictief voor de gemiddelde VLR maar met beperkte bruikbaarheid (R² = 0.04). De vijf bewegingskenmerken in het sagittale vlak die vaak gewijzigd worden bij hertraining van het looppatroon waren niet predictief voor VLR.

25 Het meeste onderzoek focust op biomechanische variabelen bekomen tijdens steun. Voorbereidende condities tijdens zwaai kunnen de impactintensiteit beïnvloeden (Schmitz et al., 2014). Na filtering van kinematica en kinetica met respectievelijke cut-off frequenties van 8 Hz en 35 Hz werden segmentale kinematica en gemiddelde VLR berekend in Visual3D. De correlatie van de dijpositie tijdens midzwaai was het sterkst en was de enige predictor in het regressiemodel. Een hoger gepositioneerde dij ging samen met een lagere VLR (Schmitz et al., 2014). De verklarende variantie voor het voorspellen van de loading rate enkel en alleen op basis van de dij positie tijdens mid-swing bleef laag met R² = Kinematische determinanten van verandering in impactschok zijn hier ongekend.

26 1.5 Probleemstelling en onderzoeksvragen Er zijn bepaalde gaps in de literatuur betreffende impactintensiteit (PTA en VLR) en loop(stijl)techniek. Zo is het onbekend of er bewegingskenmerken zijn die gelinkt zijn aan of predictief zijn voor de grootte van de APTA. Deze thesis tracht nieuwe inzichten te verschaffen in de relatie tussen bewegingskenmerken bij overgronds hiel- en voorvoetlopen en de daarmee gepaarde impactintensiteit aan een typische trainingssnelheid voor afstandslopers. Welke kinematische parameters en spatiotemporele factoren zijn verschillend tussen een habitueel hiel raakpatroon en een geconverteerd voorvoet raakpatroon? Een distale strategie van bewegingsmodificatie met gewijzigde voetraakhoek en enkelhoek bij acute omschakeling (na instructie). Welke kinematische kenmerken correleren met APTA? Welke kinematische parameters kunnen gebruikt worden om APTA te voorspellen? Bewegingskenmerken bij IC eerder gelinkt met VLR zoals vtdh en knieflexie op IC correleren met de grootte van APTA en beschikken over een voorspellend vermogen.

27 Hoofdstuk 2 Methode 2.1 Populatie 17 habitueel geschoeide lopers (31 ± 12 jaar, = 8, = 9) namen vrijwillig deel. Elk subject gaf zelf aan te lopen met een IRFCP, liep gedurende deze periode gemiddeld minstens 15 km per week, onderging geen loopgerelateerde operatie en was bij aanvang van het experiment minstens zes maanden blessurevrij. Blessure werd gedefinieerd als loopgerelateerde (training of competitie) musculoskeletale pijn in de onderste ledenmaten die een beperking of stopzetting van het lopen (afstand, snelheid, duur, training) veroorzaakt voor minstens zeven dagen of drie opeenvolgende trainingssessies of de loper noodzaakt om een kinesist of andere vorm van gezondheidszorg op te zoeken (Yamato et al., 2015). Tijdens de testperiode werd een drop-out van één subject waargenomen ten gevolge van onderbeenpijn. Daarnaast werden nog twee subjecten niet opgenomen in de statistische analyses aangezien deze subjecten er niet in slaagden een geconverteerd looppatroon aan te nemen. Bij aanvang van de test tekenden de proefpersonen een informed consent,, die goedgekeurd werd door het lokale ethische comité (Universitair Ziekenhuis Gent, België) (Addendum 1).

28 2.2 Experimentele procedure Antropometrische metingen Deze studie werd georganiseerd in labosetting (Sport Science Laboratory Jacques Rogge, Gent). Elk subject kreeg zwarte, nauw aansluitende labokledij en betrad het laboratorium blootvoets. Het lichaamsgewicht, de lichaamslengte en de beenlengte werden opgemeten (tabel 5). De kuitomtrek werd gemiddeld over drie metingen op de plaats met de grootste omtrek. De dikte van de onderhuidse vetlaag ter hoogte van de maximale omtrek werd drie maal gemeten volgens de ISAK-richtlijnen. Het merk en model van de loopschoen van elk subject werd opgeschreven en gefotografeerd zodat het type loopschoen later gedefinieerd kon worden. 12 subjecten liepen met zelf gerapporteerde neutrale loopschoenen en twee subjecten met antipronatie loopschoenen. Tabel 5. Demografische en antropometrische waarden van de populatie (n=14) Gemiddelde (SD) Leeftijd (jaren) (12.61) Lengte (m) 1.75 (0.09) Lichaamsgewicht (kg) (8.80) BMI (kg/m²) (1.37) Beenlengte (cm) (6.80)

29 2.2.2 Aanbrengen meetapparatuur Een lichtgewicht (<3g) tri-axiale accelerometer (LSI 331. Sparkfun, Boulder CO, Verenigde Staten) werd bevestigd 8 cm boven de mediale malleolus van de anteromediale zijde van de linker en rechter tibia, zoals eerder in de literatuur beschreven werd (Clansey et al., 2014). De y-as van de accelerometer werd uitgelijnd met de lengte as van de tibia. Om bewegingen van de huid ten opzichte van de tibia te beperken, werd de huid eerst lokaal voorgespannen door een combinatie van elastische (Cure Tape, FysioTape BV, Enschede, Nederland) en niet-elastische tape (Strappal Tape, BSN Medical, Hamburg, Duitsland). Wanneer de huid opgespannen was, werden de accelerometers met niet elastische tape (Strappal Tape, BSN Medical, Hamburg, Duitsland) zo strak mogelijk tegen de tibia bevestigd. Ondertussen peilde een vragenlijst (Addendum 2) naar de trainingskenmerken van het subject. Nadat de accelerometers aangebracht waren kregen de proefpersonen passend laboschoeisel met afgeplatte zool (Li Ning Magne, ARHF041). Meer specifieke informatie over het loopschoeisel is te vinden in de studie van Breine et al. (2014). Een passieve retroreflectieve markerset werd unilateraal bevestigd op de rechtervoet, het rechterbeen en het pelvis van de proefpersoon. De markers werden aangebracht op nauw aansluitende kledij en in de laboschoenen van de participanten om zo de bewegingen van de onderliggende segmenten weer te geven. De laboschoenen werden voorzien van gaten rondom anatomische punten waarin de markers op de voeten werden aangebracht zodat de voetkinematiek en niet de schoenkinematiek gemeten kon worden (extra informatie over laboschoeisel is te vinden in Breine et al. (2014)). Het plaatsen van de markers tijdens dit protocol gebeurde op basis van het LJMU lower limb trunk model (Vanrenterghem et al., 2010). Een gedetailleerde beschrijving van de plaatsing van de markerset is terug te vinden in Addendum 3 (Breine et al., 2016; Clansey et al., 2014a) Looptesten Na het aanbrengen van de meetapparatuur werd één statische opname genomen van de proefpersonen. Hierbij stonden ze in anatomische houding met de voeten ongeveer op schouderbreedte, de knieën gestrekt en de romp rechtop. Elk subject voltooide vervolgens één wandeltrial waarbij de voetdrukken gemeten werden, gevolgd door een vijf minuten durende vrije opwarming. Twee verschillende condities werden bij elk subject opgelegd. De proefpersonen startten met de habituele loopconditie waarbij gelopen werd met een IRFCP aan een snelheid van 3.2 m/s.

30 In een tweede loopopdracht werd er de subjecten opgedragen om op de bal van de voet te landen, om een geconverteerd IRFCP (CON) uit te lokken aan 3.2 m/s. De geconverteerde loopconditie werd steeds als laatste opdracht uitgevoerd. Zo wordt de mogelijkheid dat deze modificatie het IFCP van de andere conditie zou beïnvloeden uitgesloten. De lengte van de loopzone bedroeg m met in het midden van de loopstrook een kracht en drukmeetplaat. Met behulp van infraroodpoortjes werd de gemiddelde snelheid bepaald over een afstand van 6.85 m (figuur 9), hiervoor werd de tijd tussen het passeren van beide poortjes gemeten. Op basis van de tijd en de afstand werd de snelheid berekend. Binnen elke loopconditie werd gestreefd naar zes succesvolle trials, waarbij het eerste contact op de meetplaten drie maal met de rechtervoet en drie maal met de linkervoet gebeurde. Een trial werd goedgekeurd indien de gemeten snelheid constant bleef binnen een range van 3.2 m/s ± 0.2 m/s en er minstens één volledig linker of rechter voetcontact op de drukmeetplaat waargenomen werd. Tussen de trials kregen de proefpersonen ongeveer 1 minuut rust om een vermoeidheidseffect te vermijden. Beide loopcondities werden telkens gefilmd door een getuige camera (Casio, Exilim EX-F1). Figuur 9. Schematische opstelling van het laboratorium waar de looptesten werden afgenomen.

31 2.3 Meetinstrumenten De opstelling van het laboratorium waar de metingen hebben plaatsgevonden is terug te vinden in figuur Tibiale acceleraties Het meten van de tibiale acceleraties gebeurde aan de hand van de Low Impact Jogger, een nieuw draagbaar meetsysteem dat tibiale acceleraties van op afstand kon opnemen. Een tablet (Panasonic Roughpad, Windows) met bijhorende infrarood ontvanger en router was gemonteerd op een rugzak. Via USB bedrading werd de tablet verbonden met een lichtgewicht tri-axiale accelerometer (LSI 331. Sparkfun, Boulder CO, Verenigde Staten) (<3g), waarmee tibiale acceleraties in drie dimensies aan 1000 Hz en met een brede range (tot boven 20 g) waargenomen konden Grondreactiekrachten De verticale grondreactiekracht werd gemeten door middel van twee krachtmeetplaten ingebouwd in de loopweg (2.0*0.6m, AMTI, Watertown, MA, 1.0*1.0m, AMTI, Watertown, MA) met een 2 m lange drukmeetplaat bovenop de eerste krachtmeetplaat gemonteerd Motion capture Driedimensionale kinematica van de onderste extremiteit en pelvis werden simultaan opgenomen gedurende twee seconden per poging met een motion capture camerasysteem (250 Hz; Qualisys AB, Gothenburg, Sweden) waarbij twaalf infraroodcamera s en één hogesnelheidscamera binnen dezelfde keten werden ingeschakeld Loopsnelheid Tijdens het afnemen van de testen werd gebruikt gemaakt van infrarood tijdspoortjes om de gemiddelde loopsnelheid te berekenen over een afstand van 6.85 m. Hoewel er een sterke overeenkomst is tussen de infrarood tijdspoortjes en het motion capture camerasysteem (Gem ± SD = 0.01 ± 0.09 s, 95% SI = 0.02 s), laat het motion capture camerasysteem toe de momentane snelheid per schrede te meten om accuraat de schredefrequentie en schredelengte te bepalen.

32 2.4 Dataverwerking Acceleratie- en grondreactiekrachtdata De GRK-data werden vanuit Qualisys Track Manager aan de hand van een MATLAB-script (The Mathworks, Inc., Natick, MA, Verenigde Staten) verwerkt, net zoals de acceleratiedata die met de LI Jogger verzameld werden. Opnames van de krachtmeetplaten van eenzelfde poging werden via dit script aan elkaar gekoppeld. Aan de hand van het script werden de GRK- en de acceleratiedata gefilterd met een tweede orde low pass Butterworth filter met een cut-off frequentie van 60 Hz. Het IC (vgrk > 20 N) en TO (vgrk < 20 N) werden in het script gedefinieerd door middel van een drempelwaarde van 20 N voor de vgrk. De krachten werden genormaliseerd naar steuntijd en LG. De IVLR werd bepaald door de maximale VLR-waarde te identificeren binnen de eerste 50 milliseconden van de standfase (= Fmax/ t waarbij (0<t<t50ms)), aangezien de impact binnen deze tijdsperiode plaatsvindt (Ueda et al., 2016). Ook het tijdstip van optreden ten opzichte van IC van de IVLR (tivlr) werd berekend. De IVLR werd genormaliseerd naar LG/s. Door de GRK-data te synchroniseren in de tijd met de output van de accelerometers, kon ook voor de tibiale acceleratie het IC worden bepaald (tapta). Hierdoor was een één-op-één vergelijking mogelijk tussen de GRK en de tibiale acceleraties voor het eerste rechtervoetcontact op de krachtmeetplaten. Nadien werd het maximum bepaald binnen de impactperiode, waardoor de APTA bekomen werd in het verticaal signaal. Alle data werden visueel gecontroleerd zodanig dat de APTA zeker correct geïdentificeerd werd Motion capture Alle markers werden opgenomen en gelabeld in Qualisis Track Manager Het labelen van de markers gebeurde aan de hand van een eigen labellijst om zo alle markers te kunnen identificeren (Addendum 3). Vervolgens werd voor elke proefpersoon en elke meting aan gap filling gedaan om ontbrekende gegevens op te vullen zodat het afgelegde traject van de markers volledig herkend werd. De coördinaten van de markers werden tot slot als c3d file geëxporteerd naar Visual3D (v6 Professional, C-motion, Germantown, USA) voor verdere verwerking en analyse. Op basis van de statische opname met anatomische en tracking markers werd een 5- segementen kinematisch model (bestaande uit voor- en achtervoet, onderbeen, bovenbeen en pelvis) geconstrueerd in Visual3D (figuur 10). Het voetsegment bestond uit een voor- en achtervoetsegment waarbij het achtervoetsegment van de hiel tot het metatarsaal gewricht liep en het voorvoet segment van het metatarsaal gewricht tot de tip van de halux liep. Er

33 werd een lokaal coördinatensysteem gedefinieerd voor elk segment. De Cardan Euler hoeken werden berekend gebruik makende van een X-, Y- en Z-as (flexie-extensie, abductie-adductie, endorotatie-exorotatie) om de bewegingen van de distale segmenten ten opzichte van de proximale te kunnen beschrijven. Dit drie dimensionaal model van het rechter onderbeen en de rechter voet werd toegepast op elke dynamische trial van alle proefpersonen. Het lichaamsgewicht en de lichaamslengte werden gebruikt om het 3 dimensionaal model individueel te schalen. De voetraak, de enkel-, de knie- en de heuphoek werden genormaliseerd naar de statische positie, die gemeten werd voorafgaand aan de looptesten. Figuur 10. Sagittale gewrichtshoeken en segmentshoeken bij initieel contact.

34 Op het drie dimensionaal model liep voor elke dynamische trial een reeks geprogrammeerde pipelines doorheen de trials om alle nodige variabelen te berekenen. De pipelines filterde de kinetische data met een low-pass Butterworth filter aan een cut-off frequentie van 60 Hz en de kinematische data aan een cut-off frequentie van 15 Hz met een zero-lag Butterworth filter. De events initieel voetcontact en toe off werden geïdentificeerd door een drempelwaarde van 20 N in te stellen op de onverwerkte analoge data van de verticale grondreactiekracht. Het frame voorafgaand aan het overschrijden van de drempelwaarde werd geïdentificeerd als IC en het frame voorafgaand aan het dalen onder de drempelwaarde werd geïdentificeerd als TO. Na bepaling van deze events en normalisatie van de tijdsreeksen werden de spatiotemporele variabelen snelheid, schredelengte, contacttijd, schredetijd en schredefrequentie berekend. De verticale raaksnelheid van het voetsegment werd op twee verschillende manieren berekend. De verticale raaksnelheid van de hiel werd berekend op basis van de marker op de laterale malleolus van de tibia. De verticale raaksnelheid van de achtervoet werd berekend op basis van het COM van het achtervoetsegment. Sagittale segmenthoeken werden berekend ten opzichte van het referentiekader van het laboratorium en de sagittale gewrichtshoeken als de afwijking van de anatomische positie, genormaliseerd naar staande houding. De berekende waarden en tijdsreeksen werden als ASCII bestand geëxporteerd en geïmporteerd in Excel/MATLAB voor data-visualisatie en verdere berekeningen. 2.5 Statistiek Voordat de statistische methodes werden toegepast, werd het IFCP tijdens de CON conditie gecontroleerd. Per voetraakpatroon werd een histogram opgemaakt om de verdeling van de voetraakhoeken te kunnen bekijken (figuur 11). Op deze manier werden onrealistische waarden en niet geconverteerde trials geïdentificeerd. Subjecten die er niet in slaagden een IMFCP of een IFFCP aan te nemen werden niet opgenomen voor de statistische verwerking. Het IFCP wordt bepaald aan de hand van de voetraakhoek op basis van de methode van Altman and Davis., (2012) waarbij een IRFCP een voetraakhoek > 8 heeft, een IMFCP de voetraakhoek tussen de -1.6 en 8 ligt en een IFFCP een voetraakhoek < -1.6 heeft. Landen met een positieve voetraakhoek betekent dat de voet posterieur getild is bij IC terwijl de voet anterieur getild is op IC bij een negatieve voetraakhoek.

35 Frequentie Frequentie Alle subjecten opgenomen in verdere verwerking liepen met een IMFCP of een IFFCP tijdens de CON conditie aan 3.2 m/s. Er werden twee subjecten niet betrokken in de statistische verwerking omwille van een IRFCP tijdens de CON conditie. A. B ,00 10,00 15,00 20,00 25,00 30,00 35,00 40,00 45,00 Meer Voetraakhoek ( ) Meer Voetraakhoek ( ) Figuur 11. Grafische weergave van de frequentie van het voorkomen van de voetraakhoeken voor een habitueel IRFCP (A) en een geconverteerd IMFCP en IFFCP (B). De variabiliteit binnen één testmoment werd bepaald per loopconditie en geëvalueerd aan de hand van een two-way mixed ICC (type: consistency) te bepalen voor 4 voetcontacten per subject, zowel voor de APTA als de IVLR. Dit ligt in lijn met het onderzoek van Phan et al., (2016)ICC > 0.85). Na berekening van de ICC s voor vier, vijf, zes, zeven en acht trials werden er in vergelijking met de drie opgenomen trials in het onderzoek van (Breine et al., 2016) vier trials opgenomen.. Een ICC-waarde kleiner dan 0.5 was slecht, matig tussen 0.5 en 0.75 en goed boven 0.75 (Portney and Watkins, 2009). Alle parameters werden per proefpersoon gemiddeld over vier opgenomen trials.