ВЛИЯНИЕ ОРТЕЗОВ СТОПЫ С МЕДИАЛЬНЫМ И ЛАТЕРАЛЬНЫМ КЛИНОМ НА КИНЕТИКУ И КИНЕМАТИКУ БОЛЬШЕБЕРЦОВОЙ КОСТИ У БЕГУНОВ-МУЖЧИН

Введение

Целью этого исследования было изучение влияния ношения ортезов (стелек) с медиальным или латеральным клином 5о на кинетику и кинематику большеберцовой кости во время опорной фазы бега.

Оборудование и методики: 12 мужчин – участников эксперимента – должны были бежать по силоизмерительной платформе со скоростью 4,0 м/с, используя ортезы с медиальным клином 5о, с латеральным клином 5о, а также без ортезов.

Данные о кинематике большеберцово-пяточной части стопы собирались с 8 камер с системой захвата движения, а данные об осевых ускорениях движений большеберцовой кости получали с помощью акселерометра (индикатора ускорений), установленного на дистальном отделе большеберцовой кости. Биомеханические различия между условиями бега (с ортезами или без) исследовали с использованием однонаправленных повторных измерений анализа вариантов (дисперсионного анализа) (ANOVA).

Результаты: Исследование показало, что различий (P > 0,05) в кинетике и кинематике большеберцовой кости при ношении разных ортезов или без них не наблюдается. Однако было установлено, что медиальные стельки значительно (P

<0,05) снижают пиковую эверсию (пронацию) голеностопного сустава и соответствующий диапазон движения внутренней ротации большеберцовой кости (- 10,75 & 4,98°) по сравнению с латеральными (-14,11 & 6,14°) или без стелек (-12,37 &

7,47°).

Вывод: Ортезы с медиальным клином могут эффективно ослаблять факторы риска, связанные с кинематикой большеберцовой кости. Это, в свою очередь, может снизить риск развития хронических патологий у бегунов.

Ключевые слова: бег, биомеханика, ортезы (стельки), кинетика, ускорение, кинематика.

Бег на длинные дистанции имеет немало физических и психологических преимуществ [1]. Однако эпидемиологический анализ показал, что профессиональные спортсмены и любители [2] очень часто страдают хроническими заболеваниями. До 80% бегунов сталкиваются с хронической травмой в течение одного года тренировок [2]. В связи с высоким уровнем таких патологий у бегунов, было проведено немало клинических испытаний в поисках стратегий снижения риска травматизации. Ортопедические стельки для обуви весьма популярны у людей, занимающихся бегом [3]. Предположительно ортезы могут снижать факторы риска, ведущие к развитию повреждений, и служить мерой профилактики и лечения [4]. В большинстве исследований, посвященных биомеханическим эффектам ношения ортопедических стелек во время бега, изучалось либо воздействие ударной нагрузки, либо гиперпронация заднего отдела стопы, которые связывают с причинами беговых травм. Синклер и соавторы [5] обнаружили, что стандартные ортезы значительно снижают интенсивность вертикальной нагрузки, а также осевые ускорения большеберцовой кости, но никак не влияют на гиперпронацию заднего отдела стопы. Батлер и соавторы [6] исследовали трехмерные (3D) данные по кинетике/кинематике и осевым ускорениям большеберцовой кости во время бега при ношении двойных и жестких ортезов. Они пришли к выводу, что на изучаемые ими параметры вид ортезов особо не влияет. Исследования Лоутона и соавторов [7] показали, что ортезы серьезно снижают интенсивность нагрузки на опорную поверхность, но практически не влияют на эверсию заднего отдела стопы. Диксон [8] исследовал влияние стандартных ортопедических стелек, вложенных в армейские ботинки, на кинетику и кинематику в 3D во время бега. Это исследование показало, что стельки существенно снижают вертикальную нагрузку, влияния же на состояние заднего отдела стопы по-прежнему не обнаружено.

Кроме того, поскольку механические свойства стопы изменяют движения близлежащих суставов нижних конечностей, биомеханическая поддержка стопы с помощью ортопедических стелек необходима для лечения различных хронических состояний нижних конечностей. Поэтому в клинической практике и исследованиях использовались различные комбинации таких вкладок для коррекции множества хронических патологий [9]. В качестве потенциально полезных и недорогих приспособлений для консервативного лечения этих состояний были предложены как вальгусные (латеральные), так и варусные (медиальные) стельки [10].

Латеральные ортезы широко используются для снижения нагрузки на медиальный отдел большеберцового (тибиофеморального) сустава [10]. Они смещают центр давления, перемещая вектор силы реакции опоры ближе к центру коленного сустава [11]. Это ведет к уменьшению амплитуды момента аддукции (приведения) колена, которое, как правило, свидетельствует о компрессионной нагрузке медиального отдела большеберцового сустава и его прогрессирующей дегенерации [12]. Какихана и соавторы изучали биомеханическое влияние стелек с латеральным клином на состояние коленного сустава при ходьбе у пожилых людей с коленным остеоартритом или без него [13]. Такие стельки значительно смягчали момент аддукции (приведения) колена у участников обеих групп по сравнению с теми, кто не пользовался стельками. Батлер с соавторами исследовали влияние ношения стелек с латеральным клином на механику коленного сустава у пациентов с медиальным коленным остеоартритом [14]. Эти изделия заметно снизили пиковые значения момента аддукции колена, а также амплитуду отведения колена в фазе приземления на пятку по сравнению с пиковым отведением без использования клиновидных ортезов. Какихана с коллегами изучали кинематические и кинетические эффекты воздействия стелек с латеральным клином на механику коленного сустава в процессе ходьбы у здоровых взрослых [15]. Такие стельки значительно уменьшали момент аддукции колена во время ходьбы по сравнению с ходьбой без стелек, хотя никаких изменений в кинематике колена не наблюдалось.

В литературе по биомеханике также часто исследуется польза стелек с медиальным клином. Болдт с соавторами изучали их влияние на механику коленного и тазобедренного суставов во время бега у женщин с болевым синдромом пателлофеморального сустава или без такого синдрома [16]. Результаты исследования показали, что пиковый момент отведения колена увеличивался, а амплитуда отведения тазобедренного сустава значительно снижалась при использовании стелек с медиальным клином. Синклер и др. исследовали влияние таких стелек на напряжение в колене во время опорной фазы бега, используя методику моделирования костно-мышечной системы (опорно-двигательного аппарата) [17]. Эксперименты показали, что медиальные стельки существенно снижают пиковую нагрузку на пателлофеморальный сустав в процессе бега.

Хотя действие медиальных и латеральных стелек изучалось ранее, эти исследования, как правило, были посвящены вопросам походки пациентов с патологиями, поэтому их профилактический потенциал в отношении кинетики и кинематики большеберцовой кости у бегунов не был изучен. Таким образом, целью настоящего исследования стало изучение влияния ортопедических стелек с медиальным или латеральным клином 5° на кинетику и кинематику большеберцово-пяточного сустава в ходе опорной фазы бега. Такое клиническое исследование может пролить свет на вопрос возможной эффективности стелек с клином для предотвращения хронических травм при беге. 

Участники

Участниками исследования стали 12 добровольцев – мужчин-бегунов в возрасте 26,23 года (± 5,76 лет), с ростом 1,79 (± 0,11 см), с массой тела 73,22 кг (± 6,87 кг). Ни у кого из них не было никаких патологий опорно-двигательного аппарата на момент начала исследования и они не принимали лекарств. Участники подписали информированное согласие в соответствии с требованиями Хельсинкской Декларации. Процедуры, проводимые в данном эксперименте, были одобрены различными комитетами Университета Центрального Ланкашира. 

Ортезы

В данном исследовании использовались имеющиеся в продаже ортопедические стельки (Slimflex Simple, High Density, Full Length, Algeos UK). Они были изготовлены из этиленвинилацетата с поддержкой класса А со значением жесткости по Шору 65. Эти стельки можно было модифицировать полноразмерными (по всей длине изделия) клиньями в 5° для вальгусной или варусной конфигурации стопы. Дистанции забега были одинаковыми для каждого типа использовавшихся стелек.

Протокол исследования

Добровольцы приняли участие в 5 забегах со скоростью 4,0 м/с (± 5%). Участники заступали с правой ноги на плотную (пластовую) пьезоэлектрическую силовую платформу (Kistler Instruments, модель 9281CA) с частотой 1000 Гц. Скорость движения контролировалась с помощью инфракрасных тактовых импульсов (SmartSpeed Ltd, Великобритания). Опорную фазу бега обозначали как время, в течение которого на силовую платформу воздействовала вертикальная сила > 20 Н. Кинематическую информацию собирали с использованием восьмикамерной оптоэлектронной системы захвата движения с частотой захвата 250 Гц. Синхронизированные кинематические данные и данные о силе реакции опоры были получены с помощью программного обеспечения Qualisys track manager (Qualisys Medical AB, Гетеборг, Швеция). Для количественного определения кинематики большеберцовой кости использовалась технология калиброванных анатомических систем (CAST) [18]. Для определения анатомических рамок правой стопы и

большеберцовой кости (голени) на пятку, I и V плюсневые головки, медиальную и латеральную лодыжки, медиальный и латеральный надмыщелок бедренной кости были помещены светоотражающие маркеры/датчики. К одному участку голени был прикреплен углеволоконный блок слежения. За состоянием стопы наблюдали, используя маркеры/датчики на пяточной кости и I и V плюсневых головках.

Калибровка проводилась в статике, в анатомической стойке, чтобы положения анатомических маркеров были привязаны к отслеживающим кластерам/маркерам.

Ускорения в большеберцовом суставе измеряли с помощью акселерометра (биометрический ACL 300, Великобритания) при 1000 Гц. Устройство прикрепляли к голени на 0,08 м выше медиальной (внутренней) лодыжки в соответствии с ее продольной осью [19]. Поверх устройства крепили прочную клейкую ленту для предотвращения помех в сигнале ускорения. 

Обработка результатов

Данные о забегах были оцифрованы с помощью Qualisys Track Manager (Qualis, Швеция), а затем экспортированы как файлы C3D. Кинематические параметры количественно оценивали с использованием программного обеспечения Visual 3-D (C-Motion, США) после того, как данные, полученные с маркеров, были отредактированы с помощью низкочастотного фильтра нулевого запаздывания Баттерворта 4-го порядка с пороговой частотой 12 Гц. Трехмерные кинематические параметры рассчитывали с использованием карданной последовательности вращений XYZ, где X представляет сагиттальную плоскость, Y – фронтальную плоскость, а Z – повороты поперечной плоскости (Синклер и соавторы, 2013). Затем выбирали данные 100% фазы опоры, обрабатывали и усредняли. В соответствии с предыдущими исследованиями, систему координат сегмента стопы привязывали к данным большеберцового сегмента для расчета кинематики голеностопного сустава, а внутреннюю ротацию большеберцовой кости (голени) измеряли как движение системы координат голени относительно осей координат стопы [21]. Для статистического анализа были извлечены следующие 3D кинематические данные большеберцовой кости: (1) угол при постановке стопы, (2) пиковый угол во время фазы опоры, (3) относительный диапазон движения от постановки стопы до пикового угла. Сигнал большеберцового ускорения отфильтровывали с использованием низкочастотного фильтра нулевого запаздывания Баттерворта 4-го порядка 60 Гц для предотвращения любого резонансного воздействия на сигнал ускорения. Пиковое большеберцовое ускорение определяли как наивысший положительный пик осевого ускорения, измеренный во время опорной фазы. Средний наклон (угол) ускорения большеберцовой кости количественно оценивали делением пикового ускорения большеберцовой кости на время, взятое от постановки ноги до пикового ускорения большеберцовой кости, а мгновенный наклон ускорения большеберцовой кости количественно оценивали как максимальное увеличение ускорения между частотными интервалами. Все данные с силовой платформы стандартизировали путем деления значений нетто на массу тела. Мгновенную величину нагрузки рассчитывали как максимальное увеличение вертикальной силы между соседними маркерами.

Статистический анализ

Средние значения, стандартные отклонения и 95% доверительные интервалы рассчитывали для каждого показателя применительно к каждому виду ортезов. Различия в параметрах кинетики и кинематики большеберцовой кости в зависимости от вида ортезов исследовали с помощью однонаправленных повторных измерений ANOVA, имеющих значение на уровне P ≤ 0,05. Размеры эффекта рассчитывали с использованием частичного eta2 (pη2). После этого по всем важнейшим результатам были проведены парные сравнения. Данные сверяли с нормой, используя метод Шапиро-Уилк, который подтвердил соответствие норме. Вся статистика собиралась с использованием SPSS v23.0 (SPSS Inc., Чикаго, США).

Результаты

В таблицах 1-3 и на рисунке 1 представлены различия в кинетике и кинематике большеберцовой кости в результате ношения различных ортезов. Результаты показывают, что используемые в исследовании ортезы значительно повлияли на параметры кинематики большеберцовой кости.

Рисунок 1. Кинематика большеберцовой кости в зависимости от используемых ортезов: a) фронтальная плоскость, b) горизонтальная плоскость, c) внутренняя ротация большеберцовой кости (черная линия – стельки с латеральным клином, пунктир – стельки с медиальным клином, серая линия – без стелек), (IN – инверсия, EXT – внешняя ротация, INT – внутренняя).

Кинетика и большеберцовые ускорения

Значительных различий (P > 0,05) в кинетике и ускорениях большеберцовой кости при ношении разных ортезов не наблюдается.

Кинематика большеберцовой кости

Во фронтальной плоскости был обнаружен значительный и основной эффект (F (2,

22) = 25,58, P < 0,05, ph2 = 0,70), связанный с величиной пикового значения эверсии стопы. Последующие парные сравнения показали, что пиковое значение эверсии было значительно больше при ношении стелек с латеральным клином по сравнению с медиальным (P = 0,0000007) или без стелек (P = 0,01). Кроме того, было выявлено, что пиковое значение эверсии было больше при условии «без стелек» (P = 0,008) в сравнении с использованием ортезов с медиальным клином. Также наблюдался значительный эффект (F (2, 22) = 25,58, P < 0,05, ph2 = 0,74) для диапазона движения относительной эверсии. Последующие парные сравнения показали, что диапазон движения относительной эверсии был намного шире при ношении стелек с латеральным клином (P = 0,0000006) или без стелек (P = 0,00001) по сравнению с использованием ортезов с медиальным клином. В поперечной плоскости значимый эффект (F (2,22) = 116,11, P < 0,05, ph2 = 0,91) был отмечен для диапазона движения голеностопного сустава относительно поперечной плоскости. Также важный результат был зафиксирован для величины максимальной внутренней ротации большеберцовой кости. Последующие парные сравнения показали, что эти значения были существенно выше при использовании стелек с латеральным клином в сравнении с медиальными стельками (P = 0,007) или отсутствием стелек (P = 0,025). И, наконец, был отмечен значительный результат (F (2, 22) = 7,55, P < 0,05, ph2 = 0,41) для относительного диапазона движения при внутренней ротации большеберцовой кости. Последующие парные сопоставления показали, что этот диапазон был значительно шире при ношении ортезов с латеральным клином (Р = 0,04) и при отсутствии ортезов (Р = 0,007) по сравнению с применением ортезов с медиальным клином. 

Обсуждение

Целью настоящего исследования было изучение влияния ортопедических стелек с медиальным и латеральным клином 5° на кинетику и кинематику большеберцовой кости во время опорной фазы бега. Насколько известно авторам, это первое исследование, в котором одновременно изучалось влияние различных ортезов с клиньями на биомеханику бега. Такое исследование может дать дополнительное понимание потенциальной профилактической эффективности этих стелек для предотвращения хронических травм при беге. Исследование подтвердило, что нет особых различий в ударных нагрузках или осевых ускорениях большеберцовой кости при ношении разных видов ортезов либо без них. Это наблюдение противоречит данным, собранным Синклером, Лоутоном, Диксоном и соавторами [5, 7, 8], чьи эксперименты показывали, что ортопедические стельки значительно уменьшали величину осевой ударной нагрузки во время опорной фазы бега [6]. Тем не менее, данные открытия коррелируют с наблюдениями Батлера и коллег, которые также заметили, что сила осевой ударной нагрузки существенно не отличается при ношении жестких стелек. Хотя не во всех вышеупомянутых исследованиях были указаны показатели твердости, при твердости по Шору 65 ортезы, используемые в настоящем исследовании, были скорее всего более жесткими, чем те, которые использовали Синклер, Лоутон и Диксон [5, 7, 8]. Предполагается, что расхождения в результатах исследований связаны с различной твердостью экспериментальных стелек. Сила ударной нагрузки определяется скоростью изменения импульса замедляющейся конечности при ударе стопы о землю [22], поэтому представляется, что ортезы, используемые в данном анализе, не обладали необходимыми свойствами (не были достаточно эластичными) для снижения ударной нагрузки.

Дополнительное значение для нынешнего исследования имеет то, что ортезы с медиальным клином значительно снижают параметры эверсии и внутренней ротации большеберцовой кости в сравнении с ортезами с латеральным клином или отсутствием стелек. Скорее всего, это связано с механическими свойствами медиального клина, который специально создан для того, чтобы стопа находилась в эверсии. Это открытие потенциально важно в клиническом плане, так как чрезмерная эверсия заднего отдела стопы и связанные с этим параметры внутренней ротации большеберцовой кости лежат в числе причин некоторых травм перенапряжения, таких как большеберцовый стресс-синдром, подошвенный фасцит,

пателлофеморальный синдром и синдром подвздошно-большеберцового тракта [23 - 25]. Таким образом, можно предположить, что медиальные ортезы могут иметь важное значение для профилактики хронических проблем бегунов, связанных с избыточной эверсией и внутренней ротацией большеберцовой кости.

Результаты настоящего исследования показывают, что, хотя стельки с латеральным клином эффективно ослабляют болевые симптомы [9] и способствуют уменьшению амплитуды внешнего отведения колена у пациентов с большеберцовым остеоартритом медиального отдела [13 - 15], они могут одновременно подвергать бегунов риску развития других хронических патологий. Следует тщательно оценивать все индивидуальные параметры здоровья бегунов, прежде чем назначать им такие ортезы.

Одно из ограничений текущего исследования заключается в том, что были изучены только кратковременные эффекты ношения стелек с клиньями. Поэтому, хотя медиальные ортезы, по-видимому, могут служить профилактикой факторов риска, ведущих к повреждениям большеберцовой кости, в настоящее время неизвестно, могут ли стельки предотвращать или замедлять развитие травмы в долговременной перспективе.

Помимо этого, в настоящее время неизвестно, сколько времени должны использоваться ортезы для достижения видимых результатов у пациентов. Поэтому в будущем будет полезен длительный анализ использования медиальных и латеральных ортезов у бегунов. Кроме того, в настоящем исследовании участвовали только мужчины, что тоже не дает возможности сделать общие выводы. Известно, что кинематика большеберцовой кости у женщин при беге отличается от мужской, причем у женщин отмечаются более высокие параметры эверсии и внутренней ротации большеберцовой кости [26]. Помимо этого, женщины подвержены повышенному риску дегенерации большеберцового сустава в сравнении с мужчинами [27], и результаты экспериментов показали, что развитие дегенерации связано с анатомическими особенностями женского колена [28]. Это говорит о том, что женщинам могут понадобиться другие виды ортезов, поэтому в будущих биомеханических исследованиях стоит задействовать женщин-добровольцев.

В заключение стоит отметить, что, несмотря на то, что биомеханические эффекты медиальных и латеральных ортезов стопы исследовались ранее, вопросы их воздействия на кинетику и кинематику большеберцовой кости у бегунов нужно еще внимательно изучать. Данное исследование дополняет уже имеющиеся данные в

области биомеханики, предлагая комплексный сравнительный анализ кинетики и кинематики большеберцовой кости во время опорной фазы бега при использовании стелек с клиньями. Важным открытием настоящего исследования стало то, что медиальные ортезы существенно ослабляют параметры эверсии и внутренней ротации большеберцовой кости по сравнению с латеральными ортезами или их отсутствием. Таким образом, ортезы с медиальным клином могут эффективно ослабить факторы риска, связанные с кинематикой большеберцовой кости, что, в свою очередь, может снизить риск развития хронических патологий у бегунов.

Литература

1. Lee, D.C., Pate, R.R., Lavie, C.J., Sui, X., Church, T.S., Blair S.N. (2014). Leisure-time running reduces all-cause and cardiovascular mortality risk. Journal of the American College of Cardiology. 64, 472-481.

2.   van Gent, B.R., Siem, D.D., van Middelkoop, M., van Os, T.A., Bierma-Zeinstra, S.S., Koes, B.B. (2007). Incidence and determinants of lower extremity running injuries in long distance runners: a systematic review. British Journal of Sports Medicine. 41, 469-480.

3. McMillan, A., Payne, C. (2008). Effect of foot orthoses on lower extremity kinetics during running: a systematic literature review. Journal of Foot and Ankle Research. 13, 1-13.

4. Mills, K., Blanch, P., Chapman, A. R., McPoil, T. G., Vicenzino, B. (2010). Foot orthoses and gait: a systematic review and meta-analysis of literature pertaining to potential mechanisms. British Journal of Sports Medicine, 44, 1035-1046.

5.   Sinclair, J., Isherwood, J., Taylor, P.J. (2014). Effects of foot orthoses on kinetics and tibiocalcaneal kinematics in recreational runners. Foot and Ankle Online Journal, 7, 3-11.

6.    Butler, R. J., Davis, I. M., Laughton, C. M., Hughes, M. (2003). Dual-function foot orthosis: effect on shock and control of rearfoot motion. Foot & ankle international, 24, 410-414.

7.   Laughton, C. A., Davis, I. M., Hamill, J. (2003). Effect of strike pattern and orthotic intervention on tibial shock during running. Journal of Applied Biomechanics, 19, 153-168.

8.   Dixon, S.J. (2007). Influence of a commercially available orthotic device on rearfoot eversion and vertical ground reaction force when running in military footwear. Military medicine, 172, 446-450.

9. Parkes, M. J., Maricar, N., Lunt, M., LaValley, M. P., Jones, R. K., Segal, N. A., Felson,

D. T. (2013). Lateral wedge insoles as a conservative treatment for pain in patients with medial knee osteoarthritis: a meta-analysis. JAMA, 310, 722-730.

10.   Reilly, K. A., Barker, K. L., Shamley, D. (2006). A systematic review of lateral wedge

orthotics-how useful are they in the management of medial compartment osteoarthritis?. The Knee, 13, 177-183.

11. Rafiaee, M., Karimi, M. T. (2012). The effects of various kinds of lateral wedge insoles on performance of individuals with knee joint osteoarthritis. International Journal of Preventive Medicine, 3, 693-698.

12. Birmingham, T.B., Hunt, M.A., Jones, I.C., Jenkyn, T.R., Giffin, J.R. (2007). Test–retest reliability of the peak knee adduction moment during walking in patients with medial compartment knee osteoarthritis. Arthritis Care & Research. 57, 1012-1017.

13. Kakihana, W., Torii, S., Akai, M., Nakazawa, K., Fukano, M., Naito, K. (2005). Effect of a lateral wedge on joint moments during gait in subjects with recurrent ankle sprain. American Journal of Physical Medicine & Rehabilitation, 84, 858-864.

14.   Butler, R. J., Marchesi, S., Royer, T., Davis, I. S. (2007). The effect of a subject- specific amount of lateral wedge on knee mechanics in patients with medial knee osteoarthritis. Journal of Orthopaedic Research, 25, 1121-1127.

15. Kakihana, W., Akai, M., Yamasaki, N., Takashima, T., Nakazawa, K. (2004). Changes of joint moments in the gait of normal subjects wearing laterally wedged insoles. American Journal of Physical Medicine & Rehabilitation, 83, 273-278.

16.   Boldt, A.R., Willson, J.D., Barrios, J.A., Kernozek, T.W. (2013). Effects of medially wedged foot orthoses on knee and hip joint running mechanics in females with and without patellofemoral pain syndrome. Journal of Applied Biomechanics. 29, 68-77.

17. Sinclair, J., Vincent, H., Selfe, J., Atkins, S., Taylor, P.J., Richards, J. (2015). Effects of foot orthoses on patellofemoral load in recreational runners. Foot and Ankle Online Journal, 8, 5-12.

18. Cappozzo, A., Catani, F., Leardini, A., Benedeti, M.G., Della, C.U. (1995). Position and orientation in space of bones during movement: Anatomical frame definition and determination. Clinical Biomechanics, 10, 171-178.

19.   Sinclair, J., Bottoms, L., Taylor, K., Greenhalgh, A. (2010). Tibial shock measured during the fencing lunge: the influence of footwear. Sports Biomechanics, 9, 65-71.

20. Sinclair, J., Taylor, P.J., Edmundson, C.J., Brooks, D., Hobbs, S.J. (2013). Influence of the helical and six available Cardan sequences on 3D ankle joint kinematic parameters. Sports Biomechanics, 11, 430-437.

21.    Eslami, M., Begon, M., Farahpour, N., Allard, P. (200). Forefoot–rearfoot coupling patterns and tibial internal rotation during stance phase of barefoot versus shod running. Clinical Biomechanics, 22, 74-80.

22. Whittle, M.W. (1999). Generation and attenuation of transient impulsive forces beneath the foot: a review. Gait & posture, 10, 264-267.

23. Viitasalo, J.T., Kvist, M. (1983). Some biomechanical aspects of the foot and ankle in athletes with and without shin splints. The American Journal of Sports Medicine, 11, 125- 130.

24. Lee, S.Y., Hertel, J., Lee, S.C. (2010). Rearfoot eversion has indirect effects on plantar fascia tension by changing the amount of arch collapse. The Foot, 20, 64-70.

25.    Barton, C. J., Levinger, P., Menz, H. B., Webster, K. E. (2009). Kinematic gait characteristics associated with patellofemoral pain syndrome: a systematic review. Gait & posture, 30, 405-416.

26.   Sinclair, J., Taylor, P. J. (2014). Sex differences in tibiocalcaneal kinematics. Human Movement, 15, 105-109.

27. Hame, S.L., Alexander, R.A. (2013). Knee osteoarthritis in women. Current Reviews in Musculoskeletal Medicine. 6, 182-187.

28.   Hanna, F.S., Teichtahl, A.J., Wluka, A.E., Wang, Y., Urquhart, D.M., English, D.R., Cicuttini, F.M. (2009). Women have increased rates of cartilage loss and progression of cartilage defects at the knee than men: a gender study of adults without clinical knee osteoarthritis. Menopause. 16, 666-670.