صفحه محصول - دانلود چارچوب و مباني نظري کف پاي صاف و انواع آن با فرمت word

دانلود چارچوب و مباني نظري کف پاي صاف و انواع آن با فرمت word (docx) 1 صفحه

دسته بندی : تحقیق

نوع فایل : Word (.docx) ( قابل ویرایش و آماده پرینت )

تعداد صفحات: 1 صفحه

قسمتی از متن Word (.docx) :

انواع کف پاي صاف 2-7-1 کف پاي صاف منعطف کف پاي صاف منعطف فاقد علايم باليني ميباشد. اين نوع پا در بسياري از نژادها و قومها رايج ميباشد. همچنين صافي کف پا ميتواند با ديگر شرايط موروثي و شلي مفصلي نژادي در ارتباط باشد. در طي يک مطالعه آيندهنگر 25 ساله رز و همکاران (Roze et al, 1985)، نشان دادند که قوس کف پاي کودکان در طول زمان بهطور پيشرونده توسعه پيدا ميکند، بنابراين قوس طولي داخلي پاي کودکان داراي پاي پهن و صاف در دوران پيش دبستاني بدون آنکه به درمان و جراحي نياز داشته باشند با گذشت زمان به قوس طبيعي تبديل ميشود. آزمايش براي تشخيص پاي صاف منعطف بايد مربوط به شرايط پويا و ديناميک باشد، نه شرايط ايستا و استاتيک، زيرا در اين آزمايشات متخصصين به دنبال عملکرد پا هستند. پراستفادهترين آزمايش براي اين منظور تست باز کردن انگشت شست پا (تست جک) ميباشد که در اين آزمون از فرد خواسته ميشود تا انگشت شست پاي خود را اکستنشن دهد يا اينکه در وضعيت ايستاده روي نوک انگشتان پا قرار بگيرد (شکل 2-7). در اين وضعيت پاسخ پا به گونهاي است که قوس داخلي پا نمايان ميشود، پاشنه به وضعيت واروس در ميآيد و ساق چرخش خارجي پيدا ميکند. اگر اين علايم به هنگام انجام آزمون ظاهر شد، صافي کف پاي فرد از نوع منعطف ميباشد (Jacobs, 2010). شکل 2- SEQ شکل_2- \* ARABIC6. تست جک براي تشخيص کف پاي صاف منعطف. اختلالات راه رفتن و استقامت پايين از ويژگي هاي اين نوع صافي کف پا هستند. يافته هاي مبتني بر آزمايش نشان دهنده سر بر جسته استخوانهاي قاپ، چرخش سطح داخل پاشنه به خارج و سفتي تاندون آشيل ميباشد. ساير يافتهها در زمينه آسيب شناسي پاهاي صاف شامل اورژن بيش از حد پاشنه، ناپايداري مفصل قاپي-ناوي، تاندون آشيل سفت و کوتاه و اختلالات راه رفتن مي باشد. طي ساليان متمادي گستره وسيعي از تمرينات اصلاحي، استفاده از توکفشي و پا پوشهاي متنوع براي درمان صافي کف پا تجويز شده است. اما ونگر و همکاران، طي مطالعهاي نشان دادند که پاي صاف منعطف کودکان با گذشت زمان بهبود پيدا ميکند. استفاده از تمرينات اصلاحي، توکفشيهاي مختلف و کفشهاي طبي روند طبيعي اين بهبود را تغيير نميدهند(Wenger et al., 1989). در بين افراد داراي بينظميهاي ارتوپديکي، صافي کف پا با چاقي در رابطه است. بهطوريکه چاقي يکي از عوامل ايجاد کف پاي صاف ميباشد (Jacobs, 2010). جدول 2-1 عوامل ايجاد کف پاي صاف در گروه هاي مختلف سني. 2-7-2. کف پاي صاف غير منعطف(سخت) اين نوع صافي کف پا يکي از يافتههاي پاتولوژيک است که در آن قوس داخلي پا هرگز ظاهر نميشود، خواه فرد روي نوک انگشتان پاي خود ايستاده باشد و يا انگشت شست پاي خود را اکستنشن کرده باشد. دليل ايجاد اين عارضه بايد شناسايي شده و براي درمان آن اقدامات لازم را انجام داد. دلايل ايجاد اين ناهنجاري شامل بينظميهاي آناتوميکي از قبيل بد جوش خوردگيهاي استخوانهاي کف پايي يا شرايط دردناک ناشي از اسپاسمهاي عضلاني مانند عفونت هاي عضلاني و آرتريت جوانان ميباشد. بنابراين براي رسيدگي و شناسايي کامل به اين عارضه بايد از اشعه ايکس، سي تي اسکن و آزمايش خون استفاده کرد تا تعيين کنيم که چه نوع درمان براي اين عارضه مناسب ميباشد. براي درمان اين عارضه نميتوان از تمرينات اصلاحي يا استفاده از وسايل کمکي مانند کفش و توکفشي استفاده کرد و درمان اين عارضه شامل درمان دارويي و جراحي ميباشد (Jacobs, 2010). 2-8. عوارض ناشي از صافي کف پا: فقدان حالت فنري پا که باعث ايجاد عدم مهارت و کشيدن پا به زمين به هنگام راه رفتن مي شود. فقدان عمل متناسب جذب شوک و بارگيري، که پا را نسبت به زخمها و آرتروز مستعد ميکند. وارد آمدن فشار به عروق و اعصاب کف پا: فشار وارده به محل ارتباط اعصاب کف پايي داخلي و خارجي سبب درد هاي عصبي در ناحيه جلوي پا مي شود. فشار وارده بر عروق ممکن است سبب پارگي عروق انگشتان شود. خستگي زودرس. استهلاک و از بين رفتن سريعتر کفش: به علت وارد شدن فشار هاي اضافي بر برخي قسمت هاي کفش، کفش از سمت داخلي بد شکل شده و سريعتر خراب ميشود. تاثيرات ثانويه روي زانو و کمر: اين افراد معمولا دچار دردهاي قسمت داخلي زانو (به علت کشيدگي بافت هاي نرم) و درد در قسمت خارجي زانو (به علت فشرده شدن استخوان ها روي هم و همچنين درد کمر مي شوند. درد قسمت داخلي و خارجي مچ پا. درد قسمت داخلي و خارجي زانو. کوتاهي ظاهري پا در سمت صاف شده. افتادگي لگن در سمت صاف شده. انحراف طرفي ستون فقرات. درد لبه داخلي پا. افزايش آسيب پذيري پا. استرس فراکچر درشت ني. 2-9. راه رفتن 2-9-1. اصطلاح شناسي راه رفتن زمان و مسافت دو پارامتر اصلي حرکت هستند، و اندازهگيري اين متغيرها يک توصيف پايهاي از راه رفتن فراهم ميکند. متغيرهاي زماني شامل زمان استانس، زمان حمايت يک گانه و دو گانه، زمان نوسان،زمان استپو استرايد، کدنس و سرعت ميباشد (Drillis,1985; Finley,1970; Goodwin,1968). متغيرهاي مسافت شامل طول استرايد، طول و پهناي استپ، و زاويهي پنجه پا ميباشد. اين متغيرها، از تحقيقات پيشين در طي 30 سال گذشته مشتق شده است، که اطلاعاتي ضروري براي راه رفتن فرد را فراهم ميکند و بايد براي توصيف راه رفتن در نظر گرفته شوند (Finley,1970). محققان مشخص کردهاند که تفاوتهاي چشمگيري در ويژگيهاي استپ و استرايد بين افراد و حتي بين تلاشهاي مختلف از يک فرد وجود دارد Owings,2004; Lemke et al,2000) Chen et al,2003;). عليرغم اين اختلافات طبيعي، اين ويژگيها به ما اين امکان را ميدهد که تفاوتهاي بين افراد بيمار و سالم را تشخيص دهيم (Wall,2000). بهطور کلي راه رفتن يعني بازيابي سطح اتکاي جديد براي جلوگيري از سقوطهاي پي در پي. هدف از راه رفتن انتقال بدون خطر و کارآمد بدن روي زمين در مسيرهاي افقي و مسطح، رو به بالا (سراشيبي) و رو به پايين (سرازيري) ميباشد. زمانيکه فرد راه ميرود، حرکت او بهصورت حرکتي انتقالي مشاهده ميشود که حاصل حرکات چرخشي اندامهاي مختلف بدن ميباشد. تعريف گيت، آسانتر از تعريف راه رفتن نميباشد. بسياري از لغت نامهها از آن بهعنوان واژهاي در ارتباط با حرکت اسبها ميپردازند، که اينگونه قابل فهم ميباشد؛ از آنجا که حيوانات چهار پا داراي حرکات طبيعي از قبيل يورتمه، چهار نعل، تاختن و ... ميباشند و اغلب اين لغات براي حرکت حيوانات چهار پا بهجاي يکديگر به کار برده ميشوند، بسياري از مردم تمايل دارند که کلمات گيت و راه رفتن را بهجاي يکديگر بهکار ببرند. با اين حال بين مفهوم واژههاي راه رفتن و گيت تفاوت وجود دارد. واژه گيت، روش، شيوه و سبک راه رفتن را بيان ميکند، اين موضوع در حالي است که راه رفتن، به بيان عمل و انجام فعل حرکت کردن، ميپردازد. بنابراين، براي صحبت کردن در مورد تفاوت در راه رفتن دو نفر تجزيه و تحليل گيت تفاوت را بهتر و محسوستر بيان ميکند تا تجزيه و تحليل راه رفتن. در واقع گيت به توصيف نحوه راه رفتن فرد ميپردازد (Whittle, 2007). براي اينکه بدن انسان بدون خطر حرکت کند، سيستم کنترل عصبي-عضلاني بايد فرآيند جذب شوک را بهطور مناسبي انجام دهد تا از واماندگي و نگهداري تعادل اندام فوقاني جلوگيري نمايد تا مسير مورد نظر بهطور امن و بدون خطر طي شود (Winter, 1991). 2-9-2 بيومکانيک راه رفتن راه رفتن به چند مرحله تقسيم شده است تا توصيف، فهميدن، و آناليز رويدادهايي که رخ مي‌دهد امکان پذير شود. يک چرخه راه رفتن فاصله بين دو رويداد موفق از يک اندام است، به برخورد اوليه پا با سطح اتکا، برخورد پاشنه يا ضربه پاشنه گفته مي‌شود. در طي يک چرخه راه رفتن هر پا از دو مرحله اصلي عبور مي‌کند: مرحله استانس، هنگامي که قسمتي از پا در تماس با سطح است، که حدود 60% چرخه راه رفتن را تشکيل مي‌دهد و مرحله نوسان، هنگامي که پا در تماس با سطح نيست، که 40% باقيمانده را تشکيل مي‌دهد (شکل2-8) (Neumann, 2002 ; Levangie & Norkin,2005;Oatis,2009). راه رفتن فعاليتي عضلاني و مستمر است که در آن نيروها بين بدن انسان و زمين منتقل ميشود. تغييرات در راستاي اين نيروها و مبادلات انرژي در مفاصل مختلف و حرکات مختلف چرخشي مفاصل در راه رفتن باعث ايجاد و توليد حرکت ميشود که اين حرکات بهطور متناوب بوده و ما را به هدف مورد نظر ميرساند.آغاز راه رفتن را ميتوان بهعنوان فعاليتي کليشهاي توصيف نمود که شامل يکسري وقايع يا توالياي از وقايع ميباشد که از آغاز حرکت تا شروع چرخه راه رفتن اتفاق ميافتد. آغاز راه رفتن در وضعيت ايستاده قائم و بدون حرکت، با فعاليت عضله درشت نئي قدامي و پهن خارجي همراه با مهار عضله دوقلو شروع ميشود. انقباض درونگراي دوطرفه عضله درشت نئي قدامي (اعمال کشش روي استخوان درشت ني) منجر به توليد گشتاور در صفحه ساجيتال شده که بدن را از مفصل مچ به سمت جلو ميکشد. در ابتدا مرکز فشار به سمت عقب و خارج سمت پاييکه براي برداشتن اولين گام آماده ميشود (به حالت نوسان آماده ميشود)، تغيير مکان ميدهد، يا به سمت عقب و داخل پايي که به حالت اتکا باقي ميماند تغيير مکان ميدهد (Hesse et al., 1997). دقيقا همزمان با انقباضات عضله درشت نئي قدامي و پهن خارجي، در مفصل ران ابداکشن اتفاق ميافتد و با ايجاد يک گشتاور در صفحه فرونتال، بدن به سمت اندام تکيهگاه سوق پيدا ميکند (Hesse et al., 1997). مطابق با نظر Elbe و همکاران مفصل زانو و مفصل ران سمت اندام تکيهگاه چند درجهاي (3-10 درجه) خم شده و در اين وضعيت مرکز فشار به طرف جلو و داخل اندام تکيهگاه حرکت ميکند (Elbe et al., 1996). اين جابجايي مرکز فشار به سمت قدامي و داخلي، اندام در حال نوسان را آزاد نموده تا اينکه بتواند از زمين جدا شود. فعاليت راه رفتن با بلند شدن اندام نوسان کننده از زمين آغاز شده و با برخورد پاشنه با زمين پايان ميپذيرد. کل زمان مرحله آغاز راه رفتن حدود 62/0 ثانيه طول ميکشد (RLA, 2001). افراد سالم ممکن است راه رفتن را با با پاي چپ يا راست آغاز کنند که اين امر تغييري در الگوي راه رفتن ايجاد نخواهد کرد.مطابق با نظر وينتر (Winter, 1991)، بههنگام راه رفتن 5 عمل اصلي داريم که ما را در فرآيند حرکت رو به جلو کمک ميکنند که شامل موارد زير ميباشند: 1. حفظ اتکاء سر، تنه و بازوها؛ يعني جلوگيري از کولاپس اندام تحتاني. 2. حفظ پاسچر قائم و تعادل بدن. 3. کنترل مسير حرکت پا؛ يعني هنگام حرکت پا در فضا، پا به صورتي ايمن از زمين دور نگهداشته شود و موقع تماس اندام با زمين، پاشنه و انگشتان به ملايمت پايين آورده ميشود. 4. توليد انرژي مکانيکي جهت حفظ يا افزايش سرعت حرکت رو به جلوي بدن. 5. جذب انرژي مکانيکي به منظور جذب شوک و ثبات و يا کاهش سرعت حرکت رو به جلوي بدن مرکز توانبخشي ملي Rancho Los Amigus سه وظيفه اصلي حين راه رفتن برشمرده است: 1. پذيرش وزن بدن. 2. اتکاء روي يک پا. 3. پيشروي اندام در حال نوسان. مشخصههاي اصلي راه رفتن درست مانند صدا و اثر انگشت منحصر به فرد هستند، گرچه بخشهاي اصلي يک سيکل کامل راه رفتن براي بيشتر افراد يکسان است اما اختلافاتي در بررسي نقطه به نقطه براي هر فرد وجود دارد. در واقع هر شخصي مشخصات و الگوي خاصي در راه رفتن را بهکار ميگيرد. تنوع الگوها به عوامل بسياري از قبيل وضعيت سلامتي، شخصيت، شغل، سن و جنسيت دارد. صرف نظر از مشخصههاي فردي، الگوهاي راه رفتن در روزهاي مختلف بسته به کيفيت زندگي تفاوت دارد. بهطور مثال گاهي اوقات الگو به حالت دفاعي و گاهي به شکل تهاجمي در ميآيد. دليل تفاوت اين الگوها به خواص معيني از قبيل ساختار استخوانها، وضعيت و عملکرد ساختار عصبي-عضلاني و همچنين عملکرد مفاصل دارد (عزيزپور، 1390). 2-10. سيکل راه رفتن سيکل يا چرخه راه رفتن از فعاليتهايي که از نقطه تماس اوليه (همچنين تماس پاشنه با زمين يا برخورد پاشنه نيز ناميده ميشود) يک اندام تحتاني تا نقطهاي که همان اندام دوباره با زمين تماس پيدا ميکند تشکيل شده است (شکل 2-8). در طول يک سيکل راه رفتن هر اندام دو مرحله را طي ميکند، يک مرحله نوسان و يک مرحله استانس. در طول مرحله استانس همواره بخشي از پا در تماس با سطح اتکا ميباشد که اين مرحله حدود 60 درصد سيکل راه رفتن را شامل ميشود. در مرحله نوسان پا هيچ تماسي با بدن ندارد و اين مرحله حدود 40 درصد باقيمانده سيکل راه رفتن را تشکيل ميدهد. 31305536195 شکل 2- SEQ شکل_2- \* ARABIC7. مراحل مختلف راه رفتن: يک چرخه راه رفتن، دورهاي بين برخورد اوليه پاي مرجع (راست) و برخورد موفق همان پا را پوشش ميدهد. اين تصوير، چرخه راه رفتن را با رويدادهاي اصلي آن نمايش ميدهد. مراحل استانس و نوسان براي هر پا و دورههاي حمايت يک گانه و دوگانه نشان داده شده است. مرحله استانس تا 60% چرخه راه رفتن ادامه پيدا ميکند، و مرحله نوسان 40% چرخه را در سرعت نرمال تشکيل ميدهد. افزايش يا کاهش سرعت راه رفتن، درصد زمان صرف شده براي هر مرحله را تغيير ميدهد (;Neumann, 2002Levangie & Norkin,2005;Oatis,2009). در سيکل راه رفتن دو دوره از حمايت دوگانه وجود دارد. اين مرحله بين زماني که يک عضو در تماس ابتدايي و عضو ديگر در حال ترک زمين است (در حال جدا شدن پنجه از زمين است)، رخ مي‌دهد. در سرعت معمولي راه رفتن، هر دوره از حمايت دوگانه حدود 11% از چرخه راه رفتن را اشغال مي‌کند، که به صورت کلي حدوداً 22% از يک چرخه راه رفتن کامل را تشکيل مي‌دهد. بنابراين بدن در حدود 80% از چرخه، فقط با يک اندام حمايت ميشود. معمولاً ارزشي در حدود 10% براي هر مرحله حمايت دوگانه استفاده مي‌شود (;Neumann, 2002Levangie & Norkin,2005;Oatis,2009). در واژه شناسي براي راه رفتن دو نوع تقسيم بندي وجود دارد که مراحل اصلي راه رفتن را به چند مرحله جزئيتر تقسيم ميکند (شکلهاي 2-9 و 2-10)، که يکي از آنها تقسيم بندي سنتي و ديگري از RLA (مرکز ملي توانبخشي Rancho Los Amigos) مشتق شده است. در هر دو تقسيم بندي، وقايعي تعريف شده که ابتدا و انتهاي هر يک از مراحل جزئي را مشخص ميسازد. وقايع معلوم کننده حدود مراحل اصلي در هر دو واژه شناسي سنتي و RLA در شکل 2-9 نشان داده شدهاست که شامل تماس اوليه پاشنه (در واژه شناسي سنتي و RLA) يا تماس پاشنه يا برخورد پاشنه (در واژه شناسي سنتي) و جدا شدن انگشتان در هر دو واژه شناسي، ميباشد. در هر دو تقسيم بندي، براي مشخص نمودن وقايع و مراحل، سيکل راه رفتن را به درصدهايي تقسيم کردهاند. هر دو واژه شناسي رويدادهايي را تعيين مي‌کنند که شروع و پايان زير شاخه هاي تعريف شده را نشان مي‌دهد (;Neumann, 2002Levangie & Norkin,2005;Oatis,2009). در شکلهاي زير مقادير مربوط به راه رفتن طبيعي قيد شده است. شکل 2- SEQ شکل_2- \* ARABIC8. مرحله استانس سيکل راه رفتن مربوط به اندام تحتاني راست با مقايسه بين روش سنتي و RLA.وقايع نشان دهنده زير مراحل مربوط به هر يک از دو واژهشناسي تصوير شدهاند و به صورت درصدي از يک سيکل کامل راه رفتن بيان شدهاند. تماس پاشنه با زمين به لحظهاي اشاره دارد که در آن پاشنه اندام مرجع با زمين برخورد ميکند (شکل 2-11). تماس اوليه (در واژهشناسي سنتي و RLA) به لحظهاي اشاره ميکند که پاي اندام مرجع با زمين تماس پيدا ميکند. در راه رفتن طبيعي نقطه تماس پاشنه ميباشد اما در راه رفتن غير طبيعي اين امکان وجود دارد که تمام پا يا انگشتان در ابتدا با زمين تماس برقرار کنند. شکل 2- SEQ شکل_2- \* ARABIC9. مرحله نوسان سيکل راه رفتن مربوط به اندام تحتاني راست با مقايسه بين واژهشناسي سنتي و RLA. تفاوتها کم ميباشند. شکل 2- SEQ شکل_2- \* ARABIC10. تماس اوليه به لحظهاي اشاره ميکند که در آن قسمتي از اندام مرجع با سطح اتکا تماس پيدا ميکند. اگر ابتدا پاشنه تماس يابد ممکن است تحت عنوان تماس يا برخورد پاشنه نام گذاري شود. برخورد پاشنه راست در اين شکل، آغاز مرحله استانس راه رفتن براي اندام تحتاني راست را تشکيل ميدهد. 2. صاف شدن پا (در واژهشناسي سنتي) در راه رفتن طبيعي بلافاصله بعد از تماس اوليه در لحظه تقريبي 7 درصدي سيکل راه رفتن اتفاق ميافتد و اولين لحظهاي است که حين راه رفتن پا روي زمين صاف خواهد شد (شکل 2-12). شکل 2- SEQ شکل_2- \* ARABIC11. صاف شدن پا بلافاصله پس از تماس اوليه اتفاق ميافتد و عبارتست از لحظهاي که در آن پا روي زمين صاف ميشود. 3. مرحله مياني استانس (در واژهشناسي سنتي) لحظهاي است که در آن وزن بدن مستقيما روي اندام تحتاني متحمل وزن واقع ميشود (شکل 2-13) که اين مرحله در نقطه حدود 30 درصدي سيکل راه رفتن اتفاق ميافتد. شکل 2- SEQ شکل_2- \* ARABIC12. مرحله مياني استانس، نقطهاي است که در آن وزن بدن بهطور مستقيم از روي اندام تحتاني اتکا عبور ميکند. 4. جدا شدن پاشنه از زمين (در واژه شناسي سنتي) لحظهاي است که در آن پاشنه اندام مرجع از زمين جدا ميشود (شکل 2-14)، که معمولا در نقطه 40 درصدي سيکل راه رفتن اتفاق ميافتد. شکل 2- SEQ شکل_2- \* ARABIC13. جدا شدن پاشنه از زمين نقطهاي است که در آن پاشنه اندام مرجع از سطح اتکا جدا ميشود. 5. جدا شدن انگشتان (در واژه شناسي سنتي و RLA) لحظهاي است که در آن انگشتان پا از زمين جدا ميشوند (شکل 2-15) که معمولا در نقطه 60 درصدي سيکل راه رفتن اتفاق ميافتد. شکل 2- SEQ شکل_2- \* ARABIC14. جدا شدن انگشتان لحظهاي است که در آن فقط انگشتان اندام مرجع (پاي راست) در تماس با زمين قرار دارد. 2-11. مراحل تشکيل دهنده فاز استانس برخورد پاشنه يا ضربه پاشنه به لحظه اي که پاشنهي پاي راهنما به زمين ضربه مي‌زند، اشاره دارد (شکل 2-16). در راه رفتن معمولي، پاشنه نقطهي تماس اوليه است. در راه رفتن غير طبيعي احتمال دارد به جاي پاشنه، کل پا يا پنجه تماس اوليه را با زمين برقرار کنند. واژهي برخورد اوليه براي اشاره به اين رويداد استفاده ميشود (;Neumann, 2002Levangie & Norkin,2005;Oatis,2009). شکل 2-15: برخورد اوليه به لحظهاي که در آن هر قسمتي از پاي راهنما با زمين برخورد کند، اشاره ميکند. اگر پاشنه اول باشد، به عنوان برخورد پاشنه يا ضربه پاشنه اشاره ميشود(;Neumann, 2002Levangie & Norkin,2005;Oatis,2009). . 2. پاسخ به بارگذاري (در واژه شناسيRLA) يا مرحله پذيرش وزن، در تماس اوليه آغاز شده و زمانيکه اندام سمت مقابل در انتهاي مرحله اتکا روي دو پا از روي زمين بلند ميشود، پايان ميپذيرد. اين مرحله حدود 11 درصد سيکل راه رفتن را شامل ميشود. مرحله فوت فلت در راه رفتن معمولي بعد از برخورد اوليه در حدود 7% از چرخه راه رفتن رخ ميدهد (شکل 2-17). اين اولين لحظه در طي استانس است که پا بر روي زمين صاف ميشود. شکل 2-16: فوت فلت بعد از ضربه پاشنه رخ ميدهد و به عنوان لحظهاي که در آن پا روي زمين به صورت صاف قرار ميگيرد، تعريف ميشود (;Neumann, 2002Levangie & Norkin,2005;Oatis,2009). 3. مرحله ميد استانس يا مياني استانس (در واژه شناسي سنتي) با صاف شدن پا در نقطه 7 درصدي سيکل راه رفتن آغاز شده و با بلند شدن پاشنه در نقطه حدود 40 درصدي سيکل راه رفتن، به پايان ميرسد. مرحله ميداستانس در واژه شناسيRLA با جدا شدن اندام مقابل از زمين در حدود 11 درصد سيکل راه رفتن آغاز شده و زمانيکه بدن مستقيماً بر بالاي سطح اتکا واقع ميشود (در حدود نقطه 30 درصدي راه رفتن) به پايان ميرسد. در نتيجه مرحله ميد استانس در روش RLA درصد کوچکتري را نسبت به روش سنتي بهخود اختصاص ميدهد. 126428548895 شکل 2-17: ميداستانس لحظهاي است که در آن وزن بدن مستقيماً روي پاي حمايت کننده قرار دارد (;Neumann,2002 Levangie & Norkin,2005;Oatis,2009). 4. مرحله پاياني استانس (مربوط به واژه شناسي RLA) از زمانيکه بدن در نقطه حدود 30 درصدي سيکل راه رفتن بهطور مستقيم بر روي اندام اتکا قرار ميگيرد شروع و درست قبل از تماس اوليه اندام سمت مقابل که در لحظه حدود 50 درصدي سيکل راه رفتن ميباشد، خاتمه مييابد. جدا شدن پاشنه زماني است که در آن پاشنهي پا زمين را ترک ميکند (شکل 2-19)، معمولاً حدود 40% راه رفتن. شکل2-18: جدا شدن پاشنه لحظهاي است که در آن پاشنهي پا (پاي راست در دياگرام) زمين را ترک مي‌کند (;Neumann,2002 Levangie & Norkin,2005;Oatis,2009). 5. مرحله پروپالژن با بلند شدن پاشنه در حدود لحظه 40 درصدي سيکل راه رفتن شروع و با بلند شدن انگشتان در لحظه حدود 60 درصدي سيکل راه رفتن، خاتمه مييابد. جدا شدن پنجه لحظهاي است که پنجهي پا زمين را ترک ميکند (شکل2-20)، معمولاً حدود 60% چرخه راه رفتن. شکل 2-19 : جدا شدن پنجه لحظهاي است که پنجهي پا زمين را ترک ميکند (;Neumann, 2002Levangie & Norkin,2005;Oatis,2009 ). 2-12. رويدادهاي مرحله نوسان 1. مرحله پروپالژن (در واژه شناسي RLA) شامل 10 درصد انتهايي مرحله استانس بوده و با تماس اوليه پاي مقابل، شروع (لحظه حدودي 50 درصدي سيکل راه رفتن) و با بلند شدن انگشتان (در لحظه حدود 60 درصدي سيکل راه رفتن) به پايان ميرسد. 2. شتاب گرفتن، يا مرحله نوسان اوليه (T)، وقتي که پنجه زمين را ترک ميکند شروع شده و تا ميانه نوسان ادامه مييابد؛ يا، نقطهاي که در آن اندام نوسان کننده دقيقاً زير بدن قرار گرفته باشد (شکل2-21) (;Neumann, 2002Levangie & Norkin,2005;Oatis,2009). تاب اوليه هنگامي که پنجه زمين را ترک ميکند شروع شده و تا حداکثر خم شدن زانو ادامه دارد. 74041055245 79375121285شکل2-20: مرحله شتاب گرفتن از لحظهای که پنجه پا از زمین جدا شده و زیر بدن قرار میگیرد (;Neumann,2002 Levangie & Norkin,2005;Oatis,2009).00شکل2-20: مرحله شتاب گرفتن از لحظهای که پنجه پا از زمین جدا شده و زیر بدن قرار میگیرد (;Neumann,2002 Levangie & Norkin,2005;Oatis,2009). 3 . ميانه نوسان حدوداً هنگامي که پا دقيقاً از زير بدن عبور مي‌کند رخ ميدهد، يا از پايان شتاب گيري تا شروع کاهش سرعت. ميانه نوسان (RLA) دورهاي از حداکثر خم شدن زانو تا قرارگيري درشت ني به صورت عمودي را پوشش ميدهد (شکل 2-22). 2286002029460شکل 2-21 : مرحله میانه نوسان : از نقطهای که پا از زیر بدن عبور کرده تا شروع کاهش شتاب (;Neumann, Levangie & Norkin;2005,Oatis,2009).00شکل 2-21 : مرحله میانه نوسان : از نقطهای که پا از زیر بدن عبور کرده تا شروع کاهش شتاب (;Neumann, Levangie & Norkin;2005,Oatis,2009). 4 . کاهش سرعت ، يا مرحله پاياني نوسان، پس از ميانه نوسان رخ ميدهد. هنگامي که اندام سرعت خود را براي آماده سازي برخورد پاشنه کم مي‌کند. نوسان نهايي (RLA) شامل دورهاي از لحظهاي که در آن درشت ني در حالت عمودي قرار دارد، تا لحظهاي دقيقاً قبل از برخورد اوليه است (شکل 2-23). شکل2-22 : مرحله کاهش سرعت. هنگامي که اندام براي برخورد اوليه آماده ميشود (;Neumann,2002 Levangie & Norkin;2005,Oatis,2009 ) 2-13. استرايد، استپ، کدنس طول استرايد، فاصله خطي بين دو رويداد موفق است که به وسيلهي يک پا در طي راه رفتن انجام ميشود. به صورت کلي، طول گام توسط اندازهگيري فاصلهي خطي بين دو ضربهي متوالي پاشنه يک پا حاصل ميشود (شکل 2-24). در طي يک چرخه راه رفتن، طول يک استرايد پيموده ميشود و شامل همه رويدادهاي چرخه راه رفتن ميباشد. همچنين امکان دارد طول گام توسط رويدادهاي ديگر همان پا اندازهگيري شود، مانند جدا شدن پنجه؛ اما در راه رفتن نرمال، معمولاً دو ضربه پاشنهي موفق استفاده ميشود. يک استرايد شامل دو استپ ميباشد: استپ راست و استپ چپ. به هر حال، طول استرايد معمولاً دو برابر طول يک استپ نيست، زيرا ممکن است طول استپ راست و چپ نابرابر باشد. طول استرايد به صورت گستردهاي بين افراد مختلف، متفاوت است. دليل اين امر تأثيرپذيري اين شاخص از عواملي مانند طول پا، قد، سن، جنس و ديگر متغيرها ميباشد. طول استرايد ميتواند به وسيلهي تقسيم طول استرايد بر طول پا يا کل قد فرد نرمالايز شود. (;Neumann,2002; Larsson et al,1980 Levangie & Norkin,2005;Oatis,2009 ). 0171450شکل 2-23. طول استرايد، طول و پهناي استپ و زاويه پا نشان داده شدهاند. مرکز پاشنه به عنوان نقطه مرجع براي اندازهگيري پهناي استپ استفاده شده است (Neumann,2002) مدت زمان استرايد به مقدار زماني که براي انجام يک استرايد طول ميکشد، اشاره ميکند. مفهوم مدت استرايد و مدت چرخه راه رفتن يکسان است. يک استرايد براي فرد بالغ حدوداً 1 ثانيه طول ميکشد (Levangie & Norkin,2005). تغييرات پيچيدهاي در زمان استرايد طي راه رفتن آرام، معمولي و سريع مشخص شده است که به صورت آماري با تغييرات در زمان صدها استرايد قبلي رابطه داشته است. به نظر ميرسد اين تغييرات ويژگي راه رفتن نرمال باشد (Hausdorff,1996). طول استپ فاصلهي بين دو نقطه برخورد موفق از دو پا ميباشد. معمولاً از ضربه پاشنه يک پا تا ضربه پاشنه پاي ديگر اندازهگيري ميشود (شکل 2-24). امکان دارد مقايسه طول استپ چپ و راست نشانهاي از تقارن راه رفتن فراهم آورد. مشابهت بيشتر طول استپ، نشان دهنده تقارن بيشتر راه رفتن مي‌باشد (Sekiya, 1997). طولهاي استپ و استرايد مستقيماً به قد ايستاده فرد وابسته هستند، بنابراين طول مطلق استپ و استرايد، اگرچه مکرراً گزارش شدهاند، اما براي تفسير مشکل هستند. اين اندازهها ميتواند به وسيلهي قد ايستاده يا طول پا براي مقايسه اندازهها بين افراد مختلف نرمالايز شود (Judge,1996;Chen et al,2003). زمان استپ به مقدار زمان صرف شده طي يک استپ مفرد اشاره دارد. اندازهگيري معمولاً در واحد ثانيه به ازاي يک استپ بيان ميشود. هنگامي که در پا ضعف يا درد وجود داشته باشد، امکان دارد در سمت تحت تأثير مدت استپ کاهش يابد و در سمتي که تحت تأثير قرار نگرفته (قويتر) يا سمتي که کمتر درد دارد، افزايش يابد ( Levangie & Norkin,2005). کدنس تعداد استپ برداشته شده توسط فرد در واحد زمان ميباشد. کدنس ممکن است به عنوان تعداد استپها به ازاي ثانيه يا دقيقه اندازهگيري شود، اما در حال حاضر معمولترين، فرمول زير مي‌باشد: زمان / تعداد استپ = کدنس طول استپ کوتاهتر در هر سرعت مشخصي منجر به افزايش کدنس مي‌شود. لاموراکس (1997) دريافت هنگامي که فرد با کدنس بين 80 تا 120 استپ در دقيقه راه برود، کدنس و طول استرايد داراي رابطه خطي هستند. هنگامي که فرد با افزايش کدنس راه برود، زمان حمايت دوگانه کاهش مييابد. هنگامي که کدنس راه رفتن به 180 استپ در دقيقه برسد، دوره حمايت دوگانه ناپديد ميشود، و دويدن شروع ميشود. فرکانس استپ يا کدنس مي‌تواند حدود 110 استپ در دقيقه براي مردان بالغ «معمولي» در نظر گرفته شود؛ کدنس معمولي براي زنان حدود 116 استپ در دقيقه ميباشد ( Levangie &Norkin,2005,Rose,1994). سرعت راه رفتن، سرعت خطي حرکت پيشروي بدن است، که ميتواند به ازاي متر يا سانتيمتر بر ثانيه، متر بر دقيقه، يا مايل بر ساعت اندازهگيري شود. مقالات علمي متر بر ثانيه را ترجيح مي‌دهند. واژه سرعت نشان ميدهد که جهت مشخص ميباشد .(Levangie &Norkin,2005) (ثانيه) زمان / (متر) مسافت طي شده = (متر بر ثانيه) سرعت راه رفتن زنان در سرعت يکسان نسبت به مردان تمايل دارند با استپ‌هاي کوتاهتر و تند تر راه بروند. افزايش سرعت تا 120 استپ در دقيقه با افزايش هر دوي کدنس و طول استرايد امکان مي‌يابد، اما بالاتر از 120 استپ در دقيقه، سطوح طول گام کمتر شده، و سرعت افزايش يافته توسط افزايش کدنس حاصل مي‌شود (Levangie &Norkin,2005). سرعت راه رفتن به عنوان آرام، آزاد و سريع اشاره ميشود. سرعت آزاد راه رفتن به سرعت معمولي راه رفتن فرد اشاره دارد، سرعت آرام و سريع راه رفتن فرد به سرعتهاي کندتر و تند تر از سرعت راه رفتن معمولي و راحت افراد اشاره دارد که به روش‌هاي گوناگوني طراحي ميشوند. ميزان معيني تغييرپذيري در روشهايي که فرد براي افزايش سرعت انتخاب ميکنند، وجود دارد. برخي افراد طول استرايد را افزايش داده و کدنس را براي افزايش سرعت راه رفتن کاهش ميدهند. برخي ديگر کدنس را افزايش داده و طول استرايد را ميکاهند. سرعت راه رفتن روي مدت نوسان و استانس به صورت متفاوتي تأثير ميگذارد. افزايش سرعت راه رفتن طول کلي چرخه راه رفتن را کاهش ميدهد، اما کاهش مدت چرخه موجب کاهش بيشتر در زمان استانس نسبت به زمان نوسان ميشود ((Levangie &Norkin,2005. پهناي استپ يا پهناي پايه راه رفتن، ممکن است توسط اندازهگيري فاصله خطي بين نقطه مياني پاشنه يک پا و همان نقطه در پاي ديگر بدست آيد (شکل 24-2). هنگامي که نياز به افزايش ثبات به طرفين بدن وجود داشته باشد پهناي استپ افزايش مييابد، مانند آنچه در افراد سالمند و کودکان رخ ميدهد. در کودکان نوپا و خردسالان، مرکز ثقل نسبت به افراد بالغ بالاتر است، و سطح حمايت کنندهي عريضتر براي ثبات مورد نياز است. در جمعيتهاي نرمال، ميانگين پهناي سطح اتکا حدود 5/3 اينچ مي‌باشد و بين 1 تا 5 اينچ تغيير مي‌کند (Levangie &Norkin,2005). زاويه پنجه بيان کنندهي زاويه قرارگيري پا است و توسط اندازهگيري زاويه شکل گرفته بين خط پيشرفت هر پا و خط متصل کنندهي مرکز پاشنه و انگشت دوم به دست ميآيد. اين زاويه براي مردان در سرعت آزاد راه رفتن معمولاً حدود 7 درجه از خط پيشرفت هر پا ميباشد (2-24). زاويه پنجه با افزايش سرعت راه رفتن در مردان کاهش مييابد ((Levangie &Norkin,2005. 2-14. حرکت مفاصل روش ديگري که ممکن است براي توصيف راه رفتن به کار رود، از طريق اندازهگيري مسير پاها و زاويه مفاصل ميباشد. روشي طبيعيتر و بيطرفانهتر در آناليز بصري راه رفتن که به موجب آن يک مشاهدهگر قضاوت ميکند آيا زاويه يا حرکت مفصل خاص از نورم متفاوت است يا خير. معمولاً آناليز بصري راه رفتن براي فرضيهبندي دلايل انحرافات و درمانهاي مستقيم فعال استفاده ميشود. از اشکالات روش بصري آناليز آن است که نيازمند مقدار زيادي تمرين و تجربه است تا فرد قادر باشد انحراف زاويه يک مفصل خاص از نورم را در يک بخش خاص از راه رفتن مشخص کند. نوارهاي ويدئويي با نمايش آهسته مي‌تواند اين را به مقدار زيادي بهبود بخشند. اشکال ديگر شيوههاي آناليز بصري راه رفتن اين است که آنها مکرراً پايايي پاييني دارند، اگر چه گزارشات اخير برخي متغيرها و وضعيتهايي را مشخص کرده است که تحت هر کدام از آنها، پايايي رضايت بخش مي‌باشد (;Neumann,2002; Larsson et al,1980 Levangie & Norkin,2005;Oatis,2009 ;McGinley,2003). به دليل اينکه حرکات در صفحه ساجيتال براي اندازهگيري بزرگ‌تر و آسان‌تر ميباشد، حرکات مفاصل اندام تحتاني در صفحه ساجيتال بيشترين تحقيقات را به خود اختصاص داده است. در مقابل، حرکات مفاصل اندام تحتاني در صفحات فرونتال و افقي و حرکات سه بعدي اندام فوقاني و تنه کمتر مورد مطالعه قرار گرفتهاند. اطلاعات مربوط به حرکات مفاصل، اختلافات درون فردي و بين فردي را در همه صفحات نشان دادهاند، که اختلافات در صفحات فرونتال و افقي نسبت به صفحه ساجيتال، بين افراد نسبت به چرخههاي يک فرد، بزرگ‌تر ميباشند. (Growney et al,1997;Dingwell & Cusumano, 2000;Borghese et al,1996) ميزان جابجايي کمتر در صفحات فرونتال و افقي، مخصوصاً به اختلاف شيوههاي اندازهگيري حساس ميباشد، که براي برخي افزايش تغييرات اين حرکات محاسبه ميشود (Levangie & Norkin,2005). عليرغم اختلافات در دامنه حرکات، الگوها و نظم حرکات مفاصل در راه رفتن به صورت قابل ملاحظهاي طي تريالها و بين افراد ثابت هستند (Bianchi,1998;Cornwall & McPoil, 1995). 2-15. حرکات در صفحه ساجيتال حدود دامنه حرکتي (ROM) مورد نياز براي راه رفتن طبيعي و زمان رخ دادن حداکثر فلکشن و اکستنشن براي هر مفصل اصلي ميتواند توسط بررسي نمودار زاويه مفاصل در شکل 2-25 تعيين شود. خط انحراف استاندارد (خط نقطه چين) حول نمودار اصلي (خط ممتد) نشان ميدهد چه مقدار تفاوت بين فردي تا فرد ديگر وجود دارد، اثبات شده است که 67% افراد درون دامنه نمايش داده شده قرار دارند. نتايج گزارش شده در مطالعات راه رفتن با افزايش سن، جنس، و سرعت راه رفتن افراد و با شيوههاي آناليز تغيير ميکنند. اطلاعات موجود در اينجا از آناليزهاي سه بعدي به دست آمده است (Winter,1994). براي ساده کردن، ميتوان از ميانگين مقدار نشان داده شده در شکل، در متن استفاده کرد، و به خواننده اشاره شود که اين يک ارزش مطلق نيست، و از علامت «حدوداً» (~) استفاده شود. زواياي مفاصل ران، زانو، و مچ پا در پوزيشن آناتوميکي حدوداً صفر درجه در نظر گرفته ميشوند. فلکشن براي ران و زانو و دورسي فلکشن براي مچ پا داراي ارزشهاي مثبت، و اکستنشن و پلانتار فلکشن داراي ارزشهاي منفي ميباشند (winter,1991). شکل 2-24: زواياي مفاصل ران، زانو و مچ پا در صفحه ساجيتال. خط ممتد نشان دهنده مقدار ميانگين و خط نقطه چين نشانگر انحراف استاندارد ميباشد (winter,1991). با توجه به شکل 2-25 در برخورد پاشنه، ران در حداکثر فلکشن خود قرار دارد ( 25~) و به تدريج باز ميشود، که به حداکثر هايپر اکستنشن خود ( 10- ~) در نزديکي 50% چرخه راه رفتن ميرسد، سپس برخورد پاي مقابل رخ ميدهد. بعد از رسيدن به حداکثر اکستنشن، ران مجدداً شروع به خم شدن ميکند، و در اواخر نوسان، در حدود %85-80 چرخه راه رفتن، مجدداً به حداکثر فلکشن خود ميرسد (Winter,1991;Kerrigan,1998). مفصل زانو الگوي حرکتي پيچيدهتري را از خود به نمايش ميگذارد، در فرود آمدن در اکستنشن است، البته معمولاً در برخورد اوليه کمي از حداکثر درجات اکستنشن کمتر است. زانو بلافاصله بعد از برخورد ْ10 تا ْ20 خم ميشود، و در حدود 15% از چرخه راه رفتن، هنگامي که فرد به صاف شدن پا ميرسد، حداکثر فلکشن خود را بدست ميآورد. در فوت فلت، زانو شروع به اکستنشن کرده و در حدود 40% چرخه راه رفتن، هنگامي که پاشنه از روي زمين بلند ميشود، به حداکثر اکستنشن خود ميرسد. فلکشن زانو مجدداً شروع شده و در ميانه نوسان، حدود 75% چرخه راه رفتن، به حداکثر خود در حدود ْ70 ميرسد. مجدداً اکستنشن زانو شروع شده و(;Neumann,2002 Levangie & Norkin,2005;Oatis,2009) درست قبل از تماس با زمين به حداکثر اکستنشن خود مي‌رسد. حرکت مچ پا نيز چندين تغيير در جهت حرکت از خود نشان ميدهد. در برخورد اوليه، مچ در حالت نزديک به طبيعي، اندکي دورسي فلکشن يا اندکي پلانتار فلکشن، ميباشد. در پي تماس، مچ پا 5 تا 10 درجه پلانتار فلکشن پيدا ميکند و حدود 5% چرخه راه رفتن به حداکثر خود ميرسد. همان‌گونه که بدن روي پاي ايستاده ميچرخد، مچ پا دورسي فلکشن مييابد، و بلافاصله بعد از اين که زانو کاملاً اکستنشن پيدا کرد، به حداکثر خود در حدود 7 درجه ميرسد. پلانتار فلکشن مچ پا ادامه پيدا ميکند، و مچ پا بلافاصله پس از بلند شدن پنجه به حداکثر خود در حدود 20 درجه ميرسد. در نوسان، مچ پا به آرامي دورسي فلکشن پيدا ميکند، اما در مقدار کمي پلانتار فلکشن باقي ميماند (Levangie & Norkin,2005,Oatis,2009;Neumann,2002). 2-16. خستگي خستگي به عنوان پديدهاي قابل مشاهده و اندازه گيري است که با اختلال در ادامه انجام کار، کاهش در توليد نيرو و ناتواني در استمرار توليد نيرو براي ادامه فعاليت تعريف مي‌گردد. اطمينان از خستگي به وجود آمده در انسان مشکل بوده و به وسيله يک سري تغييرات فيزيولوژيکي ايجاد شده بيان مي‌گردد (Bigland et al,1987,1984). جهت ايجاد خستگي عضلاني بايد انقباض عضلاني به طور ممتد ادامه يابد تا در عضلات فعال به تدريج خستگي ايجاد شود. البته تا زماني که عضله به نقطه عدم کارائي برسد خستگي ظاهري مشاهده نمي‌شود، اين نقطه لحظهاي است که نيروي مصرفي جهت ادامه انقباض به شکل سابق وجود ندارد. بعلاوه يک سري تغييرات بيومکانيکي و فيزيولوژيکي در عضله يا سيستم عصبي مرکزي به وجود ميآيد که در ظاهر قابل رويت نمي‌باشد (Bigland et al,1986). چافين در سال 1973 خستگي موضعي عضلاني را نگه داري و حفظ انقباض تا مرحله عدم توانائي در حفظ نيرو و ايجاد لرزش و درد موضعي تعريف کرد (Chaffin,1973). ولي نظريه کامل‌تر در سال 1984 به وسيله محققين دانشگاه کالمرز بيان شده که معتقد بودند خستگي فيزيولوژيک با تغييرات عملکردي محل اتصال عصب به عضله (خستگي محيطي) و يا تغيير عملکرد مغز و نخاع بدست مي‌آيد (خستگي مرکزي) (De Luca, 1984). خستگي محيطي يا مرکزي ممکن است جدا از هم يا همراه هم بر حسب شرايط ايجاد شود. هر کدام از اتصالات متعددي که در طول زنجير طولاني از مرکز حرکتي مغز تا ساختمان انقباضي در هر فيبر عضلاني وجود دارد ممکن است باعث خستگي شود (Allen,2008). 2-16-1. خستگي در سطح سيستم اعصاب مرکزي با توجه به اينکه حرکات ارادي تحت کنترل سيستم عصبي مرکزي مي‌باشند و کليه تغييرات و اطلاعات توسط فيبرهاي حسي مختلف به مغز وارد شده و آن جا پردازش صورت گرفته و فعاليت‌ها تعديل مي‌شوند و در واقع يک فيدبک برقرار است و کليه علائم اخطار دهنده به سطح شناختي فرد رسيده، در آنجا ادارک مي‌شوند. بدين ترتيب موجب احساس ناراحتي و ناخشنودي از استمرار فعاليت مي‌گردند، به طوري که فرد نه تنها رغبتي براي ادامه فعاليت ندارد، بلکه از هر گونه تلاش باز مي‌ماند (Assmussen, 1978(. براي بررسي ميزان دخالت اعصاب مرکزي در خستگي، آزمايشات تکميلي زيادي از جمله استفاده از کار ذهني هنگام فعاليت، فعاليت با چشم‌هاي باز و بسته، و فعاليت در شرايط مختلف طاقت فرسا صورت گرفته است که بيانگر اين موضوع هستند: "خستگي موضعي تحت تأثير عامل مرکزي مي‌باشد". در اين خصوص پيشنهاد شده که وقوع اختلال موضعي همراه با خستگي عضلاني، علائمي را از طريق اعصاب وابران به دستگاه عصبي (مغز) مي‌فرستد، مغز نيز به نوبه خود علائم بازدارندهاي را به ياخته هاي عصبي در دستگاه حرکتي ارسال مي‌دارد که باعث کاهش بازده عضلاني مي‌شود (Allman & Rice, 2002). 2-16-2. خستگي در سطح نخاع و اعصاب محيطي خستگي در سطح نخاع و اعصاب محيطي به اندازه خستگي در سطح مغزي از پيچيدگي برخوردار نيست و تنها بايد به خستگي فيزيولوژيکي سيناپس نرون به نرون اشاره کرد. اين خستگي شايد در حد قابل توجهي نباشد که نياز به بحث داشته باشد، ولي آنچه به خاطر مرکزي بودن نخاع براي رفلکس‌هاي عضلاني ساده بايد افزوده شود عبارتست از: وجود هر گونه ضايعه يا آسيب سلولي- بافتي در عضلات، تاندونها و مفاصل يک عضو، که موجب ارسال پيام‌هاي مهاري به سلول‌هاي شاخ قدامي اعصاب مخصوص آن عضلات در نخاع مي‌شود. يعني عملاً يک سيکل يا فيدبک منفي برقرار است که از آسيب هرچه بيشتر جلوگيري کند، در طول انجام فعاليت‌هاي فيزيکي مفاصل، تاندون‌ها و عضلات و ليگامنتها در اثر فشار و کشش در معرض آسيب هستند. واضح است که با شروع اين عوارض در اثر شدت گرفتن تمرين يا فعاليت فيزيکي، اين فيدبک منفي توانائي به فعاليت در آوردن عضو و انقباض عضله يا حفظ آن را کاهش مي‌دهد و باعث نوعي خستگي يا محدوديت در به‌کارگيري هرچه بيشتر عضو مي‌شود (Bigland et al,1978; Guyton & Hall, 2006;Allman & Rice, 2002). 2-16-3. خستگي در محل اتصال عصبي عضلاني2 نظريات متفاوتي در مورد علت خستگي در اين محل وجود دارد. اين نوع خستگي بيشتر در واحدهاي حرکتي تند انقباض3FT معمول است. ناتواني عصب محرکه جهت ارسال ايمپالسهاي عصبي به تارهاي عضلاني به احتمال قوي مربوط به کاهش واسطه شيميائي عصب (نوروترانسميتر) استيل کولين مي‌باشد، رها شدن استيل کولين به غلظت و فعاليت يون کلسيم خارج سلولي متکي است. ديده شده است که يون کلسيم به شرطي که قبل از شروع دپولاريزاسيون انتهاي اکسون بکار برده شود رها شدن استيل کولين را تسريع و تسهيل مي‌سازد. گفته مي‌شود که دپولاريزاسيون اکسون موجب باز شدن کانال‌هاي غشائي کلسيم و ورود آن به داخل اکسوپلاسم مي‌شود. سپس کلسيم در روند مربوط به رها شدن استيل کولين شرکت مي‌کند. انجام اين واکنش بخش بزرگي از تأخير سيناپسي را به خود اختصاص مي‌دهد. تخمين زده شده است که براي رها شدن هر وزيکول استيل کولين همکاري چهار يون کلسيم لازم است (;Paillard, 2012Guyton & Hall,2006).گاهي انتقال تحريک به علت بيماري يا فرضاً مواد مضر در محل غشاء پس سيناپسي مختل مي‌گردد و يا در نهايت ممکن است مشکل در خود عضله وجود داشته باشد. هميشه در حالت طبيعي پاسخ به اولين موج تحريکي نرمال مي‌باشد اما با کاهش انتقال دهنده‌ها امکان تحريک و ثبت پتانسيل عمل ناحيه پس سيناپسي کاهش مي‌يابد و ميزان نيرو به تدريج کاسته مي‌شود (;Allen, 2008 De Luca, 1984). 2-16-4. خستگي در عضله يکي از مهم‌ترين عوامل خستگي، خستگي در خود عضله (محل توليد نيرو براي انجام و استمرار فعاليت فيزيکي) بوده و به جرئت ميتوان گفت که منشأ خستگي در خود عضله است. امروزه با استفاده از روش‌هاي بيوپسي عضله، اسپکتروسکوپي و تهيه برش بافتي سطح اطلاعات ما در مورد متابوليسم عضله حين خستگي بسيار افزايش يافته است. خستگي عضله ممکن است به فقدان گليکوژن، کراتين فسفات، آدنوزين تري فسفات، اکسيژن، اختلال در کار لولههاي T و شبکه سارکوپلاسميک، اختلال در ارتباط اکتين- ميوزين، اختلال در توزيع مجدد يون‌هاي کلسيم و روند فعال شدن کلسيم در سيستم جفت شدن اکتين ميوزين بستگي داشته باشد (Cody et al,1989;Bigland,1984). ساير پژوهش‌ها نشان مي‌دهد که فقدان گليکوژن، اکسيژن، کراتين فسفات يا آدنوزين تري فسفات هميشه عامل تعيين کننده بروز خستگي نخواهد بود، زيرا يک عضله را به وسيله فعال کنندههاي شيميائي مثل کلر و پتاسيم مجدداً مي‌توان تا بالاترين سطح براي خستگي به انقباض در آورد. بنابراين منابع انرژي براي تعدادي انقباض در عضله خسته باقي مي‌ماند. از طرف ديگر تجمع اسيدلاکتيک توليد شده در اثر متابوليسم غيرهوازي در خستگي نقش دارد زيرا که باعث تجمع يون هيدروژن يا پروتون‌هاي آزاد مي‌شود. اين امر باعث کاهش PH محيط (اسيدي) مي‌شود که روي عوامل انقباضي اثر گذاشته و باعث کاهش قدرت انقباض عضله مي‌گردد، علت اين امر به کاهش آزاد شدن يون کلسيم بر مي‌گردد. يعني در حضور يون‌هاي H+ آزاد سازي Ca++ کاهش يافته و به همان نسبت واکنش يون‌هاي کلسيم به تروپونين کاهش يافته و بدين ترتيب برخي از نقاط فعال پروتئين‌هاي انقباضي امکان شرکت در مکانيزم لغزشي را نمي‌يابند. از طرف ديگر با تراکم يون هيدروژن از فعاليت آنزيم فسفر فروکتوکيناز که آنزيم کليدي در گليکوليز بيهوازي است کاسته مي‌شود. چنين بازدارندگي‌اي سبب کندي مراحل گليکوليز شده لذا دسترسي به ATP را جهت تامين انرژي را تقليل مي‌دهد (Paillard, 2012 (Guyton & Hall, 2006;Allman & Rice,2002;. 2-17. پروتکلهاي خستگي اندام تحتاني پروتکلهاي خستگي اندام تحتاني شامل خستگي عمومي عضلاني و يا خستگي موضعي عضلاني است. خستگي عمومي عضلاني شامل چندين مفصل و تعداد بسياري از گروههاي عضلاني است ولي خستگي موضعي عضلاني شامل عضلات يک مفصل و يا برخي از گروههاي عضلاني است. خستگي عمومي عضلاني شامل جابه‌جايي تمام بدن در فضا مانند دويدن و راه رفتن است ولي خستگي موضعي عضلاني اغلب به وسيله تکرار يک انقباض عضلاني اختياري مانند حرکت اکستنشن زانو، فلکشن زانو و ... تا مرز خستگي ارادي است (Paillard, 2012(. سه نوع تکنيک براي پروتکلهاي خستگي موضعي عضلاني مورد استفاده قرار ميگيرد : 1.کاهش قدرت گروههاي عضلاني تا يک ارزش خاص 2.نگهداري انقباض عضلاني ايزومتريک در يک بازه زماني خاص 3.ناتواني در ادامه يک حرکت تمريني ويژه 2-18. ميزان درک فشار (RPE) به منظور ارزيابي و برآورد بار کار، روشهاي مختلفي وجود دارد که يکي از اين روشها، ارزيابي ذهني است. مقياس درک فشار تکنيکي است براي کميکردن ذهني شدت فعاليت ورزشي و يا تنظيم شدت فعاليت ورزشي مورد استفاده قرار ميگيرد (بورگ 1998). اين مقياس يک روش رتبه بندي خيلي ساده براي اندازه گيري درک فشار است که با بار کار ارتباط خطي دارد. از مزيتهاي اندازه گيري مقياس ذهني اين است که دستورالعمل آسان و نياز به وسايل ندارد و همچنين براي محقق اطلاعاتي پيرامون زمان پايان يک فعاليت را ميدهد. مقياسي که براي رتبه گذاري ميزان تلاش درک شده حين کار فيزيکي به طور متداول در ارگونومي به کار برده ميشود، مقياس 20-6 امتيازي RPEبورگ است، در اين مطالعه از مقياس 6 تا 20 رتبهاي استفاده شده است رتبه 6 نشانه عدم خستگي و رتبه 17 تا 20 نشان دهنده واماندگي است (Qu & Yeo, 2011 Parijat & Lockhart,2008;). تأثير خستگي موضعي عضلاني بر برخي از پارامترهاي کينماتيکي و کنتيکي و عصبي عضلاني: کاهش شتاب مرکز ثقل، کاهش و افزايش گشتاور در مفاصل، کاهش زمان عکس العمل، تغيير در زواياي مفاصل هنگام راه رفتن، افزايش عرض گام، کاهش تعادل و پايداري، اختلال در حس عمقي عضلات، سقوط و سر خوردن(hajilou 2012) 1895475557530 جدول 2-2 : مقياس 20-6 RPE 2-19. اثر خستگي بر پارامترهاي بيومکانيکي راه رفتن مطالعات اندکي اثر خستگي را بر پارامترهاي راه رفتن انجام داده‌اند. بيشتر اين تحقيقات تغييرات کنتيکي و کينماتيکي راه رفتن بعد از خستگي اندام تحتاني را بررسي کردند. تمرکز اين تحقيقات بر روي تغييرات ايجاد شده بعد از اعمال خستگي و جلوگيري از افتادن و سرخوردن بوده است. هلبوستاد و همکاران (2007) بر روي خستگي جسماني بر روي پارامترهاي راه رفتن افراد کهن سال پرداختند. پروتکل مورد استفاده ستهاي بلند شدن و نشستن از يک صندلي 46 سانتي متري بود. آن‌ها بيان داشتند که خستگي باعث افزايش عرض گام در حين راه رفتن شده است ولي اين افزايش باعث تغيير در سرعت راه رفتن نشده است. اين افزايش عرض گام مکانيسمي براي جلوگيري از سقوط و لغزش بوده است. همچنين خستگي باعث تغيير در شتاب تنه در جهتهاي قدامي-خلفي، عمودي و داخلي و خارجي شده است و اين تغييرات در حرکت تنه را براي کنترل کردن مرکز ثقل در طي راه رفتن ضروري دانستند. ژينگدا کيويو و همکاران (2011) تأثير حمل بار و خستگي اندام تحتاني را در حين راه رفتن بررسي کردند. پروتکل مورد استفاده راه رفتن بر روي تردميل بود. آن‌ها ابراز داشتند که خستگي باعث افزايش عرض گام ميشود. همچنين باعث افزايش دامنه حرکتي تنه و ران ميشود. همچنين خستگي باعث تغيير در دامنه حرکتي مفصل زانو شده بود. اين محققين بيان داشتند افزايش دامنه حرکتي مفاصل نياز به تنش عضلاني بيشتري دارد و ممکن است باعث افزايش ريسک آسيبهاي اسکلتي-عضلاني مانند استرين عضلاني و مشکلات مفصلي در حين راه رفتن بشود. نتايج آن‌ها نشان داد که تغييرات ايجاد شده ميتواند ريسک افتادن را افزايش دهد. پاريجات(2008) تأثير خستگي عضلات چهار سر راني بر روي بيومکانيک راه رفتن و افتادن را بررسي کرد. براي پروتکل خستگي از دستگاه ايزوکنتيک استفاده کردند. يافتههاي تحقيق نشان داد که بعد از خستگي سرعت تماس پاشنه افزايش پيدا ميکند. شتاب روبه جلوي مرکز ثقل حين راه رفتن کاهش پيدا کرد. اطلاعات کينماتيک نشان داد که مفصل زانو تا حدود 30 درصد ابتداي فاز استانس و دوباره در پايان استانس فلکشن بيشتري بعد از خستگي پيدا ميکند. مفصل مچ پا خيلي سريع‌تر (حدود 15 درصد فاز استانس) به اوج پلانتار فلکشني خود ميرسيد ولي به طور کلي دورسي فلکشن و پلانترفلکشن بعد از خستگي کاهش پيدا کرد. سرعت زاويهاي مفصل زانو و مچ بعد از خستگي در مرحله تماس پاشنه تغييرات معني داري پيدا کرده بود. همچنين کاهش در اوج گشتاور اکستنسوري مفصل زانو بعد از اعمال خستگي را نيز گزارش کرد. نتايج اين مطالعه آشکار کرد که خستگي موضعي عضلات چهار سر راني باعث افزايش ريسک افتادن و سرخوردن ميشود. هاتفيد(2009) به بررسي اثر اختلال چهار سر راني بر کنتيک و کينماتيک و فعاليت الکترومايوگرافي اندام تحتاني در حين راه رفتن پرداخت. براي پروتکل خستگي و اختلال چهار سر راني از دستگاه ايزوکنتيک استفاده شد ولي فقط خستگي يک طرفه براي اين مطالعه مورد استفاده قرار گرفت تا بينشي براي تأثير اين اختلال و احتمال ايجاد استئوآرتريت مفاصل بدست آيد. نتايج کينماتيکي اين مطالعه نشان داد بعد از خستگي سرعت راه رفتن تغيير پيدا نکرد، اداکشن زانو طي فاز نوسان افزايش پيدا کرد و چرخش خارجي درشت ني در تمام طول چرخه گيت افزايش پيدا کرد. نتايج کنتيکي اين مطالعه نشان داد که گشتاور اکستنسوري زانو کاهش يافته و گشتاور اداکشني مفصل زانو در فاز تماس راه رفتن افزايش يافته است. کاهش گشتاور توليدي مفصل زانو باعث افزايش گشتاور مفاصل ران و مچ پا شده است. اطلاعات الکترومايوگرافي اين مطالعه نشان داد که بعد از خستگي چهار سر تغييري در فعاليت ساير عضلات ديده نشده است. اين محقق نتيجه گرفت که تغييرات ايجاد شده باعث ايجاد انتقال بارهاي تماسي به منطقههاي نامناسب مفصل زانو در حين راه رفتن ميشود و باعث به وجود آمدن استئوآرتريت ميشود. منابع اعلمي هرندي بهادر. (1383). کف پاي صاف در کودکان و نوجوانان. مجله جراحي استخوان و مفاصل ايران. سال دوم، شماره 4، صفحه 1-4. عزيز پور سعداله. (1390). اثر ارتزهاي نرم وسخت بر فعاليت الکترومايوگرافي عضلات انتخابي ساق طي راه رفتن در افراد داراي پاي پرونيت وسوپينيت. پايانامه کارشناسي ارشد، گروه تربيت بدني و علوم ورزشي، دانشگاه بوعلي سينا همدان. فرماني فرزاد، صادقي محمد، سعيدي حسن، کمالي محمد، فرهمند بهشيد. (1389). تاثير کفي طبي بر ميزان مصرف انرژي افراد دونده داراي صافي کف پا. فصلنامه دانش و تندرستي، دانشگاه علوم پزشکي و خدمات بهداشتي درماني شاهرود. دوره 5، شماره، صفحه 36-40. لطافتکار امير، زندي شهرزاد، خدايي مجيد، بلالي جعفر، شمسه سرا جعفر، مزيدي مريم. (1391). ارتباط بين ناهنجاري کف پاي صاف با زاويه Q و زانو درد. پژوهش در علوم توانبخشي. سال 8 ، دوره 2، 1- 10. Allen, D. G., Lamb, G.D., Westerblad, H. (2008). Skeletal muscle fatigue: cellular mechanisms. Physiology, 88, 287–332. Allman, B. L., & Rice, C. L. (2002). Neuromuscular fatigue and aging: central and peripheral factors. Muscle & nerve, 25(6) , 785-796 Assmussen, E., Mazin, B. (1978). A central nervous component in local fatigue. Eur J Applied Physiol, 35, 9-15. Bancroft RJ, McDonough T, Shakespeare J, Lynas K. (2011). Orthotics. European Geriatric Medicine 2,122-125. Bertani A, Cappello A, Benedetti MG, Simoncini L, Catani F. (1999). Flat foot functional evaluation using pattern recognition of ground reaction data.Clinical Biomechanics.14,484-493. Bigland-Ritchie, B., Jones, D., Hosking, G., & Edwards, R. (1978). Central and peripheral fatigue in sustained maximum voluntary contractions of human quadriceps muscle. Clinical science and molecular medicine, 54(6) , 609. Bigland‐Ritchie, B., & Woods, J. (1984). Changes in muscle contractile properties and neural control during human muscular fatigue. Muscle & nerve, 7(9) , 691-699. Bigland Ritchie, B., Dawson, NJ. (1986). Reflex origin for slowing motoneurone firing rate in fatigue human voluntary contraction. J Physiol, 10. Borghese, N. A., Bianchi, L., & Lacquaniti, F. (1996). Kinematic determinants of human locomotion. The Journal of physiology, 494(Pt 3) , 863-879. Cady, E., Jones, D., Lynn, J., & Newham, D. (1989). Changes in force and intracellular metabolites during fatigue of human skeletal muscle. The Journal of physiology, 418(1) , 311-325. Chen YC, Lou SZ, Huang CY, Su FC. (2010). Effects of foot orthoses on gait patterns of flat feet patients.Clinical Biomechanics.25,265-270. Chen, W. L., O’Connor, J. J., & Radin, E. L. (2003). A comparison of the gaits of Chinese and Caucasian women with particular reference to their heelstrike transients. Clinical Biomechanics, 18(3) , 207-213. Chaffin, D. B. (1973). Localized muscle fatigue-definition and measurement. Journal of Occupational and Environmental Medicine, 15(4) , 346. Cifrek, M., Medved, V., Tonkovic, S., & Ostojic, S. (2009). Surface EMG based muscle fatigue evaluation in biomechanics. Clinical Biomechanics, 24(4) , 327-340. Cifrek, M., Tonković, S., & Medved, V. (2000). Measurement and analysis of surface myoelectric signals during fatigued cyclic dynamic contractions. Measurement, 27(2) , 85-92. Cobb SC, Tis LL, Johnson JT, Wang YT, Geil MD, Mc Carty FA. (2009). The effect of lowmobile foot posture on multi-segment medial foot model gait kinematics. Gait posture.30:334-9. Davidson, B. S., Madigan, M. L., Nussbaum, M. A., & Wojcik, L. A. (2009). Effects of localized muscle fatigue on recovery from a postural perturbation without stepping. Gait & Posture, 29(4) , 552-557. De Luca, C. (1984). Myoelectrical manifestations of localized muscular fatigue in humans. Critical reviews in biomedical engineering, 11(4) , 251. Dingwell, J. B., & Cusumano, J. P. (2000). Nonlinear time series analysis of normal and pathological human walking. Chaos: An Interdisciplinary Journal of Nonlinear Science, 10(4) , 848-863. Drillis, R. (1958). Objective recording and biomechanics of pathological gait. Annals of the New York Academy of Sciences, 74(1) , 86-109. Esmaili,H.(2012). Longitudinal effects of foot orthotics on changes in muscular activity pattern in patients with pes planus during walking. Thesis submitted for Master of Arts, Department of Physical Education and Sport Sciences, Bu-Ali Sina university of Hamedan. Finley FR, C. K. (1970). Locomotive characteristics of urban pedestrians. Arch Phys Med Rehabil, 51(49) , 423. Goodwin.CS. (1968). The use of the voluntary muscle test in leprosy neuritis. Leprosy Rev, 39, 209-216. Growney, E., Meglan, D., Johnson, M., Cahalan, T., & An, K. N. (1997). Repeated measures of adult normal walking using a video tracking system1. Gait & Posture, 6(2) , 147-162. Gupta S, Paul M, et al. (2008). THE RELATIONSHIP BETWEEN FOREFOOT, MIDFOOT AND REARFOOT STATIC ALIGNMENT IN PAINFREE AND PAINFUL HEEL IN ATHLETES.Serbian Journal of Sports Sciences. 2,67-74. Guyton, A. C., & Hall, J. E. (2006). Textbook of medical physiology (11th ed.): Saunders Philadelphia, PA. Haendlmayer KT, Harris NJ. (2009). Flatfoot deformity: An overview. ORTHOPAEDICS AND TRAUMA. 23:6,395-403. Hajilou,B.(2012). The effect of localized quadriceps muscles fatigue on COP deviation and EMG activity of selected lower limb muscles during gait: comparison between athlete and non-athlete. Thesis submitted for Master of Arts, Department of Physical Education and Sport Sciences, Bu-Ali Sina university of Hamedan. Hamill, J. and K. M. knutzen (2009).Biomechanical Basis of Human Movement. Hamill, J. K., Kathleen M. (2009). Biomechanical Basis of Human Movement. 3rd Edition, Williams & Wilkins. Hatfield, G. (2009). The Effects of Quadriceps Impairment On Lower Limb Kinematics, Kinetics And Muscle Activation During Gait In Young Adults. Submitted in partial fulfillment of the requirements for the degree of Master of Science, Dalhousie University Halifax, Nova Scotia. Hausdorff JM, P. P., Peng CK. (1996). Fractal dynamics of human gait: Stability of long-range correlations in stride interval fluctuations. J Appl Physiol, 80, 1448. Helbostad, J. L., Leirfall, S., Moe-Nilssen, R., & Sletvold, O. (2007). Physical fatigue affects gait characteristics in older persons. The Journals of Gerontology Series A: Biological Sciences and Medical Sciences, 62(9) , 1010-1015. Hesse S, Reiter F, Jahnke M, et al. (1997). Asymmetry of gait initiation in hemiparetic stroke subjects. Archive of Physical Medicine and Rehabilitation. 78,719- 1997. Houk JR, Tome JM, Nawoczenski DA.(2008). Ssubtalar neutral position as an offset for a kinematic model of the foot during gait. Gait Posture. 28:29-37. Hunt AE, Smith RM. (2004). Mechanica and control of the flat versus normal foot during the stance phase of walking. Clin Biomech.19:391-7. Jacobs B. (2010). Toe walking, flat feet and bow legs, in-toeing and out-toeing. Paediatrics and child health. 20:5,221-224. J, S., H. HJ, et al. (1996). "Foot type biomechanics a comparison of planus and rectus foot type. Journal of the American Podiatric Medical Association. 86,16-23. Judge.JO. (1996). Step length reductions in advanced age: the role of ankle and hip kinetics. Journal of Gerontology, 51, 303-312. Kapandji IA: The physiology of the joints. Vol 2, The lower limb. Edinburg: Churchill Livingstone, 1970. Karartsolis K, Nikolopoulos CS, Papadopoulos ES, Vagenas G, Terzis E, Athanasopoulos S. (2009). Eversion and inversion muscle group peak torque in hyperpronated and normal individuals. The Foot. 19,29-35. Kerrigan, D. C., Todd, M. K., & Della Croce, U. (1998). Gender differences in joint biomechanics during walking: normative study in young adults. American journal of physical medicine & rehabilitation/Association of Academic Physiatrists, 77(1) , 2. Khamis S, Yizhar Z. (2007). Effect of feet hyperpronation on pelvic alignment in a standing position.Gait & Posture.25,127-134. Ledoux WR, Hillstrom HJ. (2002). The distributed plantar vertical force of neutrally aligned and pes planeus feet. Gait and Posture. 15,1-9. Lee MS, Vanore JV, et al. (2005). Diagnosis and Treatment of Adult Flatfoot.THE JOURNAL OF FOOT & ANKLE SURGERY. 44, 78-113. Lemke, M. R., Wendorff, T., Mieth, B., Buhl, K., & Linnemann, M. (2000). Spatiotemporal gait patterns during over ground locomotion in major depression compared with healthy controls. Journal of psychiatric research, 34(4) , 277-283. Levangie, P. K., & Norkin, C. C. (2005). Joint structure and function: a comprehensive analysis: FA Davis Philadelphia, PA. Levinger P, Murley GS, Barton CJ, Cotchett MP, McSweeney, Menz HB. (2011). Flat-arched feet display altered foot kinematics compared to normal-arched feet during walking. Australian Podiatry Council Conference, 2011. Melbourne, Australia. 26-29 April 2011. Levinger, P., G. S. Murley, et al. (2010). "A comparison of foot kinematics in people with normal- and flat-arched feet using the Oxford Foot Model." Gait & Posture 32: 519-523. Lin C, Lai K, chou Y.(2001). correlating factors and clinical significance of flexible flat foot in preschool children. Journal of pediatric orthopaedics.21(3):378-82 Role of the Posterior Calf M McPoil TG, Hunt GC. (1995). Evaluation and management of foot and ankle disorders: present problems and future directions. Journal of Orthopaedics and Sports Physical Therapy. 21,381–8. Miller, R., Kent-Braun, J., Sharma, K., & Weiner, M. W. (1995). Mechanisms of human muscle fatigue. Quantitating the contribution of metabolic factors and activation impairment. Advances in experimental medicine and biology, 384, 195. Monteiro M, Gabriel R, Aranha J, Neves e Castro M, Sousa M, Moreira M. (2010). Influence of obesity and sarcopenic obesity on plantar pressure of postmenopausal women. Clinical Biomechanics.25,461–467. Murley GS, Bird AR. (2006).The effect of three levels of orthotic wedging on the surface electromyographic activity of selected lower limb muscles during gait.Clinical Biomechanics. 21,1074-1080 Murley GS a, Menz HB, Landorf. (2009)a. Foot posture influences the electromyographic activity of selected lower limb muscles during gait. Journal of Foot and Ankle Research. 2:35,1-9. Neumann, D. A. (2002). Kinesiology of the musculoskeletal system: foundations for physical rehabilitation. 1st ed, Mosby,lnc. Oatis CA. (2009). Kinesiology, The Mechanics & Pathomechanics of Human Movement. (2nd). Phyladelphia: Pennsylvania. Owings TM, G. M. (2004). Variability of step kinematics in young and older adults. Gait & Posture, 20, 26-29. Pamela KL, Cynthia CN. (2005). Joint Structure and Function: A Comprehensive Analysis, Fourth Edition. Philadelphia. Paillard, T. (2012). Effects of general and local fatigue on postural control: A review. Neuroscience and biobehavioral reviews, 36(1) , 162. Parijat, P., & Lockhart, T. E. (2008). Effects of quadriceps fatigue on the biomechanics of gait and slip propensity. Gait & Posture, 28(4) , 568-573. Pincivero, D. M., Gandhi, V., Timmons, M. K., & Coelho, A. J. (2006). Quadriceps femoris electromyogram during concentric, isometric and eccentric phases of fatiguing dynamic knee extensions. Journal of Biomechanics, 39(2) , 246-254. Powell DW, Long B, Milner CE, Zhang S. (2011). Frontal plane multi-segment foot kinematics in high- and low-arched females during dynamic loading tasks.Human Movement Science.30,105–114. Qu, X., & Yeo, J. C. (2011). Effects of load carriage and fatigue on gait characteristics. Journal of Biomechanics, 44(7) , 1259-1263. Razeghi M, Batt ME. (2002). Foot type classification: a criticalreview of current methods. Gait and Posture.15,282-291. RLA. (2001). Pathokinesiology Service and Physical Therapy Department at Rancho Los Amigos National Rehabilitation Center: Observational Gait Analysis. Roberts P W. Initial Strain in the Weak Foot. New York, 1915. Roze GK, Welton EA, Marshal T. (1985). The diagnosis of flat foot in the child.Journal of Bone and Joint Surgery. 67-B,71-78. Salathe EP Jr, Arangio GA, Salathe EP. (1990). The foot as a shock absorber. Journal of Biomechanics.23,655-659. Scott G, Menz HB, Newcombe. (2007). Age-related differences in foot structure and function.Gait and Posture. 26,68-75. Stergiou N, Giakas N, Byrne J, Pomeroy V.(2002). Frequency domain characteristics of ground reaction force during walking of young and elderly females. 615-617. Tweed JL, Campbell JA, Avil SJ. (2008). Biomechanical risk factors in the development of medial tibial stress syndrome in distance runners.Journal of the American Podiatric Medical Association.98,436–44. Twomy D, McIntosh AS, Simon J, Lowe K, Wolf SI.(2010) Kinematic differences between normal and low arched feet in children using the Heidelberg foot measurement method. Gait posture. 32:1-5 Utian, WH, Archer DF, Bachmann GA, Gallagher C, Grodstein F, Heiman JR, Henderson VW, Hodis HN, Karas RH, Lobo RA. (2008). Estrogen and progestogen use in postmenopausal women: July 2008 position statement of The North American Menopause Society. Menopause 15,584. Vuilerme N, Boisgontire M.(2009). Effectiveness of a tongue-placed electrotactile biofeedback to improve ankle force sense following plantar-flexor muscle fatigue. Gait &posture.30:556-559 Wall, J., Devlin, J., Khirchof, R., & Lackey, B. (2000). Measurement of step widths and step lengths: a comparison of measurements made directly from a grid with those made from a video recording. The Journal of orthopaedic and sports physical therapy, 30(7) , 410. Walsh, M., Peper, A., Bierbaum, S., Karamanidis, K., & Arampatzis, A. (2011). Effects of submaximal fatiguing contractions on the components of dynamic stability control after forward falls. Journal of Electromyography and Kinesiology, 21(2) , 270-275. Wenger DR, Mauldin D, Speck G, et al. (1989). Corrective shoes and inserts as treatment for flexible flat foot in infants and children. Journal of Bone and Joint Surgery. 71A,800-810. Whittle MW. (2007). Gait Analysis, An Introduction. 4Th Edition. Heidi Harrison. Williams DS, McClay IS, Hamill J, Buchanan TS. (2001). Lower extremity kinematic and kinetic differences in runners with high and low arches.Journal of Applied Biomechanics.17,153–163. Winter, D. A. (1989). Biomechanics of normal and pathological gait: Implications for understanding human locomotor control. Journal Motor Behavior 21, 337. Winter, D. A. (1990). Biomechanical walking pattern changes in the fit and healthy elderly. Phys Ther, 70, 340-347. Winter, D. A. (1991). The Biomechanics and Motor Control of Human Gait: Normal, Elderly and Pathological. 2nd ed(Waterloo, Ontario, Waterloo Biomechanics). Winter, D. A. (1994). A review of kinetic parameters in human walking. Gait Analysis : Theory and Application. Winter, D. A. (1995). Human balance and posture control during standing and walking. Gait & Posture, 3(4) , 193-214. Yoshino, K., Motoshige, T., Araki, T., & Matsuoka, K. (2004). Effect of prolonged free-walking fatigue on gait and physiological rhythm. Journal of Biomechanics, 37(8) , 1271-1280. Zifchock RA, Davis I. (2008).A comparison of semi-custom and custom foot orthotic devices in high- and low-arched individuals during walking.Clinical Biomechanics. 23, 1287–1293.