URL: http://www.una.ac.cr/salud
CORREO: revistamhsalud@una.cr
Revista MHSalud® (ISSN: 1659-097X) Vol. 8. No. 2. Diciembre, 2011.
EFECTO DE LAS BOTAS DE BOMBERO Y LAS PLANTILLAS VISCOELASTICAS SOBRE LA
FUERZA DE IMPACTO DE LA COMPONENTE VERTICAL DE LA FUERZA DE REACCION
DEL SUELO
EFFECT OF FIREFIGHTER BOOTS AND VISCOELASTIC INSOLES ON THE IMPACT FORCE OF THE GROUND REACTION FORCE'S VERTICAL COMPONENT
Jesús Cámara-Tobalina
Institución: Facultad de Ciencias del Deporte de la Universidad del País Vasco / Euskal Herriko Unibertsitatea.
Correo electrónico: jesus.camara@ehu.es
Resumen
Los
objetivos del presente estudio fueron determinar el efecto de las botas
de bombero sobre la componente vertical de la fuerza de reacción
del suelo (FRS) en el contacto inicial del talón en el suelo o
también denominada fuerza de impacto, así como analizar
el efecto de las plantillas viscoelásticas implantadas en las
botas de bombero sobre esta fuerza durante la marcha. Se
registró la magnitud de la fuerza de impacto (FZI) de la
componente vertical de la FRS, el tiempo hasta la producción de
esta fuerza (TZI) y su gradiente de carga (GC). 39 bomberos sin
ningún tipo de patología durante los dos años
previos a la toma de registros formaron parte del estudio. Se
comparó la marcha en tres condiciones diferentes de calzado: 1)
la marcha con botas de bombero, 2) la marcha con botas de bombero a las
que se les había implantado unas plantillas
viscoelásticas y 3) la marcha con calzado deportivo. Los
resultados mostraron una mayor producción, así como una
mayor magnitud de la fuerza de impacto con botas de bombero respecto a
la marcha con calzado deportivo (13,1 vs. 2,6 % de producción de
la fuerza de impacto y 61,39 ± 35,18 %PC (peso corporal) vs.
49,38 ± 22,99 %PC, respectivamente). La marcha con plantillas
viscoelásticas implantadas en las botas de bombero no
mostró diferencias significativas en ningún
parámetro que caracteriza la fuerza de impacto respecto a la
marcha sin plantillas. Los resultados de este estudio muestran por un
lado, una menor amortiguación de la fuerza de impacto con las
botas de bombero en comparación con la marcha con calzado
deportivo y por otro, la ineficacia de las plantillas
viscoelásticas implantadas en las botas de bombero para la
mejora de la amortiguación de la fuerza de impacto durante la
marcha a velocidad espontánea.
PALABRAS CLAVES: amortiguación, plantillas, biomecánica.
Abstract
The aims of
the present study were to determine the effect of firefighter's boots
on the vertical component of the ground reaction force (GRF) at heel
strike, also known as heel strike transient and to analyze the effect
of the viscoelastic insoles placed into the firefighter’s boots
on this force during the gait. The magnitude of the impact force (FZI)
from the vertical ground reaction force, the time to the production of
this force (TZI) and the loading rate (GC) were registered. 39
firefighters without any pathology during 2 years before the study were
recruited. Three different walking conditions were tested: 1) gait with
firefighter's boots, 2) gait with firefighter's boots and viscoelastic
insoles and 3) gait with sport shoes. The results showed a higher
production and magnitude of the impact force during gait with
firefighter's boots than during gait with sport shoes (13,1 vs. 2,6 %
of occurrence of the impact force and 61,39 ± 35,18 %BW (body
weight) vs. 49,38 ± 22,99 %BW, respectively). The gait with
viscoelastic insoles placed into the firefighter's boots did not show
significant differences in any of the parameters characterizing the
impact force compared to the gait without insoles. The results of this
study show a lower cushioning of the impact force during the gait with
firefighter's boots in comparison to the gait with sport shoes and the
inefficiency of the viscoelastic insoles placed inside the
firefighter's boots to ameliorate the cushioning of the impact force at
natural walking speed.
KEYWORDS: Cushioning; insoles; biomechanics
Introducción
Desde que Radin y cols. (Radin, Paul,
& Rose, 1972) establecieron la tesis de que la componente vertical
de la fuerza de reacción del suelo (FRS) en el contacto inicial
del talón en el suelo o también denominada fuerza de
impacto es una de las causas de la degeneración articular, el
interés por la amortiguación de esta fuerza se vio
incrementado (Light, 1979). Durante la marcha estos impactos se
producen durante el apoyo del talón en el suelo y se observan
como un pico en la componente vertical de la fuerza de reacción
del suelo (VFRS) cuya aparición es previa a la máxima
fuerza producida durante el apoyo del peso del sujeto sobre una sola
pierna (Perry, 1992) (Figura 1). La aparición de este pico,
denominado fuerza de impacto (Windle, Gregory, & Dixon, 1999), se
ha relacionado con la artrosis, fascitis plantar, tendinitis, fracturas
por stress, dolores en la parte baja de la espalda e incluso dolores de
cabeza (Gill & O´Connor, 2003b; Lafortune, Lake, &
Hennig, 1996; A. Voloshin & Wosk, 1982).
El cuerpo humano dispone de
mecanismos de amortiguación de la fuerza de impacto entre los
que se encuentra la activación muscular previa al apoyo del pie
en el suelo (Nigg, Cole, & Bruggemann, 1995; Wakeling, Liphardt,
& Nigg, 2003; Wakeling, Tscharner, Nigg, & Stergiou, 2001): el
tibial anterior y el cuádriceps han mostrado ser eficaces en la
amortiguación de esta fuerza (Jefferson, Collins, Whittle,
Radin, & O´Connor, 1990; Lafortune, et al., 1996; Murray,
Kory, Clarkson, & Sepic, 1966; Perry, 1992; Sánchez Lacuesta
et al., 1999). Por otro lado, la almohadilla del talón, formada
por una masa flexible de tejido adiposo con un grosor comprendido entre
13 y 21 mm (Steinbach & Russel, 1964), distribuye la fuerza
durante el apoyo del talón (Wang, Shau, Hsu, Chen, & Chien,
1999) amortiguando de esta forma también el impacto (Bennett
& Ker, 1990; Jorgensen & Bojsen-Moller, 1989; Jorgensen &
Ekstrand, 1988; Wang, et al., 1999). Esta almohadilla ha demostrado
aumentar su capacidad amortiguadora mediante su confinamiento
(Jorgensen & Ekstrand, 1988; Lafortune & Henning, 1992).
A pesar de los mecanismos de
amortiguación de los que dispone el cuerpo humano, estos no son
suficientes para amortiguar totalmente la fuerza de impacto (Folman,
Wosk, Voloshin, & Liberty, 1986), lo que provocaría en la
VFRS una desaparición de esta fuerza (Verdini et al., 2000).
Debido a ello, una de las funciones del calzado es proporcionar una
protección adicional frente al impacto del talón en el
suelo (Aguinaldo, Litavish, & Morales, 2002; Bates, 1984;
Cámara & Gavilanes, 2005; Carmichael & Whittle, 1999;
Lafortune & Henning, 1992; Light, MacLellan, & Klenerman, 1980;
Pratt, Rees, & Rodgers, 1986; Verdini, et al., 2000; A. S. Voloshin
& Wosk, 1981; Michael W. Whittle, 1999). Las características
amortiguadoras de diferentes tipos de calzado tales como el calzado de
cuero (Menz, Latt, Tiedemann, Mun San Kwan, & Lord, 2004; Menz,
Lord, & Fitzpatrick, 2003; Wakeling, et al., 2003), el calzado
deportivo (Hull, Brewer, & Hawkins, 1995; Keller et al., 1996), las
botas de montaña (Hettinga, Stefanyshin, Fairburn, &
Worobets, 2005) y las botas militares (Evans, 1982; Milgrom et al.,
1985) han sido analizadas. No obstante, no hay estudios que analicen
las características amortiguadoras de las botas de bombero, a
pesar de estar sujetas a una normativa de seguridad (TC 94/SC 3) (ISO,
2007) que podría comprometer la amortiguación de la
fuerza de impacto. Dicha normativa, establecida por el Comité
Europeo para la Estandarización (CEN) con la colaboración
del Comité Técnico de Seguridad Personal de la
Organización Internacional para la Estandarización
menciona, entre otras condiciones, que las botas de bombero deben
soportar una compresión de 15kN y un impacto de 200 J. Esto
implica que la suela de las botas de bombero esté fabricada con
materiales duros que podrían no favorecer la
amortiguación de la fuerza de impacto y que por lo tanto la
implantación de plantillas viscoelásticas en las botas
podría proporcionar una amortiguación adicional. No
obstante, no se ha encontrado ningún estudio que analice la
influencia de las botas de bombero sobre la fuerza de impacto durante
la marcha.
El objetivo del presente estudio es
determinar el efecto de las botas de bombero sobre la fuerza de impacto
durante la marcha. Además, se analizará el efecto de un
tipo de plantillas viscoelásticas implantadas en las botas de
bombero sobre esta fuerza.
Metodología
Sujetos
39 bomberos (edad= 42 ± 5,3
años; altura= 174,5 ± 4,6 cm; y masa= 78 ± 14,4
kg) tomaron parte en el estudio tras ser informados de forma oral y
escrita de las características de la presente
investigación y firmar el preceptivo consentimiento informado.
Ningún bombero tenía una patología en el miembro
inferior durante al menos dos años previos a la toma de
registros. El estudio se realizó siguiendo el código
ético de la declaración de Helsinki.
Instrumentos
Se utilizó una plataforma de
fuerzas (Dinascan/IBV, 8.2, Instituto de Biomecánica de
Valencia, España) embebida en el suelo con una frecuencia de 500
Hz. Para comprobar que la marcha de los sujetos estaba dentro de los
valores de normalidad se utilizó el programa NedAMH/IBV 2.1
(Instituto de Biomecánica de Valencia, España). La
medición del tiempo que los sujetos tardaban en recorrer 11 m
del pasillo de marcha se realizó mediante unas células
fotoeléctricas (Dinascan/IBV, Instituto de Biomecánica de
Valencia, España).
Procedimientos
Los registros se realizaron en tres
condiciones de marcha: con las botas de bombero Elten Sichezheitsschule
Scharz © (condicion I), con las plantillas viscoelásticas
Sorbothane © implantadas en las botas de bombero (condición
II), y con calzado deportivo (condición III). Este último
consistió en el que cada bombero normalmente utilizaba para
hacer ejercicio físico. En todos los casos este calzado
disponía de un sistema de amortiguación. Los sujetos
dispusieron de 3 minutos para familiarizarse con cada condición
de calzado. Este tiempo se considera suficiente para evitar el efecto
arrastre (Payne, Zammitt, & Patience, 2005). Este efecto consiste
en que los sujetos, al realizar los registros en nueva condición
de marcha, pueden estar influenciados por la condición anterior
(Pardo Merino & Ruiz Díaz, 2002).
El orden de registro entre las
condiciones de calzado se realizó de forma aleatoria (Esenyel,
Walden, Gitter, Walsh, & Karacan, 2004; Oeffinger et al., 1999).
Previamente a la realización de los registros, los sujetos
pasaban andando una vez por la plataforma de fuerzas para determinar
que la marcha de cada sujeto estaba dentro de los valores de
normalidad. Un solo registro se ha mostrado suficiente para
analizar el grado de normalidad de los sujetos (IBV, 2004).
La línea de salida se
situó al inicio de la zona de aceleración en el sentido
de progresión y se modificaba dependiendo del patrón de
marcha de cada sujeto en cada condición de calzado, con el
objeto de que cada sujeto pisara sobre la plataforma de fuerza con el
pie derecho sin variar su patrón de marcha. A los sujetos se les
dio la orden de que anduvieran con la mirada al frente y sin fijarse en
el emplazamiento de la plataforma. Se realizaron cinco registros
válidos por cada condición de marcha. Este número
de registros ha sido empleado también por otros autores
(Cavanagh, Williams, & Clark, 1979; Lake & Robinson, 2005;
Martin & Marsh, 1992; Mills & Barrett, 2001; Pollo, Gowling,
& Jackson, 1999; Sloss, 2002; Tilbury-Davis & Hooper, 1999;
Wearing, Urry, & Smeathers, 2000). Se consideraba un registro
válido aquel en el que los sujetos anduvieron los 15 metros del
pasillo de marcha y donde el pie derecho entraba completamente en la
plataforma de fuerzas sin que hubiera una modificación del
patrón de marcha. Los dos metros iniciales y finales no se
tuvieron en cuenta para el cálculo de la velocidad de marcha, ya
que consistían respectivamente en la zona de aceleración
y desaceleración, con el objeto de que se midiera la velocidad
de los sujetos cuando ésta era constante.
En cada registro se determinó
la presencia o ausencia de la fuerza de impacto. De esta forma se
obtuvo el porcentaje de producción de la fuerza de impacto
teniendo en cuenta el número de veces que se producía
dicha fuerza en los cinco registros realizados en cada condición
de calzado. En el caso en el que ésta se hubiera producido se
determinó la magnitud de la fuerza de impacto (FZI) y el tiempo
hasta su producción (TZI) (Figura 1). FZI se normalizó
con el peso corporal (PC) de los sujetos y TZI se normalizó con
el tiempo de apoyo del pie sobre la plataforma de fuerza (TA) para
comparar el tiempo hasta la producción de la fuerza de impacto
entre las distintas condiciones de calzado. El gradiente de carga (GC)
se obtuvo mediante la siguiente fórmula:
GC (PC·s-1) = FZI (%PC) /TZI (s)(Keller, et al., 1996)
La velocidad de
los sujetos se calculó teniendo en cuenta el tiempo que
invertían en recorrer 11 m del pasillo de marcha.
Análisis estadístico
Los datos se presentan como media
± desviación estándar (DS). En los casos de
cumplimiento del supuesto de normalidad se ha utilizado el ANOVA de
medidas repetidas. Este análisis estadístico pone a
prueba la hipótesis nula (H0) de igualdad de medias entre las
distintas condiciones de marcha. La hipótesis de esfericidad se
ha analizado mediante la prueba de esfericidad de Mauchly. En caso de
cumplimiento de este supuesto se ha utilizado el estadístico F
univariado en su versión esfericidad asumida para el estudio de
la hipótesis nula del ANOVA. Cuando se ha rechazado la
hipótesis de esfericidad se ha fundamentado la hipótesis
de igualdad de medias en las estimaciones épsilon Huynh-Feldt.
Cuando no se ha cumplido el supuesto de normalidad se ha realizado la
prueba de Friedman para verificar o rechazar la hipótesis nula
de igualdad de medias. Tanto en el análisis parámetrico
como en el no parámetrico se ha realizado el análisis
post hoc de Bonferroni con el objeto de determinar qué
condiciones de marcha diferían entre sí. El criterio
estadístico de significación fue de p<0,05. El
análisis estadístico se realizó mediante el
programa SPSS 19.0 (SPSS Inc., Chicago, Il, EUA).
Resultados
Todos los bomberos mostraron un grado
de normalidad de la marcha superior al 70% según el programa
NedAMH/IBV 2.1. Este valor está considerado dentro del rango de
valores de las personas que no tienen ningún tipo de anormalidad
de la marcha. La fuerza de impacto no se produjo en todas las
condiciones de calzado, siendo la condición I en la que en menos
ocasiones se produjo (Figura 2).
Discusión
Éste es el primer estudio que
analiza la influencia de las botas de bombero sobre la fuerza de
impacto de la VFRS. Los resultados han mostrado que no sólo el
porcentaje de producción de la fuerza de impacto es mayor con la
marcha botas de bombero en comparación con la marcha con calzado
deportivo, sino que además FZI es también mayor. Por otro
lado, se ha observado que las plantillas viscoelásticas
implantadas en las botas de bombero no han disminuido el impacto del
talón en el suelo. Tanto con las botas de bombero así
como con el calzado deportivo la fuerza de impacto se produjo por el
apoyo del talón en el suelo.
En el presente estudio se ha
observado un incremento significativo del porcentaje de
producción de la fuerza de impacto durante la marcha con botas
de bombero respecto a la marcha con calzado deportivo (Figura 2).
Durante la práctica deportiva, el cuerpo humano está
sometido a impactos de una gran magnitud (Lequesne, Dang, & Lane,
1997). Además, en deportes donde los saltos son muy frecuentes,
tales como el balonmano, voleibol y baloncesto se ha observado una
mayor número de lesiones en el miembro inferior (Lequesne, et
al., 1997; Vrezas, Elsner, Bolm-Audorff, Abolmaali, & Seidler,
2010). Esto ha conllevado a que en el diseño del calzado
deportivo se preste especial atención a la disminución de
la fuerza de impacto. Esto explicaría el mayor porcentaje de
producción de la fuerza de impacto durante la marcha con botas
de bombero. La ausencia obtenida en el presente estudio de la fuerza de
impacto con el calzado deportivo (97,4%) concuerda con los datos
obtenidos en anteriores investigaciones (McCaw, Heil, & Hamill,
2000; Verdini, et al., 2000).
No obstante, no sólo es mayor
la producción de la fuerza de impacto con botas de bombero
respecto a la marcha con calzado deportivo, sino que además, en
las ocasiones en las que se ha producido la fuerza de impacto,
ésta presenta una significativamente mayor magnitud de FZI
(Tabla 1). Sin embargo, TZI así como GC no han presentado
diferencias estadísticamente significativas entre ambos tipos de
calzado. Estos resultados son más llamativos al analizar la
velocidad de marcha en ambas condiciones. Ésta fue, al igual que
en otros estudios (Chao, Laughman, Schneider, & Stauffer, 1983;
Gill & O´Connor, 2003a; M.W. Whittle, 1997), la adoptada
espontáneamente por los bomberos, debido a que la
imposición de una velocidad específica de marcha
podría conllevar una modificación del patrón de
marcha natural de los sujetos (Perry, 1992). Como consecuencia de ello,
la marcha con botas de bombero con y sin las plantillas
viscoelásticas mostró una velocidad y cadencia de pasos
significativamente menor que la marcha con calzado deportivo (Tabla I).
La longitud de paso por el contrario no mostró diferencias
significativas entre las distintas condiciones de calzado. Teniendo en
cuenta que la velocidad de marcha muestra una relación directa
con la magnitud de VFRS (Keller, et al., 1996), no era esperado obtener
una mayor magnitud de FZI con las botas de bombero. No obstante, la
dureza de los materiales para la confección de las botas de
bombero con el objeto de cumplir la normativa TC 94/SC 3, así
como la ausencia de un sistema de amortiguación en las botas han
podido influir en la mayor magnitud de FZI, a pesar de la menor
velocidad de marcha.
Teniendo en cuenta que éste es
el primer estudio donde se analiza la influencia de las botas de
bombero sobre la fuerza de impacto, no se pueden comparar estos
resultados con los obtenidos en anteriores estudios en un calzado
similar. No obstante, la comparación con los resultados
obtenidos en un calzado de aparente similitud con las botas de bombero
como son las botas militares, muestra una menor magnitud de FZI con
este último tipo de botas (botas de bombero: 0,61 %PC vs. botas
militares: 0,37 %PC), sugiriendo una mayor amortiguación con las
botas militares (Cavanagh, et al., 1979). El escaso número de
sujetos que tomaron parte del estudio, así como la menor
velocidad de marcha utilizada por los militares y las diferencias entre
las botas de bombero y las botas militares han podido tener una
influencia en la diferencia de la magnitud de FZI. Con otro tipo de
calzado, como son los zapatos de cuero, también se ha obtenido
una menor magnitud de FZI (35,1 %PC) (Shiba et al., 1995). Se apunta
también a los diferentes materiales y diseños entre las
botas de bombero y las zapatos de cuero como posibles causas de las
diferencias entre ambos estudios de la magnitud de la fuerza de impacto.
Por otro lado, cabe mencionar que a
pesar de las características que se les atribuye a las
plantillas viscoelásticas Sorbothane ©, su
implantación en las botas de bombero con el objeto de amortiguar
el impacto la fuerza de impacto, no ha originado ni un decremento en el
porcentaje de producción de la fuerza de impacto ni una
disminución de su magnitud y de su gradiente de carga. Estas
plantillas han sido confeccionadas con un polímero
viscoelástico de 4 mm que ha demostrado amortiguar el impacto
del talón en el suelo (Folman, Wosk, Shabat, & Gepstein,
2004). No obstante, los resultados del presente estudio cuestionan la
utilidad de las plantillas Sorbothane © implantadas en las botas
de bombero Elten Sichezheitsschule Scharz © para amortiguar el
impacto del talón en el suelo. La dureza de la planta de la
bota, con el objeto de cumplir la normativa de seguridad TC 94/SC 3, ha
podido influir en la eficacia de estas plantillas para amortiguar la
fuerza de impacto.
Conclusiones
La mayor producción de la
fuerza de impacto, así como la mayor magnitud de esta fuerza
durante la marcha con botas de bombero respecto a la macha con calzado
deportivo sugieren que las botas de bombero amortiguan el impacto del
talón en el suelo durante la marcha a velocidad
espontánea en menor medida que el calzado deportivo. La ausencia
de un efecto sobre la fuerza de impacto de las plantillas
viscoelásticas implantadas en las botas de bombero cuestiona la
eficacia de estas plantillas para amortiguar el impacto del
talón en el suelo. Se apunta a la dinámica inversa,
facilitada por un sistema de fotogrametría sincronizado con el
registro de la fuerza de reacción del suelo, como una
metodología para profundizar en el efecto de las diferentes
condiciones de calzado sobre las estructuras
músculo-esqueléticas.
Referencias
Aguinaldo, A., Litavish, M., & Morales, A. (2002). Comparison of
transient force attenuation between three types of heel cushions used
in athletic footwear. Gait & Posture, 16(s1), 100-101.
Bates, B. T. (1984, September 17-19). Proceedings of the 37th Annual
Conference on Engineering in Medicine and Biology. Paper presented at
the Overview: The evaluaton and effetcs of heel strike, Los
Ángeles, California.
Bennett, M. B., & Ker, R. F. (1990). The mechanical properties of
the human subcalcaneal fat pad in compression. Journal of Anatomy,
171(3), 131-138.
Carmichael, & Whittle, M. W. (1999). Gender differences in the heelstrike transient. Gait & Posture, (9), 144-145.
Cavanagh, P. R., Williams, K. R., & Clark, T. E. (1979). A
comparison of ground reaction forces during walking barefoot and in
shoes. In A. Morecki, K. Fidelus, K. Kedzior & A. Wit (Eds.),
Biomechanics VII-B (pp. 151-156). Baltimore: University Park Press.
Chao, E. Y., Laughman, R. K., Schneider, E., & Stauffer, R. N.
(1983). Normative data of knee joint motion and ground reaction forces
in adult level walking. Journal of Biomechanics, 16(3), 219-233. https://doi.org/10.1016/0021-9290(83)90129-X
Esenyel, M., Walden, G., Gitter, A., Walsh, N. E., & Karacan, I.
(2004). Gait characteristics with and without shoes. Türkiye
Fiziksel Tıp ve Rehabilitasyon Dergisi., 50(2), 33-37.
Evans, G. W. (1982). Stress fractures at Commando Trainning Centre
Royal Marines, Lymspotine - A retrospective survey (september 1979 -
october 1981). Journal of the Royal Naval Medical Service, 68, 77-81.
Folman, Y., Wosk, A., Voloshin, A., & Liberty, S. (1986). Cyclic
impacts on heel strike: a possible biomechanical factor in the etiology
of degenerative disease of the human locomotor system. Archives of
Orthopaedic and Trauma Surgery, 104, 363-365. https://doi.org/10.1007/BF00454431
Folman, Y., Wosk, J., Shabat, S., & Gepstein, R. (2004).
Attenuation of spinal transients at heel strike using viscoelastic heel
insoles: an in vivo study. Preventive Medicine, 39(2), 351-354. https://doi.org/10.1016/j.ypmed.2004.01.030
Gill, H. S., & O´Connor, J. J. (2003a). Heelstrike and the
pathomechanics of osteoarthrosis: a pilot gait study. Journal of
Biomechanics, (36), 1625-1631. https://doi.org/10.1016/S0021-9290(03)00189-1
Gill, H. S., & O´Connor, J. J. (2003b). Heelstrike and the
pathomechanics of osteoarthrosis: a simulation study. Journal of
Biomechechanics, (36), 1617-1624.
Goble, D. J., Marino, G. W., & Potvin, J. R. (2003). The Influence
of Horizontal Velocity on Interlimb Symmetry in Normal Walking. Human
Movement Science, 22, 271-283. https://doi.org/10.1016/S0167-9457(03)00047-2
Hettinga, B. A., Stefanyshin, D., Fairburn, J. C., & Worobets, J.
T. (2005). The 7th Symposium on Footwear Biomechanics. Paper presented
at the Biomechanical effects of hiking on a non-uniform surface,
Cleveland.
Hreljac, A., & Marshall, R. N. (2000). Algorithms to determine
event timing during normal walking using kinematic data. Journal of
Biomechanics, 33, 783-786. https://doi.org/10.1016/S0021-9290(00)00014-2
Hull, M. L., Brewer, R., & Hawkins, D. (1995). A New Force Plate
Design Incorporating Octagonal Strain Rings. Journal of Applied
Biomechanics, 11, 311-321. https://doi.org/10.1123/jab.11.3.311
IBV. (2004). NedAMH/IBV Análisis de la Marcha Humana Manual de
usuario. Versión 2.1. Valencia: Instituto de Biomecánica
de Valencia. ISO, ISO 20345:2004/Amd 1:2007 (ISO, 2007)
Jefferson, R. J., Collins, J. J., Whittle, M. W., Radin, E. L., &
O´Connor, J. (1990). The role of the quadriceps in controlling
impulsive forces around heel strike. Proceedings of the Institution of
Mechanical Engineers, 204, 21-28. https://doi.org/10.1243/PIME_PROC_1990_204_224_02
Jorgensen, U., & Bojsen-Moller, F. (1989). Shock absobency of
factors in the shoe/heel interaction - with special focus on role of
the heel pad. Foot & Ankle, 9(11), 294-299. https://doi.org/10.1177/107110078900900607
Jorgensen, U., & Ekstrand, J. (1988). Significance of heel pad
confinement for the shock absorption at heel strike. International
Journal of Sports Medicine, 9, 468-473. https://doi.org/10.1055/s-2007-1025053
Keller, T. S., Weisberger, A. M., Ray, J. L., Hasan, S. S., Shiavi, R.
G., & Spengler, D. M. (1996). Relationship between vertical ground
reaction force and speed during walking, slow jogging, and running.
Clinical Biomechanics, 11, 253-259. https://doi.org/10.1016/0268-0033(95)00068-2
Lafortune, M. A., & Henning, E. M. (1992). Cushioning properties of
footwear during walking: accelerometer and force platform measurements.
Clinical Biomechanics, 7, 181-184. https://doi.org/10.1016/0268-0033(92)90034-2
Lafortune, M. A., Lake, M., & Hennig, E. M. (1996). Differential
shock transmission response of the human body to impact severity and
lower limb posture. Journal of Biomechanics, 29(12), 1531-1537. https://doi.org/10.1016/S0021-9290(96)80004-2
Lake, M., & Robinson, M. (2005). The 7th Symposium on Footwear
Biomechanics. Paper presented at the Biomechanics of walking in
different shoes: a comparison between overground and treadmill testing
protocols, Cleveland, Ohio, USA.
Lequesne, M. G., Dang, N., & Lane, N. E. (1997). Sport practice and
osteoarthritis of the limbs. Osteoarthritis Cartilage, 5(2), 75-86. https://doi.org/10.1016/S1063-4584(97)80001-5
Light, L. H. (1979). Potential implications of heel strike transients. Journal of Physiology, 292, 31-32.
Light, L. H., MacLellan, G. E., & Klenerman, L. (1980). Skeletal
transients on heel strike in normal walking with different footwear.
Journal of Biomechanics, 13, 477-480. https://doi.org/10.1016/0021-9290(80)90340-1
Martin, P. E., & Marsh, A. P. (1992). Step length and frequency
effects on ground reaction forces during walking. Technical note.
Journal of Biomechanics, 25(10), 1237-1239. https://doi.org/10.1016/0021-9290(92)90081-B
McCaw, S. T., Heil, M. E., & Hamill, J. (2000). The effect of
comments about shoe construction on impact forces during walking.
Medicine & Science of Sport & Exercise, 32(7), 1258-1164. https://doi.org/10.1097/00005768-200007000-00012
Menz, H. B., Latt, M. D., Tiedemann, A., Mun San Kwan, M., & Lord,
S. R. (2004). Reliability of the Gaitrite walkway system for the
quantification of temporo-spatial parameters of gait in young and older
people. Gait & Posture, 20, 20-25. https://doi.org/10.1016/S0966-6362(03)00068-7
Menz, H. B., Lord, S. R., & Fitzpatrick, R. C. (2003). Age-Related
Differences in Walking Stability. Age and Ageing, 32(2), 137-142. https://doi.org/10.1093/ageing/32.2.137
Mercer, J. A., & Vance, J. (2002, May). Spring-boots can reduce impact in runners. Biomechanics
Milgrom, C., Giladi, M., Kashtan, H., Simkin, A., Chisin, R.,
& Marguiles, J. (1985). A prospective study of a shock absorbing
arthrotic device on the incidence of stress fractures in military
recruits. Foot and Ankle, 6, 101-104. https://doi.org/10.1177/107110078500600209
Mills, P. M., & Barrett, R. S. (2001). Swing Phase Mechanics of
Healthy Young and Elderly Men. Human Movement Science, 20, 427-446. https://doi.org/10.1016/S0167-9457(01)00061-6
Murray, M. P., Kory, R. C., Clarkson, B. H., & Sepic, S. B. (1966).
Comparison of free and fast speed walking patterns of normal men.
American Journal of Physical Medicine & Rehabilitation, 45(1),
8-24. https://doi.org/10.1097/00002060-196602000-00002
Nigg, B., Cole, G., & Bruggemann, P. (1995). Impact forces during
heel-toe running. Journal of Applied Biomechanics, 11, 407-432. https://doi.org/10.1123/jab.11.4.407
Oeffinger, D., Brauch, B., Cranfill, S., Hisle, C., Wynn, C., Hicks, R.
(1999). Comparison of gait with and without shoes in children. Gait
& Posture, 9, 95-100. https://doi.org/10.1016/S0966-6362(99)00005-3
Pardo Merino, A. y Ruiz Díaz, M. Á. (2002). SPSS 11.
Guía para el análisis de datos. Madrid: Mc Graw Hill.
Payne, C., Zammitt, G., & Patience, D. (2005). 7th Symposium on
Footwear Biomechanics. Paper presented at the Predictors of a Response
to Windlass Mechanism Enhancing Running Shoes, Cleveland, Ohio, USA.
Perry, J. (1992). Gait Analysis. Normal and Pathological Function. Yorba Linda, CA.: Slack incorporated.
Pollo, F. E., Gowling, T. L., & Jackson, R. W. (1999). Walking boot
design: a gait analysis study. Orthopedics, 22(5), 503-507.
Pratt, D. J., Rees, P. H., & Rodgers, C. (1986). Assessment of some
shock absorbing insoles (technical note). Prosthetics and Orthotics
International, 10, 43-45.
Radin, E. L., Paul, I. L., & Rose, R. M. (1972). Role of mechanical
factors in the pathogenesis of primary osteoarthritis. Lancet, 2,
519-522. https://doi.org/10.1016/S0140-6736(72)90179-1
Sánchez Lacuesta, J. J., J.M., P. P., Hoyos Fuentes, J. V.,
Viosca Herreo, E., Soler Gracia, C. y Comín Clavijo, M. (1999).
Biomecánica de la Marcha Humana y Patológica (1 ed.).
Valencia: Instituto de Biomecánica de Valencia (IBV).
Sloss, R. (2002). The effects of foot orthoses on othe ground reaction forces during walking. Part 1. The Foot, 11, 205-214. https://doi.org/10.1054/foot.2001.0713
Steinbach, H. L., & Russel, W. (1964). Measurement of the heel pad
as an aid to diagnosis of acromegaly. Radiology, 82, 418-423. https://doi.org/10.1148/82.3.418
Tilbury-Davis, D. C., & Hooper, R. H. (1999). The kinetic and
kinematic effects of increasing load carriage upon the lower limb.
Human Movement Science, 18, 693-700. https://doi.org/10.1016/S0167-9457(99)00026-3
Verdini, F., Leo, T., Fioretti, S., Benedetti, M. G., Catani, F., &
Giannini, S. (2000). Analysis of ground reaction forces by means of
wavelet transform. Clinical Biomechanics, 15, 607-610. https://doi.org/10.1016/S0268-0033(00)00019-X
Voloshin, A., & Wosk, A. (1982). An In Vivo Study of Low back Pain
and Shock Absorption in the Human Locomotor System. Journal of
Biomechanics, 15(1), 21-27. https://doi.org/10.1016/0021-9290(82)90031-8
Voloshin, A. S., & Wosk, A. (1981). Influence of artificial shock
absorbers on human gait. Clinical Orthopaedics, 160, 52-56. https://doi.org/10.1097/00003086-198110000-00006
Vrezas, I., Elsner, G., Bolm-Audorff, U., Abolmaali, N., & Seidler,
A. (2010). Case-control study of knee osteoarthritis and lifestyle
factors considering their interaction with physical workload.
International Archives of Occupational and Environmental Health, 83(3), 291-300. https://doi.org/10.1007/s00420-009-0486-6
Wakeling, J. M., Liphardt, A. M., & Nigg, B. M. (2003). Muscle
activity reduces soft-tissue resonance at heel-strike during walking.
Journal of Biomechanics, 36, 1761-1769. https://doi.org/10.1016/S0021-9290(03)00216-1
Wakeling, J. M., Tscharner, V. V., Nigg, B. M., & Stergiou, P.
(2001). Muscle activity in the leg is tuned is response to ground
reaction forces. Journal of Applied Physiology, 91, 1307-1317.
Wang, C. L., Shau, Y. W., Hsu, T. C., Chen, H. C., & Chien, S. H.
(1999). Mechanical properties of heel pads reconstructed with flaps.
The Journal of Bone And Joint Surgery, 81 -B(2), 207-211. https://doi.org/10.1302/0301-620X.81B2.9056
Wearing, S. C., Urry, S. R., & Smeathers, J. E. (2000). The Effect
of Visual Targeting on Ground Reaction Force and Temporospatial
Parameters of Gait. Clinical Biomechanics, 15, 583-591. https://doi.org/10.1016/S0268-0033(00)00025-5
Whittle, M. W. (1997). Three-dimensional motion of the center of
gravity of the body during walking. Human Movement Science, 16,
347-355. https://doi.org/10.1016/S0167-9457(96)00052-8
Whittle, M. W. (1999). Generation and attenuation of transient
impulsive forces beneath the foot: a review. Gait & Posture, 10,
264-275. https://doi.org/10.1016/S0966-6362(99)00041-7
Windle, C. M., Gregory, S. M., & Dixon, S. J. (1999). The shock
attenuation characteristics of four different insoles when worn in a
military boot during running and marching. Gait & Posture, 9,
31-37. https://doi.org/10.1016/S0966-6362(99)00002-8
Recepción: 08 de febrero del 2011.
Corrección: 14 de mayo del 2011.
Aceptación: 14 de mayo del 2011.
Publicación: 31 de diciembre del 2011.
Artículo de la Revista MHSalud de la Universidad Nacional, Costa
Rica protegido por Licencia Creative Commons
Attibution-NonComercial-NoDerivs 3.0 Costa Rica. Para más información visite www.una.ac.cr/MHSalud
Permissions beyond the scope of this license may be available at revistamhsalud@una.cr