Вступ
Локомоція — це складний процес, при якому здійснюються координовані зусилля сенсорних, м’язових та скелетних систем. Він залучає головний та спинний мозок, периферичні нерви, м’язи, кістки та суглоби, що робить його оцінку дуже складним завданням [23]. Локомоція або почергова двохопорна ходьба є ключовою функцією, оскільки вона дозволяє людям виконувати ще низку завдань.
Ходьба людини складається з послідовності швидких і складних подій, що надають кожному індивідуальний унікальний стиль ходьби. Тяжко аналізувати ці явища клінічним спостереженням та кількісно визначати ступінь відхилення від норми. Такі обмеження призвели лікарів, фізіотерапевтів, біомедичних інженерів до розробки аналізаторів ходьби.
Важливість вивчення результатів ендопротезування давно визначена як засіб оцінки стану пацієнта до операції та перебігу відновлення після нього. Для цього використовують багато різноманітних шкал та систем оцінки. Але завдяки клінічній суб’єктивності та відсутності універсального стандарту кількісне визначення хірургічних результатів та подальшого прогресу відновлення може бути складним. Кількісний аналіз параметрів ходьби визнається як об’єктивна оцінка хірургічного результату. Клінічне використання систем аналізу ходьби ефективне для визначення функціональних результатів коригувальних хірургічних операцій нижніх кінцівок через їх здатність кількісно визначати просторово-часові параметри ходьби та забезпечити загальну оцінку фізичної здатності у відновленні пацієнтів.
Мета роботи полягала у вивченні існуючих у світі технічних засобів й математичних методів вивчення біомеханіки ходьби людини та їх розвитку в історичному становленні.
Історія аналізу ходьби показала швидкий прогрес від ранніх описових досліджень до витончених методів вимірювання, математичного аналізу та математичного моделювання (Whittle M., 2007) [23]. Спочатку аналіз проводили досвідчені дослідники, пізніше це було довірено інструментальним засобам для вимірювання рухів, механіки тіла й активності м’язів.
Аналіз ходьби — це систематичне вивчення руху людини, точніше, це дослідження руху людини з використанням методів спостереження, доповнене приладами для вимірювання рухів тіла, механіки тіла й активності м’язів. Він також використовується для оцінки, планування і лікування осіб з умовами, що впливають на їх здатність ходити. Аналіз руху широко використовується в спортивній біомеханіці, щоб допомогти спортсменам працювати більш ефективно, а також виявляти проблеми, пов’язані з рухом в осіб із травмами. Дослідження включає кількісну оцінку, тобто аналіз вимірюваних параметрів ходьби, а також оцінку швидкості, переміщення, довжини кроку, опори на одну стопу та подвійної опори кінцівок, час (відсоток ходового циклу) (Kelly K., 1998) [11], а також тлумачення, наприклад складання висновків про стан здоров’я суб’єкта з його ходьби. Сьогодні комплексний аналіз ходьби включає кінематику, кінетику та електроміографію (Illyés A., 2005) [9].
Мета статистичного аналізу ходьби — описати функціональну ходьбу, аналізувати низку послідовних кроків і визначити оцінку пацієнту під час «функціональної» ходьби, характерної для повсякденного життя. Коли застосовується традиційний аналіз ходьби, зазвичай аналізу підпадають лише два або три послідовні кроки, і цього недостатньо для оцінки кількох аномалій ходьби. Сучасні аналізатори ходьби включають обробку сигналів безперервної передачі даних, що виміряні за багатьма циклами ходьби. Аналіз та інтерпретація сигналів потребують адекватних статистичних методів, що включають статистичну характеристику просторово-часових параметрів, криві з’єднань кутів та параметрів, що отримані за допомогою електроміографічних сигналів. Ці кількісні заходи в поєднанні з якісними спостереженими заходами можуть забезпечити швидку та просту оцінку, яка може бути повторена під час відстеження відновлення або реабілітації пацієнта.
Таким чином, для визначення якості результатів артропластики та підвищення здатності хірурга оцінювати загальний результат, необхідний для більш спрямованого лікування, потрібне використання інструментів, що мають кращу чутливість та специфіку, ніж традиційні системи дослідження.
Проблемі оцінки якості ходьби пацієнтів після ендопротезування було присвячено багато досліджень, отже, окреслимо деякі теми, що стосуються аналізу ходьби, опису методологій, та основні висновки.
У 1989 році M. Kadaba et al. [10] представив маркерну систему, що можна легко застосувати для планових оцінок клінічної ходьби. Аналіз руху здійснювався за допомогою автоматизованої системи аналізу відеосигналу з п’ятьма інфрачервоними камерами під керуванням комп’ютера. Шаблони контактів ноги були зафіксовані, за допомогою тискчутливих ножних перемикачів, прикріплених до п’ятки, першої та п’ятої метатарзальної кістки і великого пальця кожної стопи. Параметри очікування розраховували для кожного кроку, використовуючи дані перемикача на нозі. Дані, отримані дослідниками, можуть бути корисними для опису та порівняння патологічних моделей ходьби.
H. Schroeder et al. у 1995 році [19] провів дослідження для оцінки параметрів ходьби та схем ходьби пацієнтів з інсультом та часових змін цих параметрів. Для аналізу було досліджено 49 амбулаторних пацієнтів з інсультом та 24 здорові особи. Ходьбу аналізували за допомогою портативного аналізатора кроків. Пристрій складався з устілок, що містили чотири контакти: на п’ятці, на першій і п’ятій метатарзальних кістках та великому пальці стопи. Дані передавалися на персональний комп’ютер для аналізу комплексних й однобічних параметрів ходьби. Було показано, що загальні параметри ходьби з часом поліпшуються, причому найбільші зміни відбуваються протягом перших 12 місяців. Проте параметри, що описують асиметричний характер ходьби, з часом не змінюються.
Цього ж року J. Loizeau et al. [12] провів дослідження з метою визначити, чи відрізняються працездатні суб’єкти та пацієнти після тотального ендопротезування за параметрами ходьби, силою м’язів та за витратою механічної енергії в різні фази кроку. Аналіз ходьби здійснювали за допомогою відбивних маркерів, розміщених на тілі людини, за допомогою яких визначали тривимірну кінематику нижніх кінцівок. За допомогою спеціальних комп’ютерних програм проводили аналіз руху чотирьох сегментів — таза, стегна, ноги і стопи, що дозволило створити модель кінематичного ланцюга нижніх кінцівок та дослідити її параметри. Модель була розроблена в програмі KINTRAK від компанії Motion Analysis Corporation. Дослідження показали, що після протезування кульшового суглоба в пацієнтів була порушена не тільки кінематика оперованого стегна, але і коліна. Суглоби та м’язи оперованої кінцівки розвивали менше енергії, ніж працездатна кінцівка. Ці результати підтвердили наявність деякої механічної дисфункції в непрацездатних кінцівках.
У 1999 році M. Benedetti et al. [3] повідомили про дослідження конкретного пацієнта, який пройшов тотальне ендопротезування, з метою показати, що кількісний кінематичний аналіз є необхідним для поглиблення розуміння механізмів ходьби. Функціональна оцінка нижніх кінцівок під час ходьби проводилась за допомогою стереофотограмметричної системи ELITE для отримання кінематичних змінних. Платформа Кістлера використовувалася для вивчення сили реакції на опору й оцінки моментів суглобів. Кінематичні дані щодо нижньої кінцівки та сили реакції на опору під час дослідження були цифровані з частотою дискретизації 100 Гц, при цьому синхронізація керувалася системою ELITE. Відбивні маркери були прикріплені до таза, стегна, гомілки та ноги пацієнта з правої та лівої сторін. Це дослідження дозволило клініцистам адаптувати програму реабілітації конкретному пацієнту.
М. Perron (2000) [18] провів порівняльне дослідження моделей ходьби 18 жінок через рік після тотального ендопротезування (ТЕП) та 13 здорових жінок, у результаті якого було виявлено, що основна патологічність характеру ходьби лежить у недостатності передньої групи м’язів стегна, тобто сила, яку розвивали м’язи в групі хворих після ТЕП, була на 15 % нижчою, ніж у контрольній групі жінок.
У той же час Duhamel et al. [6] провів аналіз ходьби для розробки статистичних інструментів для вирішення основних проблем, що виникають у клінічній практиці. Параметри кінематики ходьби були записані за допомогою відеосистеми Vicon для аналізу руху з використанням п’яти інфрачервоних камер. Для виявлення різних сегментів таза та нижніх кінцівок використано тринадцять сферичних, відбивних маркерів. Тривимірні траєкторії у фронтальній, сагітальній та осьовій площинах записували на камери, розміщені в певних положеннях в приміщенні. Записували нахил та поворот таза, згинання/розгинання, виведення/приведення та ротацію кульшового суглоба. Основні порушення ходьби в основному характеризувалися даними кінематичних параметрів, а саме зниженням швидкості та тривалості кроку з більшою швидкістю перекату стопи, ніж у контрольній групі, і збільшенням часу опори на здорову кінцівку для кращого балансу.
М. Madsen et al. (2004) [14] вивчав ефект хірургічного підходу, що застосовується в загальній хірургії ендопротезування, на механіку ходьби через півроку після операції. Детермінантний аналіз функцій полягав у визначенні диференціації груп щодо руху в сагітальній площині, індексу симетрії, нахилу тулуба, зміщення таза, видалення тулуба та кутів прогресування ноги. Для вимірювання позиції маркерної позиції використовувалася система аналізу руху шести камер. Було зібрано десять успішних випробувань. Дані аналізували за допомогою програмного забезпечення Vicon Bodybuilder та програмного забезпечення MATLAB. Ці дані підтверджують висновок про те, що через шість місяців після операції більшість пацієнтів із тотальним ендопротезуванням кульшового суглоба не повернулися до норми.
S. Cho et al. (2004) [5] оцінювали порушені ходові параметри та ступінь покращання ходьби після повної хірургічної артропластики у хворих із дисплазією кульшового суглоба та остеонекрозом стегнової кістки. Вимірювали параметри відстані, кінематику та кінетику. Аналіз проводився за допомогою тривимірної комп’ютеризованої системи аналізу руху Vicon 370. Результати показали, що в пацієнтів із серйозною дисплазією суглобів хронологічна послідовність ходьби була меншою, ніж у пацієнтів з остеонекрозом, які мали порівняно нормальну анатомію.
У 2005 році D. Bennett et al. [4] застосували перспективний сліпий метод для раннього післяопераційного аналізу ходьби, використовуючи прохідний аналіз для порівняння кінематики ходьби в пацієнтів, які отримували малоінвазивну та традиційну хірургію для заміщення суглобів. Тривимірний аналіз ходьби проводився за допомогою системи камери Vicon. Дані оброблялись за допомогою системи Vicon Plug-In-Gait. На відміну від попередніх досліджень у пацієнтів, які пройшли малоінвазивну хірургічну пластику, не було поліпшення в ранньому післяопераційному періоді.
Також у 2005 році A. Illyés et al. [9] провели дослідження для визначення варіантів зміни ходьби внаслідок коксартриту. Аналіз подій проводився за допомогою ультразвукової системи Zebris із 19-точкової біомеханічною моделлю. Вимірювальну головку з трьома датчиками розташовували на спині пацієнта, п’ять ультразвукових триплетів розміщували на крижовому, лівому та правому стегнах, а також на лівій і правій гомілках. З просторових координат антропометричних точок розраховували кінематичні дані (довжина кроку, ширина кроку, кути колінного, кульшового суглобів та кути переміщення таза). Результати свідчили про загалом поганий функціональний результат, хоча спостерігалося асиметричне навантаження, були виявлені основні обмеження фізичної функції.
У 2006 році A. Illyés et al. [8] продовжили свої дослідження і вивчали, як параметри ходьби можуть змінюватися внаслідок тотального ендопротезування кульшового суглоба при постійній швидкості ходьби. Проаналізована ходьба 20 пацієнтів з односторонньою хворобою суглобів, що зазнали повну хірургічну артропластику. Проаналізовані просторово-часові та кутові параметри. Просторові координати для визначення кінематичних даних були зібрані із використанням системи аналізу тривимірного руху Zebris на основі ультразвуку. Установка датчиків була, як і в попередньому дослідженні. Це дослідження показало, що тотальне ендопротезування може змінити негативний вплив на інші суглоби до симетричної нормалізації руху стегна.
У 2007 році M. Nankaku et al. [16] вивчав вплив латерального зміщення тіла на ефективність ходьби після тотального ендопротезування кульшового суглоба. Аналіз здійснювався за допомогою тривимірного аналізатора руху, що складався з чотирьох камер та двох платформ для вивчення реакції опори. Відбивні маркери були прикріплені до 11 точок на поверхні тіла. Результати показали, що стратегія компенсації навантаження при слабкості м’язів після операції тотального ендопротезування може призвести до збільшення витрат енергії.
K. Foucher et al. (2007) [7] оцінювали ступінь адаптації ходьби пацієнтів до та через рік після ТЕП кульшового суглоба. Кінематика та кінетика кульшового суглоба вимірювали для 28 суб’єктів до і через рік після ТЕП і порівнювали з 25 пацієнтами з рентгенологічно нормальними кульшовими суглобами. Чотири оптоелектронні камери відслідковували рух шести пасивних світловідбивних маркерів, розміщених на крижі, великому вертлюгу, латеральній лінії колінного суглоба та гомілки, на головці п’ятої метатарзальної кістки. Дані щодо сили реакції на опору були зібрані з багатокомпонентної силової платформи. Аналіз тривимірної траєкторії загального центру мас упродовж всього періоду ходьби та дані маркерних траєкторій на основі антропометричних вимірів показали, що, незважаючи на добрий та відмінний клінічний та функціональний результат, параметри ходьби у хворих після ТЕП не повертаються до норми через рік після операції.
У 2007 році M. Mont et al. [15] оцінювали часово-просторові параметри, кінематику стегна та кінетику в пацієнтів із двобічним ендопротезуванням порівняно з пацієнтами з однобічним коксартрозом та однобічним стандартним ендопротезуванням. Під час аналізу в лабораторії використовували 8 стаціонарно розташованих камер Falcon і 2 центральні силові платформи. На пацієнтах було розміщено 26 світловідбивних маркерів. Отримана з них інформація пізніше була використана для створення моделі опорно-рухового апарату. Дані використовували для подальшої обробки за допомогою програмного забезпечення OrthoTrak (Motion Analysis Corporation). Це дослідження показало більш нормальну кінематику та функціональні можливості кульшового суглоба при двобічному хірургічному ендопротезуванні.
У 2009 році J. Nantel et al. [17] провели дослідження, в якому порівнювали моделі ходьби в пацієнтів із повним ендопротезуванням кульшового суглоба й артропластикою поверхні головки кульшової кістки. Основними результатами вимірювань були шаблони ходьби (перенос стопи, тривалість одно- та двократної фаз підтримки, довжина кроку та швидкості ходьби), сила м’язової абдукції, клінічні та рентгенографічні результати лікування. Для визначення сегментів тіла нижніх кінцівок використовували дев’ятнадцять відбивних маркерів діаметром 14 мм. Кінематичні та кінетичні дані були зібрані на частоті 60 Гц за допомогою 8 оптоелектронних камер та з 2 вбудованих силових платформ. Міцність м’язів-аддукторів з обох сторін була оцінена за допомогою портативного міометра. Кінематичні та кінетичні параметри були отримані за допомогою системи VICON. Ця робота дозволили зробити висновок, що характеристика артропластики поверхневого тазостегнового шару може дозволити повернутися до більш нормального шаблону ходьби порівняно з ТЕП.
У 2010 році V. Lugade et al. [13] досліджували попередні та післяопераційні зміни симетрії ходи пацієнтів, які отримували або передню, або передньолатеральну заміну стегнового суглоба. Кінематичні та кінетичні параметри були проведені на пацієнтах під час ходьби. Тривимірні маркерні траєкторії з 29 маркерів, розміщених на кісткових орієнтирах, фіксували за допомогою 8-камерної системи аналізу руху. Наземні сили реакції обох стоп були зібрані з двох силових платформ, послідовно розташованих вздовж дороги. Результати цього дослідження висвітлюють потенційний вплив хірургічних підходів на короткострокові зміни асиметрії ходи.
M. Beaulieu et al. (2010) [2] вивчали вплив ТЕП на кінетику таза, стегна, коліна та щиколотки, а також на кінетику стегна, коліна та щиколотки як оперованих, так і непрацездатних кінцівок під час ходьби. Дев’ять камер цифрової оптичної системи захвату руху було використано для фіксації 45 сферичних світловідбивних маркерів, розміщених на кісткових орієнтирах учасників. Силова платформа була використана для запису сили реакції на землю під час двохопорного етапу ходьби. Хворі з ТЕП демонстрували кінематичну адаптацію надп’ятково-гомілкового суглоба на оперованій кінцівці та збереження порушень на неоперованій кінцівці, що може бути загрозою розвитку інших захворювань суглобів.
Tanaka et al. (2010) [20] досліджували чинники, що впливають на покращання ходьби в пацієнтів, які пройшли загальну артропластику суглоба. Пацієнтів досліджували на 5-метровій доріжці, яка була оснащена силовою платформою для вимірювання реакції опори (Gait Scan 8000). Основні параметри, такі як швидкість, переніс стопи, довжина короткого та довгого кроків, тривалість одно- та подвійної опори, були відображені на системі Gait Scan 8000. Аналіз дисперсії проводився для оцінки середніх значень та стандартних відхилень для зазначених вище параметрів. Середні значення просторово-часових параметрів пацієнтів показали значне поліпшення через 12 місяців після операції; однак вони не досягають тих самих значень, які спостерігаються в здорових осіб.
У 2010 році V. Agostini et al. [1] провели дослідження з метою представити нормативний набір моделей активації м’язів, отриманий із великої кількості обстежень у популяції 100 здорових дітей віком 6–11 років. Сигнали були отримані за допомогою багатоканальної системи запису статистичного аналізу ходьби (Step 32, DemItalia, Італія). На стопі кожного суб’єкта були прикріплені три перемикачи — під п’яткою та першою й п’ятою плюсневими головками кожної стопи. Гоніометр був прикріплений до бічної сторони кожної нижньої кінцівки для вимірювання кутів колінного суглоба в сагітальній площині. Поверхневі датчики електроміографа кріпили до деяких м’язів нижніх кінцівок з обох боків. Аналіз дозволив одержати найбільш рекурентні схеми активації під час ходьби, демонструючи, що суб’єкт використовує специфічний м’яз із різними модифікаціями активації навіть упродовж однієї прогулянки.
L. Vogt et al. (2010) [22] досліджували схему активації м’язів у 14 пацієнтів, яким було встановлено ендопротез кульшового суглоба, та в 10 здорових волонтерів відповідного віку. Вимірювали електроміографічні параметри м’язів нижньої кінцівки в різні періоди ходьби. Оцінювали ударні характеристики при ходьбі, дані біографічних датчиків із поверхні обох нижніх кінцівок та 3D-кінематику таза. Електроміограму записували за допомогою багатоканальної сигнальної системи BIOVISION. Результати дослідження показали недоліки параметрів ходьби хворих, які перенесли хірургічне втручання з приводу ендопротезування.
З початку ХХІ століття розробники медичного обладнання звернули увагу на мобільні додатки, такі як смартфони, планшети, web-камери, тобто подальший розвиток направлено на зменшення залежності від дорогих приладів діагностики та поступовий перехід до більш дешевих та доступних. Крім того, увагу стали приділяти більш не ускладненню приладів, а удосконаленню математичної обробки даних, що полягає не тільки в пошуках нових зв’язків між отриманими параметрами, але й у вдосконаленні програмного забезпечення вже існуючих систем діагностики.
Сьогодні в галузі медицини й охорони здоров’я широко використовують новітні технології, що стають все доступніше для людей, такі як мобільні телефони, оснащені вбудованими програмними ресурсами для аналізу ходьби. Аналіз ходьби полегшує кількісну оцінку реабілітації та/або стан здоров’я людини. Мобільні акселерометри забезпечують автономну оцінку ходьби суб’єкта. Розвиток системи акселерометрів здійснився від використання прив’язаних підходів до надійних бездротових додатків. Смартфони і портативні мультимедійні пристрої, такі як iPhone і iPod, становлять собою бездротові платформи акселерометрів, здатні набувати функції ходьби на основі форми сигналу прискорення. Дані акселерометра можуть бути передані по бездротовому зв’язку в Інтернет через електронну пошту [24].
У 2018 році на International Conference on Computational Intelligence and Data Science (Індія) групою молодих вчених було представлено метод оцінки кінематики руху людини за допомогою математичної обробки відео без маркерів, що дозволяє оцінювати кути згинання суглобів верхніх та нижніх кінцівок, довжину кроків та інші кінематичні параметри, причому дослідження не прив’язане до стін лабораторії і може бути реалізоване будь-де [21].
Висновки
Незважаючи на широке різноманіття методів та засобів аналізу ходьби людини, вчені продовжують розробляти та впроваджувати нові методи та способи діагностики. Дослідники працюють над пошуком нових взаємозв’язків між параметрами ходьби та станом пацієнтів, розробляють нові алгоритми математичного аналізу, поєднуючи біомеханічні, міографічні, рентгенологічні, томографічні тощо дані для вироблення тактики лікування та прогнозування віддалених результатів лікування. Узагальнюючи отримані нами відомості, можна однозначно сказати, що аналіз ходьби людини несе більше корисної інформації щодо функціонального стану людини, ніж статичний огляд хворого, навіть за допомогою променевих методів діагностики.
Конфлікт інтересів. Автори заявляють про відсутність конфлікту інтересів при підготовці даної статті.
Список литературы
1. Agostini V. Distributed Diagnosis and Home Healthcare (D2H2) / Agostini V, Knaflitz M. Statistical Gait Analysis /Acharya J.R., Molinari F., Tamura T., Naidu D.S., Suri J.S. (еds.). — American Scientific Publishers, Stevenson Ranch, 2012. — P. 99-121.
2. Beaulieu M. Lower limb biomechanics during gait do not return to normal following total hip arthroplasty / Beaulieu M., Lamontagne M., Beaule P. // Gait & Posture. — 2010. — V. 32. — P. 269-273.
3. Benedetti M. Myoelectric Activation Pattern During Gait in Total Knee Replacement: Relationship with Kinematics, Kine-
tics, and Clinical Outcome / Benedetti M., Bonato P., Catani F., D’Alessio T., Knaflitz M., Marcacci M., Simoncini L. // IEEE Transactions on Rehabilitation Engineering. — 1999. — V. 7.
4. Bennett D. Comparison of gait kinematics in patients receiving minimally invasive and traditional hip replacement surgery: A prospective blinded study / Bennett D., Ogonda L., Elliott D., Humphreys L., Beverland D. // Gait & Posture. — 2006. — V. 23. — P. 374-382.
5. Cho S. Gait Analysis before and after Total Hip Arthroplasty in Hip Dysplasia and Osteonecrosis of the Femoral Head / Cho S., Lee S., Kim K., Yu J. // Journal of Korean Orthopaedic Association. — 2004. — V. 39(5). — P. 482. DOI: 10.4055/jkoa.2004.39.5.482.
6. Duhamel A. Statistical tools for clinical gait analysis / Duhamel A., Bourriez J., Devos P., Krystkowiak P., Destée A., Derambure P., Defebvre L. // Gait & Posture. — 2004. — V. 20. — P. 204-212.
7. Foucher K. Preoperative gait adaptations persist one year after surgery in clinically well-functioning total hip replacement patients / Foucher K., Hurwitz D., Wimmer M. // Journal of Biomechanics, 2007. — V. 40(15). — P. 3432-3437.
8. Illyés A. Three-dimensional gait analysis after unilateral cemented total hip arthroplasty / Illyés A., Bejek Z., Szlávik I., Paróczai R., Kiss R. // Physical Education and Sport. — 2006. — V. 4(1). — P. 27-34.
9. Illyés A. Gait analysis of patients with osteoarthritis of the hip joint / Illyés A., Kiss R. // Physical Education and Sport. — 2005. — V. 3(1). — P. 1-9.
10. Kadaba M. Measurement of Lower Extremity Kinema-tics During Level Walking / Kadaba M., Ramakrishnan H., Wootten M. // Journal of Orthopaedic Research. — 1990. — V. 8(3). — P. 383-92. DOI: 10.1002/jor.1100080310.
11. Kelly K. The Relationship Between Gait Parameters and Pain in Persons with Transtibial Amputation: A Preliminary Report / Kelly K., Doyle W., Skinner H. // Journal of Rehabilitation Research and Development. — 1998. — V. 35(2). — P. 231-7.
12. Loizeau J. Bilateral Gait Patterns in Subjects Fitted With a Total Hip Prosthesis / Loizeau J., Allard P., Duhaime M., Landjerit B. // Archives of Physical Medicine and Rehabilitation. — 1995. — V. 76(6). — P. 552-7.
13. Lugade V. Gait asymmetry following an anterior and anterolateral approach to total hip arthroplasty / Lugade V., Wu A., Jewett B., Collis D., Chou L. // Clinical Biomechanics. — 2010. — V. 25. — P. 675-680.
14. Madsen M. The effect of total hip arthroplasty surgical approach on gait / Madsen M., Ritter M., Morris H., Meding J., Berend M., Faris P., Vardaxis V. // Journal of Orthopaedic Research. — 2004. — V. 22(1). — P. 44-50.
15. Mont M., Seyler T., Ragland P., Starr R., Erhart J., Bhave A. Gait Analysis of Patients with Resurfacing Hip Arthroplasty Compared with Hip Osteoarthritis and Standard Total Hip Arthroplasty / Mont M., Seyler T., Ragland P., Starr R., Erhart J., Bhave A. // The Journal of Arthroplasty. — 2007. — V. 22(1). — P. 100-8.
16. Nankaku M. Gait analysis of patients in early stages after total hip arthroplasty: effect of lateral trunk displacement on walking efficiency / Nankaku M., Tsuboyama T., Kakinoki R., Kawanabe K., Kanzaki H., Mito Y., Nakamura T. // Journal of Orthopaedic Science. — 2007. — V. 12(6). — P. 550-4
17. Nantel J. Gait Patterns After Total Hip Arthroplasty and Surface Replacement Arthroplasty / Nantel J., Termoz N., Vendittoli P., Lavigne M., Prince F. // Archives of Physical Medicine and Rehabilitation. — 2009. — V. 90(3). — P. 463-9. doi: 10.1016/j.apmr.2008.08.215.
18. Perron M. Three-dimensional gait analysis in women with a total hip arthroplasty / Perron M., Malouin F., Moffet H., McFadyen B. // Clin. Biomech. (Bristol, Avon). — 2000. — V. 15(7). — P. 504-15.
19. Schroeder H. Gait parameters following stroke: A practical assessment / Schroeder H., Coutts R., Lyden P., Billings E., Nickel V. // Journal of Rehabilitation Research and Development. — 1995. — V. 32 (1). — P. 25-31.
20. Tanaka R. Factors Influencing the Improvement of Gait Ability After Total Hip Arthroplasty / Tanaka R., Shigematsu M., Motooka T., Mawatari M., Hotokebuchi T. // The Journal of Arthroplasty. — 2010. — V. 25(6). — P. 982-5. doi: 10.1016/j.arth.2009.06.009.
21. Vision based Identification of Joint Coordinates for Marker-less Gait Analysis / Chandra Prakasha, Rajesh Kumara, Namita Mittala, Gaurav Rajc // International Conference on Computational Intelligence and Data Science (March, 2013 India).
22. Vogt L. Muscle Activation Pattern of Hip Arthroplasty Patients in Walking / Vogt L., Banzer W., Pfeifer K., Galm R. // Research in Sports Medicine. — 2010. — P. 191-199. https://doi.org/10.1080/15438620490497503
23. Whittle M. Gait analysis: an introduction:(Fourth edition). — Butterworth: Heinemann, 2007. — 229 р.
24. Wireless MEMS Networks and Applications // Woodhead Publishing Series in Electronic and Optical Materials, 2017, P. 129-152.
