Wir­kung der Zehen­spren­gung im Schuh auf die Bio­me­cha­nik des mensch­li­chen Gangs

Ein­lei­tung

Die meis­ten Men­schen tra­gen heut­zu­ta­ge Schu­he mit ver­schie­de­nen kon­struk­ti­ven Merk­ma­len, die die Fuß­soh­le schüt­zen und einen bes­se­ren Kom­fort bie­ten. Wäh­rend vie­le die­ser Merk­ma­le bereits inten­siv unter­sucht wur­den ¹, ist die Wir­kung der an fast allen Schu­hen vor­han­de­nen Zehen­spren­gung nahe­zu völ­lig uner­forscht geblie­ben. Die­se Auf­wärts­wöl­bung der Schuh­soh­le, begin­nend unter­halb der Meta­tar­sal­köpf­chen, rich­tet die Zehen­box im Ver­hält­nis zum rest­li­chen Schuh nach dor­sal aus (Abb. 1). Im All­ge­mei­nen geht man davon aus, dass die Zehen­spren­gung das Abrol­len über den Vor­fuß wäh­rend der Abstoß­pha­se des Gehens, d. h. zwi­schen der Fer­sen­ab­lö­sung und der Zehen­ab­lö­sung, unter­stützt. Die Vor­tei­le die­ser Abroll­be­we­gung in Bezug auf die mecha­ni­sche Arbeit wur­den bereits bei Schu­hen mit gewölb­ten Abroll­soh­len nach­ge­wie­sen ^{2 3 4}. Ins­be­son­de­re scheint die­se Unter­stüt­zung der Abroll­be­we­gung die mecha­ni­sche Schwer­punk­t­ar­beit, also die bei der Schritt­ab­wick­lung auf­tre­ten­de Höhen­ver­än­de­rung des Kör­per­schwer­punk­tes, zu ver­rin­gern. Dabei bleibt jedoch unklar, inwie­weit die in den Stu­di­en ver­wen­de­ten Zurich­tun­gen der in her­kömm­li­chen Schu­hen vor­han­de­nen Zehen­spren­gung ent­spre­chen. In kei­ner expe­ri­men­tel­len Stu­die wur­de bis­her unter­sucht, wie sich die Zehen­spren­gung auf die Funk­ti­on des mensch­li­chen Fußes beim Gehen aus­wirkt und wie sie die Ver­let­zungs­an­fäl­lig­keit des Fußes beein­flus­sen kann.

Es ist gut unter­sucht, dass die Fähig­keit zur Dor­sal­ex­ten­si­on in den Zehen­grund­ge­len­ken (MTP) einer der wich­tigs­ten Evo­lu­ti­ons­schrit­te ist, die es dem Men­schen ermög­li­chen, effek­tiv und effi­zi­ent zwei­bei­nig zu gehen und zu lau­fen. Im Ver­gleich zu unse­ren nächs­ten Ver­wand­ten, den afri­ka­ni­schen Men­schen­af­fen, zeich­net sich der mensch­li­che Fuß neben den kür­ze­ren, gera­de­ren Phal­an­gen auch durch stär­ker dor­sal ori­en­tier­te und medio­la­te­ral brei­te­re Gelenk­flä­chen an den Meta­tar­sal­köpf­chen aus ⁵. Es wird ange­nom­men, dass die­se stär­ker nach dor­sal ver­län­ger­ten Gelenk­flä­chen den pro­xi­ma­len Phal­an­ge­al­ba­sen einen län­ge­ren Gleit­weg bie­ten und sich so die Dor­sal­ex­ten­si­ons­mög­lich­keit an den MTP-Gelen­ken ver­grö­ßert ^{6 7 8 9 10}. Obwohl neue­re For­schun­gen zei­gen, dass auch die Sprei­zung der Meta­tar­sal­köpf­chen über das Quer­ge­wöl­be die Ver­stei­fung der vor­de­ren Fuß­wur­zel unter­stützt ¹¹, wird seit Lan­gem argu­men­tiert, dass die Dor­sal­ex­ten­si­on in den Grund­ge­len­ken über den Wind­lass-Mecha­nis­mus eben­falls zur Ver­stei­fung des Fußes bei­trägt ¹². Bei die­sem Vor­gang führt die Dor­sal­ex­ten­si­on der Zehen zu einer Straf­fung der Plant­ar­a­po­n­eu­ro­se, einer brei­ten, stark fase­ri­gen Gewe­be­la­ge, deren Kol­la­gen­fa­sern die plant­are Sei­te des Fußes von der Fer­se bis zu den Zehen ver­span­nen (wei­ter­füh­ren­de Infor­ma­tio­nen in ¹³). Die erhöh­te Span­nung der Plant­ar­a­po­n­eu­ro­se zieht den Cal­ca­neus und die Meta­tar­sal­köpf­chen zuein­an­der, wodurch eine nach oben gerich­te­te Kraft ent­steht, die das Längs­ge­wöl­be anhebt, Druck­kräf­ten von oben ent­ge­gen­wirkt und den Fuß ins­ge­samt ver­steift (Abb. 2a). Neue­re For­schun­gen stel­len die­se tra­di­tio­nel­le Sicht­wei­se des Wind­lass-Mecha­nis­mus jedoch in Fra­ge. In einem sta­ti­schen In-vivo-Belas­tungs­expe­ri­ment stell­ten Wel­te et al. ¹⁴ fest, dass das durch Dor­sal­ex­ten­si­on der Zehen bewirk­te Anhe­ben des Längs­ge­wöl­bes die Stei­fig­keit des Längs­ge­wöl­bes ver­rin­gert. In einem wei­te­ren sta­ti­schen In-vivo-Expe­ri­ment stell­ten Far­ris et al. ¹⁵ fest, dass der Wind­lass-Mecha­nis­mus wäh­rend der hohen Belas­tung des Längs­ge­wöl­bes beim Abstoß nur gerin­ge Aus­wir­kun­gen auf die Bewe­gung des Längs­ge­wöl­bes hat. Die­se Ergeb­nis­se sind zwar für die Sta­tik über­zeu­gend, doch ist eine wei­te­re Bestä­ti­gung in der dyna­mi­schen In-vivo-Bewe­gung erfor­der­lich, und der Wind­lass-Mecha­nis­mus ist nach wie vor ein weit ver­brei­te­tes Modell zum Ver­ständ­nis der funk­tio­nel­len Bedeu­tung des Längs­ge­wöl­bes (z. B. ^{16 17 18}). Unab­hän­gig davon, inwie­weit der Wind­lass-Mecha­nis­mus pas­siv sta­bi­li­sie­rend ist, haben Unter­su­chun­gen zuneh­mend gezeigt, dass die intrin­si­sche Fuß­mus­ku­la­tur eben­falls eine wich­ti­ge Rol­le bei der Unter­stüt­zung des Längs­ge­wöl­bes und der Sta­bi­li­sie­rung der MTP-Gelen­ke spielt ^{19 20 21}. In der Abstoß­pha­se sind die Meta­tar­sal­köpf­chen und die dista­len Phal­an­gen die ein­zi­gen Berüh­rungs­punk­te mit dem Boden am hin­te­ren Bein und wer­den daher stark belas­tet. Infol­ge­des­sen erzeu­gen die auf die dista­len Phal­an­gen ein­wir­ken­den Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te ein Moment, das eine Dor­sal­ex­ten­si­on der MTP-Gelen­ke bewirkt (Abb. 2b). Elek­tro­m­yo­gra­phi­sche Unter­su­chun­gen zei­gen, dass die intrin­si­schen Mus­keln des Fußes, ins­be­son­de­re der Flex­or digi­torum bre­vis und der Abduc­tor hal­lu­cis, am Ende der Stand­pha­se aktiv sind und die exter­nen Dor­sal­ex­ten­si­ons­mo­men­te an den MTP-Gelen­ken intern kom­pen­sie­ren (Abb. 2c) ^{22 23}. Gemäß die­sen Erkennt­nis­sen wirkt eine ange­mes­se­ne intrin­si­sche Fuß­mus­kel­ak­ti­vi­tät daher mit pas­si­ven Mecha­nis­men wie dem Wind­lass-Mecha­nis­mus zusam­men, um die Fuß­sta­bi­li­tät wäh­rend der Abstoß­pha­se aufrechtzuerhalten.

Wegen der Rol­le, die die intrin­si­schen Fuß­mus­keln bei der Sta­bi­li­sie­rung des Vor­fu­ßes spie­len, kann eine Schwä­che oder Funk­ti­ons­stö­rung die­ser Mus­keln mit einer Viel­zahl von Über­las­tungs­be­schwer­den ein­schließ­lich der Plant­ar­fas­zii­tis ^{24 25} in Ver­bin­dung gebracht wer­den. Die­se patho­lo­gi­sche Ent­zün­dung ver­ur­sacht jedes Jahr bei mehr als 2 Mil­lio­nen Pati­en­ten in den Ver­ei­nig­ten Staa­ten Schmer­zen und Bewe­gungs­ein­schrän­kun­gen und ist damit die häu­figs­te Erkran­kung, mit der die ame­ri­ka­ni­schen „podia­trists“ (Fuß­spe­zia­lis­ten) zu tun haben ²⁶. Ätio­lo­gisch gese­hen ist die Plant­ar­fas­zii­tis eine Ver­let­zung, die durch über­mä­ßi­ge und wie­der­hol­te Belas­tung des Längs­ge­wöl­bes ver­ur­sacht wird ²⁷. Neue­re Erkennt­nis­se deu­ten auf einen Zusam­men­hang zwi­schen Plant­ar­fas­zii­tis und schwa­cher Fuß­mus­ku­la­tur hin, die nicht stark genug ist, um die akti­ve Sta­bi­li­tät des Fußes zu gewähr­leis­ten, wodurch die pas­si­ve Belas­tung der Plant­ar­a­po­n­eu­ro­se, die die MTP-Gelen­ke über­spannt, zunimmt und ver­mut­lich deren Sta­bi­li­tät beein­träch­tigt ²⁸. Meh­re­re Stu­di­en deu­ten dar­auf hin, dass eine schwa­che Fuß­mus­ku­la­tur zum Teil Fol­ge der kon­struk­ti­ven Merk­ma­le moder­ner Schu­he sein kann, die das Längs­ge­wöl­be stüt­zen und den Fuß pas­siv ver­stei­fen ^{29 30 31}. Die­se Stu­di­en zei­gen, dass Per­so­nen, die über­wie­gend Mini­mal­schu­he tra­gen, intrin­si­sche Fuß­mus­keln mit grö­ße­ren Quer­schnitts­flä­chen und damit ver­bun­den auch dyna­misch sta­bi­le­re Längs­ge­wöl­be haben als Per­so­nen, die über­wie­gend Stan­dard­schu­he tra­gen. Eine schwa­che intrin­si­sche Fuß­mus­ku­la­tur könn­te also eine evo­lu­tio­nä­re Fehl­an­pas­sung sein, die dar­auf zurück­zu­füh­ren ist, dass der mensch­li­che Fuß noch nicht voll­stän­dig an die zeit­ge­nös­si­schen Schu­he ange­passt ist ³². Bis vor gerau­mer Zeit lie­fen die Men­schen ent­we­der bar­fuß, oder sie tru­gen Mini­mal­schu­he. Obwohl die ers­ten Bele­ge für Mini­mal­schu­he bereits aus der Zeit vor 10.000 Jah­ren stam­men ^{33 34}, waren die meis­ten Schu­he noch bis in die jün­ge­re Zeit mini­ma­lis­tisch und ver­füg­ten nicht über Gewöl­be­stüt­zen, Dämp­fung und ande­re unter­stüt­zen­de Eigen­schaf­ten, die den Kom­fort erhö­hen und die erfor­der­li­che Arbeit der Fuß­mus­keln ver­rin­gern ³⁵.

Die vor­lie­gen­de Stu­die unter­sucht, wie die Zehen­spren­gung die Fähig­keit des Fußes, ins­be­son­de­re wäh­rend der Abstoß­pha­se als stei­fer Hebel zu fun­gie­ren, beein­flusst. Es ist all­ge­mein aner­kannt, dass die Zehen­spren­gung das Abrol­len des Fußes aus der Stand­po­si­ti­on erleich­tert, doch kann die Zehen­spren­gung mit der damit ver­bun­de­nen Dor­sal­ex­ten­si­on in den Grund­ge­len­ken über den Wind­lass-Mecha­nis­mus auch einen Ein­fluss auf die Stei­fig­keit des Fuß­ge­wöl­bes haben. Es ist zu ver­mu­ten, dass die Zehen­spren­gung kon­ti­nu­ier­lich in den Wind­lass-Mecha­nis­mus ein­greift, indem sie die Zehen per­ma­nent in eine dor­sal­f­lek­tier­te Posi­ti­on bringt – auch in den Schritt­pha­sen, in denen sie sich sonst in einer neu­tra­len, hori­zon­ta­len Posi­ti­on befin­den wür­den – und dadurch per­ma­nent das Fuß­ge­wöl­be anhebt. Ohne eine Zehen­spren­gung ver­ur­sacht die Belas­tung des Fuß­ge­wöl­bes einen „umge­kehr­ten Wind­lass-Effekt“, bei dem die Abfla­chung des Längs­ge­wöl­bes den Win­kel in den Grund­ge­len­ken in Rich­tung Plant­ar­fle­xi­on ver­än­dert ³⁶. Eine per­ma­nen­te Anhe­bung der Zehen durch die Zehen­spren­gung könn­te die­se Abfla­chung jedoch ver­hin­dern und das Fuß­ge­wöl­be per­ma­nent ver­stei­fen. Die­ser Ver­stei­fungs­ef­fekt tritt mit einer Zehen­spren­gung bereits in der mitt­le­ren Stand­pha­se auf, wenn der Fuß maxi­mal durch die Kör­per­mas­se belas­tet wird, und nicht erst bei der Vor­fuß­be­las­tung in der Abstoß­pha­se. Gemäß die­ser tra­di­tio­nel­len Betrach­tungs­wei­se des Wind­lass-Mecha­nis­mus könn­te die pas­siv wirk­sa­me Zehen­spren­gung also die Not­wen­dig­keit, die Abfla­chung des Fuß­ge­wöl­bes durch Akti­vie­rung der intrin­si­schen Fuß­mus­ku­la­tur zu ver­hin­dern, über­flüs­sig machen. Eine damit ver­bun­de­ne Aus­wir­kung, die die Zehen­spren­gung auf den Fuß haben könn­te, betrifft den Ener­gie­ver­lust an den MTP-Gelen­ken wäh­rend der Abstoß­pha­se. Es gilt als gesi­chert, dass die Beu­ge­mus­keln der Zehen bei der Dor­sal­ex­ten­si­on der MTP-Gelen­ke einen erheb­li­chen Teil der Arbeit leis­ten. Die intrin­si­schen Beu­ge­mus­keln sind am Ende der Stand­pha­se aktiv und glei­chen die Dor­sal­ex­ten­si­ons­mo­men­te an den MTP-Gelen­ken wäh­rend die­ser Pha­se aus ³⁷. Frü­he­re Stu­di­en kamen zu dem Ergeb­nis, dass die von den Beu­ge­mus­keln der Zehen geleis­te­te Arbeit pro­por­tio­nal zum Aus­maß der MTP-Gelenk­be­we­gung wäh­rend des Absto­ßens ist ³⁸. Durch die pas­si­ve Dor­sal­ex­ten­si­on der Zehen bereits vor dem Absto­ßen könn­te eine Zehen­spren­gung den Gesamt­win­kel, um den sich die Zehen dre­hen, ver­rin­gern, sodass auch die Mus­keln weni­ger aktiv sind. Die­se Aus­wir­kun­gen auf die Bio­me­cha­nik des Fußes wür­den die von den intrin­si­schen Fuß­mus­keln gefor­der­te Gesamt­ar­beit ver­rin­gern, was mög­li­cher­wei­se deren beob­ach­te­te Atro­phie bei Per­so­nen erklärt, die es gewohnt sind, kon­ven­tio­nel­le Schu­he zu tragen.

Obwohl die Zehen­spren­gung die Fuß­bio­me­cha­nik sowohl beim Gehen als auch beim Lau­fen beein­flusst, wird in die­ser Stu­die nur unter­sucht, wie die Zehen­spren­gung die intrin­si­sche Fuß­bio­me­cha­nik beim Gehen beein­flusst, da dies die häu­fi­ge­re Fort­be­we­gungs­art ist. Wäh­rend die Zehen­spren­gung all­ge­mei­ne Aus­wir­kun­gen auf das gesam­te Gang­bild haben kann, wie in Stu­di­en zur Vor­fuß­ge­stal­tung von Pro­the­sen­fü­ßen und zur Stei­fig­keit der Zwi­schen­soh­le von Schu­hen gezeigt wur­de ^{39 40}, kon­zen­trie­ren wir uns hier auf die unmit­tel­ba­re Aus­wir­kung der Zehen­spren­gung auf die intrin­si­sche Fuß­bio­me­cha­nik, um ver­schie­de­ne Hypo­the­sen zur Beein­flus­sung der Fuß­funk­ti­on zu über­prü­fen. Wir kon­zen­trie­ren uns dabei auf das media­le Längs­ge­wöl­be und die MTP-Gelen­ke wäh­rend der mitt­le­ren Stand- und der Abstoß­pha­se und ver­wen­den kine­ma­ti­sche Daten und Kraft­da­ten, um die all­ge­mei­ne Hypo­the­se zu bestä­ti­gen, dass Schu­he mit einer Zehen­spren­gung die Stei­fig­keit des Fuß-Schuh-Kom­ple­xes und die an den MTP-Gelen­ken geleis­te­te Gesamt­ar­beit beein­flus­sen. Des Wei­te­ren prü­fen wir auch zwei spe­zi­fi­sche Hypo­the­sen. Hypo­the­se 1 besagt, dass die Stei­fig­keit des media­len Längs­ge­wöl­bes wäh­rend der mitt­le­ren Stand­pha­se mit grö­ße­rer Zehen­spren­gung zunimmt, da die dor­sal­f­lek­tier­te Stel­lung der Zehen den Wind­lass-Mecha­nis­mus akti­viert. Hypo­the­se 2 besagt, dass wäh­rend der Abstoß­pha­se eine grö­ße­re Zehen­spren­gung den Gesamt­win­kel, um den sich die Zehen bewe­gen, ver­rin­gert und dass somit die Gesamt­ar­beit am MTP-Gelenk abnimmt.

Metho­dik

Teil­neh­men­de

Es wur­den Daten von 13 Teil­neh­men­den (9 Män­ner, 4 Frau­en) im Alter von 19 bis 33 Jah­ren (Mit­tel­wert ± SD: 22 ± 3,1 Jah­re) erho­ben. Das Durch­schnitts­ge­wicht lag bei 74 ± 7,5 kg und die Durch­schnitts­grö­ße bei 182 ± 6 cm. Alle Teil­neh­men­den waren augen­schein­lich gesund und hat­ten kei­ne aktu­el­len Ver­let­zun­gen oder Erkran­kun­gen, die Gang­stö­run­gen ver­ur­sa­chen könn­ten. Von jedem Pro­ban­den wur­de eine schrift­li­che Ein­ver­ständ­nis­er­klä­rung ein­ge­holt. Das Stu­di­en­pro­to­koll wur­de vom Har­vard Com­mit­tee on the Use of Human Sub­jects geneh­migt und in Über­ein­stim­mung mit der Dekla­ra­ti­on von Hel­sin­ki durchgeführt.

Schuh­kon­struk­ti­on

Auf dem Lauf­band lie­fen die Teil­neh­men­den bar­fuß und in vier Paar spe­zi­ell ange­fer­tig­ten San­da­len mit unter­schied­lich star­ker Zehen­spren­gung. Die San­da­len bestan­den aus einer Brand­soh­le, einer Außen­soh­le aus Gum­mi, einer Zwi­schen­soh­le aus Schaum­stoff (Dicke 2 mm) und einer gewölb­ten Glas­fa­ser­plat­te, die über die gesam­te Län­ge der San­da­le ver­lief und sich vom Fuß­bal­len bis zur Spit­ze der San­da­le nach oben wölb­te (Abb. 1b). Die Auf­wärts­wöl­bung unter den Zehen betrug ent­we­der 10°, 20°, 30° oder 40°. Als nied­rigs­tes Pro­fil wur­de die 10°-Wölbung gewählt, um ein Mini­mum an natür­li­chem Abrol­len der Füße wäh­rend der Abstoß­pha­se zu gewähr­leis­ten. Die San­da­len wur­den mit dün­nen run­den Schnür­sen­keln befes­tigt, die mit einer Kor­del­klem­me ver­stellt wer­den konn­ten und kei­ne Ein­schrän­kung bei der Plat­zie­rung von reflek­tie­ren­den Mar­kern ver­ur­sach­ten. Abhän­gig von der Fuß­grö­ße der Teil­neh­men­den wur­den zwei San­da­len­grö­ßen ver­wen­det (24 cm und 28 cm Län­ge). In die­ser Stu­die ent­schie­den wir uns für San­da­len und nicht für Schu­he, weil sie ein­fa­cher zu kon­stru­ie­ren sind und es uns ermög­lich­ten, ein detail­lier­tes Mar­ker­set am Fuß anzubringen.

Die San­da­len wur­den so kon­stru­iert, dass sie die Stei­fig­keit und Form von Zehen­spren­gun­gen nach­ah­men, die in han­dels­üb­li­chen Schu­hen zu fin­den sind ⁴¹. Vor dem Ver­such wur­de die Bie­ge­stei­fig­keit der San­da­le mit einer ein­ach­si­gen Zug- und Druck­prüf­ma­schi­ne (Modell HC 10, Zwick GmbH & Co. KG, Ulm, Deutsch­land) gemes­sen. Der Ver­suchs­auf­bau zur Mes­sung der Bie­ge­stei­fig­keit des Schuhs ist an ande­rer Stel­le aus­führ­lich beschrie­ben wor­den ⁴². Kurz gesagt wur­de der Rück­fuß­teil der San­da­le auf einer fes­ten Platt­form so ein­ge­spannt, dass die Bewe­gungs­ach­se der Maschi­ne mit der ana­to­mi­schen Bie­ge­ach­se des MTP-Gelenks über­ein­stimm­te. Der Abstand zwi­schen der Mit­te der Meta­tar­sa­lach­se und der Kraft­ein­lei­tung betrug 50 mm. Gebo­gen wur­de die San­da­le, indem der Vor­fuß­stem­pel um 40 mm ange­ho­ben und abge­senkt wur­de. Durch die Zuord­nung der Kraft zur Ver­for­mungs­kur­ve konn­ten das Dreh­mo­ment und der Bie­ge­win­kel berech­net wer­den. Die mitt­le­re Bie­ge­stei­fig­keit wur­de auf der Grund­la­ge der Dreh­mo­ment-Win­kel-Kur­ve von 10 Belas­tungs­zy­klen bei 2 Hz berech­net. Die gemes­se­ne mitt­le­re Bie­ge­stei­fig­keit der San­da­le betrug 6,38 ± 1,58 Nm/rad und ist damit ähn­lich hoch wie die Bie­ge­stei­fig­keit moder­ner Schu­he (Adi­das „adi­ze­ro“: 7,00 Nm/rad, Nike „Zoom Streak 6“: 9,4 Nm/rad) ⁴³.

Ver­suchs­ab­lauf

Die Teil­neh­men­den lie­fen auf einem geteil­ten Lauf­band (Ber­tec Cor­po­ra­ti­on, Colum­bus, OH, USA), das unter jedem Lauf­band mit sepa­ra­ten Kraft­mess­plat­ten zur Mes­sung der Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te (GRF) aus­ge­stat­tet war. Dadurch konn­ten die Daten für bei­de Bei­ne sepa­rat für alle Schrit­te erfasst wer­den. Die Rei­hen­fol­ge, in der die ver­schie­de­nen San­da­len getra­gen bzw. bar­fuß gegan­gen wur­de, wur­de ran­do­mi­siert. Vor dem Bar­fuß­lauf­ver­such wur­den die Teil­neh­men­den außer­dem 10 Sekun­den lang im Ste­hen gemes­sen. Das dien­te dazu, eine neu­tra­le Dar­stel­lung des Fußes jedes Teil­neh­men­den zu erhal­ten, sodass wir die wäh­rend des Gehens berech­ne­ten Gelenk­win­kel auf die neu­tra­le Fuß­hal­tung jedes Teil­neh­men­den nor­ma­li­sie­ren konn­ten. Hier­zu wur­den die Gelenk­win­kel im Stand gleich 0 Grad gesetzt. Die Teil­neh­men­den lie­fen in jeder Bedin­gung eini­ge Minu­ten lang, bis sie sich wohl­fühl­ten. Die jewei­li­ge Lauf­ge­schwin­dig­keit wur­de pro­por­tio­nal zur indi­vi­du­el­len Bein­län­ge fest­ge­legt, sodass sich für jeden Teil­neh­men­den ein ange­neh­mes, mode­ra­tes Geh­tem­po ergab ⁴⁴. Kine­ti­sche und kine­ma­ti­sche Daten wur­den gleich­zei­tig über einen Zeit­raum von 30 Sekun­den für jeden Geh­ver­such erfasst (bar­fuß, 10°-, 20°-, 30°- und 40°-Sandale). Zur wei­te­ren Ana­ly­se wur­den zehn Schrit­te exportiert.

Erfas­sung kine­ma­ti­scher und kine­ti­scher Daten

Erfasst wur­den die Bewe­gungs­da­ten bei 200 Hz mit einem opto­elek­tro­ni­schen 3D-Bewe­gungs­er­fas­sungs­sys­tem mit acht Kame­ras („Oqus“, Qua­ly­sis, Göte­borg, Schwe­den). Die Boden­re­ak­ti­ons­kräf­te wur­den syn­chron mit den Bewe­gungs­da­ten bei 2000 Hz mit Hil­fe der Soft­ware „Qua­li­sys Track Manage­ment“ (Qua­li­sys, Göte­borg, Schwe­den) erfasst. Um die drei­di­men­sio­na­len Bewe­gun­gen des Fußes und des Unter­schen­kels zu quan­ti­fi­zie­ren, wur­den ins­ge­samt fünf­zehn reflek­tie­ren­de Mar­ker (12,0 mm Durch­mes­ser) am rech­ten Knie, Knö­chel und Fuß jedes Pro­ban­den ange­bracht. Die Mar­ker wur­den auf den von Lear­di­ni et al. ⁴⁵ defi­nier­ten knö­cher­nen Ori­en­tie­rungs­punk­ten plat­ziert, die das Bein und den Fuß als fünf sepa­ra­te Seg­men­te defi­nie­ren: Zehen, Meta­tar­sa­len, vor­de­rer (Cun­ei­for­mia, Cubo­id, Navicu­la­re) und hin­te­rer (Cal­ca­neus) Anteil der Fuß­wur­zel und Unterschenkel.

Daten­ana­ly­se

Die Bahn­kur­ven der Mar­ker und die Boden­re­ak­ti­ons­kraft-Daten wur­den zur Nach­be­ar­bei­tung und Ana­ly­se in „Visual3D“ (C‑motion Inc., Ger­man­town, MD, USA) expor­tiert. Ein rekur­si­ver But­ter­worth-Tief­pass­fil­ter vier­ter Ord­nung (Grenz­fre­quenz 10 Hz) wur­de zur Ver­ar­bei­tung der kine­ma­ti­schen und Boden­re­ak­ti­ons­kraft-Daten ver­wen­det. Für bei­de wur­de die­sel­be Grenz­fre­quenz ver­wen­det, um Arte­fak­te bei Berech­nun­gen der inver­sen Dyna­mik zu ver­mei­den, die bei der Ver­wen­dung unter­schied­li­cher Fil­ter­grenz­fre­quen­zen auf­tre­ten ⁴⁶. Die Kon­takt­zeit (vom Fer­sen­kon­takt bis zum Abhe­ben der Zehen) wur­de mit einer ver­ti­ka­len Boden­re­ak­ti­ons­kraft-Schwel­le von 50 N berech­net. Alle Daten­kur­ven wur­den für die Dar­stel­lung und visu­el­le Kon­trol­le auf die Dau­er der Stand­pha­se normiert.

Gelenk­ki­ne­ma­tik

Die geo­me­tri­schen Defi­ni­tio­nen des media­len Längs­ge­wöl­bes (Medi­al Lon­gi­tu­di­nal Arch, MLA) und des MTP-Gelenk­win­kels basier­ten auf Haut­mar­kie­run­gen am Cal­ca­neus (Cal), am Sus­ten­ta­cu­lum tali (ST), an der Basis des ers­ten Mit­tel­fuß­kno­chens (First Meta­tar­sal Base, FMB), am Kopf des ers­ten Mit­tel­fuß­kno­chens (First Meta­tar­sal Head, FMH) und am dista­len Ende der ers­ten pro­xi­ma­len Pha­lanx (PM) ^{47 48}. Die MLA- und MTP-Gelenk­ma­ße wur­den als Win­kel zwi­schen den Pro­jek­tio­nen zwei­er Vek­to­ren auf die Sagit­tal­ebe­ne des gesam­ten Fußes bzw. des Vor­fuß­seg­ments berech­net, gemäß der Defi­ni­ti­on in Lear­di­ni et al. ⁴⁹. Für den MLA-Win­kel wird der Vek­tor auf dem pro­xi­ma­len Seg­ment durch die Mar­ker Cal_proj und ST begrenzt, wobei Cal_proj die Pro­jek­ti­on von Cal auf die x‑y-Ebe­ne des Fußes ist. Der Vek­tor auf dem dista­len Seg­ment wird durch die Mar­ker ST und FMH begrenzt ⁵⁰. Für das MTP-Gelenk wird der Vek­tor auf dem pro­xi­ma­len Seg­ment durch die Mar­ker FMB und FMH begrenzt, und der Vek­tor auf dem dista­len Seg­ment wird durch die Mar­ker FMH und PM begrenzt. Um die Aus­wir­kung der Zehen­spren­gung auf die Kine­ma­tik des Fuß­ge­wöl­bes zu bewer­ten, wur­den die MLA- und MTP-Gelenk­win­kel bei 50 % der Stand­pha­se ana­ly­siert, obwohl die auf das Fuß­ge­wöl­be wir­ken­den Spit­zen­kräf­te erst spä­ter in der Stand­pha­se beim Gehen auf­tre­ten. Auf die­se Wei­se konn­ten wir die Wir­kung der Zehen­spren­gung auf die MLA-Ver­for­mung iso­lie­ren, da dies vor dem Beginn der nor­ma­len MTP-Dor­sal­ex­ten­si­on durch die Fer­sen­an­he­bung beim Gehen geschieht. Um die Wir­kung der Zehen­spren­gung auf die Kine­ma­tik des MTP-Gelenks wäh­rend der Abstoß­pha­se zu bewer­ten, wur­den der maxi­ma­le Dor­sal­ex­ten­si­ons­win­kel des MTP-Gelenks und der ent­spre­chen­de MLA-Win­kel sowie die maxi­ma­le Win­kel­ge­schwin­dig­keit des MTP-Gelenks quan­ti­fi­ziert. Dar­über hin­aus wur­de der Gesamt­be­reich des Dor­sal­ex­ten­si­ons­win­kels des MTP-Gelenks als der Bereich defi­niert, in dem sich die Zehen von dem Zeit­punkt aus, in dem der Kraft­an­griffs­punkt (COP) mit dem MTP-Gelenk über­ein­stimmt, bis zum maxi­ma­len Dor­sal­ex­ten­si­ons­win­kel bewegen.

Gelenk­ki­ne­tik

Die Qua­si-Stei­fig­keit des Cho­part-Gelenks in der mitt­le­ren Stand­pha­se (defi­niert als die Stei­gung des Ver­hält­nis­ses zwi­schen Moment und Win­kel des Gelenks) wur­de anhand der MLA-Gelenk­win­kel und des ent­spre­chen­den Gelenk­mo­ments berech­net ⁵¹. Die Qua­si-Stei­fig­keit wur­de nur berech­net, wenn sich der Kraft­an­griffs­punkt vor dem Zen­trum des Cho­part-Gelenks befand (defi­niert durch den Mar­ker auf dem Sus­ten­ta­cu­lum tali), bis die Fer­se vom Boden abhob. Das MTP-Gelenk­mo­ment und die Leis­tung wur­den solan­ge als Null defi­niert, bis sich der resul­tie­ren­de Belas­tungs­vek­tor ante­rior zum MTP-Gelenk­zen­trum beweg­te ^{52 53}. Die Leis­tung wur­de mit­tels der fol­gen­den Glei­chung berech­net: P = M × ω. Dabei ist M das Moment und ω die Win­kel­ge­schwin­dig­keit am MTP-Gelenk, abge­lei­tet aus den kine­ma­ti­schen Daten (Abb. 3b). Danach wur­den die nega­ti­ve und die posi­ti­ve Arbeit quan­ti­fi­ziert, indem das Inte­gral der Leis­tung über die Zeit des Absto­ßes gebil­det wur­de (d. h. von dem Zeit­punkt an, an dem der resul­tie­ren­de Boden­re­ak­ti­ons­kraft­vek­tor vor dem MTP-Gelenk­zen­trum ent­springt, bis zu dem Zeit­punkt, in dem sich die Zehen vom Boden abhe­ben). Die Weg­stre­cke des Kraft­an­griffs­punk­tes, nach­dem er sich vor das Zehen­grund­ge­lenk bewegt hat­te, wur­de eben­falls quan­ti­fi­ziert. Alle Berech­nun­gen wur­den mit „Visual3D“ und benut­zer­de­fi­nier­ten MATLAB- (The MathWorks, Natick, MA, USA) und R‑Skripten (R Core Team 2019, Wien, Öster­reich) durchgeführt.

Sta­tis­ti­sche Auswertung

Für alle Varia­blen wur­den Mit­tel­wer­te und Stan­dard­ab­wei­chun­gen (Mit­tel­wert ± SD) berech­net und ein Sha­pi­ro-Wilk-Test auf Nor­ma­li­tät durch­ge­führt. Ein wei­te­rer Ver­gleich der kine­ma­ti­schen und kine­ti­schen Mes­sun­gen zwi­schen den Bar­fuß- und den vier San­da­len-Bedin­gun­gen wur­de mit einer ein­fa­chen ANOVA mit wie­der­hol­ten Mes­sun­gen für nor­mal­ver­teil­te Ergeb­nis­pa­ra­me­ter oder einem Fried­man-Test für die nicht nor­mal­ver­teil­ten Mes­sun­gen durch­ge­führt. Wenn ein signi­fi­kan­ter Haupt­ef­fekt zwi­schen den Zustän­den fest­ge­stellt wur­de, wur­de eine Bon­fer­ro­ni-kor­ri­gier­te Post-hoc-Ana­ly­se durch­ge­führt. Für die nicht nor­mal­ver­teil­ten Mess­wer­te wur­de ein Wil­coxon-Vor­zei­chen-Rang-Test durch­ge­führt. Unter Ver­wen­dung von „IBM SPSS Sta­tis­tics“, Ver­si­on 25 (IBM, Armonk, New York, USA) wur­de für alle Tests eine Signi­fi­kanz von α = 0,05 festgelegt.

Ergeb­nis­se

Mit grö­ße­rer Zehen­spren­gung wur­den die Zehen in der mitt­le­ren Stand­pha­se in leicht, aber signi­fi­kant zuneh­men­den Dor­sal­ex­ten­si­ons­gra­den (p < 0,05; ANOVA mit wie­der­hol­ten Mes­sun­gen) gehal­ten. Die Bon­fer­ro­ni-kor­ri­gier­te Post-hoc-Ana­ly­se ergab signi­fi­kan­te Unter­schie­de in der Dor­sal­ex­ten­si­on des MTP-Gelenks zwi­schen den ver­schie­de­nen Zehen­spren­gungs­be­din­gun­gen (Tab. 1). Der Abso­lut­wert der Dor­sal­ex­ten­si­on in den Grund­ge­len­ken war jedoch rela­tiv gering und erreich­te ein Maxi­mum von 6,28° (± 2,35°) bei der 40°-Sandale (Abb. 3).  Varia­tio­nen der Zehen­spren­gung hat­ten kei­nen signi­fi­kan­ten Ein­fluss auf die Qua­si-Stei­fig­keit des Cho­part-Gelen­kes (p > 0,05; Fried­man-ANO­VA). Beim Absto­ßen wur­de ein bemer­kens­wer­ter Unter­schied von 10,55° für den maxi­ma­len MTP-Gelenk­win­kel zwi­schen der Bar­fuß- und der 10°-Sandalenbedingung fest­ge­stellt. Ent­ge­gen den Erwar­tun­gen wur­den für den maxi­ma­len MTP-Gelenk­win­kel kei­ne Unter­schie­de zwi­schen allen San­da­len­be­din­gun­gen gefun­den (p > 0,05; ANOVA mit wie­der­hol­ten Mes­sun­gen) (Abb. 3, Tab. 1). Der Gesamt­be­reich des Dor­sal­ex­ten­si­ons­win­kels im MTP-Gelenk änder­te sich jedoch zwi­schen dem Bar­fuß­lau­fen und allen San­da­len­be­din­gun­gen. Zwi­schen bar­fuß und 10°-Sandalenbedingung ver­rin­ger­te sich der gesam­te MTP-Bewe­gungs­um­fang signi­fi­kant um 29,42 % (p < 0,05; Fried­man-ANO­VA). Mit zuneh­men­der Zehen­spren­gung ver­rin­ger­te sich der gesam­te MTP-Bewe­gungs­um­fang um bis zu 15,92 % zwi­schen den 10°- (19,72° ± 7,71°) und den 40°-Sandalen (16,58° ± 8,68°) (p < 0,05; Fried­man-ANO­VA). Die Ver­än­de­rung des gesam­ten MTP-Bewe­gungs­um­fangs stimmt gut mit dem Dor­sal­ex­ten­si­ons­win­kel des MTP-Gelenks zu dem Zeit­punkt über­ein, in dem der Kraft­an­griffs­punkt das MTP-Gelenk­zen­trum pas­siert. Der MTP-Gelenk­win­kel zu die­sem Zeit­punkt nahm mit zuneh­men­der Zehen­spren­gung zu, von 11,88° ± 8,17° bei der 10°-Sandale auf 15,82° ± 8,93° bei der 40°-Sandale (p < 0,05; Fried­man-ANO­VA). Zusam­men mit den Ver­än­de­run­gen im Gesamt­be­reich des MTP-Gelenk-Dor­sal­ex­ten­si­ons­win­kels wur­den signi­fi­kan­te Unter­schie­de zu dem Zeit­punkt fest­ge­stellt, in dem der Kraft­mit­tel­punkt das MTP-Gelenk­zen­trum wäh­rend der Stand­pha­se pas­sier­te (p < 0,05; Fried­man-ANO­VA). Bei der 10°-Sandale (79,77 ± 6,19 % Stand­pha­se) pas­sier­te der Kraft­an­griffs­punkt das MTP-Gelenk­zen­trum signi­fi­kant frü­her als beim Bar­fuß­lau­fen (82,31 ± 7,11 % Stand­pha­se) und bei der 40°-Sandale (82,76 ± 7,22 % Stand­pha­se). Wäh­rend die maxi­ma­le Win­kel­ge­schwin­dig­keit der MTP-Gelen­ke in der Bar­fuß­be­din­gung signi­fi­kant höher war, gab es kei­ne Unter­schie­de in der maxi­ma­len Win­kel­ge­schwin­dig­keit zwi­schen den San­da­len­be­din­gun­gen (p > 0,05; Fried­man-ANO­VA) (Abb. 4a, Tab. 1).

Die inter­es­san­tes­te Erkennt­nis aus den Daten der Abstoß­pha­se ist, dass das maxi­ma­le Moment bei den 10°-Sandalen im Ver­gleich zur Bar­fuß­be­din­gung anstieg, aber mit zuneh­men­der Zehen­spren­gung all­mäh­lich um bis zu 31,63 % zwi­schen den 10°- und 40°-Sandalen wie­der abnahm (Abb. 4b, Tab. 1). Die­ses Ver­hal­ten des maxi­ma­len Moments hängt wahr­schein­lich mit der Tat­sa­che zusam­men, dass die Weg­stre­cke des Kraft­an­griffs­punk­tes distal des MTP-Gelenks zwi­schen bar­fuß und 10°-Sandale zunahm, aber mit zuneh­men­der Zehen­spren­gung signi­fi­kant um bis zu 22,26 % zwi­schen den 10°- (39,26 ± 18,31 mm) und den 40°-Sandalen (30,55 ± 11,16 mm) wie­der abnahm (p < 0,05; Fried­man-ANO­VA) (Tab. 1).

Die nega­ti­ve MTP-Gelenk­ar­beit war am größ­ten beim Bar­fuß­lau­fen und bei der 10°-Sandale (− 2,81 ± 2,08 bzw. − 2,76 ± 2,12 J) und am gerings­ten bei der 40°-Sandale (− 1,81 ± 1,65 J). Ein Ver­gleich zwi­schen den San­da­len zeig­te für die 20°-, 30°- und 40°-Sandalen eine all­mäh­li­che Abnah­me um 2,5 %, 15,3 %, 24,2 % bzw. 35,6 % im Ver­hält­nis zur 10°-Sandale (p < 0,05; Fried­man-ANO­VA) (Tab. 1). Eine Bon­fer­ro­ni-kor­ri­gier­te Post-hoc-Ana­ly­se ergab einen signi­fi­kan­ten Unter­schied zwi­schen den 10°- und den 40°-Sandalen. Die posi­ti­ve MTP-Gelenk­ar­beit war signi­fi­kant unter­schied­lich zwi­schen bar­fuß und 10°- sowie 20°-Sandalen (p < 0,05; Fried­man-ANO­VA). Zwi­schen den San­da­len­be­din­gun­gen wur­de kein signi­fi­kan­ter Unter­schied fest­ge­stellt, aber die Daten zei­gen eine all­mäh­li­che, leich­te Abnah­me von der 10°-Sandale (0,28 ± 0,33 J) zur 40°-Sandale (0,11 ± 0,09 J) (Tab. 1).

Dis­kus­si­on

Ziel der vor­lie­gen­den Stu­die war es, die Aus­wir­kun­gen von Zehen­spren­gun­gen in Schu­hen auf die Bio­me­cha­nik des Fußes beim Gehen theo­re­tisch zu erar­bei­ten und anschlie­ßend in der Pra­xis zu über­prü­fen. Wir stell­ten die Hypo­the­se auf, dass die Zehen­spren­gung durch die Akti­vie­rung des Wind­lass-Mecha­nis­mus die Stei­fig­keit des media­len Längs­ge­wöl­bes wäh­rend der mitt­le­ren Stand­pha­se erhö­hen wür­de. Des Wei­te­ren stell­ten wir die Hypo­the­se auf, dass die Nega­tiv-Arbeit an den MTP-Gelen­ken wäh­rend der Abstoß­pha­se abneh­men wür­de, da die Zehen­spren­gung den Gesamt­win­kel, um den sich die Zehen dre­hen, ver­rin­gern wür­de. Wäh­rend wir kei­ne Ver­än­de­rung der Gewöl­be­stei­fig­keit durch die Zehen­spren­gung fest­stel­len konn­ten, deu­ten unse­re Ergeb­nis­se dar­auf hin, dass die Zehen­spren­gung die Nega­tiv-Arbeit an den MTP-Gelen­ken wäh­rend des Absto­ßens ver­rin­gert. Wie erwar­tet ver­rin­ger­te eine grö­ße­re Zehen­spren­gung den Gesamt­be­reich der MTP-Gelenk­be­we­gung. Damit ver­bun­den stell­ten wir fest, dass stär­ke­re Zehen­spren­gun­gen den Zeit­punkt ver­zö­ger­ten, zu dem der Kraft­an­griffs­punkt das Zen­trum des MTP-Gelenks pas­sier­te, und die vom Kraft­an­griffs­punkt zurück­ge­leg­te Weg­stre­cke ante­rior vom MTP-Gelenk ver­rin­ger­ten. Infol­ge die­ser kine­ma­ti­schen Ver­än­de­run­gen nah­men das ent­spre­chen­de Gelenk­mo­ment und die dar­aus resul­tie­ren­de Nega­tiv-Arbeit ab. Ein Ver­gleich der Ergeb­nis­se der ver­schie­de­nen Zehen­spren­gun­gen mit denen des Bar­fuß­lau­fens ergab, dass die Zehen­spren­gung offen­bar die nega­ti­ven Aus­wir­kun­gen stei­fer Schu­he auf die erfor­der­li­che Arbeit an den MTP-Gelen­ken kompensiert.

Der Wind­lass-Mecha­nis­mus pro­gnos­ti­ziert, dass die Dor­sal­ex­ten­si­on der Zehen die Span­nung in der Plant­ar­a­po­n­eu­ro­se erhöht, wodurch das Längs­ge­wöl­be als Gan­zes ver­steift wird ⁵⁴. Die leich­te Ver­grö­ße­rung der Dor­sal­ex­ten­si­ons­win­kel der MTP-Gelen­ke, die in die­ser Stu­die durch die Zehen­spren­gung ver­ur­sacht wur­den, hat­ten jedoch kei­nen Ein­fluss auf die gemes­se­ne Gewöl­be­stei­fig­keit. Die­ses Ergeb­nis deckt sich mit den Erkennt­nis­sen von Wel­te et al.  ⁵⁵, wel­che die Fuß­ge­wöl­be sit­zen­der Pro­ban­den unter sta­ti­scher Belas­tung bei unter­schied­li­chen Dor­sal­ex­ten­si­ons­win­keln der Zehen zusam­men­drück­ten und fest­stell­ten, dass die Stei­fig­keit des Fuß­ge­wöl­bes nicht durch das Akti­vie­ren des Wind­lass-Mecha­nis­mus erhöht wur­de. Eine mög­li­che Erklä­rung könn­te die Fle­xi­bi­li­tät der Plant­ar­a­po­n­eu­ro­se sein, die sich bei Belas­tung des Bogens dehnt ^{56 57 58}. Unse­re Ergeb­nis­se kön­nen daher als wei­te­rer Beweis dafür gewer­tet wer­den, dass der Wind­lass-Mecha­nis­mus nicht wesent­lich zur Ver­stei­fung des Längs­ge­wöl­bes in der mitt­le­ren Stand­pha­se bei­trägt. Eine wei­te­re mög­li­che Erklä­rung für den in unse­rer Stu­die feh­len­den Effekt der Zehen­spren­gung auf die Stei­fig­keit des Längs­ge­wöl­bes in der mitt­le­ren Stand­pha­se könn­ten die rela­tiv klei­nen Dor­sal­ex­ten­si­ons­win­kel des MTP-Gelenks sein, die unter den Bedin­gun­gen der Zehen­spren­gung erreicht wur­den. Obwohl wir San­da­len mit Zehen­spren­gun­gen von bis zu 40° und einer Bie­ge­stei­fig­keit ähn­lich wie bei her­kömm­li­chen Schu­hen kon­stru­ier­ten, betrug der maxi­ma­le Dor­sal­ex­ten­si­ons­win­kel des MTP-Gelenks, der durch die Zehen­spren­gung ver­ur­sacht wur­de, weni­ger als 10°. Auch wenn wir nicht wis­sen, war­um die­se Win­kel so gering waren, kann es sein, dass sich der Wind­lass-Mecha­nis­mus wäh­rend der mitt­le­ren Stand­pha­se, wenn das Gewöl­be durch die Kraft von oben zusam­men­ge­drückt wird und sich die Plant­ar­a­po­n­eu­ro­se anspannt, ent­ge­gen der bis­lang beschrie­be­nen Rich­tung abwi­ckelt. Die­ses Abwi­ckeln des Wind­lass-Mecha­nis­mus, das als „umge­kehr­ter Wind­lass“ ^{59 60} bezeich­net wird, könn­te die Zehen am MTP-Gelenk plant­ar­flek­tie­ren und damit der Wöl­bung der Zehen­spren­gung ent­ge­gen­wir­ken. Die­ser Mecha­nis­mus muss jedoch wei­ter geprüft werden.

Im Gegen­satz zu dem, was wir in der mitt­le­ren Stand­pha­se gefun­den haben, deu­ten unse­re Ergeb­nis­se wäh­rend der Abstoß­pha­se dar­auf hin, dass die Zehen­spren­gung die Dyna­mik der MTP-Gelen­ke durch den signi­fi­kan­ten Rück­gang der Nega­tiv-Arbeit bei zuneh­men­der Zehen­spren­gung beein­flusst. Para­do­xer­wei­se war die Nega­tiv-Arbeit beim Bar­fuß­lau­fen und mit 10°-Sandalen am höchs­ten. Es gab jedoch unter­schied­li­che Grün­de, war­um die­se Wer­te unter die­sen Bedin­gun­gen am höchs­ten waren. Beim Bar­fuß­lau­fen erreich­ten die Teil­neh­men­den hohe maxi­ma­le MTP-Dor­sal­ex­ten­si­ons­win­kel, was eine hohe Win­kel­ge­schwin­dig­keit und damit eine hohe Nega­tiv-Arbeit erfor­der­te. Im Gegen­satz dazu wies die 10°-Sandale einen gerin­ge­ren MTP-Dor­sal­ex­ten­si­ons­win­kel auf, führ­te aber dazu, dass sich der Kraft­an­griffs­punkt beim Abhe­ben der Zehen wei­ter nach distal beweg­te, was das ein­wir­ken­de Moment und damit die Nega­tiv-Arbeit effek­tiv erhöh­te. Die dista­le Ver­schie­bung des Kraft­an­griffs­punk­tes in den San­da­len ist wahr­schein­lich eine Fol­ge des Absto­ßens gegen eine rela­tiv stei­fe Platt­form in der Soh­le, was sich auch in einer frü­he­ren Ver­la­ge­rung des Kraft­an­griffs­punk­tes rela­tiv zum MTP-Gelenk­zen­trum wider­spie­gelt. Die­se Ergeb­nis­se stim­men weit­ge­hend mit ande­ren Stu­di­en über­ein, die Unter­schie­de in der MTP-Gelenk­dy­na­mik mit der Schuh­stei­fig­keit in Ver­bin­dung brin­gen ^{61 62 63 64}. Wäh­rend es kei­ne Unter­schie­de in den maxi­ma­len MTP-Dor­sal­ex­ten­si­ons­win­keln zwi­schen San­da­len mit ver­schie­de­nen Zehen­spren­gun­gen gab, gab es signi­fi­kan­te Unter­schie­de in dem Zeit­punkt, zu dem der Kraft­an­griffs­punkt das MTP-Gelenk­zen­trum pas­sier­te. Mit zuneh­men­den Zehen­spren­gun­gen pas­sier­te der Kraft­an­griffs­punkt das MTP-Gelenk­zen­trum zu einem spä­te­ren Zeit­punkt in der Stand­pha­se. Die­se Ver­zö­ge­rung des Timings könn­te den redu­zier­ten Bewe­gungs­um­fang des MTP-Gelenks und das Aus­maß der dista­len Bewe­gung des Kraft­an­griffs­punkts erklä­ren. Zusam­men mit die­sen Ergeb­nis­sen zei­gen unse­re Resul­ta­te einen signi­fi­kan­ten Rück­gang der Nega­tiv-Arbeit, der mit der Ver­rin­ge­rung des MTP-Bewe­gungs­um­fangs und der Weg­stre­cke des Kraft­an­griffs­punkts auf­grund zuneh­men­der Zehen­spren­gun­gen ein­her­geht. Dar­über hin­aus deu­ten die Daten auf einen all­mäh­li­chen Rück­gang der maxi­ma­len Win­kel­ge­schwin­dig­keit mit zuneh­men­der Zehen­spren­gung hin, doch ist die­ser Unter­schied zwi­schen den Zustän­den nicht signi­fi­kant. Die Zehen­spren­gung scheint also den nega­ti­ven Aus­wir­kun­gen stei­fer Schu­he auf den Arbeits­auf­wand der MTP ent­ge­gen­zu­wir­ken. Wäh­rend stei­fe Schu­he die MTP-Gelen­ke ver­stei­fen, könn­te die Zehen­spren­gung die Aus­wir­kun­gen der erhöh­ten Weg­stre­cke des Kraft­an­griffs­punkts distal der MTP-Gelen­ke kom­pen­sie­ren und den Gesamt­be­reich der MTP-Gelen­ke und mög­li­cher­wei­se die maxi­ma­le Win­kel­ge­schwin­dig­keit wei­ter redu­zie­ren, wodurch die Nega­tiv-Arbeit redu­ziert wird.

Der Rück­gang der Nega­tiv-Arbeit an den MTP-Gelen­ken deu­tet dar­auf hin, dass die intrin­si­schen Fuß­mus­keln weni­ger exzen­tri­sche Mus­kel­ar­beit leis­ten müs­sen, um die Dor­sal­ex­ten­si­on der MTP-Gelen­ke wäh­rend der Abstoß­pha­se zu kon­trol­lie­ren ⁶⁵. Far­ris et al. ^{66 67} stell­ten fest, dass die intrin­si­sche Fuß­mus­ku­la­tur eine wich­ti­ge Rol­le bei der Ver­stei­fung der MTP-Gelen­ke spielt, wenn die­se am Ende eines Schrit­tes beim Gehen und Lau­fen dor­sal­f­lek­tiert wer­den. Indem sie die Momen­te an den MTP-Gelen­ken redu­ziert, ent­las­tet die Zehen­spren­gung wahr­schein­lich die intrin­si­sche Fuß­mus­ku­la­tur von einem Teil der Arbeit, die zur Kon­trol­le die­ser Gelen­ke erfor­der­lich ist. Wie bereits dar­ge­stellt sind die Unter­schie­de in der Gelenk­ar­beit zwi­schen den in der Stu­die gemes­se­nen Bedin­gun­gen rela­tiv klein. Eben­falls klein sind die intrin­si­schen Fuß­mus­keln selbst, was bedeu­tet, dass ein höhe­rer Anteil der ver­füg­ba­ren Fas­zi­kel (Faser­bün­del) kon­tra­hiert wer­den muss, um eine bestimm­te Ener­gie­men­ge zu erzeu­gen, als bei grö­ße­ren Mus­keln. Fer­ner sum­mie­ren sich wahr­schein­lich im Lau­fe der Zeit die­se klei­nen Unter­schie­de in der Mus­kel­ar­beit zu erheb­li­chen Unter­schie­den, wenn man bedenkt, dass der durch­schnitt­li­che Mensch in den Indus­trie­län­dern 4.000 bis 6.000 Schrit­te pro Tag macht ⁶⁸. So könn­te das gewohn­heits­mä­ßi­ge Tra­gen von Schu­hen mit Zehen­spren­gung die Fähig­keit der intrin­si­schen Fuß­mus­keln zur Kraft­er­zeu­gung hem­men oder ent­kon­di­tio­nie­ren. Auch wenn die direk­ten Fol­gen einer schwa­chen Fuß­mus­ku­la­tur nicht voll­stän­dig bekannt sind, ist es wahr­schein­lich, dass sie die Anfäl­lig­keit für Platt­fü­ße und damit ver­bun­de­ne Pro­ble­me wie die Plant­ar­fas­zii­tis erhö­hen könn­te ^{69 70}. Die­ser schmerz­haf­te Reiz­zu­stand der Plant­ar­fas­zie, des­sen Ursa­che eine wie­der­hol­te über­mä­ßi­ge Belas­tung des Fuß­längs­ge­wöl­bes ist ⁷¹, ist das am häu­figs­ten behan­del­te Fuß­pro­blem bei Men­schen, die gewöhn­lich beschuht unter­wegs sind ⁷². Far­ris et al. ⁷³ wei­sen dar­auf hin, dass die Kon­trak­ti­on der intrin­si­schen Fuß­mus­keln die Über­las­tung der Plant­ar­a­po­n­eu­ro­se bei hohen Belas­tun­gen ver­hin­dert. Eine Schwä­chung der intrin­si­schen Fuß­mus­keln durch die Zehen­spren­gung könn­te somit eine Plant­ar­fas­zii­tis begünstigen.

Zu berück­sich­ti­gen ist, dass die­ser mög­li­che Zusam­men­hang zwi­schen Zehen­spren­gung und Plant­ar­fas­zii­tis noch wei­ter unter­sucht wer­den muss. Lei­der wur­den in die Stu­die nur gewohn­heits­mä­ßi­ge Schuh­trä­ger ein­be­zo­gen, deren Füße mög­li­cher­wei­se bereits an Schu­he mit Zehen­spren­gung gewöhnt waren. Wei­te­re Stu­di­en sind erfor­der­lich, um die Aus­wir­kun­gen einer Zehen­spren­gung auf Per­so­nen zu unter­su­chen, die gewöhn­lich bar­fuß lau­fen. Zusätz­li­che Ein­schrän­kun­gen, die wei­ter getes­tet wer­den müs­sen, sind die Geh­ge­schwin­dig­keit und die Gang­art. Wäh­rend in die­ser Stu­die nur eine ein­zi­ge Geh­ge­schwin­dig­keit getes­tet und die Lauf­be­we­gung nicht berück­sich­tigt wur­de, soll­ten in künf­ti­gen Unter­su­chun­gen auch höhe­re Geschwin­dig­kei­ten getes­tet wer­den, die höhe­re Anfor­de­run­gen an die Sta­bi­li­tät des Fuß­ge­wöl­bes und an die Mus­kel­ak­ti­vi­tät haben. In die­ser Stu­die wur­de auch die intrin­si­sche Fuß­mus­kel­ak­ti­vi­tät nicht gemes­sen; daher bleibt unge­wiss, ob sich die Ver­än­de­run­gen der MTP-Gelenk­ar­beit in Ver­än­de­run­gen der Mus­kel­ak­ti­vi­tät wider­spie­geln. Es kann sein, dass sich die intrin­si­sche Fuß­mus­ku­la­tur iso­me­trisch anspannt, wenn die Zehen beim Gehen dor­sal­f­lek­tiert wer­den, und dass die Ver­än­de­run­gen in der Kraft an den MTP-Gelen­ken zwi­schen den ver­schie­de­nen Zehen­spren­gun­gen Unter­schie­de in der elas­ti­schen Ener­gie­spei­che­rung und ‑abga­be wider­spie­geln und nicht Ver­än­de­run­gen in der intrin­si­schen Fuß­mus­kel­ar­beit selbst. Jüngs­te sta­ti­sche Belas­tungs­expe­ri­men­te von Kel­ly et al. ⁷⁴ deu­ten dar­auf hin, dass die intrin­si­schen Fuß­mus­kel­fas­zi­kel bei hohen Belas­tun­gen tat­säch­lich kon­zen­trisch kon­tra­hie­ren, aber es sind wei­te­re Unter­su­chun­gen erfor­der­lich, um fest­zu­stel­len, ob dies auch beim Gehen und Lau­fen zutrifft. Bei der Inter­pre­ta­ti­on der Kine­tik des MTP-Gelenks ist zusätz­li­che Vor­sicht gebo­ten. Das MTP-Moment, die Kraft und die Arbeit wur­den ab dem Zeit­punkt berech­net, an dem der Kraft­an­griffs­punkt das MTP-Gelenk pas­sier­te. Die­ser Ansatz wur­de bereits in frü­he­ren Stu­di­en ver­wen­det (Roli­an et al., 2009; Far­ris et al., 2019), könn­te jedoch die Moment- und Leis­tungs­be­rech­nun­gen an den Zehen­ge­len­ken im Ver­gleich zu kom­ple­xe­ren Metho­den, die unab­hän­gi­ge Kraft­mes­sun­gen von meh­re­ren Kraft­mess­plat­ten erfor­dern, leicht über­schät­zen ⁷⁵. Den­noch gehen wir davon aus, dass die­ser Effekt unter allen in die­ser Stu­die ver­wen­de­ten Zustän­den gleich ist und daher unse­re all­ge­mei­nen Schluss­fol­ge­run­gen nicht beein­träch­ti­gen sollte.

Unge­ach­tet die­ser Ein­schrän­kun­gen kom­men wir zu dem Schluss, dass die Zehen­spren­gung wich­ti­ge, bis­her uner­kann­te bio­me­cha­ni­sche Aus­wir­kun­gen auf die Fuß­funk­ti­on hat, die Beach­tung ver­die­nen, ins­be­son­de­re da die Zehen­spren­gung in moder­nen Sport­schu­hen zuneh­mend über­trie­ben wird ⁷⁶. Wie hier gezeigt wur­de, kann eine Zehen­spren­gung die natür­li­che Bio­me­cha­nik des Fußes beim Gehen ver­än­dern, indem sie vor allem die Gesamt­ar­beit am MTP-Gelenk ver­än­dert und damit poten­zi­ell die von den intrin­si­schen Fuß­mus­keln gefor­der­te Arbeit ver­rin­gert. Folg­lich kann eine Zehen­spren­gung zwar den Kom­fort erhö­hen, indem sie die erfor­der­li­che Arbeit der Fuß­mus­ku­la­tur ver­rin­gert, aber gleich­zei­tig auch die Anfäl­lig­keit für Plant­ar­fas­zii­tis und ande­re fuß­be­zo­ge­ne Pro­ble­me ver­grö­ßern. Es muss jedoch noch viel mehr geforscht wer­den, um die Aus­wir­kun­gen der Zehen­spren­gung auf die Fuß­funk­ti­on und das gesam­te Gang­bild bes­ser zu ver­ste­hen. Künf­ti­ge Stu­di­en könn­ten die Aus­wir­kun­gen der Zehen­spren­gung in Kom­bi­na­ti­on mit ande­ren Schuh­merk­ma­len, ein­schließ­lich Ein­la­gen, Schuh­stei­fig­keit und Dämp­fung, unter­su­chen. Künf­ti­ge For­schungs­ar­bei­ten soll­ten auch unter­su­chen, wie sich die Zehen­spren­gung auf all­ge­mei­ne­re Aspek­te des Gangs aus­wir­ken könn­te, z. B. auf die Mecha­nik des Schwer­punkts, die nach­weis­lich von der Stei­fig­keit des MTP-Gelenks und der Krüm­mung der Schuh­soh­le beein­flusst wird ^{77 78}. Stu­di­en könn­ten auch wei­te­re Geh­ge­schwin­dig­kei­ten und Lauf­be­we­gun­gen unter­su­chen, um ein umfas­sen­de­res Ver­ständ­nis der Aus­wir­kun­gen der Zehen­spren­gung auf den Gang zu erlan­gen, was zur Ver­bes­se­rung der Kon­struk­ti­on und der Ver­wen­dung von Schu­hen bei­tra­gen könn­te. Schließ­lich soll­ten künf­ti­ge For­schun­gen Tech­ni­ken wie Elek­tro­m­yo­gra­phie ein­be­zie­hen, um zu unter­su­chen, wie die hier beob­ach­te­ten mecha­ni­schen Effek­te der Zehen­spren­gung mit der tat­säch­li­chen neu­ro­mus­ku­lä­ren Leis­tung und Kon­trol­le wäh­rend des Gehens zusammenhängen.

Hin­weis

Der hier abge­druck­te Fach­ar­ti­kel ist eine Über­set­zung der fol­gen­den Ori­gi­nal­ar­beit: Sicht­ing F, Holow­ka NB, Han­sen OB, Lie­ber­man DE. Effect of the upward cur­vat­u­re of toe springs on wal­king bio­me­cha­nics in humans. Sci Rep, 2020; (10): 14643. https://doi.org/10.1038/s41598-020–71247‑9.

Für die Autoren:
Dr. Fred­dy Sichting
Tech­ni­sche Uni­ver­si­tät Chemnitz
Pro­fes­sur Bewegungswissenschaft
Rei­chen­hai­ner Str. 31/33
09126 Chem­nitz
freddy.sichting@hsw.tu-chemnitz.de

Begut­ach­te­ter Beitrag/reviewed paper

1. Nigg B M. Bio­me­cha­nics of Sport Shoes. 1st edi­ti­on. Cal­ga­ry: Uni­ver­si­ty of Cal­ga­ry, 2010
2. Honert EC, Bas­tas G Zelik KE. Effect of toe joint stiff­ness and toe shape on wal­king bio­me­cha­nics. Bio­in­spir Bio­mim, 2018; 13: 66007. https://doi.org/10.1088/1748–3190/aadf46
3. Adamc­zyk PG, Coll­ins SH. Kuo AD. The advan­ta­ges of a rol­ling foot in human wal­king. J Exp Biol, 2006; 209: 3953–3963. https://doi.org/10.1242/jeb.02455
4. Schaff PS, Cava­nagh PR. Shoes for the insen­si­ti­ve foot: the effect of a “rocker bot­tom” shoe modi­fi­ca­ti­on on plant­ar pres­su­re dis­tri­bu­ti­on. Foot Ank­le, 1990; 11: 129–140. https ://doi.org/10.1177/107110079001100303
5. Fernán­dez PJ et al. Evo­lu­ti­on and func­tion of the homi­nin fore­foot. Proc Natl Acad Sci USA, 2018; 115: 8746–8751. https://doi. org/10.1073/pnas.1800818115
6. Fernán­dez PJ, Holow­ka NB, Demes B, Jun­gers WL. Form and func­tion of the human and chim­pan­zee fore­foot: impli­ca­ti­ons for ear­ly homi­nin bipe­da­lism. Sci Rep, 2016; 6: 30532. https://doi.org/10.1038/srep30532
7. Har­court-Smith WEH, Aiel­lo LC. Fos­sils, feet and the evo­lu­ti­on of human bipe­dal loco­mo­ti­on. J Anat, 2004; 204: 403–416. https://doi.org/10.1111/j.0021–8782.2004.00296.x
8. Lati­mer B, Love­joy CO. Meta­tar­so­phal­an­ge­al joints of Aus­tra­lo­pi­the­cus afa­ren­sis. Am J Phys Anthro­pol, 1990; 83: 13–23. https:// doi.org/10.1002/ajpa.1330830103
9. Lewis OJ. Func­tion­al mor­pho­lo­gy of the evol­ving hand and foot. Oxford and New York: Cla­ren­don Press and Oxford Uni­ver­si­ty Press, 1989
10. Sus­man RL, Stern JT, Jun­gers WL. Arbo­rea­li­ty and bipe­da­li­ty in the Hadar homi­ni­ds. Folia Pri­ma­tol, 1984; 43: 113–156. https://doi.org/10.1159/000156176
11. Ven­ka­de­san M et al. Stiff­ness of the human foot and evo­lu­ti­on of the trans­ver­se arch. Natu­re, 2020;579: 97–100. https://doi.org/10.1038/s41586-020‑2053‑y
12. Hicks JH. The mecha­nics of the foot. II. The plant­ar apo­n­eu­ro­sis and the arch. J Anat, 1954; 88: 25–30
13. Sicht­ing F, Holow­ka NB, Ebrecht F, Lie­ber­man DE. Evo­lu­tio­na­ry ana­to­my of the plant­ar apo­n­eu­ro­sis inpri­ma­tes, inclu­ding humans. J Anat, 2020. https://doi.org/10.1111/joa.13173
14. Wel­te L, Kel­ly LA, Licht­wark GA, Rain­bow MJ. Influence of the wind­lass mecha­nism on arch-spring mecha­nics during dyna­mic foot arch defor­ma­ti­on. JR Soc Inter­face, 2018; 1: 4. https://doi.org/10.1098/rsif.2018.0270
15. Far­ris DJ, Birch J, Kel­ly L. Foot stif­fe­ning during the push-off pha­se of human wal­king is lin­ked to acti­ve mus­cle con­trac­tion, and not the wind­lass mecha­nism. J R Soc Inter­face, 2020; 17: 20200208. https://doi.org/10.1098/rsif.2020.0208
16. Bruening DA, Pohl MB, Taka­ha­shi KZ, Bar­ri­os JA. Mid­tar­sal locking, the wind­lass mecha­nism, and run­ning strike pat­tern: a kine­ma­tic and kine­tic assess­ment. J Bio­mech, 2018; 73: 185–191. https://doi.org/10.1016/j.jbiomech.2018.04.010
17. Cara­vag­gi P, Sfor­za C, Lear­di­ni A, Port­in­a­ro N, Panou A. Effect of pla­no-val­gus foot pos­tu­re on mid­foot kine­ma­tics during bare­foot wal­king in an ado­le­s­cent popu­la­ti­on. J Foot Ank­le Res, 2018; 11: 55. https://doi.org/10.1186/s1304 7–018-0297–7
18. Cigo­ja S et al. The effects of increased mid­so­le ben­ding stiff­ness of sport shoes on mus­cle-ten­don unit shor­tening and shor­tening velo­ci­ty: a ran­do­mi­zed cross­over tri­al in recrea­tio­nal male run­ners. Sports Med, 2020; 6: 9. https://doi.org/10.1186/s40798-020‑0241‑9
19. Far­ris DJ, Kel­ly LA, Cress­well AG, Licht­wark GA. The func­tion­al importance of human foot mus­cles for bipe­dal loco­mo­ti­on. Proc Natl Acad Sci USA, 2019;116: 1645–1650. https://doi.org/10.1073/pnas.18128
20. Kel­ly, L. A., Cress­well, A. G., Raci­n­ais, S., White­ley, R. & Licht­wark, G. Intrin­sic foot mus­cles have the capa­ci­ty to con­trol defor­ma­ti­on of the lon­gi­tu­di­nal arch. J. R. Soc. Inter­face 11, 20131188. https ://doi.org/10.1098/rsif.2013.1188 (2014)
21. Holow­ka NB, Wal­lace IJ, Lie­ber­man DE. Foot strength and stiff­ness are rela­ted to foot­wear use in a com­pa­ri­son of mini­mal­ly- vs. con­ven­tio­nal­lys­hod popu­la­ti­ons. Sci Rep, 2018; 8: 3679. https://doi.org/10.1038/s41598-018–21916‑7
22. Far­ris DJ, Kel­ly LA, Cress­well AG, Licht­wark GA.The func­tion­al importance of human foot mus­cles for bipe­dal loco­mo­ti­on. Proc Natl Acad Sci USA, 2019; 116: 1645–1650. https://doi.org/10.1073/pnas.18128
23. Mann R, Inman VT. Pha­sic Acti­vi­ty of Intrin­sic Mus­cles of the Foot. J Bone Joint Surg Am, 1964; 46:469–481
24. McKe­on PO, Her­tel J, Bramble D, Davis I. The foot core sys­tem: a new para­digm for under­stan­ding intrin­sic foot mus­cle func­tion. Br J Sports Med, 2015; 49:290. https://doi.org/10.1136/bjspo rts-2013–092690
25. Zip­fel B, Ber­ger LR. Shod ver­sus uns­hod: The emer­gence of fore­foot patho­lo­gy in modern humans? The Foot, 2007; 17: 205–213. https://doi.org/10.1016/j.foot.2007.06.002
26. Tong KB, Furia J. Eco­no­mic bur­den of plant­ar fascii­tis tre­at­ment in the United Sta­tes. Am J Orthop,2010; 39: 227–231
27. Wea­ring SC, Sme­a­thers JE, Urry SR, Hen­nig EM, Hills AP. The pathome­cha­nics of plant­ar fascii­tis. Sports Med, 2006; 36: 585–611. https://doi.org/10.2165/00007256–200636070-00004
28. Cheung RTH, Sze LKY, Mok NW, Ng GYF. Intrin­sic foot mus­cle volu­me in expe­ri­en­ced run­ners with and wit­hout chro­nic plant­ar fascii­tis. J Sci Med Sport, 2016; 19: 713–715. https://doi.org/10.1016/j.jsams.2015.11.004
29. Holow­ka NB, Wal­lace IJ, Lie­ber­man DE. Foot strength and stiff­ness are rela­ted to foot­wear use in a com­pa­ri­son of mini­mal­ly- vs. con­ven­tio­nal­lys­hod popu­la­ti­ons. Sci Rep, 2018; 8: 3679. https://doi.org/10.1038/s41598-018–21916‑7
30. Chen TL‑W, Sze LKY, Davis IS, Cheung RTH. Effects of trai­ning in mini­ma­list shoes on the intrin­sic and extrin­sic foot mus­cle volu­me. Clin Bio­mech (Bris­tol, Avon), 2016; 36: 8–13. https //doi.org/10.1016/j.clinbiomech.2016.05.010
31. Ridge ST et al. Wal­king in mini­ma­list shoes is effec­ti­ve for streng­thening foot mus­cles. Med Sci Sports Exer­cise, 2019; 51: 104–113. https://doi.org/10.1249/MSS.0000000000001751
32. Lie­ber­man DE. What we can learn about run­ning from bare­foot run­ning: an evo­lu­tio­na­ry medi­cal perspective.Exercise Sport Sci Rev, 2012; 40: 63–72. https://doi.org/10.1097/JES.0b013 e31824ab210
33. Con­nol­ly TJ et al. Get­ting bey­ond the point: tex­ti­les of the ter­mi­nal pleistocene/early holo­ce­ne in theN­or­thwes­tern Gre­at Basin. Am Antiq, 2016; 81: 490–514. https://doi.org/10.1017/S0002731600003966
34. Trin­kaus E. Ana­to­mic­al evi­dence for the anti­qui­ty of human foot­wear use. J Archaeol Sci, 2005; 32: 1515–1526. https://doi.org/10.1016/j.jas.2005.04.006
35. Ten­ner E. Our Own Devices. The Past and Future of Body Tech­no­lo­gy. New York: Alfred A. Knopf, 2003
36. Hicks JH. The mecha­nics of the foot. II. The plant­ar­a­po­n­eu­ro­sis and the arch. J Anat, 1954; 88: 25–30
37. Ste­fa­nyshyn DJ, Nigg BM. Mecha­ni­cal ener­gy con­tri­bu­ti­on of the meta­tar­so­phal­an­ge­al joint to run­ning and sprin­ting. J Bio­mech, 1997; 30: 1081–1085. https://doi.org/10.1016/S0021-9290(97)00081‑X
38. Roli­an C, Lie­ber­man DE, Hamill J, Scott JW, Wer­bel W. Wal­king, run­ning and the evo­lu­ti­on of short toes in humans. J Exp Biol, 2009; 212: 713–721. https://doi.org/10.1242/jeb.019885
39. Honert EC, Bas­tas G Zelik KE. Effect of toe joint stiff­ness and toe shape on wal­king bio­me­cha­nics. Bio­in­spir Bio­mim, 2018; 13: 66007. https://doi.org/10.1088/1748–3190/aadf46
40. Cigo­ja S et al. The effects of increased mid­so­le ben­ding stiff­ness of sport shoes on mus­cle-ten­don unit shor­tening and shor­tening velo­ci­ty: a ran­do­mi­zed cross­over tri­al in recrea­tio­nal male run­ners. Sports Med, 2020; 6: 9. https://doi.org/10.1186/s40798-020‑0241‑9
41. Toon DT. [Titel fehlt] Dis­ser­ta­ti­on, Lough­bo­rough Uni­ver­si­ty, 2008
42. Krumm D, Schwa­nitz S, Oden­wald S. Deve­lo­p­ment and relia­bi­li­ty quan­ti­fi­ca­ti­on of a novel test set­up for mea­su­ring foot­wear ben­ding stiff­ness. Sports Eng, 2013; 16: 13–19. https://doi.org/10.1007/s12283-012‑0106‑7
43. Hoog­ka­mer W, Kipp S, Kram R. The bio­me­cha­nics of com­pe­ti­ti­ve male run­ners in three mara­thon racing shoes: a ran­do­mi­zed cross­over stu­dy. Sports Med, 2019; 49: 133–143. https://doi.org/10.1007/s40279-018‑1024‑z
44. Alex­an­der RM, Jayes AS. A dyna­mic simi­la­ri­ty hypo­the­sis for the gaits of qua­dru­pe­dal mammals. J Zool, 1983; 201: 135–152. https://doi.org/10.1111/j.1469–7998.1983.tb04266.x
45. Lear­di­ni, A. et al. Rear-foot, mid-foot and fore­foot moti­on during the stance pha­se of gait. Gait Pos­tu­re 25, 453–462. https ://doi. org/10.1016/j.gaitpost.2006.05.017 (2007).
46. Kris­ti­ans­lund, E., Krosshaug, T. & van den Bogert, A. J. Effect of low pass fil­te­ring on joint moments from inver­se dyna­mics: impli­ca­ti­ons for inju­ry pre­ven­ti­on. J. Bio­mech. 45, 666–671. https://doi.org/10.1016/j.jbiom ech.2011.12.011 (2012).
47. Lear­di­ni, A. et al. Rear-foot, mid-foot and fore­foot moti­on during the stance pha­se of gait. Gait Pos­tu­re 25, 453–462. https ://doi. org/10.1016/j.gaitpost.2006.05.017 (2007).
48. Cara­vag­gi P et al. Relia­bi­li­ty of medi­al-lon­gi­tu­di­nal-arch mea­su­res for skin-mar­kers based kine­ma­tic ana­ly­sis. J Bio­mech, 2019; 88: 180–185. https://doi.org/10.1016/j.jbiomech.2019.03.017
49. Lear­di­ni, A. et al. Rear-foot, mid-foot and fore­foot moti­on during the stance pha­se of gait. Gait Pos­tu­re 25, 453–462. https ://doi. org/10.1016/j.gaitpost.2006.05.017 (2007).
50. Cara­vag­gi P et al. Relia­bi­li­ty of medi­al-lon­gi­tu­di­nal-arch mea­su­res for skin-mar­kers based kine­ma­tic ana­ly­sis. J Bio­mech, 2019; 88: 180–185. https://doi.org/10.1016/j.jbiomech.2019.03.017
51. Kern AM, Papachat­zis N, Pat­ter­son JM, Bruening DA, Taka­ha­shi KZ. Ank­le and mid­tar­sal joint qua­si­stiff­ness during wal­king with added mass. PeerJ, 2019;7: e7487. https://doi.org/10.7717/peerj.7487
52. Far­ris DJ, Kel­ly LA, Cress­well AG, Licht­wark GA. The func­tion­al importance of human foot mus­cles for bipe­dal loco­mo­ti­on. Proc Natl Acad Sci USA, 2019; 116: 1645–1650. https://doi.org/10.1073/pnas.18128
53. Roli­an C, Lie­ber­man DE, Hamill J, Scott JW, Wer­bel W. Wal­king, run­ning and the evo­lu­ti­on of short toes in humans. J Exp Biol, 2009; 212: 713–721. https://doi.org/10.1242/jeb.019885
54. Hicks JH. The mecha­nics of the foot. II. The plant­ar apo­n­eu­ro­sis and the arch. J Anat, 1954; 88: 25–30
55. Wel­te L, Kel­ly LA, Licht­wark GA, Rain­bow MJ. Influence of the wind­lass mecha­nism on arch-spring mecha­nics during dyna­mic foot arch defor­ma­ti­on. JR Soc Inter­face, 2018; 1: 4. https://doi.org/10.1098/rsif.2018.0270
56. Cara­vag­gi P, Pataky T, Gou­ler­mas JY, Sava­ge R, Cromp­ton R. A dyna­mic model of the wind­lass mecha­nism of the foot: evi­dence for ear­ly stance pha­se prel­oa­ding of the plant­ar apo­n­eu­ro­sis. J Exp Biol, 2009; 212: 2491–2499. https://doi.org/10.1242/ jeb.025767
57. Fes­sel G et al. Chan­ges in length of the plant­ar apo­n­eu­ro­sis during the stance pha­se of gait: an in vivo dyna­mic fluo­ro­sco­pic stu­dy. Ann Anat = Ana­to­mi­scher Anzei­ger, 2014; 196: 471–478. https://doi.org/10.1016/j.aanat.2014.07.003
58. Gefen A. The in vivo ela­s­tic pro­per­ties of the plant­ar fascia during the cont­act pha­se of wal­king. Foot Ank­le Int, 24, 2003; 238–244. https://doi.org/10.1177/107110070302400307
59. Hicks JH. The mecha­nics of the foot. II. The plant­ar apo­n­eu­ro­sis and the arch. J Anat, 1954; 88: 25–30
60. Far­ris DJ, Birch J, Kel­ly L. Foot stif­fe­ning during the push-off pha­se of human wal­king is lin­ked to acti­ve mus­cle con­trac­tion, and not the wind­lass mecha­nism. J R Soc Inter­face, 2020; 17: 20200208. https://doi.org/10.1098/rsif.2020.0208
61. Will­wa­cher S, König M, Pott­hast W, Brüg­ge­mann G‑P. Does spe­ci­fic foot­wear faci­li­ta­te ener­gy sto­rage and return at the meta­tar­so­phal­an­ge­al joint in run­ning? J Appl Bio­mech, 2013; 29: 583–592. https://doi.org/10.1123/jab.29.5.583
62. Ste­fa­nyshyn DJ, Nigg BM. Influence of mid­so­le ben­ding stiff­ness on joint ener­gy and jump height performance.Med Sci Sports Exerc, 2000; 32: 471–476
63. Ole­son M, Adler D, Golds­mith P. A com­pa­ri­son of fore­foot stiff­ness in run­ning and run­ning shoe ben­ding stiff­ness. J Bio­mech, 2005; 38: 1886–1894. https://doi.org/10.1016/j.jbiomech.2004.08.014
64. Oh K, Park S. The ben­ding stiff­ness of shoes is bene­fi­ci­al to run­ning ener­ge­tics if it does not dis­turb the natu­ral MTP joint fle­xi­on. J Bio­mech, 2017; 53: 127–135. https://doi.org/10.1016/j.jbiomech.2017.01.014
65. Far­ris DJ, Kel­ly LA, Cress­well AG, Licht­wark GA. The func­tion­al importance of human foot mus­cles for bipe­dal loco­mo­ti­on. Proc Natl Acad Sci USA, 2019; 116: 1645–1650. https://doi.org/10.1073/pnas.18128
66. Far­ris DJ, Birch J, Kel­ly L. Foot stif­fe­ning during the push-off pha­se of human wal­king is lin­ked to acti­ve mus­cle con­trac­tion, and not the wind­lass mecha­nism. J R Soc Inter­face, 2020; 17: 20200208. https://doi.org/10.1098/rsif.2020.0208
67. Far­ris DJ, Kel­ly LA, Cress­well AG, Licht­wark GA. The func­tion­al importance of human foot mus­cles for bipe­dal loco­mo­ti­on. Proc Natl Acad Sci USA, 2019; 116: 1645–1650. https://doi.org/10.1073/pnas.18128
68. Alt­hoff T et al. Lar­ge-sca­le phy­si­cal acti­vi­ty data reve­al world­wi­de acti­vi­ty ine­qua­li­ty. Natu­re, 2017; 547: 336–339. https://doi.org/10.1038/nature23018
69. Holow­ka NB, Wal­lace IJ, Lie­ber­man DE. Foot strength and stiff­ness are rela­ted to foot­wear use in a com­pa­ri­son of mini­mal­ly- vs. con­ven­tio­nal­lys­hod popu­la­ti­ons. Sci Rep, 2018; 8: 3679. https://doi.org/10.1038/s41598-018–21916‑7
70. McKe­on PO, Her­tel J, Bramble D, Davis I. The foot core sys­tem: a new para­digm for under­stan­ding intrin­sic foot mus­cle func­tion. Br J Sports Med, 2015; 49: 290. https://doi.org/10.1136/bjspo rts-2013–092690
71. Wea­ring SC, Sme­a­thers JE, Urry SR, Hen­nig EM, Hills AP. The pathome­cha­nics of plant­ar fascii­tis. Sports Med, 2006; 36: 585–611. https://doi.org/10.2165/00007256–200636070-00004
72. Cole C, Seto C, Gaze­wood J. Plant­ar fascii­tis: evi­dence-based review of dia­gno­sis and the­ra­py. Am Fam Phy­si­ci­an, 2005; 72: 2237–2242
73. Far­ris DJ, Birch J, Kel­ly L. Foot stif­fe­ning during the push-off pha­se of human wal­king is lin­ked to acti­ve mus­cle con­trac­tion, and not the wind­lass mecha­nism. J R Soc Inter­face, 2020; 17: 20200208. https://doi.org/10.1098/rsif.2020.0208
74. Kel­ly LA, Far­ris DJ, Cress­well AG, Licht­wark GA. Intrin­sic foot mus­cles con­tri­bu­te to ela­s­tic ener­gy sto­rage and return in the human foot. J Appl Phy­si­ol, 2019; 126: 231–238. https://doi.org/10.1152/japplphysiol.00736.2018
75. Bruening DA, Taka­ha­shi KZ. Par­ti­tio­ning ground reac­tion forces for mul­ti-seg­ment foot joint kine­tics. Gait Pos­tu­re, 2018; 62: 111–116. https://doi.org/10.1016/j.gaitpost.2018.03.001
76. Cava­nagh PR. The Run­ning Shoe book. [The Com­ple­te Sto­ry of the Run­ning Shoe; Its Histo­ry and Evo­lu­ti­on, How It Is Manu­fac­tu­red and Tes­ted, How It Can Help Pre­vent Inju­ries, and a Ten-Point Plan to Help You Choo­se the Shoe That’s Right for You]. Moun­tain View, CA: Ander­son World, 1980
77. Honert EC, Bas­tas G Zelik KE. Effect of toe joint stiff­ness and toe shape on wal­king bio­me­cha­nics. Bio­in­spir Bio­mim, 2018; 13: 66007. https://doi.org/10.1088/1748–3190/aadf46
78. Adamc­zyk PG, Coll­ins SH. Kuo AD. The advan­ta­ges of a rol­ling foot in human wal­king. J Exp Biol, 2006; 209: 3953–3963. https://doi.org/10.1242/jeb.02455