Einleitung
Einlagen sind ein häufig verwendetes Hilfsmittel in der konservativen Therapie vieler orthopädischer Krankheitsbilder. Im Zeitalter der evidenzbasierten Medizin muss jedoch sowohl für Hilfsmittel als auch für medizinische Therapien ein wissenschaftlicher Wirksamkeitsnachweis vorliegen. Die adäquate Versorgung ihrer Patienten bleibt für Behandler zwar stets der Leitanspruch an ihre Arbeit, jedoch wird bei steigenden Kosten im Gesundheitswesen auch der ökonomische Druck in Zukunft zunehmen 1 2 3.
Die Kostenerstattung von Einlagen im Hilfsmittelverzeichnis ist durch Positionsnummern geregelt. Im Wesentlichen wird funktionell zwischen
unterschieden. Einlagenversorgungen im Alltag entsprechen jedoch häufig nicht dieser rigiden Katalogisierung – die Wirksamkeit der Einlagen stellt im Regelfall eine Kombination aus den unterschiedlichen Kategorien dar 5.
Nach § 139 des Sozialgesetzbuches (SGB) ist der Spitzenverband der Gesetzlichen Krankenversicherung (GKV) dazu verpflichtet, ein Hilfsmittelverzeichnis zu erstellen, in dem leistungspflichtige medizinische Hilfsmittel aufgelistet sind 6. Indikations- und einsatzbezogene Qualitätsanforderungen können vom Spitzenverband der GKV aufgestellt werden. Das heißt, es bedarf eines Nachweises der Wirksamkeit der gelisteten Hilfsmittel. Da auch orthopädische Maßeinlagen eine Pflichtleistung der GKV darstellen und da für viele Indikationsfelder ein quantitativer und qualitativer Mangel an diesbezüglichen Studien besteht, wird immer häufiger ein direkter Wirksamkeitsnachweis durch qualitativ hochwertige Untersuchungen gefordert 1 2 3.
Stand der Technik
Der Einfluss von Einlagenversorgungen auf die Muskelaktivität ist bis dato nur schlecht verstanden 3 4. Insgesamt zeigt sich eine große Variabilität der Ergebnisse einschlägiger Studien für unterschiedliche Muskeln:
- In Untersuchungen über den M. tibialis anterior (TA) ergeben sich widersprüchliche Befunde 7 8 9 10, während die Ergebnislage für den M. fibularis longus (FL) deutlich konstanter ist 9 11 12 13. Eine Arbeit 14 zeigt, dass die Drehachse des unteren Sprunggelenks individuelle Varianzen aufweist und dass der TA daher nicht zwangsläufig als Supinator fungieren muss.
- Eine Studie 8, die Probanden mit Rückfuß-Varus von mindestens 5° untersucht, deren Überlastungssymptome durch eine Einlagenversorgung verbessert wurden, gelangt zu dem Ergebnis, dass der M. tibialis anterior mit Einlagenversorgung in der Standphase signifikant länger aktiv ist als bei der Kontrollbedingung. Allerdings ergeben sich keine signifikanten Unterschiede hinsichtlich der durchschnittlichen EMG-Aktivität für die getesteten Muskeln Mm. tibialis anterior, fibularis longus und gastrocnemius lateralis.
- Bei der Prüfung des Einflusses von Einlagen mit verschiedenen Supinationskeilen in einer weiteren Studie 15 ergibt sich eine signifikante Erhöhung der maximalen TA-Amplitude für alle experimentellen Bedingungen. Außerdem kann für einen von zwei Supinationskeilen eine signifikante Steigerung der FL-Maximalamplitude festgestellt werden.
- Bei einer Untersuchung von 34 gesunden Probanden 16 wird die Auswirkung eines Druckpunkts in Einlagen an der FL-Sehne lateral ununterhalb des oberen Sprunggelenks getestet. Bei 27 von 34 Probanden kann eine signifikante Steigerung des integrierten EMGs (iEMG) von 18,1 % ± 11,3 % während der mittleren Standphase beobachtet werden, während Kontrolleinlagen das iEMG um 11,2 % ± 7,7 % steigern. Durch die Verwendung der Einlagen mit Druckpunkt ist ein zusätzlicher Peak der FL-Aktivität während der Belastungsantwort zu beobachten. Diese Effekte führen die Autoren auf eine „Änderung der afferenten Informationen“ 16 zurück. Es wird also ein sensomotorischer Effekt suggeriert.
- Beim Vergleich des EMG-Aktivitätsbildes von gesunden mit flachgewölbigen Füßen, die mittels Einlagen aufgerichtet werden 9, wird gezeigt, dass die flachgewölbigen Füße eine erhöhte TA- und eine verringerte FL-Aktivität aufweisen, was ein Indiz für die Abhängigkeit der Muskelaktivität von der Stützrichtung sein könnte.
- Bei der Untersuchung eines Pronationskeils ergibt sich eine Reduktion der FL-Aktivität 17. Das bedeutet eine genau gegensätzliche Wirkung bei gegensätzlicher Stützrichtung im Vergleich zu bisher genannten Arbeiten 2 5 6.
- Aus einer Untersuchung von Einlagen während des Treppabgehens bei zusätzlicher Rückfuß-Supination ergeben sich gesteigerte Aktivitäten des TA und des M. abductor hallucis 10. Die Bewegungen des Letzteren bewirken im Sprunggelenk eine Plantarflexion und im Fuß eine Abduktion. In der Frontalebene wirkt diese kombinierte Bewegung in dieselbe Richtung wie eine Supination. Daher ist auch hier ein Rückschluss auf die Stützrichtung möglich.
Darstellung des postulierten Mechanismus und seiner Relevanz
Zur Untersuchung werden Korrektureinlagen verwendet. Um deren Wirkung bzw. Funktionsweise besser verstehen zu können, wird in dieser Arbeit ein grundlegender Mechanismus erforscht (Abb. 1). Durch einen solchen Mechanismus wäre die Muskelaktivität bei Einlagenversorgungen prognostizierbar und steuerbar. Ein Mehrwert bestünde vor allem bei Überlastungssymptomen und hypo- oder hypertonen Beschwerdebildern. Auch könnte die kontroverse Diskussion aus der Praxis, ob Einlagen die Muskelaktivität pauschal reduzieren, mit Fakten belegt werden. Hat man grundlegende Kenntnisse generiert, kann die weitere Forschung Störungen im sensomotorischen System behandeln.
Für einen bestimmten Bewegungsablauf, z. B. den physiologischen Gang, ist jedem Individuum inhärent, welchen Anteil welcher Muskel zu welchem Zeitpunkt leisten muss. Bringt man nun ein externes Moment auf den Bewegungsapparat, so muss sich das Bewegungsmuster unter der Voraussetzung, dass der Bewegungsablauf gleich bleibt, wie folgt verändern: Synergisten des externen Moments müssen weniger leisten, und zwar in dem Ausmaß, das das externe Moment aufbringt – Antagonisten entsprechend mehr. Durch Einlagen besteht die Möglichkeit, den Hebelarm l der Bodenreaktionskraft (Abb. 1) zu beeinflussen und damit Einfluss auf die Drehrichtung und die Stärke zu nehmen. In dieser Arbeit wird untersucht, ob die Aktivitätszu- und ‑abnahme von Muskeln beim Tragen von Einlagen abhängig von synergistischer oder antagonistischer Stützung ist. Dazu werden die Muskeln TA als Supinator und FL als Pronator als Repräsentanten ihrer funktionellen Gruppe untersucht, da sie zudem mittels Oberflächenelektroden vermessbar sind.
Material und Methode
Aus der Fragestellung werden folgende Hypothesen abgeleitet:
- H0: Stützende Elemente in maßgefertigten Korrektureinlagen ändern die Aktivität der Muskeln TA und FL nicht richtungsabhängig.
- H1: Stützende Elemente in maßgefertigten Korrektureinlagen ändern die Aktivität der Muskeln TA und FL richtungsabhängig.
- Ergebnisse gelten als signifikant, wenn die Irrtumswahrscheinlichkeit p ≤ 0,05 ist.
Probanden
Zur Versuchsdurchführung werden 14 gesunde Probanden (Alter: 37 ± 15 Jahre; 6 Frauen, 8 Männer) akquiriert, die keine Deformitäten sowie keine orthopädische Krankheitsgeschichte aufweisen und alle Phasen des physiologischen Gangs nach Perry 18 erkennen lassen.
Einlagenbauweise
Alle Probandinnen und Probanden erhalten ein individuelles Paar maßgefertigte orthopädische Korrektureinlagen, die mittels des 3D-Scanners „Paroscan 3Dv“ (Paromed, Neubeuern, Deutschland) angemessen und im CAD-Programm „Paro360“ (Version 1.9) von Ober- und Unterseite modelliert werden. Die Feinbearbeitung der gefrästen Einlage erfolgt per Hand. Die Einlagen bestehen aus Ethylen-Vinylacetat (EVA) und besitzen im Vorfuß eine Härte von 30 und im Rückfuß von 50 Shore. Alle Einlagen enthalten die gleichen Elementtypen:
- Längsgewölbestütze
- retrokapitale Mittelfußpelotte
- schalige Führung
In der jeweiligen Ausprägung werden sie individuell an den jeweiligen Fuß angepasst.
Die Einlagen werden so gefertigt, dass die Stützelemente zu einer physiologischen Stellung in den Gelenken führen. Durch einen Vortest wird diese Prämisse noch anhand von fünf funktionierenden Einlagenversorgungen bestätigt. „Funktionierend“ bedeutet in diesem Zusammenhang, dass die Trägerinnen und Träger der Einlagen angeben, durch diese beschwerdefrei zu sein. Die Supinations- und Pronationskeile werden aus Aufbaumaterial mit einer Härte von 50 Shore in 5 mm Stärke für alle benötigten Schuhgrößen gefertigt und entlang der gesamten Einlagenlänge angebracht. Um die Vergleichbarkeit der Keile zu gewährleisten, wird das Vorgehen bei der Fertigung standardisiert, um stets einen Winkel von α = 6° zu erzeugen (Abb. 2). Einlagen und Keile werden in Neutralschuhen getestet, um die Wirkung der Einlagen nicht zu verfälschen 19.
Protokoll
Zur Durchführung des Versuchs werden 3 Einlagenbedingungen in einem Pre-Post-Setup untersucht:
- Einlagen mit Supinationskeil (ELS),
- Einlagen mit Pronationskeil (ELP) und
- Kontrollbedingung 6 mm EVA ganzsohlig (EVAG).
Während des Versuchs ist eine Versuchsstrecke von 12,5 m festgelegt, die alle Probandinnen und Probanden je Bedingung einmal abgehen. Auf der Gangstrecke sind zwei Schritte zum Einlaufen und zwei zum Auslaufen vorgegeben, die nicht ausgewertet werden, da beim Abbremsen bzw. Anlaufen inkonstante Beschleunigungen auftreten. Die Probandinnen und Probanden gehen praxisüblich während der Messungen in ihrer individuell bevorzugten Ganggeschwindigkeit. Diese wird durch ein Metronom getaktet, an das sich die Probanden zu Beginn der Messungen zunächst gewöhnen können. Zur Kontrolle der Ganggeschwindigkeiten am Vermessungstag wird nach jeder Versuchsbedingung die Durchschnittsgeschwindigkeit errechnet. Bei Abweichungen von mehr als 1 km/h wird die Messung wiederholt.
Zur Vermessung wird das dominante Bein gewählt. Dieses wird mittels dreier einfacher reliabler Tests 20 21 ermittelt, deren Ziel den Probanden unbekannt ist; die Experimentbedingungen bzw. die Kontrollbedingung werden randomisiert zugewiesen. Trotz der schlechten Eignung von Einlagenversorgungen zur Verblindung wird den Probanden vor der Messung nicht mitgeteilt, welche Bedingungen genau getestet werden, sondern nur, dass es sich allgemein um drei verschiedene Einlagenbedingungen handelt. Eine Aufklärung erfolgt erst im Anschluss an die Messungen.
Datenerhebung
Die Vermessung der Muskelaktivität erfolgt mittels Oberflächenelektroden des Typs „Trigno™ Avanti“ der Firma Delsys (Natick, Massachusetts, USA). Die Elektrodenapplikation wird anhand anatomischer Fixpunkte nach den „Recommendations for sensor location“ der SENIAM Group 22 durchgeführt. Die Anbringung erfolgt auf den Muskelbäuchen von TA und FL sowie auf dem Rücken auf Höhe des Körperschwerpunktes. Letzteres dient zur Erhebung der Ganggeschwindigkeit. Die Elektroden verbleiben während des gesamten Setups in ihrer Position, um auszuschließen, dass Messwerte durch eine geänderte Position verfälscht werden. Um dem aufgezeichneten EMG die getätigten Schritte zuordnen zu können, werden Sohlen zur Druckverteilungsmessung (DVM) des Typs „paroLogg®“ der Firma Paromed verwendet.
Um die erhobenen EMG-Daten auswertbar zu machen, werden die in der Praxis gängigen Bearbeitungsschritte 23 mittels „EMGworks® Analysis“ (Version 4.0) durchlaufen:
- Butterworth-Bandpassfilter 4. Ordnung mit den Grenzfrequenzen 10 Hz und 500 Hz 9 15
- Gleichrichtung des Signals 9 15
- Root Mean Square mit Fensterbreite von 100 ms 9 15 und Window Overlap von 50 ms 17
- Normierung auf die Kontrollbedingung EVAG
Erhoben wird das integrierte EMG (iEMG) für alle Versuchsbedingungen pro Muskel.
Analyse
Zur Prüfung der Datensätze auf Normalverteilung wird ein Shapiro-Wilk-Test durchgeführt, zur Beurteilung der Signifikanz der Datensätze für die Versuchsbedingungen von TA und FL ein ANOVA-Test. Liegt Signifikanz vor, wird diese zusätzlich in paarweisen Vergleichen der Versuchsbedingungen mittels Greenhouse-Geisser-Tests geprüft. Im paarweisen Vergleich bedeutet ein positives Vorzeichen eine Steigerung, ein negatives eine Reduzierung gegenüber der jeweils zuletzt genannten Bedingung.
Ergebnisse
Aufgrund einer einmaligen Störung bei der Datenübertragung können nur die Daten von 13 der 14 akquirierten Probanden ausgewertet werden. Der Shapiro-Wilk-Test ergibt für alle Differenzen der Bedingungen für TA und FL, dass eine Normalverteilung vorliegt – mit Ausnahme von EVAG/ELP (Tab. 1) des iEMG-Datensatzes für FL. Allerdings misst der ANOVA-Test robust gegenüber einer Verletzung der Normalverteilung, weswegen die ANOVA auch für die nicht normalverteilten Datensätze durchgeführt werden kann.
Für das iEMG des TA ergeben sich für die Bedingungen EVAG, ELS und ELP in dieser Reihenfolge die folgenden Werte:
- iEMGTA_EVAG = 1,00 % ± 0,27 %,
- iEMGTA_ELS = 1,15 % ± 0,135 % und
- iEMGTA_ELP = 1,15 % ± 0,115 % mit p = 0,19.
Die Ergebnisse sind allerdings nicht signifikant (Tab. 1). Die Datensätze der Untersuchung des iEMG des FL ergeben die folgenden Werte:
- iEMGFL_EVAG = 1,00 % ± 0,023 %,
- iEMGFL_ELS = 1,1 % ± 0,11 % und
- iEMGFL_ELP = 0,9 % ± 0,14 % (p = 0,01).
Diese sind demnach signifikant. Aus dem paarweisen Vergleich ergibt sich für den Vergleich zwischen EVAG und ELP kein signifikanter Unterschied:
- ΔiEMGELP/EVAG = — 10 % (p = 0,12).
Die Vergleiche zwischen EVAG und ELS sowie zwischen ELS und ELP zeigen dagegen signifikante Ergebnisse (Tab. 1 u. 2):
- ΔiEMGELS/EVAG = + 10 % (p = 0,01),
- ΔiEMGELS/ELP = + 20 % (p = 0,02).
Bezüglich des TA wird angesichts dieser Ergebnisse die Nullhypothese H0 angenommen und die Alternativhypothese H1 verworfen; für FL wird entsprechend die Alternativhypothese H1 angenommen und die Nullhypothese H0 verworfen.
Diskussion
M. tibialis anterior (TA)
Für die fehlende Signifikanz der Ergebnisse für TA sind die im Folgenden genannten Gründe denkbar. Die Supination des Fußes wird durch mehrere Muskeln hervorgerufen:
- M. triceps surae,
- M. tibialis posterior,
- M. flexor hallucis longus,
- M. flexor digitorum longus und
- M. tibialis anterior.
Ferner wirkt der TA individuell als Supinator oder nicht 4. Diese Varianz findet sich auch in den hier vorgestellten nicht signifikanten Ergebnissen wieder. Die Pronation wird größtenteils durch die Anteile des M. fibularis mit Beteiligung des M. extensor digitorum longus herbeigeführt. Trotz der nicht signifikanten TA-Ergebnisse finden sich in der Literatur bezüglich der Verwendung von Einlagen folgende Angaben:
- eine Erhöhung der Amplitude des TA 7,
- eine Erhöhung der Aktivität des TA 9,
- eine verlängerte Aktivitätsdauer des TA 8 oder
- verringerte Aktivitäten des TA 10.
TA könnte demnach für seine funktionelle Gruppe zu wenig repräsentativ sein. Die Testung anderer Inversoren ist durch die Messung mit Oberflächenelektroden jedoch nicht reliabel möglich, was zu einem Konflikt in der Setupgestaltung führt. Die grundlegende Variabilität zwischen den genannten Arbeiten kann zusätzlich durch die schlechte Reproduzierbarkeit von EMG-Messungen begründet sein. Andere Ansätze zur Messung könnten hier künftig vielversprechend sein, zum Beispiel Simulationen.
M. fibularis longus (FL)
Für FL sind die Ergebnisse in der Literatur konstanter; FL ist für seine funktionelle Gruppe repräsentativ. Die Gültigkeit des postulierten Mechanismus ist in dieser Arbeit durch FL demnach besser zu beurteilen. Erhöhungen der maximalen Amplitude und des iEMGs bei der Verwendung von Einlagen sind gängig 9 15 12 16, wobei gegenteilige Ergebnisse erzielt werden, wenn man eine „lateral bar“ – also einen Pronationskeil – verwendet 13. Das spricht für eine Abhängigkeit von der Wirkrichtung der Muskulatur und im Sinne des beschriebenen Mechanismus, denn es beschreibt eine Erhöhung der Aktivität bei Drehung entgegen der Wirkrichtung von FL und eine Verringerung bei Drehung in Wirkrichtung. Zwar ist das Ergebnis im Vergleich zur Bedingung EVAG nicht signifikant, jedoch ist ein grundlegender Unterschied zwischen den gegenteiligen Bedingungen ELS und ELP signifikant zu belegen.
Tatsache ist auch, dass die Bedingung ELS zu einer höheren Muskelaktivität als die Bedingung ELP führt. Durch die Aufrichtung des Längsgewölbes mittels Längsgewölbestütze könnte eine kombinatorische Wirkung entstehen, was das Supinationsmoment verstärkt.
Für die Bedingung ELP können im Vergleich zur Kontrollbedingung weder für FL noch für TA signifikante Ergebnisse ermittelt werden, was zu der Überlegung führt, ob es sich hierbei um eine Systematik handelt und das Ausmaß der getesteten Pronation nicht ausreichend ist. Die Ergebnisse sind besser zu erklären, wenn man den postulierten Mechanismus zugrunde legt, wodurch sich die anfänglichen Widersprüche in den Ergebnissen zu TA und FL als richtungsabhängigen Effekt beschreiben lassen 7 8 9 15 12.
Fazit
Hinsichtlich der Wirkung von Einlagen auf die Muskelaktivität wird die Forschung bislang aus sehr spezifischen Fragestellungen heraus betrieben. Dadurch kann der Fehlschluss entstehen, die Wirkweise sei nicht richtig verstanden. Ein stärker systematisches Vorgehen birgt hierfür aber Potenzial.
Der Forschungsbedarf in diesem Bereich ist hoch, entsprechende Ergebnisse wichtig für die Zukunft. Aktuell ist die Studienlage jedoch noch nicht umfangreich genug. Durch die Anwendung des in diesem Artikel diskutierten Wirkmechanismus lassen sich Widersprüche innerhalb der Studienlage 7 8 9 11 12 auflösen, auch wenn sich nur zum M. fibularis longus signifikante Ergebnisse gewinnen lassen, zum M. tibialis anterior dagegen nicht. Die Ergebnisse deuten auf eine Richtungsabhängigkeit hin.
Die im Rahmen dieser Arbeit generierten Daten können als Grundlage für zukünftige Untersuchungen dienen, wenn entsprechend spezifizierte Versuchssetups verwendet werden.
Schließlich herrscht in der Praxis die oft kontroverse Diskussion, ob Einlagen Muskelaktivitäten pauschal verringern. Angesichts der derzeitigen Studienergebnisse können solche Hypothesen jedoch nicht mit Fakten belegt werden.
Insgesamt kann unter Berücksichtigung des hier vorgestellten Modells in der Praxis die Wirkweise von Versorgungen besser verstanden und diese somit gezielter angewandt werden.
Für die Autoren:
Lukas Fischer, B. Eng.
Institut für Medizintechnik
Ostbayerische Technische Hochschule Amberg-Weiden
Hetzenrichter Weg 15
92637 Weiden
l.fischer@fischer-fussfit.de
Begutachteter Beitrag/reviewed paper
1Institut für Medizintechnik, Ostbayerische Technische Hochschule Amberg-Weiden
2Labor für Biomechanik, FH Münster
3Klinik für Orthopädie und Unfallchirurgie, Abteilung für Muskuloskelettale Forschung, Klinikum Fichtelgebirge
Fischer L, Fleischmann Ch, Schuh A, Peikenkamp K, Sesselmann S. Der Einfluss maßgefertigter Korrektureinlagen auf die Aktivität von M. fibularis longus und M. tibialis anterior im Oberflächen-EMG. Orthopädie-Technik, 2022; 73 (10): 34–39
- Kinder mit Trisomie 21: Einsatz der Ganganalyse zur adäquaten Schuh- und Orthesenversorgung — 5. November 2024
- Rehabilitation aus orthopädietechnischer und physiotherapeutischer Sicht – Osseointegration und Schaftprothesen der unteren Extremität im Vergleich — 5. November 2024
- Belastungsprofile von knochenverankerten Oberschenkelimplantaten verbunden mit modernen Prothesenpassteilen — 5. November 2024
- Keilholz D, Scharrer T, Xiang J, Wehmöller M, Forst R, Sesselmann S. Evidenzlage orthopädische Einlagenversorgung. Orthopädieschuhtechnik, 2016; (12): 32–39
- Keilholz D, Scharrer T, Xiang J, Wehmöller M, Forst R, Sesselmann S. The current state of evidence on treatment with foot orthoses – a systematic review of the literature. Foot & Shoe, 2016; (2): 28–36
- Sesselmann S, Xian J, Wehmöller M, Keilholz D, Scharrer T. Methoden zur Bewertung der Wirksamkeit orthopädischer Maßeinlagen – eine systematische Literaturanalyse. Orthopädieschuhtechnik, 2016; (12): 40–43
- Kraft M, Disselhorst-Klug C (Hrsg.). Biomedizinische Technik – Rehabilitationstechnik. Berlin, Boston: De Gruyter, 2015
- Baumgartner R, Möller M, Stinus H. Orthopädieschuhtechnik. 3., überarbeitete und erweiterte Auflage, revidierte Ausgabe. Geislingen an der Steige: Maurer, 2018
- Becker U. SGB V: Recht des öffentlichen Gesundheitswesens. Textausgabe. 15. Aufl. München: Beck, 2008
- Murley GS, Landorf KB, Menz HB, Bird AR. Effect of foot posture, foot orthoses and footwear on lower limb muscle activity during walking and running: a systematic review. Gait Posture, 2009; 29 (2): 172–187. doi: 10.1016/j.gaitpost.2008.08.015
- Tomaro J, Burdett RG. The effects of foot orthotics on the EMG activity of selected leg muscles during gait. J Orthop Sports Phys Ther, 1993; 18 (4): 532–536. doi: 10.2519/jospt.1993.18.4.532
- Murley GS, Landorf KB, Menz HB. Do foot orthoses change lower limb muscle activity in flat-arched feet towards a pattern observed in normal-arched feet? Clin Biomech (Bristol, Avon), 2010; 25 (7): 728–736. doi: 10.1016/j.clinbiomech.2010.05.001
- Bonifácio D, Richards J, Selfe J, Curran S, Trede R. Influence and benefits of foot orthoses on kinematics, kinetics and muscle activation during step descent task. Gait Posture, 2018; 65: 106–111. doi: 10.1016/j.gaitpost.2018.07.041
- Murley GS, Bird AR. The effect of three levels of foot orthotic wedging on the surface electromyographic activity of selected lower limb muscles during gait. Clin Biomech (Bristol, Avon), 2006; 21 (10): 1074–1080. doi:10.1016/j.clinbiomech.2006.06.007
- Mündermann A, Wakeling JM, Nigg BM, Humble RN, Stefanyshyn DJ. Foot orthoses affect frequency components of muscle activity in the lower extremity. Gait Posture, 2006; 23 (3): 295–302. doi: 10.1016/j.gaitpost.2005.03.004
- Moisan G, Cantin V. Effects of two types of foot orthoses on lower limb muscle activity before and after a one-month period of wear. Gait Posture, 2016; 46: 75–80. doi:10.1016/j.gaitpost.2016.02.014
- Schlechtweg S. Das untere Sprunggelenk als biomechanischer Einflussfaktor. Entwicklung und Anwendung eines IMU-Systems zur Beschreibung der Orientierung der Achsen des Sprunggelenks. Dissertation, Universität Stuttgart, 2020
- Murley GS, Bird AR. The effect of three levels of foot orthotic wedging on the surface electromyographic activity of selected lower limb muscles during gait. Clin Biomech (Bristol, Avon), 2006; 21 (10): 1074–1080. doi: 10.1016/j.clinbiomech.2006.06.007
- Ludwig O, Kelm J, Fröhlich M. The influence of insoles with a peroneal pressure point on the electromyographic activity of tibialis anterior and peroneus longus during gait. J Foot Ankle Res, 2016; 9 (1): 33. doi: 10.1186/s13047-016‑0162‑5
- Moisan G, Cantin V. Effects of two types of foot orthoses on lower limb muscle activity before and after a one-month period of wear. Gait Posture, 2016; 46: 75–80. doi: 10.1016/j.gaitpost.2016.02.014
- Perry J, Oster W, Wiedenhöfer B, Berweck S (Hrsg.). Ganganalyse. Norm und Pathologie des Gehens. 1. Aufl. München: Urban & Fischer, 2003
- Maharaj JN, Cresswell AG, Lichtwark GA. The Immediate Effect of Foot Orthoses on Subtalar Joint Mechanics and Energetics. Med Sci Sports Exerc, 2018; 50 (7): 1449–1456. doi: 10.1249/MSS.0000000000001591
- Feldman AG, Levin MF, Mitnitski AM, Archambault P. 1998 ISEK Congress Keynote Lecture: Multi-muscle control in human movements. International Society of Electrophysiology and Kinesiology. J Electromyogr Kinesiol, 1998; 8 (6): 383–390
- Schneiders AG, Sullivan SJ, O’Malley KJ, Clarke SV, Knappstein SA, Taylor LJ. A valid and reliable clinical determination of footedness. PM R, 2010; 2 (9): 835–841. doi: 10.1016/j.pmrj.2010.06.004
- SENIAM Group. Recommendations for sensor location in lower leg or foot muscles [2004]. http://seniam.org/sensor_location.htm (Zugriff am 13.09.2022)
- Konrad P. The ABC of EMG. A Practical Introduction to Kinesiological Electromyography. Version 1.4 March 2006. https://www.noraxon.com/wp-content/uploads/2014/12/ABC-EMG-ISBN.pdf (Zugriff am 13.09.2022)