Wir­kung der Zehen­spren­gung im Schuh auf die Bio­me­cha­nik des mensch­li­chen Gangs

F. Sichting, N. B. Holowka, O. B. Hansen, D. E. Lieberman
Obwohl die meisten konstruktiven Merkmale heutiger Schuhe intensiv erforscht wurden, ist die Wirkung der Zehensprengung bisher kaum untersucht. Als Zehensprengung wird der Winkel zwischen der horizontalen Bodenebene und einer Linie vom Abrollpunkt zur vorderen Spitze der Schuhsohle definiert. Diese bei fast allen Schuhen vorhandene Aufwärtswölbung der Sohle hebt die Zehenbox vom Boden ab und hält so die Zehen dauerhaft in einer dorsalflektierten Position. Es ist bekannt, dass die Zehensprengung die Abrollbewegung des Vorfußes aus der mittleren Standphase heraus erleichtert, jedoch kann die Zehensprengung auch Auswirkungen auf die physiologische Fußfunktion haben. Im Rahmen der vorgestellten Studie wurde in einem kontrollierten Experiment die Auswirkung der Zehensprengung auf die Biomechanik des Fußes untersucht. Dabei liefen die Teilnehmenden in speziell konstruierten Sandalen mit unterschiedlich stark gewölbtem Zehenbereich, wodurch Zehensprengungen von 10 bis 40 Grad simuliert wurden. Mittels Techniken der inversen Dynamik konnte festgestellt werden, dass die Zehensprengung die Gelenkmomente und die Arbeit an den Zehen in der Form beeinflusst, dass größere Grade der Zehensprengung zu einem geringeren mechanischen Arbeitsaufwand beim Gehen führen. Diese Ergebnisse bieten eine Erklärung dafür, warum die Zehensprengung seit Jahrhunderten ein weitverbreitetes Merkmal von Schuhen ist, deuten aber auch darauf hin, dass die Zehensprengung zu einer Schwächung der Fußmuskulatur und möglicherweise zu einer erhöhten Anfälligkeit für pathologische Zustände wie Plantarfasziitis beitragen kann.

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.

Anzei­ge

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

Zita­ti­on
Sich­t­ing F, Holow­ka NB, Han­sen OB, Lie­ber­man DE. Wir­kung der Zehen­spren­gung im Schuh auf die Bio­me­cha­nik des mensch­li­chen Gangs. Ortho­pä­die Tech­nik, 2022; 73 (2): 48–59

 

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