Vliv vrátek mechanismus na arch-jaro mechaniky během dynamické klenby deformace

Úvod

Chůze a běh jsou nedílnou pohyby lidské lokomoce. Schopnost manévrovat nad neustále se měnícími povrchy v rozsahu rychlostí je usnadněna elegantní souhrou pohybů v mnoha malých kloubech nohou. Noha se přizpůsobuje změnám v terénu, během nichž funguje jako vyhovující struktura, řídí absorpci a přenos energie. Noha však také pomáhá s dopředným pohonem během push-off, kde se chová spíše jako tuhá páka. Tato dichotomická kompatibilní tuhá funkce nohy je často považována za klíčovou roli ve schopnosti chodit a běžet na dvou nohách.

hlavní strukturou, o které se předpokládá, že je zodpovědná za modulaci tuhosti chodidla, je střední podélný oblouk (MLA). MLA je tvořen devíti kosti (calcaneus, talus, navikulární, tři druhá kost klínovitá a první tři nadprstí ), které jsou podporovány oba vazivové a svalové struktury, které se klenou délka MLA . Pasivní struktury (např. plantární fascie, dlouhé a krátké plantární vazy a calcaneo-navikulární vazu) mají obzvláště důležité mechanické roli v modulaci dvou známých mechanismů, které jsou věřil k posílení lidské lokomoce: do oblouku-na jaře a na vrátek (obrázek 1).

oblouk-na jaře a vrátek mechanismy líčí každé straně dichotomické kompatibilní–tuhé chování nohy. Oblouk je vyhovující a jaro-jako obklady na výšku a prodlužuje délku během časné a střední stojné fáze chůze. Oblouk se pak vrací v pozdním postoji, stoupá a zkracuje, což může pomoci s vyztužením nohy a může pomoci při pohonu během push-off. Na druhou stranu, Hicks navrhl, že přechod oblouku z poddajného na tuhý během pozdního postoje je funkcí působení windlass plantární fascie . Hick vrátek mechanismus naznačuje, že dorsiflexe z metatarzofalangeálního kloubu (MTPJ) během pozdní postoj vytváří vinutí plantární fascie kolem nártu hlavy (nebo bubnu vrátku). Toto vinutí plantární fascie táhne na patní kosti, zkracuje a zvyšuje arch, a obrátí subtalárních společného . Klíčovým předpokladem Hicksovy hypotézy je, že plantární fascia je extrémně tuhá.

pokud mechanismus windlass vhodně modeloval funkci chodidla, jakákoli dorsiflexe MTPJ by odpovídala změně délky a výšky oblouku. Pokud však dojde ke změně délky oblouku a úhel MTPJ je konstantní, musí se plantární fascia natáhnout/napnout, aby se přizpůsobila této deformaci chodidla. Hicks k závěru, že plantární fascie byl dostatečně tuhý, aby provádět vrátek akce, s minimální průtažností. Nicméně, měřená tažnost a návratnost energie plantární fascie během chůze naznačují, že během dynamické, naložené úkoly účinek vrátek může být snížena. Předchozí kadaverózních a konečných prvků studie zkoumali vliv různé MTPJ úhlu na napětí v plantární fascie , a ukázal, že zvýšení dorsiflexe v MTPJ zvyšuje napětí v tkáni. Není však jasné, zda změna úhlu MTPJ in vivo ovlivňuje mechaniku oblouku a návrat energie.

Protažení měkkých tkání v oblouku, protože noha je načten při lokomoci, je v souladu s arch-pružinový mechanismus navržené Ker a kolegy . Použití cyklické komprese na kadaverózních nohou, na zatížení podobné pozemní reakční síly zažil při běhu, upozornily na to, že plantární fascie, a další vazivové struktury oblouku, výrazně přispěl k elastické skladování energie a návrat. Proto jsme se otázka, jak tyto dva mechanismy—vrátek a oblouk-jaro—vzájemně se ovlivňují tvar a funkce mediální podélné klenby jako funkce MTPJ úhlu. Pomocí podobného experimentálního paradigmatu in vivo jako Ker a jeho kolegové jsme zkoumali, jak úhel MTPJ ovlivňuje tuhost oblouku, energetiku a kinematiku během zatížení nohou. Předpokládali jsme, že dorsiflexe prstů by snížila deformaci oblouku předběžným napnutím plantární fascie a zvýšením účinné tuhosti oblouku. Také jsme předpokládali, že zvýšenou tuhost a snížené deformace oblouku s dorsiflexed MTPJ by vést k méně vstřebává a vrátil energii do nohy ve srovnání s plantarflexed MTPJ stavu.

metody

devět zdravých subjektů (8m, 1F, průměr ± std. rozvoj., hmotnost 80 ± 12 kg) bez anamnézy poranění dolní končetiny za předpokladu písemného informovaného souhlasu s účastí v této studii.

síla-řízené elektromagnetické ovladače (Linmot PS10-70x400U-BL-QJ, NTI AG-Linmot, Švýcarsko) působící kompresní síly na jednu ze dvou rychlostí přes dřík na téma bosé nohy. Síla byla aplikována na kolena, přímo kolmo k navikulární, s dříkem na přibližný úhel 15° do vertikální (podobné pozdě polovině postoj v chůzi, než paty vzestupu ) (obrázek 2). Vliv úhlu MTPJ na deformaci oblouku byl testován pasivním upevněním MTPJ při 30° plantarflexe, neutrálním nebo 30° dorsiflexe vzhledem k zemi. Tenký, tuhá kovová deska šikmá pro každou polohu MTPJ byla bezpečně umístěna pod kouli nohy. Prsty byly připevněny páskou, aby se zabránilo změnám úhlu během testování. Noha byla v kontaktu se dvěma plošinami, podobně jako Ker et al. , s plošinou pod koulí nohy upevněnou na místě pomocí úchytů. Patní plošina měla kuličková ložiska připevněná ke dnu, což jí umožnilo volně se překládat v předním / zadním směru na lineárním stupni. Pod tento vlastní přístroj byla umístěna platforma síly 6 stupňů volnosti (Bertec, USA), zachycující při 3700 Hz. Účastníci byli instruováni, aby se uvolnili, protože na koleno bylo aplikováno zatížení jedné tělesné hmotnosti, stlačení, držení a uvolnění oblouku nohy. Rychlá stavu, zatížené nohy na jednu tělesné hmotnosti s násady 3,5 ± 0.7 BW s−1 (průměr ± s.d.), který byl vybrán k navození podobných čas na první vrchol pozemní reakční síly, jako je chůze mezi 1,0–1,5 m s−1 . Pomalý stav byl zatížen rychlostí 1,3 ± 0,1 BW s-1. Komprese byla držena po dobu 0,23 ± 0,05 s Pro Rychlý stav a 1,3 ± 0.3 s pro pomalý stav pro každý úhel MTPJ, v randomizovaném pořadí.

Šest kamer (Qualisys, Švédsko), odběr vzorků na 185 Hz, zachytil trojrozměrné pozice 20 retro-reflexní markery (9.0 mm) umístěné na povrchu kůže nohy a stopky. Sada markerů byla podobná Leardini et al. , s extra značkou na konci druhé i čtvrté proximální falangy. Kromě toho byly na tuhý shluk stopky umístěny tři markery, jeden marker byl umístěn na mediální femorální epikondyl a jeden marker byl umístěn na laterální femorální epikondyl. Multisegmentový model nohy sestávající ze zadní nohy, střední nohy a přední nohy byl vyvinut od Leardini et al.sada značek. Příčná rovina nohy je rovina obsahující patní, první metatarzální a páté metatarzální markery. V sagitální rovině je kolmý k této rovině, a protíná jej podél vektoru mezi patní kosti a druhého metatarzu značky promítá do příčné roviny .

údaje o pohybu a síle byly filtrovány nízkoprůchodovým Butterworthovým filtrem čtvrtého řádu s mezní frekvencí 6 Hz , vybraným z analýzy rychlé Fourierovy transformace. Pokusy byly oříznuty pomocí vertikálního rozměru pozemní reakční síly na prahu 15 N pomocí vlastního algoritmu implementovaného v Matlabu (Mathworks, Natick MA).

střední podélný úhel oblouku a úhel MTPJ (pojmenovaný F2Ps in) byly vypočteny na základě zavedeného modelu . Krátce, MLA úhel je průmět úhlu mezi značky na zadní patní kosti, sustentaculum tali patní kosti a hlavy prvního metatarzu do sagitální roviny nohy. MLA úhel na začátku komprese je odečtena od maximální MLA úhel, který nastal v procesu, aby výnos ΔMLA úhlu. Zvýšený a kladný úhel ΔMLA naznačuje, že oblouk je vodorovně prodloužen a svisle stlačen. Úhel mezi značkami na první metatarzu základny, hlavy prvního metatarzu a proximální falangy, promítá do sagitální roviny, je MTPJ úhlu. Referenční neutrální poloha (ploché prsty) byla přijata bez aplikovaného zatížení a byla považována za nulové stupně dorsiflexe špičky.

délka oblouku byla vzdálenost mezi zadní patní a prvního metatarzu hlavy značku, podél cesty primární skluzu z plantární fascie, normalizované k tématu je nejdelší zaznamenaná délka oblouku (tabulka 1). Prodloužení bylo definováno jako rozsah délky oblouku během zkoušky. Výška oblouku byla svislým posunem navicular markeru ve stejném rozměru jako působící síla na koleno. Počáteční výška klenby na začátku studie byla odečtena od nejnižší výška klenby během procesu vypočítat obloukem komprese, a je normalizován na největší měřený oblouk komprese pro daný předmět (tabulka 1). Oblouk výška byla rozlišeny s ohledem na čas pro výpočet oblouku rychlost, která byla vynásobena vertikální síly, což vede v oblouku moci. Integrace křivky výkonu oblouku v čase pro jeden kompresní cyklus přinesla práci provedenou v oblouku (obrázek 3). Absorbované energie byla přijata jako rozmezí mezi největší absolutní energie, měřená v soudním řízení (při načtení) a na počátku studie (vyložení); vrácená energie je rozdíl mezi absorbovanou energii a energetická hodnota na konci studie, a rozptýlená energie je rozdíl mezi absorbovanou energii a vrátil energie (obrázek 3). Podíl vrácené energie byl poměr vrácené energie k absorbované energii.

kvantifikovat změny tvaru v oblouku, osou o, která přednoží segment otáčí vzhledem k rearfoot segmentu během obloukem komprese studiích byla vypočtena jako šikmé osy pohybu . Spirálová osa je definována jako jediná osa, kolem které dochází k trojrozměrnému (3D) otáčení a podél kterého dochází k 3D překladu tuhého tělesa vzhledem k jinému. Segment přední části byl poprvé zaregistrován do zadní části pro všechny snímky. Spirálové osy pohybu byly poté vypočteny mezi prvním rámem pokusu (bez deformace oblouku) a pěti snímky ve středu pokusu (v bodě maximální deformace oblouku). Průměr osy otáčení pro Těchto pět snímků byl vzat za účelem snížení šumu, a byl vyjádřen v místním souřadném systému nohou. Analýza hlavních komponent byla dokončena na průměrné jednotkové vektor osy rotace, pro každou zkušební podmínku a napříč všemi předměty.

testování statické zapojení vrátek, korelace mezi MTPJ úhel a délka oblouku byla hodnocena, když noha byla statická a uvolněn. Na MTPJ úhlu a oblouku délky byly stanoveny pro každou zkušební podmínku, poskytuje šest kombinací pro každého účastníka (slow/fast pro dorsiflexed/neutrální/plantarflexed). Analýza rozptylu (ANOVA) testovala lineární regresi nejmenších čtverců pro sdružené datové body.

obousměrný opakované opatření ANOVA zkoumal vliv MTPJ úhel (30° dorsiflexe/30° plantarflexion) a zatížení rychlost (rychlý/pomalý), o energetika oblouku (vstřebává, vrátil se a rozptýlí energii, a poměr energií), a kinematická metriky oblouku (oblouk prodloužení, obloukem komprese, ΔMLA úhel, Δ šroubová osa rotace). Pro zjednodušení analýzy nebyla neutrální podmínka zahrnuta do ANOVA.

párované t-testy vzorků hodnotily rozdíly v hlavních složkách OS otáčení mezi úhly MTPJ a rychlostmi.

hladina alfa byla nastavena na 0,05. Všechny analýzy byly dokončeny pomocí zakázkového softwaru napsaného v Matlabu (Mathworks, Natick MA). Není-li uvedeno jinak, jsou všechny hodnoty střední ± 1 směrodatná odchylka.

Výsledky

V nezatíženém, statické pozice, oblouk délka byla kratší o 5 ± 1% (maximální délka), když prsty byly dorsiflexed ve srovnání s plantarflexed (p < 0.01) (obr. 4). Každý subjekt zažil klesající délku oblouku, protože úhel MTPJ se lišil od plantarflexe po dorsiflexi. Mezi délkou oblouku a úhlem MTPJ (R2 > 0,92) byla významná lineární korelace specifická pro subjekt. Sdružený sklon měl také významný lineární vztah (R2 = 0,67, p < 0,01) (obrázek 4).

stav úhlu špičky během stlačení nohy měl významný vliv na energii absorbovanou a rozptýlenou obloukem (tabulka 2) (Obrázek 5). Ve srovnání s plantarflexed MTPJ (P), dorsiflexed MTPJ (D) způsobené klenby absorbovat více energie (D = 23.1 ± 8.0 mJ kg−1, P = 20.6 ± 5.4 mJ kg−1, p < 0,05) a odvádět více energie (D = 7.5 ± 4.4 mJ kg−1, P = 6.2 ± 3.4 mJ kg−1, p < 0.05). Úhel MTPJ však neměl významný vliv na vrácenou energii (D = 15,6 ± 5,4 mJ kg-1, P = 14,5 ± 4.9 mJ kg-1, p = 0,08) nebo poměr vrácené energie (D = 0,68 ± 0,11, P = 0,70 ± 0,14, p = 0,11).

rychlost komprese, ať už rychlá (F) nebo pomalá (S), ovlivnila energetiku oblouku (tabulka 2). Když noha byla stlačeného rychle, více energie byla absorbována (F = 24.2 ± 8.1 mJ kg−1, S = 19.5 ± 4,5 mJ kg−1, p < 0.05) a vrátil se (F = 17.3 ± 5.6 mJ kg−1, S = 12.8 ± 3.4 mJ kg−1, p < 0.01) ve srovnání s, když noha byla stlačený pomalu. Zajímavé je, že rozptýlená energie se mezi oběma rychlostmi významně nelišila (F = 6,9 ± 5,0 mJ kg-1, S = 6,7 ± 2,7 mJ kg-1, p = 0.86) nebyl ani podíl vrácené energie (F = 0,72 ± 0,14, S = 0,66 ± 0,10, p = 0,19).

úhel MTPJ také ovlivnil kinematiku komprese nohy, s významným účinkem na prodloužení oblouku. Na dorsiflexed MTPJ zvýšil prodloužení oblouku při načítání studiích (D = 0.0085 ± 0.0026, P = 0.0053 ± 0.0020, p < 0.01), ve srovnání s, když MTPJ byl plantarflexed. Nebyly zjištěny žádné významné účinky na kompresi oblouku (D = 0,72 ± 0,16, P = 0,69 ± 0,11, p = 0,23), úhel ΔMLA (D = 2,6 ± 0,9°, P = 2,8 ± 0,7°, p = 0.25) nebo Δ otáčení spirálové osy (D = 4,2 ± 2,1°, P = 3,6 ± 0,9°, p = 0,20) (tabulka 2). Nebyly zjištěny žádné významné interakční účinky na žádnou z proměnných mezi rychlostí komprese a stavem špičky.

první a druhé hlavní komponenty orientace šikmé osy, respektive, vysvětlil 65.0% a 30,8% rozptylu v orientaci. Druhá složka byla významně odlišná mezi podmínkami špičky (p < 0,05), zatímco první složka nebyla (p = 0,10). První složkou především vysvětlil, rotace osy orientace variace v předozadní směru (příčná rovina rotace), a druhý v superior–inferior směru (frontální rovině rotace) (viz elektronický doplňkový materiál, obrázek S1 pro vizualizaci). Při prvním MTPJ byl dorsiflexed, rotační osa byla orientována více vynikající-ještě zajisti, a další přední, ve srovnání s, když MTPJ byl plantarflexed, který způsobil v polovině nohy deformovat kolem obrácené osy (obrázek 6). Naproti tomu, když byl MTPJ plantarflexed, oblouk stlačený primárně v sagitální rovině.

Diskuse

účelem tohoto šetření bylo porozumět interakci mezi vrátek a arch-jarní mechanismy, zapojením vrátek přes MTPJ dorsiflexe, a zkoumá účinky na arch energetika během dynamické komprese. Předpokládali jsme, že MTPJ dorsiflexe předpne plantární fascii a ztuhne oblouk. Na rozdíl od naší hypotézy však zapojení mechanismu windlass snížilo tuhost oblouku a zvýšilo absorpci a rozptyl energie. Účinek MTPJ dorsiflexe má proto potenciál ovlivnit pohyb změnou profilu mechanické energie v noze.

vrátek mechanismus předpovídá, že když MTPJ je dorsiflexed, oblouk zvyšuje na výšku a klesá v délce, což bylo potvrzeno výsledky z našich nezatíženém stavu. Vztah mezi úhlem MTPJ a prodloužením oblouku byl vysoce korelovaný a do značné míry konzistentní pro všechny subjekty. Na rozdíl od statické, vyložení případě, pokud vrátek mechanismus vysvětlil dynamický pohyb obloukem, pak pro konstantní toe úhly, tam by měl být žádné změně délky oblouku. Oblouk se však během kompresních zkoušek protáhl, což znamená, že plantární fascia se musí deformovat, aby se přizpůsobila této změně. To je v souladu s měřením plantární fascie prodloužení v předchozích studiích a znamená, že vrátek mechanismus není zcela vysvětlit chování klenby během dynamického zatížení.

windlass však moduloval energetiku oblouku během dynamického zatížení. Když byl mechanismus windlass zapojen, oblouk byl výrazně zkrácen, což pravděpodobně umístilo další tkáně překračující oblouk blíže k jejich klidové délce. Oblouk by proto mohl projít větší exkurzí kvůli nelineárním elastickým vlastnostem tkání klenutých klenbou. To by funkčně snížilo objemovou tuhost oblouku a vedlo by k většímu prodloužení, a následně by usnadnilo větší absorpci a rozptyl energie během cyklického zatížení chodidla. Zatímco účinek rušivé MTPJ úhel pohledu na konkrétní vnitřní struktury nohy nemůže být určena s těmito metodami, je možné, že úprava tvaru a délky oblouku změnit podíl na zatížení doručena arch měkkých tkání struktur. Rozdíly ve viskozitě mezi těmito strukturami by také mohly ovlivnit rozptýlenou energii v oblouku.

rychlost komprese měla malý, ale významný vliv na energetiku oblouku. Více energie bylo absorbováno a vráceno obloukem nohy, když byl oblouk stlačen v rychlém stavu ve srovnání s pomalým stavem. Podobné špičkové síly a deformace špiček byly nalezeny v obou rychlostech zatížení; nicméně lineární tuhost ve stavu rychlého zatížení (umožňující zvýšenou tuhost při nízkých silách) byla hlavním zdrojem zvýšené uložené a vrácené energie. Je pravděpodobné, že tato malá změna tuhosti při nižších silách může být výsledkem aktivace vnitřních svalů nohou—u nichž bylo prokázáno, že mění tuhost oblouku za podobných podmínek zatížení . V tomto experimentu jsme neměřili vnitřní aktivaci svalů nohou (což vyžaduje intramuskulární elektromyografii), a proto nemůžeme potvrdit, zda existuje nějaký rozdíl v aktivaci svalů napříč zkouškami. Předpokládáme, že aktivace svalů je primárně poháněna aplikací síly ; může však také dojít k jemnému rozdílu v aktivaci v důsledku rychlosti roztažení, což mohlo vést k rozdílu v energii absorbované i vrácené v oblouku. Kromě toho nebyl žádný rozdíl v rozptýlené energii mezi rychlostními podmínkami. To je v souladu s biologickou tkání obecně vyžadují rychlost deformace rozdíl několika řádů vyvolat změnu ve viskózní energie dissipations .

MTPJ dorsiflexe upravila deformaci nohy. Míra spirálové osy ukazuje, jak se přední noha pohybuje vzhledem k zadní noze, a v důsledku toho je popsaný pohyb nezávislý na globální poloze chodidla. Mezi dvěma identickými kompresemi by se dalo očekávat, že osa zůstane stejná. Nicméně, když MTPJ byl dorsiflexed, přednoží pohyboval kolem nakloněné osy vzhledem k zadní nohy, oproti plantarflexed MTPJ. To funkčně znamená, že pokud je zadní noha hypoteticky ve stejné poloze, přední část se otáčí více v příčné rovině (tj. externě se otáčí) během komprese nohy, když je MTPJ dorsiflexován, než čistě sagitální pohyb, ke kterému dochází, když je MTPJ plantarflexován. Pokud existuje více pohybu v příčné rovině, zvýšené zatížení může být u různých arch-klenout konstrukcí, které odolávají vnější rotace přednoží, jako je mediální skupina plantární fascie, deltového vazu nebo abductor hallucis svalů. Jinými slovy, zatížení na nohou mohou být umístěny do různých tkání, které by mohly mít vliv na energetiku oblouku v důsledku rozdílů mezi tkání chvíli, kdy zbraně a vlastnosti materiálu.

posun šroubová osa od sagitální rovině (plantarflexed MTPJ) na všech třech rovinách (dorsiflexed MTPJ) vyplývá, že dvou-dimenzionální krovu modelu v sagitální rovině není vhodně model chování mediální podélné klenby. To je podporováno významným prodloužením oblouku, ale nevýznamným stlačením oblouku. Kromě toho ani změna úhlu ΔMLA ani množství otáčení kolem spirálové osy nevykazují významné rozdíly mezi podmínkami špičky. To naznačuje, že tam může být změny v příčné klenby, které nejsou vykázány v těchto dvou-dimenzionální modely, které navrhl Plnější , a to tří-dimenzionální modely, bude vhodnější model energetika a chování oblouku.

jedním omezením této studie je, že naše experimentální paradigma přesně nevytvářela podmínky nalezené během lokomoce. Rozsah MLA hodnoty úhlu zdravé chůze (cca 4° v polovině postoj, a to včetně push-off ) byli blízko k rozmezí zažil zde (2.1–3.7°); nicméně, v prvním MTPJ a arch kinematiky nemusí nutně zažít kombinace kontrolovaných podmínek. I když je obtížné, aby se přímo vztahují naše zjištění funkce nohy během chůze, jsme prokázali románu interakce mezi vrátek a oblouk-jaro, což je pravděpodobné, že být konzistentní v celé řadě patě flexe úhlů. Například, pokud je dorsiflexe MTPJ omezena před počátečním kontaktem během chůze, může omezit prodloužení oblouku, a tím i jeho absorpci energie během nárazu, a následně ovlivnit schopnost nohy absorbovat šok. To může také způsobit nohu deformovat jinak, tím, že napíná různé arch tkání, což by také upravit oblouk energetika. Proto může být mechanismus čelního skla důležitý při počátečním kontaktu i při vytlačení. Také jsme nekvalifikovali typ nohy (např. ploché nohy, vysoký oblouk) subjektů; stále jsme však našli významné rozdíly mezi podmínkami, což pravděpodobně naznačuje, že zdravé nohy fungují podobně i přes potenciální morfologické rozdíly.

noha byla v kontaktu se dvěma body na silové desce, což nám bránilo znát poměr síly na zadní a přední nohu. Jiné studie byly přiděleny síla na přednoží, nebo rearfoot v závislosti na geometrii nebo umístění centra tlaku vzhledem k metatarzálních hlav . Jako směr působící síly bylo jedno-dimenzionální v tomto případě, většinu energie metriky používané ke kvantifikaci energetika oblouku byl jednoduchý způsob, jak uvést arch mechaniky, aniž by dělat předpoklady o rozložení sil na chodidle. Tento přístup však může podceňovat celkovou přenesenou mechanickou sílu. Energie je také pravděpodobně absorbována a rozptýlena v jiných měkkých tkáních, jako je tuková podložka paty . Ukázalo se, že rozptýlení energie v patní tukové podložce během chůze je 28,6 ± 6,9% v kadaverických experimentech a 17,8 ± 0.8% během experimentů in vivo . Zatímco my nemůžeme oddělit příspěvky oblouku a měkkých tkání dolní končetiny s těmito metodami, zdá se nepravděpodobné, že měkké tkáně dissipations v koleni nebo kotníku kloubů, nebo tukový polštář paty, se rozrušit tím, dorsiflexe z MTPJ.

tato práce má několik aplikací. Změna úhlu MTPJ v konstrukci obuvi a ortézy má důsledky při úpravě absorpce nárazu, funkční osy otáčení oblouku a energetických úspor. Například, předchozí práce ukázaly, že zvýšení ohybové tuhosti boty může omezit MTPJ dorsiflexe, což může snížit energetické ztráty v tomto kloubu , a že metabolické minimální existuje v kritické tuhosti, kde přírodní MTPJ dorsiflexe není inhibována . Rameno páky od vektoru pozemní reakční síly ke středu kotníku se také říká, že se zvyšuje se zvyšující se tuhostí v ohybu obuvi ; nicméně, dopad na kinematiku MLA nebyl vzat v úvahu. Studie zde byla dokončena v předmětech s bosýma nohama v předepsané poloze, která nemusí plně převést na obuv mechaniky během chůze; nicméně, poloha oblouku a MTPJ uvnitř boty může ještě ovlivnit energetika nohy–boty kombinace.

Přidání k pochopení funkce vrátek a jeho souhra s arch-jaro může mít klinické důsledky v další pochopení arch souvisejících patologických stavů, jako plantární fasciitis. Inhibice nebo zapojení windlass v této patologii může mít funkční účinek na mechaniku chůze a rehabilitaci pacienta. Konečně, objasnění těchto mechanismů mohou mít důsledky v oblasti evoluční biologie, protože souhra mezi vrátek a arch-pružinový mechanismus pravděpodobně ovlivňuje výkon a ekonomiku, které jsou předpokládali být cíle přirozeného výběru.

Závěr

vrátek mechanismus vysvětluje arch funkce ve statických pozicích, kdy oblouk je schopen deformovat bez odporu. Nicméně, během dynamické stlačení, protažení oblouku při konstantní úhel sbíhavosti a související absorpci energie a vrátit se, prokázat, že vrátek není plně definovat plantární fascie roli v oblouku funkce. Celkově vrátek funkce upravit na tvar chodidla, které přímo ovlivňuje arch-jaro chování a energetika nohy.

etika

Etická prověrka byla poskytnuta etickou komisí University of Queensland pro lékařský výzkum (schválení č. 2015000955). Informovaný souhlas poskytli všichni účastníci.

Přístupnost dat

datové sady podporující tento článek lze nalézt online (https://goo.gl/xfJi6F).

příspěvky autorů

všichni autoři studii pojali. L. W. navrhl a provedl experiment. L. W. analyzovat data a napsal na papír s pomocí M. J. R. L. a. K. a. G. a. L. vyvinula přístroj. Všichni autoři pomáhali při interpretaci výsledků a upravovali rukopis.

konkurenční zájmy

prohlašujeme, že nemáme žádné konkurenční zájmy.

finanční Prostředky

G. a. L., L. a. K. a M. J. R. získal finanční prostředky od Australské Rady pro výzkum (DP160101117), která tento projekt podpořila. M. J. R. A L. W. jsou financovány z NSERC Discovery Grant (RGPIN-2015-04688). L. A. K. je financován z National Health & Medical Research Council Peter Doherty Fellowship (APP1111909).

poznámky pod čarou

elektronický doplňkový materiál je k dispozici online na https://dx.doi.org/10.6084/m9.figshare.c.4179026.