Influencia del mecanismo del molinete en la mecánica del arco-resorte durante la deformación dinámica del arco del pie

Introducción

Caminar y correr son movimientos integrales para la locomoción humana. La capacidad de maniobrar sobre superficies que varían constantemente a diferentes velocidades se ve facilitada por un elegante juego de movimientos en las muchas articulaciones pequeñas de los pies. El pie se adapta a las variaciones del terreno, durante las cuales funciona como una estructura compatible, gestionando la absorción y transferencia de energía. Sin embargo, el pie también ayuda con la propulsión hacia adelante durante el empuje, donde se comporta más como una palanca rígida. A menudo se considera que esta función dicotómica rígida y compatible del pie desempeña un papel clave en la capacidad de caminar y correr con dos pies.

La estructura principal que se cree que es responsable de modular la rigidez del pie es el arco longitudinal medial (MLA). El ALM está formado por nueve huesos (el calcáneo, el talud, el navicular, tres cuneiformes y los tres primeros metatarsos ) que están soportados por estructuras ligamentosas y musculares que abarcan toda la longitud del ALM . Las estructuras pasivas (por ejemplo, la fascia plantar, los ligamentos plantar largos y cortos y el ligamento calcaneo-navicular) tienen un papel mecánico particularmente importante en la modulación de dos mecanismos conocidos que se cree que mejoran la locomoción humana: el muelle arqueado y el molinete (figura 1).

Los mecanismos de muelle en arco y molinete representan a cada lado del comportamiento dicotómico y rígido del pie. El arco es compatible y con forma de resorte, ya que se comprime en altura y se alarga en longitud durante las fases iniciales y medias de la marcha. El arco luego retrocede en la postura tardía, elevándose y acortándose, lo que puede ayudar a endurecer el pie y puede ayudar a la propulsión durante el empuje. Por otro lado, Hicks propuso que la transición del arco de obediente a rígido durante la postura tardía es una función de la acción del molinete de la fascia plantar . El mecanismo de molinete de Hick sugiere que la flexión dorsal de la articulación metatarsofalángica (MTPJ) durante la postura tardía produce el enrollado de la fascia plantar alrededor de la cabeza metatarsiana (o tambor del molinete). Este enrollado de la fascia plantar tira del calcáneo, acorta y eleva el arco e invierte la articulación subtalar . La suposición crucial en la hipótesis de Hicks es que la fascia plantar es extremadamente rígida.

Si el mecanismo del molinete modelara adecuadamente la función del pie, cualquier flexión dorsal de MTPJ correspondería a un cambio en la longitud y la altura del arco. Sin embargo, si hay un cambio en la longitud del arco y el ángulo MTPJ es constante, la fascia plantar debe estirarse/estirarse para acomodar esta deformación del pie. Hicks concluyó que la fascia plantar era lo suficientemente rígida como para realizar la acción del molinete, con un alargamiento mínimo. Sin embargo, la elongación medida y el retorno de energía de la fascia plantar durante la marcha sugieren que durante las tareas dinámicas y cargadas, el efecto del molinete puede reducirse. Estudios previos de elementos cadavéricos y finitos han investigado el efecto de variar el ángulo de MTPJ en la deformación en la fascia plantar, y mostraron que el aumento de la flexión dorsal en el MTPJ aumenta la deformación en el tejido. Sin embargo, no está claro si la variación del ángulo MTPJ in vivo afecta la mecánica del arco y el retorno de energía.

El alargamiento de los tejidos blandos en el arco, a medida que el pie se carga durante la locomoción, es consistente con el mecanismo de resorte de arco propuesto por Ker y colegas . Aplicando compresiones cíclicas a pies cadavéricos, a cargas similares a las fuerzas de reacción del suelo experimentadas durante la carrera, destacaron que la fascia plantar y otras estructuras ligamentosas del arco contribuyeron sustancialmente al almacenamiento y retorno de energía elástica. Por lo tanto, nos preguntamos cómo estos dos mecanismos, el molinete y el muelle de arco, interactúan para influir en la forma y la función del arco longitudinal medial en función del ángulo MTPJ. Utilizando un paradigma experimental in vivo similar al de Ker y colegas, examinamos cómo el ángulo MTPJ afecta la rigidez del arco, la energía y la cinemática durante la carga del pie. Planteamos la hipótesis de que la flexión dorsal de los dedos de los pies reduciría la deformación del arco al tensar la fascia plantar y aumentar la rigidez efectiva del arco. También planteamos la hipótesis de que un aumento de la rigidez y una disminución de la deformación del arco con una MTPJ dorsifleja conduciría a una menor absorción y devolución de energía en el pie en comparación con la condición de MTPJ plantarfleja.

Métodos

Nueve sujetos sanos (8M, 1F, media ± ets. dev., masa de 80 ± 12 kg) sin antecedentes de lesión en las extremidades inferiores, se proporcionó consentimiento informado por escrito para participar en este estudio.

Un actuador electromagnético controlado por fuerza (Linmot PS10-70x400U-BL-QJ, NTI AG Linmot, Suiza) aplicó una fuerza de compresión a una de dos velocidades a través del vástago hasta el pie desnudo del sujeto. La fuerza se aplicó a la rodilla, directamente vertical al navicular, con el vástago en un ángulo aproximado de 15° con respecto a la vertical (similar a la postura media tardía al caminar, antes de la elevación del talón) (figura 2). El efecto del ángulo MTPJ sobre la deformación del arco se probó fijando el MTPJ pasivamente a 30° de flexión plantar, neutral o 30° de flexión dorsal con respecto al suelo. Se colocó una placa de metal delgada y rígida en ángulo para cada posición MTPJ de forma segura debajo de la bola del pie. Los dedos de los pies se sujetaron con cinta adhesiva para evitar cualquier cambio de ángulo durante la prueba. El pie estuvo en contacto con dos plataformas, similar a Ker et al. , con la plataforma debajo de la bola del pie fijada en su lugar con empuñaduras. La plataforma del talón tenía rodamientos de bolas fijados en la parte inferior, lo que le permitía traducirse libremente en la dirección anterior/posterior en un escenario lineal. Una plataforma de fuerza de 6 grados de libertad (Bertec, EE.UU.), capturando a 3700 Hz, se colocó debajo de este aparato personalizado. Se instruyó a los participantes a relajarse mientras se aplicaban cargas de un peso corporal a la rodilla, comprimiendo, sosteniendo y luego soltando el arco del pie. La condición rápida cargó el pie a un peso corporal con una velocidad de carga de 3,5 ± 0,7 BW s−1 (media ± d. s.), que se seleccionó para inducir un tiempo similar al primer pico de la fuerza de reacción en el suelo como caminar entre 1,0–1,5 m s−1. La condición lenta se cargó a una velocidad de 1,3 ± 0,1 BW s-1. La compresión se mantuvo durante 0,23 ± 0,05 s para la condición rápida y 1,3 ± 0.3 s para la condición lenta para cada ángulo MTPJ, en un orden aleatorio.

Seis cámaras (Qualisys, Suecia), de muestreo a 185 Hz, capturaron las posiciones tridimensionales de 20 marcadores retrorreflectantes (9.0 mm) colocado en la superficie de la piel del pie y el vástago. El conjunto de marcadores fue similar al de Leardini et al. , con un marcador extra en el extremo de la segunda y cuarta falanges proximales. Además, se colocaron tres marcadores en un grupo de vástagos rígidos, un marcador en el epicóndilo femoral medial y un marcador en el epicóndilo femoral lateral. A partir de Leardini et al., se desarrolló un modelo de pie multi-segmento que consiste en el pie posterior, el pie medio y el antepié.juego de marcadores. El plano transversal del pie es el plano que contiene los marcadores calcáneo, primer metatarsiano y quinto metatarsiano. El plano sagital es normal a este plano, y lo cruza a lo largo del vector entre el calcáneo y los segundos marcadores metatarsianos proyectados en el plano transversal .

Los datos de movimiento y fuerza se filtraron con un filtro Butterworth de paso bajo de cuarto orden con una frecuencia de corte de 6 Hz , seleccionado a partir de un análisis de transformada rápida de Fourier. Los ensayos se recortaron utilizando la dimensión vertical de la fuerza de reacción del suelo, a un umbral de 15 N, utilizando un algoritmo personalizado implementado en Matlab (Mathworks, Natick MA).

El ángulo de arco longitudinal medio y el ángulo MTPJ (denominado F2Ps in ) se calcularon con base en un modelo establecido . Brevemente, el ángulo de ALM es la proyección del ángulo entre los marcadores en el calcáneo posterior, el sustentáculo tali del calcáneo y la cabeza del primer metatarsiano en el plano sagital del pie. El ángulo MLA al comienzo de la compresión se resta del ángulo MLA máximo que se produjo en un ensayo para obtener el ángulo ΔMLA. Un ángulo ΔMLA aumentado y positivo indica que el arco se está alargando horizontalmente y comprimiendo verticalmente. El ángulo entre los marcadores en la primera base del metatarso, la primera cabeza del metatarso y la falange proximal, proyectada en el plano sagital, es el ángulo MTPJ. La posición neutral de referencia (dedos planos) se tomó sin ninguna carga aplicada y se consideró como cero grados de flexión dorsal del dedo del pie.

La longitud del arco fue la distancia entre el calcáneo posterior y el primer marcador de cabeza metatarsiana, a lo largo de la trayectoria del deslizamiento primario de la fascia plantar, normalizada a la longitud de arco más larga registrada del sujeto (tabla 1). El alargamiento se definió como el rango de la longitud del arco durante un ensayo. La altura del arco era el desplazamiento vertical del marcador navicular, en la misma dimensión que la fuerza aplicada en la rodilla. La altura de arco inicial al comienzo del ensayo se restó de la altura de arco más baja durante ese ensayo para calcular la compresión de arco, y se normaliza a la compresión de arco medida más grande para ese sujeto (tabla 1). La altura del arco se diferenció con respecto al tiempo para calcular la velocidad del arco, que se multiplicó con la fuerza vertical, lo que resultó en la potencia del arco. La integración de la curva de potencia del arco a lo largo del tiempo para un ciclo de compresión produjo el trabajo realizado en el arco (figura 3). La energía absorbida se tomó como el rango entre la energía más grande absoluta medida en un ensayo (mientras estaba cargada) y el comienzo del ensayo (sin carga); la energía devuelta fue la diferencia entre la energía absorbida y el valor de energía al final del ensayo; y la energía disipada es la diferencia entre la energía absorbida y la energía devuelta (figura 3). La proporción de energía devuelta era la proporción de energía devuelta a la energía absorbida.

Para cuantificar los cambios en la forma en el arco, el eje sobre el que la parte delantera del pie segmento de gira con respecto al retropié segmento durante el arco de pruebas de compresión se calcula como el eje helicoidal de movimiento . El eje helicoidal se define como un solo eje sobre el que se produce la rotación tridimensional (3D) y a lo largo del cual se produce la traslación 3D de un cuerpo rígido en relación con otro. El segmento de la parte delantera del pie se registró por primera vez en la parte trasera del pie para todos los cuadros. Los ejes de movimiento helicoidales se calcularon entonces entre el primer fotograma del ensayo (sin deformación del arco) y cinco fotogramas en el punto medio del ensayo (en el punto de máxima deformación del arco). El promedio de componentes del eje de rotación de estos cinco cuadros se tomó para reducir el ruido y se expresó en el sistema de coordenadas de pie local. El análisis de componentes principales se completó en el vector unitario medio del eje de rotación, para cada condición del ensayo y en todos los sujetos.

Para probar el enganche estático del molinete, se evaluó la correlación entre el ángulo MTPJ y la longitud del arco cuando el pie estaba estático y sin carga. El ángulo de MTPJ y la longitud del arco se determinaron para cada condición del ensayo, proporcionando seis combinaciones para cada participante (lento/rápido para dorsiflejo/neutro/flexo plantar). Un análisis de varianza (ANOVA) probó la regresión lineal de mínimos cuadrados para los puntos de datos agrupados.

Un ANOVA de medidas repetidas bidireccionales examinó el efecto del ángulo MTPJ (30° de flexión dorsal/30° de flexión plantar) y la velocidad de carga (rápido/lento) sobre la energía del arco (energía absorbida, devuelta y disipada, y la relación de energía), y las métricas cinemáticas del arco (alargamiento del arco, compresión del arco, ángulo ΔMLA, rotación del eje helicoidal Δ). Para simplificar el análisis, la condición neutra no se incluyó en el ANOVA.

Las pruebas t de muestra emparejada evaluaron las diferencias en los componentes principales de los ejes de rotación entre ángulos y velocidades MTPJ.

El nivel alfa se fijó en 0,05. Todos los análisis se completaron utilizando un software personalizado escrito en Matlab (Mathworks, Natick MA). A menos que se indique lo contrario, todos los valores son media ± 1 desviación estándar.

Resultados

En una posición estática sin carga, la longitud del arco fue más corta en un 5 ± 1% (de la longitud máxima) cuando los dedos estaban dorsiflexos en comparación con los flexos vegetales (p < 0,01) (figura 4). Cada sujeto experimentó una longitud de arco decreciente a medida que el ángulo MTPJ variaba de la flexión plantar a la flexión dorsal. Hubo una correlación lineal significativa específica del sujeto entre la longitud del arco y el ángulo MTPJ (R2 > 0,92). La pendiente agrupada también tuvo una relación lineal significativa (R2 = 0,67, p < 0,01) (figura 4).

La condición del ángulo del dedo del pie durante la compresión del pie tuvo una influencia significativa en la energía absorbida y disipada por el arco (tabla 2) (figura 5). En comparación con el plantarflexed MTPJ (P), el dorsiflexed MTPJ (D) que causó el arco de absorber más energía (D = 23.1 ± 8.0 mJ kg−1, P = 20.6 ± 5.4 mJ kg−1, p < 0.05) y se disipa más energía (D = 7.5 ± 4.4 mJ kg−1, P = 6.2 ± 3.4 mJ kg−1, p < 0.05). Sin embargo, el ángulo MTPJ no tuvo un efecto significativo en la energía devuelta (D = 15,6 ± 5,4 mJ kg−1, P = 14,5 ± 4.9 mJ kg-1, p = 0,08) o la relación de energía devuelta (D = 0,68 ± 0,11, P = 0,70 ± 0,14, p = 0,11).

La velocidad de compresión, rápida (F) o lenta (S), afectó la energética del arco (tabla 2). Cuando el pie se comprime rápidamente, más energía fue absorbida (F = 24.2 ± 8.1 mJ kg−1, S = 19.5 ± 4.5 mJ kg−1, p < 0,05) y regresó (F = 17.3 ± 5.6 mJ kg−1, S = 12.8 ± 3.4 mJ kg−1, p < 0,01) en comparación a cuando el pie se comprime lentamente. Curiosamente, la energía disipada no fue significativamente diferente entre las dos velocidades (F = 6.9 ± 5.0 mJ kg−1, S = 6.7 ± 2.7 mj kg−1, p = 0.86) tampoco la proporción de energía devuelta (F = 0,72 ± 0,14, S = 0,66 ± 0,10, p = 0,19).

El ángulo MTPJ también influyó en la cinemática de la compresión del pie, con un efecto significativo en la elongación del arco. El MTPJ flexionado dorsal aumentó la elongación del arco durante los ensayos de carga (D = 0.0085 ± 0.0026, P = 0.0053 ± 0.0020, p < 0.01), en comparación con cuando el MTPJ fue flexionado plantar. No hubo efectos significativos en la compresión del arco (D = 0,72 ± 0,16, P = 0,69 ± 0,11, p = 0,23), el ángulo ΔMLA (D = 2,6 ± 0,9°, P = 2,8 ± 0,7°, p = 0).25) o Δ rotación del eje helicoidal (D = 4,2 ± 2,1°, P = 3,6 ± 0,9°, p = 0,20) (tabla 2). No hubo efectos de interacción significativos en ninguna de las variables entre la velocidad de compresión y la condición del dedo del pie.

El primer y segundo componentes principales de la orientación de los ejes helicoidales, respectivamente, explicaron el 65,0% y el 30,8% de la varianza en la orientación. El segundo componente fue significativamente diferente entre las condiciones del dedo del pie (p < 0,05), mientras que el primer componente no lo fue (p = 0,10). El primer componente explicó principalmente la variación de orientación del eje de rotación en la dirección anterior–posterior (rotación del plano transversal), y el segundo en la dirección superior–inferior (rotación del plano frontal) (ver material electrónico suplementario, figura S1 para visualización). Cuando el primer MTPJ fue flexionado dorsialmente, el eje de rotación se orientó más superior-inferior y más anterior, en comparación con cuando el MTPJ fue flexionado plantar, lo que causó que la mitad del pie se deformara alrededor de un eje invertido (figura 6). Por el contrario, cuando el MTPJ se flexionaba, el arco se comprimía principalmente en el plano sagital.

Discusión

El propósito de esta investigación fue comprender la interacción entre el molinete y los mecanismos de resorte de arco, activando el molinete a través de la flexión dorsal de MTPJ, e investigar los efectos sobre la energía del arco durante una compresión dinámica. Planteamos la hipótesis de que la flexión dorsal de MTPJ pre-tensaría la fascia plantar y endurecería el arco. Sin embargo, en contraste con nuestra hipótesis, el enganche del mecanismo del molinete redujo la rigidez del arco y aumentó la absorción y disipación de energía. Por lo tanto, el efecto de la flexión dorsal de MTPJ tiene el potencial de afectar la locomoción al alterar el perfil de energía mecánica dentro del pie.

El mecanismo de molinete predice que cuando el MTPJ está dorsiflejo, el arco aumenta en altura y disminuye en longitud, lo que se confirmó en los resultados de nuestra condición de descarga. La relación entre el ángulo de MTPJ y el alargamiento del arco fue altamente correlacionada y en gran medida consistente para todos los sujetos. A diferencia de la carcasa estática sin carga, si el mecanismo del molinete explicaba el movimiento dinámico del arco, entonces, para ángulos de punta constantes, no debería haber ningún cambio en la longitud del arco. Sin embargo, el arco se alargó durante los ensayos de compresión, lo que significa que la fascia plantar debe deformarse para adaptarse a este cambio. Esto es consistente con la medición de elongación de la fascia plantar en estudios anteriores e implica que el mecanismo del molinete no explica completamente el comportamiento del arco durante la carga dinámica.

El molinete, sin embargo, moduló la energética del arco durante la carga dinámica. Cuando el mecanismo del molinete se activó, el arco se acortó significativamente, lo que probablemente colocó otros tejidos que cruzaban el arco más cerca de su longitud de reposo. Por lo tanto, el arco podría pasar por una mayor excursión debido a las propiedades elásticas no lineales de los tejidos que abarcan el arco. Esto reduciría funcionalmente la rigidez del arco y conduciría a una mayor elongación, y en consecuencia facilitaría una mayor absorción y disipación de energía durante la carga cíclica del pie. Si bien el efecto de perturbar el ángulo MTPJ en las estructuras internas específicas del pie no se puede determinar con estos métodos, es posible que la modificación de la forma y la longitud del arco cambiara la proporción de la carga entregada a las estructuras de tejido blando del arco. Las diferencias de viscosidad entre estas estructuras también podrían influir en la energía disipada en el arco.

La velocidad de compresión tuvo una influencia pequeña, pero significativa en la energética del arco. Más energía fue absorbida y devuelta por el arco del pie cuando el arco se comprimió en la condición rápida en comparación con la condición lenta. Se encontraron fuerzas de pico y deformación de pico similares en ambas velocidades de carga; sin embargo, una rigidez más lineal en la condición de carga rápida (lo que permite una mayor rigidez a fuerzas bajas) fue la fuente principal del aumento de la energía almacenada y devuelta. Es probable que este pequeño cambio en la rigidez con fuerzas inferiores sea el resultado de la activación de los músculos intrínsecos del pie, que han demostrado alterar la rigidez del arco en condiciones de carga similares . En este experimento, no medimos la activación intrínseca del músculo del pie (que requiere electromiografía intramuscular) y, por lo tanto, no podemos confirmar si hubo alguna diferencia en la activación muscular entre los ensayos. Asumimos que la activación muscular es impulsada principalmente por la aplicación de fuerza ; sin embargo, también puede haber una diferencia sutil en la activación debido a la velocidad de estiramiento, que puede haber llevado a la diferencia en la energía absorbida y devuelta en el arco. Además, no había diferencia en la energía disipada entre las condiciones de velocidad. Esto es consistente con los tejidos biológicos que generalmente requieren una diferencia de velocidad de deformación de varios órdenes de magnitud para provocar un cambio en las disipaciones de energía viscosa .

MTPJ la flexión dorsal modificó la deformación del pie. La medida del eje helicoidal muestra cómo se mueve el antepié en relación con el pie trasero y, como resultado, el movimiento descrito es independiente de la posición global del pie. Entre dos compresiones idénticas, se esperaría que el eje permaneciera igual. Sin embargo, cuando el MTPJ estaba dorsiflejo, el antepié se movía alrededor de un eje inclinado en relación con el pie trasero, en comparación con el MTPJ plantarflejo. Esto significa funcionalmente que si el pie trasero está hipotéticamente en la misma posición, el antepié gira más en el plano transversal (p. ej. gira externamente) durante una compresión del pie cuando el MTPJ es dorsiflejo que el movimiento puramente sagital que ocurre cuando el MTPJ es flexionado plantar. Si hay más movimiento en el plano transversal, las cargas aumentadas pueden ser experimentadas por diferentes estructuras de arco que resisten la rotación externa del antepié, como la banda medial de la fascia plantar, el ligamento deltoides o el músculo abductor de las alucinaciones. En otras palabras, la carga en el pie puede redistribuirse a diferentes tejidos, lo que podría afectar la energética del arco como resultado de las diferencias entre los brazos de momento de los tejidos y las propiedades del material.

El desplazamiento del eje helicoidal desde el plano sagital (MTPJ plantarflejo) a los tres planos (MTPJ dorsiflejo) indica que el modelo de armadura bidimensional en el plano sagital no modela adecuadamente el comportamiento del arco longitudinal medio. Esto se apoya en el alargamiento significativo del arco, pero la compresión del arco no significativa. Además, ni el cambio en el ángulo ΔMLA ni la cantidad de rotación alrededor del eje helicoidal muestran diferencias significativas entre las condiciones del dedo del pie. Esto sugiere que puede haber cambios en el arco transversal que no se tienen en cuenta en estos modelos bidimensionales, lo que ha sido sugerido por Fuller , y que los modelos tridimensionales modelarán más apropiadamente la energía y el comportamiento del arco.

Una limitación de este estudio es que nuestro paradigma experimental no recreó exactamente las condiciones encontradas durante la locomoción. El rango de valores de ángulo de ALM en la marcha saludable (aproximadamente 4° en la postura media, sin incluir el empuje ) se acercó al rango experimentado aquí (2.1-3.7°); sin embargo, la primera cinemática de MTPJ y arco no necesariamente experimenta la combinación de condiciones controladas aquí. Si bien es difícil relacionar directamente nuestros hallazgos con la función del pie durante la marcha, hemos demostrado una interacción novedosa entre el molinete y el muelle en arco, que es probable que sea consistente en una gama de ángulos de flexión del dedo del pie. Por ejemplo, si la flexión dorsal del MTPJ está limitada antes del contacto inicial durante la marcha, puede limitar la elongación del arco y, por lo tanto, su absorción de energía durante el impacto, y posteriormente afectar la capacidad del pie para absorber el choque. También puede causar que el pie se deforme de manera diferente, al forzar diferentes tejidos del arco, lo que también modificaría la energía del arco. Por lo tanto, el mecanismo del molinete puede ser importante durante el contacto inicial, así como durante el empuje. Tampoco calificamos el tipo de pie (por ejemplo, pies planos, arco alto) de los sujetos; sin embargo, aún encontramos diferencias significativas entre las condiciones, lo que probablemente indica que los pies sanos funcionan de manera similar a pesar de las posibles diferencias morfológicas.

El pie estuvo en contacto con dos puntos de la placa de fuerza, lo que nos impidió conocer la proporción de fuerza en la parte posterior y delantera del pie. Otros estudios han asignado la fuerza a la parte delantera o trasera del pie en función de la geometría o la ubicación del centro de presión en relación con las cabezas metatarsianas . Como la dirección de la fuerza aplicada era unidimensional en este caso, la métrica de energía a granel utilizada para cuantificar la energética del arco era una forma sencilla de indicar la mecánica del arco sin hacer suposiciones sobre la distribución de la fuerza en la planta del pie. Sin embargo, este enfoque puede subestimar la potencia mecánica total transferida. La energía también es probablemente absorbida y disipada en otros tejidos blandos, como la almohadilla de grasa del talón . Las disipaciones de energía en la almohadilla de grasa del talón durante la marcha han demostrado ser de 28,6 ± 6,9% en experimentos con cadáveres y 17,8 ± 0.8% durante experimentos in vivo . Si bien no podemos separar las contribuciones del arco y los tejidos blandos de la extremidad inferior con estos métodos, parece poco probable que las disipaciones de tejidos blandos en las articulaciones de la rodilla o el tobillo, o la almohadilla de grasa del talón, se vean perturbadas por la flexión dorsal de la MTPJ.

Este trabajo tiene varias aplicaciones. La variación del ángulo MTPJ en el diseño de calzado y órtesis tiene implicaciones en la modificación de la absorción de impactos, el eje de rotación funcional del arco y el ahorro energético. Por ejemplo, trabajos anteriores han demostrado que el aumento de la rigidez de flexión de los zapatos puede limitar la flexión dorsal del MTPJ , lo que puede reducir las pérdidas de energía en esta articulación, y que existe un mínimo metabólico en una rigidez crítica donde la flexión dorsal del MTPJ natural no se inhibe . También se dice que el brazo de palanca desde el vector de fuerza de reacción del suelo hasta el centro de la articulación del tobillo aumenta con el aumento de la rigidez de flexión de los zapatos ; sin embargo, el impacto en la cinemática de MLA no se ha tenido en cuenta. El estudio realizado aquí se completó en sujetos con los pies descalzos en una posición prescrita, lo que puede no traducirse completamente en la mecánica del calzado durante la marcha; sin embargo, la posición del arco y la MTPJ dentro del zapato aún puede afectar la energética de la combinación pie–zapato.

La adición a la comprensión de la función del molinete y su interacción con el muelle de arco puede tener implicaciones clínicas para comprender mejor las patologías relacionadas con el arco, como la fascitis plantar. La inhibición o el enganche del molinete en esta patología puede tener un efecto funcional en la mecánica de la marcha y la rehabilitación del paciente. Finalmente, la elucidación de estos mecanismos puede tener implicaciones en el campo de la biología evolutiva, porque la interacción entre el molinete y el mecanismo de arco-resorte probablemente afecta el rendimiento y la economía, que se supone que son objetivos de la selección natural.

Conclusión

El mecanismo de molinete explica la función del arco en posiciones estáticas, cuando el arco puede deformarse sin resistencia. Sin embargo, durante las compresiones dinámicas, el alargamiento del arco en un ángulo de punta constante, y la absorción y retorno de energía asociados, demuestran que el molinete no define completamente el papel de la fascia plantar en la función del arco. En general, el molinete funciona para modificar la forma del pie, lo que afecta directamente el comportamiento del arco-resorte y la energía del pie.

Ética

La autorización ética fue proporcionada por el Comité de Ética de Investigación Médica de la Universidad de Queensland (número de aprobación 2015000955). Todos los participantes dieron su consentimiento informado.

Accesibilidad de datos

Los conjuntos de datos compatibles con este artículo se pueden encontrar en línea (https://goo.gl/xfJi6F).

Contribuciones de los autores

Todos los autores concibieron el estudio. L. W. diseñó y dirigió el experimento. L. W. analizó los datos y escribió el artículo con la ayuda de M. J. R. L. A. K. y G. A. L. desarrolló el aparato. Todos los autores colaboraron en la interpretación de los resultados y editaron el manuscrito.

Intereses en conflicto

Declaramos que no tenemos intereses en conflicto.

Financiación

G. A. L., L. A. K. y M. J. R. recibió financiación del Consejo Australiano de Investigación (DP160101117), que apoyó este proyecto. M. J. R. y L. W. están financiados por la Subvención de Descubrimiento de la NSERC (RGPIN-2015-04688). L. A. K. está financiado por la Beca Peter Doherty del Consejo de Investigación Médica de National Health & (APP1111909).

Notas de pie de página

El material complementario electrónico puede consultarse en línea en https://dx.doi.org/10.6084/m9.figshare.c.4179026.