invloed van het ankerliermechanisme op de boogveermechanica tijdens de dynamische voetboogvervorming

Inleiding

lopen en rennen zijn integrale bewegingen voor de menselijke beweging. Het vermogen om met verschillende snelheden over constant wisselende oppervlakken te manoeuvreren wordt vergemakkelijkt door een elegant samenspel van bewegingen in de vele kleine scharnieren van de voeten. De voet past zich aan de variaties in het terrein aan, waarbij hij functioneert als een conforme structuur en energieabsorptie en-overdracht beheert. Echter, de voet helpt ook bij voorwaartse aandrijving tijdens het afzetten, waar het zich meer gedraagt als een stijve hendel. Deze dichotome compliant-stijve functie van de voet wordt vaak beschouwd als een belangrijke rol te spelen in het vermogen om te lopen en lopen op twee voeten.

de hoofdstructuur die verantwoordelijk wordt geacht voor het moduleren van de stijfheid van de voet is de middenlangsboog (MLA). De MLA wordt gevormd door negen botten (de calcaneus, talus, navicular, drie cuneiforms en de eerste drie middenvoetsbeentjes ) die worden ondersteund door zowel ligamenteuze als spierstructuren die de lengte van de MLA overspannen . De passieve structuren (b. v.de plantaire fascia, de lange en korte plantaire ligamenten en de calcaneo-naviculaire ligament) hebben een bijzonder belangrijke mechanische rol in het moduleren van twee bekende mechanismen die verondersteld worden de menselijke voortbeweging te bevorderen: de boogveer en de ankerlier (figuur 1).

de boogveer – en ankerliermechanismen tonen aan elke kant het dichotoom conform-stijf gedrag van de voet. De boog is compliant en veerachtig als het comprimeert in hoogte en verlengt in lengte tijdens de vroege – en Midden-stance fasen van het lopen. De boog rolt dan terug in late stand, stijgend en verkort, wat kan helpen bij het verstijven van de voet en kan de voortstuwing tijdens het afzetten helpen. Aan de andere kant stelde Hicks voor dat de overgang van de boog van compliant naar rigide tijdens late stand een functie is van de ankerlierwerking van de plantaire fascia . Hick ‘ s ankerlier mechanisme suggereert dat dorsiflexion van het middenvoetsbeensofalangeale gewricht (MTPJ) tijdens de late houding produceert wikkeling van de plantaire fascia rond het middenvoetskop (of trommel van de ankerlier). Deze wikkeling van de plantaire fascia trekt aan de calcaneus, verkort en verhoogt de boog, en keert het subtalaire gewricht . De cruciale aanname in Hicks ‘ hypothese is dat de plantaire fascia extreem stijf is.

indien het ankerliermechanisme de functie van de voet naar behoren zou modelleren, zou elke mtpj dorsiflexion overeenkomen met een verandering in booglengte en hoogte. Echter, als er een verandering in booglengte en de MTPJ hoek constant is, de plantaire fascia moet rekken / spanning om deze vervorming van de voet tegemoet. Hicks concludeerde dat de plantaire fascia stijf genoeg was om de ankerlier actie uit te voeren, met minimale rek. Gemeten rek en energieteruggave van de plantaire fascia tijdens het lopen wijzen er echter op dat tijdens dynamische, belaste taken het effect van de ankerlier kan worden verminderd. Eerdere kadaverische en eindige-elementen studies hebben het effect van het variëren van de mtpj hoek op de stam in de plantaire fascia onderzocht , en toonde aan dat toenemende dorsiflexion in de MTPJ verhoogt de spanning in het weefsel. Nochtans, is het onduidelijk of het variëren van de mtpj hoek in vivo boogmechanica en energieteruggave beà nvloedt.

verlenging van de zachte weefsels in de boog, als de voet wordt belast tijdens de voortbeweging, is in overeenstemming met het boogveermechanisme zoals voorgesteld door Ker en collega ‘ s . Door cyclische compressies toe te passen op kadavervoeten, bij belastingen die vergelijkbaar zijn met de grondreactie krachten ervaren tijdens het lopen, benadrukten ze dat de plantaire fascia, en andere ligamenteuze structuren van de boog, aanzienlijk bijdroegen aan elastische energieopslag en-terugkeer. We vragen ons daarom af hoe deze twee mechanismen-de ankerlier en de boogveer—interageren om de vorm en functie van de mediale longitudinale boog als functie van de MTPJ hoek te beïnvloeden. Met behulp van een vergelijkbaar in vivo experimenteel paradigma als Ker en collega ‘ s , onderzochten we hoe de MTPJ hoek de stijfheid van de boog, energetica en kinematica beïnvloedt tijdens het laden van de voet. We veronderstelden dat dorsiflexion van de tenen vervorming van de boog zou verminderen door de plantaire fascia voor te spannen en de effectieve stijfheid van de boog te verhogen. We veronderstelden ook dat een verhoogde stijfheid en verminderde vervorming van de boog met een dorsiflexed MTPJ zou leiden tot minder geabsorbeerd en geretourneerde energie in de voet in vergelijking met de plantarflexed MTPJ conditie.

methoden

negen gezonde proefpersonen (8M, 1F, gemiddelde ± soa. dev. 80 ± 12 kg) zonder voorgeschiedenis van letsel aan de onderste ledematen, mits schriftelijke geïnformeerde toestemming om deel te nemen aan dit onderzoek.

een krachtgestuurde elektromagnetische actuator (Linmot PS10-70x400U-BL-QJ, NTI AG Linmot, Zwitserland) oefende een drukkracht uit bij een van twee snelheden door de schacht op de blote voet van de proefpersoon. De kracht werd uitgeoefend op de knie, direct verticaal ten opzichte van de navicular, met de schacht in een hoek van ongeveer 15° ten opzichte van de verticale (vergelijkbaar met de late middenstand bij het lopen, voordat de hiel omhoog gaat ) (figuur 2). Het effect van de mtpj hoek op de boog vervorming werd getest door de MTPJ passief op 30° plantarflexion, neutraal of 30° dorsiflexion ten opzichte van de grond. Een dunne, stijve metalen plaat gebogen voor elke MTPJ positie werd veilig onder de bal van de voet geplaatst. De tenen werden bevestigd met tape om eventuele hoekveranderingen tijdens het testen te voorkomen. De voet was in contact met twee platforms, vergelijkbaar met Ker et al. , met het platform onder de bal van de voet bevestigd op zijn plaats met handgrepen. Het hielplatform had kogellagers aan de bodem bevestigd, waardoor het vrij kon vertalen in de voorste/achterste richting op een lineair podium. Een krachtplatform van 6 graden (Bertec, USA), met een vermogen van 3700 Hz, werd onder dit aangepaste apparaat geplaatst. De deelnemers werden geïnstrueerd om te ontspannen als ladingen van één lichaamsgewicht werden toegepast op de knie, comprimeren, vasthouden en vervolgens het loslaten van de boog van de voet. De snelle conditie belastte de voet tot één lichaamsgewicht met een laadsnelheid van 3,5 ± 0,7 BW s – 1 (Gemiddelde ± s.d.), die werd geselecteerd om een vergelijkbare tijd tot de eerste piek van de grond reactiekracht te veroorzaken als lopen tussen 1,0–1,5 m s−1 . De langzame toestand werd geladen met een snelheid van 1,3 ± 0,1 BW s-1. De compressie werd gehouden voor 0,23 ± 0,05 s voor de snelle conditie en 1,3 ± 0.3 s voor de langzame toestand voor elke MTPJ hoek, in een willekeurige volgorde.

zes camera ‘ s (Qualisys, Zweden), sampling bij 185 Hz, vastgelegd de driedimensionale posities van 20 retro-reflecterende markers (9.0 mm) geplaatst op het huidoppervlak van de voet en de schacht. De marker set was vergelijkbaar met Leardini et al. met een extra marker op het einde van de tweede en vierde proximale vingerkootjes. Daarnaast werden er drie markeringen geplaatst op een starre schachtcluster, werd er een markeerder geplaatst op de mediale femorale epicondyle en werd er een markeerder geplaatst op de laterale femorale epicondyle. Een multi-segment voet model bestaande uit de achtervoet, middenvoet en voorvoet werd ontwikkeld van Leardini et al.’s marker set. Het dwarsvlak van de voet is het vlak dat de calcaneale, eerste middenvoet en vijfde middenvoet markeringen bevat. Het sagittale vlak is normaal voor dit vlak, en snijdt het langs de vector tussen het calcaneus en het tweede middenvoetsbeentje geprojecteerd in het dwarsvlak .

de beweging – en krachtgegevens werden gefilterd met een vierde-orde, low-pass Butterworth-filter met een cut-off frequentie van 6 Hz , geselecteerd uit een snelle fouriertransformatieanalyse. De proeven werden bijgesneden met behulp van de verticale dimensie van de grondreactie kracht, op een drempel van 15 N, met behulp van een aangepaste algoritme geà mplementeerd in Matlab (Mathworks, Natick MA).

de mediale longitudinale booghoek en de MTPJ-hoek (genaamd F2Ps in ) werden berekend op basis van een vastgesteld model . Kort, de MLA hoek is de projectie van de hoek tussen de markers op de achterste calcaneus, sustentaculum tali van de calcaneus en het hoofd van de eerste middenvoet in het sagittale vlak van de voet. De MLA-hoek aan het begin van de compressie wordt afgetrokken van de maximale MLA-hoek die in een proef optrad om de ΔMLA-hoek te verkrijgen. Een verhoogde en positieve ΔMLA hoek geeft aan dat de boog horizontaal wordt verlengd en verticaal wordt gecomprimeerd. De hoek tussen de markeringen op de eerste middenvoetsbasis, het eerste middenvoetskop en de proximale falanx, geprojecteerd in het sagittale vlak, is de MTPJ hoek. De referentie neutrale positie (tenen plat) werd genomen zonder enige toegepaste belasting en werd beschouwd als nul graden van teen dorsiflexion.

de lengte van de boog was de afstand tussen de achterste calcaneale en de eerste middenvoetskopmarker, langs het pad van de primaire slip van de plantaire fascia, genormaliseerd tot de langste geregistreerde booglengte van de proefpersoon (tabel 1). Rek werd gedefinieerd als het bereik van de booglengte tijdens een proef. Booghoogte was de verticale verplaatsing van de naviculaire marker, in dezelfde dimensie als de uitgeoefende kracht op de knie. De initiële booghoogte aan het begin van het onderzoek werd afgetrokken van de laagste booghoogte tijdens dat onderzoek om de boogcompressie te berekenen, en wordt genormaliseerd tot de grootste gemeten boogcompressie voor dat onderwerp (tabel 1). De booghoogte werd gedifferentieerd met betrekking tot de tijd om de boogsnelheid te berekenen, die werd vermenigvuldigd met de verticale kracht, resulterend in boogkracht. De integratie van de boogvermogenscurve in de tijd voor één compressiecyclus leverde het werk in de boog op (Figuur 3). De geabsorbeerde energie werd genomen als het bereik tussen de absolute grootste energie gemeten in een proef (bij belading) en het begin van de proef (onbelast); de geretourneerde energie was het verschil tussen de geabsorbeerde energie en de energiewaarde aan het einde van de proef; en de gedissipeerde energie is het verschil tussen de geabsorbeerde energie en de geretourneerde energie (figuur 3). De verhouding van de geretourneerde energie was de verhouding van de geretourneerde energie tot de geabsorbeerde energie.

Voor het kwantificeren van de vorm van veranderingen in de boog, de as waarover de voorvoet segment gedraaid in vergelijking met de rearfoot segment in de boog compressie proeven werd berekend als de schuine as van beweging . De spiraalvormige as wordt gedefinieerd als een enkele as waarover de driedimensionale (3D) rotatie en waarlangs de 3D-vertaling van een stijf lichaam ten opzichte van een ander plaatsvindt. Het voorvoetsegment werd voor het eerst geregistreerd op de achtervoet voor alle frames. De spiraalvormige assen van beweging werden vervolgens berekend tussen het eerste frame van de proef (zonder vervorming van de boog) en vijf frames in het midden van de proef (op het punt van maximale boog vervorming). Het component-wise gemiddelde van de rotatieas voor deze vijf frames werd genomen om ruis te verminderen, en werd uitgedrukt in het lokale voet coördinatenstelsel. De hoofdcomponentanalyse werd voltooid op de gemiddelde eenheidsvector van de rotatieas, voor elke testconditie en voor alle proefpersonen.

om de statische betrokkenheid van de ankerlier te testen, werd de correlatie tussen MTPJ-hoek en booglengte beoordeeld wanneer de voet statisch en onbelast was. De MTPJ hoek en de boog lengte werden bepaald voor elke proef conditie, het verstrekken van zes combinaties voor elke deelnemer (langzaam/snel voor dorsiflexed/neutraal/plantarflexed). Een variantieanalyse (ANOVA) testte de lineaire regressie van de kleinste kwadraten voor de gepoolde gegevenspunten.

ANOVA onderzocht het effect van MTPJ-hoek (30° dorsiflexion/30° plantarflexion) en laadsnelheid (snel/langzaam) op de energetica van de boog (geabsorbeerde, geretourneerde en gedissipeerde energie, en de energieverhouding), en de kinematische parameters van de boog (boogverlenging, boogcompressie, ΔMLA-hoek, Δ spiraalvormige asrotatie). Om de analyse te vereenvoudigen, werd de neutrale toestand niet opgenomen in de ANOVA.

gepaarde steekproef t-tests evalueerden de verschillen in de belangrijkste componenten van de rotatieassen tussen MTPJ-hoeken en-snelheden.

het alfaniveau werd vastgesteld op 0,05. Alle analyses werden uitgevoerd met behulp van aangepaste software geschreven in Matlab (Mathworks, Natick MA). Tenzij anders aangegeven, zijn alle waarden gemiddelde ± 1 standaardafwijking.

resultaten

bij onbelaste, statische stand was de booglengte 5 ± 1% korter (van de maximale lengte) wanneer de tenen dorsiflexed waren vergeleken met plantarflexed (p < 0,01) (figuur 4). Elk onderwerp ervoer een afnemende booglengte omdat de MTPJ hoek varieerde van plantarflexion tot dorsiflexion. Er was een significante subjectspecifieke lineaire correlatie tussen de booglengte en de MTPJ-hoek (R2 > 0,92). De gepoolde helling had ook een significant lineair verband (R2 = 0,67, p < 0,01) (figuur 4).

de toestand van de Teenhoek tijdens de compressie van de voet had een aanzienlijke invloed op de energie die door de boog wordt geabsorbeerd en afgevoerd (tabel 2) (Figuur 5). In vergelijking met de plantarflexed MTPJ (P) zorgde de dorsiflexed MTPJ (D) ervoor dat de boog meer energie absorbeerde (d = 23,1 ± 8,0 MJ kg−1, P = 20,6 ± 5,4 MJ kg−1, p < 0,05) en meer energie absorbeerde (d = 7,5 ± 4,4 MJ kg−1, P = 6,2 ± 3,4 MJ kg−1, p < 0,05). De MTPJ-hoek had echter geen significant effect op de geretourneerde energie (D = 15,6 ± 5,4 MJ kg−1, P = 14,5 ± 4.9 mj kg-1, p = 0,08) of de verhouding van de geretourneerde energie (D = 0,68 ± 0,11, P = 0,70 ± 0,14, p = 0,11).

de snelheid van de compressie, snel (F) of langzaam (S), beïnvloedde de energetica van de boog (tabel 2). Wanneer de voet snel werd samengedrukt, werd meer energie geabsorbeerd (F = 24,2 ± 8,1 MJ kg-1, S = 19,5 ± 4,5 MJ kg-1, p < 0,05) en teruggegeven (F = 17,3 ± 5,6 MJ kg−1, S = 12,8 ± 3,4 MJ kg−1, p < 0,01) in vergelijking met wanneer de voet langzaam werd samengedrukt. Interessant is dat de gedissipeerde energie niet significant verschilde tussen de twee snelheden (F = 6,9 ± 5,0 MJ kg−1, S = 6,7 ± 2,7 MJ kg−1, p = 0.86) evenals het aandeel van de teruggevoerde energie (F = 0,72 ± 0,14, S = 0,66 ± 0,10, p = 0,19).

de MTPJ-hoek beïnvloedde ook de kinematica van voetcompressie, met een significant effect op de verlenging van de boog. De dorsiflexed MTPJ verhoogde de verlenging van de boog tijdens de ladingsstudies (D = 0,0085 ± 0,0026, P = 0,0053 ± 0,0020, p < 0,01), vergeleken met wanneer de MTPJ plantarflexed was. Er waren geen significante effecten op boogcompressie (D = 0,72 ± 0,16, P = 0,69 ± 0,11, p = 0,23), ΔMLA hoek (d = 2,6 ± 0,9°, P = 2,8 ± 0,7°, p = 0.25) Of Δ spiraalvormige asrotatie (D = 4,2 ± 2,1°, P = 3,6 ± 0,9°, p = 0,20) (tabel 2). Er waren geen significante interactie-effecten op een van de variabelen tussen compressiesnelheid en toe conditie.

de eerste en tweede hoofdcomponent van de oriëntatie van de spiraalassen verklaarden respectievelijk 65,0% en 30,8% van de variantie in de oriëntatie. De tweede component verschilde aanzienlijk tussen de toe-voorwaarden (p < 0,05), terwijl de eerste component niet (p = 0,10). De eerste component verklaarde voornamelijk de oriëntatie van de rotatieas in de anterieure–posterieure richting (dwarsvlak rotatie), en de tweede in de superieure–inferieure richting (frontale vlak rotatie) (zie elektronisch aanvullend materiaal, figuur S1 voor visualisatie). Toen de eerste MTPJ dorsiflexed was, was de rotatieas meer superieur-inferior georiënteerd, en meer anterieur, vergeleken met toen de MTPJ plantarflexed was, waardoor de middenvoet vervormd rond een omgekeerde as (figuur 6). Daarentegen, toen de MTPJ plantarflexed was, de boog gecomprimeerd voornamelijk in het sagittale vlak.

discussie

het doel van dit onderzoek was om de interactie tussen de ankerlier en de boogveermechanismen te begrijpen, door de ankerlier via MTPJ dorsiflexion in te schakelen en de effecten op de arch energetica tijdens een dynamische compressie te onderzoeken. We veronderstelden dat MTPJ dorsiflexion zou pre-spanning de plantaire fascia en verstijven de boog. In tegenstelling tot onze hypothese verminderde de betrokkenheid van het ankerliermechanisme echter de stijfheid van de boog en verhoogde de energieabsorptie en-dissipatie. Het effect van MTPJ dorsiflexion heeft daarom het potentieel om de voortbeweging te beïnvloeden door het mechanische energieprofiel in de voet te veranderen.

het ankerliermechanisme voorspelt dat wanneer de MTPJ dorsiflexed is, de boog in hoogte toeneemt en in lengte afneemt, wat werd bevestigd in de resultaten van onze onbelaste toestand. De relatie tussen de MTPJ hoek en de boog elongatie was sterk gecorreleerd en grotendeels consistent voor alle proefpersonen. In tegenstelling tot het statische, onbelaste geval, als het ankerliermechanisme de dynamische beweging van de boog verklaart, dan mag er bij constante teenhoeken geen verandering in de lengte van de boog plaatsvinden. Echter, de boog verlengd tijdens de compressie proeven, wat betekent dat de plantaire fascia moet vervormen om deze verandering tegemoet te komen. Dit komt overeen met de meting van de elongatie van de plantaire fascia in eerdere studies en impliceert dat het ankerliermechanisme het gedrag van de boog tijdens dynamische belasting niet volledig verklaart.

de ankerlier moduleerde echter wel de energetica van de boog tijdens dynamische belasting. Toen de ankerlier mechanisme werd ingeschakeld, werd de boog aanzienlijk ingekort, die waarschijnlijk geplaatst andere weefsels kruising van de boog dichter bij hun rustlengte. De boog kan daarom een grotere excursie ondergaan vanwege de niet-lineaire elastische eigenschappen van de boogspannende weefsels. Dit zou functioneel de bulkstijfheid van de boog verminderen en tot grotere rek leiden, en bijgevolg Grotere energieabsorptie en dissipatie tijdens cyclische belasting van de voet vergemakkelijken. Hoewel het effect van het verstoren van de MTPJ hoek op de specifieke interne structuren van de voet niet kan worden bepaald met deze methoden, is het mogelijk dat de wijziging van de vorm en lengte van de boog veranderde het aandeel van de belasting geleverd aan de weke weefselstructuren van de boog. Verschillen in viscositeit tussen deze structuren kunnen ook de afgevoerde energie in de boog beïnvloeden.

de compressiesnelheid had een kleine, maar belangrijke invloed op de energetica van de boog. Meer energie werd geabsorbeerd en teruggegeven door de boog van de voet wanneer de boog werd gecomprimeerd in de snelle toestand in vergelijking met de langzame toestand. Vergelijkbare piekkrachten en piekvervorming werden gevonden bij beide laadsnelheden; echter, een meer lineaire stijfheid in de snelle laadtoestand (waardoor een verhoogde stijfheid bij lage krachten mogelijk was) was de belangrijkste bron van de verhoogde energie die werd opgeslagen en teruggegeven. Het is waarschijnlijk dat deze kleine verandering in stijfheid bij lagere krachten het gevolg kan zijn van de activering van de intrinsieke voetspieren—waarvan is aangetoond dat ze de stijfheid van de boog onder vergelijkbare belastingomstandigheden veranderen . In dit experiment hebben we de intrinsieke voetspieractivering niet gemeten (waarvoor intramusculaire elektromyografie nodig is) en kunnen we dus niet bevestigen of er een verschil was in spieractivering tussen proeven. We gaan ervan uit dat spieractivering voornamelijk wordt aangedreven door krachttoepassing ; nochtans, kan er ook een subtiel verschil in activering toe te schrijven aan de snelheid van rek zijn, die tot het verschil in zowel geabsorbeerde als teruggekeerde energie bij de boog kan hebben geleid. Bovendien was er geen verschil in de afgevoerde energie tussen de snelheidsomstandigheden. Dit is consistent met biologische weefsels die over het algemeen een rekverschil van verschillende ordes van grootte vereisen om een verandering in viskeuze energiedissipatie op te wekken .

MTPJ dorsiflexion veranderde de vervorming van de voet. De spiraalvormige as toont hoe de voorvoet beweegt ten opzichte van de achtervoet, en als gevolg daarvan is de beschreven beweging onafhankelijk van de globale positie van de voet. Tussen twee identieke compressies, zou worden verwacht dat de as hetzelfde zou blijven. Echter, toen de MTPJ dorsiflexed was, bewoog de voorvoet rond een hellende as ten opzichte van de achtervoet, vergeleken met de plantarflexed MTPJ. Dit betekent functioneel dat als de achtervoet hypothetisch in dezelfde positie is, de voorvoet meer in het dwarsvlak draait (d.w.z. extern roteert) tijdens een voet compressie wanneer de MTPJ dorsiflexed dan de zuiver sagittale beweging die optreedt wanneer de MTPJ plantarflexed. Als er meer beweging is in het dwarsvlak, kunnen verhoogde belastingen worden ervaren door verschillende boogspannende structuren die bestand zijn tegen de uitwendige rotatie van de voorvoet, zoals de mediale band van de plantaire fascia, de deltoideus ligament of de abductor hallucinis spier. Met andere woorden, de belasting in de voet kan worden herverdeeld naar verschillende weefsels, die van invloed kunnen zijn op de energetica van de boog als gevolg van verschillen tussen de weefsels’ moment armen en materiaaleigenschappen.

de verschuiving van de spiraalvormige as van het sagittale vlak (plantarflexed MTPJ) naar alle drie de vlakken (dorsiflexed MTPJ) geeft aan dat het tweedimensionale trussmodel in het sagittale vlak het gedrag van de mediale longitudinale boog niet correct modelleert. Dit wordt ondersteund door de significante Arch rek, maar de niet-significante arch compressie. Bovendien vertonen noch de verandering in de ΔMLA-hoek, noch de rotatie rond de spiraalas significante verschillen tussen de teenomstandigheden. Dit suggereert dat er veranderingen in de dwarsboog kunnen zijn die niet in deze tweedimensionale modellen worden meegenomen, zoals Fuller heeft gesuggereerd, en dat driedimensionale modellen de energetica en het gedrag van de boog beter zullen modelleren.

een beperking van deze studie is dat ons experimentele paradigma niet precies de omstandigheden nadeed die tijdens de voortbeweging werden gevonden. Het bereik van de MLA hoekwaarden bij gezond lopen (ongeveer 4° in middenstand, exclusief push-off ) lag dicht bij het bereik dat hier werd ervaren (2,1-3,7°); de eerste MTPJ en boogkinematica ervaren echter niet noodzakelijk de combinatie van omstandigheden die hier worden gecontroleerd. Hoewel het moeilijk is om onze bevindingen direct te relateren aan de voetfunctie tijdens het lopen, hebben we een nieuwe interactie aangetoond tussen de ankerlier en de boogveer, die waarschijnlijk consistent is over een reeks van teenflexiehoeken. Bijvoorbeeld, als de dorsiflexion van de MTPJ is beperkt voor het eerste contact tijdens het lopen, kan het beperken van de verlenging van de boog, en dus de energieabsorptie tijdens de impact, en vervolgens invloed op het vermogen van de voet om schokken te absorberen. Het kan ook leiden tot de voet om anders te vervormen, door het persen van verschillende boogweefsels, die ook arch energetica zou wijzigen. Daarom kan het ankerliermechanisme belangrijk zijn tijdens het eerste contact en tijdens het afzetten. We hebben ook niet gekwalificeerd het voettype (bijvoorbeeld platte voeten, hoge boog) van de proefpersonen; we vonden echter nog steeds significante verschillen tussen de omstandigheden, wat waarschijnlijk erop wijst dat gezonde voeten op dezelfde manier functioneren ondanks potentiële morfologische verschillen.

de voet was in contact met twee punten op de krachtplaat, waardoor we de verhouding van de kracht op de achter-en voorvoet niet konden kennen. Andere studies hebben de kracht toegewezen aan de voor-of achtervoet, afhankelijk van de geometrie of de locatie van het drukpunt ten opzichte van de middenvoetkoppen . Aangezien de richting van de toegepaste kracht in dit geval eendimensionaal was, was de bulk energie-metriek die werd gebruikt om de energetica van de boog te kwantificeren een eenvoudige manier om de boogmechanica aan te geven zonder aannames te maken over de krachtverdeling op de zool van de voet. Deze benadering kan echter het totale overgedragen mechanische vermogen onderschatten. Energie wordt waarschijnlijk ook geabsorbeerd en afgevoerd in andere zachte weefsels, zoals het vetkussen van de hiel . De energiedissipatie in het hielvet tijdens het lopen is aangetoond 28,6 ± 6,9% in kadaverexperimenten en 17,8 ± 0.8% Tijdens in vivo experimenten . Hoewel we de bijdragen van de boog en zachte weefsels van de onderste ledematen niet kunnen scheiden met deze methoden, lijkt het onwaarschijnlijk dat zachte weefsel dissipatie in de knie of enkel gewrichten, of het vet pad van de hiel, worden verstoord door de dorsiflexion van de MTPJ.

dit werk heeft verschillende toepassingen. Het variëren van de mtpj hoek in schoen en orthese ontwerp heeft gevolgen voor het wijzigen van de absorptie van schokken, de functionele rotatie as van de boog en de energetische besparingen. Zo heeft eerder werk aangetoond dat het verhogen van de buigstijfheid van schoenen MTPJ dorsiflexion kan beperken, wat energieverlies in dit gewricht kan verminderen , en dat een metabolisch minimum bestaat bij een kritische stijfheid waar natuurlijke MTPJ dorsiflexion niet wordt geremd . De hefboom van de grond reactiekracht vector naar het midden van het enkelgewricht wordt ook gezegd te verhogen met de toenemende buigstijfheid van schoenen ; echter, de impact op MLA kinematica is niet in aanmerking genomen. De studie die hier werd uitgevoerd werd voltooid bij proefpersonen met blote voeten in een voorgeschreven positie, die niet volledig vertalen naar schoeisel mechanica tijdens het lopen; echter, de positie van de boog en MTPJ in de schoen kan nog steeds invloed hebben op de energetica van de voet–schoen combinatie.

het vergroten van het begrip van de functie van de ankerlier en zijn wisselwerking met de boogveer kan klinische implicaties hebben voor het verder begrijpen van booggerelateerde pathologieën zoals plantaire fasciitis. De remming of betrokkenheid van de ankerlier in deze pathologie kan een functioneel effect hebben op de gangmechanica en de revalidatie van de patiënt. Tenslotte kan de opheldering van deze mechanismen implicaties hebben op het gebied van de evolutionaire biologie, omdat de wisselwerking tussen de ankerlier en het boogveermechanisme waarschijnlijk invloed heeft op de prestaties en de economie, waarvan wordt verondersteld dat ze doelen van natuurlijke selectie zijn.

conclusie

het ankerliermechanisme verklaart de functie van de boog in statische posities, wanneer de boog kan vervormen zonder weerstand. Tijdens dynamische compressies, de verlenging van de boog onder een constante teenhoek, en de bijbehorende energieabsorptie en terugkeer, tonen echter aan dat de ankerlier de rol van de plantaire fascia in de boogfunctie niet volledig definieert. In het algemeen werkt de ankerlier om de vorm van de voet te wijzigen, wat direct van invloed is op het boogveergedrag en de energetica van de voet.

ethiek

ethische goedkeuring werd verstrekt door de University Of Queensland Medical Research Ethics Committee (approval no. 2015000955). Geà nformeerde toestemming werd verstrekt door alle deelnemers.

toegankelijkheid van gegevens

de datasets die dit artikel ondersteunen, zijn online te vinden (https://goo.gl/xfJi6F).

bijdragen van auteurs

alle auteurs hebben de studie ontworpen. L. W. ontwierp en voerde het experiment uit. L. W. analyseerde de gegevens en schreef het paper met behulp van M. J. R. L. A. K. en G. A. L. ontwikkelden het apparaat. Alle auteurs hielpen bij de interpretatie van de resultaten en redigeerden het manuscript.

concurrerende belangen

wij verklaren dat wij geen concurrerende belangen hebben.

financiering

G. A. L., L. A. K. en M. J. R. ontving financiering van de Australian Research Council (Dp160101117), die dit project ondersteunde. M. J. R. en L. W. worden gefinancierd door de Nserc Discovery Grant (RGPIN-2015-04688). L. A. K. wordt gefinancierd door de Peter Doherty Fellowship (App1111909) van de National Health & Medical Research Council.

voetnoten

elektronisch aanvullend materiaal is online beschikbaar op https://dx.doi.org/10.6084/m9.figshare.c.4179026.