Pathologien von Fuß und Sprunggelenk beeinflussen die Funktion des Fußes und somit auch das Gangbild.  Im Umkehrschluss kann die Analyse der plantaren Druckverteilung wertvolle Rückschlüsse auf die zugrundeliegende Pathologie, deren funktionelle Auswirkung, die Einleitung entsprechender konservativer oder operativer Therapiemaßnahmen sowie deren abschließende quantitative und qualitative Evaluation liefern.

Die Fußsohle stellt die Kontaktfläche zwischen dem Boden und dem menschlichen Körper dar. Dementsprechend ist sie für die Kraft- und Lastübertragung beim Stehen, Gehen und Laufen verantwortlich. Bestehen Pathologien am Fuß oder Sprunggelenk spiegelt sich dies durch die daraus resultierende Fehlstatik oder die Einnahme einer Schonhaltung in einer Änderung des Druckverteilungsmusters wider. Bei der Druckverteilung wird die Kraft pro Fläche betrachtet. Dies ist insofern von besonderer Bedeutung, da sowohl die individuelle Fußanatomie als auch die Abwicklung des Abrollvorgangs einen großen Einfluss auf das plantare Druckverteilungsmuster nehmen.
Die Pedobarographie (auch Pedographie) als Funktionsdiagnostik des Bewegungssystems ist ein Teilbereich der instrumentellen Ganganalyse. Sie spielt jedoch als relativ einfach zu bedienendes Tool eine große Rolle in der Diagnose, Therapieplanung als auch Therapie­kontrolle. Während sich die Kinematik als klassische Bewegungsanalyse der dreidimen­sionalen Stellung der Körpersegmente und deren räumliche Änderung widmet ist die Pedobarographie als kinetische Messmethode zu bezeichnen. Im Gegensatz zu den Kraftmessplattformen ist die Pedobarographie ein ortsauflösendes Messverfahren. Das bedeutet, dass Regionen mit pathologischen Befunden, die sich in einem erhöhten plantaren Druckwert widerspiegeln, je nach Auflösungsvermögen des verwendeten Systems, genau zugeordnet werden können.

Bereits in der 2. Hälfte des 19. Jahrhunderts wurden die ersten quantitativen Analysen im Bereich der Druckverteilungsmessung durchgeführt. Pioniere auf diesem Gebiet waren Marey und Carlet (Marey, 1873; Carlet, 1872). Sie verwendeten pneumatische Druckaufnehmer. Im weiteren Verlauf kamen verformbare Materialien in Einsatz, die in einer ihrer Druckexposition proportionale Tinten­färbung aufwiesen. Forstall wird in diesem Zusammenhang als Erstbeschreiber des statischen Fußabdrucks aufgeführt. Seine Messmethodik bestand im Blauabdruck mit Darstellung des Fußes auf einem Blatt Papier (Elftman, 1934). Die Einschränkung dieses Verfahrens lag darin, dass lediglich qualitative Beurteilungen damit möglich waren. Durch die technische Entwicklung von elektromechanischen Sensoren, deren Technologie auch in den aktuellen Messsystemen Verwendung findet, wurde eine quantifizierbare Aussagekraft über die Druckverteilung am Fuß möglich. Die Messgenauigkeit wurde in den letzten Jahrzehnten immer weiter verfeinert. Durch die Entwicklung von mobilen Messsystemen und kabellosen Untersuchungsgeräten ist die Pedobarografie nicht mehr laborgebunden sondern kann auch im Alltag eingesetzt werden.

Bei den aktuellen Messverfahren werden zunächst durch den Sensor die Boden­reaktions­kräfte gemessen und anschließend gemäß der Formel p = F/A (p = Druck, F = Kraft, A = Fläche) die Kraft mit der Sensorenfläche verrechnet. Die gängige Einheit in der klinischen Praxis ist Newton pro cm² gleichwohl die SI-Einheit in Newton pro m² angegeben wird.

Hinsichtlich der Messprinzipien können 5 unterschiedliche Messverfahren unterschieden werden:

• Optische Verfahren
• Kapazitative Verfahren,
• Piezo-resistive Verfahren
• Piezo-elektrische Verfahren
• Verfahren mit Lasertechnik

Den optischen Verfahren wird im klinischen Alltag nur noch historische Bedeutung eingeräumt. In der Orthopädieschuhtechnik findet dieses Verfahren teilweise noch Anwendung.
Bei den kapazitativen Messverfahren wird der Abstand von elektrischen Kondensatoren bei vertikaler Belastung verringert. Zwischen den beiden Kondensatorplatten (-folien) befindet sich ein elastisch kompressibles, elektrisch isolierendes Dielektrikum. Je geringer der Abstand der beiden elektrisch leitenden Platten desto höher die Kapazität. Diese wird mit einer hochfrequenten Prüfspannung erfasst.
Prinzipiell ähnlich ist das resistive Verfahren. Auch hier liegen zwei leitende Schichten einander gegenüber. Die Kontaktfläche ist definiert. Durch Krafteinleitung vergrößert sich die Kontaktfläche zwischen den beiden Schichten. Hieraus resultiert ein Widerstandsabfall, der quantitativ erfasst und entsprechend umgerechnet werden kann. Der Vorteil der piezo-resistiven Sensoren liegt in ihrer relativ preiswerten Verfügbarkeit, dem einfachen Aufbau und der Sensorergometrie. Unter Sensorergometrie versteht man den Aufbau des Sensors. Trotz der hohen Ansprüche an Messgenauigkeit, Haltbarkeit und geringe Störanfälligkeit müssen die Messsohlen so dünn wie möglich konstruiert werden, damit nicht die Messung durch das Messsystem selbst beeinflusst wird.
Beim piezo-elektrischen Verfahren werden Sensoren verwendet, die aus Piezokristallen / Quarze bestehen. Diese sind statisch aufgeladen. Je nach Hersteller sind diese Quarze in flüssigkeitsgefüllte Zellen integriert. Wirkt eine Kraft auf die Sensoren ein, kommt es zu einer Ladungsverschiebung, die sich proportional zur einwirkenden Kraft verhält.
Das auf Lasertechnik basierende Verfahren hat sich im klinischen Alltag bisher nicht durchgesetzt und wird deshalb nicht weiter erörtert. Es sei auf die Publikation von Hughes verwiesen (Hughes, 2000) .

In Abhängigkeit der Fragestellung kann die Messung der Druckverteilung entweder am ruhenden Fuß (statische Messung) oder beim Gehen (dynamische Messung) durchgeführt werden.
Eine weitere Unterscheidung betrifft die Lage der Sensoren. Das Messsystem kann als Messplattform auf den Boden gelegt werden (floor based), über die der Patient barfuß hinweggeht oder es können (teilweise zuschneidbare) Sohlen in den Schuh eingelegt werden, die eine "in-shoe"-Messung erlauben. Wichtig ist, dass die Messung der Druck­verteilung dort erfolgen muss, wo die Druckübertragung interessiert. So muss bei den Sohlensystemen die Messsohle immer direkt am Fuß angebracht sein, um die dortigen Verhältnisse zu messen und nicht unterhalb der Einlage. Eine Messung mit einer Mess­plattform, über die der Proband mit Schuhwerk geht, lässt keine Rückschlüsse auf die Druckverteilung im Sohlenbereich des Fußes zu. Die Vorteile der "Insole"-Messungen bestehen in ihrem ubiquitären Einsatz. Bei den neueren Systemen erfolgt die Messung kabellos oder wird am Patienten aufgezeichnet und die Ergebnisse später ausgelesen. Weiterhin erfolgt die Druckmessung bei der "in-shoe"-Messung unter realitätsnahen Bedingungen. Die im Schuh zur Anwendung kommenden Sohlen müssen dünn und elastisch gearbeitet sein, damit sie nicht selbst durch Alteration des Abrollverhaltens den Gang beeinflussen. Nachteil ist der mögliche Verschleiß der Druckmesssohlen, die daraus resultierenden Messfehler bei Sensorenausfall sowie die dadurch entstehenden Folgekosten.
Für die Simulation eines Barfußgangs fixieren wir in unserem Labor für Gang- und Bewe­gungs­analyse die Druckmessfolien, indem der Patient einen dünnen Strumpf anzieht. Mit dieser Methode können verfälschende Einflüsse des Schuhwerks auf die Schrittabwicklung und Druckverteilung vermieden werden. Die Praktik der in manchen Laboren durchgeführten Verwendung von Ballettschuhen sehen wir u.a. aus hygienetechnischen Gesichtspunkten kritisch.
Die Messplattform zeichnet sich dadurch aus, dass sie hinsichtlich des Verschleißes weniger anfällig ist. In der Regel ist die zeitliche und örtliche Auflösung bei diesen stationären Messanlagen größer. Nachteil der Messplattformen ist, dass der differenzierte Proband in der Regel registriert, dass der Untersucher ihn solange gehen lässt, bis er die Messplatte richtig getroffen hat. Der Proband wird bei den weiteren Untersuchungsgängen natürlich seine Schrittlänge und –geschwindigkeit so abstimmen, dass er die Platte richtig trifft und die Untersuchung möglichst schnell beendet ist. Dies kann soweit führen, dass der Patient ähnlich einem Elfmeterschützen beim Fußball die Schrittfolge so stark verzögert, um letztlich eine Punktlandung auf der Platte zu erzielen. Deckt man die Platte mit einem Bodenbelag ab, kann dies die Messergebnisse aufgrund der Dämpfung und der Druckumverteilung durch den Belag verfälschen. Das als Kistler-Gang bezeichnete Phänomen des bewussten Ansteuerns der Platte durch den Patienten (Kistler-Platten sind in den Boden eingebrachte Platten zur Messung der Bodenreaktionskräfte) wurde über lange Zeit angeschuldigt, die Messergeb­nisse zu verfälschen. Studien von Grabiner und Wearing kommen jedoch zu dem Ergebnis, dass ein Anvisieren der Plattform weder die Variabilität noch die Ausprägung der erhobenen Bodenreaktionskräfte systematisch verändert ¹².
Eine weitere Messbesonderheit besteht darin, dass durch die handelsüblichen Systeme in der Regel nur die vertikal zu den Sensoren eingeleiteten Kräfte gemessen werden können (uniaxiale Messung). Der erste Nachteil liegt darin, dass gerade bei Patienten mit Neuro­pathie (z.B. Diabetisches Fußsyndrom) die Scherkräfte bei der Evaluation der durchgeführten Einlagen oder Maßschuhversorgung besonders interessieren würde ³, diese Kräfte aber nicht gemessen werden. Zwar gibt es piezoelektrische Sensoren, mit denen es möglich ist auch Scherkräfte zu messen, der Nachteil ist jedoch die Dicke der Sensoren. Bedenkt man, wie stark ein Schuh während des Abrollvorgangs gebogen wird – und damit auch die innen befindliche Messsohle – lassen sich leicht die unterschiedlichen Messwerte erklären, die bei der "in-shoe“-Messung im Vergleich mit der Barfußmessung auf der Messplattform auftreten und somit einen weiteren großen Nachteil darstellen.

Von der Anzahl der vorhandenen Sensoren ist die örtliche Auflösung der Messung abhängig. Je mehr Sensoren vorhanden sind, umso genauer kann das plantare Druckverteilungsmuster bestimmt werden. Die übliche Auflösung beträgt zwischen 0,5 und 4 Sensoren pro cm² (Ortsauflösung, Detailauflösung). Eine Steigerung der Messgenauigkeit durch eine höhere Ortsauflösung ist nur bis zu bestimmten Grenzen möglich; aufgrund des indirekten Zusammenhangs zwischen einwirkendem Druck und Ortsauflösung werden ab einem gewissen Zeitpunkt Mengen an Daten generiert, die keine Zusatzinformation bieten (Maiwald, 2009),⁴. Rosenbaum zeigte, dass bezüglich des Informationsgewinns kein Unterschied zwischen Messsystemen mit 4 Sensoren pro Quadrat­zenti­meter und 9 Sensoren pro Quadrat­zenti­meter besteht ⁵. Drerup  konnte nachweisen, dass bei Diabetikern eine gute Ortsauflösung des Messsystems notwendig ist, da bei diesem Patientenklientel das Auftreten von Druckspitzen mit gravierenden Folgeerscheinungen verbunden ist und deshalb der Identifizierung von Druckspitzen am Fuß höchste Priorität eingeräumt werden muss (Drerup, 2002).
Auch bei der zeitlichen Auflösung, d.h. der Messfrequenz, gibt es große Spannbreiten von wenigen Messungen pro Sekunde bis zu Frequenzen von 500 Hz. Technische Grenzen der Aufzeichnungsfrequenz liegen laut Schneider zum einen in der mechanischen Eigenschaft des Sensors, zum anderen in der Verarbeitungsgeschwindigkeit des Messsystems. Der gleiche Autor gibt an, dass „bei niedrigeren Frequenzen die Spitzenwerte der Boden­reaktions­kräfte noch ausreichend genau erfasst werden, aber kleinere Schwankungen der angreifenden Kräfte nicht mehr adäquat erfasst werden“ (Schneider, 2000).
Aus diesen Parametern ergeben sich schließlich die möglichen Messgrößen des Verfahrens: direkte Belastungsmesswerte, Flächen- und Zeitmesswerte. Weiterhin kann der Kraft­angriffs­punkt (Druckschwerpunkt, Center of Pressure, CoP) räumlich und zeitlich dargestellt werden.

Die Hysterese entsteht durch den Aufbau der Sensoren und bezeichnet die zeitabhängige Funktionsbeeinträchtigung der Sensoren. Wirkt über eine zunehmende Dauer eine Kraft auf die Sensoren zeigen diese beim Rückgang der Kraftexposition eine verzögerte Wirkungs­änderung an. Der Unterschied zwischen dem „neuen“ Messpunkt und dem „alten“ Messpunkt bei gleicher Kraftexposition gilt als Hysterese (Geck, 2001; Kolling, 2004).

Unter einem Crosstalk versteht man die wechselseitige Beeinflussung von Sensoren. Beeinflusst wird der Crosstalk durch die Sensorgrößen und die Anordnung der Sensoren. Durch den Crosstalk können Messwerte verfälscht werden (Geck, 2001).

Beim Gehen treten nicht nur vertikale Kräfte sondern auch horizontale Kräfte am Fuß auf. Diese Kräfte sind in Phasen der Beschleunigung als auch des Abbremsens am größten. Die meisten der derzeit gängigen Messsysteme können lediglich die vertikal eingeleiteten Kräfte messen (uniaxiale Messung, s.o.). Der große Nachteil liegt darin, dass gerade bei Patienten mit Neuropathie (z.B. Diabetisches Fußsyndrom) die Scherkräfte bei der Evaluation der durchgeführten Einlagen oder Maßschuhversorgung besonders interessieren würde, diese Kräfte aber nicht gemessen werden. Zwar gibt es piezoelektrische Sensoren, mit denen es möglich ist auch Scherkräfte zu messen, der Nachteil ist jedoch die bereits beschriebene Dicke der Sensoren.

Gerade bei "in-shoe"-Messung mit Druckmessfolien sind diese direkt der Körperwärme exponiert. Daraus resultiert ein Temperaturanstieg im Bereich der Sensoren, der mit der Dauer der Untersuchung zunimmt. Sowohl resistive, kapazitive als auch piezoelektrische Messsysteme weisen diese Temperaturabhängigkeit auf (Geck, 2001; Maiwald, 2009), die mittels Software­algorithmen korrigiert werden muss. Piezoelektrische Messsysteme weisen die größte Beeinflussung durch die Temperatur auf. Daraus ergibt sich, dass piezoelektrische Pedobarographiesysteme für die "in-shoe"-Anwendung nicht geeignet sind.

Der physiologische Gang des Menschen beinhaltet, dass kein Schritt des gleichen Probanden exakt dem anderen gleicht. Diese Variabilität der Einzelschritte bedeutet für den Unter­sucher, dass er nie nur eine Einzelmessung interpretieren darf, sondern mehrere Einzel­untersuchungen mittelt oder mehrere Einzelmessungen hinsichtlich ihrer abnormen Abweichungen auf Konsistenz überprüft (Ludwig, 2012).
Auf die Probleme, die bei Verwendung von Messplatten durch das zielgerichtete Gehen des Probanden entstehen, wurde bereits eingegangen. Ein weiterer Faktor, der bei der räum­lichen Planung einer Untersuchungsstrecke berücksichtigt werden muss, ist eine ausrei­chende Länge der Gehstrecke. Der Proband muss die Möglichkeit haben, „Geschwindigkeit aufzunehmen“, um mit seiner normalen Gehgeschwindigkeit (comfortable walking speed) sein übliches Gangbild abzubilden. Das bedeutet auch, dass nach dem Ende der eigentlichen Messstrecke noch entsprechend Raum für den Auslauf vorhanden ist, so dass der Proband beim Erreichen der Messplatte nicht bereits seine Geschwindigkeit vorzeitig abbremst.

Bei der Anschaffung eines Messsystems für Pedobarografie muss man sich im Vorfeld die Einsatzziele überlegen. Wichtige Parameter nach Kolling (Kolling, 2004), die bei der Bewertung eine Rolle spielen, sind

• Temperaturabhängigkeit
• Scherkräfte
• Flächendeckung
• Flexibilität
• Reproduzierbarkeit
• Langzeit- und Kurzzeitstabilität
• Software
• Defektanfälligkeit

Während bei der klinischen Untersuchung oft einzelne Druckwertspitzen interessieren, die im Rahmen einer konservativen oder operativen Maßnahme reduziert werden sollen, wird im wissenschaftlichen Bereich oder bei Vergleich von Patienten gegen Normgruppen der Fuß in sog. Subareale eingeteilt. Diese Areale sind entweder individuell vom Untersucher festlegbar oder werden von der Software anhand vorgegebener Algorithmen erstellt, orientieren sich aber in beiden Fällen meist an anatomischen Landmarken.
Im Stehen besteht eine prozentuale Verteilung der angreifenden Kräfte und somit auch des Druckes mit 60 % im Fersenbereich und ca. 30 % im Vorfußbereich. Die restlichen 10 % verteilen sich auf den Mittelfuß. Dies ist erstaunlich, umfasst doch der Mittelfuß knapp die Hälfte der Fußsohle. Trotz dieses hohen Anteils an der Gesamtfläche ist aufgrund der Längsgewölbekonstruktion des Fußes die Kontaktfläche zum Boden sehr gering. Ist das Fußlängsgewölbe aufgrund angeborener oder erworbener Erkrankungen abgeflacht, steigt damit die Kontaktfläche und somit auch der prozentuale Anteil an der Druckverteilung des Fußes. Damit wird auch das Prinzip der Einarbeitung von Pelotten bei der Einlagen­versorgung verständlich. Bei Überbeanspruchung im Vorfußbereich (z.B. Metatarsalgie) wird durch die Pelotte die Kontakt- und Kraftübertragungsfläche im Mittelfuß vergrößert, die Kräfte auf eine größere Fläche verteilt und Druck von den Metatarsaleköpfchen genommen.
Die Höhe der plantaren Spitzendruckwerte korreliert mit der Ganggeschwindigkeit, Schritt­länge und Körpergewicht (Kolling, 2004; Köck, 2007).  Für die Geschwindigkeit bedeutet das: Je schneller man geht, umso größere Spitzenwerte werden generiert. Dies betrifft vor allem die Ferse, den lateralen Vorfuß, Metatarsale I und den Hallux ⁶. Gleichzeitig nimmt der Wert unter dem lateralen Mittelfuß ab. Folgt man den Ausführungen von Rosenbaum et al, setzt mit steigender Geschwindigkeit ein Lasttransfer von lateral nach medial ein (Rosenbaum, 1994). Die hieraus stärkere Belastung des medialen Längsgewölbes würde das häufige Auftreten von Tibialis-posterior-Sehnen-Problemen beim Läufer erklären.

Die Ganglinie wird gebildet, indem die Kraftangriffspunkte (COP, Center of pressure) zu verschiedenen Zeiten des Abrollvorgangs bestimmt und diese Punkte miteinander verbunden werden. Bei der Beurteilung der Ganglinie wird sowohl der räumliche als auch zeitliche Verlauf dieser Punkte betrachtet. Beim normalen Fuß mit physiologischem Gang beginnt die Ganglinie mit dem Fersenaufsetzen in der Mitte der Ferse. Im weiteren Verlauf folgt die Linie der lateralen Seite des Mittelfußes nach distal, um dann im Vorfußbereich nach medial abzubiegen. Löst sich die Ferse vom Boden liegt der COP unter dem 2.-3. Mittel­fuß­köpfchen. Letzter Kraftmesspunkt ist in der Regel der Großzehenbeere, da über diese der Abrollvorgang beendet wird. In Abhängigkeit von individueller Pronation oder Supination kann sich die Ganglinie nach medial oder lateral verschieben. Die sich ergebende Linie ist beim Normalbefund glatt. Gezackte, unregelmäßige Linienmuster sprechen z.B. für eine Imbalance während des Gehens. Legt man die Ganglinien mehrere Schritte übereinander, ergeben sich beim Gesunden keine Ausreißer, die Gesamtlinie erscheint schmal. Ist die Gesamtlinie verbreitert liegt dies an stark variierenden Ganglinien bei den einzelnen Schrittfolgen. Je länger der Proband beim Abrollen eine Fußregion belastet, umso enger liegen die Kraftangriffspunkte auf der ermittelten Ganglinie zusammen. Die Auswertung der Ganglinie ermöglicht somit auch Rückschlüsse, ob der Proband eine normale Abwicklung des Schritts vollzieht.

Somit bietet die Ganglinie weitere wichtige Anhaltspunkte für die Beurteilung des Abroll­verhaltens. Je nach vorhandener Software kann zusätzlich ein Zyklogramm erstellt werden. Damit lassen sich die Ganglinien beider Füße sowie der Wechsel der Belastung von der einen auf die andere Seite darstellen. Beim gesunden Probanden ergibt sich eine symmetrische Schmetterlingsfigur. Beinlängenunterschiede, Insuffizienzhinken oder neuromuskuläre Erkrankungen resultieren in asymmetrischen Zyklogrammen.

Nach Mueller und Maluf ⁷ kann der Körper auf vermehrten Druck folgendermaßen reagieren:

• Atrophie
• Maintenance (Beibehaltung des Status  quo)
• Hypertrophie (Bildung von Hyperkeratose)
• Verletzung (Bildung einer Ulzeration)
• Nekrose

Abgesehen vom plötzlichen Einwirken extrem hoher Druckwerte können auch niedrige, lang anhaltende sowie repetitive, mäßige Druckbelastungen dazu führen, dass Schäden im Sinne einer Dekompensation auftreten können.

Aufgrund der modernen Klumpfußtherapie nach Ponseti ist die Prävalenz adulter Klumpfüße sehr selten geworden. Der Klumpfuß ist eine komplexe, aus mehreren Komponenten bestehende Fußdeformität, die sich aus Spitzfuß- und Varusstellung (Pes equinovarus), Adduktion (adductus) und hohlfußartiger (excavatus) Komponente zusammensetzt. Bei der pedobarografischen Untersuchung zeigt sich eine Druckerhöhung im Mittelfuß und lateralen Vorfußbereich. Der Druck im Bereich der Fersenregion ist erniedrigt. Die Ganglinie verläuft lateralisiert ¹⁴.

Beim Sichelfuß besteht eine Adduktionsstellung im Vorfuß, die oft mit einer Valgusstellung im Rückfuß einhergeht. Eine Mehraktivität des M. abductor hallucis sowie des M. tibialis anterior kann für die Adduktionsfehlstellung des Fußes verantwortlich gemacht werden. (Cave bei der Nomenklatur: die Adduktionsbeschreibung des Fußes bezieht sich auf den Körpermedian als Referenzebene, die Referenzebene des M. abductor hallucis im Vorfußbereich ist der 2. Strahl). Abgegrenzt vom Sichelfuß muss bei Kindern der vermehrte Innenrotationsgang bei Antetorsion der Hüfte werden. Weiterhin muss in der Anamnese erfragt werden, ob eine Klumpfußdeformität vorlag als deren Restkomponente gegebenenfalls der Sichelfuß ver­blieben ist. Entsprechend dem Fußaufbau verläuft die Ganglinie im Mittelfußbereich lateralisiert. Druckmaxima können im Bereich der Metatarsale-V Basis auftreten.

Der Senkfuß entsteht durch eine Absenkung des Fußlängsgewölbes. Während im unbe­lasteten Zustand das Längsgewölbe ausgeprägt ist, kommt es unter Belastung zu einer Abflachung. Charakteristisch ist die Verbreiterung der Auftrittsfläche zwischen Ferse und Vorfuß  (Grifka, 2005).
Die nomenklatorische Abtrennung vom Senkfuß zum Plattfuß fällt oftmals schwer. Der Plattfuß zeigt auch im unbelasteten Zustand ein vollständig aufgehobenes Längsgewölbe, der mediale Fußrand liegt auf. Zusätzlich muss die Rückfußachse betrachtet werden. Besteht eine zusätzliche calcaneare Valgusstellung werden die beiden folgenden Unterscheidungen getroffen: Richtet sich bei gerader Einstellung der Ferse das Längsgewölbe wieder auf, spricht man von einem Knick-Fuß. Bleibt bei passiver Korrektur des Fersenvalgus das Längs­gewölbe eingebrochen, liegt ein Knick-Plattfuß vor. Eine wissenschaftliche Messmethode ist die Bestimmung der „normalised navicular height (truncated)“. Auf der Fußinnenseite wird klinisch die Höhe des Fußgewölbes anhand der Palpation der Tuberositas ossis navicularis (Insertion der Sehne des M. tibialis posterior) bestimmt (H). Anhand der Pedogramms wird die „truncated foot length“ bestimmt (L), indem das Lot von der Gelenklinie des 1. Metatar­sophalangealgelenk auf den posteriorsten Fersenabdruck gemessen wird. Der Index wird anschließend durch Division von Navicularehöhe durch gekürzte (trunkierte) Fußlänge (L) berechnet ¹⁵.  Der Gewölbeindex wird bestimmt, indem man anhand des Fußabdrucks des Pedogramms die Fußlänge (ohne Zehen) in drei gleichgroße Abschnitte einteilt [Vorfuß (A), Mittelfuß (B), Rückfuß (C)]. Die Länge der Mittelfußregion wird anschließend durch die Fußlänge dividert [Gewölbeindex = B / (A+B+C)] ¹⁶. Für den klinischen Alltag bietet sich die von Ludwig beschriebene einfache Faustregel an, bei der auf dem Pedogramm eine Linie zwischen Fersenmittelpunkt und Interdigitalraum DII / IIII eingezeichnet wird. Ein Senkfuß liegt dann vor, wenn im Mittelfußbereich medial dieser Linie Druckwerte aufgenommen werden (Ludwig 2012).

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