1. Концепция структуральной «подпорки» сводов стопы

Ортезы стопы, в быту просто «стельки-супинаторы», издавна используются в медицине для функциональной разгрузки стоп и профилактики плоскостопия. Согласно данным литературы (Мицкевич В.А., Арсеньев  А. О., 2006), первые ортезы стопы начал изготавливать в XVIII веке Петер Кемпер из Нидерландов. В 1887 г. доктор Уитман из США впервые сделал индивидуальный ортез на основе гипсового слепка стопы, снятого в положении сидя. При получении такого слепка конечность больного нагружалась неполностью, вследствие чего у ортеза Уитмана была слишком высокая, некомфортная для пациента подсводная часть. В 1914 г. Лейндж предложил снимать гипсовый слепок стопы в нагруженном состоянии, в положении сидя, что привело к снижению высоты выкладки медиального продольного свода. Данная технология существует и по настоящее время. Основным недостатком является то, что гипсовый отпечаток стопы «запоминает» лишь одномоментную форму стопы и совершенно не учитывает изменения геометрии стопы при передвижении. Ригидные и полуригидные стельки, изготовленные по такому слепку, корригируют лишь статическое положение стопы, они некомфортны при ходьбе и бесполезны с точки зрения коррекции походки. Кроме того, такие стельки трудоёмки в изготовлении, дорогостоящи для пациента и неудобны для использования в спорте и фитнесе.

Вначале ортезы стопы изготавливались из пробки, дерева, металла. Во второй половине XX века на смену этим жёстким материалам пришли более технологичные термопластики и эластичные губчатые полимеры. Однако сама по себе смена материала ортезов в рамках старой, чисто механической концепции жёсткой «подпорки» свода не внесла революционных изменений в конструктивные формы стельки. По до сих пор ещё широко распространённой теории структуральной поддержки все проблемы стопы сводятся к высоте медиального продольного свода, который представляется в виде грота с чрезмерно проседающей в момент опоры «крышей» — ладьевидной костью. Соответственно, при таком, чисто статическом представлении, достаточно с помощью супинатора обеспечить жёсткую «подпорку» медиального продольного свода стопы, и проблема лечения/профилактики плоскостопия будет решена.

Однако при широко распространённой плоско-вальгусной деформации стоп «подпорка» исключительно только арки медиального продольного свода никак не будет затрагивать сопутствующие девиации стопы: вальгус-деформацию заднего отдела и варус-деформацию переднего отдела. Ещё в 1949 г. И.А. Поли-евктов, изучая распилы тканей на трупах и экспериментируя с функциональ?ными моделями стопы, установил, что все сводчатые образования стопы (медиальный и латеральный продольные, а также поперечный своды) представляют собой единый морфофункциональный комплекс спиралевидной пространственной конфигурации. Искусственно вычленяя и поднимая (подпирая) один из сегментов этой спиралевидной конструкции, мы неизбежно меняем форму и степень упругости других её участков с далеко неоднозначной реакцией для всей стопы в целом (в частности, для рессорной и балансировочной функции стопы).

Структуральная концепция, безраздельно господствовавшая в умах специалистов до начала 60-х годов XX века, базировалась на ложной предпосылке, что пронация стопы в момент опоры и сопутствующее уплощение медиального продольного свода «это, безусловно, плохо». Пронация и супинация — это два естественных движения стопы. При ходьбе/беге пронация призвана сглаживать удар при постановке стопы на опорную поверхность (рессорная функция), а в период полного контакта — обеспечивать приспособление стопы к неровностям грунта (балансировочная функция). По бытующим представлениям, широко распространённые ригидные «стельки-супинаторы» предназначены «для поддержки сводов и улучшения рессорной функции стоп» (В.А. Мицкевич, А. О. Арсеньев, 2006). Однако жёстко блокировать пронацию — это значит ослабить рессорные возможности стопы и дестабилизировать её в фазе переката. Полное выключение пронации стопы жёсткой «подпоркой-супинатором» несёт свой набор патологий перегрузочного генеза. Тем не менее, в России отдельные изобретатели (Э.Б. Максимов, 2001), а также большинство протезно-ортопедических предприятий и фирм продолжают разрабатывать и изготавливать для массового применения ортезы с повышенной ригидностью «для обеспечения жёсткого контроля за средним и задним отделами стопы» (В.А. Мицкевич, А. О. Арсеньев, 2006).

Это положение отражает тенденцию медицинского сообщества и сегодня смотреть на сто­пу как на статическую, неподвижную структуру. Во врачебной среде до сих пор домини­руют представления, согласно которым коррекция наиболее распространённой плоско-вальгусной деформации стоп сводится к жёсткой поддержке медиальной арки «стельками-супинаторами». Данные заблуждения свойственны не только российским медикам. Кри­тикуя ошибочные представления своих коллег об эффективности ригидных супинаторов, исследователь из США B. A. Rothbart (2002) отмечает, что «как это ни парадоксально, но ри­гидные стельки-„супинаторы“ действуют на стопы так, как иммобилизирующая гипсовая повязка: функция ограничивается, а мышечная сила падает. В результате, со временем стопы становятся функционально более слабыми, менее толерантными к нагрузке и… — более пронированными, чем они были до назначения подобных стелек-супинаторов». Такое «лечение» особенно чревато своими последствиями в детском и подростковом воз­расте. Известно, что в период 2–9 лет происходит наиболее активное формирование («за­кладка») сводчатых образований стопы (Годунов С.В., 1960; Фридлянд, 1963). В этом воз­расте ношение ригидных супинаторов может блокировать сводоформирующее действие физических нагрузок и ограничивать процесс естественного «созревания» сводов стопы.

2. Дисциплинирующие ортезы

Ряд исследователей пытались сделать свои устройства более функциональными, учиты­вающими мышечный компонент в поддержке сводов стопы. Отцом подобных разработок считают R. Whitman’а (1889).
Для лечения плоско-вальгусной деформации стоп он предложил специальную металли­ческую скобу (брейс), которая при опоре оказывала давление на область головки таран­ной кости, заставляя пациента отгибать кнаружи и активно супинировать стопу («дис­циплинирующий» ортез).
Идея Уитмана состояла в том, чтобы заставить пациента под угрозой болевых ощущений сохранять нейтральное положение стопы при ходьбе и стоянии. Позиция стопы долж­на была корректироваться самим пациентом, добавочной, «добровольной» активностью мышц, обеспечивающих супинацию. Подобная принудительная тренировка предположительно должна была увеличивать силу мышц-супинаторов, уплощение стопы ликви­дировалось, и брейс мог быть затем удалён. В 1915 г. Roberts усовершенствовал устройс­тво Уитмана, использовав варусный клин для принудительной супинации заднего отдела стопы. В своих разработках оба исследователя исходили из неверной предпосылки, что «пронация стопы и сопутствующее опущение свода обусловлены исключительно слабо­стью определённых мышц».

Эта концепция отражала существующий на тот момент уровень знаний и не учитывала ряд важнейших биомеханических и неврологических факторов, влияющих на позицион­ную установку и особенности функционирования стопы при передвижении. Кроме того, данные устройства были не слишком комфортны для пациентов и не получили распро­странения на практике.

3. Концепция коррекции структуральной несоосности

50-60-е годы XX века были отмечены новым всплеском интереса к ортезам стопы. В ряде работ была найдена тесная взаимосвязь между супинацией/пронацией стопы и ротационны­ми движениями голени — нижней конечности (Jones R.L., 1945; Hicks, 1953; Inman v. T., 1953). Rose (1962) создал модель стопы, включающую ось лодыжки, субталарного сустава V и I луча. Эта модель перекликалась с моделью И. А. По-лиевктова (1949) и доказывала, что при пере­движении нейтральное положение среднего отдела стопы может быть стабилизировано не только за счёт непосредственной его «подпор­ки», но и в результате поддержки переднего отдела стопы. При варусной деформации пе­реднего отдела стопы и коррекции компенса­торного опущения медиального продольного свода при опоре Rose предложил использовать так называемый «кинетический клин», распо­лагая его под V плюсневой костью. В 1966 г. M. Root с коллегами, используя модель Rose, развил концепцию коррекции структуральной несоосности сегментов нижней конечнос­ти функциональными клиньями. До работ Руута с соавторами было принято смотреть на стопу, её своды и вышележащие сегменты осевого скелета тела как на статичные, не взаимодействующие между собой структуры. Эти исследователи впервые стали широко связывать особенности движения стопы индивида с клиническими проявлениями в вы­шележащих структурах скелетно-мышечной системы. Их двухтомный труд «Клиничес­кая биомеханика» произвёл революцию в области конструирования ортезов стопы и на долгие годы стал своеобразной библией для подиатров всего мира. Базисом этой концеп­ции была предложенная авторами классификация аномальных типов стоп. По Рууту с со-авт. (1974), стопа считается «нормальной», когда при нейтральной позиции подтаранного сустава средняя линия пяточной кости лежит на средней линии нижней трети голени, а плоскость всех пяти плюсневых головок перпендикулярна средней линии пятки.

Согласно их концепции, аномальными девиациями считаются:

Руут и соавторы считали, что именно эти отклонения вызывают аномаль­ные и/или чрезмерные движения стопы и вышележащих сегментов опорно-двигательного аппарата при передвижении, что может приводить к перегрузке и повреждениям струк­тур стопы и всей нижней конечности, таза и позвоночного столба (восхо­дящая цепь перегрузок и поврежде­ний как следствие гиперпронации стопы).
Однако на практике, если проблема пациента локализована за предела­ми стопы, отечественные клиницис­ты до сих пор ещё редко связывают её с особенностями стопы и походки пациента. Только отдельные авторы (Голубев В.А., 2006) поддерживают подобные функциональные взаимо­связи, рассматривая, например, цер-викальную дистонию как результат феномена «короткой ноги».
По парадигме Руута, краеугольным камнем лечения является подде­ржание околонейтральной позиции подтаранного сустава в середине пе­риода опоры. Эта задача решается с помощью корригирующих («функци­ональных») клиньев-модификаторов, размещаемых на базисе ортеза в раз­личных зонах подошвы.

4. Проверка временем

С годами стали появляться экспери­ментальные работы, ставившие под сомнение ряд постулатов подиатри-ческой модели коррекции структур­ных несоосностей нижней конечнос­ти ортезами стопы. Так, кроме всего прочего, модели коррекции, предло­женные М. Руутом, базируются на ре­зультатах измерения углов девиаций сегментов стопы при нейтральном по­ложении подтаранного сустава. В свя­зи с этим в ряде исследований была продемонстрирована относительная ненадёжность (неточность) таких из­мерений. McPoli и G. C. Hut (1995) по­лагают, что «несколько специалистов-подиатров будут неспособны прийти к единому мнению относительно ве­личин измеренных девиаций».

В то же время на практике было показано, что полная коррекция имеющейся девиации совершенно необязательна. Так, Б. Ротбарт с соавторами нашли, что при такой, весьма часто встречающейся девиации, как дорзифлексия «I луча» (I плюсневой, медиальной клиновидной и ладьевидной костей — «стопе Ротбарта») — для коррекции достаточен клин высотой всего лишь в 1/3 имеющегося дефицита. По мнению этого автора, совершен­но необязательно и даже вредно корректировать весь объём имеющегося отклонения. Структурная элевация I луча при ходьбе порождает гиперпронацию стопы и уплощение медиального продольного свода. «Поддержка» сводов с помощью вкладышей-«супина-торов» может уменьшать гиперпронацию в середине периода опоры, но совершенно не­эффективна для стабилизации переднего отдела стопы, обеспечивающего перенос веса тела в период отталкивания. Медиальный пяточный клин также не может при ходьбе уменьшить гиперпронацию стоп, связанную с дорзифлексией I луча. Напротив, большой по размеру пяточный клин способствует дестабилизации стопы при ходьбе и снижению её механической эффективности. B. Rothbart (2002), основываясь на биомеханических исследованиях пациентов (n = 317), предложил эмпирическое правило коррекции име­ющейся структурной аномалии. Известно, что в каждом шаге тактильные рецепторы по механизму обратной связи выступают триггерами автокоррекции и автоподстройки движений отделов стопы, и усиление тактильного импульса должно усиливать автопод­стройку. По мнению Ротбарта, клин-подкладка величиной в 30% от имеющегося струк­турного дефицита через проприорецепцию уменьшает наблюдаемую гиперпронацию приблизительно на 70% (правило «30/70»). В системе «стопа — мозг» клин постоянно напоминает стопе, где «это» (опора) должно находиться, что способствует постепенно­му снижению гиперпронации.

По парадигме Руута, краеугольным камнем лечения является поддержание околоней­тральной позиции подтаранного сустава в середине периода опоры. Эта задача решается с помощью корригирующих («функциональных») клиньев-модификаторов, размещаемых на базе ортеза в различных зонах подошвы. Как по теории Руута, так и по более ранней теории «подпорки» сводов стопы, поддержка медиального продольного свода считается одним из важнейших элементов коррекции избыточной пронации (эверсии) стопы.

Клинически было предложено два типа такой поддержки: «передняя поддержка» — пелот размещается под медиальным сводом стопы, и «за­дняя поддержка» — пелот под отрос­тком блоковидной кости (Segesser B., Ruepp R., Nigg B.M., 1978). В экспери­ментах четыре варианта расположе­ния пелотов показали схожее сни­жение начальной скорости и объёма пронации стопы при ходьбе и беге. Причём вариант 3 имел более выра­женное корригирующее влияние. Однако это уменьшение пронации составило в среднем всего 4–5 °, а для общей эверсии стопы никакой досто­верной разницы между всеми вари­антами «поддержки» и отсутствием таковой выявлено не было (Nigg B.M. и др., 1986; 1987).
Мягкие, полуригидные и ригидные ортезы, предназначенные для сни­жения гиперпронации и внутренней ротации голени, были изучены раз­личными группами авторов. Было выяснено, что «мягкие» и «полури­гидные» ортезы сходным образом влияют на контроль движения и ока­зывают значимое, но небольшое воз­действие как на степень, так и на ско­рость пронации пятки в начальный период опоры (Smith L.S. и др., 1986).

В рамках другого исследования было использовано 5 стелек-вкладышей идентичной формы, но различной жёсткости (Nigg B.M. и др., 1998). Результаты показали небольшие и несистематические изменения движений стопы — нижней конечности при беге. В не­которых сочетаниях «стелька — человек» вкладыши вызывали заметное уменьшение из­быточного движения сегментов стопы-голени, в других — сокращение движения стопы, но увеличение движения голени. В третьей же группе случаев — увеличение движения стопы и уменьшение движения нижней конечности в целом. Эти данные говорят о том, что эффект применения ортеза стопы сугубо индивидуален.
Результаты исследования с использованием костных меток выявили лишь небольшие и несистематические эффекты воздействия обуви или стелек на кинематику пяточной, большеберцовой и бедренной костей во время бега (Stacoff A. и др., 2000). Ещё более уди­вительно, что различия в кинематике структур нижней конечности при передвижении в трёх различных условиях («босиком», «в обуви», «в обуви с вкладными стельками») так­же оказались незначительными. Суммируя данные, можно отметить, что в целом макси­мальные величины коррекции движений различными типами ортезов стопы составляли в среднем 2–4 °, не зависели от жёсткости материала и были сугубо индивидуальными.

Тем не менее, несмотря на столь невпечатляющие результаты исследований по структур­ному «выравниванию», на практике была показана высокая эффективность ортезов сто­пы при лечении и профилактике различных болевых синдромов стопы — нижней конеч­ности. Blake R.L. и Denton J.A. (1985) при ретроспективном обследовании спортсменов с травмами перегрузки (n = 180) показали, что 70% респондентов ортезы «определенно помогли». Помимо этого, 78% пациентов заявили, что при ношении ортезов они «ощути­ли улучшение осанки». Donatelli R. с соавт. (1988), анкетируя пациентов (n = 81), которым были назначены индивидуальные ортезы по поводу повреждений нижних конечностей перегрузочного генеза, выяснил, что 91% пациентов удовлетворены своими ортезами, а 54% заявили, что «без них не выйдут из дома». Gross H. с соавт. (1991) провёл обсле­дование 500 бегунов на выносливость. Из них 70% заявили о полном устранении или значительном облегчении болевых симптомов, наблюдавшихся до применения ортезов. Из них 90% бегунов продолжали использовать ортезы даже после исчезновения беспо­коивших симптомов. В другом исследовании (Ferguson H. и др., 1991) были опрошены 40 пациентов с диагнозом «плантарный фасциит / пяточная шпора». У 34 пациентов при использовании ортезов стопы произошло устранение болевых симптомов. Thompson J.A. и др. (1992) отметили, что у пациентов с остеоартритом (n = 62) индивидуальные ортезы стопы обеспечивали значительно более длительный период ремиссии, чем курсовой при­ём нестероидных противовоспалительных препаратов. Также было обнаружено (Saxena A., Haddad J., 1988), что полуригидные функциональные ортезы стопы значительно сни­жали болевые проявления при пателлофеморальном артрите. Orteza L.C. с соавторами (1992) провёл сравнение влияний «индивидуальных» и «заводских» ортезов стопы на болевые ощущения и баланс тела у пациентов с «растяжением» голеностопного сустава. Они обнаружили, что «индивидуальные» стельки значимо уменьшали болевые ощуще­ния и баланс тела во время бега трусцой, в то время как «заводские» ортезы не оказывали никаких достоверных влияний.

Таким образом, на рубеже XXI века обнажился разрыв между выраженными позитивны­ми результатами практического применения ортезов стопы и существующими теоре­тическими концепциями. Однако структуральная модель Руута с соавторами казалась столь «очевидной», что другие теории «работы» ортезов стопы долгое время не прини­мались всерьёз и не рассматривались клиницистами. И тем не менее, результаты ряда современных высокодостоверных исследований поставили под сомнение базисные при­нципы концепции коррекции ортезами стопы структурных несоосностей «стоп — нижних конечностей».
По мнению Б. М. Нига (Nigg B.M., 2001), эти результаты указывают на то, что опорно-двига­тельный аппарат не реагирует (либо реагирует очень незначительно) на корригирующие воздействия обуви или ортезов стопы и существенно не меняет привычной траектории движения. Видимо, нервно-мышечная система человека запрограммирована на избега­ние любых отклонений от стереотипной траектории движения.

Продолжение статьи (часть 2)