Эволюция взглядов на ортезы стопы

Ортезы стопы: эволюция взглядов. В.И. Нечаев 

1. Концепция структуральной «подпорки» 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 (1989).
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.

Согласно их концепции, аномальными девиациями считаются:

1. варус переднего отдела стопы;
2. вальгус переднего отдела стопы;
3. вальгус заднего отдела стопы.

  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, цервикальную 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 подиатрической модели коррекции структурных несоосностей нижней конечности ортезами стопы. Так, кроме всего прочего, модели коррекции, предложенные М. Руутом, базируется 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-«супинаторов» 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.

5. Нейромышечные теории эффективности ортезов стопы.

Принципиально другой образ мышления используется для объяснения эффективности афферентативных стелек. Предполагается (G. Pfaff, 2004), что избыточность движений стопы — нижней конечности возникает в результате недостаточного мышечного контроля (недостаточный невральный стимул, мышечный дисбаланс, нарушения координации и т.п.). При этом считается, что за счёт правильно подобранных пелотов стелек и дополнительной проприрецептивной стимуляции происходит активация мышечного контроля, что обеспечивает поддержание оптимальной траектории движения, минимизацию энергозатрат и ликвидацию избыточного напряжения опорно-двигательных структур нижних конечностей. В рамках сенсомоторного направления и на основании результатов исследований, полученных за последние годы, B. Nigg (2001) предложил новую концепцию, объясняющую эффективность работы ортезов стопы. Согласно этой модели:
Силы, воздействующие на стопу во время первых мгновений опоры, являются входным невральным сигналом.
Реагируя на эти сигналы, локомоторная система соответствующим образом адаптирует свою мышечную активность (происходит преактивация мышц, направленная на организацию демпфирования последующей вибрации мягких тканей в период приземления и опоры).
Цель этой адаптации — сохранить предпочтительную траекторию движения для выполнения конкретной двигательной задачи.
Если стороннее вмешательство (например, ортез стопы) поддерживает предпочтительную траекторию движения, уровень необходимой мышечной активности может быть снижен: происходит экономизация энергозатрат.
По этой концепции, оптимальная обувь и/или ортезы стопы уменьшают избыточную мышечную активность. Следовательно, обувь и ортезы стопы могут влиять на общие энергозатраты, утомление, комфортность и работоспособность. По некоторым данным, субъективное чувство «комфортности» можно считать интегральным показателем эффективности внешнего «вмешательства». Так, измерения потребления кислорода у 10 пациентов, бегавших на тредбане в двух парах обуви — «наименее удобной» и «наиболее удобной» (выбранных произвольно из 5 предложенных пар) — показали значимую разницу: на поддержание одной и той же скорости передвижения бег в «комфортной» обуви требовал меньшего потребления кислорода (B. Nigg, 2001).
Известно, что в кожных ареалах подошвы стопы расположены механо- и терморецепторы, которые регистрируют давление и температуру. Они объединяются под понятием «ноцицепторы» и отвечают за поверхностную чувствительность. Им в противоположность, глубокая чувствительность включает сенсорику в мышечно-связочном аппарате и суставах стопы — нижней конечности. Мышечные веретёна, сухожильный аппарат Гольджи и рецепторы суставов обеспечивают необходимую афферентацию для поддержания прямостояния/передвижения. Они поставляют информацию о положении суставов, а также о степени напряжения мышц и сухожилий. Все эти образования объединяются под понятием «проприорецепция».
Существуют различные конструкции стелек, предназначенных для усиления афферентации. В зависимости от высоты и расположения пелотов, одни из них больше задействуют глубокую чувствительность, другие — поверхностную. Однако все стельки, применяемые в рамках сенсомоторного направления, не имеют цель изменить архитектуру стопы, обеспечить коррекцию деформаций и механический контроль движений, как это принято для традиционных ортопедических стелек. Для их изготовления используются гораздо более мягкие материалы. При этом высота корригирующих пелотов таких стелек, как правило, не превышает 2-4 мм. Тем не менее, при всей «деликатности» конструкций подобных стелек их экспериментальное и клиническое использование позволило получить весьма впечатляющие результаты.

За последние годы на конкретных клинических примерах было показано заметное позитивное влияние усиливающих афферентацию стелек при лечении детей со спастическим параличом (Woltring St., 2003; Yahrling L, 2000). Так, Hafkemeyer с соавт. (2003) исследовал влияние подобных стелек на параметры походки у детей с ДЦП. В отдельных случаях были установлены позитивные эффекты, такие как увеличение контактной поверхности стопы при опоре.
В этой связи интересны работы, изучавшие вклад афферентаций с подошвенной поверхности стопы на статику тела. На пациентах-диабетиках с невропатией стоп было показано (Simoneau G.G. и др., 1994) значительное снижение постурального контроля. В согласии с этими данными, при экспериментальном охлаждении (замораживании) стоп здоровых испытуемых было отмечено значительное увеличение постуральных колебаний тела (Eils E. и др., 2003).
В исследовании с использованием 2- и 3-миллиметровых вкладышей, располагаемых в различных зонах подошвы (Natrup J. и др., 2004), было показано, что, во-первых, для коррекции положения позвоночного столба наиболее референтны 3-миллиметровые вкладыши. Во-вторых — место расположения пелотов радикальным образом влияло на ответную реакцию. Размещение таких вкладышей под медиальным краем стопы вызывало экстензионную реакцию постуральной мускулатуры спины и тенденцию к выпрямлению сагиттальных изгибов позвоночного столба. Напротив, латеральное расположение вкладышей приводило к изменениям позиции тела во фронтальной плоскости. 

В этих, как и во многих других сходных зарубежных исследованиях для регистрации и оценки изменений осанки была использована система трёхмерной оптико-компьютер-ной диагностики (фотографирование спины пациента в лучах поляризованного света с последующей компьютерной обработкой снимка и получением топографической картины спины и её реперных точек во фронтальной и сагиттальной плоскостях). В России аналогичная диагностическая методика носит название «Метод оптической топографии». С помощью этой методики в наших пилотных исследованиях (Бейкрофт Ч.М., Нечаев В.И., 2001) было показано, что экспериментальное изменение позиции пятки (медиальный либо латеральный 5-градусный клин под одной пяткой) в положении «стоя» диаметрально противоположно меняет тонус постуральной мускулатуры спины, угол наклона таза и степень лордозирования поясничного отдела позвоночника. 



Сходные результаты по влиянию небольших по величине медиальных пелотов на выраженность сагиттальных изгибов позвоночного столба были получены (Rothbart B., 2000, 2002) при коррекции часто встречающейся деформации «дорзифлексия I луча». По мнению этого автора, фиксированная элевация I луча (так же как и варус-девиация переднего отдела стопы) в положении «стоя» ведёт к «постуральному коллапсу»: чрезмерному усилению физиологических изгибов позвоночного столба и «спадению» тела в сагиттальной плоскости. Корригирующие пелоты величиной 2-5 мм (приблизительно в 30 % от имеющегося дефицита опоры), располагаемые под медиальным краем переднего и среднего отделов стопы, стабилизировали положение стопы, выравнивали позвоночный столб и на 70 % снижали гиперпронацию стопы при ходьбе («правило 30/70»).
Результаты вышеприведённых исследований, как и другие многочисленные данные, однозначно указывают на то, что главным фактором, определяющим эффективность влияния стелек на осанку и паттерн походки, является место расположения корригирующего пелота на подошвенной зоне стопы. При этом толщина и степень жёсткости пелота, видимо, не столь существенны, как считалось ранее. Размещение пелота под определённой зоной стопы ведёт к строго соответствующим изменениям в афферентации, адаптивным перестройкам осанки и походки человека. Так, при дорзифлексии I луча, по мнению B. Rothbart’а (2002), в системе «стопа — мозг» клин-пелот под I лучом постоянно напоминает мозгу, что «опора теперь здесь, выше, чем ранее». Это способствует постепенному изменению статики тела и двигательного паттерна, что и приводит к снижению гиперпронации стопы при передвижении и выравниванию позвоночного столба. Данные рассуждения автора полностью укладываются в сенсомоторную концепцию эффективности ортезов стопы. Однако есть и другие доводы, объясняющие эффективность усиливающих афферентацию стелек.

6. Нейробиомеханический подход.

Рассматривая сенсомоторную концепцию, нельзя, однако, предположить, что одна, даже очень специальная стелька задействует исключительно только поверхностную или же только глубокую чувствительность. С другой стороны, даже при вышеуказанной высоте пелотов в 2-4 мм стельки чисто механически должны влиять на положение стопы. Миофасциальные структуры «спиральной линии» тела (Т.В. Майерс, 2007) напрямую связывают стопу с вышележащей постуральной мускулатурой позвоночного столба, включая мышцы и фасции шеи. Следовательно, любые, даже минимальные изменения позиции стопы, как в статике, так и в динамике, будут менять натяжение миофасциальных структур, спиральной линии, влияя на осанку и походку человека. Опытные подиатры утверждают, что боль в стопе — нижней конечности можно убрать клином величиной со спичку. Весь фокус заключается в том, куда подложить эту «спичку». В пользу потенциальной возможности существенного влияния стелек на биомеханику стопы — нижней конечности косвенно указывают и результаты ранее уже цитировавшихся исследований, изучавших воздействие ортезов стопы на контроль движений (Segesser B., Ruepp R., Nigg B.M., 1978; Nigg B.M. и др., 1986, 1987, 1998; Stacoff A. и др., 2000). Отмечая под влиянием ортезов уменьшение пронации стопы в среднем всего на 2-4 °, авторы единодушно подчёркивают несистематичность и сугубую индивидуальность получаемых результатов. Это означает, что у одних испытуемых позитивные изменения были минимальными или же вообще отсутствовали, у других — гораздо больше, чем в среднем по группе. В цитируемых работах сведения о конструктивных формах использованных стелек, степени их жёсткости, расположении и высоте пелотов и т.п. характеристиках весьма скудные и не позволяют сделать вывод об индивидуальной аккомодированности к особенностям стоп испытуемых. Отсюда можно предположить, что в тех случаях, когда конструктивные формы ортезов случайно совпадали с особенностями строения и функции стоп испытуемых, наблюдался существенный эффект коррекции и — наоборот. При этом регистрируемая эффективность ортеза, вероятно, могла аддитивно складываться как из чисто механического воздействия ортеза, так и из усиления афферентации (за счёт адекватного расположения корригирующих пелотов).
Таким образом, вышеизложенные данные и косвенные результаты ряда исследований свидетельствуют в пользу того, что, видимо, только индивидуально изготовленные стельки, учитывающие особенности строения и, главное, функции опорно-двигательного аппарата индивида, могут вызывать выраженные позитивные изменения паттерна осанки и походки человека. Напротив, недавно было показано (Fusco R., Fusco M.A., Ambrosone M., 2004), что при чисто механическом подходе к коррекции «короткой ноги» (без функционального тестирования, только по результатам рентгеновских снимков в положении «стоя») с помощью 5-миллиметровых косков под пятку наблюдалось усиление торзионных деформаций таза и позвоночного столба.
Таким образом, рассматривая вопрос путей позитивного влияния ортезов стопы, видимо, следует учитывать как чисто биомеханическое их влияние, так и афферентативное воздействие на паттерн походки и осанки пациента. Это означает, что любые «вкладыши» в обувь и корригирующие пелоты могут влиять на положение суставов, степень напряжения сухожилий, мышц, но одновременно индуцировать дополнительный проприорецептивный вклад в систему управления статикой и динамикой нашего тела. В ЦНС происходит обработка всей входящей афферентативной информации и выработка более адекватной ситуативной скелетно-мышечной адаптации. Вероятно, в результате использования «идеальных» ортезов возникает дополнительная адаптивная активация или ингибирование постуральной и фазической мускулатуры тела направленная на оптимизацию позы и двигательного стереотипа индивида.
В настоящее время наиболее передовые системы ортезирования стопы включают в себя как элементы подиатрической концепции М. Рута (коррекция возможных функциональных несоосностей сегментов нижних конечностей), так и последних научных разработок Б. Нигга в области неврального контроля движений (нейромоторная фасцилятация — «облегчение» проприорецептивного «входа»). Одной из таких систем, отражающих нейробиомеханический подход, является Система Формтотикс, предложенная Ч.М. Бейкрофтом (Н. Зеландия, 2006). Не исключая возможности чисто биомеханической коррекции движений ортезами стопы, тем не менее, концептуальный подход системы Формтотикс принципиально отличается от подиатрической модели «контроля движений» М. Рута.

Данная система состоит из 6 простых диагностических (визуальных и функциональных) тестов и 6 шагов по изготовлению и коррекции индивидуальных ортезов стопы. Для изготовления ортезов Формтотикс используются типовые заготовки стелек различной плотности (жёсткости) из вспененного ультралона производства фирмы FOOT SCIENCE INTERNATIONAL (Н. Зеландия). После подбора соответствующей заготовки, её разогрева (5-10 мин) и формовки «прямо на ноге пациента» в нейтральной позиции стопы, ортезы носятся пациентов в течение 2-3 недель. Затем, во время второго посещения, при необходимости производится их дополнительная коррекция функциональными клиньями, размещаемыми в различных зонах «базиса» нижней стороны стелек (согласно результатам функционального тестирования). Гарантийный срок эксплуатации стелек Формтотикс — 2 года.
исход стельки стельки+косок



По последним нашим наблюдениям (неопубликованные данные, 2007) уже сами по себе заготовки стелек, даже без индивидуальной подгонки позитивно влияют на асимметричность тонуса постуральной мускулатуры спины и наклон таза (см. рис.). Возможное объяснение этому факту — неравномерное сжатие губчатого материала стельки под различными зонами подошвенной поверхности стопы. Наиболее нагруженные участки стопы в большей степени сжимают материал стельки, и — наоборот. Тем самым в стельке образуются естественные «выборки» и «выкладки», которые стабилизируют стопу и способствуют равномерному распределению давления на подошвенные рецепторы стопы. При термоформовке эти особенности распределения давления и индивидуальные изгибы стопы «отпечатываются» в готовой стельке. В дальнейшем стабилизация стопы усиливается за счёт наклеивания функциональных клиньев. В результате меняется позиция стопы и, вероятно, характер проприорецептивной составляющей в регуляции постуральной мускулатуры. В итоге возникают заметные позитивные сдвиги в статике и динамике тела. Так, согласно нашим наблюдениям (исследования походки на системе «Диаслед»), нормализуются «крылья бабочки», отражающие смещения центра тяжести тела во время ходьбы. Вышеприведённые результаты многочисленных работ по эффективности ортезов стопы поддерживают подобные предположения.

Заключение. Проведённый анализ литературы показывает, что эффективность ортезов стопы — это проблема скорее нейроортопедическая, чем чисто ортопедическая. Очевидно, что чисто «механическое» влияние ортезов на «контроль движений» и соосность сегментов нижних конечностей менее значимо, чем было принято считать многие годы. Следовательно, эффективные стопы могут изготавливаться из более мягких материалов, чем это делалось ранее. Жёсткая и мощная «поддержка» медиального продольного свода совершенно необязательна и даже вредна. Скорее всего, сенсомоторное действие ортезов стопы более существенно, чем чисто механическое. Главным фактором, определяющим эффективность влияния стелек на походку и осанку пациента, является место расположения корригирующего пелота. Небольшие по высоте (2-4 мм) мягкие и полуригидные пелоты могут оказывать выраженное влияние на осанку пациента. Степень комфортности ортезов стопы и обуви коррелирует с их механической эффективностью: комфортные ортезы способствуют экономизации движений и поддержанию работоспособности. Проведённый анализ показывает, что проблема эффективности ортезов стопы требует дальнейших исследований, а ряд теоретических предположений и практических выводов нуждается в экспериментальной поддержке.