Функции стопы: Основные функции стопы

Содержание

Основные функции стопы

Считают, что человек ежедневно преодолевает расстояние не менее 5 км, т. е. выполняет около 6500 шагов. При массе тела около 70 кг каждая стопа взрослого человека переносит за указанное время приблизительно 230 т.

Таким образом, стопы относятся к наиболее физически нагруженным частям человеческого организма. Их функции заключаются в поддержке и перемещении массы тела при частых перегрузках во время работы.

В положении стоя устойчивость человеческого тела обеспечивают три опорные точки стопы (рис. 1.1).

Увеличение поверхности опоры тела и взаимодействующие между собой жесткие (кости) и эластичные (мышцы, сухожилия) конструкции создают условия для свободного

передвижения человека (рис. 1.2).

 

 

 К основным условиям, создающим возможность ходьбы, относятся обеспечение равновесия тела, наличие трения на границе соприкосновения стопы с опорой и достаточной энергии в организме для выполнения этой работы.

Ходьба начинается с оценки условий передвижения (опорной поверхности) посредством зрения и рецепторов стопы. От стопы информация передается в центральную нервную систему, которая выдает команды посредством эффекторов, включающих одни группы мышц в работу и выключающих другие.

Во время ходьбы ноги (стопы) выполняют циклически повторяющиеся движения. Как в начальной (торможение), так и в конечной фазе шага (отталкивание) может произойти скольжение в результате сочетания коэффициентов трения соприкасающихся поверхностей подошвы и опоры или несоответствующего угла действия давления тела на линию контакта пятки с опорной поверхностью. Резкое движение пятки в начальной фазе шага, особенно на твердой поверхности, может вызвать сотрясения, передающиеся в мозг. Этому нежелательному явлению противодействует достаточно сложное строение стопы, толстый амортизирующий подкожный слой подошвы. Способствует амортизации также работа связок и мышц.

Под нагрузкой тела стопа подвергается сплющиванию, костный аппарат понижается (рис. 1.3).

Площадь стопы увеличивается в результате растяжения мышц и связок.

Протекающий в различных формах процесс сгорания обеспечивает энергию, необходимую организму для работы и поддержания постоянной температуры тела. Интенсивность сгорания, а следовательно, и количество выделяемого тепла неодинаковы

в различных частях тела и составляет в среднем 2,1 Дж на 100 г ткани. Около 45% вырабатываемой в избытке энергии превращается в тепло, которое должно быть выведено из организма, чтобы температура его не превысила 42°С, при которой прекращается жизнедеятельность клеток. Отвод тепла осуществляется путем излучения или испарения воды. Количество воды, выделяемое из тела человека различными путями, может достигать примерно 12 л в сутки. Из общего количества влаги, выделяемой через кожу, около 75—80% испаряется с ее поверхности, а около 20—25% — посредством потения.

Стопы при выделении влаги легко охлаждаются.

В нормально функционирующем человеческом организме температура тела и количество воды и нем тесно связаны, причем регулирование этой связи осуществляет кровеносная система. Такая взаимосвязь “водного” и “теплового” режима существует и для стопы. Стопа снабжена чувствительными терморегуляторами (рецепторами), которые контролируют температуру тела с большой точностью.

Чрезвычайно тяжелая работа стопы требует от нее большой физической выносливости. После многочасовой работы мышцы и сухожилия вследствие усталости проявляют меньшую эластичность, артерии и капилляры хуже распределяют кровь, что вызывает отеки и повышение температуры тела и т. д. Можно считать, что после длительной работы стопа подвергается обратимой деформации, изменяя свои размеры — она удлиняется и увеличивает свой объем (полноту).

Полезные статьи

По данным медико-статистических исследований более 80 процентов детей от 12 до 16 лет имеют нарушения опорно-двигательного аппарата (искривления осанки, различные деформации стоп и т. д.). 

Как видно из рисунка только наличие плоскостопия приводит к развитию болезней позвоночника, таза и коленных суставов.

Необходимо отметить, что, если в печати и на телевидении как-то уделяют внимание гигиене тела, волос; профилактике избыточного веса и заболеваниям внутренних органов, то проблема плоскостопия и правильной осанки остается в тени. Во многих районных поликлиниках вовремя не диагностируются нарушение осанки и развитие плоскостопия, так как в них отсутствуют врачи-ортопеды, а врачи общего профиля считают эту проблему не главной в здоровье человека. 

Так что же за орган – “стопа человека”, и какие нагрузки она испытывает? 

Стопа, прежде всего “орган опоры и движения”. Каждая стопа состоит из 26 костей, соединенных между собой при помощи связок и мышц, а также имеет по 61 рецептору, которые отвечают за работу конкретного органа человека.




Связки – это своеобразные соединительные ленты, которые стягивают при помощи мышц косточки между собой, придавая форму стопе.

На подошвенной поверхности стопы имеется защитная плотная широкая связка – подошвенный апоневроз.


Стопа человека, по сравнению с четвероногими, испытывает двойную нагрузку при ходьбе. При этом с каждым шагом по различным жестким покрытиям она испытывает ударные нагрузки, равные 18-20g ускорения (примерно 1g = 9,8 м/сек2), т.е. максимальная ударная нагрузка на стопу при обычной ходьбе в 2 раза превышает ускорение стартующего космического корабля. 

Здоровая тренированная стопа нейтрализует нагрузки (толчковое ускорение) до 70% благодаря сводчатому анатомическому строению и своей рессорной функции. В итоге на голень действует только 6-7g, на бедро 4-5g, и до головы доходит 0,5-1g ускорения. 

Когда рессорная функция стопы нарушена, то все толчковые ускорения проходят вверх по скелету, доходят до головы и травмируют головной мозг, способный работать нормально на ускорениях не более 3-4g. Легко предвидеть, что в таких случаях человек будет страдать от постоянной головной боли.

Именно в подобных случаях головной мозг вынужден искать себе дополнительную защиту и, приспосабливаясь к таким нагрузкам, создавать спиралевидную пружину из позвоночника как последний барьер для защиты нежной ткани головного мозга от агрессии толчковых ускорений ног. Подобное искривление позвоночника появляется у детей по мере формирования плоскостопия.



Плоскостопие – это нарушение сводов стопы и потеря ее рессорной функции. 

Стопы уплощаются и перестают “пружинить” при ходьбе. Отсюда боли и чрезмерная утомляемость. Чтобы нормально ходить, необходима подвижность всех составных частей относительно друг друга. Здоровый человек идет легко, плавно перекатываясь с пятки на пальцы. Ослабление какого-либо звена в этом слаженном механизме приводит к деформациям. 

При плоскостопии продольный свод становится более плоским, и стопа несколько удлиняется, что вынуждает больного покупать себе обувь на один или два размера больше, чем до болезни.


А бывает и так, что у основания пальцев нога расширяется, появляются мозоли на подошве (“натоптыши”), а на большом пальце – “шишки”, поэтому обувь тоже кажется узкой. Такое плоскостопие называют поперечной распластанностью.


Чаще нарушения возникают одновременно в продольном и в поперечном сводах, поэтому такое плоскостопие называют поперечно-продольным. При этом стопа удлиняется, а пальцы расходятся веером.


Плоскостопие делится на врожденное и приобретенное. В основе врожденного плоскостопия лежит неполноценность мышечно-связочного и костного аппарата стопы. 

Приобретенное плоскостопие (по работам М.И. Куслика встречается в 82,1% случаев) может развиться после перенесенных переломов лодыжек голени и костей стопы (травматическое плоскостопие), может быть следствием пареза или паралича мышц голени и стоп (паралитическое плоскостопие), а также может возникнуть под действием долговременной статической нагрузки веса тела у лиц “стоячих” профессий (статическое плоскостопие).

 

Среди факторов, способствующих развитию статического плоскостопия, большую роль играет ношение тесной и нерациональной обуви, а также обуви на высоком каблуке (более 4 см) или на плоской толстой подошве, так называемой “танкетке”.


Развивающаяся слабость мышц стопы из-за ее малой физической активности приводит к слабости связочного аппарата, соединяющего кости, и служит одной из основных причин развития плоскостопия. 

Нарушение кровоснабжения и обмена веществ в стопе также могут приводить к развитию плоскостопия (например – при сахарном диабете). 

Для диагностики плоскостопия мы используем различные методы: клинический, рентгенологический, плантографический, фотометрический, а также метод компьютерной плантотензометрии.

Как лечить плоскостопие?

Лечить плоскостопие надо комплексно и только у специалистов-ортопедов. Лечение надо начинать с решения главной задачи – восстановления свободного строения и рессорной функции стопы. Во-первых нужно заказать или подобрать индивидуальные супинаторы. Затем необходимо тщательно подобрать комплекс лечебных мероприятий и упражнений для укрепления мышц спины, стопы и голени. Поэтому, чем раньше пациент придет на прием к ортопеду, тем эффективнее будет лечение и благоприятней исход заболевания.

Супинаторы, корригирующие стельки или стелечные ортезы

Очки подбираются для каждого глаза индивидуально, зубные протезы мы не покупаем в аптеке, так и корригирующие стельки надо изготавливать индивидуально, после осмотра врачом-ортопедом и проведения соответсвующей диагностики. 

Стельки могут быть мягкими и жёсткими, на всю стопу или только под пятку, они могут компенсировать укорочение конечности или её косолапость. Хорошая стелька – товар штучный.

Где же заказать такие?

В нашей протезно-ортопедической поликлинике вы сможете получить квалифицированную консультацию у врача-ортопеда, после которой сможете приобрести лучшие образцы готовой продукции различных фирм, а при необходимости оформить заказ на индивидуальное изготовление по очерку (зарисовке) стопы или слепку.  

Желаем вам здоровья и ждем вас у нас 
в протезно-ортопедической поликлинике по адресу: 

г.Москва, ул. Приорова, 10, тел. (495) 450-42-78

Комплексная реабилитация при заболеваниях стопы в Москве

  1. Главная
  2. Пациенту
  3. Справочник заболеваний
  4. Заболевания стопы

    Стопа человека является сложным анатомическим образованием, состоящим из 26 костей, соединенных между собой с помощью суставов и связок.
    Поддержанию формы и выполнению функций стопы способствует активность 42 мышц стопы и мышц голени.
    Сложное анатомическое строение обеспечивает подвижность стопы в трех плоскостях и позволяет осуществлять весь объем необходимых движений.

    Артрозы суставов стопы, травматические повреждения, а также перенесенные операции являются показанием для проведения реабилитации, основной задачей которой стоит максимально раннее восстановление функции конечности и полного объема движений.

    Высокая нагрузка на стопу является причиной длительных сроков восстановительного лечения, которое должно проходить под контролем опытных специалистов.

    Восстановление после перелома стопы или реабилитация после операции проходит в несколько этапов:

    • 1 этап – ограничение нагрузки;
    • 2 этап – щадящий двигательный режим;
    • 3 этап – восстановление подвижности.

    Специалисты лечебно-реабилитационного центра в полной мере владеют методиками, которые способствуют ускорению этого процесса.
    Основным видом восстановительных мероприятий в случае повреждения стопы считается лечебная физкультура в сочетании с различной комбинаций физиотерапевтических методик. Реабилитация при заболеваниях и травмах стопы требует персонифицированного подхода к каждому пациенту, поэтому специалисты центра разрабатывают индивидуальную программу восстановительного лечения.
    Проведение полноценной и комплексной реабилитации становится возможным благодаря применению специализированного высокотехнологичного оборудования, а персонифицированный подход делает лечебный процесс быстрым и эффективным.

    Узнать информацию о проведении реабилитации при заболеваниях стопы и голеностопного сустава, а также записаться на прием к специалисту можно по телефону +7 (495) 620-83-83.

    Программы реабилитации

    Показатели опорной функции стопы в вертикальном положении тела у детей с двигательными нарушениями

    Кандидат педагогических наук Н.А. Гросс
    Всероссийский научно-исследовательский институт физической культуры и спорта, Москва

    При принятии вертикального положения увеличивается нагрузка на стопы. Поэтому от правильного развития стоп зависит способность ребенка сохранять вертикальную устойчивость в любой двигательной ситуации. В исследовании приняли участие 95 детей с диагнозом Детский церебральный паралич (ДЦП), аутизм и дети с другими диагнозами. Для определения опорной функции стопы использовался системный компьютерный анализатор стопы «Рad professional». Определялось распределение нагрузки на подошвенную поверхность стопы и смещение вертикальной проекции центра тяжести на горизонтальную плоскость опоры. Оценивались: нагрузка на каждую стопу в положении стоя; нагрузка на передний и задний отделы стопы; площадь опоры стопы; среднее и максимальное давление стопы на опору.
    Анализ результатов исследования показал, что у детей с диагнозом ДЦП наблюдается наименьшая по сравнению с другими площадь опоры, но давление на стопы при небольшой опороспособности высокое, причем при увеличении площади опоры на переднюю часть стопы самое высокое давление приходится на внутренний край стопы под головкой 1-й плюсневой кости. У 30% детей наблюдаются плоско-вальгусные деформации стопы. Между нагрузкой на передний отдел стопы и пяткой выявлена нелинейная зависимость, что является следствием пареза или паралича мышц-разгибателей стопы, а также результатом приспособления к ходьбе на укороченной конечности (компенсаторный эквинус). У ряда детей при опоре на переднюю часть стопы наблюдается отсутствие опоры на большой палец стопы.

    Ключевые слова: дети с двигательными нарушениями, компьютерный анализатор стопы, опорная функция стопы, нагрузка на стопу.

    Литература

    1. Васильева Л.Ф. Визуальная диагностика нарушений статики и динамики опорно-двигательного аппарата человека ] / Л.Ф. Васильева. – Иваново: МИК, 1996. – 110 с.
    2. Гросс Д. Функциональное исследование костно-мышечной системы / Д. Гросс, Д. Фетто, Э. Роузен. – М.: БИКОМ, 2011. – 458 с.
    3. Кашуба В.А. Биомеханика осанки / В.А.Кашуба. – Киев: Олимпийская литература, 2005. – 279 с.
    4. Лиф Д. Стопа и голеностопный сустав / Д. Лиф /пер. с англ. – 1-е Изд-во: ООО «Подиатр», 2012. – 104 с.
    5. Перхурова И.С. Регуляция позы и ходьбы при детском церебральном параличе и некоторые способы коррекции / И.С. Перхурова, В.М. Лузинович, Е.Г. Сологубов. – М.: Книжная палата, 1996. – 248 с.
    6. Смирнов Г.В. Комплексная оценка устойчивости вертикальной позы человека в норме и при патологии тазобедренного сустава: автореф. … дис. канд. биолог. наук / Г.В. Смирнов. – М., 1994.

    Услуги Ортопедические изделия для суставов Бандаж отводящий для большого пальца стопы Т-03 в Североуральске

    Описание:
    • изготовлен из эластичной ленты с мягкой подкладкой в области петли на 1-ый палец стопы, исключающей его натирание при длительном применении
    • может использоваться в обычной обуви или во время сна
    • выпускается для левой и правой стопы
    • цвет: черный
    Функции:
    • отведение 1-го пальца стопы
    • уменьшение болевого синдрома в области 1-го плюснефалангового сустава
    • замедление прогрессирования деформации в области 1-го плюснефалангового сустава
    Показания к применению:
    • нефиксированная вальгусная деформация 1-го пальца стопы (Hallux valgus)
    Противопоказания к применению:

    Абсолютных противопоказаний не выявлено.
    Относительные противопоказания, требуют консультации врача:

    • необходимость индивидуального ортезирования стопы
    • открытые и кровоточащие раны

    Применять изделие по назначению и под контролем врача.

    Инструкция по применению:
    • наденьте петлю на 1-ый палец стопы так, чтобы короткая лента располагалась по внутреннему краю стопы
    • длинную ленту оберните вокруг пятки и закрепите на короткой ленте с помощью застежки «Велкро»
    • лишнюю часть эластичной ленты можно обрезать

    При возникновении вопросов по применению бандажа на большой палец ноги обратитесь к Вашему лечащему врачу.
    Если в период использования бандажа отводящего для большого пальца стопы появились боль, дискомфорт или другие неприятные ощущения, снимите его и обратитесь к Вашему лечащему врачу.

    Рекомендации по уходу:
    • ручная стирка при температуре не более 40°C
    • не использовать отбеливатель
    • отжимать без выкручивания
    • не подвергать воздействию прямого солнечного света
    • не гладить утюгом
    Состав:
    • полиамид — 70%
    • эластан — 30%

    как форма стопы влияет на весь организм?

    Стопа – это опора человека, и от ее состояния зависит наше здоровье и качество жизни. С деформации стопы начинаются многие заболевания опорно-двигательного аппарата – нарушения функции позвоночника и суставов, которые в дальнейшем влияют на все системы организма. О том, к чему приводит деформация стопы, как не допустить фатального развития нарушений, и почему шпильки и балетки одинаково опасны для здоровья, рассказал хирург-подиатор медицинского центра «В надежных руках» Петрос Хачатрян.

    Как показало исследование, проведенное в одной из краснодарских школ специалистами медицинского центра «В надежных руках», до 60% школьников уже имеют деформацию стопы в той или иной степени. При этом у 20% нарушения настолько выражены, что с большой вероятностью в дальнейшем потребуют оперативного вмешательства. Почему же деформируется стопа? «Сложно в каждом конкретном случае определить причину, а их может быть множество. Большую роль играет наследственный фактор, — говорит Петрос Хачатрян. – Неправильная обувь – тоже частая причина нарушений».

    Слабость мышечного корсета, неврологические отклонения, лишний вес, малоподвижный образ жизни – все это влияет на формирование стопы. Чаще всего проблемы идут из детства, поэтому особенно важно контролировать развитие стоп у ребенка. Формирование свода стопы начинается к 3 годам, а к 9 годам они должны быть сформированы. Это значит, что до 10 лет нарушения поддаются коррекции: при ношении ортопедических стелек и правильной обуви, регулярных занятиях ЛФК наблюдается очень хорошая динамика. С 10 до 15 лет что-то исправить сложно, а после 15 – практически невозможно. Но это не значит, что не нужно обращать внимания на деформацию. «Скачкообразный рост в подростковом возрасте дает сильную нагрузку на стопу, она уплощается и заваливается. Поэтому в этот период важно помочь стопе, перераспределив нагрузку с помощью ортопедических стелек. Кроме этого, до 18-20 лет формируется опорно-двигательный аппарат. От положения стоп во многом зависит то, правильно ли будет идти этот процесс», — говорит Петрос Хачатрян.

    Эффект домино

    Как стопы влияют на позвоночник и суставы? Напрямую. Врачи говорят, что «стопы крепятся к затылку». Это значит, что все части тела последовательно соединены между собой, и отклонения в одних отражаются на работе других. Деформация стоп ведет к нарушениям в разных частях опорно-двигательного аппарата, так же, как кривой фундамент может привести к разрушению конструкции всего дома.

    Деформация стопы, особенно ассиметричная, провоцирует сколиозы, кифозы, лордозы еще в детском возрасте. Позднее начинаются артрозные изменения в суставах: неправильное положение стоп приводит к перераспределению нагрузки на суставы (особенно коленный и тазобедренный), и они быстрее изнашиваются. С положением стоп связаны и другие нарушения: остеохондроз позвоночника и его осложнения (протрузии, грыжи дисков), варикозное расширение вен.

    У женщин проблемы возникают чаще, чем у мужчин, из-за ношения обуви на высоких каблуках. Например, чаще развивается поперечное плоскостопие, которое приводит в том числе к деформации первых фаланговых суставов (в народе – «шишка» или «косточка»). Избавиться от этой проблемы можно только оперативным путем. Но с помощью правильных стелек можно остановить процесс деформации и не довести до операции.

    Кстати, опасны не только туфли на шпильках, но и любимые многими балетки, мокасины и кеды: из-за мягкого задника и плоской подошвы они способствуют уплощению и деформации стоп. Правильная обувь – это твердый задник и устойчивый каблук в 2-4 см.

    Диагностика

    Для диагностики стопы используется цифровая фотометрическая плантография (по С.В. Кузнецову). Медцентр «В надежных руках» первым в Краснодарском крае стал оказывать эту услугу. Процедура занимает несколько минут. Если обнаружены нарушения, врач дает рекомендации о том, какую обувь нужно носить, составляет комплекс ЛФК именно для выявленного вида деформации. Данные исследования используются для создания ортопедических стелек, которые помогают поддерживать стопу в правильном положении.

    Что дает коррекция стопы? Самое главное – правильное положение всего опорно-двигательного аппарата. За счет этого не будут быстро изнашиваться суставы и прогрессировать заболевания позвоночника. Кроме того, снимается напряжение, благодаря чему часто уходят боли в спине и мигрени, и ликвидируется мышечный дисбаланс, нормализуется походка.

    Партнер медицинского центра «В надежных руках»,
    «Orange Fitness» (Краснодар).

    Наш метод определения механических свойств стопы человека

    Перепелкин А. И.; Мандриков В. Б.; Краюшкин А. И.; Атрощенко Е. С.

    Объектом исследования послужили механические характеристики стоп у здоровых юношей и девушек Волгоградского государственного медицинского университета. Целью работы явилось получение данных об упругих характеристиках стопы в естественных условиях у лиц юношеского возраста. Стопа при нормальных нагрузках испытывает упругие деформации (деформация стопы полностью исчезает при снятии нагрузки). В данной работе рассматривается упругая деформация стопы в вертикальной плоскости, поэтому воспользовались одномерным вариантом закона Гука. Модуль упругости в этом случае является характеристикой рессорной функции стопы.

    Исследование морфофункционального состояния стопы осуществлялось при помощи компьютерного плантографического комплекса (ООО «Ортопед», Волгоград) и включало также системный анализ и графоаналитическую расшифровку цифрового изображения стопы. В зависимости от задаваемой нагрузки на стопу, равной пятидесяти и восьмидесяти процентам массы тела, проводилось сканирование подошвенной поверхности стопы, и одновременно измерялась высота ее продольного свода. Вычисляли коэффициенты деформации, упругости и Пуассона, а также модуль Юнга. В ходе проведенного исследования было выявлено, что наибольший коэффициент деформации у лиц обоего пола отмечен вдоль вертикальной оси стопы, а наименьший — вдоль ее сагиттальной оси. Наибольший коэффициент Пуассона у лиц обоего пола был вдоль сагиттальной оси, при этом его значение у юношей было больше по сравнению с девушками. Модуль Юнга был выше у юношей. Полученные данные об упругости стопы человека позволяют охарактеризовать ее амортизирующую функцию в норме и степень ее потери при различных деформациях. Разработанный программно–компьютерный комплекс и программная реализация диагностики анатомо–функциональных параметров позволяют проводить оценку упругости стопы человека. Показатели стопы (модуль Юнга, коэффициенты Пуассона, упругости и деформации) характеризуют ее рессорную функцию и способность сопротивляться действию нагрузок. Таким образом, для юношеского возраста выявлена половая дифференциация упругих специфичных характеристик стопы. Разработанный метод целесообразно использовать для исследования упругих свойств стопы у лиц различных возрастных групп, спортивных специализаций, а также у больных с заболеваниями опорно–двигательного аппарата.

    The mechanical characteristics of the feet of 175 healthy (without any pathology of musculoskeletal system) young men and 315 young women of the Volgograd state medical university at the age from 17 to 21 years old were observed. The research purpose was to acquire data about the resilient characteristics of the foot under the natural conditions at young persons of both sexes. The examination of the morphofunctional condition of the foot was carried out by means of the computerized plantography, involving the systemic analysis and graphical analytical interpretation of the digital image of the foot. Scanning of the plantar surface of the foot was carried out consistently under compressive loads on each foot which were equal to 50% and 80% of the person’s body weight. The height of the longitudinal arch of the foot was measured concurrently. Resilience coefficient, deformation coefficient, Young’s module and Poisson’s coefficient were calculated in both groups. As a result of the fulfilled research it was revealed that the highest deformation coefficient in the persons of both sexes was found along the vertical axis of the foot. The lowest deformation coefficient was revealed along the sagittal axis of the foot. The persons of both sexes had the greatest Poisson’s coefficient along the frontal axis of the foot. Poisson’s coefficient of the women foot in this axis was higher in comparison with young men. Tensile modulus or Young’s modulus of the young men was greater than that of young women. The obtained data of the elasticity of the human foot allow to characterize its amortisation function in normal condition and the extent of its loss at various foot deformations. The proposed computerized diagnostic module and the computerized detection of morphofunctional parameters allow to carry out an assessment of the human foot elasticity. The foot indicators (resilience coefficient, deformation coefficient, Young’s modulus and Poisson’s coefficient) characterize its amortisation function and ability to resist the action of loadings. Thus, a sexual differentiation of specific resilient characteristics of the foot in youth is identified. The developed method can be used for the investigation of elastic properties of the human foot in various age groups, sports specializations, and in patients with various foot anomalies (diseases).

    Заболевания стопы, осанка стопы и функция стопы: Фремингемское исследование стопы

    Аннотация

    Введение

    Заболевания стопы распространены среди пожилых людей и могут привести к таким исходам, как падения и функциональные ограничения. Однако связь осанки и функции стопы с конкретными заболеваниями стоп на популяционном уровне остается малоизученной. Цель этого исследования состояла в том, чтобы оценить взаимосвязь между конкретными нарушениями стопы, положением стопы и функцией стопы.

    Методы

    Участники были из популяционного Framingham Foot Study. Квинтили модифицированного индекса свода стопы и индекса отклонения центра давления от сканирования подошвенного давления использовались для создания подгрупп осанки и функции стопы. Скорректированные отношения шансов наличия каждого конкретного расстройства были рассчитаны для подгрупп осанки и функции стопы относительно референтных 3 квинтилей.

    Результаты

    Положение стопы при плоской стопе было связано с повышенной вероятностью молоткообразных пальцев и перекрывающихся пальцев.Положение стопы Cavus не было связано с оцениваемыми нарушениями стопы. Вероятность наличия вальгусной деформации и перекрытия пальцев стопы была значительно выше у людей с пронированной функцией стопы, в то время как вероятность вальгусной деформации и жесткости большого пальца стопы была значительно снижена у тех, у кого была супинированная функция.

    Выводы

    Положение стопы и функция стопы были связаны с наличием специфических нарушений стопы.

    Образец цитирования: Хагедорн Т.Дж., Дюфур А.Б., Рисковски Дж.Л., Хиллстром Х.Дж., Менц Х.Б., Кейси В.А. и соавт.(2013) Заболевания стопы, осанка стопы и функция стопы: исследование стопы Framingham. ПЛОС ОДИН 8(9): е74364. https://doi.org/10.1371/journal.pone.0074364

    Редактор: Steve Milanese, Университет Южной Австралии, Австралия

    Получено: 25 февраля 2013 г.; Принято: 1 августа 2013 г.; Опубликовано: 5 сентября 2013 г.

    Авторское право: © 2013 Hannan et al. Это статья с открытым доступом, распространяемая в соответствии с лицензией Creative Commons Attribution License, которая разрешает неограниченное использование, распространение и воспроизведение на любом носителе при условии указания оригинального автора и источника.

    Финансирование: Финансирование предоставлено Национальным институтом артрита, заболеваний опорно-двигательного аппарата и кожи R01 AR047853 (http://www.niams.nih.gov/). Спонсоры не участвовали в разработке исследования, сборе и анализе данных, принятии решения о публикации или подготовке рукописи.

    Конкурирующие интересы: Авторы заявили об отсутствии конкурирующих интересов.

    Введение

    Заболевания стопы распространены среди пожилых людей, при этом распространенность некоторых заболеваний достигает 65% [1].Заболевания стопы и связанные с ними симптомы связаны с плохими последствиями для здоровья, такими как падения [2,3] и функциональные ограничения [4,5]. Однако биомеханика многих заболеваний стоп остается недостаточно изученной. В нескольких исследованиях систематически изучались анатомические или биомеханические факторы, связанные с конкретными заболеваниями стопы.

    Считается, что осанка и функция стоп связаны с такими нарушениями, как вальгусная деформация большого пальца стопы [6], ригидность большого пальца стопы [7], бурсит портного [8] и молоткообразные пальцы [9,10]. Однако многие из этих ассоциаций основаны на клинических наблюдениях и не были объективно подтверждены. Ограниченный объем работ предполагает правдоподобную связь. Предыдущие исследования отмечали измененную региональную нагрузку [11], значительные различия в кинематике стопы [12] и пронированной функции стопы [13] у участников с вальгусной деформацией большого пальца стопы. Точно так же несколько состояний чрезмерного использования нижних конечностей были связаны с изменениями положения стопы [14].

    Эти предшествующие исследования, как правило, ограничивались оценкой небольшого числа заболеваний стопы и часто фокусировались на определенных подвыборках, которые могут не отражать популяционные нормы [15,16].Целью данного исследования является оценка взаимосвязи между заболеваниями стопы, осанкой и функцией стопы в популяционной выборке взрослых.

    Методы

    Заявление об этике

    Исследование Framingham Foot Study было одобрено Советами по институциональному обзору Jewish SeniorLife и Медицинского центра Бостонского университета, и участники предоставили письменное информированное согласие до регистрации.

    Население

    человек

    Данные были получены в ходе Framingham Foot Study, популяционной оценки здоровья стоп у пожилых людей, проживающих в районе Framingham, Massachusetts, USA [17].Выборка состояла из трех групп: исходной когорты Фрамингема [18], когорты потомков Фрамингема [19] и членов общины Фрамингема, набранных путем случайного набора жителей старше 50 лет на основе переписи.

    Данные были собраны с 2002 по 2008 год. Были включены участники с позицией стопы, функцией стопы, обследованием стопы и ковариантными данными. Участники с ампутированными ногами были исключены из этого анализа.

    Осмотр стопы

    Обученный врач провел стандартизированный медицинский осмотр стоп участников, чтобы определить наличие специфических заболеваний стопы способом, сравнимым с клинической оценкой.В 1998 году надежность осмотра стопы была проверена у пожилых пациентов учреждения длительного ухода (средний возраст 89 лет). Сравнение экспертов дало значения каппа> 0,85 (все p <0,01), и все протестированные домены имели превосходную надежность между наблюдателями и внутри наблюдателей. Нарушения регистрировались как имеющиеся или отсутствующие.

    Оценка нагрузки на стопы участников использовалась для определения наличия вальгусной деформации большого пальца стопы, молоткообразной деформации, когтеобразных и перекрывающихся пальцев, а также бурсита Тейлора. Вальгусная деформация большого пальца стопы определялась как отведение большого пальца стопы на 15° или более от первой плюсневой кости, определяемое путем сравнения с многослойным изображением угла.Молоткообразные пальцы считали наличием, если имело место сокращение проксимального межфалангового сустава. Когтеобразные пальцы определяли как сокращение проксимального и дистального межфаланговых суставов. Перекрывающиеся пальцы считались присутствующими в любом случае, когда палец перекрывал соседний. Бурсит портного был зарегистрирован, когда наблюдалось увеличение и латеральное смещение пятого плюснефалангового сустава.

    Пока участники сидели, исследователь оценивал стопы участников на наличие подошвенного фасциита, невромы Мортона и жесткости большого пальца стопы. Чтобы определить наличие подошвенного фасциита, исследователь прикладывал 4 фунта силы к месту прикрепления подошвенной фасции к подошвенной поверхности стопы и регистрировал расстройство как присутствующее, если участник сообщал о чувстве боли. Hallux Rigidus считался присутствующим, если большой палец стопы был заморожен или ригиден во время попытки пассивного движения исследователем. Неврому Мортона оценивали, прилагая усилие в четыре фунта между вторым и третьим, третьим и четвертым пальцами ног, а затем одновременно сжимая все пальцы.Если участник сообщал о боли во время какой-либо части этой процедуры, неврома Мортона регистрировалась как присутствующая.

    Во время клинического обследования были получены другие представляющие интерес переменные, включая возраст, пол, рост, измеренный калиброванным ростомером, и вес, измеренный калиброванными весами балансира.

    Измерение подошвенного давления

    Данные о подошвенном давлении были собраны с использованием Tekscan Matscan (Tekscan Inc. , Бостон, Массачусетс) при частоте 40 Гц. Эта система картирования давления продемонстрировала хорошую надежность измерений [20].Участникам было предложено пройти по дорожке с ковриком в выбранном ими темпе. Сканы были собраны с использованием двухэтапного метода [21]. Двухэтапный метод заключается в том, что участники наступают на прижимной мат вторым шагом, и было показано, что он так же надежен, как и подход в середине походки [22]. Было проведено два испытания, чтобы собрать по одному скану на стопу во время ходьбы. Также было собрано сканирование с участниками, стоявшими в выбранной ими двуногой позе с нагрузкой.

    Биомеханические измерения

    Положение и функция стоп оценивались с помощью сканирования подошвенного давления участников.Положение стопы характеризовалось с использованием модифицированного сводного индекса (MAI) [23], измеренного при сканировании участников стоя. MAI рассчитывается путем деления длины стопы без пальцев на три равные части и деления давления в средней трети на давление во всех трех областях. MAI коррелирует с другими показателями положения стопы, особенно с высотой ладьевидной кости [24].

    Функцию стопы характеризовали с использованием индекса смещения центра давления (CPEI), показателя функции стопы на протяжении всего цикла ходьбы.CPEI определяется как расстояние между строительной линией, проведенной от первой и последней точек траектории центра давления каждой стопы, до центра давления в дистальной трети стопы. Это значение нормализуется по ширине стопы и умножается на 100, чтобы получить отклонение центра давления в процентах. Было показано, что CPEI чувствителен к изменениям статического положения стопы [25].

    (3.6)
    Характеристика Среднее значение (стандартное отклонение)
    Возраст (лет) 66.2 (10.5)
    Указатель массы тела (кг / м 2 ) 29. 4 (5.5)
    Вес (LBS) 174.1 (39.4)
    Высота (в) 65,5 (3.9. 439 (8.0)
    Перекрывающиеся ножки 294 (5.3)
    Bunion
    Plantar Fashiitite
    Hallux Rigidus 173 (3.1)
    Когтеобразные пальцы 74 (1,3)

    Статистические методы

    Распределение CPEI и MAI было разделено на квинтили.Для CPEI стопы в верхнем и нижнем квинтиле были определены как имеющие супинированную и пронированную функцию стопы соответственно. Для MAI верхняя и нижняя 20% считались плоской стопой и полой стопой соответственно. Средние 60% каждого измерения использовались в качестве референтной группы в нашем анализе.

    Для анализа связи положения и функции стопы с нарушениями стопы, включенными в наше исследование, был использован анализ каждой стопы. Логистическая регрессия с использованием обобщенных оценочных уравнений (GEE) для контроля корреляции между двумя стопами участников использовалась для определения отношения шансов и 95% доверительных интервалов для связи между конкретными нарушениями стопы, положением стопы и функцией стопы.Были рассчитаны как грубые, так и скорректированные (возраст, пол, рост и вес) модели.

    Результаты

    Из 3429 участников Framingham Foot Study 3189 участников прошли обследование стопы и получили достоверное сканирование давления, что составляет 5536 футов в этом анализе (рис. 1). Участники имели средний возраст 66,2 года и средний ИМТ 28,4 кг/м 2 , при этом 56% выборки составляли женщины (таблица 1). Наиболее распространенными заболеваниями стоп были вальгусная деформация (26,3% стоп) и молоткообразные пальцы (16,3%).2% стоп), в то время как наименее распространенным заболеванием были когтеобразные пальцы (1,3% стоп).

    Положение стопы, измеренное с помощью модифицированного сводного индекса (MAI), в значительной степени ассоциировалось со специфическими нарушениями стопы (таблица 2). Нескорректированные модели показывают значительную положительную связь между молоткообразными пальцами и стопами в группе плоского сустава (p = 0,0007), связь сохраняется в скорректированных моделях (p = 0,0003). Хотя нескорректированная модель не была значимой (p = 0,072), в скорректированной модели плоскостопие показало значительную положительную связь с перекрывающимися пальцами ног (p = 0.018). В нашем исследовании не наблюдалось значимой связи между полостью стопы и заболеваниями стопы, которые оценивались в нашем исследовании.

    Нескорректированные шансов (95% ДИ) Скорректированные отношения шансов (95% ДИ)
    Planus Cavus Planus Cavus
    Hallux Valgus 0,95 (0,83, 1,10) 0,96 (0,84, 1. 10) 1.05 (0,90, 1.22) 0,88 (0,77, 1.02)
    молоток ног
    1.32 (1.13, 1,55) 0,99 (0,82, 1.19) 1.38 (1.16, 1.65 ) .94 (0,78, 1.13)
    Neuroma
    Morton’s Neuroma 1.27 (0,99, 1.62) 1.15 (0,91, 1.47) 1.11 (0,86, 1.44) 1.25 (0,97, 1.61)
    Пальцы внахлест 1,30 (0,98, 1,72) 1.05 (0,79, 1.40) 1.44 (1.06, 1.94)

    4

    0,95 (0,71, 1. 27)
    Sharion’s Bunion 1.19 (0,85, 1,68) 1.17 (0,88, 1,55) 1.27 0,88, 1.84) 1.10 (0,83, 1.46)
    Plantar Fassiitite 1.14 (0,78, 1.66) 1.08 (0,73, 1,58) 0,96 (0,66, 1.42) 1.22 (0,82, 1.81)
    Hallux Rigidus 1,24 (0,93, 1,64) 0.85 (0.58, 1.24) 1.26 (0,92, 1.73) 0,84 (0,57, 1.23)
    Король ножки 0,79 (0,44, 1.41) 0,85 (0,46, 1,57) 0,79 (0,43, 1,44) 0,81 (0,44, 1,51)

    ).

    Функция стопы, измеренная по индексу отклонения центра давления (CPEI), была связана со специфическими нарушениями (таблица 3).В нескорректированных моделях пронированные стопы были положительно связаны с вальгусной деформацией большого пальца стопы, в то время как у супинированных стоп была отмечена отрицательная связь. Однако в скорректированных моделях сохранялась только связь между супинированной функцией стопы и вальгусной деформацией большого пальца стопы (p = 0,0045). Перекрытие пальцев имело значительную положительную связь с пронированными стопами как в нескорректированных (p = 0,0030), так и в скорректированных (p = 0,0099) моделях, но не было существенной разницы между супинированными стопами. Стопы с супинированной функцией отрицательно ассоциировались с ригидностью большого пальца стопы (p = 0.003).

    Обсуждение

    Целью данного исследования было оценить взаимосвязь между нарушениями стопы, осанкой и функцией в популяционной когорте. Как плоскостопие, так и пронация стопы были связаны со значительно более высокой вероятностью некоторых заболеваний стопы. Положение полой стопы, определяемое модифицированным индексом дуги (MAI), не влияло на риск заболеваний стопы в этой популяции, в то время как супинированная функция стопы была связана со сниженным риском как вальгусной, так и ригидной деформации большого пальца стопы.Эти результаты подтверждают широко распространенное клиническое мнение о том, что пронация стопы способствует повышенному риску заболеваний стопы у взрослых.

    Клиническая теория предсказывает связь между плоскостопием, пронированной функцией и вальгусной деформацией большого пальца стопы [26]. Тем не менее, исследования дали противоречивые результаты относительно связи вальгусной деформации стопы с положением и функцией стопы. В систематическом обзоре и метаанализе статей, анализирующих положение стопы и вальгусную деформацию большого пальца стопы, Nix et al. не обнаружили последовательной связи между вальгусной деформацией большого пальца стопы и клиническими показателями осанки стопы, такими как индекс дуги [27]. Мы также обнаружили, что вальгусная деформация большого пальца стопы не была существенно связана с осанкой стопы, измеренной с помощью MAI. Предыдущие исследования динамической функции стопы при вальгусной деформации также дали противоречивые результаты. Исследования показали, что вальгусная деформация большого пальца стопы связана [28] и не [29] с пронированной функцией стопы. В нашем текущем исследовании нескорректированные модели показали значительно более высокие шансы наличия вальгусной деформации стопы среди стоп с функцией пронации, но этот результат был ослаблен после корректировки ковариатами.Супинированная функция была связана со значительно сниженной вероятностью наличия вальгусной деформации. Вывод о том, что пронированные стопы не имеют более высоких шансов вальгусной деформации, противоречит предыдущим исследованиям [28]. Одна из причин несоответствия может быть связана с измерением функции стопы. В работе Кернозек и соавт. Исследователи использовали выравнивание заднего отдела стопы для количественной оценки функции стопы, тогда как в нашем исследовании для оценки функции использовался индекс смещения центра давления (CPEI). CPEI является динамическим показателем функции стопы, и, хотя было показано, что он связан со статической оценкой положения стопы [30], эти результаты, полученные из статических измерений, могут быть несопоставимы напрямую с динамическими показателями функции стопы.Более того, поскольку оценка тяжести вальгусной деформации не собиралась, возможно, что более легкие случаи вальгусной деформации (например, 15-25° отведения) неясны связи между тяжелыми случаями (более 25° отведения [31]) и пронированная функция стопы.

    Клинические тексты отмечают плоскостопие стопы и пронационную функцию как возможные причины ригидности большого пальца стопы [7]. Однако Zammit et al. в систематическом обзоре исследований типа «случай-контроль» не сообщили о сильной связи между Hallux Rigidus и показателями положения стопы [32].Мы также обнаружили, что положение стопы, измеренное с помощью MAI, не было значимо связано с ригидностью большого пальца стопы. Предыдущие исследования [33] [34] отмечали повышенную нагрузку на большой палец стопы, малые пальцы стопы [33,34] и латеральные плюсневые кости [34] у пациентов с ригидным большим пальцем. В нашем исследовании у людей, которые ходили с супинированной функцией стопы, значительно снизилась вероятность возникновения большого пальца стопы в скорректированных моделях, что противоречит предыдущему выводу о большей боковой нагрузке [34]. Однако Брайант и соавт. [34] исследовали меньшую выборку участников и использовали измерения давления, которые могут не указывать прямо на пронированную или супинированную функцию стопы.Учитывая, что у людей с супинированными стопами вероятность наличия вальгусной деформации и жесткого большого пальца стопы была значительно ниже, эти результаты могут свидетельствовать о том, что эти нарушения чаще встречаются у стоп с относительной пронацией.

    3 1.08 (0,95, 1.22)

    Нескорректированные шансов (95% ДИ) Скорректированные отношения шансов (95% ДИ)
    пронатор супинатор пронатор супинатор
    Вальгусная деформация большого пальца стопы 1. 15 (1.01, 1.30) 0.78 (0,69, 0,89) 0,82 (0,71, 0,94)

    4

    Молоток до
    0,92 (0,79, 1,06) 0,93 (0,79, 1.09) 0,91 (0,78, 1.05) 0,97 (0,82, 1,15)
    Neuroma Morton
    Morton 0,85 (0,67, 1,08) 0,96 (0,76, 1,22) 0,84 (0,66 , 1,06) 1,02 (0,80, 1,29)
    Пальцы внахлест 1.47 (1.14, 1.89) 1.00 (0,75, 1.33) 1. 40 (1.08, 1.80)

    4

    1.06 (0,79, 1.42)
    Sharion’s Bunion 1,07 (0,79, 1.46) 0,80 (0,60, 1.07) 1.03 (0,76, 1.39) 0,83 (0,62, 1.13)
    Plantar Fassiitite 1.00 (0,70, 1.43) 1.21 (0,89, 1.66) 1.02 (0,71, 1.47 ) 1,24 (0,91, 1,71)
    Hallux Rigidus 1.16 (0,92, 1.48) 0.58 (0,41, 0,83) 1.20 (0,93, 1,54)

    4

    0,57 (0,39, 0,83)
    Кольцовые пальцы
    1,12 (0,71, 1,75) 0,83 (0,48, 1. 43) 1.12 (0,71, 1,76) 0,87 (0,49, 1,54)
    * Многомерные модели Джи, отрегулированные для воздействия возраста, секса, высоты и веса

    Таблица 3. Нескорректированные и скорректированные* отношения шансов и 95% доверительные интервалы (ДИ) для связи специфических заболеваний стопы и функции стопы, определяемые индексом смещения центра давления (CPEI).

    Биомеханика деформации малых пальцев стопы тщательно не исследовалась. В клинических текстах отмечается, что наличие вальгусной деформации первого пальца стопы [26], плоской стопы [26] и полой стопы [10] являются потенциальными факторами риска молоткообразных пальцев стопы из-за формирования мышечного дисбаланса стопы [9,26,35]. В нашем исследовании плоскостопие было связано с повышенным риском молоткообразных пальцев как в сырых, так и в скорректированных моделях. Одной из причин такого ограниченного совпадения с клиническими факторами риска является то, что разные пути могут быть ответственны за развитие молоткообразных пальцев при плоской и полой стопах [35]. Поскольку в это исследование были включены в основном пожилые люди, у которых свод стопы обычно ниже, чем у молодых людей [36,37], вполне вероятно, что в этой популяции преобладают молоткообразные пальцы, связанные с осанкой плоской стопы. Наши результаты показывают, что молоткообразные пальцы связаны с положением стопы, а не с ее функцией. Для полного понимания факторов риска молоткообразных пальцев необходимы продольные и проспективные исследования.

    После внесения поправок на ковариаты в нашем исследовании, как поза плоской стопы, так и функция пронации были связаны с повышенной вероятностью перекрытия пальцев стопы.Перекрытие пальцев является хорошо известным последствием тяжелой вальгусной деформации стопы [26], несмотря на отсутствие объективных исследований связи между перекрытием пальцев и биомеханикой стопы, а также отсутствие понимания естественного течения вальгусной деформации большого пальца стопы. Хотя в этом исследовании не изучались сопутствующие заболевания стопы, было отмечено, что пронационная функция была связана как с перекрытием пальцев стопы, так и с вальгусной деформацией большого пальца стопы в нескорректированных моделях. Если предполагается гипотеза о том, что пронированные стопы имеют более выраженную вальгусную деформацию большого пальца стопы по сравнению с референтной, то достаточная выраженность вальгусной деформации стопы может быть фактором риска перекрытия пальцев стопы.

    В то время как клиническая работа предполагает, что подошвенный фасциит связан как с полой [16], так и с плоской [38] позой стопы, Ирвинг и др. не обнаружили убедительной связи между хронической болью в пятке, позой стопы или функцией в семи рассмотренных исследованиях [39]. В текущем исследовании не было выявлено значимой связи между подошвенным фасциитом, положением стопы и функцией стопы. Подошвенный фасциит в этой популяции встречался редко (3,2%), но этому нулевому результату могли способствовать и другие факторы. Поскольку такие факторы, как время, проведенное в положении стоя [40], часто называют потенциальными причинами подошвенного фасциита, эта популяция могла не подвергаться соответствующему воздействию.Более того, поскольку считается, что люди в возрасте от 40 до 60 лет имеют самый высокий риск [38], значительная часть нашего населения может быть отнесена к группе низкого риска.

    Ограниченное количество данных свидетельствует о том, что положение полой стопы и супинированная функция играют роль в формировании когтеобразных пальцев [26], в то время как пронация стопы является фактором риска образования бурсита Тейлора [8] и невромы Мортона [26,41]. В этом исследовании бурсит Тейлора, неврома Мортона и когтеобразные пальцы не были связаны ни с положением стопы, ни с ее функцией в скорректированных моделях.Нулевой результат, связанный с этими расстройствами, вероятно, связан с их низкой распространенностью в нашей популяции.

    Сильные стороны и ограничения

    Несмотря на то, что мы отметили значительную связь положения и функции стопы с конкретными заболеваниями стопы, необходимо учитывать несколько преимуществ и ограничений. Во-первых, данные были перекрестными; это означает, что нельзя установить причинно-следственную связь между положением стопы, ее функцией и нарушениями. Необходимы продольные исследования, чтобы лучше понять причинно-следственную связь между положением и функцией стопы и заболеваниями стопы. Другим ограничением является возможная ошибка измерения из-за сбора только одного подошвенного сканирования для каждой стопы во время ходьбы и в спокойной стойке. Однако это ограничение значительно смягчается большим количеством участников в исследуемой популяции. Кроме того, хотя показатели осанки и функции стопы, использованные в этом исследовании, клинически не распространены, CPEI [30] и MAI [23] связаны с клиническими показателями. Прямое измерение положения стопы с помощью рентгенологических данных или функции стопы с помощью кинематической оценки может предоставить дополнительную информацию о положении и функции стопы.

    В исследовании также было несколько важных сильных сторон. Насколько нам известно, это первое исследование, оценивающее взаимосвязь между положением стопы, ее функцией и распространенными нарушениями стопы на популяционном уровне, предлагающее широкую картину заболеваний стопы, возникающих у взрослых, проживающих в сообществе. Это исследование также включало большую группу пожилых людей, группу, которая сильно страдает от заболеваний стопы, но чья биомеханика не так часто изучается в исследованиях стопы.

    Выводы

    Положение стопы и динамическая функция стопы были связаны со специфическими нарушениями стопы в этой популяции перекрестного исследования.Наши результаты в целом согласуются с биомеханической теорией и клиническими наблюдениями за конкретными заболеваниями стопы. Положение плоской стопы и функция стопы в пронации были положительно связаны с несколькими заболеваниями стопы, функция супинированной стопы была отрицательно связана с несколькими заболеваниями стопы. Эти результаты подчеркивают полезность клинической информации для понимания связи между положением стопы, ее функцией и нарушениями стопы. Будущая работа должна исследовать факторы, способствующие возникновению заболеваний стопы, и оценивать вмешательства для компенсации биомеханических различий, которые совпадают с их наличием.

    Вклад авторов

    Задумал и разработал эксперименты: MTH HJH. Проведены эксперименты: MTH HJH. Проанализированы данные: ABD TJH. Написал рукопись: TJH ABD JLR HJH HBM VAC MTH. Интерпретация данных: TJH JLR HJH HBM.

    Каталожные номера

    1. 1. Голайтли Ю.М., Ханнан М.Т., Дюфур А.Б., Джордан Дж.М. (2012)Расовые различия в заболеваниях стопы и типе стопы: Проект остеоартрита округа Джонстон. Уход за артритом Res: (Hoboken) 4 (11): 1756-9.
    2. 2. Menz HB, Morris ME, Lord SR (2006)Факторы риска падений стопы и лодыжки у пожилых людей: проспективное исследование. J Gerontol Biol Sci Med 61A: M866-M870. PubMed: 166.
    3. 3. Mickle KJ, Munro BJ, Lord SR, Menz HB, Steele JR (2009) Премия ISB Clinical Biomechanics 2009: слабость и деформация пальцев ног повышают риск падений у пожилых людей. Clin Biomech Bristol, Avon 24: 787-791. doi: https://doi.org/10.1016/j.clinbiomech.2009.08.011. ПабМед: 1975-1956.
    4. 4. Golightly YM, Hannan MT, Shi XA, Helmick CG, Renner JB et al. (2011) Связь симптомов стопы с самооценкой и показателями физической функции, основанными на результатах: проект остеоартрита округа Джонстон. Arthritis Care Res: (Hoboken) 63: 654-659.
    5. 5. Badlissi F, Dunn JE, Link CL, Keysor JJ, McKinlay JB et al. (2005) Нарушения опорно-двигательного аппарата стопы, боль и функциональное ограничение стопы у пожилых людей. J Am Geriatr Soc 53: 1029-1033.doi: https://doi.org/10.1111/j.1532-5415.2005.53315.x. PubMed: 15935029.
    6. 6. Манн Р.А., Кафлин М.Дж. (1981) Вальгусная деформация большого пальца стопы – этиология, анатомия, лечение и хирургические соображения. Clin Orthop Relat Res: 157: 31-41. PubMed: 7249460.
    7. 7. Бингольд А.С., Коллинз Д.Х. (1950) Hallux Rigidus. J Bone Joint Surg Br 32-B(2): 214-222. PubMed: 15422020.
    8. 8. Аджис А., Коти М., Маффулли Н. (2005) Бурсит портного: обзор. J Foot Ankle Surg 44: 236-245.doi: https://doi.org/10.1053/j.jfas.2005.02.005. PubMed: 15940605.
    9. 9. Menz HB (2008) Проблемы со стопами у пожилых людей: оценка и лечение. Нью-Йорк: Эльзевир. 257 стр.
    10. 10. Маккласки В.П., Ловелл В.В., Каммингс Р.Дж. (1989) Деформация полой стопы. Этиология и лечение. Clin Orthop Relat Res 247: 27-37. PubMed: 2676298.
    11. 11. Menz HB, Morris ME (2006)Клинические детерминанты подошвенных сил и давления во время ходьбы у пожилых людей.Походка Поза 24: 229-236. doi: https://doi.org/10.1016/j.gaitpost.2005.09.002. PubMed: 16214340.
    12. 12. Deschamps K, Birch I, Desloovere K, Matricali GA (2010)Влияние вальгусной деформации на кинематику стопы: поперечное сравнительное исследование. Осанка походки 32: 102-106. doi: https://doi.org/10.1016/j.gaitpost.2010.03.017. PubMed: 20451392.
    13. 13. Кернозек Т.В., Элфесси А., Стеррикер С. (2003)Клинические и биомеханические факторы риска у пациентов с диагнозом вальгусной деформации.J Am Podiatr Med Assoc 93: 97-103. PubMed: 12644515.
    14. 14. Мерфи Д.Ф., Коннолли Д.А., Бейннон Б.Д. (2003)Факторы риска травм нижних конечностей: обзор литературы. Бр Джей Спортс Мед 37: 13-29. doi: https://doi.org/10.1136/bjsm.37.1.13. PubMed: 12547739.
    15. 15. Кауфман К.Р., Бродайн С.К., Шаффер Р.А., Джонсон К.В., Каллисон Т.Р. (1999)Влияние структуры стопы и диапазона движений на травмы опорно-двигательного аппарата. Am J Sports Med 27: 585-593. ПабМед: 10496574.
    16. 16. Ribeiro AP, Trombini-Souza F, Tessutti V, Rodrigues Lima F, Sacco ICN et al. (2011)Выравнивание заднего отдела стопы и конфигурация медиального продольного свода у бегунов с симптомами и историями подошвенного фасциита. Клиники 66: 1027-1033. doi: https://doi.org/10.1590/S1807-59322011000600018. PubMed: 21808870.
    17. 17. Dufour AB, Broe KE, Nguyen US, Gagnon DR, Hillstrom HJ et al. (2009) Боль в ногах: текущая или прошлая обувь является фактором? Артрит Реум 61: 1352-1358.doi: https://doi.org/10.1002/art.24733. PubMed: 197.
    18. 18. Dawber TR, Meadors GF, Moore FE Jr. (1951)Эпидемиологические подходы к сердечным заболеваниям: Framingham Study. Am J Public Health Nations Health 41: 279-281. doi: https://doi.org/10.2105/AJPH.41.3.279. PubMed: 14819398.
    19. 19. Фейнлейб М., Каннел В.Б., Гаррисон Р.Дж., Макнамара П.М., Кастелли В.П. (1975) Исследование потомков Фрамингема. Проект и предварительные данные. Предыдущая Мед. 4: 518-525. дои: https://дои.орг/10.1016/0091-7435(75)-7. PubMed: 1208363.
    20. 20. Zammit GV, Menz HB, Munteanu SE (2010)Надежность системы TekScan MatScan® для измерения подошвенных сил и давления во время ходьбы босиком по уровню у здоровых взрослых. J Foot Res лодыжки 3:11.
    21. 21. McPoil TG, Cornwall MW, Dupuis L, Cornwell M (1999) Изменчивость данных о подошвенном давлении. Сравнение двухшагового и среднего методов. J Am Podiatr Med Assoc 89: 495-501. ПабМед: 10546420.
    22. 22. McPoil TG, Cornwall MW, Dupuis L, Cornwell M (1999) Изменчивость данных о подошвенном давлении. Сравнение двухшагового и среднего методов. J Am Podiatr Med Assoc 89: 495-501. PubMed: 10546420.
    23. 23. Chu WC, Lee SH, Chu W, Wang TJ, Lee MC (1995) Использование индекса арки для характеристики высоты арки: подход к цифровой обработке изображений. Биомедицинская инженерия. IEEE Trans Biomed Eng 42: 1088-1093. дои: https://doi.org/10.1109/10.469375. ПабМед: 7498912.
    24. 24. Шианг Т.И., Ли С.Х., Ли С.Дж., Чу В.К. (1998) Оценка различных параметров отпечатков как предикторов высоты свода стопы. IEEE Eng Med Biol Mag 17: 62-66. дои: https://doi.org/10.1109/51.731323.
    25. 25. Hillstrom HJ, Song J, Kraszewski AP, Hafer JF, Mootanah R et al. (2012) Биомеханика типа стопы, часть 1: Структура и функция бессимптомной стопы. Осанка походки 37(3): 445-451. PubMed: 23107625.
    26. 26. Root ML, Orien WP, Weed JH (1977) Нормальная и ненормальная функция стопы.Лос-Анджелес: Корпорация клинической биомеханики.
    27. 27. Nix SE, Vicenzino BT, Collins NJ, Smith MD (2012)Характеристики структуры стопы и обуви, связанные с вальгусной деформацией: систематический обзор. Остеоартрит Хрящ 20: 1059-1074. doi: https://doi.org/10.1016/j.joca.2012.06.007. PubMed: 22771775.
    28. 28. Кернозек Т.В., Элфесси А., Стеррикер С. (2003)Клинические и биомеханические факторы риска у пациентов с диагнозом вальгусной деформации. J Am Podiatr Med Assoc 93: 97-103.PubMed: 12644515.
    29. 29. Килмартин Т.Е., Уоллес В.А. (1992)Значение Pes Planus при ювенильной вальгусной деформации большого пальца стопы. Голеностопный сустав 13(2): 53-56. doi: https://doi.org/10.1177/107110079201300201. PubMed: 1572587.
    30. 30. Сонг Дж., Хиллстром Х.Дж., Секорд Д., Левитт Дж. (1996) Биомеханика стопы. Сравнение плоской и прямой стопы. J Am Podiatr Med Assoc 86: 16-23. PubMed: 8808320.
    31. 31. Shine IB (1965) Заболеваемость вальгусной деформацией в сообществе, частично носящем обувь.БМЖ 1: 1648-1650. doi: https://doi.org/10.1136/bmj.1.5451.1648. PubMed: 14298843.
    32. 32. Zammit GV, Menz HB, Munteanu SE (2009)Структурные факторы, связанные с Hallux limitus/rigidus: систематический обзор исследований случай-контроль. J Orthop Sports Phys Ther 39: 733-742. PubMed: 19801816.
    33. 33. Заммит Г.В., Менц Х.Б., Мунтяну С.Е., Ландорф К.Б. (2008)Распределение подошвенного давления у пожилых людей с остеоартритом первого плюснефалангового сустава (hallux limitus/rigidus).J Ортоп Res 26: 1665-1669. дои: https://doi.org/10.1002/jor.20700. PubMed: 18634037.
    34. 34. Брайант А., Тинли П., Сингер К. (1999) Распределение подошвенного давления в нормальных, вальгусных и ограниченных стопах. Стопа 9: 115-119. doi: https://doi.org/10.1054/foot.1999.0538.
    35. 35. Ричард Б., доктор медицинских наук Биррер, Гризафи Патрик Дж. (1998) Общие проблемы со стопами в первичной медицинской помощи. Филадельфия: Hanley & Belfus, Inc.,
    36. 36. Скотт Г., Менц Х.Б., Ньюкомб Л. (2007)Возрастные различия в структуре и функции стопы.Походка Поза 26: 68-75. doi: https://doi.org/10.1016/j.gaitpost.2006.07.009. PubMed: 16945538.
    37. 37. Shibuya N, Jupiter DC, Ciliberti LJ, VanBuren V, La Fontaine J (2010) Характеристики плоскостопия у взрослых в Соединенных Штатах. J Foot Ankle Surg 49: 363-368. doi: https://doi.org/10.1053/j.jfas.2010.04.001. PubMed: 20537928.
    38. 38. Бухбиндер Р. (2004) Подошвенный фасциит. N Engl JMed 350: 2159-2166. doi: https://doi.org/10.1056/NEJMcp032745.
    39. 39.Ирвинг Д.Б., Кук Дж.Л., Менц Х.Б. (2006)Факторы, связанные с хронической подошвенной болью в пятке: систематический обзор. J Sci Med Sport 9: 11-22. doi: https://doi.org/10.1016/j.jsams.2006.12.023. PubMed: 16584917.
    40. 40. Риддл Д.Л., Пулишик М., Пидко П., Джонсон Р.Е. (2003)Факторы риска подошвенного фасциита: сопоставленное исследование случай-контроль. JBone Joint Surg (американский) 85: 872-877.
    41. 41. Wu KK (1996)Межпальцевая неврома Мортона: клинический обзор ее этиологии, лечения и результатов.J Foot Ankle Surg 35: 112-119. doi: https://doi.org/10.1016/S1067-2516(96)80027-5. ПабМед: 8722878.

    Оспаривание основ клинической модели функции стопы: еще одно доказательство того, что оценки базовой модели не позволяют должным образом классифицировать функцию стопы | Journal of Foot and Ankle Research

    Результаты этого исследования, которое на сегодняшний день является одним из самых крупных и всесторонних исследований Root et al. [1, 2] протокол согласуется с другими [24, 25].Вместе с более широким набором данных результаты показывают, что оценки Root et al. протокола определяют деформации стопы, не имеющие отношения к кинематике стопы при ходьбе. Это подрывает их достоверность в качестве основы для определения нормальной и аномальной функции стопы и в качестве основы для назначения ортезов стопы.

    Ни одна из деформаций, предложенных Root et al. [1, 2] были связаны с отчетливыми различиями в кинематике стопы при ходьбе, а статические и динамические параметры не коррелировали.Как и другие [24, 25] и в отличие от Root et al., [1, 2] наши данные показывают, что если подтаранный сустав инвертирован в NCSP, это не имеет отношения к кинематике заднего отдела стопы во время средней стойки. Это ставит под сомнение воспринимаемую важность и продолжающееся клиническое использование «нейтрального подтаранного сустава» как для определения деформации, так и для фиксации формы стопы как части рецепта ортеза стопы. Для эквинуса голеностопного сустава Turner et al. [39] и McPoil и Cornwall [30] ранее не смогли определить различия между стопами с тыльным сгибанием голеностопного сустава на 10° и без него.

    В большинстве стоп 1 st MPJ сначала мог выполнять тыльное сгибание до 65° при статической оценке, но, как и в других исследованиях, диапазон тыльного сгибания, используемый во время движения вперед, был намного меньше [32, 35, 40]. Точно так же Van Gheluwe [40] сообщил, что в стопах, классифицированных как имеющие более 70°, первый плюснефаланговый сустав сгибается значительно сильнее во время движения вперед, чем стопы с углом менее 70°. Однако корреляция между статическими и динамическими показателями дорсифлексии, о которых здесь сообщается, слабая ( r  = 0.38), хотя и несколько ниже, чем у Van Gheluwe et al. [40] ( r  = 0,45). Одним из недостатков текущего исследования является тот факт, что группа менее 65° включала только 9 футов. Однако, как и в других оценках, эта высокая частота в популяции без симптомов подрывает само представление о том, что менее 65° при ходьбе является «ненормальным». ‘.

    Действительно, это исследование согласуется с другими в том, что «аномалии», предложенные Root et al. [1, 2] распространены в бессимптомных популяциях. Для всех деформаций, описанных Root et al.[1, 2] мы обнаружили очень высокие числа в нашей выборке, поскольку все стопы были классифицированы как минимум с двумя деформациями, несмотря на отсутствие симптомов (рис. 1 и 2). Это становится ограничением данного исследования в том смысле, что небольшие группы не подходят для статистического анализа, равно как и группы значительно различающихся размеров. Однако высокая распространенность сама по себе является важным результатом нашей работы. Большое количество случаев в бессимптомной группе является хорошим доказательством того, что деформации на самом деле не являются ни деформациями, ни аномалиями.Действительно, в другой литературе эти «уродства» идентифицировались в бессимптомных популяциях. В Buchanan and Davis [41] 92% из 51 бессимптомного человека были классифицированы с варусом переднего отдела стопы и аналогичным образом в Garbolosa et al. [42] 86,6% из 240 футов имели варус переднего отдела стопы. Взятые в контексте более широкой литературы, представленные здесь данные о том, что большое количество стоп без симптомов демонстрируют так называемые «структурные деформации» и что эти деформации не связаны с различиями в кинематике стопы, заставляют нас полагать, что деформации нормальные и нерелевантные изменения положения стопы.Этот вывод также подтверждается доказательствами того, что положение, в которое ставится стопа для «диагностики» этих деформаций (подтаранное нейтральное), в значительной степени не имеет значения для бессимптомной функции стопы. Корень и др. [1, 2] идеология предполагает, что стопы с этими так называемыми «деформациями» будут симптоматическими, что их функция «аномальна» и требует коррекции. Мы не находим подтверждения этому в наших данных и в более широкой литературе. Классификации, предложенные Root et al.[1, 2], следовательно, недействительны в качестве детерминантов функции стопы во время ходьбы и, если предположить, что кинематика стопы связана с риском травмы, предикторов клинической травмы.

    Важно понять, почему статические измерения так плохо связаны с динамической кинематикой стопы, что является результатом этой, а также другой литературы [12, 17, 24, 30]. Статические оценки проводятся без нагрузки или в положении стоя, стопа устанавливается или перемещается врачом вручную. Силы, воздействующие на структуры стопы при статическом исследовании, мало похожи на силы при ходьбе ни по величине, ни по направлению.Кроме того, внутренние силы, особенно со стороны мышц, в значительной степени отсутствуют, за исключением некоторых пассивных сил в экстремальных положениях сустава (например, эквинус голеностопного сустава). Отсюда следует, что кинематика, возникающая в результате сил, приложенных к стопе, будет отличаться от кинематики при ходьбе.

    Как часть более широкого массива данных, результаты этого исследования имеют большое значение для клинической практики здоровья стопы. Мы рекомендуем клиницистам прекратить использование Root et al. [1] протокол биомеханического исследования.Оно не имеет или имеет неопределенное отношение к положению, которое здоровые стопы принимают во время ходьбы. Кроме того, деформации, определяемые при нейтральном положении стопы, не позволяют правильно классифицировать различия в кинематике стопы при ходьбе. Оценка диапазона тыльного сгибания голеностопного сустава, выравнивания первого луча и переднего отдела стопы и движения кажутся ошибочными, поскольку они также не имеют отношения к кинематике стопы при ходьбе. Основываясь на полученных здесь результатах и ​​соответствующей литературе за последние двадцать лет, мы считаем, что протокол оценки, предложенный Root et al.[1] больше не является подходящей основой для профессиональной практики.

    Вместо того, чтобы сосредотачиваться на выявлении структурных аномалий, которые основаны на ненадежных субъективных оценках, [13, 20, 23] следует уделять больше внимания объяснению механических причин симптомов и оценке поведения стопы во время упражнений с весовой нагрузкой, связанных с симптомами. Это может включать вывод о том, что биомеханика стопы не связана с причиной некоторых симптомов пациента, что является еще одним отличием от Root et al.[1, 2]. Из этого следует, что ортопедические предписания могут быть нацелены на изменение стресса в конкретных (болезненных или подверженных риску) структурах, а не на достижение, казалось бы, ошибочного скелетного выравнивания. Это побудило бы сосредоточиться на оценке каждого пациента в контексте его симптомов, личного и клинического контекста, а не на сравнении их стоп с недоказанной гипотетической моделью «идеальной стопы». Это также позволило бы создавать определения «нормального» для каждого пациента отдельно, тогда как Root et al.[1, 2] предлагает использовать ортезы, чтобы движения стопы были одинаковыми или очень похожими у всех пациентов. Наконец, если деформации, описанные Root et al. [1, 2] являются основанием для назначения некоторых ортезов стопы, то свидетельство того, что так называемые деформации не имеют функциональной значимости, возможно, является свидетельством того, что ортезы стопы не следует использовать при отсутствии симптомов, а просто для «коррекции» деформации. Мы считаем, что это исследование, взятое в контексте с другими работами, должно означать конец клинического, образовательного и исследовательского использования Root et al.[1, 2] описание функции стопы и использование нейтрального положения подтаранного сустава. Важным нововведением под руководством Root et al. [1, 2] была завершена в 1960-х годах и вскоре после этого, и они разработали теорию в отсутствие подходов к измерению, которые могли бы поддержать систематическое и объективное исследование их гипотез и того, как они могут быть связаны с симптомами, испытываемыми их пациентами. За прошедшие 40 или около того лет наша способность измерять биомеханику стопы значительно улучшилась, а количество данных, описывающих биомеханику стопы, увеличилось в геометрической прогрессии.Мы считаем, что эта и связанные с ней работы являются важной вехой, основанной на работе Root et al., но опережающей ее. [1, 2].

    Ограничения

    Это исследование имеет несколько ограничений. Трудности измерения движения стопы с помощью кожных маркеров хорошо задокументированы [28, 38], хотя Root et al. [1] протокол оценки также включал кожные маркеры для определения положения и движения подтаранного сустава, хотя и статически, и они подвержены собственным ошибкам [23].Как и другие ранее, в этом исследовании использовалось движение пяточной кости относительно ноги для представления движения подтаранного сустава. Без инвазивных методов невозможно измерить движение отдельных костей и, следовательно, невозможно измерить реальный подтаранный сустав, кинематика которого Root et al. [1, 2] относятся широко. Однако Рут и соавт. [1, 2] также сделали много предположений, которые уменьшают влияние этого вопроса. Они часто использовали положение пятки относительно пола для описания положения под таранной костью, потому что предполагали, что нога находится в вертикальном положении.Таким образом, возможно, наш подход более верен исследуемым анатомическим гипотезам и, следовательно, имеет большую анатомическую достоверность.

    Предыдущие исследования постоянно подчеркивали различия между клиницистами в выполнении оценок, которые мы использовали для определения различных деформаций стопы [13, 18–21, 23, 43]. Таким образом, наша зависимость от одного оценщика для определения деформации стопы снижает внешнюю валидность нашего исследования. Тем не менее, контроль известных источников изменчивости данных является необходимым условием для качественных исследований.Если бы мы позволили более чем одному клиницисту определить деформации, результаты исследования могли бы быть связаны с нашей неспособностью последовательно определить исследуемые деформации, а согласованность, как известно, лучше в пределах одного оценщика, чем между несколькими оценщиками [22]. Действительно, тот факт, что оценки так сильно различаются, является просто еще одной проблемой модели Рута, а не проблемой нашего исследования. Действительно, наличие/отсутствие соответствующих деформаций может зависеть от врача, которого видит пациент, а не от фактического расположения структур стопы [13].Высокая распространенность некоторых деформаций также может быть результатом предвзятости оценщика. Однако, учитывая низкую надежность измерений, это снова проблема надежности модели Рута, а не нашего плана исследования. Привлечение большего числа оценщиков для учета любого предполагаемого смещения поставило бы под угрозу нашу способность идентифицировать деформации как независимые переменные в нашем исследовании.

    Процент женщин, набранных для этого исследования, больше, чем мужчин, что отражает нашу выборку местного студенческого населения.Нашей целью было исследовать Root et al. [1, 2] модели функции стопы, и не делается ссылок на специфические для пола деформации или компенсации, скорее существует единственная модель функции стопы, которая действует независимо от пола. Таким образом, использованная нами выборка является надежной основой для тестирования модели Рута [1, 2].

    Хотя это и не является строго ограничением, мы сделали допущение, что отсутствие симптомов является подходящей основой для исследования обоснованности исследования Root et al. [1, 2]. Подразумевается, что в Root et al.Модель нормальной стопы является основанием для отсутствия симптомов, но норма в значительной степени определялась в механических терминах, при этом нормальная стопа демонстрировала определенные предпочтительные механические выравнивания и движения. Однако основой для модели была ее применимость в клинической практике, а целью практики является профилактика или купирование симптомов. Клиническая практика не связана с бессимптомной перестройкой структур, если только нет убедительных доказательств того, что симптомы в будущем могут возникнуть с большой вероятностью, а последствия бездействия сейчас значительны, а таких доказательств не существует.Поэтому мы предположили, что отсутствие симптомов было лучшим и наиболее внешне обоснованным определением «нормальности» в качестве основы для практики.

    Нейромеханическая адаптация функции стопы к изменениям жесткости поверхности во время прыжков

    Люди выбирают минимизирующие работу стратегии движения при взаимодействии с податливыми поверхностями. Нашим лодыжкам приписывают укрепление наших нижних конечностей и поддержание движения центра масс нашего тела в диапазоне поверхностной жесткости. Мы также можем укрепить наши ноги за счет активного вклада наших внутренних подошвенных мышц (PIM) на таких поверхностях.Однако традиционное моделирование голеностопного сустава замаскировало этот вклад. Мы сравнили механику стопы и голеностопного сустава и активацию мышц на поверхностях с низкой, средней и высокой жесткостью во время двусторонних прыжков, используя традиционную и анатомическую модели голеностопного сустава. Традиционная модель голеностопного сустава переоценивала работу и недооценивала жесткость по сравнению с анатомической моделью. Прыжки на поверхности с низкой жесткостью приводили к меньшему продольному сжатию свода стопы по сравнению с поверхностью с высокой жесткостью. Однако, поскольку крутящий момент в среднем отделе стопы также уменьшился, жесткость среднего отдела стопы осталась неизменной.Мы наблюдали более низкую активацию PIM, камбаловидной мышцы и передней большеберцовой мышцы в условиях низкой и средней жесткости, что соответствовало картине, которую мы наблюдали в работе, выполняемой стопой и голеностопным суставом. Вместо того, чтобы выполнять ненужную работу, участники изменили свою позу приземления, чтобы использовать энергию, запасенную подпружиненной поверхностью в низких и средних условиях. Эти результаты подчеркивают наше предпочтение минимизировать механическую работу при переходе на податливые поверхности и подчеркивают важность рассмотрения стопы как активной, многосуставной части человеческой ноги.

    НОВАЯ И ЗАМЕЧАТЕЛЬНАЯ При попытке понять, как люди приспосабливают свои движения к изменениям субстрата, роль человеческой стопы игнорировалась. Используя многосегментное моделирование стопы, мы подчеркиваем важность адаптируемой механики стопы для приспособления к поверхностям с различной податливостью. Мы также показываем с помощью электромиографии, что адаптации находятся под активным мышечным контролем.

    ФУНКЦИЯ СТОП ПРИ ЮВЕНИЛЬНОМ ХРОНИЧЕСКОМ АРТРИТЕ | Ревматология

    Получить помощь с доступом

    Институциональный доступ

    Доступ к контенту с ограниченным доступом в Oxford Academic часто предоставляется посредством институциональных подписок и покупок.Если вы являетесь членом учреждения с активной учетной записью, вы можете получить доступ к контенту следующими способами:

    Доступ на основе IP

    Как правило, доступ предоставляется через институциональную сеть к диапазону IP-адресов. Эта аутентификация происходит автоматически, и невозможно выйти из учетной записи с проверкой подлинности IP.

    Войдите через свое учреждение

    Выберите этот вариант, чтобы получить удаленный доступ за пределами вашего учреждения.

    Технология Shibboleth/Open Athens используется для обеспечения единого входа между веб-сайтом вашего учебного заведения и Oxford Academic.

    1. Щелкните Войти через свое учреждение.
    2. Выберите свое учреждение из предоставленного списка, после чего вы перейдете на веб-сайт вашего учреждения для входа.
    3. Находясь на сайте учреждения, используйте учетные данные, предоставленные вашим учреждением.Не используйте личную учетную запись Oxford Academic.
    4. После успешного входа вы вернетесь в Oxford Academic.

    Если вашего учреждения нет в списке или вы не можете войти на веб-сайт своего учреждения, обратитесь к своему библиотекарю или администратору.

    Вход с помощью читательского билета

    Введите номер своего читательского билета, чтобы войти в систему. Если вы не можете войти в систему, обратитесь к своему библиотекарю.

    Члены общества

    Многие общества предлагают своим членам доступ к своим журналам с помощью единого входа между веб-сайтом общества и Oxford Academic. Из журнала Oxford Academic:

    1. Щелкните Войти через сайт сообщества.
    2. При посещении сайта общества используйте учетные данные, предоставленные этим обществом. Не используйте личную учетную запись Oxford Academic.
    3. После успешного входа вы вернетесь в Oxford Academic.

    Если у вас нет учетной записи сообщества или вы забыли свое имя пользователя или пароль, обратитесь в свое общество.

    Некоторые общества используют личные аккаунты Oxford Academic для своих членов.

    Личный кабинет

    Личную учетную запись можно использовать для получения оповещений по электронной почте, сохранения результатов поиска, покупки контента и активации подписок.

    Некоторые общества используют личные учетные записи Oxford Academic для предоставления доступа своим членам.

    Институциональная администрация

    Для библиотекарей и администраторов ваша личная учетная запись также предоставляет доступ к управлению институциональной учетной записью. Здесь вы найдете параметры для просмотра и активации подписок, управления институциональными настройками и параметрами доступа, доступа к статистике использования и т. д.

    Просмотр ваших зарегистрированных учетных записей

    Вы можете одновременно войти в свою личную учетную запись и учетную запись своего учреждения.Щелкните значок учетной записи в левом верхнем углу, чтобы просмотреть учетные записи, в которые вы вошли, и получить доступ к функциям управления учетной записью.

    Выполнен вход, но нет доступа к содержимому

    Oxford Academic предлагает широкий ассортимент продукции. Подписка учреждения может не распространяться на контент, к которому вы пытаетесь получить доступ. Если вы считаете, что у вас должен быть доступ к этому контенту, обратитесь к своему библиотекарю.

    Здоровье ног 101 – Коллектив стоп

    Информационное видео, взятое из контента Beam Tribe  (посетите beamtribe.ком для получения дополнительной информации о сообществе):

     

    Восстановить и сохранить здоровье ног на самом деле очень просто. Готовы к секрету? Вот оно: используйте свои ноги в соответствии с тем, как они предназначены для использования. Довольно просто, правда? Давайте немного распакуем это:

    Наши ступни за миллионы лет адаптировались к тому, чтобы лучше всего функционировать, когда их ничего не прикрывает. Исходя из этого, в любое время, когда вы можете быть босиком (в помещении, дома, в офисе, в спортзале), вы должны стараться ходить босиком.

    При этом защита наших ног от порезов, царапин или экстремальных температур часто необходима, и для этого мы изобрели обувь: одежду, которая закрывает и защищает ногу. К сожалению, в последние годы обувь превратилась из того, что мы использовали для защиты наших ног, в то, что на самом деле вредит нашим ногам. Узкая, заостренная, жесткая, наклонная, поддерживающая, мягкая обувь стала нормой и стоила нам здоровья наших ног.

    Решение: убедитесь, что вы носите натуральную обувь.Что такое натуральная обувь? Обувь, которая не повреждает ваши ноги и позволяет им функционировать так, как если бы они были босиком. Вот простой способ запомнить особенности натуральной обуви: F eet F или T he W дюйм. Это означает:

    F широчайшие (передняя часть стопы и пятка на одной высоте)

    F гибкий (может сгибаться, скручиваться, скручиваться)

    T подошва (чем больше «вещей» между вами и землей, тем меньше данных ваш мозг получает о земле)

    W язь (самая широкая часть естественной здоровой стопы — кончики пальцев.Большинство обуви сдавливает наши ступни с боков, особенно в области пальцев ног, и это имеет серьезные последствия, такие как бурсит, деформация свода стопы, невромы и т. д.)

    Что такое натуральная обувь? (иначе босиком/минимальная обувь)

    Вы могли бы подумать, что вся обувь предназначена для того, чтобы быть здоровой для ваших ног, осанки и движений, но реальность такова, что почти каждая современная обувь не имеет форму человеческой стопы, и это несоответствие вызывает у нас серьезные проблемы (осознаем мы это или нет). нет)

    Люди эволюционировали, чтобы ходить босиком, и именно так наши ноги функционируют лучше всего.Естественные стопы расставлены красиво и широко, когда мы стоим вертикально, мышцы стопы должны быть сильными и активными, чтобы поддерживать стабильный свод стопы, а наши мышцы лодыжки способны поглощать ударные силы таких действий, как бег. Натуральная обувь позволяет вашей стопе вести себя так, как если бы она была босиком, и при этом обеспечивает одно важное преимущество: защищает подошву стопы от повреждений.

     

     

    Почему вы должны заботиться о переходе на натуральную обувь?

    Когда большинство людей слышат о ком-то, кто ходит босиком, они думают о маленьких детях или хиппи.Да, многие «хиппи», как правило, ходят босиком и что-то понимают (не в обиду хиппи, они живут таким образом жизни, к которому нужно стремиться большему количеству людей). Проводить время босиком и носить натуральную обувь, которая может выглядеть немного по-другому, значит избегать дрянной обуви, которая сегодня доминирует на мировом обувном рынке.

    Плохая обувь является основным фактором и в большинстве случаев прямой причиной проблем с нашими ногами. Большинство туфель слишком узкие (основная причина бурсита), имеют приподнятую пятку (что укорачивает икры и ограничивает подвижность лодыжек), имеют поддерживающие своды (что ослабляет ваши естественные мышцы, формирующие свод стопы) и лишают ваши ноги способности чувствовать. земля под вами из-за толстого слоя амортизации (что не обязательно и фактически вредно для того, как мы ходим и особенно как мы бежим).

    Если у вас есть боль в ногах (включая бурсит, боль в ногах, судороги в ногах, подошвенный фасцит или остеоартрит и многие другие) и вы в настоящее время не носите натуральную обувь, вы можете гарантировать, что это основная причина боли. Уступая только проблемам с тазобедренными суставами, вызванными сидением, и их влиянию на стабильность стопы (мы коснемся этого позже), то, что вы надеваете на ноги, является основным фактором, определяющим здоровье ваших стоп и качество ваших движений. Современная обувь убивает наши ноги, и самая большая часть изменений заключается в понимании ваших ног и того, как они должны функционировать.Не отдавайте предпочтение моде в ущерб здоровью ваших ног.

     

     

    Что плохого в туфлях, которые сейчас на мне?

    Большинство людей думают, что амортизирующая поддерживающая обувь хороша для их ног, и это показывает, насколько плохо мы понимаем механику стопы и какую рекламную мощь имеет индустрия спортивной обуви. Поддержка свода стопы (также известная как «контроль движения») в обуви ослабляет ваши естественные мышцы, формирующие свод стопы, и является основной причиной плоскостопия.Амортизация в обуви препятствует правильной сенсорной обратной связи от земли под нами, которая направляет оптимальное движение. В случае с бегом амортизация пятки является основной причиной, по которой люди используют опасную модель движения при ударе пяткой — метод, в значительной степени ответственный за то, почему 75%+ бегунов сегодня получают травмы раз в год.

    Возможно, сейчас у вас нет болей в стопах или проблем с ногами, но если вы регулярно носите обувь с приподнятым каблуком, супинатором и зауженным носком, то это только вопрос времени, когда у вас возникнут проблемы с основанием.Вы можете подумать, что высокие каблуки могут выглядеть великолепно, но в них накапливается достаточно времени, что негативно влияет на вашу осанку и меняет структуру вашей стопы, что приводит к серьезным проблемам, как вы можете видеть на изображении ниже.

    Опасность в дозе: так же, как добавление соли в еду — это нормально (и на самом деле может быть полезно для вас с точки зрения восполнения важных минералов), но употребление фунта соли убьет вас, опасность в дозе . То же самое относится и к обуви — вы можете без особых последствий носить эти симпатичные каблуки или узкие классические туфли в некоторых случаях, но носить их в качестве основной обуви в течение длительного периода времени, и возникнут серьезные проблемы.

     

     

    У меня ноги не болят, зачем мне переключаться?

    У большинства людей с дисфункциональными стопами нет болей в стопах…….Пока. Если свод вашей стопы расплющился, вы можете быть уверены, что после достаточного пребывания на ногах они начнут болеть. Почему? Потому что свод стопы является ключом к устойчивой стопе и указывает на то, что ваши бедра функционируют оптимально, а внутренние мышцы стопы работают, чтобы создать стабильность и защитить фасцию от чрезмерного напряжения.Чем больше времени вы проводите в поддерживающей жесткой обуви, тем больше вероятность того, что вы начнете испытывать боль в ногах.

    Точно так же, как было бы не очень разумно ждать, пока ваша машина начнет разваливаться, чтобы починить ее, ожидание, пока ваши ноги не начнут болеть, является плохим способом лечения вашего тела. Устраните проблему до того, как она станет проблемой, изучив свои стопы, работая над силой и подвижностью стопы, проводя больше времени босиком и переходя на натуральную обувь.

     

     

    Начало пути к восстановлению здоровья ног

    Годы ношения традиционной обуви с усиленной поддержкой свода стопы, толстой амортизацией и узким носком меняют структуру наших стоп и делают их жесткими и слабыми.Большой частью решения проблем с ногами и предотвращения их в будущем является переход на натуральную обувь, которая позволяет вашим ногам снова стать подвижными и сильными.

    Для многих переход на холодную индейку может означать боль в ногах, проблемы с коленями и дискомфорт в ступнях, поэтому наша команда TFC team создала эту страницу, чтобы помочь вам внести изменения. Натуральная обувь укрепляет ваши ноги, постепенно улучшает осанку стопы и помогает вашему мозгу получать важные сенсорные сигналы от земли под вами, которые имеют решающее значение для оптимального движения, но вам нужно постепенно входить в них.Прислушивайтесь к своему телу, используйте дискомфорт и болезненность в качестве ориентира, чтобы понять, не слишком ли вы много делаете. Потерпи.

     

    Марки обуви, которые нам нравятся (нажмите на марку, чтобы перейти на сайт)

     

    – Команда TFC

    Система ядра стопы: новая парадигма для понимания внутренних функций мышц стопы

    Человеческая стопа представляет собой очень сложную структуру, которая позволяет ей выполнять множество разнообразных функций. Во время стояния он обеспечивает нашу опору.Во время ходьбы стопа должна быть устойчива при приземлении и отталкивании. Однако во время средней опоры стопа должна стать подвижным адаптером и амортизировать нагрузки. Он также обладает пружинящими характеристиками, накапливая и высвобождая упругую энергию при каждом ударе ногой. Это достигается за счет деформации свода стопы, которая контролируется внутренними и внешними мышцами стопы. Имеются эволюционные свидетельства того, что архитектура свода стопы и мускулатура развивались в ответ на повышенные требования к переноске груза и бегу.Стабильность этого свода, который мы предложили использовать в качестве центрального «ядра» стопы, необходима для нормальной функции стопы.

    Значение стабильности корпуса для стопы

    Стабильность корпуса

    привлекла большое внимание в клинической и спортивной сферах. Интерес в первую очередь был сосредоточен на роли стабильности пояснично-тазобедренного сустава в нормальных моделях движения нижних конечностей. глобальные движители, такие как широчайшие мышцы спины.2 Местные стабилизаторы имеют малую площадь поперечного сечения и малые плечи моментов. Поэтому они не создают больших крутящих моментов в соответствующих соединениях, которые они пересекают. Однако они способствуют повышению межсегментарной стабильности. Надлежащее функционирование локальных стабилизаторов обеспечивает стабильную основу, на которую могут воздействовать первичные движители туловища, обладающие большей площадью поперечного сечения и плечами момента, вызывая грубое движение. Когда мышцы кора слабы или не задействованы должным образом, проксимальная основа становится нестабильной и смещенной, что приводит к аномальным движениям туловища и нижних конечностей.3 Это может привести к различным травмам нижних конечностей, вызванным перегрузкой.4–7

    Мы предлагаем распространить концепцию стабильности кора на свод стопы. Свод контролируется как локальными стабилизаторами, так и глобальными движителями стопы, подобно пояснично-тазовому ядру. Местные стабилизаторы представляют собой четыре слоя собственных подошвенных мышц, которые берут начало и прикрепляются к стопе. Эти мышцы, как правило, имеют небольшие плечи момента, малую площадь поперечного сечения и служат в основном для стабилизации сводов стопы.Глобальные движители — это мышцы, которые берут начало в голени, пересекают лодыжку и прикрепляются к стопе. Эти мышцы имеют большую площадь поперечного сечения, большие плечи момента, являются главными двигателями стопы, а также обеспечивают некоторую стабильность свода стопы. При каждом шаге четыре слоя внутренних мышц контролируют степень и скорость деформации свода стопы. Когда они не функционируют должным образом, фундамент становится нестабильным и смещенным; и возникает ненормальное движение стопы. Это может проявляться в проблемах с ногами.Подошвенный фасциит является одним из наиболее частых травм стопы, вызванных перенапряжением. Это признано повторяющимся повреждением напряжения из-за чрезмерной деформации свода.8 Важность мускулатуры свода в этой распространенной травме стопы в настоящее время недооценивается. Это подтверждается недавними статьями, описывающими клинические данные и рекомендации по лечению подошвенного фасциита,9 а также дисфункции сухожилия задней большеберцовой кости,10 стресс-синдрома медиальной большеберцовой кости11 и хронической боли в голени12, в которых не упоминается укрепление стопы как компонент вмешательств.

    Таким образом, наша цель состояла в том, чтобы предложить парадигму системы ядра стопы путем (1) описания эволюции свода стопы человека для передвижения, (2) определения подсистем ядра стопы, (3) рассмотрения оценки и лечения стопы, объединяющей концепции стабильности ядра стопы и (4) окончательное обсуждение будущих направлений исследований. Наша общая цель состояла в том, чтобы предложить новую парадигму для рассмотрения функции стопы, ее оценки и лечения.

    Происхождение человеческой арки

    Человеческая стопа эволюционировала из стопы, похожей на стопу африканских обезьян, где она служит как для древесного, так и для наземного передвижения.13 Переход от обезьяноподобного к человеческому строению стопы отражает переход к локомоторным привычкам, в которых доминирует наземное двуногое движение. При ходьбе на двух ногах походка шимпанзе усложняется отсутствием структурных специализаций, позволяющих стопе человека действовать как компактная жесткая система рычагов во второй половине стоянки. К ним относятся (1) увеличенный и постоянно приведенный большой палец, (2) укороченные боковые пальцы, (3) уплотнение и перестройка костей предплюсны, чтобы помочь предотвратить «средний перелом предплюсны», наблюдаемый в стопе обезьян14 и (4) добавление четко выраженного медиального продольного свода, защищенного сильными подошвенными растягивающими элементами.Состояние сводов стопы, отсутствующее у человекообразных обезьян, остается спорным. Поперечный свод, вероятно, присутствовал,15 но ключевой медиальный продольный свод отсутствовал или был слабо выражен,16 что указывает на плохо выраженный подошвенный апоневроз и, следовательно, большую зависимость от мышечных усилий для сопротивления силам, действующим на пальцы ног во время поздней стойки. Напротив, даже самые ранние представители рода Homo , для которых имеются адекватные доказательства (например, ранний Homo erectus ), обладали по существу современной структурой стопы, включая хорошо выраженный медиальный продольный свод.17

    Современное человеческое тело (т. е. Homo ), особенно скелетно-мышечная конструкция, отражает механические требования, предъявляемые к бегу на выносливость. что такие черты возникли в контексте нового и более требовательного двигательного поведения. Ключевое различие между ходьбой и бегом заключается в центральной важности «пружинивания ног» при беге, но не при ходьбе.19 Эти пружины включают выраженное ахиллово сухожилие, подошвенный апоневроз и пружинные связки на нижней поверхности стопы. Все они отсутствуют у человекообразных обезьян и либо отсутствовали, либо были минимально развиты у австралопитеков . Бег также подвергает пальцы гораздо большим силам растяжения во время поздних фаз опоры и отрыва пальцев, чем при ходьбе; сильный подошвенный апоневроз оказывает существенное пассивное сопротивление этим нагрузкам. Кроме того, уплощение продольного свода стопы в средней стойке при беге смягчает воздействие стопы и сохраняет восстанавливаемую энергию напряжения в растянутых эластичных тканях, 20 но в отличие от большинства четвероногих млекопитающих, специализирующихся на беге, люди сохраняют значительную внутреннюю мускулатуру стопы.Эти же мышцы редуцированы, а иногда и полностью утрачены у четвероногих бегунов, что делает внутреннюю стабилизацию стопы в основном пассивной. Люди-бегуны уникальны тем, что нуждаются в контроле баланса при опоре на одну ногу, и по этой причине (в отличие от четвероногих) им требуется достаточно подвижная стопа, способная приспосабливаться к неровным поверхностям и активно контролируемая. Исследования с помощью электромиографии (ЭМГ) показывают, что внутренняя активность подошвенных мышц стопы наиболее постоянна среди участников во время бега и наименее во время ходьбы.21 Хотя внутренние мышцы стопы более изменчивы, они обычно активны в поздней фазе ходьбы и могут играть важную роль в контроле распределения нагрузки под стопой, а также в усилении сгибательной функции медиального продольного свода, особенно на более высоких скоростях. 22 Несмотря на то, что в простой стойке активность часто минимальна, внутренние мышцы стопы задействуются сильнее, когда к участнику добавляются дополнительные нагрузки. 23 Частое ношение тяжестей на большие расстояния может объяснить эволюционную трансформацию от австралопитека, похожего на , к Homo – как пропорции тела24, а также может помочь объяснить относительно сильное внутреннее развитие мышц стопы в стопе человека.

    Система опор для ног

    Теоретическая основа стабильности пояснично-тазобедренного сустава коренится в функциональной взаимозависимости пассивной, активной и нервной подсистем, контролирующих движение и стабильность позвоночника, первоначально предложенной Панджаби.25 Пассивная подсистема состоит из костных и суставных структур, в то время как Активная подсистема состоит из мышц и сухожилий, прикрепляющихся к позвоночнику и действующих на него. Нервная подсистема состоит из сенсорных рецепторов в суставных капсулах, связках, мышцах и сухожилиях, окружающих позвоночник.Пассивная подсистема обеспечивает баланс между подвижностью и стабильностью позвоночного столба. Активная подсистема состоит из двух функциональных мышечных компонентов: локальных стабилизаторов и глобальных движителей . для повышения межсегментарной динамической стабильности. Правильная работа местных стабилизаторов обеспечивает стабильную основу, на которой могут действовать первичные движители туловища, вызывая грубые движения.Глобальные движители пересекают несколько позвоночных сегментов, имеют прикрепления к тазу и грудной клетке и могут прилагать более длинные моментные рычаги для перемещения туловища и конечностей. К ним относятся более поверхностные мышцы, выпрямляющие позвоночник, а также внутренние и внешние косые и прямые мышцы живота. Нервная подсистема контролирует движения и силы позвоночника и посылает афферентные сигналы в центральную нервную систему. Если эти афферентные сигналы превышают заданный порог, эфферентные сигналы отправляются из центральной нервной системы в соответствующие мышцы, чтобы изменить движение и силы позвоночника.

    Hodges26 дополнительно разграничил стратегии стабильности пояснично-тазового ядра на компоненты «контроль» и «потенциал». Стратегия контроля направлена ​​на восстановление координации мышц, действующих на пояснично-тазовый стержень, в то время как стратегия мощности направлена ​​на обеспечение адекватной мышечной силы и выносливости, чтобы предотвратить механическую нестабильность позвоночника при различных нагрузках. В конечном счете, стратегии контроля и мощности дополняют друг друга в обеспечении стабильного пояснично-тазового ядра, и эти же принципы могут быть применены к системе ядра стопы.Применение концепции стабильности пояснично-тазового ядра к стопе проиллюстрировано на рисунке 1. Эти концепции, поскольку они относятся к лодыжке и стопе, были впервые предложены Jam27, и мы расширили их применение к ядру стопы. Далее следует описание каждой из подсистем.

    Рисунок 1 

    Система ядра стопы. Нервная, активная и пассивная подсистемы взаимодействуют, чтобы создать систему ядра стопы, которая обеспечивает стабильность и гибкость, чтобы справляться с изменяющимися потребностями стопы.

    Пассивная подсистема сердечника стопы

    Пассивная подсистема ядра стопы состоит из костей, связок и суставных капсул, поддерживающих различные своды стопы.Функциональная конфигурация костной анатомии стопы приводит к четырем различным дугам, которые включают медиальную и латеральную продольные дуги, а также переднюю и заднюю поперечные плюсневые дуги. Хотя Маккензи часто рассматривал их как отдельные структуры,29 предположил, что эти дуги сливаются в одну. функциональный полукупол, отвечающий за гибкую адаптацию к изменениям нагрузки при динамической деятельности (см. рис. 2). Считалось, что этот полукупол преимущественно поддерживается пассивными структурами, включая подошвенный апоневроз (см. рис. 3А) и подошвенные связки (см. рис. 4), однако также считается, что локальная динамическая поддержка обеспечивается внутренними мышцами стопы в активных подсистемах. и косвенно сокращениями внешних мышц стопы.30

    Рисунок 2

    Функциональный полукупол, предложенный McKenzie. Обратите внимание, что источником купола считается купол осыпи.

    Рисунок 3

    (A) Выравнивание подошвенной фасции. (B) Изображена анатомическая и биомеханическая взаимосвязь между ахилловым сухожилием и подошвенной фасцией. Обратите внимание на фасциальную связь между этими двумя структурами вокруг пяточной кости.

    Рисунок 4

    Преобладающие подошвенные связки стопы, которые обеспечивают пассивную стабильность как продольной, так и поперечной сторон стопы.

    Активная подсистема сердечника стопы

    Активная подсистема состоит из мышц и сухожилий, прикрепляющихся к стопе. К локальным стабилизаторам стопы относятся внутренние подошвенные мышцы, которые берут начало и прикрепляются к стопе, тогда как глобальные движители представляют собой внешние мышцы, которые берут начало в голени, пересекают лодыжку и прикрепляются к стопе (см. рис. 5). В то время как внутренние мышцы есть как на тыльной, так и на подошвенной сторонах, подошвенные внутренние мышцы чаще всего описываются из-за их функциональной связи с продольными и поперечными сводами полукупола стопы.31 Подошвенные внутренние мышцы стопы состоят из четырех слоев мышц, расположенных глубоко в подошвенном апоневрозе. Первые два слоя имеют конфигурации мышц, соответствующие медиальному и латеральному продольным сводам стопы, в то время как более глубокие слои в большей степени соответствуют переднему и заднему поперечным сводам (см. рис. 6А-Е). См. дополнительное онлайн-приложение для полного описания анатомического и биомеханического вклада внутренних мышц стопы. Изучая синергетические отношения между этими мышцами с соответствующей анатомией кости и конфигурацией свода стопы, можно выяснить их функциональную роль.Soysa et al 31 резюмировали функциональные качества внутренних мышц стопы, в том числе поддержку сводов стопы 32–35 , активность и зависимость от нагрузки 36 , 37 синергизм 38 и модуляцию 28 . эти функциональные качества.

    Таблица 1

    Функциональные качества собственных мышц стопы и их соответствующие описания, основанные на фактических данных

    Рисунок 5

    Прикрепление сухожилий внешних мышц стопы к подошвенной поверхности стопы.(A) Изображены места прикрепления длинного сгибателя пальцев, длинного сгибателя большого пальца и длинной малоберцовой мышцы. Обратите внимание на продольное выравнивание сухожилий сгибателей, поскольку оно связано с их функциональным вкладом в продольную стабильность стопы. Косое расположение сухожилия длинной малоберцовой мышцы и его ориентация в средней части стопы четко поддерживает поперечный свод. (B) Место прикрепления сухожилия задней большеберцовой мышцы изображено с отрезанными сухожилиями на рисунке 1A. Обратите внимание на широкое прикрепление сухожилия задней большеберцовой мышцы к предплюсневым и плюсневым костям, что указывает на его функциональный вклад в стабильность продольного и поперечного свода стопы.

    Рисунок 6

    . Собственные мышцы стопы представлены в их анатомической ориентации в пределах четырех подошвенных слоев и тыльной внутренней мышцы. Номера соответствуют мышцам следующим образом: (1) отводящая большой палец, (2) короткий сгибатель пальцев, (3) отводящая минимальная цифра, (4) квадратная мышца подошвы (обратите внимание на ее прикрепление к сухожилию сгибателя пальцев), (5) червеобразные мышцы ( обратите внимание на их происхождение от сухожилия длинного сгибателя пальцев), (6) flexor digiti minimi, (7) головки косой (а) и поперечной (b) приводящей мышцы большого пальца, (8) короткого сгибателя большого пальца, (9) подошвенной межкостной мышцы, (10) тыльные межкостные мышцы и (11) короткий разгибатель пальцев.

    Внешние мышцы стопы функционируют как глобальные двигатели ядра стопы, генерируя движение стопы посредством своих длинных сухожилий и модулируя структуры в пассивной подсистеме. Например, ахиллово сухожилие от трехглавой мышцы голени модулирует натяжение подошвенного апоневроза за счет их общего соединения с пяточной костью. По мере увеличения напряжения трехглавой мышцы голени увеличивается и напряжение подошвенной фасции39 (см. рис. 3В). Это критически важно для ключевых событий в поведении стопы, таких как переход от гибкого тела к жесткому во время ходьбы.Ориентация сухожилий наружных мышц стопы ясно иллюстрирует их способность обеспечивать динамическую поддержку и контроль как продольных, так и поперечных компонентов свода стопы. Эти глобальные движители обеспечивают как абсорбцию, так и тягу во время динамичной деятельности.

    Нервная подсистема ядра стопы

    Нервная подсистема состоит из сенсорных рецепторов в подошвенной фасции, связках, суставных капсулах, мышцах и сухожилиях, участвующих в активной и пассивной подсистемах.Общепризнано, что подошвенная чувствительность является критическим элементом походки и баланса благодаря вкладу подошвенных кожных рецепторов, наиболее широко изученных [40–44]. Сенсорный вклад внутренних мышц стопы остается менее ясным. Исходя из анатомической и биомеханической конфигурации внутренних мышц стопы, этим мышцам не хватает механических преимуществ для выполнения крупных движений в суставах. Скорее, их анатомическое положение и выравнивание предполагают, что они выгодно расположены для предоставления немедленной сенсорной информации посредством реакции на растяжение об изменениях положения свода стопы.В отличие от сенсорных рецепторов пассивной подсистемы (например, капсульно-связочных и кожных рецепторов), эти сенсоры можно модулировать посредством тренировки, чтобы изменить их чувствительность к деформации свода стопы. сгибание суставов, опускание ладьевидной кости во время стояния значительно увеличились у здоровых участников.33 Авторы пришли к выводу, что двигательный вклад этих мышц приводит к изменению положения стопы, но это может быть больше связано с изменением сенсорной информации.Было показано, что мышечная усталость, вызванная повторяющимися сокращениями, снижает ощущение положения сустава в других областях нижней конечности. релевантная сенсорная информация о положении свода стопы аналогично пояснично-тазовым мышцам в отношении положения туловища.47

    Оценка сердцевины стопы

    Мало внимания уделялось клинической оценке внутренних мышц стопы в литературе по травмам опорно-двигательного аппарата, за исключением нескольких специфических состояний, таких как диабетическая невропатия48 и когтеобразные пальцы.49 Оценка этих состояний в основном была связана со снижением силы сгибания пальцев стопы или атрофией внутренних мышц стопы. Недавний систематический обзор пришел к выводу, что не существует золотого стандарта для оценки функции собственных мышц стопы. 31 Методы оценки подразделяются на «прямые» и «косвенные» оценки функции внутренних мышц. 31 Прямые оценки сосредоточены на оценке функции пальцев стопы. силы сгибания, в то время как непрямые оценки включают методы визуализации и ЭМГ для оценки внутренней функции мышц стопы.

    Тесты, фокусирующиеся на силе сгибания пальцев стопы, по своей природе ограничены невозможностью окончательно разделить вклад внутренних и внешних мышц-сгибателей пальцев стопы. Методы оценки включали мануальное мышечное тестирование, динамометрию захвата пальцев ног, педобарографию и пару специальных тестов: хват бумаги и внутренние положительные тесты.31 Ограничением всех этих мер является их строгая направленность на роль собственных мышц производят сгибание пальцев стопы, но игнорируют их более проксимальные функции поддержки сводов стопы.Мы утверждаем, что последнее более важно, чем первое, это оценка функции ядра стопы.

    Тест внутренних мышц стопы был предложен как функциональная оценка способности пациента поддерживать нейтральное положение стопы и высоту медиального продольного свода во время стояния на одной конечности. пяточную кость и все головки плюсневых костей на землю, и просит пациента полностью разогнуть пальцы ног.Затем пациент опускает пальцы ног на землю, и его просят удерживать положение стопы в стойке на одной конечности в течение 30  с. Клиницист наблюдает за грубыми изменениями высоты ладьевидной кости и повышенной активностью внешних мышц.27 Предварительные данные свидетельствуют о том, что тест внутренних мышц стопы может выявить улучшение центральной функции стопы после реабилитации у пациентов с травмами нижних конечностей,34,35 однако дальнейшее развитие необходимы клиниметрические свойства этого теста.

    Как поверхностная, так и тонкопроволочная ЭМГ являются методами проверки внутренней функции мышц стопы, хотя они в основном применялись в лабораторных, а не в клинических условиях.Тестирование поверхностной ЭМГ было сосредоточено на отводящей мышце большого пальца, самой поверхностной внутренней мышце медиальной продольной дуги. Хотя перекрестные помехи ЭМГ обычно связаны с мышцами, расположенными близко друг к другу, в данном случае эта проблема меньше, поскольку отводящая мышца большого пальца стопы Активность ЭМГ рассматривается как суррогат для всех медиально расположенных внутренних мышц стопы в целом. Тонкопроводное ЭМГ-тестирование внутренних мышц стопы идеально выполняется с использованием ультразвуковой визуализации в реальном времени для направления и подтверждения местоположения постоянного электрода.Kelly et al 36 сообщили о возможности оценки активации похитителя большого пальца стопы, короткого сгибателя пальцев, тыльной межкостной мышцы и квадратной мышцы стопы с помощью этих методов. В настоящее время не хватает клинических исследований, в которых использовалась поверхностная или тонкопроволочная ЭМГ для оценки функции собственных подошвенных мышц у пациентов с травмами нижних конечностей.

    МРТ и УЗИ использовались для оценки внутренних подошвенных мышц стопы. МРТ в основном используется для оценки либо площади поперечного сечения, либо общего объема определенных мышц.Например, Chang et al. 50 продемонстрировали, что у пациентов с односторонним подошвенным фасциитом общий объем собственных подошвенных мышц в области переднего отдела стопы был меньше, чем у здоровых противоположных конечностей. Серийные МРТ-исследования были использованы для демонстрации более быстрой атрофии внутренних мышц подошвы у пациентов с диабетом с невропатией по сравнению с пациентами с диабетом без невропатии и здоровым контролем.51 Аналогичный дефицит объема мышц был выявлен при ультразвуковом исследовании.48 Как и в случае с поверхностной ЭМГ, поверхностное расположение мышцы, отводящей большой палец, сделало эту мышцу основной мишенью для ультразвуковых измерений площади поперечного сечения. 52 Необходимы дальнейшие исследования, чтобы определить, можно ли использовать ультразвук внутренних мышц подошвы в качестве биологической обратной связи. инструмент во время реабилитации, чтобы позволить пациентам визуализировать сокращение определенных мышц, подобное тому, что использовалось с боковыми мышцами живота.53

    Тренировка кора стопы

    Терапевтические упражнения для внутренних подошвенных мышц стопы традиционно описывались как выполняемые во время упражнений на сгибание пальцев стопы, таких как сгибание рук с полотенцем и поднятие мяча.Хотя эти упражнения, безусловно, активируют некоторые внутренние подошвенные мышцы, они также включают в себя существенную активацию длинного сгибателя большого пальца стопы и длинного сгибателя пальцев. Недавно «упражнение на короткую стопу» было описано как средство для изолированного сокращения собственных подошвенных мышц 45, 54, 55 (рис. 7). Стопа «укорачивается» за счет внутренних мышц, которые подтягивают первый плюснефаланговый сустав к пяточной кости, когда медиальный продольный свод поднимается.Поскольку свод стопы поднимается во время этого упражнения, его также называют «выпуклостью стопы».56

    Рисунок 7

    Изображен маневр короткой стопы. Обратите внимание на расслабленную стопу (слева) на длину стопы в состоянии покоя (верхнее изображение со сплошной черной линией). В сокращенном положении (справа) обратите внимание на изменение длины стопы (пунктирная линия) из-за короткого сокращения стопы, рисующего стопу (стрелки) из расслабленного состояния (сплошная черная линия).

    Мы поддерживаем концепцию Hodges [26] по установлению контроля над внутренней функцией мышц стопы перед увеличением объема.Упражнение на короткие стопы можно рассматривать как базовое упражнение для реабилитации стопы и голеностопного сустава, аналогично тому, как втягивание живота в маневре (ADIM) является основополагающим для программ упражнений на стабильность пояснично-тазового кора. В ADIM акцент делается на том, чтобы пациент научился ощущать нейтральное положение таза и был способен сокращать локальные мышцы-стабилизаторы для втягивания пупка. Принимаются меры, чтобы не допустить активации каких-либо глобальных мышц-движителей во время выполнения ADIM. При упражнении на короткую стопу акцент должен быть сделан на том, чтобы пациент научился ощущать нейтральную подтаранную кость, когда пяточная кость и головки плюсневых костей находятся на земле, а пальцы ног не согнуты и не разогнуты (положение, описанное ранее при тесте внутренних мышц стопы), а затем Способность укорачивать стопу за счет собственных подошвенных мышц.Было показано, что ЭМГ-активность отводящего большого пальца, короткого сгибателя пальцев и квадратной мышцы подошвы существенно возрастает с увеличением потребности в позе. Было показано, что активация отводящего большого пальца более чем в четыре раза выше во время коротких упражнений для ног по сравнению с упражнениями на сгибание рук в сидячем положении. и стояние на одной ноге.57 Упражнение на короткие ноги можно выполнять последовательно от положения сидя к положению на двух ногах и к положению на одной ноге с последующими функциональными действиями, такими как приседания и прыжки на одной ноге.

    Появляется все больше доказательств того, что тренировка кора стопы с помощью коротких последовательностей упражнений для ног может улучшить функцию стопы. Например, 4 недель коротких упражнений для ног у здоровых людей уменьшают коллапс свода стопы, что оценивается по показателям опущения ладьевидной кости и индекса высоты свода стопы, а также улучшают способность балансировать. динамическое равновесие по сравнению с теми, кто выполнял упражнения на сгибание рук в течение 4  недель.58 Тем не менее, улучшение постурального контроля после 4-недельной программы упражнений на равновесие в домашних условиях было одинаковым между здоровыми тренировочными группами, которые выполняли и не выполняли короткое положение стопы во время упражнений на равновесие. 59 У здоровых молодых людей с плоской стопой наблюдалось значительное увеличение в силе сгибания большого пальца стопы и площади поперечного сечения мышцы, отводящей большой палец стопы, после 4  недель коротких упражнений на стопу и ортопедического вмешательства по сравнению с только ортопедическим вмешательством на стопе.57 Предварительные данные демонстрируют улучшенную функцию у пациентов с хронической нестабильностью голеностопного сустава, которые в течение 4  недель выполняли короткое положение стопы во время упражнений на баланс, по сравнению с группой, которая не выполняла короткое положение стопы во время упражнений на равновесие.60 Программы тренировок, использованные в этих исследованиях. сформировать основу для функциональных улучшений за счет реабилитации ядра стопы. Существуют и другие многообещающие вмешательства для тренировки кора стопы, которые могут иметь значительные функциональные преимущества.

    Роль тренировки босиком/минимальной обуви для ядра стопы

    Ходьба и бег босиком/в минимальной обуви могут использоваться в качестве тренировочного инструмента для укрепления центральной системы стопы. Роббинс и Ханна61 сообщили о значительном уменьшении длины стопы (измеренной рентгенологически от передней части пяточной кости до первого плюснефалангового сустава) после 4 месяцев ходьбы и бега босиком. Укороченная стопа является косвенным показателем укрепления стопы, так как указывает на приподнятый свод стопы.Размер мышц напрямую коррелирует с мышечной силой.62 Используя этот принцип, Брюггеманн () и соавт. арка и задняя часть стопы. Они сообщили о значительном увеличении площади поперечного сечения многих из этих мышц. Необходимы дальнейшие исследования, чтобы определить, приводит ли увеличение силы и площади поперечного сечения мышц кора стопы к снижению травм, связанных с бегом.

    Еще одним преимуществом хождения босиком является увеличение сенсорной информации, получаемой от подошвенной поверхности стопы. Давно признано, что сенсорный ввод играет важную роль в постуральной стабильности и динамическом паттерне походки.43,64,65 В исследовании стояния на одной ноге было обнаружено, что постуральная устойчивость значительно улучшается при стоянии босиком, а не в тонких носках.66 Это говорит о том, что тонкие носки отфильтровывают важную сенсорную информацию, которая помогает нам сохранять статическую стабильность.Этот сенсорный вход, по-видимому, также важен для динамической стабильности. В недавнем исследовании приземления на одну ногу динамическая устойчивость была улучшена при приземлении босиком по сравнению с минимальной беговой обувью и традиционной беговой обувью.67 На самом деле, устойчивость постепенно увеличивалась с уменьшением поддержки обуви. Эти исследования подчеркивают потенциальную важность сенсорной информации для функции стопы. Поэтому занятия босиком в безопасных условиях должны способствовать улучшению функции стопы.Однако следует отметить, что людям без нормальной чувствительности следует избегать занятий босиком.

    Резюме

    Подводя итог, мы надеемся, что повысили осведомленность о важности ядра стопы, из которого состоит свод стопы, для общей функции стопы. Мы представили эволюционные доказательства того, что система ядра стопы развилась в ответ на повышенные требования к переноске груза и бегу. По общему признанию, мы многого не знаем о тонкостях механики нашей стопы.Тем не менее, достижения в динамической визуализации, такие как бипланарная видеорентгенография, еще больше улучшат наше понимание нормальной и аномальной кинематики стопы. Очевидно, что более сильная нога — более здоровая нога. С этой целью мы предлагаем изменить подход к лечению стопы. Текущие клинические рекомендации включают использование ортопедических устройств для стопы при болях в пятке и подошвенном фасците, но не упоминают об укреплении стопы. Хотя во время острой фазы травмы может потребоваться временная поддержка, ее следует как можно скорее заменить программой укрепления, как это делается для любой другой части тела.Поэтому мы считаем, что в программах реабилитации необходимо уделять больше внимания статической и динамической функции кора стопы. Эти концепции могут быть распространены и на организованные фитнес-программы. Наши стопы были созданы с расчетом на выносливость при ходьбе и беге без поддержки. К сожалению, добавление постоянной поддержки стопе, в отличие от укрепления ядра стопы, является текущим стандартом ухода.

    Мы хотели бы предположить, что, возможно, пришло время Десятилетия Ноги.Такой тип внимания к в значительной степени игнорируемой, но важной части нашего тела может помочь повысить осведомленность об удивительной функции наших ног и их недооцененном потенциале для улучшения.

    Каковы новые выводы?
    • Система ядра стопы состоит из взаимодействующих подсистем, которые обеспечивают соответствующий сенсорный ввод и функциональную стабильность для приспособления к изменяющимся требованиям во время как статических, так и динамических действий. Взаимодействие этих подсистем очень похоже на систему пояснично-тазового ядра.

    • Собственные подошвенные мышцы стопы в активной и нервной подсистемах играют критическую роль в центральной системе стопы как локальные стабилизаторы и непосредственные датчики деформации стопы.

    • Оценка центральной системы стопы может дать клиническое представление о способности стопы справляться с изменяющимися функциональными требованиями.

    • Тренировка кора стопы начинается с воздействия на внутренние подошвенные мышцы с помощью короткого упражнения стопы, похожего на втягивание живота в маневре, для повышения способности и контроля системы кора стопы.

    Благодарности

    Авторы хотели бы поблагодарить Тома Долана, MS, медицинского иллюстратора в этом отчете. Г-н Долан — медицинский иллюстратор и разработчик мультимедиа на факультете академических технологий Университета Кентукки. Он выдающийся художник-анатом, чей вклад в этот обзор сыграл решающую роль в представлении парадигмы ядра стопы.

    Стопа человека во время бега действует как пружина с регулируемой жесткостью | Журнал экспериментальной биологии

    Ноги наземных животных можно просто смоделировать как пружины заданной жесткости, которые накапливают и высвобождают упругую энергию во время бега, снижая метаболические затраты (Blickhan, 1989).Общая жесткость ног, которая определяется комплексным поведением мышц, сухожилий и связок (Farley et al., 1991), влияет на несколько важных аспектов походки, включая время контакта стопы и частоту шагов (Farley and Gonzalez, 1996). Животные сохраняют относительно постоянную жесткость ног при разных скоростях бега (Farley et al., 1993; He et al., 1991), но было показано, что люди регулируют жесткость ног в ответ на податливость или неровности подлежащей поверхности, чтобы поддерживать постоянную механику бега. Феррис и др., 1998; Гриммер и др., 2008 г.; Кердок и др., 2002). Тугоподвижность ног, вероятно, модулируется скоординированным действием мышц, которые контролируют тугоподвижность суставов ноги при вращении, а также активно поглощают и производят энергию (Farley and Morgenroth, 1999). Предыдущие исследования скованности ног при беге у людей были сосредоточены на влиянии коленных и голеностопных суставов (Arampatzis et al., 1999; Günther and Blickhan, 2002), но до сих пор влияние суставов, расположенных дистальнее голеностопного сустава, не изучалось. .У людей стопоходящие стопы состоят из нескольких суставов, но из-за своей анатомической сложности человеческая стопа часто моделируется как единый жесткий сегмент. Однако недавние исследования выявили удивительно высокую подвижность суставов стопы человека (Arndt et al., 2007; Kessler et al., 2019; Lundgren et al., 2008), а также важные механические функции внутренних суставов стопы при ходьбе. (Керн и др., 2019; Риддик и др., 2019; Такахаши и др., 2017). Поэтому разумно предположить, что люди могут модулировать жесткость стопы в координации с другими суставами нижних конечностей, чтобы контролировать общую жесткость ног во время бега.

    Уникальной характеристикой стопы человека является продольный свод (LA), при котором форма предплюсневой и плюсневой костей поднимает среднюю часть стопы, особенно на медиальной стороне стопы (рис. 1A) (Holowka and Lieberman, 2018). ЛП частично поддерживается связочными структурами, включая подошвенный апоневроз, широкий слой волокнистой соединительной ткани, который охватывает подошвенную поверхность стопы человека (рис.1B) (McKeon et al., 2014; Sichting et al., 2020). Чтобы исследовать функцию пассивных связок, которые помогают поддерживать левое предсердие, Ker et al. (1987) сжимали стопы трупа человека под имитацией беговых нагрузок, которые были получены из модели стопы в виде балки, подвергающейся трехточечному изгибу под действием силы реакции опоры спереди и силы трехглавой мышцы голени сзади. Это исследование показало, что ЛП может функционировать как пружина, накапливая и высвобождая упругую энергию в связках, и что эти связки в совокупности способствуют общей пассивной жесткости стопы.Недавно Stearne и соавт. (2016) применили эту модель луча к людям, бегущим в естественных условиях , и обнаружили достаточно близкое соответствие между прогнозируемой экономией механической энергии в ЛП и фактической экономией метаболической энергии во время бега. Эти и другие исследования подтверждают пружинную функцию стопы и предполагают, что связочные структуры помогают определять пассивную жесткость левого предсердия (Alexander, 1991; Huang et al., 1993; Venkadesan et al., 2020; Welte et al. , 2018).

    Рис.1.

    Анатомия продольного свода стопы человека. (A) Рентгенограмма продольного свода (LA). (B) Подошвенный апоневроз прикрепляется к пяточной кости сзади и имеет две полосы с плотными продольно ориентированными волокнами. Латеральная полоса прикрепляется к суставной капсуле пятого предплюсне-плюсневого сустава, а центральная полоса делится на пять лоскутов, которые прикрепляются дистально к проксимальным фалангам и близлежащим подкожным тканям. (C) Собственные мышцы стопы расположены глубоко в подошвенном апоневрозе и включают короткий сгибатель пальцев (FDB) и отводящий большой палец (AH), которые связаны с жесткостью левого предсердия.Эти мышцы берут начало на пяточной кости и прикрепляются к проксимальным фалангам.

    Рис. 1.

    Анатомия продольного свода стопы человека. (A) Рентгенограмма продольного свода (LA). (B) Подошвенный апоневроз прикрепляется к пяточной кости сзади и имеет две полосы с плотными продольно ориентированными волокнами. Боковой тяж прикрепляется к суставной капсуле пятого предплюсне-плюсневого сустава, а центральный тяж делится на пять лоскутов, которые прикрепляются дистально к проксимальным фалангам и близлежащим подкожным тканям.(C) Собственные мышцы стопы расположены глубоко в подошвенном апоневрозе и включают короткий сгибатель пальцев (FDB) и отводящий большой палец (AH), которые связаны с жесткостью левого предсердия. Эти мышцы берут начало на пяточной кости и прикрепляются к проксимальным фалангам.

    Собственные и внешние мышцы стопы человека могут регулировать пассивную жесткость ЛП. Хотя большинство этих мышц прикрепляются к пальцам ног, их брюшки и/или сухожилия пересекают несколько суставов, образующих левое предсердие, что потенциально делает их способными противостоять изгибающим моментам в этих суставах (McKeon et al., 2014). До сих пор большинство экспериментальных исследований in vivo были сосредоточены на собственных мышцах стопы, и две из них наиболее тесно связаны с функцией левого предсердия — это отводящая мышца большого пальца и короткий сгибатель пальцев, обе из которых берут начало на пяточной кости и прикрепляются дистально к фалангам. Рис. 1С). Электромиографические исследования (ЭМГ) показали, что эти мышцы активны при ходьбе и беге (Kelly et al., 2015; Mann and Inman, 1964; Reeser et al., 1983), могут поднимать ЛП при статической компрессионной нагрузке (Kelly et al. ., 2014), и может модулировать энергетическую функцию ЛП во время статической нагрузки и ходьбы по лестнице (Kelly et al., 2019; Riddick et al., 2019). Однако Фаррис и соавт. (2019) обнаружили, что анестезия этих мышц мало влияла на жесткость средней части стопы у людей во время бега, а Kessler et al. (2020) обнаружили, что относительная жесткость средней части стопы не соответствовала степени активации этих мышц во время контакта стопы в прыжковом задании. Вместо того, чтобы использовать модель луча, эти два исследования последовали за другими (например,грамм. Bruening and Takahashi, 2018) при моделировании стопы человека как многосегментной структуры с «суставом» средней части стопы, расположенным примерно посередине между пяточной и плюсневой костями, и рассчитывали жесткость левого предсердия по моментам и движениям в этом суставе с использованием обратной динамики. Хотя их результаты показывают, что внутренние мышцы стопы не используются для динамического укрепления левого предсердия, Kern et al. (2019) обнаружили, что люди могут увеличивать жесткость левого предсердия при ходьбе с дополнительными внешними нагрузками, хотя не смогли определить ответственный механизм.Кроме того, возможно, что внешние мышцы стопы, такие как задняя большеберцовая мышца, которые прикрепляются к костям средней части стопы, но не к пальцам, могут активно укреплять ЛП (McKeon et al., 2014). Таким образом, остается неизвестным, способны ли люди динамически регулировать жесткость левого предсердия в сочетании с общей жесткостью ног во время бега.

    В дополнение к потенциальному активному вкладу, основные анатомические детерминанты жесткости ЛП также плохо изучены.Одной из таких переменных, представляющих широкий интерес, является высота ЛП: очень высокие своды обычно связаны с чрезмерно ригидными стопами («полая стопа»), а очень низкие своды связаны с высокой податливостью стоп («гибкая плоскостопие») (Franco, 1987; Neumann). , 2002). Хотя механистическая основа этих ассоциаций не совсем ясна, низкие своды стопы часто приписывают слабости связок, при которой связки, поддерживающие ЛП, не обеспечивают необходимого напряжения для предотвращения сжатия свода во время нагрузки.Оба крайних значения высоты ЛП были связаны с повышенным риском травм стопы, причем как чрезмерно жесткие, так и слишком податливые своды считались плохими амортизаторами (Kaufman et al., 1999; Simkin et al., 1989; Williams et al., 2001). ). Однако количественных данных, связывающих высоту ЛП с динамической жесткостью, немного. Зифчок и др. (2006) обнаружили, что у людей с более высоким сводом стопы ЛА немного жестче, чем у людей с более низким сводом стопы в условиях статической нагрузки, но фактическая корреляция между высотой свода и жесткостью в их исследовании была слабой.Кроме того, Holowka et al. (2018) обнаружили, что статические измерения жесткости левого предсердия не коррелировали с оценками динамической жесткости во время ходьбы, что выявило значительную неопределенность в точной взаимосвязи между высотой левого предсердия и функцией во время ходьбы.

    Здесь мы экспериментально проверили, могут ли люди регулировать жесткость ЛА во время бега в координации с другими суставами ноги, и является ли высота ЛА определяющим фактором его динамической жесткости.Чтобы ответить на эти вопросы, мы также сравнили различные модели стопы, включая модели изгиба балки (Ker et al., 1987; Stearne et al., 2016; Venkadesan et al., 2020) и модель, основанную на движении среднего отдела стопы и моментах. Предыдущие исследования показали, что люди увеличивают жесткость ног при беге с более высокой частотой шагов, чтобы уменьшить вертикальное смещение центра масс тела и, таким образом, сократить время контакта с землей (Farley and Gonzalez, 1996). Эта модуляция может быть достигнута за счет увеличения жесткости суставов нижних конечностей, особенно голеностопного сустава (Arampatzis et al., 2001). Более жесткая стопа также может способствовать двоякому вкладу: во-первых, за счет уменьшения сжатия левого предсердия во время нагрузки, более жесткая стопа может помочь уменьшить изменение эффективной длины конечности и за счет смещения центра масс при разгибании; во-вторых, учитывая роль стопы в передаче усилия от лодыжки к земле, более жесткая стопа может обеспечить более быстрое производство силы во время отталкивания при более коротком времени контакта. В поддержку этих идей Kessler et al. (2020) недавно продемонстрировали, что люди увеличивают жесткость левого предсердия в соответствии с жесткостью лодыжки во время прыжков на одной ноге, когда частота прыжков увеличивается.Таким образом, мы проанализировали людей, бегающих с разной частотой шагов, и предсказали, что они будут увеличивать жесткость левого предсердия с увеличением частоты шагов аналогично изменениям общей жесткости ног. Мы также проверили, связана ли измеренная высота ЛП участников с динамической жесткостью ЛП во время бега, предсказав умеренную корреляцию между ростом и жесткостью. Наконец, мы сравнили результаты различных подходов к моделированию, примененных в этом исследовании, чтобы оценить их относительную способность количественно определять кинетику стопы.

    Перед экспериментами мы измерили индекс высоты свода стопы (AHI) правой стопы участника во время стояния с помощью специально изготовленного устройства, следуя указаниям Butler et al. (2008). AHI рассчитывается как медиальная высота тыльной поверхности средней части стопы, деленная на медиальную длину стопы, исключая большой палец, и было показано, что это надежное и воспроизводимое измерение относительной продольной высоты свода стопы (Butler et al., 2008).

    Мы записали бег участников на беговой дорожке с силовой пластиной с разделенным ремнем (Bertec, Колумбус, Огайо, США) с использованием восьмикамерной системы захвата движения Oqus (Qualisys, Гетеборг, Швеция) в лаборатории скелетной биологии и биомеханики Гарвардского университета. Во всех условиях участники бежали со скоростью 0,77 Froude ( Fr ; 2,64 ± 0,09 м с −1 ), чтобы обеспечить динамическое сходство независимо от длины ноги (Alexander and Jayes, 1983), которую мы измеряли, используя высоту правого большого вертела во время стояния. .Мы выбрали 0,77  Fr , чтобы соответствовать скорости, использованной в исследовании Фарли и Гонсалеса (1996) о влиянии частоты шага на жесткость ног человека. В ходе предварительных испытаний мы обнаружили, что люди не могут комфортно бегать по беговой дорожке с необходимой частотой шагов босиком. Поэтому у нас были участники, которые бегали в сандалиях LUNA Mono (LUNA Sandals, Сиэтл, Вашингтон, США), что позволяло им комфортно бегать с предпочитаемой ими схемой приземления, а нам позволяло отслеживать маркеры, размещенные прямо на их ногах.Эти сандалии состоят из плоского и относительно тонкого слоя пены EVA без каких-либо особенностей, ограничивающих естественное движение свода стопы (рис. 2А). Чтобы определить предпочтительную частоту шагов, участники бежали на беговой дорожке со скоростью 0,77  Fr в течение нескольких минут, пока не почувствовали себя комфортно, а затем мы записали количество шагов, сделанных за 1 минуту. С помощью метронома участники практиковались в беге с частотой +35% и -20% предпочтительной частоты шагов, пока не смогли комфортно поддерживать эти частоты.Мы выбрали эти частоты, потому что они представляли собой приблизительные пределы того, чего большинство людей смогли достичь в наших предварительных тестах, причем большинству было значительно труднее работать с более низким, чем с более высоким процентом от их предпочтительной частоты.

    Рис. 2.

    Модели сил на ЛА во время бега, используемые в данном исследовании. (A) Набор маркеров для ног с обувью (сандалии Luna MONO), которую использовали участники исследования.(B) Набор маркеров, используемый для создания плоскости, представляющей подошву стопы, на основе проекций маркеров на головку первой плюсневой кости, головку пятой плюсневой кости и заднюю пяточную кость, с вертикальной высотой маркера бугристости ладьевидной кости, измеренной относительно этой плоскости. (C) Набор маркеров, используемый для расчета спроецированного угла средней части стопы в сагиттальной плоскости между головкой первой плюсневой кости, бугристостью ладьевидной кости и задней пяточной костью. (D) Модель балки 1: сила реакции опоры ( F GRF ) и сила трехглавой мышцы голени ( F TS ) нагружают ЛП при трехточечном изгибе, вызывая сжимающую силу ( F балка1 ) на арке и изменении ЛА по высоте ( Δ z арка ; см. Б).(E) Модель Beam2: сила сжатия на арке ( F beam2 ) основана на двухточечном изгибе только из F GRF . (F) Модель средней части стопы: F GRF создает момент подошвенного сгибания относительно «сустава» средней части стопы ( M середина ), расположенного на бугристости ладьевидной кости, вызывая угловое движение в суставе (Δθ середина ; см. C ).

    Рис. 2.

    Модели усилий на ЛА во время бега, используемые в данном исследовании. (A) Набор маркеров для ног с обувью (сандалии Luna MONO), которую использовали участники исследования. (B) Набор маркеров, используемый для создания плоскости, представляющей подошву стопы, на основе проекций маркеров на головку первой плюсневой кости, головку пятой плюсневой кости и заднюю пяточную кость, с вертикальной высотой маркера бугристости ладьевидной кости, измеренной относительно этой плоскости. (C) Набор маркеров, используемый для расчета спроецированного угла средней части стопы в сагиттальной плоскости между головкой первой плюсневой кости, бугристостью ладьевидной кости и задней пяточной костью.(D) Модель балки 1: сила реакции опоры ( F GRF ) и сила трехглавой мышцы голени ( F TS ) нагружают ЛП при трехточечном изгибе, вызывая сжимающую силу ( F балка1 ) на арке и изменении ЛА по высоте ( Δ z арка ; см. Б). (E) Модель Beam2: сила сжатия на арке ( F beam2 ) основана на двухточечном изгибе только из F GRF . (F) Модель средней части стопы: F GRF создает момент подошвенного сгибания относительно «сустава» средней части стопы ( M середина ), расположенного на бугристости ладьевидной кости, вызывая угловое движение в суставе (Δθ середина ; см. C ).

    После этого практического занятия мы поместили маркеры на таз и нижние конечности в соответствии с набором маркеров, описанным в Cappozzo et al. (1995). Мы разместили дополнительный маркер на бугристости ладьевидной кости для количественной оценки жесткости левого предсердия (см. ниже). К сожалению, ремешки сандалий препятствовали применению более подробного набора маркеров стопы, например тех, которые используются в многосегментных моделях стопы (например, Leardini et al., 2007) (рис. 2А). Мы записали участников, стоящих на беговой дорожке, чтобы определить нейтральное положение суставов для последующего построения модели, а затем попросили участников пробежаться на беговой дорожке с высокой (+35%), низкой (-20%) и предпочтительной частотой шагов с использованием метронома в случайном порядке. . Для каждого условия мы записали 1-минутное испытание после того, как участник достиг желаемой частоты шагов.

    Мы выбрали 10 шагов из каждого записанного испытания для анализа и использовали Visual3D v.6 (C-Motion Inc., Джермантаун, Мэриленд, США) для расчета трехмерной кинематики и обратной динамики. Мы отфильтровали данные как маркера, так и силовой пластины, используя низкочастотный фильтр Баттерворта четвертого порядка с частотой среза 15  Гц, которую мы сочли подходящей на основании остаточного анализа необработанных данных (Winter, 2005). Мы использовали одну и ту же частоту среза для обоих типов данных, чтобы избежать вычислительных артефактов в расчетах обратной динамики (Derrick et al., 2020; Kristianslund et al., 2012). Кинетические и кинематические переменные были импортированы в специально написанные сценарии MATLAB (The MathWorks, Natick, MA, USA) для дальнейшего анализа.Весь специально написанный код MATLAB и R, используемый для обработки и анализа данных, можно получить у соответствующего автора по разумному запросу.

    Кер и др. (1987) и Huang et al. (1993) смоделировали ЛП как балку, изгибающуюся в трех точках под действием сил, приложенных сзади трехглавой мышцей голени через их прикрепление к пяточной кости, и спереди под действием силы реакции опоры в точке контакта стопы с землей.Чтобы рассчитать эти силы во время запуска in vivo , мы немного модифицировали методологию Stearne et al. (2016) (рис. 2D). Жесткость ЛА можно рассчитать как изгибающую силу на ЛА ( F балка ) относительно вертикального сжатия арки (Δ z арки ). Следуя предыдущим исследованиям (Ker et al., 1987; Huang et al., 1993; Stearne et al., 2016), изгибающая сила в модели Beam1, F beam1 , была рассчитана как: (1)где F TS — сгибающая сила на ЛП со стороны трехглавой мышцы голени, а F GRF — сгибающая сила, вызванная вектором опорной реакции.В этом исследовании F TS был рассчитан как: (2) где M голеностопный сустав — это чистый момент голеностопного сустава в сагиттальной плоскости, который, как мы предполагаем, представляет момент голеностопного сустава, создаваемый трехглавой мышцей голени, r TS — плечо момента этих мышц. Мы рассчитали M лодыжку , используя обратную динамику, предполагая, что стопа является жестким сегментом, что было необходимым ограничением нашего анализа с учетом нашего набора маркеров.Мы определили r TS как мгновенное горизонтальное расстояние между маркером, размещенным на пятке в месте прикрепления ахиллова сухожилия, и виртуальным центром голеностопного сустава (средняя точка между маркерами, расположенными на медиальной и латеральной лодыжках), когда обе были проецируется на систему координат сегмента для хвостовика. Мы умножили частное M голеностопного сустава и r TS на косинус угла голеностопного сустава в сагиттальной плоскости (θ голеностопного сустава ), чтобы рассчитать компонент силы, создаваемой трехглавой мышцей голени, которая сжимала бы свод стопы по вертикали. (тем самым исключая сдвиговые составляющие этой силы).Расчеты среднего плеча момента ( r TS ) для всех участников представлены на рис. S1 и сопоставимы с теми, которые были опубликованы в предыдущих исследованиях плеч момента мышц ног человека (Маганарис, 2004; McCullough et al., 2011; Шиэн, 2012). Мы также исследовали чувствительность этого метода, скорректировав измеренные значения r TS на ± 10% и оценив влияние на расчеты результирующей силы, квазижесткости и работы (рис. S2).Наконец, мы рассчитали F GRF , используя обратную динамику как вертикальную составляющую силы реакции голеностопного сустава, спроецированную на плоскость подошвы стопы. Эта переменная включает влияние ускорения сегмента стопы относительно ноги на силы, сжимающие свод стопы из-за силы реакции земли.

    Степень, в которой сила трехглавой мышцы голени фактически способствует изгибу балки стопы во время нагрузки, неясна.Хотя предыдущие исследования показали, что активация трехглавой мышцы голени может увеличить напряжение в подошвенном апоневрозе (Carlson et al., 2000; Erdemir et al., 2004), общий вклад мышц в сгибание левого предсердия во время бега может быть несколько меньше, чем оцениваемый в оригинальный Кер и др. (1987), которая включала в расчет всю силу, прилагаемую трехглавой мышцей голени во время запуска. Напротив, Venkadesan et al. (2020) недавно смоделировали стопу в виде балки во время бега, предполагая, что сгибающая сила будет примерно равна величине силы реакции опоры (в 3 раза больше веса тела), в результате чего сгибающие силы будут меньше, чем вдвое по сравнению с Ker et al.(1987). Велте и др. (2018) использовали аналогичный подход для моделирования накопления упругой энергии в LA человека in vivo при нагрузках, используемых во время ходьбы. Чтобы устранить неопределенность, связанную с вкладом силы трехглавой мышцы голени в силы сгибания стопы, мы применили модель стопы с двухточечным изгибом Beam2, где F beam2 была эквивалентна только вертикальной составляющей силы реакции голеностопного сустава ( F GRF из уравнения 2 выше) (рис. 2E). Таким образом, эти две балочные модели обеспечивают граничные условия для относительного вклада силы трехглавой мышцы голени в силу изгиба стопы.

    Мы рассчитали Δ z свод как изменение вертикальной высоты маркера на ладьевидной бугристости относительно подошвы стопы в соответствии со Stearne et al. (2016) (рис. 2B). Чтобы определить подошву стопы, мы использовали Visual3D для создания виртуальных маркеров в нейтральном положении стоя путем проецирования положения пяточной кости, маркеров головок первой плюсневой кости и головок пятой плюсневой кости на плоскость x y , параллельную поверхности. беговой дорожки.Относительное положение этих виртуальных маркеров впоследствии реконструировали в ходе испытаний на передвижение и использовали для определения системы координат сегмента подошвы стопы, начинающейся с виртуального маркера пяточной кости. Мы преобразовали координаты маркера ладьевидного бугра в эту систему координат и рассчитали Δ z дуги как изменение вертикальной высоты этого маркера относительно его высоты в момент опоры стопы (первый кадр фазы опоры).

    Жесткость линейно-упругих тел рассчитывается как наклон зависимости между силой и перемещением.Поскольку биологические структуры, такие как конечности и суставы, не являются по-настоящему эластичными телами, особенно когда на них действуют внутренние силы мышц (Латаш и Зациорский, 1993; Роуз и др., 2013), все измерения «жесткости» на самом деле были измерениями «квазижесткости». ‘, в котором измеряемая структура не находится в состоянии внутреннего равновесия, как это определено Латашем и Зациорским (1993). Как наблюдалось в предыдущих исследованиях in vitro (Huang et al., 1993; Ker et al., 1987; Venkadesan et al., 2020), мы обнаружили, что отношения между beam1,2 не были полностью линейными, но имели тенденцию демонстрировать узоры, приближающиеся к узким петлям гистерезиса с самопересечением.Таким образом, мы рассчитали квазижесткость ЛП ( k балка ) как наклон линии линейной регрессии наименьших квадратов, подогнанной к соответствующим значениям Δ z дуги по сравнению с F балкой . Этот подход аналогичен тому, который применялся в предыдущих исследованиях квазиригидности конечностей и суставов у людей и коз (Clites et al., 2019; Günther and Blickhan, 2002; Kern et al., 2019; Kessler et al., 2020; Шамаи и др., 2013). Признавая, что квазижесткость сустава или суставного комплекса может изменяться в разные моменты цикла ходьбы, мы рассчитали k луч, нагрузку как наклон линии регрессии методом наименьших квадратов, подогнанной ко всем значениям Δ z арка против F балка до точки максимума F балка .Мы рассчитали k луч, разгрузить , используя тот же подход, но со всеми значениями после точки максимума F луч . Подобные подходы использовались для оценки изменения значений квазижесткости в фазе опоры в ЛП и голеностопном суставе в предыдущих исследованиях (например, Bruening et al., 2018; Kern et al., 2019; Shamaei et al., 2013). Наконец, мы также рассчитали общий диапазон Δ z арка как максимум Δ z арка минус минимум Δ z арка , а также максимальные значения

    F

    фазы , чтобы оценить их относительное влияние на k луч при различных условиях частоты шага.

    ЛП также было смоделировано как состоящее из двух линейных сегментов: заднего отдела стопы, определяемого линией между маркерами, расположенными на задней пяточной кости и бугристости ладьевидной кости, и переднего отдела стопы, определяемого линией, соединяющей бугор ладьевидной кости с головкой первой плюсневой кости (Рис. 2C, F). Движение средней части стопы, θ mid , рассчитывали как угол между этими сегментами, спроецированный на сагиттальную плоскость сегмента стопы.Это очень упрощенная версия стандартных многосегментных моделей стопы, которая позволяет рассчитать трехмерную кинетику между сегментами заднего и переднего отделов стопы (например, Bruening and Takahashi, 2018; Kelly et al., 2019), но требует подробных наборов маркеров, которые мы использовали. невозможно использовать. Однако одно предыдущее исследование Kelly et al. (2018) также использовали упрощенную 2D-модель средней части стопы в сагиттальной плоскости для оценки кинетики ЛА во время бега и получили результаты работы, которые были сопоставимы с результатами других исследований (Bruening et al., 2018; Стерн и др., 2016). Кроме того, Кесслер и соавт. (2019) недавно продемонстрировали, что спроецированный угол 2D-сагиттальной плоскости, используемый для представления движения левого предсердия во время бега, достаточно точно согласовывался с движением кости, зафиксированным с помощью бипланарной видеорентгенографии, предполагая, что наш подход может обеспечить разумную аппроксимацию кинематики левого предсердия.

    Чтобы оценить внешний момент, действующий на «сустав» средней части стопы, M середина , мы следовали некоторым предыдущим трехмерным многосегментным моделям стопы, предполагая, что только силы, действующие на передний сегмент стопы, создают моменты средней части стопы, и что эти силы минимально, когда центр давления находится позади «сустава» средней части стопы (Bruening et al., 2018; Фаррис и др., 2019 г.; Келли и др., 2018 г.; Керн и др., 2019). Когда центр давления проходил впереди маркера ладьевидного бугра, мы рассчитывали M середина как внешний момент относительно маркера ладьевидного бугра, вызванный вектором силы реакции опоры в сагиттальной плоскости. Для этого мы умножили вертикальную и горизонтальную составляющие сил на соответствующие им плечи моментов и просуммировали их произведения.

    Как и в описанных выше балочных моделях, мы рассчитали значения квазижесткости ЛП, k середина , как наклоны линий линейной регрессии наименьших квадратов, подогнанных к соответствующим значениям изменения движения среднего отдела стопы (Δθ середина ) по сравнению с M середина для нагрузки (до пика M середины ) и разгрузки (после пика M середина ), периодов опоры.Мы также рассчитали общий диапазон Δθ в середине как максимальное Δθ в середине минус минимальное Δθ в середине и максимальное значение M в середине во время фазы опоры, чтобы оценить их относительное влияние на середину

    k k 4 3 среди различных условий частоты шага.

    После удаления шагов, которые имели артефакты движения из пробелов в отслеживании маркеров, мы проанализировали минимум 5 и максимум 10 шагов для каждого условия на участника (среднее ± с.д. 9,6±0,9). Мы усреднили значения каждой переменной по всем этапам участников для статистического анализа. Все статистические тесты проводились с использованием программного обеспечения R (http://www.R-project.org/). Мы выполнили тесты нормальности Шапиро-Уилка для каждой переменной и визуально проверили распределение переменных на нормальность и сходство дисперсии в разных условиях. Все значения квазижесткости были логарифмически преобразованы для достижения нормального распределения. Мы также удалили участников со значениями выбросов 3 с.д. выше или ниже выборки означает анализ данной переменной.Этот шаг был предпринят потому, что на значения квазижесткости могли сильно повлиять экстремальные движения или переменные силы в начале или в конце опоры в результате таких вещей, как высокие силы удара или быстрое сгибание сустава во время отрыва пальцев.

    Чтобы проверить различия в квазижесткости, диапазоне движения/сжатия и пиковых значениях силы/момента для каждой структуры в условиях частоты шага, мы использовали пакет «lme4» (Bates et al., 2015) для построения линейных моделей смешанных эффектов с идентификацией участников, заданной как случайный эффект. Мы также включили FSA в качестве ковариаты во все модели квазижесткости, чтобы учесть возможное влияние позы при приземлении стопы на эти переменные. Мы проверили остаточные графики и 90 843 q–q 90 844 участков, чтобы оценить гомоскедастичность и нормальность, соответственно, в остатках модели. В каждом случае эти критерии были удовлетворены, поэтому мы провели тесты ANOVA типа 3, чтобы проверить различия между условиями. Когда были обнаружены различия, мы использовали пакет «lsmeans» (Lenth, 2016) для проведения апостериорных парных контрастов между частотными условиями с P -значной коррекцией Холма-Бонферрони.FSA не распространялся нормально, и его нельзя было сделать нормальным путем логарифмического преобразования. Таким образом, мы провели непараметрический критерий Фридмана, чтобы проверить различия в FSA между условиями частоты шага, и провели ранговые тесты Уилкоксона для апостериорных парных сравнений между условиями, скорректировав значение альфа для значимости в соответствии с Холмом-Бонферрони. коррекция. Для всех статистических тестов в качестве показателя значимости использовалось значение альфа, равное 0,05.

    Наконец, мы проверили связь между нашими различными показателями квазижесткости ЛП ( k балка , k середина ) и статическими показателями высоты ЛП во время работы с предпочтительной частотой.Мы создали обычные регрессионные модели методом наименьших квадратов с AHI в качестве независимой переменной и квазижесткостью в качестве переменной отклика, а также провели тесты коэффициента корреляции продукта и момента Пирсона для проверки связи между переменными. Мы решили не масштабировать переменные квазижесткости относительно размера тела для этих анализов, потому что это повлекло бы за собой расчет сжатия левого предсердия как доли статической высоты левого предсердия, которая является компонентом обоих расчетов AHI, что приводит к автокорреляции.

    Во время этапа позиции, La Motion (Δ Z Arch , Δθ середина ) и загрузка ( F Beam1 , F Beam2 , м середина ) Переменные увеличились синусоидально с вершинами около средней стойки (рис. 3). Δ z дуга и Δθ середина обычно становились отрицательными ближе к концу стойки, указывая на то, что LA выше, когда стопа отрывается от земли, чем при ударе стопой.Общие значения Δ z арки и Δθ середины значительно различались во всех сравнениях между частотами бега и были максимальными при низкочастотных пробежках и наименьшими при высокочастотных пробежках (рис. 3D, J). Величина этих различий была большой, при низкочастотных прогонах в среднем на 52% больше общего Δ z дуги и на 49% общего Δθ в середине , чем при высокочастотных прогонах. Пиковые значения F луча были значительно выше в предпочтительных и низкочастотных анализах по сравнению с высокочастотными анализами и значительно отличались между предпочтительными и низкочастотными анализами для F луча 1 , но не F луча 2 (рис. .3Б,Е). Относительная величина этих различий была меньше, чем для общего Δ z арки , при этом низкочастотные прогоны в среднем на 23 % превышали пиковые значения F луча1 и на 12 % превышали пиковые значения F луча2 по сравнению с высокочастотными значениями. бежит. Пиковые M средние значения значительно различались во всех сравнениях и были максимальными при низкочастотных прогонах, но наименьшими при высокочастотных прогонах (рис. 3H). Относительная величина этих различий была меньше, чем общая величина Δθ в середине , при этом среднее значение M в середине для низкочастотных прогонов было на 17% выше, чем для высокочастотных прогонов.

    Рис. 3.

    Среднее LA кинематика и кинетика в фазе опоры при беговых частотах. (A) F луч1 в фазе опоры и (B) блочная диаграмма, сравнивающая максимум F луч1 среди рабочих частот. (C) Δ z дуга в фазе опоры, где «0» установлено как значение при начальном контакте стопы, и (D) блочная диаграмма, сравнивающая общий диапазон Δ z дуга среди частот бега.(E) F луч2 в фазе опоры и (F) блочная диаграмма, сравнивающая максимум F луч2 среди рабочих частот. (G) M в середине по фазе опоры и (H) блочная диаграмма, сравнивающая максимум M в середине среди частот бега. (I) Δθ в середине в фазе опоры и (J) блочная диаграмма, сравнивающая общий диапазон Δθ в середине среди частот бега. Линии (A,C,E,G,I) представляют среднее значение среди участников ( N =27) для каждого процента фазы опоры.Блочные диаграммы (B, D, F, H, J) показывают медиану, верхний и нижний квартили и 1,5-кратный межквартильный размах. Звездочки указывают на существенные различия между парами рабочих условий.

    Рис. 3.

    Среднее LA кинематика и кинетика в фазе опоры при беговых частотах. (A) F луч1 в фазе опоры и (B) блочная диаграмма, сравнивающая максимум F луч1 среди рабочих частот. (C) Δ z дуга в фазе опоры, где «0» установлено как значение при начальном контакте стопы, и (D) блочная диаграмма, сравнивающая общий диапазон Δ z дуга среди частот бега.(E) F луч2 в фазе опоры и (F) блочная диаграмма, сравнивающая максимум F луч2 среди рабочих частот. (G) M в середине по фазе опоры и (H) блочная диаграмма, сравнивающая максимум M в середине среди частот бега. (I) Δθ в середине в фазе опоры и (J) блочная диаграмма, сравнивающая общий диапазон Δθ в середине среди частот бега. Линии (A,C,E,G,I) представляют среднее значение среди участников ( N =27) для каждого процента фазы опоры.Блочные диаграммы (B, D, F, H, J) показывают медиану, верхний и нижний квартили и 1,5-кратный межквартильный размах. Звездочки указывают на существенные различия между парами рабочих условий.

    Различные модели стопы дали в целом схожие результаты для квазижесткости ЛП с небольшими различиями (рис. 4, таблица 2). Нам пришлось исключить трех участников из анализа k балка2, нагрузка , потому что они продемонстрировали чрезвычайно низкие значения выбросов из-за воздействия высоких ударных сил на соотношение сила-деформация.По абсолютной величине значения k балка1 были в 3–4 раза больше, чем значения k балки2 , а значения квазижесткости при нагрузке превышали значения квазижесткости при разгрузке. Во время нагрузки значения квазижесткости ЛП были значительно выше при высокочастотных прогонах, чем при низкочастотных прогонах для всех моделей. Эти различия варьировались от 24% в среднем для k beam2,load до всего 5% в среднем для k со средней нагрузкой .Значения квазижесткости при нагрузке LA также были значительно выше при прогонах с предпочтительной частотой по сравнению с низкочастотной для k beam2, load (средняя разница 11%), и были значительно выше при прогоне с высокой частотой по сравнению с предпочтительной частотой для k mid, load (средняя разница 6%). Во время разгрузки значения квазижесткости ЛП значительно отличались во всех сравнениях частот бега для каждой модели стопы. Как правило, эти различия были большей относительной величины, чем в период нагрузки, и варьировались от 34% до 26% больше значений в среднем при высокочастотных и низкочастотных прогонах для k beam2, unload и k mid, unload. соответственно.В большинстве сравнений, как для загрузки, так и для разгрузки, величина разницы между рабочими условиями была наибольшей для k балки2 и наименьшей для k в середине . FSA была положительно связана с k балкой1, нагрузкой и k серединой, нагрузкой , что указывает на большую жесткость во время нагрузки с большим количеством поз пятки вперед.

    Рис.4.

    LA квазижесткость, рассчитанная для различных моделей стопы при различных частотах бега. Значения квазижесткости ( k ) были рассчитаны как наклоны линий регрессии наименьших квадратов, подогнанных к данным о движении и силе во время периодов нагрузки и разгрузки опоры. (A–C) модель Beam1, (D–F) модель Beam2 и (G–I) модель среднего отдела стопы. Линии (A,D,G) изображают средние значения, рассчитанные для всех участников ( N =27), со стрелками, указывающими периоды загрузки (вверх) и разгрузки (вниз).Коробчатые диаграммы ( N =27, кроме E, где N =24) отображают жесткость при нагрузке (B,E,H) и разгрузке (C,F,I). Звездочки указывают на существенные различия между парами рабочих состояний.

    Рис. 4.

    LA квазижесткость, рассчитанная для различных моделей стопы при различных частотах бега. Значения квазижесткости ( k ) были рассчитаны как наклоны линий регрессии наименьших квадратов, подогнанных к данным о движении и силе во время периодов нагрузки и разгрузки опоры.(A–C) модель Beam1, (D–F) модель Beam2 и (G–I) модель среднего отдела стопы. Линии (A,D,G) изображают средние значения, рассчитанные для всех участников ( N =27), со стрелками, указывающими периоды загрузки (вверх) и разгрузки (вниз). Коробчатые диаграммы ( N =27, кроме E, где N =24) отображают жесткость при нагрузке (B,E,H) и разгрузке (C,F,I). Звездочки указывают на существенные различия между парами рабочих состояний.

    Таблица 2.

    Средние значения квазижесткости в условиях эксплуатации

    В этом исследовании мы проверили гипотезу о том, что ЛП стопы человека функционирует как пружина с регулируемой жесткостью во время бега, подобно ноге в целом. Для этого мы экспериментально манипулировали частотой шагов участников во время бега и использовали три разные модели стопы для оценки квазижесткости ЛП.Как и предполагалось, участники регулировали квазижесткость левого предсердия таким же образом, как и общая квазижесткость ног, при этом более частые пробежки имеют тенденцию давать значительно большие значения квазижесткости левого предсердия как во время фазы нагрузки, так и в фазе разгрузки стойки. Эти результаты в целом соответствовали всем трем моделям стопы, хотя ни одна из моделей не показала существенных различий в квазижесткости ЛП при нагрузке между всеми парами условий. Результаты квазижесткости ног согласуются с открытием Фарли и Гонсалеса (1996) о том, что люди склонны увеличивать жесткость пружины ноги при беге с более высокой частотой шагов, и показывают, что эта корректировка справедлива как для нагрузочной, так и для разгрузочной частей фазы опоры.Кроме того, мы обнаружили, что эти приспособления отражаются в изменениях квазижесткости в коленях и лодыжках, которые ранее были продемонстрированы при прыжках (Фарли и Моргенрот, 1999). Точно так же Кесслер и соавт. (2020) недавно продемонстрировали, что при увеличении частоты прыжков люди увеличивают квазижесткость средней части стопы в сочетании с голеностопным суставом. Их результаты подтверждают вывод о том, что люди координируют жесткость стопы, лодыжки и колена, чтобы регулировать жесткость пружины ноги во время бега.

    Проверка движения ЛА (Δ z арка , Δθ середина ) и нагрузки ( F балка , M середина ) переменных: для выявления квазижесткости используются переменные при более высокой частоте шагов ЛП имеет тенденцию демонстрировать значительно меньше движения и нагрузки. Поскольку более низкие силы/моменты должны приводить к более низким значениям жесткости, эти результаты показывают, что движение ЛП ограничивается непропорционально нагрузке по мере увеличения частоты шагов.Эти результаты повышают вероятность того, что повышенная мышечная активация может быть причиной увеличения динамической жесткости левого предсердия во время бега, хотя для подтверждения этой интерпретации необходима ЭМГ. Этот механизм согласуется с некоторыми предыдущими исследованиями ЭМГ, которые предполагали, что внутренние мышцы стопы могут противостоять сжатию левого предсердия во время бега и статической нагрузки (Kelly et al., 2014, 2016). Однако Фаррис и соавт. (2019) недавно показали, что анестезия внутренних мышц стопы не влияла на квазиригидность среднего отдела стопы во время бега, что позволяет предположить, что эти мышцы не являются основным фактором, определяющим динамическую жесткость левого предсердия.Интересно, что Кесслер и др. (2020) обнаружили, что повышенная квазиригидность средней части стопы во время прыжка сопровождается повышенной активацией одной внутренней мышцы стопы, отводящей большой палец стопы, но только во время летной (бесконтактной) фазы прыжка. Они предположили, что предварительная активация отводящего большого пальца стопы может объяснить увеличение квазиригидности средней части стопы, и поэтому вполне вероятно, что участники настоящего исследования использовали аналогичный механизм для повышения жесткости стопы. Кроме того, внешние мышцы стопы, такие как задняя большеберцовая мышца, сухожилия которой пересекают несколько суставов, входящих в состав ЛП, также потенциально могут регулировать жесткость ЛП.До сих пор этим мышцам уделялось мало внимания в исследованиях in vivo функции ЛП при ходьбе и беге человека, что требует дальнейших исследований ЭМГ.

    Помимо мышц стопы, большее задействование механизма брашпиля во время высокочастотных пробежек также может пассивно увеличивать жесткость ЛП. В соответствии с механизмом лебедки большее пассивное тыльное сгибание плюснефаланговых суставов увеличивает напряжение в подошвенном апоневрозе, тем самым укрепляя левое предсердие (Holowka and Lieberman, 2018), хотя мы не измеряли движения плюснефаланговых суставов, чтобы проверить эту возможность.Однако есть несколько причин сомневаться в том, что этот механизм объясняет наши результаты. Во-первых, квазижесткость ЛП увеличивалась с увеличением частоты шагов во время фазы нагрузки в стойке, когда пальцы ног не сгибаются в тыльном направлении и, следовательно, не взаимодействуют с механизмом лебедки. Во-вторых, Welte et al. (2018) обнаружили, что тыльное сгибание пальцев фактически снижает жесткость ЛА при статической нагрузке, усложняя возможную роль механизма лебедки в динамической жесткости стопы. Таким образом, необходимы дальнейшие исследования движения плюснефаланговых суставов, чтобы полностью оценить роль механизма лебедки в жесткости ЛП во время бега.

    Оценки работы и квазижесткости заметно отличались среди моделей стопы, использованных в этом исследовании. В частности, модель Beam1 с трехточечным изгибом дала значения квазижесткости примерно в 3–4 раза выше, чем у модели Beam2 с двухточечным изгибом, а рабочие значения были в 3,5 раза выше, чем у Beam2 или Модели средней части стопы. Эти различия были вызваны включением силы трехглавой мышцы голени при сгибании ЛП, что привело к высоким значениям.Согласно модели Beam1, свод выполняет большую отрицательную работу, чем голеностопный сустав, и более 50% отрицательной работы ноги в целом во время опорной фазы бега. Этот вывод практически невозможен, так как наш расчет работы голеностопного сустава был основан на допущении о жесткой стопе, а это означает, что оценки работы ЛП были по существу включены в общие расчеты работы голеностопного сустава (см. Kessler et al., 2020; Zelik and Honert, 2018). . Модель Beam1 давала положительные значения работы левого предсердия, которые составляли примерно 50% от положительной работы голеностопного сустава, подобно предсказанным Kelly et al.(2018) с использованием 2D-модели стопы, но намного выше 10–15%, предсказанных Bruening et al. (2018), которые использовали трехмерную многосегментную модель стопы. Напротив, оценки работы по моделям Beam2 и Midfoot были намного ниже и давали одинаковые отрицательные значения работы друг с другом. Отрицательная работа, оцененная по этим моделям (в среднем ~ 0,2  Дж  кг -1 ), была несколько больше, чем оценка с использованием модели трехточечного изгиба в Stearne et al. (2016) (∼0,15 Дж кг -1 ) и многосегментные модели средней части стопы в Kelly et al.(2018) и Брюнинг и соавт. (2018) (∼0,05–0,15 Дж кг -1 ). Положительные оценки работы моделей Beam2 и Midfoot оказались между оценками Bruening et al. (2018) и Келли и соавт. (2018) исследования.

    Основываясь на этих сравнениях, мы пришли к выводу, что модель Beam1 дает значения работы, которые нереально высоки по сравнению с таковыми для голени и лодыжки, и что модели Beam2 и Midfoot дают значения, более похожие на значения, полученные в предыдущих исследованиях.Наши результаты показывают, что включение всей силы трехглавой мышцы голени в оценку нагрузки левого предсердия (например, Ker et al., 1987; Huang et al., 1993) может привести к значительному завышению оценки жесткости и работы левого предсердия. Как это ни парадоксально, Stearne et al. (2016) использовали модель, аналогичную Beam1, но оценили гораздо меньший объем отрицательной работы во время бега. Однако, в то время как наша модель включала прямой расчет работы по измеренной силе и деформации ЛА, они ввели дополнительный вычислительный шаг, требующий прогнозируемой функции мощности на основе испытаний статической нагрузки Ker et al.(1987). В то время как их модель давала оценки использования энергии ЛП, которые примерно соответствовали измерениям расхода метаболической энергии во время бега, она повлекла за собой предполагаемую связь между нагрузкой и деформацией подошвенных тканей, которая не была полностью получена из их данных. Таким образом, при использовании балочной модели для оценки изгибающих усилий на ЛП без вычислительных допущений Stearne et al. (2016), мы выступаем за исключение силы трехглавой мышцы голени из расчетов работы и жесткости (см. Venkadesan et al., 2020; Велте и др., 2018). Тем не менее, мы признаем, что наша упрощенная модель не может отразить внутреннюю динамику стопы, и, таким образом, признаем возможность того, что некоторый компонент силы трехглавой мышцы голени может сжимать левое предсердие во время ходьбы. Для исследования этой возможности необходимо более детальное моделирование стопы человека.

    Наконец, наши результаты показывают, что высота ЛП не тесно связана с динамической жесткостью ЛП во время бега.Модель Beam1 показала значительную связь между AHI и квазижесткостью, хотя и с относительно низкими коэффициентами корреляции ( R <0,5). Однако, как обсуждалось выше, модель Beam1 может давать неточные оценки жесткости ЛА, что делает модели Beam2 и Midfoot более надежными. Коэффициент корреляции между AHI и k beam2, unload показал почти значимую тенденцию ( P = 0,051), предполагая возможность того, что слабая взаимосвязь могла быть обнаружена при большем размере выборки, но модель Midfoot показала нет таких тенденций.Эти результаты не подтверждают наше предсказание, распространенное предположение о том, что высокий свод стопы указывает на скованность стопы, а низкий свод стопы указывает на уступчивость стопы (Franco, 1987; Neumann, 2002). Однако у всех участников нашего исследования, кроме одного, значения ИАГ находились в пределах 2,5 с.д. среднего значения из ранее опубликованной большой выборки людей (Butler et al., 2008), и, таким образом, возможно, что более экстремальные выбросы высоты ЛП более точно соответствуют типичным ожиданиям относительно жесткости ЛП. Тем не менее, у единственного участника нашего исследования было очень низкое ЛА, но относительно жесткая стопа во время бега, что противоречило этому ожиданию.Таким образом, мы пришли к выводу, что в пределах нормального диапазона анатомических вариаций высота ЛП не служит хорошим индикатором динамической жесткости ЛП во время бега и что более важны другие аспекты анатомии стопы и, возможно, мышечной активности.

    Мы признаем некоторые ограничения нашего исследования, особенно в отношении моделей стопы, которые мы использовали для оценки жесткости ЛП. Как описано ранее, участники носили сандалии, предназначенные для бега, с ремешками, которые не позволяли использовать наборы маркеров модели стопы с несколькими сегментами, которые часто используются для оценки кинетики внутри стопы (например,грамм. Брюнинг и др., 2018; Фаррис и др., 2019 г.; Керн и др., 2019). Следовательно, мы использовали набор маркеров и разработали модели стопы (Beam1 и Beam2), аналогичные тем, которые использовались в других недавних исследованиях энергетики ЛП, в которых участники были обуты (McDonald et al., 2016; Stearne et al., 2016). Этот набор маркеров наложил несколько ограничений на эти модели. Во-первых, нам нужно было смоделировать стопу как жесткий сегмент, а это означает, что мы рассчитали голеностопный момент и силу между голенью и сегментом стопы, охватывающим как задний, так и передний сегменты стопы, а не только между голенью и задней частью стопы.Предыдущие исследования показали, что это приводит к существенному завышению оценки движения голеностопного сустава и, следовательно, момента в голеностопном суставе при ходьбе, беге и прыжках (Kelly et al., 2018; Kessler et al., 2020; Zelik and Honert, 2018), что приводит к завышенная оценка силы трехглавой мышцы голени в наших расчетах модели Beam1. Наша модель Beam2 не включает силу трехглавой мышцы голени, но предполагает, что стопа является жестким сегментом в оценках силы реакции голеностопного сустава, что могло иметь незначительное влияние на расчеты жесткости и работы.

    Дополнительным источником ошибки в нашей модели Beam1 является оценка длины плеча момента трехглавой голени. Мы использовали подход, основанный на кинематике, который дал среднюю длину плеча момента, сравнимую с той, о которой сообщалось в предыдущих исследованиях плеча момента трехглавой мышцы голени человека (рис. S1; Maganaris, 2004; McCullough et al., 2011; Sheehan, 2012), но мы признаем, что наш подход подвержен ошибкам из-за размещения маркера.В нашем анализе чувствительности (рис. S2) мы обнаружили, что изменение длины плеча момента от -10% до +10% (~1 см) изменяет жесткость ЛП и оценки работы примерно на 15%. Поскольку основное внимание в этом исследовании было уделено внутриучастниковым эффектам, любые ошибки в оценке длины плеча в моменте вряд ли повлияли на наши выводы, касающиеся различий между частотами бега, но они могли подорвать точность абсолютных значений, рассчитанных с использованием модели Beam1.

    Наша модель средней части стопы представляет собой сильно упрощенный аналог трехмерных многосегментных моделей стопы, которые рассчитывают шесть степеней свободы движения между передним и задним сегментами стопы.Используя 2D-представления этих сегментов, а также суставного центра среднего отдела стопы, наша модель обеспечивает грубую оценку движения ЛП в сагиттальной плоскости, которое ограничено медиальной стороной стопы. Эти факторы могут объяснить, почему мы рассчитали гораздо более высокие диапазоны движений левого предсердия во время бега, чем в недавнем исследовании Bruening et al. (2018), которые использовали многосегментную модель стопы для оценки кинетики ЛП. Другим ограничением нашей модели является то, что мы не могли точно определить силу реакции опоры для областей позади и впереди обозначенного нами сустава среднего отдела стопы, и поэтому прибегли к ранее использовавшемуся подходу, когда мы рассчитывали момент среднего отдела стопы только после того, как центр давления под стопой прошел впереди суставного центра (Bruening and Takahashi, 2018; Farris et al., 2019; Келли и др., 2018 г.; Керн и др., 2019). Мы также пренебрегли массой передней части стопы и ускорением в наших оценках момента средней части стопы, хотя они, вероятно, оказали бы незначительное влияние на наши расчеты. Несмотря на эти ограничения, наша модель среднего отдела стопы дала такие же средние диапазоны движений и моментов, а также оценки жесткости ЛА, сопоставимые с теми, что были получены в простой 2D-модели стопы, использованной Kelly et al. (2018), а также многосегментная модель стопы, использованная Farris et al. (2019). Кроме того, средние оценки работы по нашим моделям средней части стопы и Beam2, как правило, находились в диапазоне значений, полученных в предыдущих исследованиях, в которых оценивалась работа в средней части стопы (Bruening et al., 2018; Келли и др., 2018 г.; Стерн и др., 2016). Несмотря на это, общая цель этого исследования состояла в том, чтобы сравнить оценки жесткости стопы по частоте шагов у участников и у участников с разным ростом левого предсердия. Любое влияние на точность наших расчетов из-за ограничений нашей модели должно было быть систематическим и, следовательно, вероятно, не изменило бы общий результат этого исследования.

    В заключение, результаты, представленные здесь, показывают, что люди регулируют жесткость ЛА в координации с голеностопным и коленным суставами, чтобы помочь регулировать общую жесткость пружины ноги во время бега.Хотя мы продемонстрировали эту способность при искусственном манипулировании частотой шага, ее можно было бы изучить дополнительно, измерив людей, бегущих по поверхностям с разной податливостью, чтобы определить, модулируют ли они жесткость левого предсердия так же, как и ноги в целом (Ferris et al., 1998). ; Кердок и др., 2002). Если это так, ЛА может служить ближайшим механизмом для оптимизации механической реакции ноги на подстилающую поверхность. Например, при ходьбе или беге по мягким или податливым поверхностям более жесткий ЛА может улучшить передачу усилия, необходимого для движения вперед, в то время как на твердых поверхностях более эластичный свод стопы может позволить стопе лучше гасить потенциально опасные силы реакции опоры.Недавно Келли и соавт. (2016) нашли некоторое подтверждение этому мнению, обнаружив меньшую деформацию левого предсердия и большую активность мышц стопы, когда люди бегали в мягкой обуви по сравнению с бегом босиком, что может отражать использование мышц стопы для укрепления левого предсердия при беге по относительно податливой поверхности. Возможность активной регулировки жесткости ЛА также может быть полезной для других видов поведения, таких как ускорение и замедление, бег с добавленной массой (см. также Kern et al., 2019) и движение по неровным поверхностям (Grimmer et al., 2008). Тем не менее, определение степени, в которой изменения жесткости левого предсердия, наблюдаемые в этом исследовании, обусловлены активными (например, мышцами) или пассивными (например, лебедкой) механизмами, потребует будущих исследований с подробной ЭМГ и более сложными моделями стопы. Наши результаты показывают, что по крайней мере один пассивный аспект анатомии стопы, высота ЛП, вряд ли окажет серьезное влияние на динамическую жесткость стопы. Таким образом, понимание биомеханики стопы человека и адаптивной функции ЛП человека требует продолжения исследований в условиях динамической нагрузки, характерной для нормальной походки человека.

    .