Назначение ортезов пациентам: пришла ли концепция тканевого напряжения на смену концепции Рута?
Назад

Кевин А. Кирби (Kevin A. Kirby), врач-подиатр


Выпускник Школы подиатрической медицины штата Калифорния (1983), д-р Кирби – автор или соавтор около 30 статей в рецензируемых научных журналах и глав в книгах, автор 4 книг о биомеханике и ортезировании стопы и нижней конечности. Изобретатель техники пальпации оси подтаранного сустава, антериальной осевой радиографической проекции, теста на сопротивление супинации, теста на максимальную пронацию и техник медиального скоса пятки и латерального скоса пятки с помощью ортеза. Создатель и разработчик теории функции стопы в контексте положения оси подтаранного сустава и вращательного равновесия. Соавтор подхода к биомеханическому лечению стопы и нижней конечности, основанного на равновесном состоянии подтаранного сустава и анализе нагрузки на ткань. Является членом экспертного совета «Журнала Американской подиатрической медицинской ассоциации» и рецензентом многих научных журналов о подиатрии и реабилитологии.

В настоящий момент – доцент кафедры прикладной биомеханики в Школе подиатрической медицины штата Калифорния. Ведет постоянный прием в качестве подиатра, специализирующегося на биомеханике и хирургии в Сакраменто, Калифорния.


На протяжении более чем двух столетий индивидуально изготавливаемые ортезы являлись методом лечения патологий стоп и нижних конечностей. В 1781 году Петрус Кампер (Petrus Camper), голландский врач-терапевт, опубликовал одну из первых книг, посвященных деформациям стопы, — «О наилучшей форме обуви». Благодаря этой книге возрос интерес к ортезам, поддерживающим свод стопы: их вкладывали в обувь при лечении плоскостопия у детей [1]. В 1845 году подолог королевы Виктории Льюис Дурлахер (Lewis Durlacher) создал кожаный ортез стопы, призванный компенсировать «нагрузки на подошву» и «неустойчивость стоп» [2]. В 1889 году Роял Уитмэн (Royal Whitman), врач, разработал ортез, изготавливаемый по гипсовому слепку стопы из листов стали толщиной 0,9–1 мм; этот ортез был предназначен для поднятия внутреннего продольного свода стопы и уменьшения пронации стопы [3]. В 1933 году Эдвард Рид (Edward Reed), ортопед-хирург из г. Санта-Моники (США, штат Калифорния), впервые описал в медицинской литературе способы получения гипсовых оттисков с целью изготовления ортезов стоп [4].

Вслед за тем в 1958 году Мертон Рут, врач-подиатр, окончивший в 1952 году Калифорнийский подологический колледж, произвел переворот в технологии изготовления ортезов стоп. Он впервые использовал термопластичные материалы, совершив таким образом первый шаг к созданию функциональных ортезов Рута [5]. В 1971 году М. Рут и др. предложили использовать «восемь биофизических критериев соответствия норме» и разработали классификацию стоп и нижних конечностей, в основу которой легло понятие нейтрального положения подтаранного сустава [6]. Они также предположили, что все стопы и нижние конечности, которые не соответствуют предложенным критериям, описывающим «норму», имеют структурные дефекты и, следовательно, должны считаться «аномальными» [6].

В 1971 году М. Рут и др. также разработали метод «снятия слепка при нейтральном положении стопы» для изготовления индивидуальных ортезов; данный метод предполагает снятие гипсового слепка с подошвенной поверхности стопы без нагрузки в тот момент, когда подтаранный сустав находится в нейтральном положении, а четвертая и пятая плюсневые кости отклоняются к задней части стопы [7]. Наконец, в 1977 году М. Рут и его последователи опубликовали свой фундаментальный труд, озаглавленный «Нормальное и аномальное функционирование стопы», посвященный вопросам биомеханики стопы и связанных с ней патологий [8]. По сей день роль этой книги как учебника по подиатрии велика.

Благодаря своим революционным разработкам в 50-70-х годах М. Рут стал для многих «отцом подиатрической биомеханики». На протяжении последних четырех десятилетий идеи и методы М. Рута считались наиболее подходящими для оценки состояния стопы и проведения замеров, снятия гипсовых слепков и моделирования индивидуальных ортезов стоп, прописываемых пациенту врачом. Вплоть до последних двух десятилетий ученые возводили идеи и методы М. Рута в ранг фактического стандарта подиатрической биомеханики, на который следует опираться, назначая ортезы пациенту, и которого должны придерживаться подиатры во всем мире.

Анализ причин появления концепции тканевого напряжения

С недавних пор, однако, появилось растущее чувство неудовлетворенности биомеханическими концепциями и принципами назначения ортезов пациентам, которые были разработаны М. Рутом и его последователями более полувека назад.
В 1992 году в одной из своих ранних работ, оспаривающих бесспорность и правильность использования параметров «деформации стопы», предложенных М. Рутом, с целью оптимизации дизайна индивидуально изготавливаемых ортезов, К. Кирби призвал подиатров при разработке ортезов для пациентов не фокусировать свое внимание исключительно на «деформациях стопы», описанных М. Рутом [9]. Он утверждал, что параметры «деформации стопы» «не помогают нам получить (хотя бы частично) ту информацию, которая необходима, чтобы предсказать, как поведут себя стопы и нижние конечности под нагрузкой, следовательно, они не являются достаточными для назначения пациенту наиболее подходящего варианта ортезов». Кроме того, автор заявил, что «очень сложно установить степень и точное местоположение патологического растяжения, сжатия или скручивания, воздействующего на внутренние структуры, пользуясь исключительно внешними параметрами, такими как варус большеберцовой кости, варус заднего отдела стопы и положение переднего и заднего отделов стопы относительно друг друга».

К. Кирби полагал, что, назначая ортезы пациенту, подиатр должен «мыслить, как инженер» [9]. Иными словами, он считал, что, когда подиатры «получат четкое представление о различных напряжениях, возникающих в анатомических структурах», они будут «индивидуально подбирать такое механическое воздействие, которое сможет снизить или устранить эти напряжения», а не разрабатывать ортезы, призванные «компенсировать» «деформации стопы», описанные М. Рутом.

Три года спустя, в 1995 году, Т. Мак-Пойл и Г. Хант также обсудили спорные моменты научной литературы, основанной на концепции биомеханики стопы и принципах изготовления ортезов, разработанных М. Рутом [10]. В качестве альтернативы авторы предложили при назначении пациенту ортезов пользоваться «моделью тканевого напряжения». Эти исследователи отметили, что методы измерения, предложенные М. Рутом, дают неоднозначные результаты, следовательно, выдвинутый им критерий нормального положения стопы можно поставить под сомнение. Кроме того, остается неясным, находится ли подтаранный сустав в нейтральном положении во время ходьбы. Т. Мак-Пойл и Г. Хант также отметили, что применение концепции тканевого напряжения при назначении пациентам ортезов не является принципиально новой идеей, поскольку логика использования такого подхода при лечении стопы и лодыжки основывается на тех же принципах, которые применяются в настоящее время при лечении других частей тела.

В 1999 году, развивая мысль о фокусировании внимания на внутреннем тканевом напряжении, а не на критериях «деформации стопы», предложенных М. Рутом, Э. Фуллер (Fuller) объяснил механическую значимость центра давления в отношении оси подтаранного сустава [11]. В 2000 году Э. Фуллер описал, каким образом концепция тканевого напряжения может использоваться при назначении пациенту ортезов [12].

В 2002 году К. Кирби опубликовал три статьи, посвященные тому, что он называет концепцией «тканевого напряжения в приложении к механическим методам лечения заболеваний стоп» [13]. Не так давно, в 2013 году, Э. Фуллер и К. Кирби совместно провели анализ концепции тканевого напряжения с точки зрения механики [14, 15]. Ученые объяснили, каким образом можно сочетать концепцию, основанную на положении оси подтаранного сустава и его ротации при поддержании равновесия, и кинетический анализ патологических напряжений, возникающих в анатомических структурах стопы и нижней конечности (то есть в костях, связках, сухожилиях, мышцах, хрящах, апоневрозе, коже), при разработке более эффективных индивидуальных ортезов для пациентов с механическими патологиями стоп и нижних конечностей.

 Рисунок 1

  Концепция тканевого напряжения основывается на том, что механические патологии стоп и нижних конечностей являются результатом патологического уровня напряжения, возникающего в их структурных компонентах. Напряжение показывает, насколько объект сопротивляется воздействующей силе; его можно измерить, разделив прилагаемую силу на площадь поперечного сечения объекта. По своему характеру нагрузка может быть осевой (то есть сжатие или натяжение) или касательной (то есть сдвиг). Напряжение сжатия возникает, когда объект сопротивляется сжатию, а напряжение растяжения возникает, когда объект сопротивляется растяжению. Если силы воздействуют параллельно прилагаемому давлению или по касательной к нему, одна часть объекта сопротивляется скольжению по другой части того же объекта, что порождает напряжение при сдвиге (см. рис. 1).

Стандартной единицей измерения давления является паскаль (Па), под которым понимается сила, равная 1 ньютону (Н), равномерно распределенная по поверхности площадью 1 м(1 Па = 1 Н/м2). В научных исследованиях, посвященных механике ткани, наиболее распространенной единицей, используемой для измерения нагрузок, является мегапаскаль (1 МПа = 1 Н/мм2) [16].

Одним из основных моментов, необходимых для понимания механических основ повреждения тканей, является осознание того, что все ткани организма обладают свойствами упругости и вязкости. Упругость позволяет тканям тела принять исходную форму после устранения деформирующей нагрузки. Вязкость приводит к тому, что под воздействием нагрузок ткани могут деформироваться, при этом наблюдается зависимость от параметра времени: чем быстрее деформируются ткани, тем более жесткими они становятся [17].

Кроме того, поскольку все ткани организма, включая костную ткань, обладают свойствами упругости и вязкости, то все они подвержены деформации при воздействии деформирующей силы, при этом степень деформации зависит от значения приложенной силы. Например, при растяжении связки под воздействием небольшой деформирующей силы она немного удлинится и вернется в первоначальное состояние после устранения этой силы. Однако связка и сухожилие растянутся необратимо (то есть претерпят пластическую деформацию) при воздействии значительной деформирующей силы и порвутся при приложении еще большей.

Рисунок 2

С помощью кривой зависимости напряжения от деформации можно дать качественную характеристику всем материалам, включая биологические (см. рис. 2). Кривая зависимости напряжения от деформации для типичной связки или сухожилия состоит из начального участка пальцев стоп, где расправляются коллагеновые волокна; участка упругой деформации, на котором связка или сухожилие сохраняют упругость и возвращаются к исходной форме после удаления воздействующей силы; предела упругости, над которым располагается зона пластических деформаций, где могут иметь место необратимые деформации связки и сухожилия; и точки предела прочности, в которой происходит разрыв связки или сухожилия [18].

Таким образом, для предотвращения повреждений тканей стопы и нижней конечности необходимо, чтобы они функционировали в пределах участка упругой деформации, а многократные циклические нагрузки были достаточно малы и позволяли пациентам избежать чрезмерно интенсивного воздействия на ткани, которое может привести к их пластической деформации и повреждению в ходе деятельности, связанной с весовыми нагрузками [10, 15, 19, 20].

Рисунок 3

Одним из примеров пластической деформации структурных компонентов стоп (и нижних конечностей) и вызванной ею болезненной травмы является растяжение и (или) разрыв сухожилия задней большеберцовой мышцы при дисфункции сухожилия задней большеберцовой мышцы. В данном случае сам разрыв сухожилия приводит к увеличению напряжения в неповрежденных волокнах сухожилия в области разрыва (см. рис. 3). Другими примерами пластической деформации тканей являются трещина в трубчатой кости при усталостных переломах или полный перелом плюсневой кости и полный разрыв передней таранно-малоберцовой связки при инверсионном растяжении связок голеностопного сустава 3-й степени. Во всех этих случаях, если бы напряжение, возникшее в определенных анатомических структурах стопы и нижней конечности, осталось на низком уровне, в пределах участка упругой деформации кривой зависимости напряжения от деформации, то, вероятнее всего, пластической деформации и повреждения тканей удалось бы избежать.

Как концепция тканевого напряжения может помочь в назначении ортезов пациенту

Учитывая все изложенные факты, касающиеся биомеханики тканей, применение концепции тканевого напряжения при моделировании индивидуальных ортезов стоп позволит поврежденным тканям продолжать функционировать в пределах участка упругой деформации кривой зависимости напряжения от деформации, снижая риск дальнейшего повреждения и создавая благоприятные условия для скорейшего восстановления поврежденных тканей. Можно выделить три цели лечения, проводимого с помощью индивидуальных ортезов стоп, моделируемых на основании концепции тканевого напряжения: снижение патологических нагрузок на поврежденные анатомические компоненты стопы и нижней конечности; оптимизация походки в целом; предотвращение развития других патологий [13, 15].

В клинических условиях подиатр, использующий концепцию тканевого напряжения, должен следовать определенным этапам, чтобы оптимизировать лечение, основанное на назначении индивидуальных ортезов стоп [13,15].

Во-первых, подиатру необходимо установить, какая анатомическая структура является источником жалоб пациента. Для этого необходимо, чтобы подиатр имел четкое представление об анатомии стопы и нижней конечности, прекрасно разбирался в клинических анализах и имел возможность провести диагностические обследования, которые помогут определить, какие из структурных компонентов повреждены.

Во-вторых, подиатр должен выяснить, какие структурные и (или) функциональные переменные являются источником патологических воздействий на поврежденную структуру. Полный анамнез, биомеханическое обследование стопы и нижней конечности, тестирование мышц, анализ диапазона движений, оценка походки — все это может потребоваться для того, чтобы установить, какие структурные и (или) функциональные переменные являются основным источником (источниками) чрезмерной нагрузки на поврежденную анатомическую структуру.

Наконец, необходимо разработать терапевтический план лечения, включающий особую модификацию ортезов, модификацию обуви, фиксирование, растяжку, укрепление, элементы физиотерапии, инъекционную терапию и хирургическое вмешательство. Этот план должен воплощаться в жизнь логично и последовательно с целью оптимизации лечения пациента.

Применение концепции тканевого напряжения с целью оптимизации дизайна ортезов, назначаемых пациентам с механическими патологиями стоп и нижних конечностей, требует от подиатров правильного понимания того, какие анатомические структуры подвергаются натяжению, сжатию и сдвигам под воздействием весовых нагрузок. Кроме того, подиатры также должны понимать, каким образом они могут изменить дизайн ортезов стоп для того, чтобы снизить уровень аномального напряжения, возникающего в поврежденных тканях стопы и нижней конечности. Другими словами, подиатры обязаны иметь четкое представление о множестве переменных, которые могут механически влиять на внутренние силы, воздействующие на структурные компоненты стопы и нижней конечности в ходе деятельности, связанной с весовыми нагрузками [15].

Назначение ортезов пациентам с особыми травмами

Каким образом концепция тканевого напряжения может быть использована в противовес концепции Рута для моделирования более эффективных ортезов для пациента с травмой стопы или нижней конечности?

При обычном подошвенном фасциите проксимального отдела подиатр должен прежде всего понимать, какие нагрузки воздействуют на подошвенную поверхность пяточной кости в ходе деятельности, вызывающей весовые нагрузки. На подошвенную поверхность пяточной кости воздействуют не только силы растяжения, возникающие в результате натяжения подошвенного апоневроза и внутренних мышц подошвы, но и силы сжатия, порождаемые силой реакции опоры (СРО). Согласно концепции тканевого напряжения, вне зависимости от того, наблюдается ли у пациента варус/вальгус заднего отдела стопы или варус/вальгус переднего отдела стопы (по классификации М. Рута), патологические нагрузки, являющиеся причиной появления симптомов в подошвенной части пяточной кости, останутся без изменения.

  Рисунок 4

 «Согласно концепции тканевого напряжения, ортезы стоп должны быть смоделированы так, чтобы их использование помогало снизить уровень патологических напряжений, возникающих в поврежденных тканях, и способствовало оптимальному заживлению. Поскольку одной из причин возникновения подошвенного фасциита проксимального отдела является избыточный уровень и (или) продолжительное действие сил сжатия, порождаемых в результате воздействия силы реакции опоры (СРО) на подошвенную поверхность пяточной кости, ортезы стоп для лечения подошвенного фасциита проксимального отдела должны моделироваться таким образом, чтобы их использование уменьшало воздействие СРО на эту область. Стандартный ортез для лечения подошвенного фасциита проксимального отдела, смоделированный согласно концепции тканевого напряжения, имеет подошвенное углубление в пяточной выемке, заполненное амортизационным материалом с целью снижения воздействия травмирующей СРО на центральную часть пяточной кости (на рис. 4 показана пяточная часть ортеза во фронтальном разрезе)».

Другими словами, для эффективного лечения пациента с подошвенным фасциитом проксимального отдела подиатру не нужно моделировать индивидуальные ортезы стоп на основании принципов, разработанных М. Рутом и др. Эти принципы предполагали «предотвращение компенсации деформаций заднего и переднего отделов стопы», «поддержание нейтрального положения подтаранного сустава» или «фиксацию поперечного сустава предплюсны» [13]. Применяя принципы концепции тканевого напряжения, подиатры могут просто моделировать ортезы, снижающие уровень напряжения растяжения и (или) компенсирующие нагрузку, воздействующую на подошвенную поверхность пяточной кости. Возможные модификации ортезов при этом включают глубокие пяточные выемки, тщательно подобранные жесткие контуры внутреннего свода, покрытие из мягкого материала и углубления для центральной части пятки в пяточной выемке ортеза. Эти модификации не только призваны снизить напряжение растяжения, воздействующего на подошвенную поверхность пяточной кости вследствие натяжения подошвенного апоневроза и внутренних мышц подошвы, но и предназначены для снижения напряжения сжатия, возникающего при воздействии силы реакции опоры на центральную часть подошвенной поверхности пяточной кости (см. рис. 4).

Применение концепции тканевого напряжения с целью оптимизации ортезов стоп, моделируемых для пациентов с дисфункцией сухожилия задней большеберцовой мышцы, основано на тех же биомеханических принципах. Первый этап подразумевает установление факта повреждения сухожилия задней большеберцовой мышцы, а второй — осознание того, что по сухожилию задней большеберцовой мышцы передаются силы растяжения от задней большеберцовой мышцы к местам прикрепления этого сухожилия. Необходимо смоделировать ортезы таким образом, чтобы снизить патологическое растяжение в сухожилии задней большеберцовой мышцы, нормализовать походку пациента и избежать появления новых патологий.

Рисунок 5

«При нормальном положении оси подтаранного сустава (слева) сухожилие задней большеберцовой мышцы располагает относительно длинным плечом момента, позволяющим осуществить супинацию подтаранного сустава. Благодаря этому не только возрастает способность задней большеберцовой мышцы порождать момент супинации подтаранного сустава, но и уменьшается напряжение растяжения в сухожилии задней большеберцовой мышцы. Однако при медиальном смещении оси подтаранного сустава (справа) плечо момента сухожилия задней большеберцовой мышцы, отвечающее за супинацию подтаранного сустава, значительно укорачивается, что не только приводит к снижению способности задней большеберцовой мышцы порождать момент супинации подтаранного сустава, но и способствует увеличению напряжения растяжения в сухожилии задней большеберцовой мышцы в ходе деятельности, связанной с весовыми нагрузками».

У пациентов, страдающих дисфункцией сухожилия задней большеберцовой мышцы, наблюдаются медиальные смещения оси подтаранного сустава различной степени выраженности. Следовательно, сила реакции опоры, воздействующая на подошву стопы, вызовет у таких пациентов избыточную пронацию подтаранного сустава, а плечо момента сухожилия задней большеберцовой мышцы, отвечающее за супинацию подтаранного сустава, будет укорочено (см. рис. 5). В результате возрастает сократительная активность задней большеберцовой мышцы и увеличивается степень ее напряжения, что необходимо для противодействия чрезмерной пронации подтаранного сустава [14, 21 – 24]. Для того чтобы используемый ортез способствовал усилению момента супинации подтаранного сустава, необходимы следующие модификации: медиальный пяточный скос, глубокая пяточная выемка, разворот заготовки кнутри, минимальное наполнение супинатора внутреннего свода, упругий материал поверхности ортеза и жесткий задник. Такая модификация поможет снизить сократительную активность задней большеберцовой мышцы, что, в свою очередь, приведет к снижению патологического напряжения, возникающего в сухожилии задней большеберцовой мышцы [14, 24, 25].

Рисунок 6

«Одним из ключевых положений концепции тканевого напряжения является тот факт, что при моделировании ортезов следует стремиться частично воссоздать те функции, которые осуществляет поврежденная ткань, чтобы ускорить ее восстановление. Например, одна из функций подошвенного апоневроза при стоянии, ходьбе или беге заключается в подъеме продольного свода стопы для предотвращения коллапса свода (слева). При подошвенном фасциите у пациента модель ортеза должна частично воссоздавать момент подъема продольного свода стопы, реализуемый подошвенным апоневрозом, воздействуя силой своей реакции на подошвенную часть продольного свода (справа) таким образом, чтобы напряжение натяжения подошвенного апоневроза снижалось и подошвенный апоневроз восстанавливался быстрее».

Одним из ключевых положений концепции тканевого напряжения является то, что для наилучшего снижения напряжения поврежденной ткани необходимо моделировать, по возможности, такие ортезы, которые будут брать на себя функцию поврежденной ткани при весовой нагрузке. Например, при подошвенном фасциите проксимального отдела стопы функция подошвенного апоневроза, отвечающего за момент подъема продольного свода, должна быть воссоздана с помощью индивидуально изготовленного ортеза с тщательно подобранным супинатором продольного свода. Такой ортез, подобно подошвенному апоневрозу, будет порождать момент подъема продольного свода стопы (см. рис. 6). Другими словами, ортез призван брать на себя некоторые биомеханические функции поврежденных тканей, чтобы наиболее эффективным образом снимать с них нагрузку.

Подобным образом, имея дело с пациентами, страдающими дисфункцией сухожилия задней большеберцовой мышцы, о которых речь шла выше, модификации правильно смоделированного ортеза должны воссоздавать функцию задней большеберцовой мышцы. Иначе говоря, ортез стопы должен порождать момент супинации в оси подтаранного сустава. Использование модификаций, таких как медиальный пяточный скос, хорошо сформированный супинатор свода, упругий материал поверхности ортеза и жесткий задник, способствует усилению супинации подтаранного сустава. Воссоздавая функцию задней большеберцовой мышцы при порождении момента супинации подтаранного сустава, такой ортез снижает напряжение в сухожилии задней большеберцовой мышцы.

В целом нет необходимости моделировать эффективные ортезы с целью «предотвратить компенсацию деформаций стопы» или «приблизить положение стопы (подтаранного сустава) к нейтральному», как пропагандировал М. Рут и его сторонники. Вместо этого нужно моделировать ортезы на основании концепции тканевого напряжения, чтобы снизить патологические нагрузки на поврежденные ткани.

Заключение
Уже более двух веков ортезы стоп используются в медицине для лечения механических патологий стоп и нижних конечностей. За это время многие исследователи оказали влияние на биомеханический подход к стопам и нижним конечностям, а также на модели ортезов стоп. Один из этих исследователей, М. Рут, врач-подиатр, разработал современные ортезы из термопластичных материалов, и предложил свою концепцию функционирования стопы и нижней конечности, а также – собственный взгляд на моделирование ортезов стоп. На протяжении последних четырех десятилетий ученые широко пропагандировали эту концепцию в рамках подиатрической биомеханики.

Однако накопленные знания в совокупности с более тщательной исследовательской работой и лучшим пониманием принципов биомеханики показывают, что многие диагностические параметры и методы лечения, предложенные д-ром Рутом, нуждаются в уточнении и даже в замене, если мы хотим добиться наилучших результатов лечения наших пациентов. Переосмысление методов д-ра Рута позволит подиатрам использовать последние научные достижения при назначении ортезов пациентам и занять достойное место в конкурентной сфере медицинских услуг. Концепция тканевого напряжения в настоящее время является наилучшим подходом к моделированию ортезов стоп, назначаемых пациентам с механическими патологиями стоп и нижних конечностей. С нашей точки зрения, не пройдет и десяти лет, как концепция тканевого напряжения постепенно заменит диагностические параметры и методы лечения, разработанные М. Рутом и его последователями.

Список литературы

  1.     Camper P. On the Best Form of Shoe. Translated in: Dowie J. The Foot and Its Covering. Hardwicke, London, 1861.
  2.     Durlacher L. A Concise Treatise on Corns, Bunions, and the Disorders of Nails with Advice for the General Management of the Feet. Simpkin, Marshall and Co, London, 1845.
  3.     Whitman R. Observations of forty-five cases of flat-foot with particular reference to etiology and treatment. Trans Am Orthop Assoc. 1889; 11(1):122-137.
  4.     Reed EN. A simple method for making plaster casts of feet. J Bone Joint Surg. 1933; 17:1007.
  5.     Root ML. How was the Root functional orthotic developed? Podiatry Arts Lab Newsletter, Pekin, Illinois, Fall 1981.
  6.     Root ML, Orien WP, Weed JH, Hughes RJ. Biomechanical Examination of the Foot, Volume 1. Clinical Biomechanics Corporation, Los Angeles, 1971.
  7.     Root ML, Weed JH, Orien WP. Neutral Position Casting Techniques. Clinical Biomechanics Corp., Los Angeles, 1971.
  8.     Root ML, Orien WP, Weed JH. Normal and Abnormal Function of the Foot. Clinical Biomechanics Corp., Los Angeles, CA, 1977.
  9.     Kirby KA. Foot and Lower Extremity Biomechanics: A Ten Year Collection of Precision Intricast Newsletters. Precision Intricast, Inc, Payson, AZ, 1997, pp. 267-268.
  10.     McPoil TG, Hunt GC. Evaluation and management of foot and ankle disorders: Present problems and future directions. JOSPT. 1995; 21(6):381-388.
  11.     Fuller EA. Center of pressure and its theoretical relationship to foot pathology. J Am Podiatr Med Assoc. 1999; 89(6):278-291.
  12.     Fuller EA. Reinventing biomechanics. Podiatry Today. 2000; 13(7):30-36.
  13.     Kirby KA. Foot and Lower Extremity Biomechanics II: Precision Intricast Newsletters, 1997-2002. Precision Intricast, Inc., Payson, AZ, 2002, pp. 11-18.
  14.     Kirby KA. Subtalar joint axis location and rotational equilibrium theory of foot function. J Am Podiatr Med Assoc. 2001; 91(9):465-488.
  15.     Fuller EA, Kirby KA. Subtalar joint equilibrium and tissue stress approach to biomechanical therapy of the foot and lower extremity. In Albert SF, Curran SA (eds): Biomechanics of the Lower Extremity: Theory and Practice, Volume 1.  Bipedmed, LLC, Denver, 2013, pp. 205-264.
  16.     Whiting WC, Zernicke RF. Biomechanics of Musculoskeletal Injury, Second Edition. Human Kinetics, Champaign, IL, 2008, p. 81.
  17.     Whiting WC, Zernicke RF. Biomechanics of Musculoskeletal Injury, Second Edition. Human Kinetics, Champaign, IL, 2008, pp. 90-91.
  18.     Whiting WC, Zernicke RF. Biomechanics of Musculoskeletal Injury, Second Edition. Human Kinetics, Champaign, IL, 2008, pp. 83-84.
  19.     Kirby KA. Foot and Lower Extremity Biomechanics III: Precision Intricast Newsletters, 2002-2008. Precision Intricast, Inc., Payson, AZ, 2009, pp. 17-20.
  20.     Kirby KA. Foot and Lower Extremity Biomechanics IV: Precision Intricast Newsletters, 2009-2013. Precision Intricast, Inc., Payson, AZ, 2014, pp. 7-8.
  21.     Kirby KA. Methods for determination of positional variations in the subtalar joint axis. J Am Podiatr Med Assoc. 1987; 77(5):228-234.
  22.     Kirby KA. Rotational equilibrium across the subtalar joint axis. J Am Podiatr Med Assoc. 1989; 79(1):1-14.
  23.     Kirby KA. Biomechanics of the normal and abnormal foot. J Am Podiatr Med Assoc. 2000; 90(1):30-34.
  24.     Kirby KA. Conservative treatment of posterior tibial dysfunction. Podiatry Management. 2000; 19:73-82.
  25.     Kirby KA. The medial heel skive technique: improving pronation control in foot orthoses. J Am Podiatr Med Assoc. 1992; 82(4):177-188.
Назад