Зачем вообще это обсуждать?
Распространено убеждение, что безопасный подъём возможен только с «прямой спиной» через присед, а наклон со сгибанием позвоночника якобы неизбежно ведёт к повреждениям. Эта идея десятилетиями транслируется в медицине, охране труда и фитнесе.
Однако современные данные не подтверждают прямой связи между флексией позвоночника и болью в пояснице. Более того, универсальные рекомендации в духе «один способ для всех» плохо отражают реальную биомеханику и могут усиливать страх движения.
Как проводилось исследование
Исследование включали 5 здоровых мужчин (20–60 лет, средний возраст 38 лет), без эпизодов боли в пояснице минимум год. Нормальное состояние поясничного отдела подтверждалось МРТ.
Методика
- Под местной анестезией в остистые отростки L3–L5 вводились спицы Киршнера, что позволило напрямую измерять движения позвонков, исключая артефакты мягких тканей.
- Использовались магнитная система 3SPACE® FASTRAK®, оптический захват движения Vicon и силовые платформы.
- Участники выполняли подъём и опускание груза двумя способами:
- Squat — присед с попыткой удерживать нейтральное положение позвоночника
- Stoop — наклон вперёд с флексией позвоночника
Ключевое наблюдение
Несмотря на инструкции сохранять нейтральную спину, почти все участники демонстрировали флексию поясницы при приседании — в среднем около 70% от сгибания при наклоне, что совпадает с данными von Arx et al. (2021).
Основные результаты эксперимента
Деформация межпозвоночных дисков
- У 4 из 5 участников наклон (stoop) вызывал увеличение клиновидности диска до 90% по сравнению с приседанием, особенно на уровне L4/L5 (p = 0.042).
- У одного участника деформация была сопоставима при обеих техниках.
Фиброзное кольцо
- Переднее фиброзное кольцо при наклоне испытывало на 10–40% большее сжатие, чем при приседании (за исключением одного случая).
Углы флексии
- По данным von Arx et al. (2021):
- присед: 25.1 ± 8.2°
- наклон: 35.9 ± 10.1°
Плечо рычага
- При наклоне плечо внешней нагрузки было примерно на 35% длиннее, чем при приседании, что статистически значимо увеличивало момент нагрузки на позвоночник.
Принципиальный вывод
Значимая деформация дисков наблюдалась и при приседаниях, что опровергает представление о «нейтральной» и защитной позиции для позвоночника.
Данные других исследований
Внутридисковое давление (IDP)
- Zahari et al. (2017)
Максимальное IDP при физиологических нагрузках достигало ≈1.26 МПа (L1–L2), а на уровне L4–L5 увеличивалось примерно на 30% при флексии по сравнению с нейтральным положением. - Iencean (2000)
In vitro давление (RIP) в нейтральной позиции составляло 750–1300 кПа, а при передней флексии максимальное значение достигало 1177 кПа. Дегенерация дисков снижала порог разрыва. - Cunningham et al. (1997)
При передней флексии давление в соседних сегментах могло увеличиваться до 45%, тогда как в оперированном сегменте снижалось на 41–55%.
Нагрузка на фиброзное кольцо и его волокна
Экспериментальные и расчётные данные показывают, что решающим фактором является не само сгибание позвоночника и даже сочетание движений, а нагрузка которую могут выдержать ткани конкретного человека.
В работе Shirazi-Adl (1989) было показано, что при симметричном подъёме без скручиваний и боковых наклонов растяжение волокон фиброзного кольца составляло около 10%, то есть оставалось в пределах безопасной. Однако при добавлении бокового наклона и/или скручивания величина растяжения возрастала более чем до 20%, что превышает структурные пределы прочности волокон:
- начало разрушения — примерно 14%,
- полное разрушение — около 16%.
Иными словами, именно рост нагрузки сверх физиологических возможностей переводит диск из зоны нормальной механической работы в область потенциального повреждения.
Схожие выводы получены в биомеханических моделях Schmidt et al. (2007). Наибольшие смещения и растяжения волокон возникали в задне-боковой части фиброзного кольца при одновременном сгибании позвоночника и его скручивании или боковом наклоне, особенно при наличии осевой нагрузки. Эта зона соответствует наиболее частой клинической локализации межпозвонковых грыж.
Результаты исследований на живых людях подтверждают эти данные. В работе Byrne et al. (2019) с использованием динамической рентгенографии выявлена сильная зависимость между степенью сгибания поясничного отдела и величиной сдвиговых деформаций в сегментах L2–L5 (R² ≥ 0.80). Это указывает на закономерное перераспределение нагрузок внутри диска по мере увеличения амплитуды движения.
Сравнение техник подъёма
- von Arx et al. (2021)
При наклоне:- компрессионные нагрузки были ниже на 0.3–1.0 массы тела,
- но сдвиговые нагрузки — выше на 0.1–0.8 массы тела на уровнях T12/L1–L4/L5.
На уровне L5/S1 нагрузки, напротив, были ниже при наклоне.
То есть разный стереотип движения вызывает разные акценты нагрузки, но и то и другое нагружает диск.
Связь с болью и дегенерацией
- Метаанализы показывают, что флексия поясницы не связана с возникновением или сохранением боли в пояснице.
- МРТ-признаки дегенерации выявляются у бессимптомных людей:
- ~37% в 20 лет
- до 96% в 80 лет
Ключевые выводы
1. Флексия увеличивает нагрузку, но не является причиной травмы
Флексия повышает:
- деформацию дисков (до +90%),
- IDP (≈ +30%),
- деформации волокон (≈10–20%),
- оказывает смещающую нагрузку.
Однако эти значения ниже пороговых, зафиксированных в работах Iencean (2000) и Shirazi-Adl (1989).
2. Присед с прямой спиной не защищают от травм.
- Поясница сгибается (≈70% от stoop).
- Значительная деформация дисков присутствует при обеих техниках.
- Компрессионные нагрузки при приседе выше.
3. Наибольшая нагрузка при комбинации движений
Чем больше плоскостей, тем выше нагрузка, например флексия + ротация + боковое сгибание (Shirazi-Adl (1989) и Schmidt et al. (2007))
4. Индивидуальная биомеханика критична
Выраженная вариабельность между участниками показывает несостоятельность универсальных правил подъёма.
Итог
Совокупность данных (von Arx 2021; Zahari 2017; Iencean 2000; Shirazi-Adl 1989 и др.) показывает, что:
- позвоночник адаптивен, а не хрупок;
- сгибание поясницы — нормальная часть движения;
- решающими факторами риска являются нагрузки — объём, частота и контекст, а не сама флексия.
Список литературы:
- [1] A. Shirazi-Adl and M. Parnianpour, “Effect of changes in lordosis on mechanics of the lumbar spine-lumbar curvature in lifting,” Journal of Spinal Disorders, vol. 12, no. 5, pp. 436–447, Oct. 1999, doi: 10.1097/00002517-199910000-00015.
- [2] S. Wang, W. M. Park, Y. H. Kim, T. D. Cha, K. B. Wood, and G. Li, “In vivo loads in the lumbar L3-4 disc during a weight lifting extension.,” Clinical Biomechanics, vol. 29, no. 2, pp. 155–160, Feb. 2014, doi: 10.1016/J.CLINBIOMECH.2013.11.018.
- [3] R. N. Natarajan, S. Lavender, H. A. An, and G. Andersson, “Biomechanical response of a lumbar intervertebral disc to manual lifting activities: a poroelastic finite element model study.,” Spine, vol. 33, no. 18, pp. 1958–1965, Aug. 2008, doi: 10.1097/BRS.0B013E3181822742.
- [4] Mohammadi and Arjmand, “An artificial neural network to estimate detailed active-passive spinal loads during static lifting activities for a standardized anthropometry.,” Journal of biomechanics, 2026, doi: 10.1016/j.jbiomech.2025.113115.
- [5] S. Schmid, I. K. Quervain, and W. Baumgartner, “Intervertebral disc deformation in the lower lumbar spine during object lifting measured in vivo using indwelling bone pins,” Journal of Biomechanics, vol. 176, pp. 112352–112352, Sept. 2024, doi: 10.1016/j.jbiomech.2024.112352.
- [6] C. Kuo, H. Hu, R. Lin, K. Huang, and P. Lin, “Biomechanical analysis of the lumbar spine on facet joint force and intradiscal pressure-a finite element study”, [Online]. Available: https://link.springer.com/article/10.1186/1471-2474-11-151
- [7] A. Shirazi-Adl, “Strain in fibers of a lumbar disc. Analysis of the role of lifting in producing disc prolapse.,” Spine, vol. 14, no. 1, pp. 96–103, Jan. 1989, doi: 10.1097/00007632-198901000-00019.
- [8] M. Jäger and A. Luttmann, “Biomechanical analysis and assessment of lumbar stress during load lifting using a dynamic 19-segment human model,” Ergonomics, vol. 32, no. 1, pp. 93–112, Jan. 1989, doi: 10.1080/00140138908966070.
Москва 
