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Journal of Electromyography and Kinesiology 13 (2003) 371–379
Inestabilidad clínica espinal y dolor de espalda bajo
Manohar M. Panjabi ∗ Biomechanics Laboratory, Department of Orthopaedics and Rehabilitation, Yale University School of Medicine, New Haven, CT
06510, USA
Resumen
La inestabilidad Clínica es una causa importante del dolor de espalda bajo. Aunque haya alguna
controversia que concierne su definición, el más extensamente se cree que la pérdida de modelo
normal de movimiento espinal causa el dolor y/o la disfunción neurológica. El sistema de
estabilización de la espina puede ser dividido en tres subsistemas: (1) la columna vertebral; (2) los
músculos espinales; (y 3) la unidad de control de los nervios. Un número grande de los estudios de
biomecánica de la columna vertebral ha proporcionado la idea en el papel de varios componentes
de la columna vertebral en el suministro de la estabilidad espinal. La zona neutra fue encontrada
para ser un parámetro más sensible que la gama de movimiento en la documentación de los
efectos de desestabilización mecánica de la espina causada por la herida y la nueva estabilización
de la espina por la formación osteophyle, la fusión o la estabilización de músculo. Estudios clínicos
indican que el uso de fiador externo al segmento doloroso de la espina considerablemente puede
reducir el dolor. Los resultados de una simulación in vitro del estudio encontraron que esto era el
más probablemente la disminución en la zona neutra, que era responsable de la reducción de
dolor. Una hipótesis que relaciona la zona neutra para doler ha sido presentada. Los músculos
espinales proporcionan la estabilidad significativa a la espina como mostrado tanto por in vitro
experimentos como modelos matemáticos. Concernir el papel de sistema de control
neuromuscular, el balanceo de cuerpo aumentado ha sido encontrado en pacientes con el dolor
bajo trasero, indicando un sistema de control de músculo menos eficiente con la capacidad
disminuida de proporcionar la estabilidad necesaria espinal.
2003 Elsevier Science Ltd. All rights reserved.
1. Introducción al dolor de espalda bajo (LBP) es un problema médico común.
Hay una posibilidad del 50-70 % de una persona que tiene LBP el dolor durante su
vida, [3] con un predominio aproximadamente del 18 %. [28] En las sociedades
industrializadas, LBP es caro de presupuesto 15 dólares estimados a 50 mil
millones de dólares por año en los EE.UU. [2, 12, 25,44]. No conocen las causas
específicas para la mayor parte de LBP. Aunque la interacción negativa social (por
ejemplo, el descontento en el trabajo) haya sido encontrada para relacionarse con
LBP crónico, una parte significativa del problema es de origen mecánico. A
menudo es mencionada la inestabilidad clínica espinal [26].
La inestabilidad clínica espinal es polémica y no bien entendida. Blanco y Panjabi
definió la inestabilidad clínica de la espina como la pérdida de la capacidad de la
espina de mantener su modelo de desplazamiento bajo cargas fisiológicas así no
hay ninguna inicial o el déficit adicional neurológico, ninguna deformidad principal,
y ningún dolor de acción de incapacitar [46].
Los estudios realizados de manera apropiada clínicos de pacientes con el dolor de
espina y la inestabilidad documentada clínica sería ideal para probar esta
hipótesis. Sin embargo, realizando tales estudios es difícil. Los estudios
biomecánicos han proporcionado algún entendimiento importante y útil. Antes de
que nosotros vayamos más lejos, es provechoso de distinguir entre la inestabilidad
mecánica y la inestabilidad clínica. El antiguo define la inhabilidad de la espina de
llevar cargas espinales, mientras el éste incluye las consecuencias clínicas de
déficit neurológico y/o dolor.
La inestabilidad clínica de la espina ha sido estudiada en vivo desde 1944 cuando
Knutsson, usando radiografías funcionales, intentada para relacionar LBP con el
retro-desplazamiento de una vértebra durante la flexión [20]. Hubo varios estudios
similares durante los 50 años pasados, pero los resultados han sido confusos. En
asociación con la espalda o el dolor de cuello, algunos investigadores encontraron
el movimiento [7, 8, 11,21] aumentado, mientras que los otros encontrado el
movimiento [9, 19, 39,40] disminuido. Algunos motivos para las incertidumbres han
sido la variabilidad en los esfuerzos voluntarios del sujeta para producir el
movimiento espinal, la presencia de espasmo de músculo y dolor durante el
examen radiográfico, la carencia de control apropiado sujeta emparejado en la
edad y el género, y la exactitud limitada de en métodos vivo para medir el
movimiento.
Estos problemas, aunque no insuperable, son difíciles de resolverse en un ajuste
clínico.
El primer acercamiento sistemático al análisis de estabilidad mecánica de la
espina fue emprendido por nosotros usando un modelo biomecánico invitro de la
espina cervical [31,47]. Unidades frescas cadavéricas funcionales espinales (dos
vértebras adyacentes con interconectar disco, ligamentos, y las uniones de faceta,
pero desprovisto de musculatura) fueron cargadas en la flexión o la extensión, y
los elementos anatómicos (el disco, ligamentos, y las uniones de faceta) eran
transitada de la parte anterior a la espalda o de la espalda a la parte anterior.
Este estudio causó el desarrollo de una lista de comprobación para el diagnóstico
de inestabilidad de espina lumbar [46].
La lista de comprobación de espina lumbar usa varios elementos, como
parámetros biomecánicos, el daño neurológico y la carga esperada sobre la
espina (Tabla 1). Un sistema de valor de punto es usado determinar la estabilidad
clínica o la inestabilidad. Los elementos anteriores le incluyen el ligamento
posterior longitudinal y todas las estructuras anatómicas anteriores (dos puntos).
Los elementos posteriores son todo el trasero de estructuras anatómico al
ligamento posterior longitudinal (dos puntos). La traducción intervertebral (dos
puntos) es medida sobre la extensión de flexión o radiografías que descansan. La
rotación (dos puntos) es medida sobre radiografías de extensión de flexión o sobre
radiografías que descansan. Los elementos anteriores le incluyen el ligamento
posterior longitudinal y todas las estructuras anatómicas anteriores (dos puntos).
Los elementos posteriores son todo el trasero de estructuras anatómico al
ligamento posterior longitudinal (dos puntos). La traducción intervertebral (dos
puntos) es medida sobre la extensión de flexión o radiografías que descansan. La
rotación (dos puntos) es medida sobre radiografías de extensión de flexión o sobre
radiografías que descansan.
2. El sistema de estabilización espinal ha sido conceptuado que la columna
vertebral proporciona la estabilidad total mecánica de la columna vertebral, sobre
todo en condiciones dinámicas y bajo cargas pesadas, y los músculos con
precisión coordinados circundantes. Por consiguiente, el sistema de estabilización
espinal de la espina fue conceptuado por Panjabi para consistir en tres
subsistemas: columna vertebral que proporciona estabilidad intrínseca, músculos
espinales, rodeando la columna vertebral, proporcionando estabilidad dinámica, y
evaluación de unidad de control de los nervios y determinación de las exigencias
para estabilidad y coordinación la respuesta de músculo (el Higo 1) [32]. En
condiciones normales, los tres subsistemas trabajan en la armonía y proporcionan
la estabilidad necesaria mecánica. Varios componentes de la columna vertebral
generan la información de transductor sobre el estado mecánico de la espina,
como la posición, la carga y el movimiento de cada vértebra, en una manera
dinámica. La unidad de control de los nervios calcula la estabilidad necesaria y
genera el modelo de músculo apropiado, para cada caso.
3. La columna vertebral
Los estudios Biomecánicos en condiciones controladas de laboratorio han
proporcionado alguna idea en el papel de componentes de columna vertebral (el
disco, ligamentos y facetas) en el suministro de la estabilidad espinal. La curva de
desplazamiento de carga a menudo es usada como una medida de las
propiedades físicas de la columna vertebral o cualquier otra estructura. La curva
puede ser lineal o no lineal. En estructuras artificiales, como una primavera de
acero, la curva de desplazamiento de carga es a menudo lineal, p. ej. la
proporción de la carga aplicada y el desplazamiento producido es constante. Tal
curva puede ser representada por un valor solo, a saber la cuesta de la línea, que
representa la rigidez de la estructura. Al contrario la curva de desplazamiento de
carga de la espina es no lineal.
(Si no fuera, entonces no habrá una gama sola de movimiento! En cambio, el
movimiento seguirá aumentando carga).
Tabla 1 Lista de comprobación para el diagnóstico de inestabilidad clínica en la espina lumbar. Un
total de valor de punto de 5 o más indica la inestabilidad clínica
Figura 1. El sistema de estabilización espinal. Puede ser pensado, consistiendo en tres
subsistemas: columna vertebral; músculos que rodean la espina; y el motor controla la unidad. La
columna vertebral lleva las cargas y proporciona la información sobre la posición, el movimiento, y
las cargas de la columna vertebral. Esta información es transformada en la acción por la unidad de
control. Los músculos proporcionan la acción, que debe tener la columna vertebral en cuenta, pero
también los cambios dinámicos de la postura espinal y cargas. (Reproducido con permiso de
Panjabi [51].)
Muestran una curva de desplazamiento de carga esquemática de un segmento
espinal para la flexión y el movimiento de extensión en (la fig. 2A). Como visto,
esto es una curva no lineal. La espina es flexible en cargas bajas y se pone rígido
con la carga creciente. La cuesta de la línea (la rigidez de la espina) varía con la
carga. Este comportamiento no suficientemente es representado por un valor de
rigidez solo. Hemos sugerido que al menos dos parámetros sean usados: gama de
movimiento (memoria sólo de lectura) y zona neutra (NZ). [34] el NZ es aquella
parte de la memoria sólo de lectura dentro de la cual hay resistencia mínima al
movimiento intervertebral. [33] Para el objetivo de visualización, la carga - la curva
de desplazamiento puede ser descrita por usando una analogía: una pelota en un
tazón (la fig. 2B). La curva de desplazamiento de carga es transformada en un
tazón por tirando la parte de extensión de la curva alrededor del eje de
desplazamiento. En este tazón, colocamos una pelota. La pelota se mueve
fácilmente dentro del NZ (la base del tazón) pero requiere que el esfuerzo mayor
lo mueva en las regiones externas de la memoria sólo de lectura (los lados más
escarpados del tazón). La forma del tazón indica la estabilidad espinal. Un tazón
más profundo, como un cristal de vino, es una representación de una espina más
estable, mientras un tazón más bajo, como un plato de sopa, representa una
espina menos estable (Fig. 3). Esta analogía " la pelota en un tazón " será usada
más tarde explicar una nueva hipótesis de LBP.
Experimentos temprano in vitro que usan unidades funcionales espinales y la
carga axial compresiva mostraron que una herida al disco no cambió sus
propiedades mecánicas [24]. Sin embargo, en estudios posteriores, la parte de
enfrente fue encontrada para ser verdadera [14,35]. La diferencia entre los
estudios está principalmente en la dirección de la carga de uso. La carga de
compresión, aunque clínicamente significativo, no es la única carga vista por la
espina durante las actividades de vida diaria. En los estudios últimos, la respuesta
de la unidad funcional espinal, antes y después de que las heridas de disco,
fueron medidas en la acción de seis momentos: flexión, extensión, rotaciones
izquierdas y derechas axiales, y doblamientos izquierdos y derechos laterales.
Para cada una de estas cargas, el movimiento tridimensional intervertebral fue
medido. Panjabi y socios encontró cambios significativos del comportamiento
espinal después tanto annulus como heridas de núcleo [35] (el Fig. 4).
Todos los componentes de la columna vertebral: el disco intervertebral, ligamentos
espinales y uniones de faceta, contribuyen a la estabilidad espinal, en el grado que
varía.
Fig. 2. Curva de desplazamiento de carga. (A) el segmento de Espina sujetado a la flexión y cargas
de extensión expone una curva de desplazamiento de carga no lineal, indicando una relación que
se cambia entre la carga aplicada y los desplazamientos producidos. La adición de parámetros NZ,
representando la flojedad del segmento de espina alrededor de la posición neutra, al parámetro de
memoria sólo de lectura mejor describe la no linealidad de las características espinales. (B) una
pelota en un tazón es un análogo gráfico de la curva de desplazamiento de carga.
Fig. 3. Estabilidades diferentes. Usando la analogía de una pelota-en-tazón para representar la
curva de desplazamiento de carga de la espina (Fig. 2), una copa de champán profunda y un plato
(una placa) de sopa bajo representan un más y una espina menos estable respectivamente.
Fig. 4. Los efectos de herida de disco. Tres estados del disco fueron investigados: intacto, con
herida annulus sobre lado izquierdo, y después de retiro del núcleo. Las pruebas de inestabilidad
fueron conducidas usando los momentos puros de flexión, extensión, el doblamiento derecho
lateral, dejados (abandonados) el doblamiento lateral, la rotación izquierda, y la rotación derecha.
El diagrama de barras muestra los movimientos principales para el intacto y dos heridas debido a
cada una de las seis cargas fisiológicas. Annulus la herida con el retiro de núcleo produjo cambios
mayores que la herida annulus sola. Los cambios máximos absolutos fueron vistos en la flexión y
dejados (abandonados) el doblamiento lateral. Sobre los cambios de porcentaje, esto era la
rotación axial que expuso el mayor efecto de la herida de disco.
En un estudio de unidades lumbares funcionales espinales, el espécimen fue
cargado en la flexión o en la extensión, mientras los ligamentos eran transitados
secuencialmente de la parte anterior o de la parte anterior a la espalda [42]. Los
cambios de pasar del movimiento intervertebral fueron medidos. En la carga de
flexión y el trasero al recorte anterior, había aumentos de movimiento
incrementales con el movimiento significativo residual después de la sección
transversal de unión de faceta. En carga de extensión anterior al recorte de
trasero, una deformación significativa residual fue encontrada después de que la
mitad anterior del disco fue cortada. Las uniones de faceta llevan axial y esquilan
cargas, y ellos ayudan a limitar la rotación intervertebral axial en la espina lumbar
a aproximadamente 2 ° al uno o el otro lado. Este pequeño movimiento es el
resultado de dos factores: las superficies sumamente congruentes conjuntas del
acoplamiento facetas inferiores y superiores, y el disco intervertebral. Ha sido
mostrado en varios experimentos, que comienzan con aquellos de Farfan y socios,
[10] que la sección transversal completa de las facetas considerablemente
aumenta la rotación axial. Sin embargo, los efectos de las transacciones parciales
de las facetas - un procedimiento común clínico, no han sido estudiados
extensivamente. Usando unidades frescas humanas cadavéricas funcionales
espinales, los efectos de vasectomía clasificada sobre los movimientos de la
espina fueron estudiados [1]. Pruebas de flexibilidad multidireccionales fueron
realizadas cuando intacto y después de cada una de cinco heridas:
1. sección transversal supra-espinoso y ligamentos infra-espinosos;
2. vasectomía izquierdo unilateral intermedio;
3. vasectomía bilateral intermedia;
4. vasectomía unilateral total izquierda; y
5. vasectomía bilateral total.
Los cambios de la memoria sólo de lectura y la importancia estadística en la Tabla
2. Las conclusiones principales eran aquella sección transversal del supra-
espinoso y ligamentos infra-espinosos no afectaron el movimiento de espina
lumbar. Sin embargo, vasectomía unilateral intermedio aumentó la flexión, la
vasectomía total de un lado aumentó la rotación axial al lado de enfrente, y
vasectomía completa aumentó la rotación axial a ambos lados. La extensión y
movimientos de doblamiento laterales no mostraron aumentos significativos por
cualquiera de las heridas.
No es difícil de ver que los estudios que cortan componente de la columna
vertebral, como antes descrito, son artificiales en el sentido que en una situación
de vida verdadera un componente individual espinal raras veces es solo
perjudicado. En una herida real, varios componentes anatómicos de la columna
vertebral son perjudicados, pero a grados que varían. Las primeras heridas
espinales son realmente simuladas por experimentos in vitro que eran fracturados.
Usando una variedad de segmentos de espina lumbares, de dos vértebras a cinco
vértebras, la compresión y fracturas de explosión eran producidas en los
laboratorios [38,41,48]. En estudios posteriores, además de la producción de
realista fracturas clínicamente relevantes, inestabilidades multidireccionales fueron
estudiadas para documentar la severidad de la herida. Sin embargo, las heridas
creídas ser comúnmente asociado con LBP son el ligamento incompleto y heridas
de disco. En un primer estudio de esta clase, usando las unidades funcionales
espinales de porcinos, el inicio y la progresión de inestabilidad espinal, como
consecuencia del trauma creciente sin fracturas gruesas, fueron estudiados [30].
Basado en la misma idea, la inestabilidad multidireccional fue investigada en
especímenes humanos thoracolumbar. [36] las conclusiones principales de estos
estudios de heridas de ligamentos in vitro eran: el trauma simple, como la
compresión axial, afecta la inestabilidad multidireccional de la columna vertebral; y
el NZ aumentó a un grado mayor que la memoria sólo de lectura (ROM).
Tabla 2 gamas Medias de movimiento (desviaciones estándar) en grados en 8 Nm durante cada
uno de los seis tipos de momentos para el intacto y la unidad de la herida funcional espinal
En resumen, el papel que se estabiliza de varios componentes de la columna
vertebral ha sido estudiado por simulando heridas en los laboratorios
biomecánicos y determinando los efectos sobre el NZ y la memoria sólo de lectura
del espécimen espinal. La razón de la abundancia de este trabajo experimental es
no necesariamente debida a la importancia mayor de la columna vertebral en
problemas LBP, pero más probablemente, debida a las dificultades en el estudiar
otros dos componentes del sistema de estabilización espinal, a saber los músculos
espinales y la unidad de control de los nervios.
4. Los músculos espinales la importancia de se entromete estabilizando la
columna vertebral son bastante obvios cuando un corte transversal (una muestra)
del cuerpo humano es visto en el nivel lumbar (Fig. 5). No sólo es el área total de
los cortes transversales (de las muestras) de los numerosos músculos que rodean
la columna vertebral mucho más grande que el área de la columna vertebral, pero
los músculos tienen brazos de palanca considerablemente más grandes que
aquellos del disco intervertebral y ligamentos. Los músculos proporcionan la
estabilidad mecánica a la columna vertebral. Euler, un científico suizo, teorías
desarrolladas matemáticas para calcular la carga que lleva capacidad de
columnas derechas delgadas en 1744 [45].
Fig. 5. Muestra de un corte transversal de la espina lumbar. Note que el área total
cuadriculada de los músculos espinales es bastante mayor que él de la columna vertebral.
Esto, la carga supuesta crítica de una columna, fue definido como el peso mínimo,
colocado sobre la cima de la columna, que haría que ello se torciera (Fig. 6A).
Según esta teoría, la carga crítica directamente es relacionada con la rigidez de la
columna. Si la columna fuera más gruesa (la rigidez más alta), la carga crítica será
más alta, y la columna estaría de pie y permanecería estable (Fig. 6B).
Si la columna es hecha más delgada (la rigidez inferior), entonces la columna se
torcerá (Fig. 6C). La carga crítica para la columna vertebral lumbar ha sido
determinada para ser la California 90 N o 20 libras. [6] Esto es mucho más
pequeño que el estimado en las cargas vivo espinales de 1500 N y encima [de 27].
Esta diferencia entre el in vitro y en cargas de vivo puede ser explicada sólo en la
base que el acto de músculos como el tipo alambra en ponerse rígido la espina y,
así, el aumento de su carga crítica y estabilidad (el Higo 6o).
El papel que se estabiliza de los músculos espinales fácilmente no puede ser
estudiado por la medida EMG de los músculos solos. La grabación EMG de un
músculo indica la actividad eléctrica del músculo, pero no proporciona una medida
cuantitativa de la fuerza de músculo. Más lejos, muchos de los músculos
espinales, músculos p.ej. profundos, los estabilizadores supuestos, son difíciles de
alcanzar. A causa de estas dificultades de medir fuerzas de músculo en vivo, dos
accesos han sido seguidos. Primero, modelos in vitro han sido diseñados para
simular los efectos de fuerzas de músculo. Segundo, modelos matemáticos han
sido desarrollados para simular matemáticamente la columna vertebral y el rodeo
de músculos espinales.
En un estudio in vitro, Panjabi y compañeros de trabajo usó especímenes de
espina frescos cadavéricos humanos lumbares de dos vértebras y midió la
flexibilidad multidireccional antes y después de varias heridas de severidad
creciente [37]. Después de cada herida, fuerzas de músculo simuladas (el máximo
60 N) fue aplicado al proceso espinoso, dirigidos anteriormente e inferiormente las
conclusiones principales en la carga de flexión eran: reducido el NZ a su cerca del
valor intacto mientras la memoria sólo de lectura permaneció considerablemente
más grande que el intacto.
1. las heridas aumentaron el NZ y la memoria sólo de lectura; y
2. después de la herida más severa, 60 fuerza de músculo de N
Fig. 6. Abrochamiento de una columna que lleva una carga. (A) una columna con una carga crítica
está en el borde de abrochamiento o inestabilidad. (B) una columna más tiesa es estable. (C) una
columna más flexible es inestable. (D) la columna inestable puede ser estabilizado de nuevo por
añadiendo cables de tipo.
Supusimos que este comportamiento diferencial del NZ y la memoria sólo de
lectura probablemente indicó que el papel de las fuerzas de músculo en la
estabilización de una columna vertebral herida debía, ante todo, disminuir el NZ.
Esta hipótesis NZ tiene que ser validada por otro in vitro y en estudios de vivo.
Cholewicki y McGill desarrollaron un modelo comprensivo matemático para
estimar la estabilidad mecánica de la espina humana lumbar en vivo, teniendo en
cuenta la carga externa sobre el cuerpo y las señales de EMG de varios músculos
[5]. El modelo consistió en cinco vertebrado rígido, la caja torácica, la pelvis y 90
fascículos de músculo. Cada unión intervertebral tenía tres grados rotatorios de
libertad con características de desplazamiento de carga no lineales.
Un joven, sano sujeta fueron probados realizando una variedad de tareas que
implican la flexión de tronco, la extensión, el doblamiento lateral, y torcer. La
estabilidad espinal, producida sobre todo por los músculos, estaba en la
proporción a las demandas colocadas sobre la espina. Una carga grande externa
reclutó muchos músculos que proporcionan la estabilidad mayor. La parte de
enfrente era verdadera para una más pequeña carga externa. Por lo tanto, si el
sistema es desafiado por un aumento repentino de la carga externa, p.ej. un paso
de señorita o un movimiento torpe espinal, entonces la espina puede ser en
peligro para la herida mientras ligeramente cargado.
5. La unidad de control
No conocen la etiología de LBP en la mayor parte de pacientes, como mencionado
antes. Puede ser supuesto que un cierto porcentaje de estos pacientes puede
tener el control de neuromuscular sub-óptimo, sobre todo en condiciones
dinámicas.
Unos estudios expresamente han mirado este aspecto de LBP. En uno de los
primeros estudios de esta clase, el balanceo del centro de gravedad del cuerpo en
pacientes con el canal espinal estenosis fue determinado [16]. Los pacientes
fueron desafiados para entrenarse hasta que claudicación ocurriera, y fueron
probados antes y después de la claudicación. Había aumentos de las medidas de
balanceo de cuerpo después de la claudicación. En otro estudio, el balanceo de
cuerpo fue comparado entre adultos de mediana edad con la disfunción baja
trasera y aquellos sin la historia de LBP [4]. Los dos grupos fueron probados por
realizando ocho tareas de dificultad creciente, del más simple - para estar de pie a
ambos pies sobre una superficie estable con ojos abiertos, al más difícil - para
estar de pie sobre un pie sobre una superficie inestable con ojos cerrados (Fig. 7).
En la realización de la tarea más difícil, el balanceo de cuerpo era
considerablemente mayor en los pacientes comparados a los mandos. En un
estudio reciente, resultados similares fueron encontrados: la postura de una pie
era la prueba más sensible para distinguir a pacientes LBP de los mandos; y los
pacientes LBP tenían el equilibrio (saldo) más pobre [22].
Fig 7. Balanceo de cuerpo y LBP. Dos grupos de sujetan, LBP a pacientes y el control sujeta,
fueron estudiados para su balanceo de cuerpo realizando tareas " una h " de dificultad creciente.
Los pacientes LBP tenían el balanceo considerablemente mayor comparado a las normales en las
dos tareas más difíciles. (Basado en Byl y Sinnott [4].)
En este momento, no conocen la etiología para este tipo de disfunción de control
de músculo.
Recuerde que el sistema de estabilización espinal funciona cambiando la
activación del músculo modelo en respuesta a las señales del mecano-receptor de
tejido ligamentos vía la unidad de control (Fig. 1) [32]. Recientemente, varios
estudios apasionantes de animales han sido presentados, lo que ha intentado
entender mejor esta relación importante entre las señales del mecano-receptor y el
modelo de activación del músculo para-espinal. En el primer estudio de este tipo
usa un porcino de modelo, Indahl y sus compañeros de trabajo estimularon
eléctricamente el annulus lateral en un nivel y encontró una respuesta en el
multifidus en múltiples niveles [17], mientras el estímulo de la cápsula de unión de
faceta activó sólo los músculos en el nivel estimulado. La relación de músculo de
ligamento fue encontrada para ser modulado por la inyección de unión de faceta.
La respuesta de músculo se disminuyó con la inyección tanto de lidocaine [17]
como de la salina fisiológica [18]. Solomonow y sus socios fomentaron el modelo
usando estímulos mecánicos [43,50]. Ellos usaron un modelo felino y estiraron el
ligamento supraspinous, supervisando el EMG de multifidus. Ellos encontraron
una respuesta de reflejo en el músculo del ligamento. Estas observaciones pueden
explicar el espasmo del músculo visto en pacientes después de una herida de
ligamentos.
La actividad EMG de los músculos (felino multifidus) disminuido debido a
estiramiento del ligamento para duración prolongada así como por estiramiento
cíclico [13,49, 50].
Basado sobre estas conclusiones, habría que evitar la duración larga de
actividades repetidoras como esto puede disminuir la estabilidad de músculo y, por
lo tanto, la espina puede hacerse propensa a la herida.
6. Una hipótesis de dolor, haga señas y la estabilización
Basado en la definición de inestabilidad clínica espinal presentada antes, la
hipótesis de inestabilidad asume una relación entre el movimiento anormal
intervertebral LBP. El corolario a esta hipótesis es que una disminución en el
movimiento intervertebral en un paciente con LBP puede causar el dolor reducido.
De hecho, esto es la base para tratamientos bajos traseros que implican la fusión
quirúrgica, el refuerzo del músculo y el entrenamiento de control del músculo.
Condujimos un experimento de biomecánica para probar esta hipótesis [38].
Fixator externo para la espina lumbar, con la intención de estabilizar una fractura
espinal en un paciente que usa fixator externo ha sido desarrollado [23]. Este
dispositivo de fijación fue usado producir la fusión instantánea para el objetivo de
diagnóstico de inestabilidad espinal en pacientes con LBP [29]. La hipótesis era
que la disminución en el movimiento, causado por el uso de fixator externo,
conduciría a una disminución en el dolor y, por lo tanto, esto ayudaría a identificar
el nivel espinal que causa el dolor. Esta idea más tarde fue adaptada a la espina
cervical por desarrollando pequeño fixator externo que conectó la espina cervical
vía Cables de k taladrados en las masas laterales [15]. Cuando el nivel
responsable del dolor fue estabilizado por el uso de fixator externo,
considerablemente redujeron (obligaron) el dolor. Inventamos un estudio de
biomecánica in vitro, usando especímenes de espina frescos cadavéricos
cervicales, simular los aspectos mecánicos del empleo de fixator externo en la
situación clínica [38]. El objetivo de nuestro estudio era de contestar varias
preguntas interesantes. ¿El uso del fixator, vía Cables de k delgados(finos),
reduce el movimiento intervertebral? ¿La dirección de reducción de movimiento
era específica? ¿Cuál parámetro fue más afectado por la fijación, el NZ o la
memoria sólo de lectura? Los resultados del estudio mostraron que la memoria
sólo de lectura para la flexión, la extensión, el doblamiento lateral, y la rotación
axial se disminuyó en el 40 %, el 27 %, el 32 % y el 58 %, respectivamente,
cuando fixator externo fue aplicado (el Higo 8). El NZ se disminuyó a un grado
mayor:
El 76 %, el 76 %, el 54 % y el 69 %, respectivamente. Así, por regla general, la
memoria sólo de lectura se disminuyó en el 39.3 % mientras el NZ se disminuyó
en el 68.8 % después del uso de fixator externo. ¿Qué significa esto?
Fig. 8. Control postural y LBP. Las disminuciones en la memoria sólo de lectura normalizada y NZ
en una espina cervical segmentan debido al uso de fixator externo en aquel nivel. Note
disminuciones mayores en NZ comparado a la memoria sólo de lectura (Reproducido con el
permiso de Panjabi et al. [52].)
Fig 9. Hipótesis para relacionar movimiento doler. Un representar de análogo " pelota en un tazón "
la hipótesis de dolor de movimiento. (A) espina de Control con NZ dentro de dolor la zona franca.
(B) la espina Dolorosa tiene NZ mayor la traída del dolor la zona franca dentro de ello. (C) la espina
Estabilizada ha disminuido NZ, y por lo tanto es sin dolor.
Usando la analogía " la pelota en un tazón " de la curva de desplazamiento de
carga, el estable (el dolor libre), la espina inestable (dolorosa) y re-estabilizada (el
dolor libre) puede ser representada (Fig. 9). Considere a una persona sin el dolor
de espina. Él/ella tiene NZ normal y memoria sólo de lectura. La pelota mueve
libremente dentro del dolor la zona franca (Fig. 9A). Cuando una herida ocurre, un
componente de columna vertebral, como el ligamento capsular, puede ser
perjudicada y hay dolor. El movimiento anormal también puede ocurrir debido a
cambios degenerativos.
En el uno o el otro caso, el NZ es aumentado, y los movimientos de pelota
libremente sobre una distancia más grande, más allá del dolor la zona franca (Fig.
9B). El sistema de estabilización espinal reacciona para activamente disminuir el
NZ vía la activación de los músculos o por ponerse rígido adaptable de la columna
vertebral con el tiempo, p.ej. la formación de osteolitos (Fig. 9C). El sistema
también puede ser estabilizado por la fusión quirúrgica, el refuerzo de músculo y el
reciclaje del sistema de control neuromuscular. En la analogía, la pelota ahora es
anclada, y la espina es otra vez sin dolor.
Note que la hipótesis que describe las interacciones entre el NZ, el dolor y el
estado espinal (la herida y la nueva estabilización) es improbada. Estas ideas
deben ser probadas y validadas por futuros estudios clínicos.
Referencias
[1] K. Abumi, M.M. Panjabi, K.M. Kramer, et al. Biomechanical evaluation of lumbar spine stability
after graded facetectomies,
Spine 15 (1990) 1142–1147.
[2] G.B.J. Anderson, M.H. Pope, J.W.E. Frymoyer, Epidemilogy, in:
M.H. Pope, J.W. Frymoyer, G. Andersson (Eds.), Occupational
Low Back Pain, Praeger, New York, 1984, pp. 101–114.
[3] F. Biering-Sorensen, (Low ) back trouble in a general population of 30-, 40-, 50-, and 60-year-old
men and women: Study design, representativeness and basic results, Dan Med Bull 29 (1982)
289–299.
[4] N.N. Byl, P.L. Sinnott, Variations in balance and body sway in middle-aged adults: Subjects with
healthy backs compared with subjects with low-back dysfunction, Spine 16 (1991) 325–330.
[5] J. Cholewicki, S.M.M. McGill, echanical stability of the in vivo lumbar spine: Implications for
injury and chronic low back pain,
Clin Biomech 11 (1996) 1–15.
[6] Crisco JJ. The biomechanical stability of the human spine: experimental and theoretical
investigations. Dissertation, Yale University,
New Haven, CT, 1989.
[7] J. Dvorak, J.A. Antinnes, M. Panjabi, et al. Age and gender related normal motion of the cervical
spine, Spine 17 (suppl. 10)
(1992) S393–S398.
[8] J. Dvorak, M.M. Panjabi, D. Grob, et al. Clinical validation of functional flexion/extension
radiographs of the cervical spine,
Spine 18 (1993) 120–127.
[9] J. Dvorak, M.M. Panjabi, J.E. Novotny, et al. Clinical validation of functional flexion-extension
roentgenograms of the lumbar
spine, Spine 16 (1991) 943–950.
[10] H.F. Farfan, J.W. Cossette, G.H. Robertson, et al. The effects of torsion on the lumbar
intervertebral joints: The role of torsion in the production of disc degeneration, J Bone Joint Surg
52A
(1970) 468–497.
[11] O. Friberg, Lumbar instability: a dynamic approach by traction compression radiography, Spine
;12 12 (1987) 119–129.
[12] J.W. Frymoyer, M.H. Pope, J.H. Clements, et al. Risk factors in low-back pain: An
epidemiological survey, J Bone Joint Surg
65A (1983) 213–218.
[13] U. Gedalia, M. Solomonow, B.H. Zhou, et al. Biomechanics of increased exposure to lumbar
injury caused by cyclic loading.
Part 2. Recovery of reflexive muscular stability with rest, Spine
24 (1999) 2461–2467.
[14] V.K. Goel, S. Goyal, C. Clark, et al. Kinematics of the whole lumbar spine: effect of discectomy,
Spine 10 (1985) 543–554.
[15] D. Grob, J. Dvorak, M.M. Panjabi, et al. External fixator of the cervical spine: a new diagnostic
tool, Unfallchirurg 96 (1993)
416–421.
[16] K. Hanai, K. Ishii, H.S. Nojiri, way of the center of gravity in patients with spinal canal stenosis,
Spine 13 (1988) 1303–1307.
[17] A. Indahl, A. Kaigle, O. Reikeras, S. Holm, Electromyographic response of the porcine
multifidus musculature after nerve stimulation,
Spine 20 (1995) 2652–2658.
[18] A. Indahl, A.M. Kaigle, O. Reikeras, et al. Interaction between the porcine lumbar intervertebral
disc, zygapophysial joints, and
paraspinal muscles, Spine 22 (1997) 2834–2840.
[19] G.N. Klein, A.F. Mannion, M.M. Panjabi, J. Dvork, Trapped in the neutral zone: another
symptom of whiplash-associated disorders?,
Eur Spine J 10 (2) (2001) 141–148.
[20] F. Knutsson, The instability associated with disk degeneration in the lumbar spine, Acta Radiol
25 (1944) 593–609.
[21] T.R. Lehmann, R.A. Brand, Instability of the lower lumbar spine, Orthop Trans 7 (1983) 97.
[22] S. Luoto, H. Aalto, S. Taimela, et al. One-footed and externally disturbed two-footed postural
control in patients with chronic low back pain and healthy control subjects, Spine 23 (1998) 2081–
2089.
[23] F.E. Magerl, External skeletal fixation of the lower thoracic and lumbar spine, in: H.K. Uhthoff,
E. Stahl (Eds.), Current concepts of external fixation of fractures, Springer-Verlag, Berlin, 1982,
pp. 353–366.
[24] K.L. Markolf, J.M.T. Morris, he structural components of the intervertebral disc: a study of their
contributions to the ability of the disc to withstand compressive forces, J Bone Joint Surg 56A
(1974) 675–687
[25] A. Morris, Identifying workers at risk to back injury is not guesswork, Occup Health Saf 54
(1985) 16–20.
[26] A.L. Nachemson, Advances in low-back pain, Clin Orthop 200
(1985) 266–278.
[27] A. Nachemson, J.M. Morris, In Vivo measurements of the intradiscal pressure: discovery, a
method for the determination of pressure in the lower lumbar discs, J Bone Joint Surg 46A (1964)
1077–1092.
[28] S.Z. Nagi, L.E. Riley, L.G. Newby, A social epidemiology of back pain in a general population, J
Chron Dis 26 (1973) 769–779.
[29] S. Olerud, L. Sjo¨stro¨m, G. Karlstrom, et al. Spontaneous effect of increased stability of the
lower lumbar spine in cases of severe chronic back pain: the answer to an external transpeduncular
fixation test, Clin Orthop 203 (1986) 67–74.
[30] T.R. Oxland, M.M. Panjabi, The onset and progression of spinal injury: a demonstration of
neutral zone sensitivity, J Biomech 25
(1992) 1165–1172.
[31] M.M. Panjabi, A.A.I. White III, R.M. Johnson, Cervical spine mechanics as a function of
transection of components, J Biomech 8 (1975) 327–336.
[32] M.M.T. Panjabi, The stabilizing system of the spine. Part I. Function, dysfunction, adaptation,
and enhancement, J Spinal Disord
5 (1992) 389–390.
[33] M.M. Panjabi, The stabilizing system of the spine. Part II. Neutral zone and instability
hypothesis, J Spinal Disord 5 (1992) 390–397.
[34] M.M. Panjabi, V.K. Goel, K. Takata, Physiologic strains in lumbar spinal ligaments: an in vitro
biomechanical study, Spine 7
(1982) 192–203.
[35] M.M. Panjabi, M.H. Krag, T.Q. Chung, Effects of disc injury on mechanical behavior of the
human spine, Spine 9 (1984) 707–713.
[36] M.M. Panjabi, T.R. Oxland, R.M. Lin, et al. Thoracolumbar burst fracture: a biomechanical
investigation of its multidirectional flexibility, Spine 19 (1994) 578–585.
[37] M. Panjabi, K. Abumi, J. Duranceau, et al. Spinal stability and intersegmental muscle forces: a
biomechanical model, Spine 14
(1989) 194–200.
[38] M.M. Panjabi, C. Lydon, A. Vasavada, et al. On the understanding of clinical instability, Spine
19 (1994) 2643–2650.
[39] M. Pearcy, I. Portek, J. Shepherd, The effect of low-back pain on lumbar spinal movements
measured by three-dimensional Xray analysis, Spine 10 (1985) 150–153.
[40] M. Pearcy, J. Shepherd, Is there instability in spondylolisthesis?,
Spine 10 (1985) 175–177.
[41] O. Perey, Fracture of the vertebral end-plate in the lumbar spine: an experimental
biomechanical investigation, Acta Orthop Scand
25 (suppl) (1957) 1–101.
[42] I. Posner, A.A.I. White III, W.T. Edwards, et al. A biomechanical analysis of the clinical stability
of the lumbar and lumbosacral spine, Spine 7 (1982) 374–389.
[43] M. Solomonow, B.H. Zhou, M. Harris, et al. The ligamento-muscular stabilizing system of the
spine, Spine 23 (1998) 2552–2562.
[44] D.M. Spengler, S.J. Bigos, N.A. Martin, et al. Back injuries in industry: A retrospective study. I.
Overview and cost analysis,
Spine 11 (1986) 241–245.
[45] S.P. Timoshenko, J.M. Gere (Eds.), Mechanics of materials, Van Nostrand Reinhold, New
York, 1972.
[46] A.A. White, M.M. Panjabi (Eds.), Clinical biomechanics of the spine, 2nd ed, JB Lippincott,
Philadelphia, PA, 1990.
[47] A.A. White III, R.M. Johnson, M.M. Panjabi, et al. Biomechanical analysis of clinical stability in
the cervical spine, Clin Orthop 109 (1975) 85–96.
[48] J. Willen, S. Lindahl, L. Irstam, et al. The thoracolumbar crush fracture: an experimental study
on instant axial dynamic loading. The resulting fracture type and its stability, Spine 9 (1984) 624–
631.
[49] M. Williams, M. Solomonow, B.H. Zhou, et al. Multifidus spasms elicited by prolonged lumbar
flexion, Spine 25 (2000)
2916–2924.
[50] M. Solomonow, R.V. Baratta, B.H. Zhou, E. Burger, A. Zieske,
A. Gedalia, Muscular dysfunction elicited by creep of lumbar viscoelastic tissues, J Electromyogr
Kinesiol 13 (2003).
[51] M.M. Panjabi, The stabilizing system of the spine. Part I. Function, dysfunction, adaptation, and
enhancement, J Spinal Disord 5 (1992) 383–389.
[52] M.M. Panjabi, C. Lydon, A. Vasavada, et al. On the understanding of clinical instability, Spine
19 (1994) 2642–2650.
Manohar M. Panjabi obtuvo su grado de estudiante en la ingeniería mecánica del
Colegio Birla de Ingeniería, Pilani, India, y su grado PhD en el diseño de máquina
de la Universidad Chalmers de Tecnología, Gothenburg, Suecia. Él ha sostenido
varias posiciones de facultad en la Universidad Yale. Él es actualmente un
profesor en los Departamentos de Ortopedia y Rehabilitación, y la Ingeniería
Mecánica, el director de Laboratorio de investigación Biomecánica.
Su interés de investigación se fija en la espina humana, sobre todo el
entendimiento básico de su función, heridas y problemas clínicos, que pueden ser
dirigidos con ventajas con los instrumentos biomecánica.
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