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.