Figura 1. Estructura de la columna vertebral
Fuente: imagen adaptada del sitio Fissioterapia: http://fissioterapia.blogspot.com/2012/05/la-columna-vertebralraquis.html (fecha de actualización: agosto 20 de 2014).
La columna vertebral humana es el principal soporte del cuerpo y elemento protector del sistema nervioso. Esta debe conciliar entre dos condiciones mecánicas contradictorias: la rigidez y la flexibilidad. La rigidez es provista por las vértebras, los ligamentos y la musculatura y la flexibilidad por los discos intervertebrales. Los discos intervertebrales son las estructuras blandas localizadas entre cada par de vertebras, los cuales tienen una alta capacidad para deformarse y actuar como un amortiguador. Cada disco intervertebral consiste en un anillo fibroso y una masa central gelatinosa llamada núcleo pulposo. El diseño mecánico de la columna vertebral está plenamente adaptado para brindar un excelente funcionamiento durante una parte importante de la vida de los individuos; no obstante, en muchos casos se generan patologías que afectan negativamente la calidad de vida de las personas.
El riesgo de lesión y la presencia de dolor en la columna se suelen deber a efectos mecánicos como la concentración de esfuerzos en los tejidos. Las posturas lordóticas incrementan las cargas sobre el disco intervertebral y las articulaciones interapofisiarias, por lo que son sitios susceptibles de lesión [1]. Las altas cargas compresivas y prolongadas reducen el volumen y la presión en el núcleo pulposo, incrementando el esfuerzo en el anillo y el arco neural, lo cual reduce la altura del disco intervertebral y causa la distensión de las fibras de colágeno en el disco y los ligamentos. Mecanismos similares ocurren con los cambios degenerativos en el disco intervertebral, que lo hacen más susceptible de lesión [1, 2]. Las causas del dolor de espalda a menudo no son claras y pueden variar de un paciente a otro. Se estima que el 75 % de los casos están asociados con la degeneración del disco intervertebral lumbar [3].
En todo el mundo, la prevalencia de patologías lumbares y los costos asociados son altos. Por ejemplo, más de cinco millones de estadounidenses sufren de dolor de espalda baja, motivo por el cual es la principal causa de la pérdida de días laborales [4-7]. En promedio, entre el 50 % y el 90 % de la población adulta posee dolor de espalda baja [8] y la frecuencia de ocurrencia está entre 65 % y 80 % [9, 10]. Se ha estimado que el 28 % de las personas han tenido dolor de espalda en algún momento de su vida, 14 % experimentan episodios que duran por lo menos dos semanas, mientras que el 8 % de toda la población activa puede inhabilitarse por esta causa en un momento de su vida [9-11]. También, se ha estimado que no menos del 30 % de las personas, con edad entre 30 y 50 años, poseen algún tipo de degeneración del disco intervertebral [12]. En Colombia, los diagnósticos asociados con la columna vertebral representa el 23.6 % de los realizados por las Administradoras de Riesgos Profesionales, de los cuales el 8.6 % corresponde a desplazamientos del disco intervertebral y 15 % a lumbagos [13].
En relación con sus costos, las alteraciones del disco ocupan el primer lugar entre los trastornos generados por las enfermedades profesionales en el Sistema General de Salud Colombiano [13] y los problemas lumbares de la columna ocupan el cuarto lugar [14]; sin embargo, no se tiene un dato exacto de los costos indirectos. En países industrializados como Estados Unidos, se estima que los costos directos e indirectos ascienden a más de cien billones de dólares por año, de los cuales dos tercios son indirectos, debido a la pérdida de salarios y a la reducción de la productividad [15-17]. En el Reino Unido estos costos ascienden a doce millones de euros por año [18]. Por tanto, las enfermedades relativas a la columna vertebral se consideran un problema de salud pública por su alto impacto económico y social [19, 20].
Debido a la alta frecuencia de las lesiones osteomusculares en el trabajo y los altos costos que de ellas se derivan, la biomecánica ocupacional se ha enfocado en buscar estrategias de prevención e intervención para mitigar el riesgo [21]. Se estima que un conocimiento más exacto de los efectos mecánicos de la actividad física sobre la columna permitiría evaluar con mayor objetividad los factores de riesgo, para así planear la realización de tareas físicas más seguras [15, 22, 23].
Los segmentos lumbares L4-L5 y L5-S1 son los que soportan las mayores cargas fisiológicas y por ello una buena parte de los estudios numéricos y experimentales se centran en estos segmentos. En particular, el segmento L5-S1 es sustancialmente diferente a los otros, debido a que se acomoda a la anatomía de la pelvis por medio de la articulación sacro-ilíaca, lo cual hace que la geometría del disco intervertebral cambie [24, 25]. Además, el disco intervertebral del segmento L5-S1 posee una altura mayor en la parte anterior [26]. Es por esto que este segmento requiere de atención especial. Hay reportados un gran número de estudios experimentales sobre el comportamiento mecánico del segmento L4-L5 [27–31]; sin embargo, hay pocos estudios del segmento L5-S1 [32,33].
Los estudios biomecánicos de la columna utilizan métodos experimentales y simulaciones computacionales basadas en el método de los elementos finitos. Las investigaciones in vitro se enfrentan a un sinnúmero de problemas, como la dificultad a la hora de conseguir las muestras biológicas para realizar experimentos, mientras que las investigaciones in vivo conllevan riesgos de salud para los sujetos en estudio. Es por esto que en los últimos años se ha recurrido al método de elementos finitos como una alternativa para simular el comportamiento mecánico de estructuras biológicas. Sin embargo, para que los modelos de elementos finitos sean confiables y describan el comportamiento real deben ser calibrados con parámetros experimentales [34].
El análisis in vitro del comportamiento experimental de la columna en general se realiza usando dos métodos. Un primer método evalúa el rango de movimiento, la presión intradiscal y el abultamiento del disco de un segmento intacto, en cuyo caso se obtiene un comportamiento general de todo el conjunto. Cuando se usa el segundo método, denominado como reducción gradual, se retiran paso a paso cada uno de los componentes del segmento y en cada paso se determina el rango de movimiento, la presión intradiscal y el abultamiento del disco. La ventaja de usar el método de reducción gradual es que permite ponderar el aporte mecánico de cada una de las estructuras en el comportamiento global del segmento y, por tanto, una validación más precisa de los modelos de elementos finitos.
Se han realizado experimentos in vitro del segmento L5-S1 intacto [35, 36]. No obstante, el método de reducción gradual no ha sido aplicado al segmento L5-S1. Por tanto, la validación de modelos de segmentos de la columna lumbar que incluyen el sacro se realiza con resultados obtenidos con el segmento lumbar intacto [27, 37-39]. Con este procedimiento no es posible obtener una calibración única del modelo L5-S1 [40]. La aplicación del método de reducción gradual al segmento L5-S1 permitiría evaluar el aporte de cada componente en el comportamiento mecánico total del segmento. De otra parte, dada la complejidad estructural y el comportamiento mecánico no lineal del disco intervertebral, se han usado muchas formulaciones teóricas para describirlo, con las cuales se ajustan los datos experimentales de rango de movimiento y presión intradiscal [37, 40-43]. No obstante, no se ha realizado un análisis estocástico para determinar la influencia de algunos parámetros en el comportamiento del anillo fibroso.
Este capítulo presenta primero una breve revisión sobre la anatomía de la columna vertebral, seguida de un resumen de los factores de riesgo biomecánico asociados a lesiones lumbares. Luego hace una descripción de los estudios experimentales más importantes orientados a caracterizar el comportamiento biomecánico de la columna vertebral, complementado esta información con un recuento de los modelos biomecánicos de la columna. Finalmente, presenta una descripción general de los modelos usados para el disco intervertebral, incluida la formulación empleada para los materiales hiperelásticos.
Las funciones principales de la columna vertebral son servir como elemento de soporte estático y dinámico del cuerpo y proporcionar protección a la médula espinal. La columna le permite al ser humano desplazarse en posición erguida, sin perder el equilibrio, al tiempo que da soporte al cráneo. Mecánicamente, la columna vertebral es una estructura que combina la rigidez de sus componentes óseos (vértebras) con una gran elasticidad de sus tejidos blandos (ligamentos, disco intervertebral), lo que le confiere una gran resistencia y movilidad. Los cuerpos vertebrales presentan una estructura trabecular que los hacen altamente resistentes a las fuerzas compresivas, la cual va disminuyendo a través de los años, debido, principalmente, a la pérdida de las uniones transversales entre las trabéculas longitudinales [44].
La columna vertebral está constituida por cinco regiones con un total de 33 vértebras [45]: la región cervical con siete vértebras (de C1 a C7), doce en la región torácica (de T1 a T12), cinco en la región lumbar (de L1 a L5), cinco en la región sacra (de S1 a S5) y cinco en la región coxígea (Figura 1).
Figura 1. Estructura de la columna vertebral
Fuente: imagen adaptada del sitio Fissioterapia: http://fissioterapia.blogspot.com/2012/05/la-columna-vertebralraquis.html (fecha de actualización: agosto 20 de 2014).
Cada región de la columna tiene sus propias características, las cuales se superponen en aquellas vértebras que limitan cada zona. Así, por ejemplo, las vértebras de la región cervical (C1 a C7) poseen apófisis espinosas cortas (Figura 2) que con frecuencia están bifurcadas; a excepción de la vértebra C7, que se asemeja más a una torácica que a una vértebra cervical. Las apófisis transversas de la región torácica tienen una superficie que articula con las costillas y permiten la rotación a la vez que proveen una alta rigidez, lo que limita la flexión y la extensión excesiva. Estas vértebras, junto con las costillas y la caja torácica, protegen órganos vitales como el corazón, los pulmones y los grandes vasos.
El segmento lumbar es el de mayor movilidad y sus cuerpos vertebrales tienen forma de corazón, con un amplio diámetro antero posterior y una estructura robusta (Figura 2), como consecuencia del peso que tienen que soportar. Las vértebras de la región sacra están fusionadas en el adulto y no tienen entre ellas el disco intervertebral. Finalmente, la región coxígea o cóccix está compuesta generalmente por cuatro vértebras, que en algunos casos pueden ser tres o cinco, sin disco intervertebral entre ellas.
Figura 2. Cuarta vértebra lumbar y sus partes
Fuente: imagen adaptada de Lerén Atlas der Anatomie: Allgemeine Anatomie und Bewegungssystem [46].
La columna lumbosacra está compuesta por las vértebras lumbares y el hueso sacro. Las vértebras poseen importantes subestructuras como el arco vertebral y pedículos (que delimitan el canal espinal) y las apófisis espinosas y transversas que juegan un importante rol en la movilidad del segmento.
Los vínculos entre las vértebras y el sacro se establecen por dos medios (Figura 3). Por una parte, están las articulaciones intersomáticas o anteriores que comprenden el disco intervertebral y los cuerpos vertebrales superior e inferior de cada vértebra y, por otra, están las articulaciones posteriores o interapofisiarias, que establecen uniones entre los procesos articulares superiores e inferiores de cada vértebra [47-49]. Estas articulaciones se ven reforzadas por la presencia de un complejo sistema ligamentoso.
Es de destacar que el segmento L5-S1 es sustancialmente diferente de los otros segmentos lumbares, toda vez que la articulación lumbosacra se acomoda a la anatomía de la pelvis por medio de la articulación sacro-ilíaca. La orientación del disco L5-S1 es diferente porque la quinta vértebra lumbar se conecta a la vértebra más compleja, esto es, la primera sacra [50, 51]. Guan et al. [26] determinaron que la altura del disco en la parte anterior de L5-S1 es mayor que la de los discos del segmento L1-L5. Este cambio anatómico aumenta la flexibilidad de la articulación (Figura 4). A su vez, la mayor altura anterior del disco L5-S1 es consecuencia de la inclinación del sacro con respecto al plano coronal, la cual se determina al trazar una línea que prolonga el borde posterior de la primera vértebra sacra, la que, al intersecarse con la vertical, forma el ángulo del sacro. En general, la inclinación del sacro tiene un valor entre 35° a 45° [52].
Figura 3. Transmisión de la carga axial a las vértebras a través del disco intervertebral (1) y entre las articulaciones posteriores a través de las carillas articulares (2) y (3)
Fuente: imagen adaptada de Clinical Anatomy of the Lumbar Spine and Sacrum [53].
Figura 4. Articulación lumbosacra y definición de la inclinación del sacro
Fuente: elaboración propia.
El disco intervertebral es el principal elemento de articulación de la columna. Además de transmitir las cargas resultantes del peso corporal y la actividad muscular a través de la columna, el disco intervertebral proporciona flexibilidad, lo que permite la flexión, la extensión, la flexión lateral y la rotación axial. Posee una altura entre 7 mm y 10 mm aproximadamente y 4 cm de diámetro antero-posterior en la región lumbar [54, 55]. El disco intervertebral está compuesto por el anillo fibroso y el núcleo pulposo, los cuales se conectan a las vértebras por medio de las placas terminales o end plate (Figura 5). La capacidad del disco para absorber fuerzas depende de la cualidad del anillo de expandirse radialmente y de la presión del fluido del núcleo pulposo [56].
Figura 5. Unidad funcional de la columna: a. Vista frontal, b. Vista en corte
Fuente: adaptada de Lern Atlas der Anatomie: Allgemeine Anatomie und Bewegungssystem [46].
El anillo fibroso está compuesto por una serie de capas de fibras de colágeno que se extienden de forma paralela. Se ha encontrado que la inclinación de las fibras de colágeno con respecto a un plano transversal varía desde 28° en el exterior hasta 45° en el interior del anillo [57], alternando a la izquierda y a la derecha, en capas adyacentes. Fibras de elastina se encuentran entre las capas, posiblemente ayudando al disco a recuperar sus dimensiones después de retirada la carga. Las células del anillo, particularmente en la región exterior, son similares a fibroblastos, alargadas, delgadas y paralelas a las fibras de colágeno. Hacia el interior del anillo las células pueden ser más ovaladas [58].
El núcleo pulposo contiene fibras de colágeno que se organizan al azar [59] y fibras de elastina, hasta de 150 μm de longitud, dispuestas radialmente [60], las cuales están incrustadas en un entorno altamente hidratado. El núcleo pulposo es menos denso que el anillo fibroso y tiene la consistencia de un gel. Este gel contiene moléculas de proteoglicanos que se encuentran formadas por un núcleo proteico unido covalentemente a un tipo especial de polisacáridos llamados glicosaminoglicanos. Estas cadenas de glicosaminoglicanos están compuestas por largos polímeros de carbohidratos lineales que se encuentran cargados negativamente bajo condiciones fisiológicas, como resultado de la presencia de grupos de sulfato y de grupos de ácido urónicos [61, 62]. Los efectos osmóticos producidos por las cargas negativas tienen una importante influencia sobre la biomecánica del disco. Por ejemplo, la presión osmótica provoca una deformación del tejido generalmente conocida como la hinchazón osmótica, que causa esfuerzos de tracción en las fibras del anillo, aumenta su rigidez y atrae el agua hacia el tejido, manteniéndolo así hidratado [63]. El arreglo de glucosaminoglicanos une las moléculas de agua y le confiere al núcleo pulposo una composición más líquida que contribuye a su consistencia [64]. Se estima que entre el 70 % y 90 % del núcleo pulposo es agua [63].
El comportamiento mecánico del disco intervertebral puede variar por efecto de sus cambios estructurales. Una de las variaciones más reportadas en el anillo fibroso es el número de las capas concéntricas, que puede variar entre 15 y 25 [65-68]. Bogduk [53] reporta que aproximadamente el 50 % de estas capas se interrumpen en la parte postero-lateral central del anillo fibroso.
La geometría del núcleo pulposo no está claramente definida. Si bien algunos autores lo refieren como una estructura esférica o elipsoidal [69-71], otros lo describen como un gel amorfo delimitado por el anillo fibroso [72]. En los análisis de elementos finitos el núcleo pulposo se define, ya sea de forma circular o de riñón, similar a la del perímetro del cuerpo vertebral [73, 74]. El tamaño del núcleo pulposo está definido por la proporción de su área con respecto al área total del disco y suele oscilar entre 30 % y 50 % [31, 75, 76]. La posición del núcleo en relación con el disco intervertebral varía entre una ubicación central y otra ligeramente posterior [71].
La función de los ligamentos es conectar las vértebras entre sí y ayudar a estabilizar y proteger la columna contra movimientos excesivos. Los ligamentos espinales se pueden clasificar en cuatro grupos: los ventrales, los posteriores o dorsales, los menores y el ligamento mamilo-accesorio.
Los ligamentos ventrales están compuestos por el longitudinal anterior (ALL) y el longitudinal posterior (PLL), los cuales conectan los cuerpos vertebrales. Los ligamentos posteriores o dorsales están compuestos por el supraespinoso (SSL), el interespinoso (ISL), los capsulares y el amarillo, que conectan los elementos posteriores óseos. Los ligamentos menores o ligamentos falsos están compuestos por el intertransverso y transforaminal (Figura 6). Se les llama “menores” o “falsos” porque son demasiado débiles para desempeñar cualquier papel mecánico real o porque conectan dos puntos distintos del mismo hueso y no producen ninguna restricción de movimiento. Por último, se tienen los ligamentos de la articulación lumbosacra, entre los cuales se encuentran los iliolumbares, que estabilizan la parte superior de la articulación sacro-ilíaca y unen las pelvis con las dos últimas vértebras lumbares, además del ligamento sacrociático, que conecta el hueso ilíaco con la vértebra L5, contrarrestando el movimiento de rotación del sacro hacia delante (Figura 7) [53].
Figura 6. Ligamentos de la columna lumbar
Fuente: adaptada del sitio Spineuniverse: http://www.spineuniverse.com/espanol/anatomia/columna-lumbar (fecha de actualización: noviembre 19 de 2014).
Una tercera región morfológicamente distinta está compuesta por las placas terminales, cada una de las cuales es una capa horizontal de cartílago hialino, usualmente de un espesor menor a 1 mm. Este cartílago realiza la transición entre el disco y el cuerpo vertebral. Las fibras de colágeno corren horizontales y paralelas al cuerpo vertebral, dando continuidad a las fibras del disco [55]. Las placas terminales son la principal ruta para proveer los nutrientes y la hidratación al núcleo pulposo, por efecto de su porosidad, la cual cambia con el tiempo, afectando así el flujo de nutrientes hacia el núcleo.
Figura 7. Ligamentos de la columna lumbosacra
Fuente: adaptada del sitio http://culturacienciaysaber.blogspot.com/2013/12/donde-se-inserta-el-ligamentoiliolumbar.html (fecha de actualización: febrero 1 de 2015).
El riesgo de lesión y el dolor en la columna se encuentran relacionados con la concentración de esfuerzos en los tejidos, lo que puede ocasionar su daño [1]. Experimentos con cadáveres demuestran que las posturas lordóticas incrementan las cargas sobre el anillo y las articulaciones interapofisiarias, por lo que se convierten en sitios susceptibles de lesión [1]. Las cargas compresivas significativas y prolongadas reducen el volumen y la presión en el núcleo pulposo e incrementan el esfuerzo en el anillo y el arco vertebral. Las cargas aplicadas durante largos periodos de tiempo ocasionan una reducción de la altura del disco intervertebral, provocando la distensión de las fibras de colágeno en el disco y los ligamentos, y disminuyendo significativamente la resistencia a las inclinaciones laterales. Mecanismos similares ocurren con los cambios degenerativos en el disco intervertebral, que lo hacen más susceptible de lesión [1, 2].
Las sobrecargas por flexión-extensión y las cargas por fatiga ocasionan fallas en el disco intervertebral [77-79]. Por efecto de las sobrecargas, el anillo fibroso sufre desgarros radiales, circunferenciales y lesiones en los bordes como desgarros radiales en la periferia del anillo adyacente a la placa terminal [80]. Los desgarros ocasionan pérdida de rigidez y estabilidad con el consecuente incremento en el ángulo de rotación del segmento comúnmente llamado rango de movimiento (ROM). Los pacientes con degeneración del disco intervertebral suelen tener un cierto grado de flexibilidad espinal anormal; sin embargo, la relación entre la cinemática y la degeneración no ha sido investigado suficientemente [81].
Varios estudios experimentales in vitro han caracterizado el comportamiento biomecánico de la columna vertebral [33, 82-86]. Muchos estudios se centran en los segmentos L4-L5 y L5-S1, porque son los que soportan las mayores cargas fisiológicas y es donde se producen la mayor cantidad de las hernias discales y patologías. En general, los estudios experimentales han tenido como objetivo determinar el ROM, la presión intradiscal (IDP), las deformaciones y las contribuciones a la rigidez de cada uno de los componentes de los segmentos funcionales.
Las primeras mediciones de los movimientos de la columna lumbar se realizaron, en 1827, por Weber en tres especímenes de cadáveres. Markolf, en 1972, [36] realizó la primera curva carga-desplazamiento de la columna vertebral bajo diferentes tipos de carga. Panjabi y su grupo [36, 87, 88] realizaron los mayores aportes al estudio experimental de la biomecánica de la columna, ya que reportaron mediciones in vitro del ROM en las tres direcciones ortogonales; además, midieron la deformación de los ligamentos y determinaron el efecto biomecánico ocasionado por la degeneración del disco intervertebral [89].
Algunas investigaciones han estado encaminadas a determinar la influencia de los ligamentos en la biomecánica de la columna. Por ejemplo, Twomey y Taylor [54] encontraron que los ligamentos capsulares son los que más aportan cuando el movimiento es de flexión. Adams et al. [90] encontraron que los ligamentos supraespinoso e interespinoso no ofrecen mucha resistencia hasta que ha ocurrido la mitad de la flexión completa, lo que indica una contribución modesta de ellos en la rigidez a la flexión. No obstante, estos resultados están en contravía con los obtenidos por Goel et al. [91]. Esta discrepancia se puede deber a que Goel et al. [91] introducen una función de coste para resolver un sistema estáticamente indeterminado. Sin embargo, ambos estudios coincidieron en que los ligamentos capsulares juegan un papel importante en flexión.
Por su parte, Panjabi et al. [82] determinaron indirectamente las deformaciones de los ligamentos de la columna lumbar (L1-L5), a partir de experimentos in vitro de la unidad funcional sometida a fuerzas cortantes y momentos. El comportamiento mecánico de los ligamentos también ha sido estudiado por otros autores [33, 92, 93] y los resultados muestran grandes desviaciones en los experimentos. Estas diferencias se deben a los cambios en los métodos experimentales usados y a la variación de las propiedades entre los individuos. Así mismo, la variabilidad de las propiedades mecánicas de los tejidos está relacionada con los cambios geométricos y estructurales. Esto enfatiza la importancia de estudiar la influencia mecánica de los componentes de la columna, uno por uno y bajo diferentes condiciones de carga.
Varios estudios se han orientado a caracterizar la rigidez y la flexibilidad de la columna, las cuales se suelen describir mediante las curvas de carga o momento versus el ROM, que generalmente se expresa en grados. En los años setenta, Nachemson et al. [94-96], Berkson et al. [94-96] y Schultz et al. [94-96] demostraron que el ROM y la IDP dependen del segmento estudiado y que aumentan cuando los elementos posteriores son removidos. Trabajos posteriores de Tencer et al. [97] reportan las curvas momento-ROM para los segmentos L2-L3 y L4-L5, que fueron sometidos a momentos puros hasta de 11.2 N-m. Adicionalmente, Schultz et al. [96] reportan el ROM para los segmentos L1-L2 a L4-L5, sometidos a momentos puros de hasta 4.7 N-m. De otro lado, para los segmentos comprendidos entre L1 y S1 se obtuvo el ROM en los tres ejes ortogonales, por parte de Yamamoto et al. [33] y Panjabi et al. [32] para momentos de 2.5, 5, 7.5 y 10 N-m y por parte de Guan et al. [26] para momentos entre 0 y 5 N-m, en intervalos de 0.5 N-m. En los estudios de Yamamoto et al. [32, 33] la experimentación se realizó con los segmentos intactos.
En todos estos estudios se ha demostrado que las curvas de ROM versus momento son altamente no lineales, lo que refleja la complejidad mecánica de la columna y la necesidad de realizar experimentos más exhaustivos para determinar los aportes mecánicos de cada componente. Con este objetivo, otros estudios in vitro se han orientado a establecer los porcentajes de participación de cada una de las estructuras del segmento en la transmisión de carga, tal como lo hacen Tencer et al. [97] y El-Bohy et al. [98