Зависимость поясничных нагрузок от сагиттального выравнивания позвоночника и таза: оценка на основе скелетно-мышечного моделирования
Назад

Tito Bassani, Gloria Casaroli, Fabio Galbusera

Резюме

До сих пор мало известно о том, как соосность позвоночника и таза влияет на распределение нагрузки на позвоночник. Скелетно-мышечное моделирование потенциально может помочь обнаружить связь между выравниванием позвоночника и факторами риска заболеваний позвоночника (например, грыжей диска, переломом позвоночника, спондилолистезом, болью в пояснице). В настоящем исследовании использовалась скелетно-мышечная модель тела AnyBody для оценки взаимосвязи между нагрузками на поясницу и соосностью позвоночника и таза в сагиттальной плоскости. Оценка проводилась в положении стоя. Моделируемые позы были определены с использованием параметров спинно-тазового аппарата, взятых из литературы и характеризующих здоровое взрослое население: сагиттальная вертикальная ось, поясничный тип по Roussouly, наклон крестца и наклон таза. Всего было смоделировано 2772 конфигурации на основе следующих измерений: сила сжатия и передний сдвиг на уровнях L4L5 и L5S1; силы многораздельной, длиннейшей мышц и прямой мышцы живота. Было обнаружено, что изменения глобальной соосности в сагиттальной плоскости, поясничной типологии и наклона крестца, но не угла наклона таза, влияют на межпозвонковые нагрузки в поясничном отделе позвоночника и активацию спинных мышц. Учет этих изменений был бы полезен для клинической оценки из-за общепризнанной связи между измененными нагрузками и риском грыжи диска, перелома позвонков, спондилолистеза и боли в пояснице. Скелетно-мышечное моделирование оказалось ценным биомеханическим инструментом для неинвазивного исследования связи между внутренними нагрузками и анатомическими параметрами.

Введение

Позвоночник человека в сагиттальной плоскости имеет S-образную форму с выпуклым изгибом в грудном и крестцовом отделах. Анатомические параметры позвоночника, полученные при рентгенологическом исследовании и клинически используемые для описания выравнивания позвоночника, относятся к четырем его отделам: шейному, грудному, поясничному и крестцово-тазовому. Наиболее распространенным параметром для оценки общей соосности является отклонение от сагиттальной вертикальной оси (SVA), которое определяется как горизонтальное смещение от линии отвеса, проведенной от седьмого шейного позвонка до задне-верхнего угла крестцовой концевой пластины [1]. Это показатель сагиттального дисбаланса, и если величина отклонения от SVA вперед либо назад превышает нормальный диапазон, позвоночник считается смещенным. Поясничный отдел позвоночника имеет лордотическую форму (т. е. выпуклый вперед). Тем не менее, хотя этот отдел определяется как лордотический, у здоровых людей он представлен различными модификациями и классифицируется в соответствии с четырьмя типами Roussouly (RT, Roussouly types) [2]. Параметр RT дифференцирует поясничный отдел позвоночника по позвонковому уровню вершины дуги и степени наклона крестца. В крестцово-тазовой области взаимосвязь между углами наклона крестца (SS), падения таза (PI) и наклона таза (PT) выражается формулой: PI = SS+PT [3, 4]. PI определяет относительную ориентацию крестца по отношению к подвздошной кости, а SS и PT представляют собой динамические параметры, которые изменяются при ротации таза вокруг бедренной оси.

Ожидается, что биомеханически параметры позвоночника и таза будут связаны с нагрузками на позвоночник и активацией мышц [5–8]. Изменения этих биомеханических показателей при поддержании позы или выполнении движений могут повлиять на состояние здоровья опорно-двигательного аппарата (ОДА).
Было показано, что позвоночно-тазовые параметры связаны с показателями качества жизни [9–11]. Существует значительная корреляция между ретроверсией таза, связанной с потерей поясничного лордоза, и показателями качества жизни [12, 13]. Даже легкое смещение позвоночника может быть вредным [14].
Поскольку параметры позвоночника и таза играют важную роль в определении инвалидности у взрослых с деформацией позвоночника [12, 14, 15], были предложены целевые значения сагиттальной соосности позвоночника и таза для удовлетворительных результатов после реконструкции позвоночника [13]. Более того, была продемонстрирована важность позвоночно-тазового баланса и его значение для клинического лечения боли в пояснице [16, 17].

Тем не менее, мало что известно о влиянии соосности позвоночника и таза на распределение нагрузки на позвоночник. Скелетно-мышечное моделирование потенциально может помочь обнаружить связь между выравниванием позвоночника и развитием факторов риска заболеваний позвоночника (например, грыжи диска, переломы позвоночника, спондилолистезы, боли в пояснице). К сожалению, оценка взаимосвязи между биомеханическими нагрузками и параметрами позвоночника и таза на основе данных in vivo невозможна. Действительно, создание внутренних нагрузок является высокоинвазивным, а определение анатомических параметров требует рентгенографического исследования. Наоборот, скелетно-мышечное моделирование позволяет неинвазивно исследовать эту взаимосвязь с помощью так называемого обратного динамического подхода, который обеспечивает нагрузку и активацию мышц в заданных позах или движениях. Ни в одном из предыдущих исследований не изучалась связь между нагрузками на позвоночник и параметрами позвоночника и таза в физиологических условиях. Sasaki и др. [18] расширили ранее проверенную модель [19] для оценки сагиттальных параметров и кинематических измерений в тазобедренном и коленном суставах во время стояния и ходьбы у пожилых женщин с ретроверсией таза. Senteler и др. [20] исследовали межпозвонковые силы в связи с несоответствием между наклоном таза и поясничным лордозом у пациентов с поясничным спондилодезом. Используя модель твердого тела для конкретного пациента (в программном обеспечении OpenSim), основанную на предоперационных рентгенограммах, авторы обнаружили более высокие силы сдвига в местах, которые считаются подверженными риску заболевания соседних сегментов. Более того, используя OpenSim, Bruno и др. [21] недавно показали, что прогнозирование нагрузки на позвоночник зависит от специфики искривления позвоночника и морфологии мышц. 

Здесь мы использовали скелетно-мышечную модель тела AnyBody для оценки изменений нагрузки на поясницу (т. е. межсегментарных усилий и активации спинных мышц) в зависимости от физиологических изменений 4 позвоночно-тазовых параметров (SVA, RT, SS и PI). Диапазоны этих параметров были взяты из литературы.

Методы

Скелетно-мышечная модель

Для моделирования использовалась скелетно-мышечная модель всего тела с программным обеспечением AnyBody v.6.1 (AnyBody Technology, Дания) (рис. 1А). По умолчанию модель соответствует росту и весу среднего европейского мужчины (1,76 м, 75 кг). Модель прошла всестороннюю валидацию для оценки поясничных нагрузок и мышечной активации во время заданных поз и движений в физиологических условиях [22-24].

Скелетно-мышечное моделирование определяет кости как жесткие сегменты, соединенные суставами, а мышцы – как растяжимые элементы, прикрепленные к сегментам и обеспечивающие движения. С помощью обратного динамического подхода мышечные и межсегментарные силы, действующие во время выполнения заданной кинематики, рассчитываются путем минимизации активации мышц [25, 26]. По умолчанию использовался полиномиальный критерий оптимизации. Для позвоночника модель определяет 12 грудных позвонков и грудную клетку как единый сегмент, пять поясничных позвонков (L1-L5) – как сегменты, соединенные сферическими суставами, а крестец и таз – как жестко соединенные сегменты.

Процесс моделирования

Модель оценивалась в позах стоя, имитирующих позвоночно-тазовое выравнивание (рис. 1), соответствующее изменениям 4 анатомических параметров (SS, PI, RT и SVA) у бессимптомных взрослых.

Поскольку RT неявно учитывает изменения поясничного лордоза (LL), LL не был включен в качестве дополнительного параметра. Однако в результатах приведены соответствующие значения LL для четырех различных RT. Значения параметров (табл.1) были получены из исследования Hu и др. [27], которые предоставили средние значения и диапазоны SS, PI и SVA, дифференцированные в четырех RT (рис.2). Для SS и PI учитывались приращения в 1°. Позу моделировали путем корректировки анатомических параметров в следующей последовательности: SS, PI, RT и SVA.

По умолчанию локальная система отсчета для сегмента крестца ориентирована параллельно глобальной системе отсчета, но SS составляет примерно 30° (рис. 3А). Соответственно, изменения SS моделировались путем ротации сегмента крестца, чтобы учесть значение SS по умолчанию. Например, сегмент был повернут на 10° вперед, чтобы имитировать SS в 40°. Это движение также обеспечивало соответствующую ротацию суставов и мест прикрепления мышц, сохраняя тем самым морфологическую характеристику крестца и таза (крестец и таз жестко связаны). 

Для PI изменения угла моделировались путем смещения в сагиттальной плоскости положения тазобедренных суставов (определяемых в тазовом сегменте), которые соединяют таз с головками бедренных костей (рис. 1D и рис. 3С). Эта процедура изменила точку прикрепления между бедренной костью и тазом без изменения положения точек прикрепления мышц в соответствующем сегменте. После установки SS и PI были смоделированы четыре RT (RT1 – RT4), соответствующих эталонным примерам, приведенным Roussouly [2]. Каждый RT был получен путем ротации позвоночных сегментов в сагиттальной плоскости (табл. 1). Переходя от L5 к L1, каждый позвоночный сегмент ротировали, чтобы сместить наклон позвоночной сетки от его исходного значения в модели AnyBody по умолчанию (рис. 1С) до требуемого в конкретной RT (рис. 2). При таком подходе морфологическая характеристика (т. е. положение межпозвонковых суставов, центра тяжести позвонка и точек прикрепления мышц) сохраняется неизменной для каждого позвонка (рис. 3А).

Наконец, были смоделированы три значения SVA (зависящие от RT, табл. 1), соответствующие сбалансированному выравниванию относительно оси SVA (SVAmed) и несбалансированным отклонениям от SVA назад и вперед (SVAback и SVAfront). В частности, требуемая SVA была достигнута за счет ротации грудного сегмента по отношению к позвонку L1 (рис. 1В). Шея была ротирована противоположно ротации грудной клетки для сохранения горизонтального взгляда; руки свободно опущены.

Всего было смоделировано 2772 спинно-тазовых конфигурации. Моделирование выполнялось в пакетном режиме с использованием пользовательских подпрограмм, написанных в MATLAB (MathWorks Inc., США).

Измеряемые параметры

Следующие измерения были рассчитаны для каждой смоделированной конфигурации: межсегментарная сила в суставах L4L5 (FL4L5) и в L5 крестца (FL5S1); мышечные силы многораздельной мышцы (FMF), длиннейшей мышцы позвоночника (FLLS) и прямой мышцы живота (FRA), эти мышцы участвуют в поддержании позвоночника в вертикальном положении. Компоненты осевого сжатия и переднего сдвига FL4L5 (FCL4L5  и FSL4L5) были получены путем проецирования FL4L5 на ось, проходящую через верхний и нижний межпозвонковые суставы L5 (в осевом направлении, каудально) и на ортогональную ось (вперед, параллельно верхней замыкательной пластинке) (рис. 3В). Компоненты FL5S1 (FCL5S1  и FSL5S1) были получены путем проецирования FL5S1 на ось, ортогональную направлению наклона крестца по умолчанию (аксиальное направление, каудальная ориентация) и на ортогональную ось (ориентация вперед, параллельная замыкательной пластине крестца) (рис. 3B).

Полученные результаты

Межсегментарные силы

Сила сжатия на уровне L4L5 (FCL4L5) в RT1 была больше при выравнивании SVAfront, чем при SVAmed и SVAback (рис. 4А). Наблюдалась умеренная отрицательная линейная зависимость от изменений SS в SVAmed и SVAback (рис. 4В). Изменения PI существенно не повлияли на FCL4L5 значения (рис. 4С). Это отсутствие связи с изменениями PI было, в целом, очевидным для всех предсказанных сил сжатия и сдвига как в L4L5, так и в L5S1 (рис. 5 и 6). Как правило, поза сбалансированного выравнивания (SVAmed) вызывала более низкие силы сжатия и сдвига (верхний ряд на рис. 5 и 6). RT1 продуцировал более высокий FCL4L5, более низкий FSL4L5 и более высокий  FSL5S1, чем другие RТ (табл. 2). Поскольку силы в основном располагались в виде плоских поверхностей (рис. 5 и 6), которые по своей природе характеризуются негауссовским распределением, описательные значения представлены как медианы и диапазоны в таблицах 2 и 3. В RT1 медиана FCL4L5  варьировалась от 543Н до 790Н, медиана FSL4L5 от 27Н до 35Н, а медиана FSL5S1 от 329Н до 398Н. Диапазоны для RT3 и RT4 были больше, с медианой FSL4L5  от 57Н до 76Н и с 63Н до 72Н, соответственно.

Для того, чтобы оценить зависимость межсегментарных сил от изменения SS, мы сравнили значения силы, рассчитанные при SSmin и SSmax при среднем PI (в зависимости от RT, см. табл. 1) (рис. 7 и 8). 

На уровне L4L5 сила сжатия FСL4L5 была одинаковой для SSmin и SSmax во всех четырех RT (верхний ряд, рис. 7). Сила сдвига FSL4L5 был ниже в SSmax во всех четырех RT (нижний ряд, рис. 7). На уровне L5S1 сила сжатия FCL5S1 была умеренно ниже в SSmax во всех четырех RT (верхний ряд, рис. 8). Сила сдвига FSL5S1 была больше в SSmax во всех четырех RT (нижний ряд, рис. 8).

Мышечные силы

Как и для межсегментарных сил, мы не обнаружили связи между изменениями PI и мышечными силами. Сила многораздельной мышцы FMF была ниже в RT1 и RT2 и выше в SVAfront (рис. 9, верхний ряд). Медиана колебалась от 16Н до 41Н в RT1 и от 17Н до 24Н в RT2 (табл. 3). Значения силы были выше в RT3 (от 25Н до 42Н) и RT4 (от 28Н до 48Н). FMF, как правило, была выше в SVAfront, особенно в соответствии с выравниванием SSmax (рис. 9, верхний ряд).

Сила FES, выпрямляющая позвоночник, как правило, была выше для SVAfront во всех четырех RT с умеренной положительной линейной зависимостью от изменений SS (рис. 9, центральный ряд). В целом средние значения были ниже в RT2 (диапазон от 25Н до 194Н, табл. 3).

Прямая мышца живота активировалась только в позах SVAback во всех четырех RT и умеренно в SVAmed в RT4 (рис. 9, нижний ряд). Мышечная сила FRA увеличивалась от RT1 до RT4 и умеренно снижалась при SSmax. Средние значения силы варьировались от 26Н до 175Н, постепенно увеличиваясь от RT1 до RT4 (табл. 3).

Обсуждение

Этот раздел начинается с обсуждения результатов, связанных с анатомическими параметрами, в следующем порядке: сагиттальная вертикальная ось (SVA), интерпретирующая глобальную сагиттальную соосность, поясничная типология (RT) и параметры позвоночника и таза (SS и PI) (рис. 1 и 2). Хотя поясничный лордоз (LL) не задавался напрямую в моделируемых позах, его значение было рассчитано (рис. 7-9). Поскольку ориентация от L5 до L1 была определена как фиксированная в каждом RT (табл. 1), для получения значения LL, зависящего от постурального изменения, был рассчитан угол лордоза между T12 и S1 (рис. 1В). Также LL был косвенно связан с RT, поскольку изменения в SS и SVA зависели от поясничной типологии (табл. 1).

SVA

Как и ожидалось, сбалансированная поза (SVAmed) вызывала более низкие силы сжатия во всех четырех RT, чем SVAback и SVAfront (рис. 5 и 6, верхний ряд). Увеличение силы сжатия в L4L5 и L5S1 в SVAfront было особенно выражено в RT1 (рис. 7 и 8, верхние ряды). На L4L5 SVAfront также вызывала больший передний сдвиг в RT1 и RT2, тогда как SVAback увеличивалась в RT3 и RT4 (рис. 7, нижний ряд). Что касается мышечной активации, SVAfront приводила к увеличению силы многораздельной мышцы FMF во всех четырех RT, тогда как SVAback не вызывала значительных изменений (рис. 9, верхний ряд). Как и ожидалось, сила мышц, выпрямляющих позвоночник, и прямых мышц живота (FES и FRA) в основном активировалась в позах SVAback и SVAfront (рис. 9, центральный и нижний ряды). Действительно, задействование мышц, выпрямляющих позвоночник (расположенных дорсальнее позвоночника), необходимо для противодействия смещению веса туловища в несбалансированных позах с отклонением вперед, а также в сбалансированном выравнивании, хотя и с меньшими усилиями. И наоборот, прямая мышца живота (расположенная спереди в поясничной области) активируется, чтобы противодействовать несбалансированным позам с отклонениями назад. В частности, прямая мышца живота не активировалась ни в позе SVAmed, ни в позе SVAfront (табл. 3). Эти наблюдения показывают, что несбалансированное отклонение кпереди способно увеличить нагрузку на поясничный отдел позвоночника в большей степени. Наши результаты также подчеркивают важность достижения надлежащего выравнивания в процедурах реконструкции позвоночника, например, коррекции грудного гиперкифоза, который, как известно, вызывает хроническую боль и увеличивает нагрузку на позвоночник [29], или коррекции гиполордоза в реконструктивной хирургии [30].

RT, типология поясничного отдела

RT1 вызывала большие компрессионные усилия на уровне L4L5 (рис. 7, верхний ряд и табл. 2). И RT1, и RT2 создавали более низкие сдвигающие нагрузки (рис. 7, нижний ряд). Кроме того, RT1 была типологией, на которую больше всего повлияло выравнивание SVAfront с точки зрения изменений силы сжатия. В целом, более низкие сдвиги были предсказаны в RT1 с соответствующими большими значениями SS (см. SSmax в нижнем ряду рис. 7).

И наоборот, RT1 создавал большие силы сдвига на уровне L5S1. Этот вывод можно объяснить результатом, изображенным на рис. 3В. Хотя предсказанные межсегментарные нагрузки (FL5S1 и FL4L5) схожи по модулю и направлению, передний компонент FL5S1 (проекция вектора на переднюю ось) больше, чем у FL4L5. Разница между направлениями передних осей L5 и S1 больше в RT1 (43° при SSmax), чем в других RT (от 23° до 26°) (табл. 1 и рис. 2). RT4 вызывал большую мышечную силу во всех мышцах, тогда как RT2 вызывал более низкие FMF и FES (рис. 7).

Эти результаты подчеркивают важность учета типологии поясничного отдела при планировании лечения заболеваний, характеризующихся изменениями межпозвоночных нагрузок в пояснице. Осевая нагрузка связана с риском выпячивания и грыжи диска [31-33], а также риском перелома позвонков у пациентов с остеопорозом и сниженной минеральной плотностью костей [34]. RT1 и RT4 требуют особого внимания при остеопорозе и других состояниях с повышенным риском грыжи диска, таких как старение, ожирение и физически тяжелая работа. Более того, RT1 и RT2 вызвали более низкую активацию многораздельной мышцы (рис. 9, верхний ряд), атрофия которой (выработка более низких сил), как известно, тесно связана с болью в пояснице [35]. Как правило, RT3 и RT4 вызывали повышенный передний сдвиг в L4L5 (а RT1 в L5 S1), что может быть фактором риска переднего смещения при спондилолистезе и спондилолизе [36-38].

SS и PI

В то время как SS определяется как наклон крестцовой концевой пластины в сагиттальной плоскости (рис. 1), модель AnyBody рассматривает кости как простые жесткие сегменты (т. е. сферические или эллипсоидальные образования), не принимая во внимание форму и свойства их поверхности. Как следствие, костные сетчатые поверхности (например, крестец), отображаемые на модели, должны рассматриваться без какого-либо механического значения (рис. 3А). В положении стоя модели AnyBody по умолчанию локальная система отсчета крестцового сегмента ориентирована параллельно глобальной системе отсчета, но визуальный результат SS составляет примерно 30° (рис. 3А). Эта ориентация первоначально была установлена в соответствии с анатомическими исследованиями [23, 24, 39]. Поскольку свойства сегмента (т. е. центр масс, суставы и точки прикрепления мышц) определены в локальной системе отсчета, мы смоделировали изменения SS (наряду с изменениями соответствующих свойств сегмента) путем ротации крестца, чтобы учесть значение SS по умолчанию.

Больший SS вызывал умеренно более высокие силы сжатия на уровне L4L5 в RT2 и RT3 (рис. 7, верхний ряд) и более последовательно влиял на передний сдвиг. Действительно, более низкие и более высокие усилия сдвига при SSmax были отмечены на L4L5 и L5S1, соответственно, во всех четырех RT (рис. 7 и 8, нижние ряды). В RT3 и RT4, которые являются наиболее распространенными поясничными типами у здоровых взрослых [2], позы с большей ретроверсией таза (соответствующие SSmin) создавали большие сдвигающие нагрузки на уровне L5S1. Соответственно, степень наклона крестца следует тщательно учитывать при каждом RT и при состояниях с факторами риска смещения кпереди (например, спондилолистез и спондилолиз). Что касается мышечных сил, SSmax вызывал большую FMF в RT4 и умеренно большую FES в RT1, RT2 и RT3 (рис. 9). Однако эти результаты следует интерпретировать с осторожностью, так как есть данные о связи между атрофией многораздельной мышцы и болью в пояснице, в то время как данные о мышцах, выпрямляющих позвоночник, противоречивы [40].

Удивительно, но изменения PI не повлияли на силу сжатия в L4L5 (рис. 4С) или в L5S1. Это отсутствие связи с PI также предсказывалось для переднего сдвига и мышечных сил. Обычно сообщается и признается, что PI коррелирует со степенью поясничного лордоза (LL). Другими словами, у субъектов с большим PI будет большой LL, а у субъектов с маленьким PI — маленький LL. Несоответствие между PI и LL менее 10° является целью при корригирующих операциях на позвоночнике для достижения удовлетворительной соосности позвоночника и таза [13]. Известно, что увеличение LL вызывает изменения поясничных нагрузок [7, 41, 42], в то время как в настоящем исследовании изменения PI не влияли на распределение нагрузки. Это открытие предполагает, что хотя PI и LL коррелируют, только последний параметр можно считать отвечающим за изменение нагрузки на позвоночник. Например, в сбалансированной позе (SVAmed) умеренно большие силы сжатия на L4L5 были получены в RT2, RT3 и RT4 с увеличенным LL (рис. 7, разница в 10° между SSmin и SSmax). Кроме того, было обнаружено, что несоответствие PI-LL является важным параметром, связанным с повышенной нагрузкой на поясничный отдел позвоночника, особенно в связи с дегенерацией смежного сегмента после операций слияния [20, 30, 43]. К сожалению, прямое сравнение с этими исследованиями невозможно. Действительно, они использовали параметры патологических субъектов или тестов in vitro, в то время как в настоящем исследовании принимались во внимание физиологические диапазоны. Кроме того, в настоящем исследовании на расчет LL (на основе наклона T12) потенциально влияет определение грудной клетки как единого сегмента. Будущие исследования, использующие данные реальных пациентов и специально устанавливающие LL, могут прояснить эффекты PI-LL, а также провести различие между отдельными вкладами LL и PI.

Настоящее исследование имеет несколько ограничений. Полноростовая модель AnyBody соответствует только одному размеру и весу. Жесткость межпозвонковых дисков не учитывалась, фасеточные суставы не моделировались в модели AnyBody по умолчанию. Тем не менее, ожидается, что они будут влиять не на нагрузки в двигательном сегменте в вертикальном положении, а скорее на распределение нагрузки между различными структурами в каждом двигательном сегменте, что выходит за рамки настоящей работы. Грудной сегмент, который использовался для определения положения С7 и установки SVA (рис. 1), характеризует 12 грудных позвонков и грудную клетку как единый сегмент, не позволяя дифференцировать дальнейшее расположение позвонков. Это ограничение может вызвать потенциальные артефакты при нагрузках на грудопоясничном уровне (T12L1), которые следует оценить в будущих исследованиях. Несбалансированные позы моделируются ротацией грудной клетки относительно L1, а не распределяются по разным уровням грудной клетки, как можно было бы ожидать физиологически. В настоящем исследовании основное внимание уделялось изучению нагрузок на нижние поясничные уровни.

Другим ограничением является влияние ротации между грудным и поясничным отделами (T12L1) и между поясничным отделом и крестцом (L5S1) для получения позвоночно-тазовых конфигураций. Действительно, в то время как поясничная типология (RТ) определяется фиксированными ориентациями от L5 до L1 (табл. 1), наклоны грудной клетки и крестца (в одном и том же RТ) варьировались по SVA и SS (полученных ротацией суставов T12L1 и L5S1, соответственно). Эта стратегия моделирования была необходима, учитывая отсутствие конкретных анатомических данных, сообщающих о распределении ротаций между поясничным и смежным уровнями позвоночника для конкретного RT. В принципе, однако, он мог создавать большие углы в точках T12L1 и L5S1. При моделировании угол разгибания между L5 и S1 варьировался от -43° до -13°, что сравнимо с данными бессимптомных субъектов (диапазон от -35° до -10°) [45]. Что касается T12L1, поскольку модель AnyBody характеризует 12 грудных позвонков как единый сегмент, относительный угол между T12 и L1 был получен путем измерения наклона сетки T12 в грудном сегменте (рис. 1B). Угол колебался от -23° до +11°, тогда как у бессимптомных субъектов он колебался от -7° до +17° [44]. Большее значение при разгибании (-23°), хотя и умеренное, может повлиять на прогнозирование нагрузок на уровне T12L1. Этот аспект необходимо уточнить в будущих исследованиях, хотя он связан с выбором по умолчанию для получения ориентации Т12. Действительно, как упоминалось выше, модель AnyBody по умолчанию не позволяет распределять грудную ротацию по разным уровням позвонков и ограничивает пользователя в ориентации Т12 в грудном сегменте.

Еще одним наблюдением является зависимость позвоночно-тазовых параметров друг от друга. Сагиттальные параметры варьировали в соответствии с диапазонами, полученными из литературы, независимо друг от друга. Однако на самом деле ожидается наследственная взаимозависимость, например, лица с фронтальным дисбалансом (SVAfront) могут не иметь самого низкого SS в конкретном RT. Поскольку опубликованные в литературе величины описывают распределение в популяции, они не позволяют типизировать взаимозависимость между параметрами отдельных особей. Моделирование, которое мы оценили, исследует все возможные конфигурации среди параметров, в том числе в тех, которые типизируют взаимозависимость. Тем не менее, при разработке будущих моделей необходимы реальные данные, относящиеся к конкретному объекту (например, рентгенографические или КТ изображения), чтобы сосредоточиться на сопоставлениях с взаимозависимыми параметрами.

В заключение, наши результаты показывают, что изменения в глобальном сагиттальном выравнивании, поясничной типологии и наклоне крестца, но не в тазовом падении, могут влиять на межпозвонковые нагрузки в поясничном отделе позвоночника и активацию спинных мышц. Учет этих вариаций был бы полезен для клинической оценки из-за связи между измененными нагрузками и риском грыжи диска, перелома позвонков, переднего смещения и боли в пояснице. Было обнаружено, что скелетно-мышечное моделирование является ценным биомеханическим инструментом для неинвазивного исследования связи между внутренними нагрузками и параметрами позвоночника и таза. Чтобы расширить масштаб результатов, в будущих разработках необходимо будет оценить взаимосвязь между нагрузками и анатомическими параметрами в других позах (например, сгибание-разгибание туловища и сгибание) и динамических условиях.

Литература

  1. Jackson RP, McManus AC. Radiographic analysis of sagittal plane alignment and balance in standing volunteers and patients with low back pain matched for age, sex, and size. A prospective controlled clinical study. Spine (Phila Pa 1976) 1994 Jul 15; 19(14):1611–1618. PMID: 7939998
  2. Roussouly P, Gollogly S, Berthonnaud E, Dimnet J. Classification of the normal variation in the sagittal alignment of the human lumbar spine and pelvis in the standing position. Spine (Phila Pa 1976) 2005 Feb 1; 30(3):346–353. PMID: 15682018
  3. Legaye J, Duval-Beaupere G, Hecquet J, Marty C. Pelvic incidence: a fundamental pelvic parameter for three-dimensional regulation of spinal sagittal curves. Eur Spine J 1998; 7(2):99–103.
  4. Duval-Beaupere G, Schmidt C, Cosson P. A Barycentremetric study of the sagittal shape  of spine and pelvis: the conditions required for an economic standing position. Ann Biomed Eng 1992; 20(4):451– 462. PMID: 1510296
  5. Bassani T, Ottardi C, Costa F, Brayda-Bruno M, Wilke HJ, Galbusera F. Semiautomated 3D Spine Reconstruction from Biplanar Radiographic Images: Prediction of Intervertebral Loading in Scoliotic Subjects. Front Bioeng Biotechnol 2017 Jan 20; 5:1. https://doi.org/10.3389/fbioe.2017.00001 PMID: 28164082
  6. Arshad R, Zander T, Dreischarf M, Schmidt H. Influence of lumbar spine rhythms and intra-abdominal pressure on spinal loads and trunk muscle forces during upper body inclination. Med Eng Phys 2016 4; 38(4):333–338. https://doi.org/10.1016/j.medengphy.2016.01.013 PMID: 26922676
  7. Galbusera F, Brayda-Bruno M, Costa F, Wilke HJ. Numerical evaluation of the correlation between the normal variation in the sagittal alignment of the lumbar spine and the spinal loads. J Orthop Res 2014 Apr; 32(4):537–544. https://doi.org/10.1002/jor.22569 PMID: 24375659
  8. Popovich JM Jr, Welcher JB, Hedman TP, Tawackoli W, Anand N, Chen TC, et al. Lumbar facet joint and intervertebral disc loading during simulated pelvic obliquity. Spine J 2013 Nov; 13(11):1581–1589. https://doi.org/10.1016/j.spinee.2013.04.011 PMID: 23706384
  9. Schwab FJ, Lafage V, Farcy JP, Bridwell KH, Glassman S, Shainline MR. Predicting outcome and complications in the surgical treatment of adult scoliosis. Spine (Phila Pa 1976) 2008 Sep 15; 33(20):2243– 2247. https://doi.org/10.1097/BRS.0b013e31817d1d4e PMID: 18794768
  10. Schwab FJ, Smith VA, Biserni M, Gamez L, Farcy JP, Pagala M. Adult scoliosis: a  quantitative radiographic and clinical analysis. Spine (Phila Pa 1976) 2002 Feb 15; 27(4):387–392. PMID: 11840105
  11. Glassman SD, Bridwell K, Dimar JR, Horton W, Berven S, Schwab F. The impact of positive sagittal balance in adult spinal deformity. Spine (Phila Pa 1976) 2005 Sep 15; 30(18):2024–2029. PMID: 16166889
  12. Lafage V, Schwab F, Patel A, Hawkinson N, Farcy JP. Pelvic tilt and truncal inclination: two key radiographic parameters in the setting of adults with spinal deformity. Spine (Phila Pa 1976) 2009 Aug 1; 34 (17):E599–606. https://doi.org/10.1097/BRS.0b013e3181aad219 PMID: 19644319
  13. Schwab F, Patel A, Ungar B, Farcy JP, Lafage V. Adult spinal deformity-postoperative standing imbalance: how much can you tolerate? An overview of key parameters in assessing alignment and planning corrective surgery. Spine (Phila Pa 1976) 2010 Dec 1; 35(25):2224–2231. PMID: 21102297
  14. Glassman SD, Berven S, Bridwell K, Horton W, Dimar JR. Correlation of radiographic parameters and clinical symptoms in adult scoliosis. Spine (Phila Pa 1976) 2005 Mar 15; 30(6):682–688. PMID: 15770185
  15. Schwab FJ, Blondel B, Bess S, Hostin R, Shaffrey CI, Smith JS, et al. Radiographical spinopelvic parameters and disability in the setting of adult spinal deformity: a prospective multicenter analysis. Spine (Phila Pa 1976) 2013 Jun 1; 38(13):E803–12. PMID: 23722572
  16. Pellet N, Aunoble S, Meyrat R, Rigal J, Le Huec JC. Sagittal balance parameters influence indications for lumbar disc arthroplasty or ALIF. Eur Spine J 2011 Sep; 20(Suppl 5):647– 662.
  17. Barrey C, Roussouly P, Perrin G, Le Huec JC. Sagittal balance disorders in severe degenerative spine. Can we identify the compensatory mechanisms? Eur Spine J 2011 Sep; 20 Suppl 5:626–633.
  18. Sasaki K, Hongo M, Miyakoshi N, Matsunaga T, Yamada S, Kijima H, et al. Evaluation of Sagittal Spine-Pelvis-Lower Limb Alignment in Elderly Women with Pelvic Retroversion while Standing and Walking Using a Three-Dimensional Musculoskeletal Model. Asian Spine J 2017 Aug; 11(4):562–569. https://doi.org/10.4184/asj.2017.11.4.562 PMID: 28874974
  19. Hatakeyama K, Shimada Y, Miyakoshi N, Matsunaga T, Iwami T, Otaka K, et al. Construction and validation of a novel three-dimentional trunk musculoskeletal model. Akita J Med 2011; 37:135–142.
  20. Senteler M, Weisse B, Snedeker JG, Rothenfluh DA. Pelvic incidence-lumbar lordosis mismatch results in increased segmental joint loads in the unfused and fused lumbar spine. Eur Spine J 2014 Jul; 23 (7):1384–1393. https://doi.org/10.1007/s00586-013-3132-7 PMID: 24647596
  21. Bruno AG, Bouxsein ML, Anderson DE. Development and Validation of a Musculoskeletal Model of the Fully Articulated Thoracolumbar Spine and Rib Cage. J Biomech Eng 2015 Aug; 137(8):081003. https://doi.org/10.1115/1.4030408 PMID: 25901907
  22. Bassani T, Stucovitz E, Qian Z, Briguglio M, Galbusera F. Validation of the AnyBody full body musculoskeletal model in computing lumbar spine loads at L4L5 level. J Biomech 2017 6/14; 58:89–96. https:// doi.org/10.1016/j.jbiomech.2017.04.025 PMID: 28521951
  23. de Zee M, Hansen L, Wong C, Rasmussen J, Simonsen EB. A generic detailed rigid-body lumbar spine model. J Biomech 2007; 40(6):1219–1227. https://doi.org/10.1016/j.jbiomech.2006.05.030 PMID: 16901492
  24. Hansen L, de Zee M, Rasmussen J, Andersen TB, Wong C, Simonsen EB. Anatomy and  biomechanics of the back muscles in the lumbar spine with reference to biomechanical modeling. Spine (Phila Pa 1976) 2006 Aug 1; 31(17):1888–1899. https://doi.org/10.1097/01.brs.0000229232.66090.58 PMID: 16924205
  25. Rasmussen J, Damsgaard M, Voigt M. Muscle recruitment by the min/max criterion — a comparative numerical study. J Biomech 2001 Mar; 34(3):409–415. PMID: 11182135
  26. Damsgaard M, Rasmussen J, Christensen ST, Surma E, de Zee M. Analysis of musculoskeletal systems in the AnyBody Modeling System. Simulation Modelling Practice and Theory 2006 11; 14 (8):1100–1111.
  27. Hu P, Yu M, Sun Z, Li W, Jiang L, Wei F, et al. Analysis of Global Sagittal Postural Patterns in Asymptomatic Chinese Adults. Asian Spine J 2016 Apr; 10(2):282–288. https://doi.org/10.4184/asj.2016.10.2.282 PMID: 27114769
  28. Pearsall DJ, Reid JG, Livingston LA. Segmental inertial parameters of the human trunk as determined from computed tomography. Ann Biomed Eng 1996 Mar-Apr; 24(2):198–210. PMID: 8678352
  29. Roux C, Fechtenbaum J, Kolta S, Said-Nahal R, Briot K, Benhamou CL. Prospective assessment of thoracic kyphosis in postmenopausal women with osteoporosis. J Bone Miner Res 2010 Feb; 25 (2):362–368. https://doi.org/10.1359/jbmr.090727 PMID: 19594302
  30. Senteler M, Weisse B, Rothenfluh DA, Farshad MT, Snedeker JG. Fusion angle affects intervertebral adjacent spinal segment joint forces-Model-based analysis of patient specific alignment. J Orthop Res 2017; 35:131–9. https://doi.org/10.1002/jor.23357 PMID: 27364167
  31. Heuer F, Schmidt H, Wilke HJ. The relation between intervertebral disc bulging and annular fiber associated strains for simple and complex loading. J Biomech 2008; 41(5):1086–1094. https://doi.org/10.1016/j.jbiomech.2007.11.019 PMID: 18187139
  32. Iencean SM. Lumbar intervertebral disc herniation following experimental intradiscal pressure increase. Acta Neurochir (Wien) 2000; 142(6):669–676. PMID: 10949442
  33. Brinckmann P. Injury of the annulus fibrosus and disc protrusions. An in vitro investigation on human lumbar discs. Spine (Phila Pa 1976) 1986 Mar; 11(2):149–153. PMID: 3704801
  34. Myers ER, Wilson SE. Biomechanics of osteoporosis and vertebral fracture. Spine (Phila Pa 1976) 1997 Dec 15; 22(24 Suppl):25S–31S. PMID: 9431641
  35. Freeman MD, Woodham MA, Woodham AW. The role of the lumbar multifidus in chronic low back pain: a review. PM R 2010 Feb; 2(2):142–6; quiz 1 p following 167. https://doi.org/10.1016/j.pmrj.2009.11.006 PMID: 20193941
  36. E-Rich M, Villemure I, Labelle H, Aubin CE. Mechanical loading effects on isthmicT spondylolytic lumbar segment: finite element modelling using a personalised geometry. Comput Methods Biomech Biomed Engin 2009 Feb; 12(1):13–23. https://doi.org/10.1080/10255840802069823 PMID: 18821096
  37. Costi JJ, Stokes IA, Gardner-Morse M, Laible JP, Scoffone HM, Iatridis JC. Direct measurement of intervertebral disc maximum shear strain in six degrees of freedom: motions that place disc tissue at risk of injury. J Biomech 2007; 40(11):2457–2466. https://doi.org/10.1016/j.jbiomech.2006.11.006 PMID: 17198708
  38. Troup JD. Mechanical factors in spondylolisthesis and spondylolysis. Clin Orthop Relat Res 1976 Jun;(117)(117):59–67.
  39. Nissan M, Gilad I. Dimensions of human lumbar vertebrae in the sagittal plane. J Biomech 1986; 19 (9):753–758. PMID: 3793749
  40. Ranger TA, Cicuttini FM, Jensen TS, Peiris WL, Hussain SM, Fairley J, et al. Are the size and composition of the paraspinal muscles associated with low back pain? A systematic review. Spine J 2017 Nov; 17(11):1729–1748.  PMID: 28756299
  41. Galbusera F, Wilke HJ, Brayda-Bruno M, Costa F, Fornari M. Influence of sagittal balance on spinal lumbar loads: a numerical approach. Clin Biomech (Bristol, Avon) 2013 Apr; 28(4):370–377.
  42. Keller TS, Colloca CJ, Harrison DE, Harrison DD, Janik TJ. Influence of spine morphology on intervertebral disc loads and stresses in asymptomatic adults: implications for the ideal spine. Spine J 2005 May-Jun; 5(3):297–309. https://doi.org/10.1016/j.spinee.2004.10.050 PMID: 15863086
  43. Rothenfluh DA, Mueller DA, Rothenfluh E, Min K. Pelvic incidence-lumbar lordosis mismatch predisposes to adjacent segment disease after lumbar spinal fusion. Eur Spine J 2015 Jun; 24(6):1251–1258. https://doi.org/10.1007/s00586-014-3454-0 PMID: 25018033
  44. Ignasiak D, Ferguson SJ, Arjmand N. A rigid thorax assumption affects model loading predictions at the upper but not lower lumbar levels. J Biomech 2016 Sep 6; 49(13):3074– 078. https://doi.org/10.1016/j.jbiomech.2016.07.006 PMID: 27515441
  45. Stagnara P, De Mauroy JC, Dran G, Gonon GP, Costanzo G, Dimnet J, et al. Reciprocal angulation of vertebral bodies in a sagittal plane: approach to references for the evaluation of kyphosis and lordosis. Spine (Phila Pa 1976) 1982 Jul-Aug; 7(4):335–342. PMID: 7135066
Назад