Estabilidad biomecánica de la hernia.

Scientific Reports volumen 13, número de artículo: 4936 (2023) Citar este artículo

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La hernia ocurre cuando el peritoneo y/o los órganos internos penetran a través de un defecto en la pared abdominal. La implantación de telas de malla es una forma común de reforzar la reparación de tejidos dañados por hernias, a pesar de los riesgos de infección y falla asociados con ellos. Sin embargo, no existe consenso sobre la colocación óptima de la malla dentro del complejo de músculos abdominales ni sobre el tamaño mínimo del defecto herniario que requiere corrección quirúrgica. Aquí mostramos que la posición óptima de la malla depende de la ubicación de la hernia; colocar la malla en los músculos transversos del abdomen reduce las tensiones equivalentes en la zona dañada y representa la solución de refuerzo óptima para la hernia incisional. Sin embargo, el refuerzo retrorrectal de la línea alba es más eficaz que los implantes preperitoneales, anterectos y onlay en el caso de hernia paraumbilical. Utilizando los principios de la mecánica de las fracturas, encontramos que el tamaño crítico de la zona de daño de una hernia se vuelve severo a 4,1 cm en el recto abdominal y a tamaños mayores (5,2 a 8,2 cm) en otros músculos abdominales anteriores. Además, encontramos que el tamaño del defecto de la hernia debe alcanzar los 7,8 mm en el recto abdominal antes de que influya en el estrés de falla. En otros músculos abdominales anteriores, la hernia comienza a influir en la tensión de rotura en tamaños que oscilan entre 1,5 y 3,4 mm. Nuestros resultados proporcionan criterios objetivos para decidir cuándo la zona de daño de una hernia se vuelve grave y requiere reparación. Demuestran dónde se debe implantar la malla para un refuerzo mecánicamente estable, dependiendo del tipo de hernia. Anticipamos que nuestra contribución será un punto de partida para modelos sofisticados de biomecánica de daños y fracturas. Por ejemplo, la aparente resistencia a la fractura es una propiedad física importante que debe determinarse en pacientes que viven con diferentes niveles de obesidad. Además, las propiedades mecánicas relevantes de los músculos abdominales en diversas edades y condiciones de salud serían importantes para generar resultados específicos del paciente.

La hernia es una patología común que se cree que surge de alteraciones biomecánicas y bioquímicas dentro de un músculo específico o un grupo de músculos. Anualmente se realizan más de 20 millones de cirugías en todo el mundo para corregir hernias1. Si bien estas cirugías pueden considerarse procedimientos de rutina, el riesgo de recurrencia acumulada puede oscilar entre el 15 y el 35 % después de la reparación de una hernia2, según un estudio a gran escala de hernias ventrales que abarcó a 2,5 millones de personas durante un período de 4 años. Predecir el tamaño del defecto de la hernia que es lo suficientemente importante como para requerir corrección quirúrgica, así como predecir el tamaño del defecto de la hernia que requiere refuerzo de malla y determinar la posición óptima de los implantes de malla dentro de la pared abdominal (AW) para un refuerzo mecánico adecuado debería reducir el riesgo de recurrencia de la hernia. La modelización computacional tridimensional (3D) basada en experimentos puede ser fundamental para predecir objetivamente el funcionamiento anatómico de los músculos abdominales. Por ejemplo, el método de elementos finitos (MEF) se ha utilizado para simular la génesis de la hernia inguinal y demostrar las antiguas conjeturas de Keith3 sobre la disminución del riesgo de hernia con el aumento de la masa muscular4. Además, se ha utilizado FEM para examinar el comportamiento constitutivo de varios tejidos en el AW5. Más recientemente, se han desarrollado modelos holísticos basados ​​en FEM para simular la biomecánica de las VA sujetas a debilidades locales en varias ubicaciones buscando abordar escenarios desafiantes del desarrollo de la hernia6,7,8,9. Por ejemplo, Tuset et al.9 concluyeron que la ubicación del estoma intestinal no tiene un impacto significativo en las distribuciones de tensión y tensión resultantes, excepto cuando está ubicado en la línea alba. Como herramienta de modelado predictivo, FEM puede complementar la investigación clínica y facilitar las decisiones de los cirujanos. Por ejemplo, puede resultar fundamental visualizar, optimizar y probar escenarios de reparación de hernias antes de la operación, dada la gran cantidad de soluciones concebibles personalizadas para el paciente. Un estudio cuidadoso de la literatura revela que no existen estudios numéricos que investiguen la física de la reparación de la hernia de manera sistemática. Por lo tanto, este artículo muestra el potencial del FEM para abordar el refuerzo de la AW dañada por hernia.

En el presente estudio, desarrollamos una configuración computacional de elementos finitos para predecir la respuesta de una pared abdominal (AW) típica a la presión intraabdominal (IAP) e investigar los efectos de la integridad de la AW en el comportamiento biomecánico general. La integridad de AW se ha considerado como un factor experimental al examinar los músculos abdominales con y sin daño relacionado con la hernia. Cuando se han producido daños, se ha investigado la influencia del modo de reparación en la respuesta variando la posición de la malla a través del AW. Se sabe que la IAP depende de las condiciones de salud del paciente (por ejemplo, obesidad, embarazo). Por ejemplo, las personas con peso saludable tienen una PIA que varía de 0,66 a 0,93 kPa, mientras que aquellos con obesidad clínicamente grave tienen mediciones de PIA que varían de 1,2 a 1,9 kPa10,11.

Hay cuatro secciones esenciales en este documento. La primera sección es introductoria e incluye una breve revisión de la literatura sobre el modelado AW utilizando FEM. La segunda sección describe el modelo numérico y explica las relaciones constitutivas utilizadas para la integración. La tercera sección está dedicada a los resultados numéricos y su análisis, con especial atención a la importancia de la concentración de tensión inducida por daño en los músculos abdominales. La cuarta sección extrae las conclusiones de este estudio y resume las principales interpretaciones.

La geometría del modelo se muestra en la Fig. 1 que representa la pared abdominal reconstruida. Esta geometría se obtuvo superponiendo los músculos y aponeurosis oblicuo externo (EO), oblicuo interno (IO), recto abdominal (RA), transverso abdominal (TA) y línea alba (LA) (para fines pragmáticos, combinamos músculos y aponeurosis funcionalmente), donde LA recibe los músculos oblicuos y abdominales y corre por la línea media del abdomen. Las geometrías de estos músculos se basaron en exploraciones por tomografía microcomputarizada disponibles en la base de datos de anatomía BodyParts3D12. Luego, los modelos 3D de los músculos se refinaron usando Meshmixer13 para crear geometrías de superficie trianguladas suaves y almacenarlas en el formato de archivo del objeto. Sin fusionarlas en Meshmixer, las triangulaciones de superficies obtenidas se exportaron al software de elementos finitos de propósito general Abaqus14 como mallas individuales en el formato de teselación estándar (STL). En abaqus, las teselaciones STL individuales se importaron como mallas de superficie huérfanas. Luego se creó una geometría 3D con volumen agregado a partir de cada malla huérfana; esta geometría se puede manipular como una pieza de ingeniería asistida por computadora estándar en Abaqus. Se aplicaron cortes extruidos a las partes geométricas que representan los músculos abdominales para aislar un subdominio ensamblado de interés para el cálculo de la hernia en la región umbilical. Se utilizaron elementos tetraédricos en el subdominio aislado para análisis posteriores. En el subdominio que aisla la región umbilical, se utilizaron 32125, 32205, 14111, 30099 y 2844 elementos para los músculos EO, IO, RA, TA y LA, respectivamente (Fig. 2a).

Geometría anatómica de AW donde se eliminaron las regiones superiores del transverso abdominal, recto abdominal, oblicuo interno y oblicuo externo izquierdo para ilustrar mejor el ensamblaje.

En la línea media del subdominio de interés, se impidió que LA se trasladara verticalmente (eje x) y circunferencialmente (eje z) y se dejó libre para trasladarse radialmente para representar las condiciones de simetría. Se evitó que los extremos de los músculos EO, IO y TA en la zona lumbar se movieran aplicando condiciones de contorno encastré (Fig. 2b). Las superficies inferior y superior del subdominio se dejaron libres para trasladarse radial y circunferencialmente y girar alrededor del eje vertical; Se impidieron todos los demás grados de movimiento (Fig. 2c). Estas condiciones sugieren que las superficies superior e inferior actúan como planos de simetría. Inicialmente, se supuso que los tejidos estaban libres de trabajo activo y tensiones previas. La superficie interna del AW se sometió a una presión interna de 0,8 kPa, lo que representa la IAP de una persona promedio de un grupo de cuerpo normal.

(a) Representación de la malla de elementos finitos (b) vista superior del subdominio AW con condiciones de contorno, y (c) vista lateral del subdominio AW con condiciones de contorno.

Se utilizaron modelos de contacto superficie a superficie para predecir las interacciones mecánicas entre los músculos. Hay tres interfaces de interacción mecánica, que se encuentran entre TA e IO, IO y RA, así como entre IO y EO. Estas interfaces se modelaron utilizando una formulación de deslizamiento finito sin ajuste geométrico ni suavizado de superficie. El contacto tangencial dentro de estas interfaces se consideró sin fricción. La línea alba se conectó a los músculos anteriores mediante restricciones de amarre, donde LA desempeña el papel de superficie maestra. Esta restricción garantiza que los grados de libertad de traslación y rotación sean iguales en la interfaz vinculada.

Cuando se produce una hernia en la AW, se modeló como una zona de daño de 8 mm de diámetro en toda la pared. Se consideró que el implante de malla utilizado para simular la reparación de una hernia o el refuerzo de la pared tenía un módulo de Young de 8 MPa, según los datos experimentales de Kirilova et al.15. El índice de Poisson del implante de malla fue de 0,3 según los datos experimentales de Szepietowska y Lubowiecka16. Los implantes de malla suelen venir en tamaño pequeño de 4,3 cm o mediano de 6,4 cm17; Dadas las condiciones de contorno de simetría, consideramos el cuarto de un implante de malla de tamaño 3 cm y espesor 0,6 mm. Está modelado con elementos de cáscara (S4R: 4 nodos doblemente curvados, integrado reducido, control de reloj de arena y deformaciones de membrana finitas). En la práctica se utilizan tachuelas o suturas para conectar el implante de malla al AW. En este modelo, se utiliza una restricción de inclusión para acoplar la malla con los músculos anfitriones. Esta restricción garantiza que se eliminen los grados de libertad de traslación en los nodos de los elementos incrustados (que se encuentran dentro de un elemento anfitrión). Sus valores se restringen interpolando las traducciones correspondientes de los nodos host.

Como tejidos blandos, los músculos pueden modelarse como materiales hiperelásticos de modo que el comportamiento se derive de una función de energía libre de Helmholtz. En este artículo, optamos por un potencial de Arruda-Boyce, \(\mathfrak {w}\), que incluye un término volumétrico, \(\mathfrak {u}\), y un término isocórico, \(\mathfrak {e }\), como sigue:

donde \(\varvec{C} = \varvec{F}^T\varvec{F}\) es el tensor derecho de Cauchy-Green, \(\varvec{F}\) es el gradiente de deformación y J es el relación de dilatación adimensional correspondiente al determinante de \(\varvec{F}\). Los tres valores propios de \(\varvec{F}\) denotados por \(\{\lambda _X\}_{X=x,y,z}\) son los tramos principales que verifican \(\lambda _x \lambda _y \lambda _z= J = \text {det}\varvec{F} >0\). Para materiales isotrópicos, los tramos principales son suficientes para describir la energía libre de Helmholtz. La isotropía es adecuada dado que una capa individual de la musculatura de la pared abdominal (p. ej., oblicuo interno o recto abdominal) tiende a trabajar como una sola unidad para lograr el movimiento del tronco en una dirección específica. Los dos términos de la energía libre de Helmholtz (ecuación (1)) se pueden expresar de la siguiente manera:

donde D, \(\mu\) y \(\lambda _m\) son parámetros que se pueden calibrar experimentalmente, \(\bar{I}_1\) es el primer invariante (\(\bar{I}_1 = \lambda _x^2 + \lambda _y^2 +\lambda _z^2)\) y las constantes son \(C_1=1/2\), \(C_2=1/20\), \(C_3=11/ 1050\), \(C_4=19/7000\) y \(C_5=519/673750\). La segunda tensión de Piola-Kirchhoff puede derivarse de la ecuación. (2):

y el estrés de Cauchy se puede deducir de la ecuación. (3) como \(\varvec{\sigma } = \varvec{F} \varvec{S} \varvec{F}^T/J\):

donde \(\varvec{b} = \varvec{F} \varvec{F}^T\) es el tensor izquierdo de Cauchy-Green. Por lo tanto, se puede verificar que la presión hidrostática \(p = \text {tr} \varvec{\sigma } /3 = \mathfrak {u}' (J) = \frac{1}{D} \left( J - J^{-1}\right)\), lo que significa que el módulo de volumen inicial es \(K = \frac{2}{D}\). Para un material incompresible, el módulo de corte inicial se puede obtener como \(G =2 \frac{\partial \mathfrak {e} }{\partial \bar{I}_1 }\) en \({\bar{I} _1 = 3}\), lo que significa que \(\displaystyle G = 2 \mu \sum _{i=1}^{5} \frac{i C_i}{\lambda _m^{2i-2}} 3^ {i-1}\). Considere un músculo cuasi-incompresible sometido a un uniaxial que imita las condiciones de Cardoso (2012)18, la dirección de carga \(\varvec{e}_n\) es una de las direcciones principales tal que \(\lambda _n =\ lambda\). De la ecuación. (4), se puede demostrar que bajo estas condiciones, \(\sigma _{nn}\) es el único estrés de Cauchy que no desaparece y su expresión es \(\displaystyle \sigma _{nn}= 2\mu (\lambda ^2-\lambda ^{-1}) \sum _{i=1}^{5} \frac{i C_i}{\lambda _m^{2i-2}} \bar{I}_1^ {i-1}\).

A partir del modelo reconstruido digitalmente de los músculos abdominales (Fig. 1), se aisló un subdominio alrededor del área umbilical, se sometió a condiciones de contorno de simetría y se expuso a una IAP de 0,8 kPa. Se ha seleccionado esta presión específica porque representa una PIA promedio para el grupo de peso saludable. Utilizamos un modelo constitutivo hiperelástico no lineal para describir el comportamiento de los músculos basado en el potencial energético de Helmholtz de Arruda-Boyce (ver Ecs. 1 y 2). Las propiedades del material utilizadas para la simulación y obtenidas al calibrar experimentalmente el modelo hiperelástico se resumen en la Tabla 1.

Para calibrar el modelo constitutivo, se comparó su respuesta teórica con los datos experimentales de Cardoso18 quien utilizó tejidos cadavéricos y evaluó el comportamiento mecánico de varios músculos (oblicuo externo, oblicuo interno, recto abdominal y transverso abdominal). Se sabe que los tejidos cadavéricos se comportan de manera diferente a los tejidos vivos, ya que los cambios bioquímicos y ambientales post mortem pueden endurecer los tejidos musculares. Sin embargo, la diferencia en el comportamiento mecánico puede ser insignificante, especialmente si las muestras se refrigeraron, se conservaron en una solución médica de B. Braun y se analizaron dentro de las 24 horas posteriores a la recolección para evitar la degradación.

Para validar el comportamiento constitutivo discutido en la sección anterior, desarrollamos un modelo de elementos finitos simple donde representamos los tejidos como cuboides incompresibles de longitud \(L_0 =\) 10 mm con una sección transversal cuadrada de tamaño \(a_0\) = 1 mm. La base de cada cuboide estaba restringida axialmente y se le permitía rodar de otra manera. La parte superior fue sometida a una tracción superficial definida por unidad de área no reformada (primera tensión de Piola-Kirchhoff o tensión nominal). Comparamos los resultados del modelo con datos experimentales y descubrimos que tanto el modelo teórico como el numérico predijeron con precisión el comportamiento uniaxial de los tejidos, como se muestra en la Fig. 3. Esta validación proporciona evidencia de que nuestro modelo se puede utilizar para simular con precisión el comportamiento. de tejidos blandos.

Calibración y validación del modelo utilizando los datos experimentales uniaxiales de Cardoso realizados en muestras de músculos del abdomen18.

No se realizaron experimentos en humanos como parte de este estudio.

Se ha aplicado el FEM para calcular la respuesta en desplazamiento del VA con y sin daño herniario. La comparación en la Fig. 4 indica que el desplazamiento disminuye un 3% cuando la hernia ocurre en la AW. Esta disminución en el desplazamiento se explica por la ausencia de reacción a la presión aplicada donde se ha desarrollado la hernia, lo que conduce a una fuerza acumulativa general más baja y, por lo tanto, a un desplazamiento más pequeño. Esto también puede explicar la protrusión de los tejidos blandos a través de la debilidad de la hernia como reflejo del gradiente de presión.

Magnitud del desplazamiento en el subdominio AW (a) sin hernia, (b) con hernia incisional y (c) con hernia umbilical.

La reparación de una hernia a menudo implica la colocación de una malla, que confiere resistencia a la tracción a la pared abdominal al promover la formación de tejido cicatricial. Ha habido una proliferación de tipos de malla con diferentes materiales de malla, pesos de malla (dependiendo del peso y la cantidad de material utilizado) y porosidad de las mallas. A pesar de la abundancia de estudios clínicos que investigan la reparación de hernias con varios tipos de malla, hay una serie de preguntas que no han sido respondidas, incluida la función de la malla en la reparación de hernia y la ubicación óptima de la malla dentro de las capas de la pared abdominal19. La Figura 5 describe la inserción de malla para la reparación de hernia ventral según la clasificación internacional de planos de la pared abdominal20.

Colocación de mallas para reparaciones de hernia ventral según la clasificación internacional de planos de la pared abdominal20.

En este estudio nos centramos en pequeñas hernias posquirúrgicas (es decir, incisionales) o umbilicales que se modelan como defectos circulares en los músculos de la AW. Para la hernia incisional, se considera que la zona de daño atraviesa los músculos consecutivos del abdomen: EO, IO, RA y TA. La Figura 6 muestra las distribuciones de tensiones en el subdominio AW. Estos contornos muestran que la tensión horizontal \(\sigma _{zz}\) es el componente más significativo cerca del plano de simetría bilateral (o de línea media). El componente de tensión \(\sigma _{yy}\) se vuelve más significativo 90\(^{\circ }\) alrededor del eje vertical lejos de la línea media. Las tensiones cortantes son todas relativamente menores. Esta distribución de tensiones implica que la tensión circular dicta el estado más crítico en el AW. En términos de distribución de tensiones en los distintos músculos, la línea alba experimenta las tensiones más altas en el dominio estudiado. Esto se debe a que la línea alba es el tejido más rígido del AW. Otro músculo muy solicitado según este análisis numérico es el transverso del abdomen, que está directamente expuesto a la presión interna. Parte de esta presión se transmite al oblicuo interno y al recto abdominal a través de fuerzas de contacto, pero después de una atenuación significativa, como se muestra en la Fig. 8.

Contornos de los componentes de tensión para la AW intacta y la AW afectada por hernia cuando no se utiliza ninguna malla para reforzar los músculos dañados. El tensor de tensión del sexto componente cortante \(\sigma _{xy}\) se ha ignorado porque es insignificante.

Se compararon las respuestas de un AW intacto y un AW afectado por hernia sin malla de refuerzo y se demostró la concentración de tensiones alrededor de la zona de daño de la hernia y la amplificación de las tensiones en esta área, como se muestra en la Fig. 6. La concentración y amplificación de tensiones prevalecen a pesar del menor desplazamiento que se produce cuando se produce la hernia. De manera similar, la Fig. 7 representa la magnitud de la tensión equivalente alrededor de la zona de la hernia en diagramas de rosas (el origen de las coordenadas polares corresponde al centro de la hernia y la dirección de referencia corresponde al eje z horizontal como se muestra en la Fig. 4). ). Las subfiguras tienen dos escalas diferentes (la Fig. 7a es de 0 a 30 kPa y la Fig. 7a es de 0 a 20 kPa). Las curvas en rosa en la Fig. 7a confirman que la tensión más alta se encuentra en el transverso del abdomen seguido del oblicuo externo, mientras que las tensiones en el recto del abdomen y el oblicuo interno son aproximadamente cinco veces menores. Esta figura también indica que la tensión equivalente es anisotrópica en ausencia de refuerzo y que el TA experimenta una tensión equivalente de aproximadamente 7,5 kPa en la dirección polar horizontal y alcanza 30 kPa alrededor de la dirección polar vertical. El factor de concentración de estrés resultante de esta anisotropía de estrés es 4 y se atribuye a la presencia de hernia. La respuesta en presencia de un implante de malla quirúrgica utilizado para reforzar el transverso del abdomen se muestra en la Fig. 7b. Después de la reparación de la hernia, no se puede percibir una concentración de estrés significativa (la relación entre el estrés máximo y el mínimo es cercana a 1). Además, la amplificación de la tensión desaparece ya que la magnitud de la tensión es de aproximadamente 5 kPa alrededor del eje y.

Distribuciones de tensión equivalente (expresada en kPa) en los músculos AW afectados por la hernia (a) sin refuerzo y (b) cuando se utiliza un implante de malla quirúrgica para reforzar el transverso del abdomen. La reparación de hernias mediante refuerzo de malla reduce la magnitud de las tensiones y alivia su concentración.

La Figura 8 muestra los contornos de tensiones equivalentes en los diferentes músculos AW y en ausencia de hernia (primera fila), en presencia de hernia sin reparación (segunda fila) y en presencia de hernia mientras se aplican implantes de malla quirúrgica en la capa interna. plano (tercera fila), plano anterecto (cuarta fila), plano retrorecto (quinta fila) y plano preperitoneal (sexta fila). La figura indica que los músculos TA son los más solicitados en el AW independientemente de la presencia o ausencia de refuerzo. Esto se debe a su exposición directa a la presión interna. Las distribuciones de tensión revelan que la implantación de una malla quirúrgica en los planos onlay, anterecto o retrorecto no mejora la respuesta de la AW a la presión interna aplicada. Sin embargo, la última fila muestra que reforzar el músculo TA con un implante de malla quirúrgica en el plano preperitoneal reduce significativamente las tensiones. Junto con los resultados que se muestran en la Fig. 7, estos contornos indican que para esta ubicación de hernia, la aplicación de una malla preperitoneal proporciona un refuerzo óptimo y reduce eficazmente la concentración de tensión alrededor de la zona dañada de la hernia.

Contornos de tensiones equivalentes en los diferentes músculos AW en ausencia de hernia (primera fila), en ausencia de refuerzo y presencia de hernia (segunda fila), en presencia de hernia mientras se aplican implantes de malla quirúrgica en la incrustación (tercera fila ), anterrectus (cuarta fila), retrorrectus (quinta fila) o preperitoneal (sexta fila).

El examen de las distribuciones de tensiones equivalentes en los implantes de malla quirúrgica aplicados en los planos onlay, anterrectus, retrorectus o preperitoneal (Fig. 9) muestra que las tensiones máximas se producen en la malla TA. Este resultado es coherente con la conclusión extraída de la Fig. 8. La alta tensión en la malla sugiere que funciona eficazmente para proteger a los músculos vecinos de la concentración y amplificación del estrés. Tenga en cuenta que las tensiones máximas obtenidas en esta simulación están por debajo de las resistencias a la tracción de las mallas biológicas y compuestas disponibles comercialmente informadas por See et al.21.

Distribución de tensión equivalente en los implantes de malla quirúrgica aplicados en los planos onlay, anterecto, retrorecto o preperitoneal.

Otro caso significativo que se investiga en este estudio es la hernia paraumbilical, que afecta a la línea alba (LA) cerca de la región del ombligo. No se comprende bien la decisión de dónde se pueden implantar las telas de malla, por lo que la reparación de la hernia puede estar en una posición deficiente si se desconoce la respuesta mecánica. La colocación de malla en el plano retrorecto (Fig. 5) se ha popularizado en los últimos años. Este espacio se encuentra entre el músculo recto del abdomen y la vaina del recto posterior, que comprende la hoja posterior de la aponeurosis del oblicuo interno y la aponeurosis del transverso del abdomen. En una reparación de hernia grande y compleja, a veces es necesario un procedimiento de separación del componente posterior22. En esta maniobra, se incide la vaina del recto posterior y el músculo aponeurosis transverso del abdomen para reducir la tensión y se coloca la malla en el espacio entre el recto abdominal y el oblicuo interno y externo anteriormente y la vaina del recto posterior y el saco peritoneal posteriormente.

El estudio numérico actual arroja luz sobre la posición óptima a través de los tejidos abdominales. La Figura 10 representa los contornos de tensión equivalente cuando no se aplica ninguna malla o cuando se aplica una malla en una de las interfaces intermusculares. Aunque las tensiones son altas en el punto de contacto entre LA y los músculos adyacentes, estas singularidades no son motivo de preocupación ya que en la práctica las áreas de contacto son más grandes que las interacciones localizadas entre nodos que concentran las tensiones. El área de interés se encuentra en la periferia de la hernia y en sus inmediaciones. Los gráficos de contorno indican concentraciones de tensión en las superficies interna y externa de los músculos LA cerca de la hernia; las magnitudes de las tensiones son mayores en las áreas externas. Este resultado se confirma en la Fig. 11a,b, que indica la distribución de la tensión alrededor de la zona de daño de la hernia en las caras externa e interna.

El examen del efecto de la posición del implante de malla sobre la distribución de tensiones muestra que la distribución de tensiones más baja en el anillo externo se obtiene para el refuerzo de malla superpuesto (véanse las Figuras 10 y 11a). De manera similar, la distribución de tensiones más baja en el anillo interno se obtiene cuando el refuerzo se coloca en el plano preperitoneal (ver Figs. 10 y 11b). Las cifras también muestran que la tensión externa disminuye aproximadamente un 50% cuando se implanta la malla superpuesta. La aplicación del implante de malla en el plano retrorrecto reduce la tensión en aproximadamente un 50% en promedio. Tenga en cuenta que el refuerzo de la interfaz preperitoneal también reduce la tensión en la zona interna, pero no tanto como en el caso del refuerzo de la interfaz retrorrectal.

Otros lugares prácticamente no influyen en la distribución de tensiones, por lo que no ofrecen un refuerzo eficaz. Si bien los planos onlay y retrorecto son adecuados para el refuerzo mecánico, es más práctico colocar la malla en el plano retrorecto para evitar la protrusión de tejidos blandos de la cavidad abdominal. La investigación clínica demostró que la colocación de malla retrorrectal se asocia con tasas reducidas de complicaciones y recurrencia23. Por estos motivos, colocar el implante de malla en el plano retrorecto ofrece el mejor refuerzo en el caso de hernia umbilical.

Contornos de tensiones equivalentes en la línea albea afectada por la hernia cuando no se aplica malla (primera fila) y en presencia de implantes de malla quirúrgica en el plano de incrustación (segunda fila), plano anterrecto (tercera fila), plano retrorrecto (cuarta fila ), y en el plano preperitoneal (quinta fila).

Distribuciones de tensión equivalente (expresada en kPa) dentro de la zona de daño de la hernia alrededor de las interfaces (a) externa y (b) interna de la línea albea con varias posiciones de refuerzo de malla.

Para evaluar la importancia del tamaño de la hernia, utilizamos los principios de la mecánica de fracturas. Por lo tanto, la hernia se trata como una fisura local de longitud a dentro de los músculos. Para una grieta de longitud muy corta, la falla ocurre cuando se alcanza el esfuerzo último \(\sigma _u\). Sin embargo, para grietas largas, la falla ocurre con una tensión \(\sigma _f\) que se determina midiendo la tenacidad a la fractura. En ausencia de una medición adecuada de la resistencia a la fractura en músculos humanos, consideramos las mediciones de laboratorio de Taylor et al.24 realizadas en músculos porcinos e indicando que la resistencia a la fractura aparente es \(J_c = 2,5\) kJ/m\(^ 2\). Tenga en cuenta que para materiales lineales \(K_c = \sqrt{J_c E}\) se conoce como factor de intensidad de tensión crítica. \(J_c\) se puede utilizar para materiales lineales y no lineales, mientras que \(K_c\) no tiene sentido cuando el comportamiento es no lineal. Según la definición de resistencia aparente a la fractura, la longitud crítica de la hernia es aproximadamente

Como se muestra en los contornos de tensión discutidos anteriormente, el AW investigado en este estudio experimenta una tensión nominal de no más de 0,1 MPa. Para que se produzca una falla con esta tensión en EO, IO, RA o TA, la falla por tensión debe considerarse \(\sigma _f = 0.1\) MPa. La Tabla 2 muestra las longitudes críticas correspondientes si \(J_c = 2.5\) kJ/m\(^2\). Usando la ecuación. (5), se puede observar que la región más crítica es el recto abdominal, donde las grietas (o zonas de daño de hernia) de tamaño crítico de 4,1 cm o más pueden propagarse (es decir, crecer). En el oblicuo interno pueden propagarse grietas un poco más grandes, de 5,2 cm de tamaño. En cuanto al oblicuo externo y al transverso del abdomen, se pueden propagar grietas de tamaños de 8 cm y 8,2 cm, respectivamente. La última columna de la Tabla 2 indica la distancia crítica definida por

Esta distancia se puede interpretar como el tamaño de una zona dañada (por ejemplo, una hernia) que no puede influir en el fallo general de un músculo (puede dejarse en su lugar sin riesgo de propagación de grietas y, por lo tanto, no obtendrá ningún beneficio significativo de una reparación quirúrgica del músculo). hernia). Aplicando la ecuación. (6) muestra que este tamaño crítico varía desde 1,5 mm en el transverso del abdomen hasta 7,8 mm en el recto del abdomen.

Se desarrolló un modelo de elementos finitos para investigar el comportamiento mecánico de una VA típica sometida a daño local debido a una hernia. El enfoque de modelado propuesto tomó en consideración la gran deformación de los músculos abdominales mediante la incorporación de cambios geométricos no lineales y la selección de un modelo constitutivo hiperelástico de Arruda-Boyce. Las distribuciones de tensión resultantes, la geometría hipotética de la hernia y la teoría de la mecánica de las fracturas se utilizaron para evaluar el crecimiento de las hernias.

Los análisis propuestos revelaron ubicaciones óptimas para los implantes de malla que permiten el refuerzo eficaz de los músculos abdominales afectados por hernias, ubicaciones que previamente se seleccionaron empíricamente. Los resultados numéricos indicaron que la colocación óptima de los implantes de malla para la hernia incisional es en los músculos transversos del abdomen. En cuanto a la hernia paraumbilical, el refuerzo retrorrectal de la línea alba demostró ser más eficaz que los implantes preperitoneales, anterectos y onlay. Además, este estudio proporcionó un predictor objetivo del tamaño crítico de la hernia más allá del cual se hace necesaria la intervención quirúrgica. En resumen, el flujo de trabajo propuesto combinó biomecánica y conocimiento clínico para predecir la respuesta de una pared abdominal típica reconstruida digitalmente a la presión interna utilizando cambios geométricos no lineales, interacciones no lineales y comportamiento material no lineal.

A pesar de su potencial, el flujo de trabajo propuesto tiene limitaciones que se atribuyen esencialmente a la falta de datos experimentales. Las propiedades mecánicas de los músculos pueden diferir de un paciente a otro. Además, las limitaciones de carga (por ejemplo, presión intraabdominal) también pueden variar significativamente con las condiciones de salud del paciente (por ejemplo, obesidad, embarazo). Un modelo que tenga en cuenta dicha incertidumbre podría ser más apropiado.

Los desafíos futuros en esta área requerirían pruebas confiables de tejidos musculares vivos y naturales para predecir las propiedades hiperelásticas con mayor certeza y la tenacidad a la fractura bajo condiciones de carga relevantes. Como tal, los modelos biomecánicos construidos digitalmente que son específicos del paciente tienen el potencial de proporcionar orientación directa a los cirujanos en ejercicio, lo que puede ser fundamental para reducir la recurrencia de la hernia. Estos modelos construidos personalizados también tendrán en cuenta los factores agravantes de los pacientes, como el hábito corporal y la cirugía previa.

Todos los datos generados o analizados durante este estudio se incluyen en este artículo publicado. Cualquier información adicional relevante para el estudio actual puede estar disponible a través del autor correspondiente previa solicitud razonable.

Lozada-Martínez, ID et al. Factores preoperatorios asociados con resultados a corto y largo plazo en el paciente con hernia inguinal: ¿Qué dice la evidencia actual?. Ana. Medicina. Cirugía. 78, 103953. https://doi.org/10.1016/j.amsu.2022.103953 (2022).

Artículo de Google Scholar

Helgstrand, F., Rosenberg, J., Kehlet, H., Strandfelt, P. y Bisgaard, T. Tasa de reoperación versus recurrencia clínica después de la reparación de una hernia ventral. Ana. Cirugía.https://doi.org/10.1097/SLA.0b013e318254f5b9 (2012).

Artículo PubMed Google Scholar

Keith, A. Sobre el origen y la naturaleza de la hernia. Hno. J. Cirugía. 11, 455–475. https://doi.org/10.1002/bjs.1800114307 (1924).

Artículo de Google Scholar

Fortuny, G., López-Cano, M., Susín, A. & Herrera, B. Simulación y estudio de los parámetros geométricos en la zona inguinal y génesis de las hernias inguinales. Computadora. Métodos Biomecánicos. Biomédica. Ing. 15, 195–201. https://doi.org/10.1080/10255842.2010.522182 (2012).

Artículo de Google Scholar

Tuset, L., Fortuny, G., Herrero, J., Puigjaner, D. & López, JM Implementación de un nuevo constitutivo modelo para músculos abdominales. Computo. Methods Progr. Biomed. 179, 104988. https://doi.org/10.1016/j.cmpb.2019.104988 (2019).

Artículo de Google Scholar

Hernández-Gascón, B. et al. Comprender el comportamiento mecánico pasivo de la pared abdominal humana. Ana. Biomédica. Ing. 41, 433–444 (2013).

Artículo PubMed Google Scholar

Todros, S. et al. Modelado computacional de reparación laparoscópica de hernia abdominal con malla quirúrgica. En t. J. Computación. Asistir. Radiol. Cirugía. 13, 73–81 (2018).

Artículo ADS PubMed Google Scholar

Él, W. et al. Un método numérico para guiar el diseño de mallas quirúrgicas con propiedades mecánicas adecuadas para hernias abdominales específicas. Computadora. Biol. Medicina. 116, 103531 (2020).

Artículo PubMed Google Scholar

Tuset, L. et al. Simulación virtual de la biomecánica de la pared abdominal con diferentes ubicaciones de estomas. Ciencia. Rep. 12, 3545. https://doi.org/10.1038/s41598-022-07555-z (2022).

Artículo ADS CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

De Keulenaer, BL, De Waele, JJ, Powell, B. & Malbrain, MLNG ¿Qué es la presión intraabdominal normal y cómo se ve afectada por la posición, la masa corporal y la presión positiva al final de la espiración? Medicina de Cuidados Intensivos. 35, 969–976 (2009).

Artículo PubMed Google Scholar

Wilson, A., Longhi, J., Goldman, C. y McNatt, S. La presión intraabdominal y los pacientes con obesidad mórbida: el efecto del índice de masa corporal. J. Cirugía de cuidados intensivos de traumatismos. 69, 55. https://doi.org/10.1097/TA.0b013e3181e05a79 (2010).

Artículo de Google Scholar

Mitsuhashi, N. y col. Bodyparts3d: base de datos de estructuras 3D para conceptos anatómicos. Ácidos nucleicos res. 37, D782–D785. https://doi.org/10.1093/nar/gkn613 (2008).

Artículo CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Schmidt, R. & Singh, K. Meshmixer: una interfaz para una composición rápida de malla. En la Conferencia del Grupo de Interés Especial sobre Gráficos por Computadora y Técnicas Interactivas, Los Ángeles, California, 26 al 30 de julio de 2010. https://doi.org/10.1145/1837026.1837034.

ABAQUS/Manual de usuario estándar, versión 6.16 (Dassault Systèmes, Estados Unidos, 2016).

Kirilova, M., Pashkouleva, D. & Kavardzhikov, V. Una selección de mallas para hernias basada en resultados experimentales para capas abdominales. Biotecnología. Biotecnología. Equipar. 26, 3292–3295. https://doi.org/10.5504/BBEQ.2012.0068 (2012).

Artículo de Google Scholar

Szepietowska, K. & Lubowiecka, I. Comportamiento mecánico del implante utilizado en la reparación de hernias humanas bajo cargas fisiológicas. Acta Bioeng. Biomecánica. 15, 89–96 (2013).

PubMed Google Académico

Hadi, HIA, Maw, A., Sarmah, S. & Kumar, P. Reparación intraperitoneal sin tensión de pequeñas hernias ventrales de la pared abdominal en la línea media con un parche para hernia ventralex: experiencia inicial en 51 pacientes. Hernia 10, 409–413. https://doi.org/10.1007/s10029-006-0127-x (2006).

Artículo CAS PubMed Google Scholar

Cardoso, M. Estudio experimental de la pared abdominal anterolateral humana: propiedades biomecánicas de la fascia y los músculos. Tesis de maestría, Facultad de Ingeniería, Universidad de Porto (2012).

Brown, CN y Finch, JG ¿Qué malla para la reparación de hernias? Ana. R. Coll. Cirugía. ingles. 92, 272–278 (2010).

Artículo CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Parker, SG y cols. Clasificación internacional de planos de la pared abdominal (ICAP) para describir la inserción de malla para la reparación de hernia ventral. BJS (Br. J. Surg.) 107, 209–217. https://doi.org/10.1002/bjs.11400 (2020).

Artículo CAS Google Scholar

Ver, CW, Kim, T. & Zhu, D. Malla para hernias y reparación de hernias: una revisión. Ing. Regenerador. 1, 19–33. https://doi.org/10.1016/j.engreg.2020.05.002 (2020).

Artículo de Google Scholar

Sneiders, D. y col. Medialización después de la separación combinada de los componentes anterior y posterior en cirugía de hernia incisional gigante, un estudio anatómico. Cirugía 170, 1749-1757 (2021).

Artículo PubMed Google Scholar

Alimi, Y., Merle, C., Sosin, M., Mahan, M. & Bhanot, P. Selección de malla y plano: un resumen de opciones y resultados. Plast. Esteta. Res. 7, 52. https://doi.org/10.20517/2347-9264.2019.39 (2020).

Artículo de Google Scholar

Taylor, D., O'Mara, N., Ryan, E., Takaza, M. y Simms, C. La tenacidad a la fractura de los tejidos blandos. J. Mech. Comportamiento. Biomédica. Madre. 6, 139-147. https://doi.org/10.1016/j.jmbbm.2011.09.018 (2012).

Artículo PubMed Google Scholar

Descargar referencias

Escuela de Ingeniería, Universidad de Australia Occidental, Perth, Australia

Ali Karrech

Facultad de Medicina de la UWA, Universidad de Australia Occidental, Perth, Australia

Hairul Ahmad y Jeffrey M Hamdorf

Instituto de Hernia de Perth, Murdoch, Australia

Hairul Ahmad y Jeffrey M Hamdorf

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Los autores contribuyeron igualmente a la conceptualización de este trabajo. AK desarrolló el modelo numérico. HA y JH realizaron las interpretaciones clínicas. Todos los autores revisaron el manuscrito.

Correspondencia a Ali Karrech.

Los autores declaran no tener conflictos de intereses.

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Reimpresiones y permisos

Karrech, A., Ahmad, H. & Hamdorf, JM Estabilidad biomecánica de las paredes abdominales dañadas por hernias. Informe científico 13, 4936 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-31674-w

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Recibido: 09 de octubre de 2022

Aceptado: 15 de marzo de 2023

Publicado: 27 de marzo de 2023

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-023-31674-w

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