Fases de La Marcha

Estrategias de control motor en sujetos protetizados

con amputacin transtibial

Prof.

Prof. Dra. Isabel M Alguacil Dieg

Departamento de Fisioterapia, Terapia Ocupacional, Rehabilitacin y Medicina


con amputacin transtibial unilateral

anlisis instrumental

Tesis doctoral

Francisco Molina Rueda

Directores de la tesis:

Prof. Dr. Juan Carlos Miangolarra Page

Prof. Dra. Isabel M Alguacil Diego

Departamento de Fisioterapia, Terapia Ocupacional, Rehabilitacin y Medicina Facultad de Ciencias de la Salud

Universidad Rey Juan Carlos


unilateral:

Departamento de Fisioterapia, Terapia Ocupacional, Rehabilitacin y Medicina Fsica.

A mis padres y a mis hermanos porque son mi fuerza y mi gua

TESIS DOCTORAL UNIVERSIDAD REY JUAN CARLOS. 2012

3

AGRADECIMIENTOS

Me emociona escribir esta pgina, la ltima que redacto, pues significa el final de un

recorrido estimulante, sincero y lleno de transformaciones. Durante este camino muchas

personas han sido protagonistas y me han aportado elementos y cualidades sin los que

este estudio no hubiese sido posible. Porque este trabajo es de muchos y no es solo mo,

las ltimas palabras de este manuscrito deben ser de agradecimiento.

Primero, quisiera agradecer este trabajo y expresar mi ms profunda admiracin al Prof.

Dr. Juan Carlos Miangolarra, codirector de esta Tesis Doctoral, por su intenso respaldo e

inters. Debo agradecerle tambin, su apoyo constante desde el comienzo de mi andadura

en esta universidad, sin el cual no hubiese recibido la formacin y adquirido el

conocimiento cientfico del que dispongo actualmente.

Por supuesto, mostrar mis agradecimientos a la Prof Dra. Isabel M Alguacil Diego,

codirectora de esta Tesis Doctoral, por su excelsa labor y sus continuos consejos. Su

aportacin va ms all de esta investigacin, ya que ha supuesto un aliento impregnado

de cario en todas las actividades que he desempeado en esta universidad. Me siento

orgulloso de contar con su apoyo, con su amistad y no me cansar de elogiar la calidad de

su persona.

Segundo, quisiera agradecer este trabajo a mis compaeros del Laboratorio de Anlisis

del Movimiento, Biomecnica, Ergonoma y Control Motor porque han permanecido

siempre a mi lado. A Mara Carratal, a Alberto Molero y a Lola porque son las personas

que ms me han educado aqu y con ms fuerza me han guiado. A Roberto Cano, a

Ariadna Martnez, a Francisco Miguel Rivas, a Javier Iglesias y a Alicia Cuesta por su

constante apoyo y cario. Y por ltimo, a todas las personas del Departamento de


4

Fisioterapia, Terapia Ocupacional, Rehabilitacin y Medicina Fsica porque juntos

constituimos una gran familia.

Este trabajo no hubiese sido posible sin las personas que han participado en l, por ello

quiero expresar mi gratitud a todos los sujetos controles y con amputacin que de forma

desinteresada han constituido la muestra de este estudio. Con sinceridad deseo que la

informacin resultante les sirva para mejorar su calidad de vida. En este sentido, quiero

agradecer a D. Emiliano Izquierdo y a todos los centros e instituciones que se han

preocupado por difundir este trabajo, su disponibilidad y buen hacer.

El ltimo lugar de este apartado de agradecimientos lo reservo a mi mbito personal, el

ms importante y el que ms me ha empujado a terminar este trabajo. Gracias a mis

amigos de toda la vida y a los ms recientes, por paliar mis agobios y aportarme cientos

de momentos de alegra. Gracias a mis hermanos, Rogelio, Miguel ngel, Mara Jos y

Ana Beln, que me llenan de orgullo cada da y los quiero y admiro de un forma infinita.

Gracias a mi madre, siempre luchadora, sincera y cariosa. Gracias por su aplomo, por su

dedicacin, por su educacin y por su amor inquebrantable. Gracias por todo, sin ti nada

hubiese sido posible, absolutamente nada. Gracias a mi padre, por ser el ms perfecto de

todos, por constituir con mi madre el mejor equipo, por su templanza, por su tranquilidad,

por su recuerdo. Nada ms me llena de orgullo que escribir esta tesis por l, slo espero

que la reciba donde quiera est. Esta tesis es vuestra, slo vuestra y mi agradecimiento

nunca ser suficiente.


5

RESUMEN

Objetivos. Analizar el patrn biomecnico y las funciones de la marcha en los sujetos

protetizados con amputacin transtibial unilateral, as como describir, si las hubiese, las

estrategias de control motor realizadas para asegurar la funcionalidad de la marcha.

Mtodos. Veinticinco personas con amputacin transtibial unilateral y veinticinco

personas sanas participaron en este trabajo. Se evalu la marcha de los participantes por

medio del equipo VICON MOTION SYSTEM. Se analizaron parmetros cinemticos

de las articulaciones de ambas extremidades interiores, pelvis y trax, as como la

cintica y la intensidad de activacin muscular de las extremidades inferiores.

Resultados. Los sujetos con amputacin transtibial unilateral mostraron: a) incremento

de la amplitud de movimiento de la pelvis en el plano sagital (p


6


7

NDICE.

INTRODUCCIN. 17

1. La amputacin

1.1 Niveles de amputacin.

1.2 Epidemiologa de las amputaciones.

1.3 La amputacin transtibial.

Las prtesis tibiales. Las interfases o encajes blandos y los sistemas de anclaje. Los pies protsicos.

2. La marcha humana

2.1 Descripcin del ciclo de la marcha.

Periodos del ciclo de marcha. Fases del ciclo de marcha.

2.2 Biomecnica de la marcha: conceptos

Parmetros espacio-temporales de la marcha. Cinemtica articular. Fuerzas de reaccin del suelo. Momentos articulares. Potencia articular. Electromiografa.

2.3 Biomecnica de la marcha humana: funciones.

Funcin de recepcin y soporte del peso corporal. Funcin de progresin y propulsin.

3. Laboratorios de anlisis de la marcha.

4. La marcha en el amputado transtibial: antecedentes.

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JUSTIFICACIN. 79

OBJETIVOS.

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PACIENTES Y MTODO.

87

1. Diseo del estudio...

2. Seleccin y caractersticas de la muestra.

2.1 Eleccin de la muestra. 2.2 Criterios de inclusin y exclusin de los pacientes. 2.3 Grupo Control. 2.4 Procedimiento de seleccin. 2.5 Procedimientos ticos.

3. Variables del estudio..

3.1 Variables independientes. 3.2 Variables dependientes.

4. Protocolo experimental..

4.1 Anamnesis y exploracin fsica. 4.2 Anlisis instrumental de la marcha.

- Configuracin del laboratorio. - Preparacin del paciente.

4.3 Anlisis de la actividad.

5. Anlisis de datos.

5.1 Procesado de datos. 5.2 Anlisis de las variables.

- Parmetros espacio-temporales. - Cinemtica articular. - Cintica articular: Fuerzas de reaccin del suelo, momentos internos y potencias articulares. - Intensidad de activacin muscular.

6. Anlisis estadstico.

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RESULTADOS.

113

1. Caractersticas clnicas de la muestra..

2. Principales resultados: contraste grupo control-grupo amputados...

- Parmetros espacio-temporales. - Cinemtica articular de las extremidades inferiores, pelvis y trax. - Fuerzas de reaccin del suelo. - Momentos internos articulares. - Potencias articulares. - Intensidad de activacin muscular (iEMG).

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DISCUSIN.

141

Cuerpo de la discusin.

Limitaciones del estudio.

Relevancia clnica y lneas de investigacin futuras.

143

175

177

CONCLUSIONES.

181

REFERENCIAS BIBLIOGRFICAS.

185

ANEXOS.

Anexo 1. Modelo de consentimiento informado.

Anexo 2. Informe favorable del Comit de tica.

Anexo 3. Modelo de historia clnica.

Anexo 4. Test de Day.

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10


11

NDICE DE TABLAS.

Tabla 1. Velocidad media en sujetos sanos en funcin del sexo y la edad. Tabla 2. Recorridos osteo-articulares de los principales segmentos durante la marcha.

Tabla 3. Picos mximos de las potencias articulares.

Tabla 4. Datos antropomtricos de los pacientes recogidos.

Tabla 5. Fiabilidad inter-sesin del modelo Vicon Clinical Manager-Vicon Plug-in Gait.

Tabla 6. Parmetros espacio-temporales.

Tabla 7. Grados de libertad de los segmentos corporales.

Tabla 8a. Nomenclatura de los valores cinemticos analizados en el estudio.

Tabla 8b. Nomenclatura de los valores cinemticos analizados en el estudio.

Tabla 9. Momentos internos articulares analizados en el estudio y fuerzas de reaccin del suelo.

Tabla 10. Caractersticas de los sujetos. Tabla 11a. Parmetros espacio-temporales.

Tabla 11b. Parmetros espacio-temporales.

Tabla 12. Cinemtica de trax y pelvis (grados). Tabla 13. Cinemtica de las articulaciones de las extremidades inferiores (grados). Tabla 14. Fuerzas de reaccin del suelo (porcentaje del peso corporal). Tabla 15. Momentos internos articulares (Nm/kg). Tabla 16. Potencias articulares (W/kg). Tabla 17a. Activacin muscular (iEMG). Tabla 17b. Activacin muscular (iEMG).

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13

NDICE DE FIGURAS.

Figura 1. Etiologa de la amputacin.

Figura 2. Representacin de los niveles de amputacin del miembro inferior,

segn los trminos ISO, y su equivalencia con los trminos anteriores.

Figura 3. Resultados segn la versin 23 del All Patients Grupos

Relacionados por el Diagnstico en vigor para el ao 2009, correspondientes a

los diagnsticos de amputacin de miembro superior y de miembro inferior

segn la Norma Estatal 2008 resultados globales para el Sistema Nacional de

Salud.

Figura 4. Encaje Patellar Tendon Bearing.

Figura 5. Encaje Patellar Tendon Supra-Patellar-Suprskondylen.

Figura 6. Encaje Kondylen Bettung Mnster.

Figura 7. Encaje Total Surface Bearing y Encaje Hydrostatic Total Surface.

Figura 8. Liners de silicona.

Figura 9. Sistemas de anclaje tipo pin y bomba de vaco.

Figura 10. Tipos de pies protsicos.

Figura 11. Fases del ciclo de marcha.

Figura 12. Cinemtica articular: representacin grfica (normalidad).

Figura 13. Fuerzas de reaccin del suelo: representacin grfica

(normalidad).

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14

Figura 14. Representacin grfica de los momentos internos articulares.

Figura 15. Representacin grfica de las potencias articulares (normalidad).

Figura 16. Secuencia de activacin normal de principales grupos musculares

durante la marcha.

Figura 17. Funcin de recepcin y soporte del peso corporal: principales

esquemas motores en el plano sagital.

Figura 18. Eventos crticos del complejo articular tobillo-pie y participacin

muscular.

Figura 19. Funcin de progresin y propulsin: principales esquemas motores

en el plano sagital.

Figura 20. Laboratorio de Anlisis del Movimiento, Biomecnica, Ergonoma

y Control Motor (LAMBECOM).

Figura 21. Sujeto con marcadores segn el modelo Vicon Plug-in Gait.

Figura 22a. Cinemtica articular plano sagital (grados).

Figura 22b. Cinemtica articular plano frontal (grados).

Figura 23. Fuerzas de reaccin del suelo.

Figura 24a. Momento internos articulares plano sagital (Nm/kg).

Figura 24b. Momento internos articulares plano frontal (Nm/Kg).

Figura 25. Potencia articulares (W/Kg).

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15

Figura 26. Intensidad de activacin muscular Bceps femoral/Glteo mayor

(iEMG).

Figura 27. Intensidad de activacin muscular Glteo medio/Recto femoral

(iEMG).

Figura 28. Fuerzas de reaccin del suelo durante la recepcin del peso

corporal en lado protetizado.

Figura 29. Oblicuidad plvica durante el periodo de apoyo.

Figura 30. Patrn motor del trax y de la pelvis sobre el lado protetizado en

el plano frontal.

Figura 31a. Estrategia motora a nivel de la articulacin de la cadera en la

extremidad inferior sana.

Figura 32b. Estrategia motora a nivel de la articulacin de la cadera en la

extremidad inferior protetizada.

Figura 33. Comportamiento motor en el plano frontal de los sujetos con

amputacin transtibial unilateral.

Figura 34. Estrategia motora a nivel de la articulacin de la rodilla en la

extremidad inferior protetizada.

Figura 35. Comportamiento motor de la unidad pasajero, pelvis y rodilla del

lado protetizado en el plano frontal.

Figura 36. Funciones de la marcha en el lado sano.

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INTRODUCCIN.


18


19

INTRODUCCIN

El movimiento representa un elemento intrnseco de la vida cotidiana de las

personas del que muchas veces no somos conscientes. Este impregna cualquier actividad

desempeada en el da a da y se considera esencial para la interrelacin entre las

personas. El movimiento pasa a percibirse como un valor enorme cuando se deteriora. El

envejecimiento o los procesos patolgicos suelen deteriorar la capacidad motriz

afectando la calidad de vida de los individuos. Entender cmo ocurren los trastornos del

movimiento y cmo pueden solucionarse son misiones de un gran calado pues las

consecuencias en la vida de los individuos pueden ser enormes. Actualmente, los avances

en los instrumentos de valoracin abren un amplio campo en el estudio de los trastornos

que afectan al movimiento. Un ejemplo evidente de esta mejora viene representado por

los sistemas tridimensionales de anlisis del movimiento. Estos dispositivos permiten

realizar un estudio cuantitativo y objetivo de los diferentes elementos que intervienen en

un patrn motor ofreciendo una informacin de gran relevancia clnica. Su aplicacin en

las ltimas dcadas se extiende al estudio de multitud de procesos que afectan al

movimiento, naturales como el envejecimiento, y patolgicos como los trastornos

degenerativos articulares, las enfermedades neurolgicas o las amputaciones de las

extremidades. En el caso de las amputaciones de las extremidades se produce una

modificacin del esquema corporal que afecta de primera mano al movimiento y a su

organizacin. Sin embargo, las consecuencias derivadas de la amputacin son ms

susceptibles de ser solucionadas en relacin a otros trastornos que afectan al movimiento,

ya que el diseo de componentes protsicos ha permitido restaurar parcialmente las

funciones perdidas.

TESIS DOCTORAL INTRODUCCIN

20

La comprensin de cmo se afecta el movimiento en estos sujetos mediante el

uso de sistemas de anlisis tridimensional se considera esencial para mejorar la

adaptacin de las prtesis y el xito del tratamiento rehabilitador. En el caso de los

sujetos con amputacin transtibial unilateral, los estudios centrados en el anlisis de la

marcha han mostrado hallazgos relevantes sobre su patrn de marcha que han permitido

mejorar la adaptacin de los componentes protsicos; sin embargo, an no existe una

visin polidrica y funcional sobre el patrn de marcha en estos sujetos que pueda servir

como gua para la toma de decisiones por parte de los profesionales sanitarios.

1. La amputacin.

La amputacin constituye una ciruga que extirpa, pero tiene un componente

constructivo porque prepara un miembro residual apto para ser el origen de una prtesis

funcional.1

El aparato locomotor constituye un sistema completamente integrado, de manera

que existe una interaccin dinmica entre las aferencias sensoriales y los centros de

control motor de la locomocin.2 Una amputacin conlleva la prdida fsica de la porcin

amputada y su contribucin en la totalidad del organismo. La amputacin del miembro

inferior consiste en una alteracin primariamente perifrica que no slo supone la prdida

estructural del soporte esttico, conlleva adems la prdida de la funcin dinmica del

complejo articular y una prdida de informacin sensorial, propioceptiva y

exteroceptiva.1,3

TESIS DOCTORAL

Por tanto, la amputacin constituye un proceso

que representa, a nivel mundial,

de una extremidad en cualquier grupo de edad genera una discapacidad mayor que afecta

de una forma esencial a todos los aspectos de las actividade

La etiologa de la amputacin es mltiple, incluyndose entre sus causas la

diabetes mellitus, la enfermedad vascular perifrica, los traumatismos, los procesos

neoplsicos malignos, los procesos infecciosos y las malformaciones cong

mundo occidental, la causa ms frecuente de amputacin es la p

perifrica.6 (Figura 1).

Figura 1. Etiologa de la amputacin.

TESIS DOCTORAL

a amputacin constituye un proceso potencialmente

que representa, a nivel mundial, un importante problema socio-sanitario.


de una forma esencial a todos los aspectos de las actividades de la vida diaria.



neoplsicos malignos, los procesos infecciosos y las malformaciones cong

mundo occidental, la causa ms frecuente de amputacin es la p

Etiologa de la amputacin.

INTRODUCCIN

21

lmente discapacitante

sanitario.4 La amputacin


s de la vida diaria.



neoplsicos malignos, los procesos infecciosos y las malformaciones congnitas.5 En el

mundo occidental, la causa ms frecuente de amputacin es la patologa vascular


22

1.1 Niveles de amputacin.

Los niveles de amputacin pueden estar predeterminados por el proceso de

enfermedad, como en el caso de los tumores o las infecciones. Se preserva la mxima

longitud, consecuente con quitar el tejido enfermo/daado y con el tipo de prtesis

adecuada, si es conveniente. Segn el criterio de funcionalidad, el nivel ms ptimo es

aquel que se realiza en el tercio medio de los huesos largos ya que asegura un buen

recubrimiento del mun, un adecuado brazo de palanca y un buen estado de la piel.7

Ante la necesidad de establecer una terminologa comn referente al mbito de

las amputaciones y de los dispositivos protsicos, a lo largo de la segunda mitad del siglo

XX, se realizaron diferentes propuestas. En 1973, en Escocia, un grupo formado por

nueve miembros que representaban a cinco pases y respaldado por la International

Standards Organization (ISO), desarroll un sistema de terminologa exacto de

clasificacin y nomenclatura descriptiva, basado en la prctica. Los trminos creados por

este grupo han sido modificados ligeramente y adoptados y aprobados por la ISO, en el

ao 1989.8

El vocabulario y los trminos adoptados por la nueva clasificacin para describir

los niveles de amputacin y deficiencias congnitas de extremidades quedan recogidos en

el ISO 8549 Parte II. El estndar ISO 8549-2.1 recoge el nivel de amputacin de los

miembros en amputaciones adquiridas.9 Este engloba trminos relacionados con la

prtesis y los usuarios. La nueva terminologa usa tres descripciones: trans,

desarticulacin y parcial; en contraposicin a los trminos aceptados y utilizados

previamente: encima, debajo o a travs de la articulacin. (Figura 2).


23

El adjetivo trans se utiliza cuando la amputacin se realiza a travs del eje de

un hueso largo, como transfemoral o transhumeral. En los casos en los que hay dos

huesos contiguos tibia/peron y radio/cbito, slo se denomina el primer hueso o el ms

largo (transtibial, transradial).

Cuando la amputacin se realiza a travs de la articulacin, se emplea el trmino

desarticulacin (desarticulacin de la rodilla, desarticulacin del codo).

El trmino parcial describe las amputaciones del pie distales a la articulacin

del tobillo y a las amputaciones de la mano distales a la articulacin de la mueca.

Figura 2. Representacin de los niveles de amputacin del

miembro inferior, segn los trminos ISO, y su equivalencia con

los trminos anteriores.


24

1.2 Epidemiologa de las amputaciones.

Los datos de incidencia representan la circunstancia o el nmero de personas que

sufren algn tipo de amputacin cada ao. Los datos de prevalencia representan el

nmero total estimado de personas que han perdido o presentan ausencia de alguna

extremidad, e incluye tanto los casos ms recientes como los ocurridos hace aos.

En los pases occidentales, la mayora de las amputaciones se deben a

complicaciones del sistema vascular, causadas sobre todo por la Diabetes Mellitus.

Aunque la tasa de amputaciones relacionadas con el cncer y con traumatismos est

disminuyendo, la tasa de amputaciones vasculares va en aumento.7

En los Estados Unidos (EEUU), en 2005, 1,6 millones de personas vivan con la

ausencia de alguna extremidad.10 Se estima que entorno a 185.000 personas en EEUU

sufren una amputacin cada ao, incluyendo este dato, amputaciones a nivel de la

extremidad superior y amputaciones a nivel de la extremidad inferior.11 En cuanto a la

tasa de amputaciones a nivel transtibial, esta se ha mantenido en EEUU entre 9 y 12.5 por

100.000 habitantes desde 1990.12-15

En Espaa, lamentablemente, no se dispone de un censo estatal actualizado de

sujetos con amputacin que indique cul es la prevalencia y la incidencia de sujetos con

amputacin, y que adems, especifique el nivel de amputacin.


25

Entre los datos que se recogen en la Norma Estatal del Registro de Altas

Hospitalarias del Sistema Nacional de Salud (Conjunto Mnimo Bsico de Datos,

CMBD) incluido en el Plan de Estadstica Nacional (Ministerio de Sanidad y Consumo)

del ao 200916, se ha extrado la informacin referida a las amputaciones realizadas en los

hospitales pblicos. La Norma Estatal recoge un grupo de datos e indicadores que definen

el funcionamiento del conjunto de hospitales del Sistema Nacional de Salud en relacin

con los episodios de hospitalizacin, una vez clasificados por los Grupos Relacionados

por el Diagnstico (GRD) en la versin "All patients" en vigor para el ao de anlisis

(AP-GRD v23.0). Estos constituyen datos de referencia del Sistema Nacional de Salud

para el anlisis comparativo de la casustica y del funcionamiento.16 (Figura 3).

TESIS DOCTORAL

Figura 3. Resultados segn la versin 23 del All Patients

Diagnstico en vigor para el ao 2

de miembro superior y de miembro inferior segn la Norma Estatal 2008 resultados

globales para el Sistema Nacional de Salud.

MS. Miembro Superior. MI. Miembro Inferior.

TESIS DOCTORAL

Resultados segn la versin 23 del All Patients Grupos Relacionados por el

en vigor para el ao 2009, correspondientes a los diagnsticos de amputacin


globales para el Sistema Nacional de Salud.

MS. Miembro Superior. MI. Miembro Inferior.

INTRODUCCIN

26

Grupos Relacionados por el

009, correspondientes a los diagnsticos de amputacin



27

En cuanto a la distribucin por edad y sexo, la prevalencia es muy homognea

en todos los pases. La incidencia de las amputaciones aumenta drsticamente con la

edad. Alrededor de dos terceras partes de las amputaciones se producen en personas

mayores de 60 aos. Igualmente, en todos los pases la tasa de amputaciones es mayor en

varones que en mujeres.17

1.3 La amputacin transtibial.

La amputacin transtibial, infracondlea o por debajo de la rodilla, es la ms

frecuente de las amputaciones de la extremidad inferior, con un porcentaje que oscila

entre un 25% y un 50%.18 Para la protetizacin y el retorno rpido a las actividades, se

considera este nivel el ms recomendable, ya que la funcionalidad del paciente es

superior con respecto a otros niveles. En l se preserva la articulacin de la rodilla, siendo

el nivel ptimo cuando se realiza a 12cm por debajo de la interlnea articular de la rodilla,

teniendo en cuenta que hasta los 7cm es fcilmente protetizable.

En los pacientes con amputacin transtibial, la carga distal sobre las superficies

seas es a menudo dolorosa. La principal dificultad de la protetizacin consiste en

adaptar de forma relativamente confortable el encaje, de manera que permita amortiguar

el peso corporal y transmitir las fuerzas dinmicas que se producen durante la marcha.18

Por tanto, el objetivo de la protetizacin en estos sujetos consiste en lograr una

deambulacin con la mxima estabilidad, el menor coste energtico y la apariencia ms

normal posible.19-20


28

El diseo de las prtesis necesita adecuarse a estos objetivos para que cada

extremidad pueda encargase del control del soporte, la oscilacin y el despegue, y se

reduzcan, en la medida de lo posible, los cambios degenerativos en la columna lumbar y

las rodillas.19 Con todo ello, el funcionamiento de la marcha de personas con amputacin

transtibial es a menudo atribuido al estado actual de la tecnologa protsica.21-28 Por un

lado, los encajes transtibiales han experimentado importantes mejoras en los ltimos

aos, considerndose el factor ms importante que determina el xito o el fracaso de la

prtesis.20,23-25,28 Por otro lado, avances en el diseo del pie protsico permiten aportar

artificialmente una porcin de la contribucin muscular perdida por la

amputacin.21,22,26,27 En la literatura, existen multitud de estudios que investigan, en

sujetos con amputacin transtibial unilateral, la repercusin de diversos diseos

protsicos, tanto de pies como de encajes, en el coste energtico de la marcha29-33; as

como las modificaciones que, bien distintos tipos o mecanismos de pies protsicos34-56,

bien diferentes tipos de encajes o mecanismos de suspensin57-62, propician en la

biomecnica de la marcha.

Las prtesis tibiales.

El trmino prtesis deriva del griego pros y significa aadir, colocar o sustituir.

Por tanto, se define como prtesis externa a aquel dispositivo que reemplaza parcial o

totalmente un miembro ausente del cuerpo.3,18,63

Una clasificacin descriptiva til es la que se basa, principalmente, en el tipo de

encaje rgido y la interfase o encaje blando que se utilicen.18

TESIS DOCTORAL

Prtesis convencionales

Prtesis tibial con articulaciones externas y corselete femoral.

Constituye un tipo de prtesis muy antigua y actualmente, casi en desuso.

Consta de un encaje externo

exoesqueltica, y el encaje se une a un corselete femoral mediante unas articulaciones

externas de acero o duraluminio.

Prtesis tibial con encaje

de pelite.

Constituye uno de los tipos de encaje que ms han sido descritos en la literatura

y con mayor uso a nivel clnico.

en la pared posterior, a nivel del hueco poplteo y unas aletas laterale

mitad de los cndilos femorales. Este tipo de encaje se sujeta a travs de correas a nivel

supracondilar. Adems, dispone de un apoyo de contacto total sobre toda la super

mun, ejerciendo presin

tibial (zonas de mayor tolerancia a la presin) y

seas y los tendones flexores

Figura 4.

TESIS DOCTORAL

Prtesis convencionales.



Consta de un encaje externo rgido en forma de tapn. La estructura es de tipo


externas de acero o duraluminio.18

rtesis tibial con encaje rgido tipo PTB (Patellar Tendon Bearing)


y con mayor uso a nivel clnico.23-25,28 Consta de un apoyo subrotuliano, un contraapoyo

en la pared posterior, a nivel del hueco poplteo y unas aletas laterales que suben hasta la


supracondilar. Adems, dispone de un apoyo de contacto total sobre toda la super

sobre las partes blandas del borde inferior del cndilo medial

tibial (zonas de mayor tolerancia a la presin) y dejando libertad para las prominencias

los tendones flexores.18,28,64 (Figura 4).

Figura 4. Encaje Patellar Tendon Bearing.

INTRODUCCIN

29



rgido en forma de tapn. La estructura es de tipo


ar Tendon Bearing) e interfase


Consta de un apoyo subrotuliano, un contraapoyo

s que suben hasta la


supracondilar. Adems, dispone de un apoyo de contacto total sobre toda la superficie del

borde inferior del cndilo medial

libertad para las prominencias

TESIS DOCTORAL

Prtesis tibial con encaje rgido

Suprakondylen) e interfase de pelite.

Incluye un apoyo subrotuliano y suprarrotuliano (elemento diferencial),

incluyendo la rtula dentro del encaje. Adems, presenta un apoyo sobre el hueco

poplteo. Dispone de un anclaje supracondilar.

Figura 5. Encaje Patellar Tendon Supra

Prtesis tibial con encaje

interfase de pelite.

Consta de un apoyo subrotuliano, unas aletas supracondleas (elemento

diferencial), un apoyo en el hueco poplteo y un apoyo sobre las superficies blandas del

resto del mun (contacto total). Este tipo de prtesis deja

del encaje. 18,32 (Figura 6).

TESIS DOCTORAL

Prtesis tibial con encaje rgido tipo PTS (Patellar Tendon Supra

Suprakondylen) e interfase de pelite.



n anclaje supracondilar.18,32 (Figura 5).

Encaje Patellar Tendon Supra-Patellar-Suprskondylen.

Prtesis tibial con encaje rgido tipo KBM (Kondylen Bettung Mnster)



resto del mun (contacto total). Este tipo de prtesis deja habitualmente

INTRODUCCIN

30

tipo PTS (Patellar Tendon Supra-Patellar-



Suprskondylen.

(Kondylen Bettung Mnster) e



habitualmente la rtula fuera

TESIS DOCTORAL

Figura 6. Encaje Kondylen Bettung Mnster.

Prtesis tibiales con interfases blandas

Prtesis tibial con encaje rgido tipo TSB (Total Surface Bearing) y HST

(Hydrostatic Total Surface)

Constituye uno de los enc

similitudes en cuanto a morfologa con el encaje PTB, aunque presenta

relevantes. Por un lado, la presin subrotuliana y la contrapresin a nivel del

poplteo son ms suaves; y por el otro, las superficies de los apoyos del encaje y del

sobre el mun son ms homogneas, y no diferencian las partes blandas de las seas, ya

que intentan realizar una distribucin homognea de presiones a trav

(Figura 7).

TESIS DOCTORAL

Encaje Kondylen Bettung Mnster.

rtesis tibiales con interfases blandas (liners) de silicona o uretano


(Hydrostatic Total Surface) de contacto total.

Constituye uno de los encajes ms empleados actualmente.

similitudes en cuanto a morfologa con el encaje PTB, aunque presenta

. Por un lado, la presin subrotuliana y la contrapresin a nivel del

poplteo son ms suaves; y por el otro, las superficies de los apoyos del encaje y del


que intentan realizar una distribucin homognea de presiones a trav

INTRODUCCIN

31

de silicona o uretano.


ajes ms empleados actualmente.23-25,28 Presenta

similitudes en cuanto a morfologa con el encaje PTB, aunque presenta variaciones

. Por un lado, la presin subrotuliana y la contrapresin a nivel del hueco

poplteo son ms suaves; y por el otro, las superficies de los apoyos del encaje y del liner


que intentan realizar una distribucin homognea de presiones a travs del liner.18,28

TESIS DOCTORAL

Estudios recientes que comparan los encajes protsicos PTB y TSB han

demostrado niveles similares de funcionalidad a corto plazo,

ha supuesto un mayor coste de fabricacin,

paciente.18,32,57,59

La prtesis tibial con encaje tipo TSB se puede aplicar con sistema de anclaje

tipo pin o con bomba de vaco.

El encaje tipo HST constituye una variante del encaje TSB que mantiene sus

mismos principios. La diferencia reside en la toma del molde, en la que se utiliza una

cmara de presin de aire uniforme sobre toda la superficie del mun.

Figura 7. Encaje Total Surface Bearing y Encaje Hydrostatic Total Surface.

TESIS DOCTORAL


niveles similares de funcionalidad a corto plazo, y si bien el encaje tipo TSB

ha supuesto un mayor coste de fabricacin, supone menos visitas por parte del


tipo pin o con bomba de vaco.


. La diferencia reside en la toma del molde, en la que se utiliza una

cmara de presin de aire uniforme sobre toda la superficie del mun.1

Encaje Total Surface Bearing y Encaje Hydrostatic Total Surface.

INTRODUCCIN

32


el encaje tipo TSB

menos visitas por parte del



. La diferencia reside en la toma del molde, en la que se utiliza una

8,28

Encaje Total Surface Bearing y Encaje Hydrostatic Total Surface.


33

Las interfases o encajes blandos y los sistemas de anclaje.

Las interfases, fundas o manguitos pueden ser, bien de pelite, bien de materiales

blandos como silicona, uretano o gel de aceite mineral.18 Las prtesis con interfases

blandas (liners) nacen con un doble objetivo: en primer lugar conseguir un mayor confort

del mun en relacin al contacto que se establece entre el mun y el encaje rgido, y en

segundo lugar, constituir un sistema de suspensin por s mismos evitando al mximo el

desplazamiento vertical del mun dentro del encaje (pistoneo).60(Figura 8). Los liners

de silicona incrementan el confort de los sujetos con amputacin transtibial durante la

marcha, en comparacin con los sistemas de anclaje convencionales supracondleos; sin

embargo, tienen repercusiones negativas sobre la piel al aumentar la sudoracin.62

Figura 8. Liners de silicona.


34

Existen diferentes sistemas de anclaje entre las interfases blandas y los encajes

rgidos. Por un lado, el sistema de anclaje tipo pin, que consiste en un vstago fijado a

la interfase que envuelve el mun. El pin se introduce en la base del encaje rgido donde

queda fijado mecnicamente. La fijacin se deshace desde fuera, permitiendo que el

sujeto se ponga y se quite la prtesis de manera simple y fiable. Por otro lado, los

sistemas de anclaje por succin o bomba de vaco, que integran una vlvula que permite

la salida del aire del interior de la prtesis produciendo el vaco. La vlvula se abre

cuando se introduce el mun dentro de la prtesis expulsando el aire y reestableciendo

la succin. Segn Klute et al. (2011)58 este tipo de anclaje hace ms cmoda la marcha

de los sujetos con amputacin transtibial unilateral, al disminuir el movimiento del

mun dentro del encaje, en comparacin con los sistemas de anclaje tipo pin. (Figura 9)

Figura 9. Sistemas de anclaje tipo pin y bomba de vaco.

Cortersa de Ossur.

Vlvula lateral. Pin liso.


35

Los pies protsicos.

La funcin principal de un pie protsico reside en facilitar la locomocin. Debe,

por tanto, optimizar al mximo la marcha para reducir la percepcin de dificultad en la

deambulacin y disminuir el coste energtico.65

Durante aos, el pie protsico SACH (del ingls, Solid Ankle Cushion Heel) fue

el pie ms popular y el ms descrito.35,38-40,42-50 En la actualidad, los pies protsicos

suelen clasificarse segn los grados de movimiento que tengan o segn la capacidad de

respuesta de la energa cintica acumulada.66

El pie SACH es un pie no articulado que trata de imitar el comportamiento del

pie humano a travs de su capacidad de deformacin elstica en el plano sagital. Los pies

uniaxiales solo tienen movimiento en el plano sagital, como por ejemplo el pie articulado.

Los pies multiaxiales son aquellos que pueden moverse en ms de un plano, como el pie

dinmico, el pie de Jaipur, el pie Greissinger Plus o el pie multiflex. Continuando con

el avance en las sustituciones protsicas, el pie SAFE (Stationary Attachment Flexible

Endoskeletal), constituido por quillas de material plstico flexible de alta densidad, tiene

capacidad para almacenar energa en situaciones de carga y devolverla una vez se libera

de la misma. No obstante, su capacidad de retorno de energa acumulada es relativamente

pequea.51 Esta capacidad se consigue mejorar con el pie Seattle, constituido por un

nico cuerpo de material plstico y de gran resistencia, que permite almacenar energa

bajo compresin y devolverla al cesar la carga. (Figura 10).


36

Finalmente, existen los denominados pies de absorcin o de almacenamiento de

energa (PAE) o de respuesta dinmica. Estos pies, fabricados en fibra de carbono, tienen

la particularidad de absorber la energa potencial y cintica que, debido a la aceleracin y

a la masa del cuerpo, se producen en la toma de contacto del pie con el suelo, liberndola

despus en el despegue del taln.65 Con objeto de aprovechar al mximo estas

propiedades y colocar el pie adecuado, es necesario conocer la altura, peso y nivel de

actividad del sujeto. Los pies Flex-foot, Vari-Flex, Carbon-Copy II, Sure-Flex,

College Park o Quantum son algunos ejemplos de pies PAE. (Figura 10). Este tipo de

pies buscan un compromiso entre la rigidez y la flexibilidad. El grado de rigidez de este

tipo de pies puede modularse con el fin de influir en el patrn de marcha. Diversos

estudios muestran que pies PAE con mayor flexibilidad en comparacin con pies PAE

ms rgidos, incrementan la capacidad de absorcin del peso corporal durante el ciclo de

marcha y mejoran el comportamiento cintico y muscular de ambas extremidades

inferiores.52-55

Existen potenciales diferencias en la capacidad de almacenamiento de la energa

entre los diferentes tipos de pies. En este sentido, la investigacin previa muestra

resultados dispares al comparar unos con otros. La mayora de los estudios encuentran

escasas diferencias en cuanto al patrn cintico de las extremidades inferiores en los

sujetos con amputacin transtibial durante la marcha, salvo en la cantidad de energa

generada por el tobillo protetizado en el momento del despegue, la cual es superior con

los pies PAE.35,38-43,45,49


37

Lehmann et al. (1993)44 y Arya P et al. (1995)48 observaron que el pie

convencional tipo SACH obtena mejores resultados durante la marcha, en comparacin

con el pie Seattle 44,48 o el pie Jaipur 48, por ejemplo, respecto a la cantidad de energa

absorbida. Powers et al. (1994)46 observaron que el pie Flex-foot en comparacin con el

pie SACH incrementaba la estabilidad durante la marcha, al disminuir los

desplazamientos del centro de gravedad (CDG). Snyder RD et al. (1995)47 concluyeron

que el pie Flex-foot en comparacin con otros pies, como el pie SACH, el pie Carbon

Copy II y el pie Quantum; propiciaba una disminucin de la carga sobre la extremidad

inferior intacta, reduciendo los niveles de sobrecarga.

Gonzlez-Viejo et al. (2000)50 compararon siete tipos de pies protsicos,

observando que el pie Flex-foot era el pie de eleccin por parte de los pacientes y el que

tena mejor comportamiento cintico, en el momento del despegue. A pesar de ello, los

autores tambin concluyeron que ningn pie produca una respuesta adecuada, ya fuese

durante el contacto inicial, o durante el despegue, en comparacin con el pie no

protetizado.

Underwood et al. (2004)51 realizaron un anlisis cintico en los tres planos del

espacio con objeto de contrastar los efectos de los pies SAFE y Flex-foot, en el patrn

de marcha de los sujetos con amputacin transtibial unilateral. Concluyeron que el pie

Flex-foot incrementaba la cantidad de energa absorbida y liberada durante el ciclo de

marcha, lo que repercuti en las articulaciones proximales, mejorando su comportamiento

cintico en el plano sagital. Otros estudios no encontraron repercusiones importantes en

las articulaciones proximales con el empleo de pies tipo PAE.39,43


38

Figura 10. Tipos de pies protsicos.

Pie SACH Pie uniaxial

Pie dinmico Pie Greissinger Plus Pie Vari-flex

Cortersa de Ossur.


39

2. La marcha humana.

Una caracterstica importante de nuestra independencia como seres humanos es

la marcha bpeda. La marcha nos permite trasladarnos seguros e independientes de un

lugar a otro. El paso es un comportamiento extraordinariamente complejo. Los factores

fisiolgicos que afectan a la dinmica del paso incluyen el control nervioso, la funcin

muscular y el control postural; sin embargo, alteraciones ms sutiles en la fisiologa

subyacente, que incluyen cambios cardiovasculares y la salud mental, tambin pueden

influir en la variabilidad de paso.67Caminar por distintos entornos, a menudo irregulares,

requiere el empleo de entradas sensoriales para asistir el control y la adaptacin del paso.

El comportamiento locomotor incluye la capacidad de iniciar y de terminar la

locomocin, adaptar el paso para evitar obstculos, y cambiar la velocidad y la direccin

como sea necesario.

2.1 Descripcin del ciclo de marcha.

El sistema de accin-percepcin en el humano se ha desarrollado mediante

estrategias de control para solucionar las exigencias de progresin, control postural y

adaptabilidad. Aunque sea posible otro modelo de paso (podemos saltar, trotar, etc), la

mayora de las personas usa un modelo de paso de alternacin simtrica, probablemente

porque esto proporciona la mayor estabilidad dinmica para el paso bpedo con demandas

de control mnimas.68


40

La marcha humana constituye una secuencia repetitiva de movimientos de las

extremidades inferiores que permite desplazar el cuerpo hacia delante al tiempo que se

mantiene la estabilidad.69 Para la progresin hacia delante del cuerpo, una extremidad

inferior proporciona una funcin de estabilidad y propulsin, mientras que la otra

extremidad inferior realiza una funcin de progresin hacia un nuevo lugar de contacto.

Luego las extremidades intercambian estos roles. Para que ocurra la transferencia de peso

de una extremidad a otra, ambos pies deben permanecer en contacto con el suelo. Esta

serie de eventos es repetida por cada extremidad con una sincronizacin recproca hasta

que el destino de la persona es alcanzado.67 Una nica secuencia de dichas funciones

realizada por una extremidad inferior se denomina ciclo de la marcha (GC, del ingls

Gait Cycle).67,70,71 El contacto inicial del pie en el suelo es el evento ms fcil de definir y

acotar, por lo que se establece la fase de contacto inicial del pie como el inicio y el final

de un ciclo de marcha. Las personas sin patologa realizan el contacto inicial del pie en el

suelo con el taln. En definitiva, suele definirse el ciclo de la marcha, como la secuencia

de acontecimientos que se produce entre dos contactos sucesivos de un mismo pie con el

suelo, tomndose como referencia el taln.67

Una zancada es equivalente a un ciclo de marcha, esto es, la duracin de una

zancada corresponde al intervalo comprendido entre dos contactos iniciales con el suelo,

los cuales son secuenciales y son realizados por la misma extremidad inferior.67,70El

concepto de paso hace referencia a la sincrona entre ambas extremidades inferiores.

Existen dos pasos en cada zancada o ciclo de marcha. En el punto medio de la zancada, el

pie contralateral contacta con el suelo e inicia su prximo periodo de apoyo. Por tanto, el

intervalo comprendido entre el contacto inicial de cada pie se denomina paso.67


41

Periodos del ciclo de marcha.

Cada ciclo de la marcha se divide en dos periodos, apoyo y oscilacin. El

periodo de apoyo representa el trmino empleado para designar el periodo completo en el

que el pie contacta con el suelo. Este periodo comienza con el contacto inicial. El trmino

oscilacin se aplica al tiempo en el que el pie permanece en el aire para el avance de la

extremidad inferior. El periodo de oscilacin comienza cuando el pie es elevado desde el

suelo (despegue).

El periodo de apoyo se organiza en tres intervalos segn la secuencia de contacto

con el suelo realizada por ambos pies. El inicio y el final del periodo de apoyo se

caracterizan por un contacto bilateral de ambos pies con el suelo (doble apoyo o apoyo

bipodal), mientras que durante la porcin media del periodo de apoyo slo un pie

permanece en contacto con el suelo (apoyo unipodal o monopodal).67,70.

En cuanto a la sincronizacin temporal, el periodo de apoyo representa el 60%

del GC y el periodo de oscilacin el 40%. Dentro del periodo de apoyo, cada doble apoyo

ocupa un 10% del GC, mientras que el apoyo unipodal representa el 40% del GC.67,70


42

Fases del ciclo de marcha.

El ciclo de la marcha se organiza en ocho fases, cada una de las cuales dispone

de un objetivo funcional y un patrn crtico de movimiento coordinado para cumplir este

fin. 66,70,72 (Figura 11).

Fase 1 o de contacto inicial (0-2% GC): comienza cuando el taln del pie

contacta con el suelo.

Fase 2 o de respuesta a la carga (2-10% GC): coincide con un periodo de

apoyo bipodal en el que ocurre la transferencia de peso de una extremidad

inferior a otra y finaliza cuando el pie contralateral inicia el periodo de

oscilacin.67,70 Representa la etapa de la marcha con mayor demanda

funcional. Durante esta etapa ocurren tres funciones esenciales en la

marcha: la absorcin del impacto del taln con el suelo, la estabilidad

inicial de la extremidad inferior y la preservacin de la progresin.

Fase 3 o de apoyo medio (10-30% GC): constituye la primera mitad de la

fase de apoyo unipodal, que comienza cuando una extremidad inferior

inicia el periodo de oscilacin, de manera que la otra extremidad recibe

toda la carga y asume la responsabilidad del soporte mientras la progresin

contina.67,70 Comprende desde el despegue del pie contralateral hasta su

avance y alineacin con el pie apoyado.


43

Fase 4 o de apoyo final (30-50% GC): constituye la segunda mitad de la

fase de apoyo unipodal. Empieza con el despegue de taln del pie apoyado

y finaliza con el choque de taln del pie que oscila. Durante esta fase, el

peso del cuerpo sobrepasa al pie que permanece apoyado.

Fase 5 o de pre-oscilacin (50-60% GC): se inicia con el choque de taln

del pie que oscila y finaliza con el despegue del pie apoyado. Coincide con

un momento de apoyo bipodal donde se produce una transferencia rpida e

intensa del peso a la extremidad inferior que inicia el contacto.

Fase 6 o de oscilacin inicial (60-73% GC): constituye el primer tercio del

periodo de oscilacin hasta que el pie alcanza la posicin del pie que

permanece apoyado.

Fase 7 o de oscilacin media (73-87% GC): supone el segundo tercio del

periodo de oscilacin, en el cual la extremidad inferior sobrepasa a la

extremidad inferior contraria. Finaliza cuando la tibia adopta una posicin

vertical.

Fase 8 o de oscilacin final (87-100% GC): representa el ltimo tercio del

periodo de oscilacin, que finaliza cuando el pie contacta con el suelo.


44

Figura 11. Fases del ciclo de marcha.


45

2.2 Biomecnica de la marcha: conceptos.

La descripcin de la marcha humana se realiza en trminos de parmetros

espacio-temporales, cinemtica, momentos articulares, potencias articulares, fuerzas de

reaccin del suelo y electromiografa.3,67,74 Existe una complicada interaccin entre cada

una de las variables que describen la marcha y por tanto, resulta complejo establecer un

patrn comn de normalidad, ya que existen multitud de variables que influyen, tales

como la edad, el sexo, la longitud de las extremidades inferiores o la presencia de

patologas.67,70 Por lo tanto, son varios los factores que deben ser controlados en un

estudio; sin embargo, existe una variabilidad intrnseca que depende de cada sujeto, es

decir, de las estrategias motoras adoptadas por cada uno y en cada circunstancia, y que

hacen ms complicado an la obtencin de un patrn homogneo de marcha. Simonsen et

al.(2011)73 observaron que exista una variabilidad natural en la marcha de sujetos sin

patologa con una velocidad controlada, a nivel de los momentos y de las amplitudes

articulares, principalmente de la articulacin de la rodilla. Sin embargo, otros autores no

observaron estas diferencias, y describieron un patrn homogneo.67,74,75 A pesar de la

dificultad, la literatura ofrece datos normativos sobre el patrn de marcha. En cualquier

caso, las investigaciones que evalen la marcha en determinados grupos con patologa y

empleen grupo control, deberan vigilar todas las variables que influyen en la marcha y

no descuidar las posibles variaciones intersujeto que escapan de las variables

normalmente influyentes. Todo ello, con el objetivo de no sesgar los resultados de la

investigacin.


46

Parmetros espacio-temporales de la marcha.

La marcha suele describirse haciendo referencia a parmetros espacio-

temporales como la velocidad, la longitud del paso, la cadencia y la longitud de

zancada.70 Otros parmetros espacio-temporales de la marcha son los que hacen

referencia a la distribucin temporal de los periodos de apoyo y de oscilacin, as como

los tiempos de apoyo unipodal y bipodal. Esta distribucin temporal dentro del GC

normal se ha descrito en apartados anteriores de la Introduccin.

La velocidad de marcha es la distancia que recorre el cuerpo hacia delante en la

unidad de tiempo y suele expresarse en metros por segundo (m/s). La velocidad media

puede calcularse como el producto de la cadencia (pasos/min) por la longitud de la

zancada (m).67 Existen multitud de estudios en la literatura que han presentado datos

normativos de la velocidad de marcha en sujetos sanos.67,76-85 Bohannon y Williams

(2011)86 en un meta-anlisis realizado en 2011 recopilan los datos de 41 estudios e

integran un total de 23.111 sujetos sin patologa. En la tabla 1 se indica la velocidad

media para hombres y mujeres en funcin de su edad derivados de dicho trabajo.


47

Tabla 1. Velocidad media en sujetos sanos en funcin del sexo y la edad.

Grupos por

gnero y edad.

Nmero de

Artculos.

Sujetos. Velocidad media (m/s)

V (30-39) 5 83 1.43

V (40-49) 4 96 1.43

V (50-59) 6 436 1.43

V (60-69) 12 941 1.34

V (70-79) 18 3671 1.26

V (80-99) 10 1091 96.8

M (20-29) 11 180 1.34

M (30-39) 5 104 1.33

M (40-49) 7 142 1.39

M (50-59) 10 456 1.31

M (60-69) 17 5013 1.24

M (70-79) 29 8591 1.13

M (mujer) / V (varn).

El trmino cadencia hace referencia al nmero de pasos por unidad de tiempo y

suele expresarse en pasos por minuto (pasos/min).67 En las mujeres el valor promedio

oscila en torno a 119 pasos/min, mientras que en los varones, esta frecuencia es menor,

aproximadamente de 113 pasos/min.87,88


48

La longitud del ciclo o zancada se refiere a la distancia media entre dos choques

de taln consecutivos de un mismo pie. Segn el estudio de Peruzzi et al. (2011)89,

realizado con sensores inerciales, el valor promedio en el adulto sano (hombres y

mujeres) es aproximadamente de 130cm. Segn Perry este valor es de 141cm para ambos

sexos, 128cm en las mujeres y 141cm en los varones.67

Por ltimo, la longitud del paso representa la distancia media entre dos puntos de

apoyo de ambos pies cuando contactan con el suelo. En el adulto sano oscila entre 70 y

85 centmetros. 67,68,88,90,91

La velocidad constituye una variable esencial en la marcha que influye en el

resto de parmetros biomecnicos. A nivel intersujeto, los desplazamientos articulares y

la secuencia de activacin muscular de las extremidades inferiores durante la marcha

permanecen bastante estables a lo largo de un amplio rango de velocidades; sin embargo,

la amplitud de la respuesta muscular se incrementa a velocidades ms rpidas.70,84,85,92

Respecto a los patrones cinticos articulares (momentos y potencias), se ha observado

que la velocidad influye en la intensidad de las fuerzas de reaccin del suelo y

consecuentemente, en los momentos articulares, de manera que incrementos de la

velocidad se acompaan de aumentos en los momentos articulares.81,84,93


49

Cinemtica articular.

Se refiere a los grados de libertad de los diferentes segmentos corporales. Cada

grado de libertad puede describirse en funcin de su amplitud articular (grados) y

velocidad angular (grados/s). En el caso del patrn de marcha se considera el

desplazamiento en los tres planos del espacio de los segmentos corporales del tobillo-pie,

la rodilla, la cadera, la pelvis y el tronco, esencialmente. En la tabla 2 se describen las

amplitudes articulares comnmente aceptadas y en la figura 12 se muestra su

representacin grfica.67, 94-99

Tabla 2. Recorridos osteo-articulares de los principales segmentos durante la

marcha.

Segmento corporal

Plano Sagital

Plano Coronal

Plano transversal

Tobillo-pie. 20-40 5-8 10

Rodilla. 60-70 8-10 9-13

Cadera. 40 15 8

Pelvis. 4 7 10

Tronco. 7 10 10


50

Figura 12. Cinemtica articular: representacin grfica (normalidad).

Trax

Pelvis

Cadera

Rodilla

Tobillo

Plano sagital. Valores positivos indican inclinacin anterior del trax y de la pelvis, flexin de cadera y de rodilla y flexin dorsal de tobillo. Plano coronal. Valores positivos descenso del trax del lado contralateral, ascenso de la pelvis en el lado contralateral, aduccin de cadera y varo de rodilla. GC. Gait Cycle.

Plano sagital Plano frontal

Plano sagital

Eje y. grados.

Eje x. 0-100 GC.


51

Fuerzas de reaccin del suelo.

Las fuerzas de reaccin del suelo (FRS) se expresan en tantos por ciento en

funcin del peso corporal (%BW, del ingls Body Weight).72, 100,101 (Figura 13). El peso

corporal genera un vector de fuerza de reaccin del suelo de igual direccin y sentido

opuesto. Cuando se descompone este vector en los tres planos del espacio, se identifican

sus tres componentes principales:

Fuerza de reaccin del suelo vertical [Eje Z] (FRSv). Es consecuencia de

los desplazamientos crneo-caudales del CDG. Su grfica presenta dos picos

(Fz1 y Fz2) y entre ellos, una zona de depresin (Fz3). Los primeros

corresponden a los tiempos de doble apoyo, cuando se recibe el peso corporal

y se produce el despegue del pie. En ambos casos, por la alineacin de la

extremidad inferior, el CDG se encuentra en su posicin ms baja, por lo que

debe ser impulsado en direccin craneal. Esta situacin genera una FRSv que

supera al peso corporal. El punto Fz3 coincide con el apoyo medio, cuando el

CDG se encuentra en su punto ms alto y tiene que ser descendido. Esta

accin propicia una disminucin de la FRSv.

Fuerza de reaccin del suelo antero-posterior [Eje X] (FRSa/p). Traduce las

fuerzas de frenado y empuje que se producen durante el GC, que retienen o

aceleran, respectivamente, el CDG. En su representacin grfica se observan

dos picos mximos (Fx1, Fx2) que coinciden con el choque de taln y el

despegue del pie, cuando el CDG es retenido y acelerado, respectivamente.


52

Fuerza de reaccin del suelo medio-lateral [Eje Y] (FRSml). Consecuencia

de los desplazamientos laterales del CDG. Su magnitud, respecto al peso

corporal, es bastante reducida.

Figura 13. Fuerzas de reaccin del suelo: representacin grfica (normalidad).

FRSa/p. Fuerza de reaccin del suelo antero-posterior. FRSm/l. Fuerza de reaccin del suelo medio-lateral. FRSv. Fuerza de reaccin del suelo vertical.

Fx1. Componente de recepcin del peso de la FRSa/p. Fx2. Componente de propulsin de la FRSa/p. Fz1. Primer mximo de la FRSv. Fz2. Valor mnimo entre los picos mximos Fz1 y Fz3. Fz3. Segundo mximo de la FRSv.


53

Momentos articulares.

El momento de fuerza se puede calcular multiplicando la fuerza por la distancia

perpendicular entre el eje de rotacin (fulcro) y la lnea de accin de la fuerza. Se expresa

en Newton por metro/kilogramo (Nm/Kg).100-102 Sobre las articulaciones actan fuerzas

intrnsecas y extrnsecas. Una compleja interaccin entre ellas desencadena una serie de

momentos articulares que propician el movimiento en los diferentes planos del espacio.

El GRFV (del ingls Ground Reaction Force Vector) constituye una fuerza extrnseca de

igual direccin pero sentido opuesto al peso corporal. Durante el GC, el vector de fuerza

modifica su posicin respecto a los centros de masa (CDM), generando en funcin de su

alineacin momentos rotacionales especficos, que se denominan momentos articulares

externos. El CDM, estrechamente relacionado con el CDG, se define como el punto

alrededor del cual la masa de un objeto muestra una distribucin homognea.

Como se ha mencionado con anterioridad, la alineacin del vector influye en la

actividad muscular desarrollada durante las diferentes fases de la marcha. En el caso de

que la alineacin del vector genere inestabilidad sobre la articulacin o una funcin

opuesta a la que se requiere para el progreso ptimo del GC, las estructuras msculo-

tendinosas actuaran para preservar la estabilidad. Sin embargo, cuando la alineacin del

vector estabiliza la articulacin o favorece la funcin que se requiere para el progreso

adecuado del GC, la actividad muscular decrece o no se genera. Esta situacin, que se

repite en diferentes niveles articulares, supone un ahorro del gasto energtico.


54

Las fuerzas que intrnsecamente actan sobre la articulacin, proceden de las

estructuras cpsulo-ligamentosas y msculo-tendinosas. Una fuerza articular neta es la

fuerza resultante de todas las que actan sobre las diferentes estructuras anatmicas que

constituyen la interfaz articular entre dos segmentos corporales. En trminos

equivalentes, el momento articular representa la suma de cada uno de los momentos que

actan sobre la articulacin, procedentes de las fuerzas desarrolladas por msculos y otras

estructuras que atraviesan la articulacin, como los ligamentos. Los momentos articulares

suelen analizarse a menudo para conocer la coordinacin de movimientos, ya que su

origen, en gran medida, son las fuerzas musculares. Estos momentos internos articulares,

como suelen denominarse, estn ntimamente relacionados con los momentos externos

generados por el GRFV.100-102

En la marcha humana normal, predominan los momentos articulares internos que

contribuyen al soporte del peso corporal y a la progresin. A nivel de la cadera, los

momentos extensor y abductor al inicio del periodo de apoyo, y flexor en la fase de pre-

oscilacin. En la rodilla, los momentos extensor y valgo tambin al inicio del periodo de

apoyo. Y por ltimo, en el tobillo, el momento es de flexin plantar durante el periodo de

apoyo.100 En la figura 14 se representan las grficas de los momentos articulares para una

marcha normal.


55

Figura 14. Representacin grfica de los momentos internos articulares.

Cadera.

Rodilla.

Complejo tobillo-pie.

Plano sagital. Valores positivos indican momentos internos de extensin de cadera y de rodilla, y de flexin plantar de tobillo. Plano coronal. Valores positivos indican momentos internos de abduccin y valgo de cadera y rodilla respectivamente. Nm/Kg. Newton por metro/Kilogramo. GC. Gait Cycle.

Plano sagital

Plano sagital

Plano coronal

Plano sagital

Plano coronal

Eje y. Nm/kg.

Eje x. 0-100 GC.


56

Potencia articular.

En trminos articulares, la potencia puede ser calculada al multiplicar el

momento articular por la velocidad angular del segmento (se expresa en

Vatios/kilogramo, W/kg). El trmino potencia articular se refiere a la cantidad de

potencia transmitida mediante la accin de fuerzas generadas por las estructuras

musculotendinosas uni y biarticulares. La potencia permite cuantificar la contribucin de

las estructuras msculo-tendinosas al movimiento observado de los segmentos

corporales. 3,101

La potencia constituye una variable escalar, al contrario que la cinemtica y el

momento interno articular, las cuales son variables vectoriales y direccionales. Esto

significa que desde un punto de vista matemtico la potencia articular no se organiza

segn los tres planos del espacio.73 No obstante, aunque sea tcnicamente incorrecto,

existen autores que la consideran una variable escalar y aportan datos en los tres planos

del espacio.103

La potencia puede presentar valores positivos o negativos. Por convencin, los

valores positivos representan la generacin de potencia, mientras que los valores

negativos la absorcin de potencia. (Figura 15) La generacin de potencia es resultado de

una accin muscular concntrica, mientras que la potencia absorbida es resultado de una

accin muscular excntrica.101,104 Por normativa, existen una serie de picos mximos en

las grficas de potencia para cada nivel articular que deben tomarse en consideracin.

(Tabla 3).


57

Tabla 3. Picos mximos de las potencias articulares.

Articulacin. Potencia articular (pico mximo).

Cadera.

H1. Accin concntrica de los extensores de cadera durante la fase de

respuesta a la carga.

H2. Accin excntrica de los flexores de cadera para durante la fase de

apoyo final.

H3. Accin concntrica de los flexores de cadera durante la fase de pre-

oscilacin.

Rodilla.

K1. Accin excntrica de los extensores de rodilla la fase de respuesta a la

carga.

K2. Accin concntrica de los extensores de rodilla durante la fase de

apoyo medio.

K3. Accin excntrica de los msculos extensores de rodilla durante la fase

de pre-oscilacin.

K4. Accin excntrica de los flexores de rodilla durante la fase de oscilacin

final.

Tobillo.

A1. Accin excntrica de los flexores plantares de tobillo durante la fase de

apoyo medio.

A2. Accin concntrica de los flexores plantares de tobillo durante la fase

de pre-oscilacin.

H: Hip. K: Knee. A: Ankle.


58

Figura 15. Representacin grfica de las potencias articulares (normalidad).

Cadera.

Rodilla.

Tobillo.

Eje y. W/kg.

Eje x. 0-100 GC.

Valores positivos indican generacin de potencia. Valores negativos indican absorcin de potencia.


59

Electromiografa.

La suma de muchos potenciales de accin de unidades motores de un msculo

genera una actividad elctrica denominada electromiograma (EMG). Esta seal puede ser

captada a travs de la piel (electromiografa de superficie, EMGs) o percutnea por medio

de electrodos de aguja que se insertan en el vientre muscular.105 La seal EMG

procedente de los electrodos de superficie es muy pequea, inferior a 1mv, por lo que

debe ser incrementada mediante el uso de amplificadores. La seal EMG ofrece

informacin sobre cmo la musculatura se activa durante el patrn de marcha, en cuanto

a intensidad y a organizacin temporal.106 La actividad muscular ms relevante sucede

durante el periodo de apoyo. Se considera que durante la primera mitad del apoyo (0-30%

del GC) la actividad muscular asume la funcin de recepcin y soporte del peso corporal,

mientras que en la segunda mitad del periodo de apoyo (30-60%) realiza la funcin de

progresin y propulsin.67-70 La activacin muscular de los principales grupos musculares

que intervienen en la marcha se representa en la figura 16.

Figura 16. Secuencia de activacin normal de principales grupos musculares durante la

marcha.


60

2.3 Biomecnica de la marcha humana: funciones.

En trminos funcionales, los segmentos del cuerpo se agrupan en dos unidades

que interactan durante el GC. Por un lado, la unidad locomotora, constituida por ambas

extremidades inferiores y la pelvis. Y por otro, la unidad pasajero, integrada por la pelvis,

el tronco y la cabeza. La pelvis se considera dentro de ambas unidades, al presentar

funciones de locomocin y de pasajero.67 La interaccin entre ambas unidades y de cada

uno de los segmentos corporales que las integran determinan la funcionalidad de la

marcha humana.

Como se ha indicado anteriormente, en bipedestacin y durante la locomocin se

genera el GRFV, fuerza contraria al peso corporal y a la fuerza de la gravedad de la

misma magnitud y sentido contrario, que puede obtenerse mediante plataformas

dinamomtricas.72,91,100-102 Relacionando la alineacin de este vector con los CDM de

cada segmento corporal se define la magnitud y direccin de la inestabilidad.100,101,107,108

La inestabilidad generada por el GRFV se contrarresta por medio de fuerzas

intrnsecas que actan sobre las articulaciones y que son generadas por las estructuras

msculo-tendinosas y cpsulo-ligamentosas.100 La contribucin a la estabilidad depende,

no slo de la actividad muscular activa, tambin de las propiedades pasivas de los

msculos (capacidad de estiramiento), principalmente de los biarticulares, y de las

estructuras cpsulo-ligamentosas.109 La consecucin de la estabilidad en los tres planos

del espacio durante la marcha resulta fundamental para la correcta recepcin del peso

corporal y la progresin-propulsin hacia delante.


61

Tanto la recepcin del peso corporal como la progresin, constituyen funciones de

la marcha cuyo xito depende de patrones motores especficos que implican a la unidad

pasajero y a la unidad locomotora. Estos patrones motores cuentan con la participacin

de determinados grupos musculares siempre de una forma selectiva, es decir, en respuesta

a una inestabilidad. Adems, representan movimientos y posiciones que requieren de la

interaccin entre los diferentes segmentos corporales con la finalidad ltima de moderar

los desplazamientos del CDG durante la locomocin. El centro de gravedad del cuerpo,

como objeto, se puede contemplar como el punto en el que la masa de todos los

segmentos se distribuye de manera homognea. En la posicin anatmica se considera

que el CDG se sita a la altura de la 2 vrtebra sacra.72,108 Minimizar el grado de

desplazamiento del CDG en la lnea de progresin es el mayor mecanismo para reducir el

esfuerzo muscular en la marcha y, consecuentemente, ahorrar energa.

La locomocin bpeda presenta dos situaciones potenciales de gasto. Por un lado,

el apoyo alternativo sobre cada una de las extremidades inferiores, que implica un

desplazamiento lateral del cuerpo. Y por otro lado, el cambio en la alineacin vertical de

ambas extremidades inferiores entre el apoyo monopodal y bipodal durante el GC, lo cual

provoca un cambio en la altura de la pelvis que lleva al CDG a moverse arriba y abajo. El

CDG est en el punto ms bajo cuando la alineacin de las extremidades inferiores es

oblicua, coincidiendo con los tiempos de apoyo bipodal (contacto inicial y despegue del

pie). Mientras que durante el apoyo medio, cuando la alineacin de las extremidades

inferiores es vertical y el tipo de apoyo es monopodal, el cuerpo se eleva al mximo. La

potencial diferencia de la altura de la cadera es de 9.5cm y el potencial desplazamiento

lateral puede igualar la anchura media del paso, es decir, 8cm.67,68


62

Funcin de recepcin y soporte del peso corporal.

En un breve periodo de tiempo, 0,02s, el 60% del peso corporal se transfiere a la

extremidad inferior que contacta sobre el suelo a travs del taln. La intensidad de este

impacto sobre el suelo es contenida por reacciones de absorcin en tobillo, rodilla y

cadera.100,109 (Figura 17). Adems, la potencia muscular generada a nivel de las

extremidades inferiores se transfiere al tronco, moderando los desplazamientos del

CDG.110 Durante el periodo de apoyo tienen lugar una serie de patrones motores que

propician la recepcin y el soporte del peso corporal, a saber:

Mxima flexin plantar de tobillo en la fase de respuesta a la carga. Ocurre tras

el contacto inicial del taln contra el suelo en posicin neutra o ligera flexin plantar.

Posteriormente, el tobillo de forma controlada mediante la accin de la musculatura

pretibial alcanza una flexin mxima aproximadamente de 7. Este arco de movimiento,

que se denomina heel rocker, retrasa el contacto del antepi con el suelo hasta el 8% del

GC, lo que reduce y controla la tasa de transferencia de carga sobre el suelo.67,111

Flexin de rodilla durante la fase de respuesta a la carga. Las inserciones de los

msculos pretibiales sobre la tibia y el peron ejercen una traccin que permite a la tibia

avanzar con el pie en su cada durante el heel rocker, de manera que el centro articular de

la rodilla se desplace por delante del GRFV y causa la flexin de la misma (15-18). La

contraccin excntrica de los msculos vastos, en sinergia con el msculo recto

femoral112-116, genera un momento interno extensor que modera el grado de flexin de

rodilla y favorece la amortiguacin del peso corporal109 al absorber la energa procedente

del tronco (fase de potencia K1), lo que desacelera el desplazamiento crneo-caudal del

CDG.109,112


63

Extensin de rodilla durante la fase de apoyo medio. Inmediatamente despus de

la fase de respuesta a la carga, en el inicio de la fase de apoyo medio, la rodilla se

extiende mediante la accin de los vastos y recto femoral generando el mximo de

potencia K2. La potencia generada permite responder al peso recibido y acelerar la

extremidad inferior hacia extensin y al tronco hacia delante.118

Extensin de cadera durante la fase de respuesta a la carga. La potencia neta

(H1) y el momento extensor generados por los msculos glteo mayor y bceps femoral

al inicio del periodo de apoyo estabilizan la rodilla y la cadera en extensin previniendo

el colapso de la extremidad inferior y la desestabilizacin del tronco.67,112,117 La

estabilizacin del tronco por parte de la musculatura extensora de cadera aporta una

estabilidad adicional a la extremidad inferior apoyada.111,112 El anclaje del tronco a la

pelvis por medio de la musculatura aadido al momento anterior del tronco existente en

la fase de contacto inicial, propicia que el muslo se dirija hacia atrs, esto es, que la

rodilla se extienda.67,111

Flexin dorsal de tobillo durante las fases de apoyo medio y final. La

contribucin muscular de glteo mayor y vastos, como estabilizadores y receptores del

peso corporal, es reemplazada por la actividad de sleo y gastrocnemios en las fases de

apoyo medio y apoyo final.118. La contraccin excntrica de los flexores plantares de

tobillo es responsable del momento interno de flexin plantar y del mximo de potencia

A1. Su funcin consiste en moderar el desplazamiento anterior de la tibia hasta lograrse

una flexin dorsal mxima en torno a 10. Este arco de movimiento, denominado ankle

rocker, tiene una doble funcin de soporte del peso corporal y de progresin.


64

Oblicuidad plvica y movimiento del trax en el plano frontal durante el periodo

de apoyo. La pelvis y el trax alcanzan su posicin de mximo ascenso durante la fase de

respuesta a la carga. Una vez completada la transferencia de peso hacia la extremidad

inferior apoyada, pelvis y trax descienden. Esta cada, de aproximadamente 4, se

controla por medio de la accin de la musculatura abductora de cadera (porcin posterior

del tensor de la fascia lata, glteo medio y porcin superior del glteo mayor) que genera

un momento interno abductor.67,119,120 Pelvis y trax alcanzan su posicin ms baja en la

fase de pre-oscilacin. El descenso controlado de la unidad pasajero y de la pelvis, una

vez iniciado el apoyo unipodal, constituye un mecanismo de recepcin y soporte del peso

corporal.

Angulacin femorotibial. Durante el periodo de apoyo la rodilla se somete a una

inestabilidad medial al situarse el GRFV por dentro de la articulacin. La actividad de la

cabeza larga del bceps femoral, del glteo mayor que tensa la b

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