Fases-de-La-Marcha

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Estrategias de control motor en sujetos protetizados 
con amputación transtibial
Prof.
Profª. Dra. Isabel Mª Alguacil Dieg
Departamento de Fisioterapia, Terapia Ocupacional, Rehabilitación y Medicina 
 
 
Estrategias de control motor en sujetos protetizados 
con amputación transtibial unilateral
análisis instrumental 
 
Tesis doctoral 
 
 
Francisco Molina Rueda 
 
Directores de la tesis: 
Prof. Dr. Juan Carlos Miangolarra Page 
Profª. Dra. Isabel Mª Alguacil Diego 
 
Departamento de Fisioterapia, Terapia Ocupacional, Rehabilitación y Medicina 
Facultad de Ciencias de la Salud 
Universidad Rey Juan Carlos 
 
Estrategias de control motor en sujetos protetizados 
unilateral: 
Departamento de Fisioterapia, Terapia Ocupacional, Rehabilitación y Medicina Física. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
A mis padres y a mis hermanos porque son mi fuerza y mi guía 
 
TESIS DOCTORAL UNIVERSIDAD REY JUAN CARLOS. 2012 
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AGRADECIMIENTOS 
 
Me emociona escribir esta página, la última 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 mío, 
las últimas palabras de este manuscrito deben ser de agradecimiento. 
Primero, quisiera agradecer este trabajo y expresar mi más profunda admiración al Prof. 
Dr. Juan Carlos Miangolarra, codirector de esta Tesis Doctoral, por su intenso respaldo e 
interés. Debo agradecerle también, su apoyo constante desde el comienzo de mi andadura 
en esta universidad, sin el cual no hubiese recibido la formación y adquirido el 
conocimiento científico del que dispongo actualmente. 
Por supuesto, mostrar mis agradecimientos a la Profª Dra. Isabel Mª Alguacil Diego, 
codirectora de esta Tesis Doctoral, por su excelsa labor y sus continuos consejos. Su 
aportación va más allá de esta investigación, ya que ha supuesto un aliento impregnado 
de cariño en todas las actividades que he desempeñado en esta universidad. Me siento 
orgulloso de contar con su apoyo, con su amistad y no me cansaré de elogiar la calidad de 
su persona. 
Segundo, quisiera agradecer este trabajo a mis compañeros del Laboratorio de Análisis 
del Movimiento, Biomecánica, Ergonomía y Control Motor porque han permanecido 
siempre a mi lado. A María Carratalá, a Alberto Molero y a Lola porque son las personas 
que más me han educado aquí y con más fuerza me han guiado. A Roberto Cano, a 
Ariadna Martínez, a Francisco Miguel Rivas, a Javier Iglesias y a Alicia Cuesta por su 
constante apoyo y cariño. Y por último, a todas las personas del Departamento de 
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Fisioterapia, Terapia Ocupacional, Rehabilitación y Medicina Física porque juntos 
constituimos una gran familia. 
Este trabajo no hubiese sido posible sin las personas que han participado en él, por ello 
quiero expresar mi gratitud a todos los sujetos controles y con amputación que de forma 
desinteresada han constituido la muestra de este estudio. Con sinceridad deseo que la 
información 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 último lugar de este apartado de agradecimientos lo reservo a mi ámbito personal, el 
más importante y el que más me ha empujado a terminar este trabajo. Gracias a mis 
amigos de toda la vida y a los más recientes, por paliar mis agobios y aportarme cientos 
de momentos de alegría. Gracias a mis hermanos, Rogelio, Miguel Ángel, María José y 
Ana Belén, que me llenan de orgullo cada día y los quiero y admiro de un forma infinita. 
Gracias a mi madre, siempre luchadora, sincera y cariñosa. Gracias por su aplomo, por su 
dedicación, por su educación y por su amor inquebrantable. Gracias por todo, sin ti nada 
hubiese sido posible, absolutamente nada. Gracias a mi padre, por ser el más perfecto de 
todos, por constituir con mi madre el mejor equipo, por su templanza, por su tranquilidad, 
por su recuerdo. Nada más me llena de orgullo que escribir esta tesis por él, sólo espero 
que la reciba donde quiera esté. Esta tesis es vuestra, sólo vuestra y mi agradecimiento 
nunca será suficiente. 
 
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RESUMEN 
Objetivos. Analizar el patrón biomecánico y las funciones de la marcha en los sujetos 
protetizados con amputación transtibial unilateral, así como describir, si las hubiese, las 
estrategias de control motor realizadas para asegurar la funcionalidad de la marcha. 
Métodos. Veinticinco personas con amputación transtibial unilateral y veinticinco 
personas sanas participaron en este trabajo. Se evaluó la marcha de los participantes por 
medio del equipo VICON MOTION SYSTEM®. Se analizaron parámetros cinemáticos 
de las articulaciones de ambas extremidades interiores, pelvis y tórax, así como la 
cinética y la intensidad de activación muscular de las extremidades inferiores. 
Resultados. Los sujetos con amputación transtibial unilateral mostraron: a) incremento 
de la amplitud de movimiento de la pelvis en el plano sagital (p<0.05) y posición de la 
pelvis más descendida sobre el lado protetizado en el plano frontal (p<0.05); b) menor 
magnitud de las fuerzas de reacción del suelo (FRS) en el lado protetizado (p<0.01); c) 
menor magnitud del componente de propulsión de la FRS antero-posterior en el lado 
sano; d) incremento del momento extensor de cadera y de la activación muscular del 
glúteo mayor en lado protetizado (p<0.05) y en el lado sano (p<0.05); e) descenso del 
momento extensor de rodilla e incremento de la actividad muscular de recto femoral y 
bíceps femoral en el lado protetizado (p<0.05); g) descenso del momento abductor de 
cadera y valgo de rodilla en el lado protetizado (p<0.05); i) incremento generalizado de la 
actividad muscular en lado sano durante la recepción del peso corporal. 
Conclusiones. El patrón biomecánico de marcha observado parece indicar que los sujetos 
con amputación transtibial unilateral realizan estrategias de control motor específicas y 
distintas a las observadas en sujetos sanos, debido a que presentan serias dificultades para 
asumir el peso corporal en su lado protetizado y para moderar la progresión del cuerpo 
hacia delante. 
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Í NDICE. 
 
INTRODUCCIÓN. 17 
 
 
1. La amputación……………………………………………………… 
 
1.1 Niveles de amputación. 
 
1.2 Epidemiología de las amputaciones. 
 
1.3 La amputación transtibial. 
 
Las prótesis tibiales. 
Las interfases o encajes blandos y los sistemas de anclaje. 
Los pies protésicos. 
 
2. La marcha humana………………………………………………… 
 
2.1 Descripción del ciclo de la marcha. 
 
Periodos del ciclo de marcha. 
Fases del ciclo de marcha. 
 
2.2 Biomecánica de la marcha: conceptos………………………… 
 
Parámetros espacio-temporales de la marcha. 
Cinemática articular. 
Fuerzas de reacción del suelo. 
Momentos articulares. 
Potencia articular. 
Electromiografía. 
 
2.3 Biomecánica de la marcha humana: funciones………………. 
 
Función de recepción y soporte del peso corporal. 
Función de progresión y propulsión. 
 
3. Laboratorios de análisis de la marcha……………………………. 
 
4. La marcha en el amputadotranstibial: antecedentes……………. 
 
 
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JUSTIFICACIÓN . 79 
 
OBJETIVOS . 
 
 
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PACIENTES Y MÉTODO . 
 
 
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1. Diseño del estudio…………………………………………………... 
 
2. Selección y características de la muestra…………………………. 
 
2.1 Elección de la muestra. 
2.2 Criterios de inclusión y exclusión de los pacientes. 
2.3 Grupo Control. 
2.4 Procedimiento de selección. 
2.5 Procedimientos éticos. 
 
 
3. Variables del estudio……………………………………………….. 
 
3.1 Variables independientes. 
3.2 Variables dependientes. 
 
4. Protocolo experimental…………………………………………….. 
 
4.1 Anamnesis y exploración física. 
4.2 Análisis instrumental de la marcha. 
 
- Configuración del laboratorio. 
- Preparación del paciente. 
 
4.3 Análisis de la actividad. 
 
5. Análisis de datos……………………………………………………. 
 
5.1 Procesado de datos. 
5.2 Análisis de las variables. 
 
- Parámetros espacio-temporales. 
- Cinemática articular. 
- Cinética articular: 
Fuerzas de reacción del suelo, momentos internos y potencias 
articulares. 
- Intensidad de activación muscular. 
 
6. Análisis estadístico…………………………………………………. 
 
 
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RESULTADOS. 
 
113 
 
1. Características clínicas de la muestra…………………………….. 
 
2. Principales resultados: contraste grupo control-grupo 
amputados…………………………………………………………... 
 
- Parámetros espacio-temporales. 
- Cinemática articular de las extremidades inferiores, pelvis y tórax. 
- Fuerzas de reacción del suelo. 
- Momentos internos articulares. 
- Potencias articulares. 
- Intensidad de activación muscular (iEMG). 
 
 
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136 
 
DISCUSIÓN. 
 
 
141 
 
Cuerpo de la discusión. 
 
Limitaciones del estudio. 
 
Relevancia clínica y líneas de investigación futuras. 
 
 
143 
 
175 
 
177 
 
CONCLUSIONES. 
 
 
181 
 
 
REFERENCIAS BIBLIOGRÁFICAS . 
 
 
 
185 
 
 
ANEXOS. 
 
Anexo 1. Modelo de consentimiento informado. 
 
Anexo 2. Informe favorable del Comité de Ética. 
 
Anexo 3. Modelo de historia clínica. 
 
Anexo 4. Test de Day. 
 
 
 
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ÍNDICE DE TABLAS. 
 
 
Tabla 1. Velocidad media en sujetos sanos en función del sexo y la edad. 
Tabla 2. Recorridos osteo-articulares de los principales segmentos 
durante la marcha. 
Tabla 3. Picos máximos de las potencias articulares. 
Tabla 4. Datos antropométricos de los pacientes recogidos. 
Tabla 5. Fiabilidad inter-sesión del modelo Vicon Clinical Manager-
Vicon Plug-in Gait. 
Tabla 6. Parámetros espacio-temporales. 
Tabla 7. Grados de libertad de los segmentos corporales. 
Tabla 8a. Nomenclatura de los valores cinemáticos analizados en el 
estudio. 
Tabla 8b. Nomenclatura de los valores cinemáticos analizados en el 
estudio. 
Tabla 9. Momentos internos articulares analizados en el estudio y fuerzas 
de reacción del suelo. 
Tabla 10. Características de los sujetos. 
Tabla 11a. Parámetros espacio-temporales. 
Tabla 11b. Parámetros espacio-temporales. 
Tabla 12. Cinemática de tórax y pelvis (grados). 
Tabla 13. Cinemática de las articulaciones de las extremidades inferiores 
(grados). 
Tabla 14. Fuerzas de reacción del suelo (porcentaje del peso corporal). 
Tabla 15. Momentos internos articulares (Nm/kg). 
Tabla 16. Potencias articulares (W/kg). 
Tabla 17a. Activación muscular (iEMG). 
Tabla 17b. Activación muscular (iEMG). 
 
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ÍNDICE DE FIGURAS. 
 
Figura 1. Etiología de la amputación. 
Figura 2. Representación de los niveles de amputación del miembro inferior, 
según los términos ISO, y su equivalencia con los términos anteriores. 
Figura 3. Resultados según la versión 23 del “All Patients” Grupos 
Relacionados por el Diagnóstico en vigor para el año 2009, correspondientes a 
los diagnósticos de amputación de miembro superior y de miembro inferior 
según 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 Münster. 
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 vacío. 
Figura 10. Tipos de pies protésicos. 
Figura 11. Fases del ciclo de marcha. 
Figura 12. Cinemática articular: representación gráfica (normalidad). 
Figura 13. Fuerzas de reacción del suelo: representación gráfica 
(normalidad). 
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26 
 
 
 
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Figura 14. Representación gráfica de los momentos internos articulares. 
Figura 15. Representación gráfica de las potencias articulares (normalidad). 
Figura 16. Secuencia de activación normal de principales grupos musculares 
durante la marcha. 
Figura 17. Función de recepción y soporte del peso corporal: principales 
esquemas motores en el plano sagital. 
Figura 18. Eventos críticos del complejo articular tobillo-pie y participación 
muscular. 
Figura 19. Función de progresión y propulsión: principales esquemas motores 
en el plano sagital. 
Figura 20. Laboratorio de Análisis del Movimiento, Biomecánica, Ergonomía 
y Control Motor (LAMBECOM). 
Figura 21. Sujeto con marcadores según el modelo Vicon Plug-in Gait. 
Figura 22a. Cinemática articular plano sagital (grados). 
Figura 22b. Cinemática articular plano frontal (grados). 
Figura 23. Fuerzas de reacción 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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Figura 26. Intensidad de activación muscular Bíceps femoral/Glúteo mayor 
(iEMG). 
Figura 27. Intensidad de activación muscular Glúteo medio/Recto femoral 
(iEMG). 
Figura 28. Fuerzas de reacción del suelo durante la recepción del peso 
corporal en lado protetizado. 
Figura 29. Oblicuidad pélvica durante el periodo de apoyo. 
Figura 30. Patrón motor del tórax y de la pelvis sobre el lado protetizado en 
el plano frontal. 
Figura 31a. Estrategia motora a nivel de la articulación de la cadera en la 
extremidad inferior sana. 
Figura 32b. Estrategia motora a nivel de la articulación de la cadera en la 
extremidad inferior protetizada. 
Figura 33. Comportamiento motor en el plano frontal de los sujetos con 
amputacióntranstibial unilateral. 
Figura 34. Estrategia motora a nivel de la articulación 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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INTRODUCCIÓN 
El movimiento representa un elemento intrínseco de la vida cotidiana de las 
personas del que muchas veces no somos conscientes. Este impregna cualquier actividad 
desempeñada en el día a día y se considera esencial para la interrelación entre las 
personas. El movimiento pasa a percibirse como un valor enorme cuando se deteriora. El 
envejecimiento o los procesos patológicos suelen deteriorar la capacidad motriz 
afectando la calidad de vida de los individuos. Entender cómo ocurren los trastornos del 
movimiento y cómo 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 valoración 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 análisis del movimiento. Estos dispositivos permiten 
realizar un estudio cuantitativo y objetivo de los diferentes elementos que intervienen en 
un patrón motor ofreciendo una información de gran relevancia clínica. Su aplicación en 
las últimas décadas se extiende al estudio de multitud de procesos que afectan al 
movimiento, naturales como el envejecimiento, y patológicos como los trastornos 
degenerativos articulares, las enfermedades neurológicas o las amputaciones de las 
extremidades. En el caso de las amputaciones de las extremidades se produce una 
modificación del esquema corporal que afecta de primera mano al movimiento y a su 
organización. Sin embargo, las consecuencias derivadas de la amputación son más 
susceptibles de ser solucionadas en relación a otros trastornos que afectan al movimiento, 
ya que el diseño de componentes protésicos ha permitido restaurar parcialmente las 
funciones perdidas. 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
20 
 
 
La comprensión de cómo se afecta el movimiento en estos sujetos mediante el 
uso de sistemas de análisis tridimensional se considera esencial para mejorar la 
adaptación de las prótesis y el éxito del tratamiento rehabilitador. En el caso de los 
sujetos con amputación transtibial unilateral, los estudios centrados en el análisis de la 
marcha han mostrado hallazgos relevantes sobre su patrón de marcha que han permitido 
mejorar la adaptación de los componentes protésicos; sin embargo, aún no existe una 
visión poliédrica y funcional sobre el patrón de marcha en estos sujetos que pueda servir 
como guía para la toma de decisiones por parte de los profesionales sanitarios. 
 
1. La amputación. 
La amputación constituye una cirugía que extirpa, pero tiene un componente 
constructivo porque prepara un miembro residual apto para ser el origen de una prótesis 
funcional.1 
El aparato locomotor constituye un sistema completamente integrado, de manera 
que existe una interacción dinámica entre las aferencias sensoriales y los centros de 
control motor de la locomoción.2 Una amputación conlleva la pérdida física de la porción 
amputada y su contribución en la totalidad del organismo. La amputación del miembro 
inferior consiste en una alteración primariamente periférica que no sólo supone la pérdida 
estructural del soporte estático, conlleva además la pérdida de la función dinámica del 
complejo articular y una pérdida de información sensorial, propioceptiva y 
exteroceptiva.1,3 
TESIS DOCTORAL 
 
 
Por tanto, la amputación 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 etiología de la amputación es múltiple, incluyéndose entre sus causas la 
diabetes mellitus, la enfermedad vascular periférica, los traumatismos, los procesos 
neoplásicos malignos, los procesos infecciosos y las malformaciones cong
mundo occidental, la causa más frecuente de amputación es la p
periférica.6 (Figura 1). 
 
Figura 1. Etiología de la amputación.
 
TESIS DOCTORAL 
a amputación constituye un proceso potencialmente 
que representa, a nivel mundial, un importante problema socio-sanitario.
de una extremidad en cualquier grupo de edad genera una discapacidad mayor que afecta 
de una forma esencial a todos los aspectos de las actividades de la vida diaria. 
La etiología de la amputación es múltiple, incluyéndose entre sus causas la 
diabetes mellitus, la enfermedad vascular periférica, los traumatismos, los procesos 
neoplásicos malignos, los procesos infecciosos y las malformaciones cong
mundo occidental, la causa más frecuente de amputación es la p
Etiología de la amputación. 
 INTRODUCCIÓN 
21 
lmente discapacitante 
sanitario.4 La amputación 
de una extremidad en cualquier grupo de edad genera una discapacidad mayor que afecta 
s de la vida diaria. 
La etiología de la amputación es múltiple, incluyéndose entre sus causas la 
diabetes mellitus, la enfermedad vascular periférica, los traumatismos, los procesos 
neoplásicos malignos, los procesos infecciosos y las malformaciones congénitas.5 En el 
mundo occidental, la causa más frecuente de amputación es la patología vascular 
 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
22 
 
 
1.1 Niveles de amputación. 
Los niveles de amputación pueden estar predeterminados por el proceso de 
enfermedad, como en el caso de los tumores o las infecciones. Se preserva la máxima 
longitud, consecuente con quitar el tejido enfermo/dañado y con el tipo de prótesis 
adecuada, si es conveniente. Según el criterio de funcionalidad, el nivel más óptimo es 
aquel que se realiza en el tercio medio de los huesos largos ya que asegura un buen 
recubrimiento del muñón, un adecuado brazo de palanca y un buen estado de la piel.7 
Ante la necesidad de establecer una terminología común referente al ámbito de 
las amputaciones y de los dispositivos protésicos, 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 países y respaldado por la International 
Standards Organization (ISO), desarrolló un sistema de terminología exacto de 
clasificación y nomenclatura descriptiva, basado en la práctica. Los términos creados por 
este grupo han sido modificados ligeramente y adoptados y aprobados por la ISO, en el 
año 1989.8 
El vocabulario y los términos adoptados por la nueva clasificación para describir 
los niveles de amputacióny deficiencias congénitas de extremidades quedan recogidos en 
el ISO 8549 Parte II. El estándar ISO 8549-2.1 recoge el nivel de amputación de los 
miembros en amputaciones adquiridas.9 Este engloba términos relacionados con la 
prótesis y los usuarios. La nueva terminología usa tres descripciones: “trans”, 
“desarticulación” y “parcial”; en contraposición a los términos aceptados y utilizados 
previamente: “encima”, “debajo” o “a través de la articulación”. (Figura 2). 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
23 
 
 
El adjetivo “trans” se utiliza cuando la amputación se realiza a través del eje de 
un hueso largo, como transfemoral o transhumeral. En los casos en los que hay dos 
huesos contiguos tibia/peroné y radio/cúbito, sólo se denomina el primer hueso o el más 
largo (transtibial, transradial). 
Cuando la amputación se realiza a través de la articulación, se emplea el término 
desarticulación (desarticulación de la rodilla, desarticulación del codo). 
El término “parcial” describe las amputaciones del pie distales a la articulación 
del tobillo y a las amputaciones de la mano distales a la articulación de la muñeca. 
Figura 2. Representación de los niveles de amputación del 
miembro inferior, según los términos ISO, y su equivalencia con 
los términos anteriores. 
 
 
 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
24 
 
 
1.2 Epidemiología de las amputaciones. 
Los datos de incidencia representan la circunstancia o el número de personas que 
sufren algún tipo de amputación cada año. Los datos de prevalencia representan el 
número total estimado de personas que han perdido o presentan ausencia de alguna 
extremidad, e incluye tanto los casos más recientes como los ocurridos hace años. 
En los países occidentales, la mayoría 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 cáncer y con traumatismos está 
disminuyendo, la tasa de amputaciones vasculares va en aumento.7 
En los Estados Unidos (EEUU), en 2005, 1,6 millones de personas vivían con la 
ausencia de alguna extremidad.10 Se estima que entorno a 185.000 personas en EEUU 
sufren una amputación cada año, 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 España, lamentablemente, no se dispone de un censo estatal actualizado de 
sujetos con amputación que indique cuál es la prevalencia y la incidencia de sujetos con 
amputación, y que además, especifique el nivel de amputación. 
 
 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
25 
 
 
Entre los datos que se recogen en la Norma Estatal del Registro de Altas 
Hospitalarias del Sistema Nacional de Salud (Conjunto Mínimo Básico de Datos, 
CMBD) incluido en el Plan de Estadística Nacional (Ministerio de Sanidad y Consumo) 
del año 200916, se ha extraído la información referida a las amputaciones realizadas en los 
hospitales públicos. La Norma Estatal recoge un grupo de datos e indicadores que definen 
el funcionamiento del conjunto de hospitales del Sistema Nacional de Salud en relación 
con los episodios de hospitalización, una vez clasificados por los Grupos Relacionados 
por el Diagnóstico (GRD) en la versión "All patients" en vigor para el año de análisis 
(AP-GRD v23.0). Estos constituyen datos de referencia del Sistema Nacional de Salud 
para el análisis comparativo de la casuística y del funcionamiento.16 (Figura 3). 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
TESIS DOCTORAL 
 
 
Figura 3. Resultados según la versión 23 del “All Patients” 
Diagnóstico en vigor para el año 2
de miembro superior y de miembro inferior según la Norma Estatal 2008 resultados 
globales para el Sistema Nacional de Salud. 
MS. Miembro Superior. MI. Miembro Inferior. 
 
 
 
 
 
TESIS DOCTORAL 
Resultados según la versión 23 del “All Patients” Grupos Relacionados por el 
en vigor para el año 2009, correspondientes a los diagnósticos de amputación 
de miembro superior y de miembro inferior según la Norma Estatal 2008 resultados 
globales para el Sistema Nacional de Salud. 
MS. Miembro Superior. MI. Miembro Inferior. 
 INTRODUCCIÓN 
26 
Grupos Relacionados por el 
009, correspondientes a los diagnósticos de amputación 
de miembro superior y de miembro inferior según la Norma Estatal 2008 resultados 
 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
27 
 
 
En cuanto a la distribución por edad y sexo, la prevalencia es muy homogénea 
en todos los países. La incidencia de las amputaciones aumenta drásticamente con la 
edad. Alrededor de dos terceras partes de las amputaciones se producen en personas 
mayores de 60 años. Igualmente, en todos los países la tasa de amputaciones es mayor en 
varones que en mujeres.17 
 
1.3 La amputación transtibial. 
La amputación transtibial, infracondílea o por debajo de la rodilla, es la más 
frecuente de las amputaciones de la extremidad inferior, con un porcentaje que oscila 
entre un 25% y un 50%.18 Para la protetización y el retorno rápido a las actividades, se 
considera este nivel el más recomendable, ya que la funcionalidad del paciente es 
superior con respecto a otros niveles. En él se preserva la articulación de la rodilla, siendo 
el nivel óptimo cuando se realiza a 12cm por debajo de la interlínea articular de la rodilla, 
teniendo en cuenta que hasta los 7cm es fácilmente protetizable. 
En los pacientes con amputación transtibial, la carga distal sobre las superficies 
óseas es a menudo dolorosa. La principal dificultad de la protetización consiste en 
adaptar de forma relativamente confortable el encaje, de manera que permita amortiguar 
el peso corporal y transmitir las fuerzas dinámicas que se producen durante la marcha.18 
Por tanto, el objetivo de la protetización en estos sujetos consiste en lograr una 
deambulación con la máxima estabilidad, el menor coste energético y la apariencia más 
normal posible.19-20 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
28 
 
 
El diseño de las prótesis necesita adecuarse a estos objetivos para que cada 
extremidad pueda encargase del control del soporte, la oscilación 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 amputación 
transtibial es a menudo atribuido al estado actual de la tecnología protésica.21-28 Por un 
lado, los encajes transtibiales han experimentado importantes mejoras en los últimos 
años, considerándose el factor más importante que determina el éxito o el fracaso de la 
prótesis.20,23-25,28 Por otro lado, avances en el diseño del pie protésico permiten aportar 
artificialmente una porción de la contribución muscular perdida por la 
amputación.21,22,26,27 En la literatura, existen multitud de estudios que investigan, en 
sujetos con amputación transtibial unilateral, la repercusión de diversos diseños 
protésicos, tantode pies como de encajes, en el coste energético de la marcha29-33; así 
como las modificaciones que, bien distintos tipos o mecanismos de pies protésicos34-56, 
bien diferentes tipos de encajes o mecanismos de suspensión57-62, propician en la 
biomecánica de la marcha. 
 
Las prótesis tibiales. 
El término prótesis deriva del griego pros y significa añadir, colocar o sustituir. 
Por tanto, se define como prótesis externa a aquel dispositivo que reemplaza parcial o 
totalmente un miembro ausente del cuerpo.3,18,63 
Una clasificación descriptiva útil es la que se basa, principalmente, en el tipo de 
encaje rígido y la interfase o encaje blando que se utilicen.18 
TESIS DOCTORAL 
 
 
Prótesis convencionales
Prótesis tibial con articulaciones externas y corselete femoral. 
Constituye un tipo de prótesis muy antigua y actualmente, casi en desuso. 
Consta de un encaje externo 
exoesquelética, y el encaje se une a un corselete femoral mediante unas articulaciones 
externas de acero o duraluminio.
Prótesis tibial con encaje
de pelite. 
Constituye uno de los tipos de encaje que más han sido descritos en la literatura 
y con mayor uso a nivel clínico.
en la pared posterior, a nivel del hueco poplíteo y unas aletas laterale
mitad de los cóndilos femorales. Este tipo de encaje se sujeta a través de correas a nivel 
supracondilar. Además, dispone de un apoyo de contacto total sobre toda la super
muñón, ejerciendo presión 
tibial (zonas de mayor tolerancia a la presión) y 
óseas y los tendones flexores
Figura 4.
TESIS DOCTORAL 
Prótesis convencionales. 
Prótesis tibial con articulaciones externas y corselete femoral. 
Constituye un tipo de prótesis muy antigua y actualmente, casi en desuso. 
Consta de un encaje externo rígido en forma de “tapón”. La estructura es de tipo 
exoesquelética, y el encaje se une a un corselete femoral mediante unas articulaciones 
externas de acero o duraluminio.18 
rótesis tibial con encaje rígido tipo PTB (Patellar Tendon Bearing)
Constituye uno de los tipos de encaje que más han sido descritos en la literatura 
y con mayor uso a nivel clínico.23-25,28 Consta de un apoyo subrotuliano, un contraapoyo 
en la pared posterior, a nivel del hueco poplíteo y unas aletas laterales que suben hasta la 
mitad de los cóndilos femorales. Este tipo de encaje se sujeta a través de correas a nivel 
supracondilar. Además, dispone de un apoyo de contacto total sobre toda la super
 sobre las partes blandas del borde inferior del cóndilo medial 
tibial (zonas de mayor tolerancia a la presión) y dejando libertad para las prominencias 
los tendones flexores.18,28,64 (Figura 4). 
Figura 4. Encaje Patellar Tendon Bearing. 
 
 INTRODUCCIÓN 
29 
Prótesis tibial con articulaciones externas y corselete femoral. 
Constituye un tipo de prótesis muy antigua y actualmente, casi en desuso. 
rígido en forma de “tapón”. La estructura es de tipo 
exoesquelética, y el encaje se une a un corselete femoral mediante unas articulaciones 
ar Tendon Bearing) e interfase 
Constituye uno de los tipos de encaje que más han sido descritos en la literatura 
Consta de un apoyo subrotuliano, un contraapoyo 
s que suben hasta la 
mitad de los cóndilos femorales. Este tipo de encaje se sujeta a través de correas a nivel 
supracondilar. Además, dispone de un apoyo de contacto total sobre toda la superficie del 
borde inferior del cóndilo medial 
libertad para las prominencias 
TESIS DOCTORAL 
 
 
Prótesis tibial con encaje rígido
Suprakondylen) e interfase de pelite.
Incluye un apoyo subrotuliano y suprarrotuliano (elemento diferencial), 
incluyendo la rótula dentro del encaje. Además, presenta un apoyo sobre el hueco 
poplíteo. Dispone de un anclaje supracondilar.
Figura 5. Encaje Patellar Tendon Supra
Prótesis tibial con encaje
interfase de pelite. 
Consta de un apoyo subrotuliano, unas aletas supracondíleas (elemento 
diferencial), un apoyo en el hueco poplíteo y un apoyo sobre las superficies blandas del 
resto del muñón (contacto total). Este tipo de prótesis deja 
del encaje. 18,32 (Figura 6). 
TESIS DOCTORAL 
Prótesis tibial con encaje rígido tipo PTS (Patellar Tendon Supra
Suprakondylen) e interfase de pelite. 
Incluye un apoyo subrotuliano y suprarrotuliano (elemento diferencial), 
incluyendo la rótula dentro del encaje. Además, presenta un apoyo sobre el hueco 
n anclaje supracondilar.18,32 (Figura 5). 
Encaje Patellar Tendon Supra-Patellar-Suprskondylen. 
 
Prótesis tibial con encaje rígido tipo KBM (Kondylen Bettung Münster)
Consta de un apoyo subrotuliano, unas aletas supracondíleas (elemento 
diferencial), un apoyo en el hueco poplíteo y un apoyo sobre las superficies blandas del 
resto del muñón (contacto total). Este tipo de prótesis deja habitualmente 
 
 INTRODUCCIÓN 
30 
tipo PTS (Patellar Tendon Supra-Patellar-
Incluye un apoyo subrotuliano y suprarrotuliano (elemento diferencial), 
incluyendo la rótula dentro del encaje. Además, presenta un apoyo sobre el hueco 
Suprskondylen. 
(Kondylen Bettung Münster) e 
Consta de un apoyo subrotuliano, unas aletas supracondíleas (elemento 
diferencial), un apoyo en el hueco poplíteo y un apoyo sobre las superficies blandas del 
habitualmente la rótula fuera 
TESIS DOCTORAL 
 
Figura 6. Encaje Kondylen Bettung Münster.
 
 
Prótesis tibiales con interfases blandas 
Prótesis tibial con encaje rígido tipo TSB (Total Surface Bearing) y HST 
(Hydrostatic Total Surface)
Constituye uno de los enc
similitudes en cuanto a morfología con el encaje PTB, aunque presenta 
relevantes. Por un lado, la presión subrotuliana y la contrapresión a nivel del
poplíteo son más suaves; y por el otro, las superficies de los apoyos del encaje y del 
sobre el muñón son más homogéneas, y no diferencian las partes blandas de las óseas, ya 
que intentan realizar una distribución homogénea de presiones a trav
(Figura 7). 
 
 
TESIS DOCTORAL 
Encaje Kondylen Bettung Münster. 
rótesis tibiales con interfases blandas (liners) de silicona o uretano
Prótesis tibial con encaje rígido tipo TSB (Total Surface Bearing) y HST 
(Hydrostatic Total Surface) de contacto total. 
Constituye uno de los encajes más empleados actualmente.
similitudes en cuanto a morfología con el encaje PTB, aunque presenta 
. Por un lado, la presión subrotuliana y la contrapresión a nivel del
poplíteo son más suaves; y por el otro, las superficies de los apoyos del encaje y del 
sobre el muñón son más homogéneas, y no diferencian las partes blandas de las óseas, ya 
que intentan realizar una distribución homogénea de presiones a trav
 INTRODUCCIÓN 
31 
de silicona o uretano. 
Prótesis tibial con encaje rígido tipo TSB (Total Surface Bearing) y HST 
ajes más empleados actualmente.23-25,28 Presenta 
similitudes en cuanto a morfología con el encaje PTB, aunque presenta variaciones 
. Por un lado, la presión subrotuliana y la contrapresión a nivel del hueco 
poplíteo son más suaves; y por el otro, las superficies de los apoyos del encaje y del liner 
sobre el muñón son más homogéneas, y no diferencian las partes blandas de las óseas, ya 
que intentan realizar una distribución homogénea de presiones a través del liner.18,28 
TESIS DOCTORALEstudios recientes que comparan los encajes protésicos PTB y TSB han 
demostrado niveles similares de funcionalidad a corto plazo, 
ha supuesto un mayor coste de fabricación, 
paciente.18,32,57,59 
La prótesis tibial con encaje tipo TSB se puede aplicar con sistema de anclaje 
tipo “pin” o con bomba de vacío. 
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 
cámara de presión de aire uniforme sobre toda la superficie del muñón.
 
Figura 7. Encaje Total Surface Bearing y Encaje Hydrostatic Total Surface. 
 
 
 
TESIS DOCTORAL 
Estudios recientes que comparan los encajes protésicos PTB y TSB han 
niveles similares de funcionalidad a corto plazo, y si bien el encaje tipo TSB 
ha supuesto un mayor coste de fabricación, supone menos visitas por parte del 
La prótesis tibial con encaje tipo TSB se puede aplicar con sistema de anclaje 
tipo “pin” o con bomba de vacío. 
El encaje tipo HST constituye una variante del encaje TSB que mantiene sus 
. La diferencia reside en la toma del molde, en la que se utiliza una 
cámara de presión de aire uniforme sobre toda la superficie del muñón.1
Encaje Total Surface Bearing y Encaje Hydrostatic Total Surface. 
 
 INTRODUCCIÓN 
32 
Estudios recientes que comparan los encajes protésicos PTB y TSB han 
el encaje tipo TSB 
menos visitas por parte del 
La prótesis tibial con encaje tipo TSB se puede aplicar con sistema de anclaje 
El encaje tipo HST constituye una variante del encaje TSB que mantiene sus 
. 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. 
 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
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 prótesis con interfases 
blandas (liners) nacen con un doble objetivo: en primer lugar conseguir un mayor confort 
del muñón en relación al contacto que se establece entre el muñón y el encaje rígido, y en 
segundo lugar, constituir un sistema de suspensión por sí mismos evitando al máximo el 
desplazamiento vertical del muñón dentro del encaje (“pistoneo”).60(Figura 8). Los liners 
de silicona incrementan el confort de los sujetos con amputación transtibial durante la 
marcha, en comparación con los sistemas de anclaje convencionales supracondíleos; sin 
embargo, tienen repercusiones negativas sobre la piel al aumentar la sudoración.62 
Figura 8. Liners de silicona. 
 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
34 
 
 
Existen diferentes sistemas de anclaje entre las interfases blandas y los encajes 
rígidos. Por un lado, el sistema de anclaje tipo “pin”, que consiste en un vástago fijado a 
la interfase que envuelve el muñón. El pin se introduce en la base del encaje rígido donde 
queda fijado mecánicamente. La fijación se deshace desde fuera, permitiendo que el 
sujeto se ponga y se quite la prótesis de manera simple y fiable. Por otro lado, los 
sistemas de anclaje por succión o bomba de vacío, que integran una válvula que permite 
la salida del aire del interior de la prótesis produciendo el vacío. La válvula se abre 
cuando se introduce el muñón dentro de la prótesis expulsando el aire y reestableciendo 
la succión. Según Klute et al. (2011)58 este tipo de anclaje hace más cómoda la marcha 
de los sujetos con amputación transtibial unilateral, al disminuir el movimiento del 
muñón dentro del encaje, en comparación con los sistemas de anclaje tipo pin. (Figura 9) 
 
Figura 9. Sistemas de anclaje tipo “pin” y bomba de vacío. 
 
 
Cortersía de Ossur®. 
 
 
Válvula lateral. Pin liso. 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
35 
 
 
Los pies protésicos. 
La función principal de un pie protésico reside en facilitar la locomoción. Debe, 
por tanto, optimizar al máximo la marcha para reducir la percepción de dificultad en la 
deambulación y disminuir el coste energético.65 
Durante años, el pie protésico SACH® (del inglés, Solid Ankle Cushion Heel) fue 
el pie más popular y el más descrito.35,38-40,42-50 En la actualidad, los pies protésicos 
suelen clasificarse según los grados de movimiento que tengan o según la capacidad de 
respuesta de la energía cinética acumulada.66 
El pie SACH® es un pie no articulado que trata de imitar el comportamiento del 
pie humano a través de su capacidad de deformación elástica 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 más de un plano, como el pie 
dinámico, el pie de Jaipur®, el pie Greissinger Plus® o el pie multiflex®. Continuando con 
el avance en las sustituciones protésicas, el pie SAFE® (Stationary Attachment Flexible 
Endoskeletal), constituido por quillas de material plástico flexible de alta densidad, tiene 
capacidad para almacenar energía en situaciones de carga y devolverla una vez se libera 
de la misma. No obstante, su capacidad de retorno de energía acumulada es relativamente 
pequeña.51 Esta capacidad se consigue mejorar con el pie Seattle®, constituido por un 
único cuerpo de material plástico y de gran resistencia, que permite almacenar energía 
bajo compresión y devolverla al cesar la carga. (Figura 10). 
 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
36 
 
 
Finalmente, existen los denominados pies de absorción o de almacenamiento de 
energía (PAE) o de respuesta dinámica. Estos pies, fabricados en fibra de carbono, tienen 
la particularidad de absorber la energía potencial y cinética que, debido a la aceleración y 
a la masa del cuerpo, se producen en la toma de contacto del pie con el suelo, liberándola 
después en el despegue del talón.65 Con objeto de aprovechar al máximo 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 patrón de marcha. Diversos 
estudios muestran que pies PAE con mayor flexibilidad en comparación con pies PAE 
más rígidos, incrementan la capacidad de absorción del peso corporal durante el ciclo de 
marcha y mejoran el comportamiento cinético y muscular de ambas extremidades 
inferiores.52-55 
Existen potenciales diferencias en la capacidad de almacenamiento de la energía 
entre los diferentes tipos de pies. En este sentido, la investigación previa muestra 
resultados dispares al comparar unos con otros. La mayoría de los estudios encuentran 
escasas diferencias en cuanto al patrón cinético de las extremidades inferiores en los 
sujetos con amputación transtibial durante la marcha, salvo en la cantidad de energía 
generada por el tobillo protetizado en el momento del despegue, la cual es superior con 
los pies PAE.35,38-43,45,49 
 
TESIS DOCTORALINTRODUCCIÓN 
37 
 
 
Lehmann et al. (1993)44 y Arya P et al. (1995)48 observaron que el pie 
convencional tipo SACH® obtenía mejores resultados durante la marcha, en comparación 
con el pie Seattle® 44,48 o el pie Jaipur® 48, por ejemplo, respecto a la cantidad de energía 
absorbida. Powers et al. (1994)46 observaron que el pie Flex-foot® en comparación 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 comparación con otros pies, como el pie SACH®, el pie Carbon 
Copy II® y el pie Quantum®; propiciaba una disminución de la carga sobre la extremidad 
inferior intacta, reduciendo los niveles de sobrecarga. 
González-Viejo et al. (2000)50 compararon siete tipos de pies protésicos, 
observando que el pie Flex-foot® era el pie de elección por parte de los pacientes y el que 
tenía mejor comportamiento cinético, en el momento del despegue. A pesar de ello, los 
autores también concluyeron que ningún pie producía una respuesta adecuada, ya fuese 
durante el contacto inicial, o durante el despegue, en comparación con el pie no 
protetizado. 
Underwood et al. (2004)51 realizaron un análisis cinético en los tres planos del 
espacio con objeto de contrastar los efectos de los pies SAFE® y Flex-foot®, en el patrón 
de marcha de los sujetos con amputación transtibial unilateral. Concluyeron que el pie 
Flex-foot® incrementaba la cantidad de energía absorbida y liberada durante el ciclo de 
marcha, lo que repercutió en las articulaciones proximales, mejorando su comportamiento 
cinético en el plano sagital. Otros estudios no encontraron repercusiones importantes en 
las articulaciones proximales con el empleo de pies tipo PAE.39,43 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
38 
 
 
Figura 10. Tipos de pies protésicos. 
 
Pie SACH® Pie uniaxial 
 
 
 
Pie dinámico Pie Greissinger Plus® Pie Vari-flex® 
 
Cortersía de Ossur®. 
 
 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
39 
 
 
2. La marcha humana. 
Una característica importante de nuestra independencia como seres humanos es 
la marcha bípeda. La marcha nos permite trasladarnos seguros e independientes de un 
lugar a otro. El paso es un comportamiento extraordinariamente complejo. Los factores 
fisiológicos que afectan a la dinámica del paso incluyen el control nervioso, la función 
muscular y el control postural; sin embargo, alteraciones más sutiles en la fisiología 
subyacente, que incluyen cambios cardiovasculares y la salud mental, también 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 adaptación del paso. 
El comportamiento locomotor incluye la capacidad de iniciar y de terminar la 
locomoción, adaptar el paso para evitar obstáculos, y cambiar la velocidad y la dirección 
como sea necesario. 
2.1 Descripción del ciclo de marcha. 
El sistema de acción-percepción en el humano se ha desarrollado mediante 
estrategias de control para solucionar las exigencias de progresión, control postural y 
adaptabilidad. Aunque sea posible otro modelo de paso (podemos saltar, trotar, etc), la 
mayoría de las personas usa un modelo de paso de alternación simétrica, probablemente 
porque esto proporciona la mayor estabilidad dinámica para el paso bípedo con demandas 
de control mínimas.68 
 
 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
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 progresión hacia delante del cuerpo, una extremidad 
inferior proporciona una función de estabilidad y propulsión, mientras que la otra 
extremidad inferior realiza una función de progresión 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 sincronización recíproca hasta 
que el destino de la persona es alcanzado.67 Una única secuencia de dichas funciones 
realizada por una extremidad inferior se denomina ciclo de la marcha (GC, del inglés 
Gait Cycle).67,70,71 El contacto inicial del pie en el suelo es el evento más fácil 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 patología realizan el contacto inicial del pie en el 
suelo con el talón. 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, tomándose como referencia el talón.67 
Una zancada es equivalente a un ciclo de marcha, esto es, la duración 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 sincronía 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 próximo periodo de apoyo. Por tanto, el 
intervalo comprendido entre el contacto inicial de cada pie se denomina paso.67 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
41 
 
 
Periodos del ciclo de marcha. 
Cada ciclo de la marcha se divide en dos periodos, apoyo y oscilación. El 
periodo de apoyo representa el término empleado para designar el periodo completo en el 
que el pie contacta con el suelo. Este periodo comienza con el contacto inicial. El término 
oscilación se aplica al tiempo en el que el pie permanece en el aire para el avance de la 
extremidad inferior. El periodo de oscilación comienza cuando el pie es elevado desde el 
suelo (despegue). 
El periodo de apoyo se organiza en tres intervalos según 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 porción media del periodo de apoyo sólo un pie 
permanece en contacto con el suelo (apoyo unipodal o monopodal).67,70. 
En cuanto a la sincronización temporal, el periodo de apoyo representa el 60% 
del GC y el periodo de oscilación 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 
 
 
 
 
 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
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 patrón crítico de movimiento coordinado para cumplir este 
fin. 66,70,72 (Figura 11). 
• Fase 1 o de contacto inicial (0-2% GC): comienza cuando el talón 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 
oscilación.67,70 Representa la etapa de lamarcha con mayor demanda 
funcional. Durante esta etapa ocurren tres funciones esenciales en la 
marcha: la absorción del impacto del talón con el suelo, la estabilidad 
inicial de la extremidad inferior y la preservación de la progresión. 
• 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 oscilación, de manera que la otra extremidad recibe 
toda la carga y asume la responsabilidad del soporte mientras la progresión 
continúa.67,70 Comprende desde el despegue del pie contralateral hasta su 
avance y alineación con el pie apoyado. 
 
 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
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 talón del pie apoyado 
y finaliza con el choque de talón del pie que oscila. Durante esta fase, el 
peso del cuerpo sobrepasa al pie que permanece apoyado. 
• Fase 5 o de pre-oscilación (50-60% GC): se inicia con el choque de talón 
del pie que oscila y finaliza con el despegue del pie apoyado. Coincide con 
un momento de apoyo bipodal donde se produce una transferencia rápida e 
intensa del peso a la extremidad inferior que inicia el contacto. 
• Fase 6 o de oscilación inicial (60-73% GC): constituye el primer tercio del 
periodo de oscilación hasta que el pie alcanza la posición del pie que 
permanece apoyado. 
• Fase 7 o de oscilación media (73-87% GC): supone el segundo tercio del 
periodo de oscilación, en el cual la extremidad inferior sobrepasa a la 
extremidad inferior contraria. Finaliza cuando la tibia adopta una posición 
vertical. 
• Fase 8 o de oscilación final (87-100% GC): representa el último tercio del 
periodo de oscilación, que finaliza cuando el pie contacta con el suelo. 
 
 
 
 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
44 
 
 
Figura 11. Fases del ciclo de marcha. 
 
 
 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
45 
 
 
2.2 Biomecánica de la marcha: conceptos. 
La descripción de la marcha humana se realiza en términos de parámetros 
espacio-temporales, cinemática, momentos articulares, potencias articulares, fuerzas de 
reacción del suelo y electromiografía.3,67,74 Existe una complicada interacción entre cada 
una de las variables que describen la marcha y por tanto, resulta complejo establecer un 
patrón común 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 
patologías.67,70 Por lo tanto, son varios los factores que deben ser controlados en un 
estudio; sin embargo, existe una variabilidad intrínseca que depende de cada sujeto, es 
decir, de las estrategias motoras adoptadas por cada uno y en cada circunstancia, y que 
hacen más complicado aún la obtención de un patrón homogéneo de marcha. Simonsen et 
al.(2011)73 observaron que existía una variabilidad natural en la marcha de sujetos sin 
patología con una velocidad controlada, a nivel de los momentos y de las amplitudes 
articulares, principalmente de la articulación de la rodilla. Sin embargo, otros autores no 
observaron estas diferencias, y describieron un patrón homogéneo.67,74,75 A pesar de la 
dificultad, la literatura ofrece datos normativos sobre el patrón de marcha. En cualquier 
caso, las investigaciones que evalúen la marcha en determinados grupos con patología y 
empleen grupo control, deberían 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 
investigación. 
 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
46 
 
 
Parámetros espacio-temporales de la marcha. 
La marcha suele describirse haciendo referencia a parámetros espacio-
temporales como la velocidad, la longitud del paso, la cadencia y la longitud de 
zancada.70 Otros parámetros espacio-temporales de la marcha son los que hacen 
referencia a la distribución temporal de los periodos de apoyo y de oscilación, así como 
los tiempos de apoyo unipodal y bipodal. Esta distribución temporal dentro del GC 
normal se ha descrito en apartados anteriores de la Introducción. 
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-análisis realizado en 2011 recopilan los datos de 41 estudios e 
integran un total de 23.111 sujetos sin patología. En la tabla 1 se indica la velocidad 
media para hombres y mujeres en función de su edad derivados de dicho trabajo. 
 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
47 
 
 
Tabla 1. Velocidad media en sujetos sanos en función del sexo y la edad. 
 
Grupos 
por 
género y 
edad. 
Número 
de 
Artículos. 
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 (varón). 
 
El término cadencia hace referencia al número 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 
 
 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
48 
 
 
La longitud del ciclo o zancada se refiere a la distancia media entre dos choques 
de talón consecutivos de un mismo pie. Según 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. Según Perry este valor es de 141cm para ambos 
sexos, 128cm en las mujeres y 141cm en los varones.67 
Por último, 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 centímetros. 67,68,88,90,91 
La velocidad constituye una variable esencial en la marcha que influye en el 
resto de parámetros biomecánicos. A nivel intersujeto, los desplazamientos articulares y 
la secuencia de activación 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 más rápidas.70,84,85,92 
Respecto a los patrones cinéticos articulares (momentos y potencias), se ha observado 
que la velocidad influye en la intensidad de las fuerzas de reacción del suelo y 
consecuentemente, en los momentos articulares, de manera que incrementos de la 
velocidad se acompañan de aumentos en los momentos articulares.81,84,93 
 
TESIS DOCTORALINTRODUCCIÓN 
49 
 
 
Cinemática articular. 
Se refiere a los grados de libertad de los diferentes segmentos corporales. Cada 
grado de libertad puede describirse en función de su amplitud articular (grados) y 
velocidad angular (grados/s). En el caso del patrón 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 comúnmente aceptadas y en la figura 12 se muestra su 
representación gráfica.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° 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
50 
 
 
 
 
Figura 12. Cinemática articular: representación gráfica (normalidad). 
 
 
 
 
 
 
 
Tórax 
Pelvis 
Cadera 
Rodilla 
Tobillo 
Plano sagital. Valores positivos indican inclinación anterior del tórax y de la pelvis, flexión de cadera y de 
rodilla y flexión dorsal de tobillo. 
Plano coronal. Valores positivos descenso del tórax del lado contralateral, ascenso de la pelvis en el lado 
contralateral, aducción de cadera y varo de rodilla. 
GC. Gait Cycle. 
Plano sagital Plano frontal 
Plano sagital 
 
Eje y. grados. 
Eje x. 0-100 GC. 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
51 
 
 
Fuerzas de reacción del suelo. 
Las fuerzas de reacción del suelo (FRS) se expresan en tantos por ciento en 
función del peso corporal (%BW, del inglés Body Weight).72, 100,101 (Figura 13). El peso 
corporal genera un vector de fuerza de reacción del suelo de igual dirección y sentido 
opuesto. Cuando se descompone este vector en los tres planos del espacio, se identifican 
sus tres componentes principales: 
• Fuerza de reacción del suelo vertical [Eje Z] (FRSv). Es consecuencia de 
los desplazamientos cráneo-caudales del CDG. Su gráfica presenta dos picos 
(Fz1 y Fz2) y entre ellos, una zona de depresión (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 alineación de la 
extremidad inferior, el CDG se encuentra en su posición más baja, por lo que 
debe ser impulsado en dirección craneal. Esta situación genera una FRSv que 
supera al peso corporal. El punto Fz3 coincide con el apoyo medio, cuando el 
CDG se encuentra en su punto más alto y tiene que ser descendido. Esta 
acción propicia una disminución de la FRSv. 
• Fuerza de reacción 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 representación gráfica se observan 
dos picos máximos (Fx1, Fx2) que coinciden con el choque de talón y el 
despegue del pie, cuando el CDG es retenido y acelerado, respectivamente. 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
52 
 
• Fuerza de reacción 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 reacción del suelo: representación gráfica (normalidad). 
 
 
 
 
 
FRSa/p. Fuerza de reacción del suelo antero-posterior. FRSm/l. Fuerza de reacción del suelo medio-lateral. FRSv. 
Fuerza de reacción del suelo vertical. 
Fx1. Componente de recepción del peso de la FRSa/p. Fx2. Componente de propulsión de la FRSa/p. Fz1. Primer 
máximo de la FRSv. Fz2. Valor mínimo entre los picos máximos Fz1 y Fz3. Fz3. Segundo máximo de la FRSv. 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
53 
 
 
Momentos articulares. 
El momento de fuerza se puede calcular multiplicando la fuerza por la distancia 
perpendicular entre el eje de rotación (fulcro) y la línea de acción de la fuerza. Se expresa 
en Newton por metro/kilogramo (Nm/Kg).100-102 Sobre las articulaciones actúan fuerzas 
intrínsecas y extrínsecas. Una compleja interacción entre ellas desencadena una serie de 
momentos articulares que propician el movimiento en los diferentes planos del espacio. 
El GRFV (del inglés Ground Reaction Force Vector) constituye una fuerza extrínseca de 
igual dirección pero sentido opuesto al peso corporal. Durante el GC, el vector de fuerza 
modifica su posición respecto a los centros de masa (CDM), generando en función de su 
alineación momentos rotacionales específicos, 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 distribución homogénea. 
Como se ha mencionado con anterioridad, la alineación del vector influye en la 
actividad muscular desarrollada durante las diferentes fases de la marcha. En el caso de 
que la alineación del vector genere inestabilidad sobre la articulación o una función 
opuesta a la que se requiere para el progreso óptimo del GC, las estructuras músculo-
tendinosas actuarían para preservar la estabilidad. Sin embargo, cuando la alineación del 
vector estabiliza la articulación o favorece la función que se requiere para el progreso 
adecuado del GC, la actividad muscular decrece o no se genera. Esta situación, que se 
repite en diferentes niveles articulares, supone un ahorro del gasto energético. 
 
 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
54 
 
 
Las fuerzas que intrínsecamente actúan sobre la articulación, proceden de las 
estructuras cápsulo-ligamentosas y músculo-tendinosas. Una fuerza articular neta es la 
fuerza resultante de todas las que actúan sobre las diferentes estructuras anatómicas que 
constituyen la interfaz articular entre dos segmentos corporales. En términos 
equivalentes, el momento articular representa la suma de cada uno de los momentos que 
actúan sobre la articulación, procedentes de las fuerzas desarrolladas por músculos y otras 
estructuras que atraviesan la articulación, como los ligamentos. Los momentos articulares 
suelen analizarse a menudo para conocer la coordinación de movimientos, ya que su 
origen, en gran medida, son las fuerzas musculares. Estos momentos internos articulares, 
como suelen denominarse, están íntimamente 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 progresión. A nivel de la cadera, los 
momentos extensor y abductor al inicio del periodo de apoyo, y flexor en la fase de pre-
oscilación. En la rodilla, los momentos extensor y valgo también al inicio del periodo de 
apoyo. Y por último, en el tobillo, el momento es de flexión plantar durante el periodo de 
apoyo.100 En la figura 14 se representan las gráficas de los momentos articulares para una 
marcha normal. 
 
 
 
 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
55 
 
 
Figura 14. Representación gráfica de los momentos internos articulares. 
Cadera. 
 
Rodilla. 
 
Complejo tobillo-pie. 
 
 Plano sagital. Valores positivos indican momentos internosde extensión de cadera y de rodilla, y de 
flexión plantar de tobillo. 
Plano coronal. Valores positivos indican momentos internos de abducción 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. 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
56 
 
 
Potencia articular. 
En términos 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 término potencia articular se refiere a la cantidad de 
potencia transmitida mediante la acción de fuerzas generadas por las estructuras 
musculotendinosas uni y biarticulares. La potencia permite cuantificar la contribución de 
las estructuras músculo-tendinosas al movimiento observado de los segmentos 
corporales. 3,101 
La potencia constituye una variable escalar, al contrario que la cinemática y el 
momento interno articular, las cuales son variables vectoriales y direccionales. Esto 
significa que desde un punto de vista matemático la potencia articular no se organiza 
según los tres planos del espacio.73 No obstante, aunque sea técnicamente 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 convención, los 
valores positivos representan la generación de potencia, mientras que los valores 
negativos la absorción de potencia. (Figura 15) La generación de potencia es resultado de 
una acción muscular concéntrica, mientras que la potencia absorbida es resultado de una 
acción muscular excéntrica.101,104 Por normativa, existen una serie de picos máximos en 
las gráficas de potencia para cada nivel articular que deben tomarse en consideración. 
(Tabla 3). 
 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
57 
 
 
Tabla 3. Picos máximos de las potencias articulares. 
Articulación. Potencia articular (pico máximo). 
 
Cadera. 
H1. Acción concéntrica de los extensores de cadera durante la fase de 
respuesta a la carga. 
H2. Acción excéntrica de los flexores de cadera para durante la fase de 
apoyo final. 
H3. Acción concéntrica de los flexores de cadera durante la fase de pre-
oscilación. 
 
 
Rodilla. 
K1. Acción excéntrica de los extensores de rodilla la fase de respuesta a la 
carga. 
K2. Acción concéntrica de los extensores de rodilla durante la fase de 
apoyo medio. 
K3. Acción excéntrica de los músculos extensores de rodilla durante la fase 
de pre-oscilación. 
K4. Acción excéntrica de los flexores de rodilla durante la fase de oscilación 
final. 
 
Tobillo. 
A1. Acción excéntrica de los flexores plantares de tobillo durante la fase de 
apoyo medio. 
A2. Acción concéntrica de los flexores plantares de tobillo durante la fase 
de pre-oscilación. 
H: Hip. K: Knee. A: Ankle. 
 
 
 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
58 
 
 
Figura 15. Representación gráfica de las potencias articulares (normalidad). 
 
Cadera. 
 
Rodilla. 
 
Tobillo. 
 
 
 
Eje y. W/kg. 
Eje x. 0-100 GC. 
Valores positivos indican generación de potencia. 
Valores negativos indican absorción de potencia. 
 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
59 
 
 
Electromiografía. 
La suma de muchos potenciales de acción de unidades motores de un músculo 
genera una actividad eléctrica denominada electromiograma (EMG). Esta señal puede ser 
captada a través de la piel (electromiografía de superficie, EMGs) o percutánea por medio 
de electrodos de aguja que se insertan en el vientre muscular.105 La señal EMG 
procedente de los electrodos de superficie es muy pequeña, inferior a 1mv, por lo que 
debe ser incrementada mediante el uso de amplificadores. La señal EMG ofrece 
información sobre cómo la musculatura se activa durante el patrón de marcha, en cuanto 
a intensidad y a organización temporal.106 La actividad muscular más 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 función de recepción y soporte del peso corporal, 
mientras que en la segunda mitad del periodo de apoyo (30-60%) realiza la función de 
progresión y propulsión.67-70 La activación muscular de los principales grupos musculares 
que intervienen en la marcha se representa en la figura 16. 
Figura 16. Secuencia de activación normal de principales grupos musculares durante la 
marcha. 
 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
60 
 
 
2.3 Biomecánica de la marcha humana: funciones. 
En términos funcionales, los segmentos del cuerpo se agrupan en dos unidades 
que interactúan 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 locomoción y de pasajero.67 La interacción 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 bipedestación y durante la locomoción 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 
dinamométricas.72,91,100-102 Relacionando la alineación de este vector con los CDM de 
cada segmento corporal se define la magnitud y dirección de la inestabilidad.100,101,107,108 
La inestabilidad generada por el GRFV se contrarresta por medio de fuerzas 
intrínsecas que actúan sobre las articulaciones y que son generadas por las estructuras 
músculo-tendinosas y cápsulo-ligamentosas.100 La contribución a la estabilidad depende, 
no sólo de la actividad muscular activa, también de las propiedades pasivas de los 
músculos (capacidad de estiramiento), principalmente de los biarticulares, y de las 
estructuras cápsulo-ligamentosas.109 La consecución de la estabilidad en los tres planos 
del espacio durante la marcha resulta fundamental para la correcta recepción del peso 
corporal y la progresión-propulsión hacia delante. 
TESIS DOCTORAL INTRODUCCIÓN 
61 
 
 
Tanto la recepción del peso corporal como la progresión, constituyen funciones de 
la marcha cuyo éxito depende de patrones motores específicos que implican a la unidad 
pasajero y a la unidad locomotora. Estos patrones motores cuentan con la participación 
de determinados grupos musculares siempre de una forma selectiva, es decir, en respuesta 
a una inestabilidad. Además, representan movimientos y posiciones que requieren de la 
interacción entre los diferentes segmentos corporales con la finalidad última de moderar 
los desplazamientos del CDG durante la locomoción. 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 homogénea. En la posición anatómica se considera 
que el CDG se sitúa a la altura de la 2ª vértebra sacra.72,108 Minimizar el grado de 
desplazamiento del CDG en la línea de progresión