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Biológicas / Saúde

Bolivia Montilla

22/5/2024

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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

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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 .

PACIENTES Y MÉTODO .

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.

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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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DISCUSIÓN.

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Cuerpo de la discusión.

Limitaciones del estudio.

Relevancia clínica y líneas de investigación futuras.

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CONCLUSIONES.

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REFERENCIAS BIBLIOGRÁFICAS .

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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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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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I NTRODUCCIÓN.

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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