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e

INSTITUTO POLITÉCNICO NACIONAL

Escuela Superior de Ingeniería Mecánica y Eléctrica

Unidad ZACATENCO

Instrumentación de un Encaje Protésico

para Miembro Inferior

PROYECTO TERMINAL

QUE PARA OBTENER EL TÍTULO DE

DIRIGIDA POR: Dr. en C. Christopher René Torres San Miguel

P R E S E N T A:

Yair Leonardo Zúñiga Arteaga

México, D.F. Septiembre del 2012

INGENIERO EN CONTROL Y AUTOMATIZACIÓN

Agradezco y les dedico:

De manera muy especial al Instituto Politécnico Nacional, a la prestigiada

Escuela Superior de Ingeniería Mecánica y Eléctrica Unidad Profesional

Zacatenco, a su Sección de Estudios de Posgrado e Investigación, a la

carrera de Ingeniería en Control y Automatización y a todas las grandes

instituciones que han colaborado con mi formación profesional.

A él increíble Doctor Neurocirujano Max, a quien junto a mis padres y

hermanos debo mi vida.

A él Doctor en Ciencias Christopher René Torres San Miguel a quien

debo el fino gusto por la investigación institucional y profesional.

A él Ingeniero Leonardo Zúñiga por haber inculcado en mí el firme amor

por la ingeniería.

A la profesora Judith Norma Arteaga por una vida de lucha y firme

ejemplo.

A los Ingenieros Gerardo de Jesús Zúñiga y Naycir Zúñiga a quienes

debo toda una vida de camaradería y fraternidad que me abre camino en el

mundo.

A los camaradas con quienes he convivido una vida llena de retos y

superaciones, en mi mente y mi corazón amigos míos los llevo con cariño.

Con profunda admiración a todos ustedes tributo mi humilde amistad y más

que oro para sus admirables personas. YLZA; Gracias a Dios...!

Índice General

i

Índice General

Índice. i

Índice de Figuras. iii

Índice de Tablas. vi

Resumen. vii

Abstract. viii

Objetivo General. ix

Objetivo Específico. ix

Justificación. x

Capítulo I. Estado del Arte.

I.1 Generalidades. 2

I.2 Cronología del desarrollo de los encajes protésicos para miembro inferior. 3

I.3 Planteamiento del problema. 21

I.4 Objetivos del proyecto y organización de la tesis. 22

I.5 Sumario. 23

Capítulo II. Etiología de la amputación.

II.1 Generalidades. 26

II.2 Anatomía del miembro inferior (pierna humana). 27

II.3 Causas de la amputación. 35

II.4 Tipos de amputaciones. 36

II.5 Criterios de la decisión de amputación. 38

II.5.1 Índice del sindrome de la extremidad lesionada (ISEL). 39

II.5.2 Índice predictivo de salvación (IPS). 41

II.5.3 Puntuación de severidad de la extremidad lesionada (PSEL). 42

II.5.4 Índice de salvación de la extremidad (ISE). 43

II.5.5 Puntuación de la lesión nerviosa, isquemia, lesión/contaminacion de partes blandas, osea, shock, y edad (NIPBOSE). 44

II.6 Niveles de amputación. 46

II.6.1 Niveles de amputación de miembros inferiores. 50

II.7 Sistemas componentes del movimiento humano. 53

II.7.1 Biomecánica del cuerpo humano. 54

II.7.2 Centro de gravedadd del cuerpo humano. 56

II.8 Marcha humana. 56

II.8.1 Biomecánica de la marcha humana. 57

II.8.2 Biomecánica de la marcha humana con amputación. 60

II.9 Sumario. 64

Índice General

ii

Capítulo III. Reconstrucción digital.

III.1 Generalidades. 66

III.2 Caracterización personalizada del muñon. 67

III.2.1 Acondicionamiento del equipo y programa de cómputo para el escaneo. 67

III.3 Reconstrucción digital del muñon residual. 69

III.3.1 Modulo de reconocimiento. 70

III.3.2 Modulo de exploración. 71

III.3.3 Modulo poligono. 72

III.3.4 Modulo superficie. 74

III.3.5 Modulo de caracterizacion. 74

III.3.6 Modulo de niveles y factores. 75

III.3.7 Reconstruccion de imagen digital en 3D. 75

III.4 Resultados. 78

III.5 Sumario. 87

Capítulo IV. Instrumentación.

IV.1 Generalidades. 89

IV.2 Potenciales electrobiológicos. 89

IV.3 Instrumentación. 90

IV.4 Tipos de instrumentos y componentes de un lazo de contro. 91

IV.4.1 Especificaciones generales de los instrumentos de medición. 94

IV.4.2 Características de los componentes de sistema embebido de dquisicion de temperatura. 96

IV.4.3 Sensor de temperatura TMP102. 97

IV.4.4 Microcontrolador Arduino One. 98

IV.4.5 Placa reguladora de voltaje. 99

IV.4.6 Módulo Xbee. 100

IV.4.7 Placa de interfaz Explorer XBEE USB. 103

IV.5 Metodología y configuración. 104

IV.5.1 Conexiones y configuración del tmp 102. 104

IV.5.2 Conexión y configuración de la Interfaz USB. 114

IV.5.3 Conexiones y configuración de la placa Arduino One-Atmel 328®. 114

IV.5.4 Medición de temperatura. 118

IV.6 Instrumentación del encaje protésico de miembro inferior. 121

IV.7 Sumario. 126

Capítulo IV. Instrumentacion.

V.1 Resultados obtenidos. 128

V.2 Conclusiones. 134

Referencias 136

Índice de Tablas

iii

Índice de figuras.

Capítulo I Figura I.1 Meromelia. 2 Figura I.2 Radiografía de una amputación transfemoral. 3 Figura I.3 Geometría de Iván Long. 4 Figura I.4 a) Anteroposterior (AP), b) Medio lateral (ML), c) Circunferencial (Circ),

d) Longitud (LEN). 5

Figura I.5 a) Preparativo anterior a la toma de datos. b) Toma de datos. 6 Figura I.6 Digitalizadora midiendo la cara interior de un molde de yeso. 6 Figura I.7 Modificar y esculpir. 7 Figura I.8 Encaje de Prueba. 8 Figura I.9 Encaje diseñado a base del sistema CASD modificado a menester del usuario. 9 Figura I.10 IPOS ™Interfaz del sistema CAD para diseño asistido por computadora CAD. 9 Figura I.11 Sistema CAD para diseño asistido por computadora CAD. 10 Figura I.12 Ajustes en los volúmenes del encaje protésico. 10 Figura I.13 Articulación de la rodilla y sistemas de alineación. 11 Figura I.14 Copa de contención y su alineación con el encaje protésico. 12 Figura I.15 Plantilla de alineación ICRC©- P & O.a) Movimiento longitudinal,

b) movimiento lateral c) Movimiento de rotación angular. 13

Figura I.16 Descripción general de las características genéricas de un dispositivo de protección. 15 Figura I.17 Medida de ortopedia residual de contención anatómica con SIT-Cast. 16 Figura I.18 Osteointegración transfemoral. 17 Figura I.19 Usuario transfemoral beneficiado por la técnica de osteointegración. 18

Capítulo II Figura II.1 Estructura de la pierna humana. 27 Figura II.2 Sistema óseo, componente de la pierna humana. 28 Figura II.3 Fémur humano. 29 Figura II.4 Rótula humana. 29 Figura II.5 Tibia y Peroné. 30 Figura II.6 Grupo muscular superior. a) Aductor mayor, b) Tensor de faja alta, c) Bíceps femoral,

d) Semitendinoso, e) Semimembranoso, f) Vaso lateral, g) Vaso medio, h) Recto femoral, i) Vaso intermedio.

31

Figura II.7 Grupo muscular inferior, a) Tibia anterior, b) Extensor largo de los dedos, c) Extensor largo del dedo gordo, d) Peronéo tercero, e) Peronéo largo, f) Peronéo corto, g) Gastrocnemio, h) Soleo, i) Plantar.

32

Figura II.8 Corte sagital de la rodilla. 34 Figura II.9 Articulación de la rodilla humana a) Vista anterior y b) Vista posterior. 34 Figura II.10 Distribución de amputaciones debido a su etiología. 35 Figura II.11 Amputaciones Traumáticas. a) Miembros Superiores. y b) Miembros Inferiores. 37 Figura II.12 Niveles de amputación. 47 Figura II.13 Distribución frecuencial según los niveles de amputación. 49 Figura II.14 Amputación por debajo de la rodilla. 50 Figura II.15 Amputación transfemoral. 51 Figura II.16 Hemipelvectomia. 52 Figura II.17 Symes. Amputación a nivel del tobillo. 52 Figura II.18 Human Motions - Peter Jansen (1956). 54 Figura II.19 Sistema de palancas corporales. 55 Figura II.20 Centro de gravedad Humano. 56 Figura II.21 Apoyos sucesivos de los pies en el suelo en el ciclo de marcha. 58 Figura II.22 Ciclo de la marcha dividida en 8 eventos. 59 Figura II.23 Fases de la marcha humana normal. 61

Índice de Tablas

iv

Capítulo III Figura. III.1 ZScan 3D® compatible con Windows 7 versión de 64 Bits®. 67 Figura. III.2 Ícono del programa ZScan 3D® en ambiente Windows 7. 68 Figura. III.3 Conexión física del escáner 3D Zscanner700® a una PC, HDMI-USB. 68 Figura. III.4 Ambiente grafico del software ZScan 3D de 64 Bits®. 69 Figura. III.5 Toma de imagen del muñón residual transfemoral 70 Figura. III.6 Nube de puntos original importada al ZScan 3D de 64 Bits®. 76 Figura. III.7 Nube de puntos con un filtrado de redundancia de tres veces. 76 Figura. III.8 Primer suavizado de los puntos una vez aplicado el filtro redundante y construcción de

la malla. 77

Figura. III.9

Segundo suavizado de los puntos una vez aplicado el filtro redundante y construcción de la malla.

77

Figura. III.10 Limpieza de las caras defectuosas en la malla a través del modulo polígono. 78 Figura. III.11

Enmallado digital realizado con la herramienta “TERRAIN” del programa de diseño Autodesk 3D Max Studio 2012 Windows 7 64 Bits® a partir de la toma digital del voluntario transfemoral.

79

Figura. III.12

Ambiente grafico de desarrollo/Autodesk 3D Max Studio 2012 Windows 7 64 bits, figura importada.

79

Figura. III.13 Vista lateral Izquierda/Autodesk 3D Max Studio 2012 Windows 7 64 bits. 80 Figura. III.14 Vista lateral derecha/ Autodesk 3D Max Studio 2012 Windows 7 64 bits. 80 Figura. III.15 Vista lateral derecha superior/Autodesk 3D Max Studio 2012 Windows 7 64 bits. 81 Figura. III.16 Ícono de acceso directo al software Catalyst® versión ex 4.1by Stratasys Inc. 81 Figura. III.17 Opening de acceso al software Catalyst® versión ex 4.1by Stratasys Inc. 82 Figura. III.18 Ambiente grafico del software Catalyst® versión ex 4.1by Stratasys Inc. 82 Figura. III.19 Importación y visión de archivos en el software Catalyst® versión ex 4.1by Stratasys Inc. 83 Figura. III.20 Impresión en 3D con la impresora Dimension sst 1200®. 84 Figura. III.21 Encaje protésico personalizado impreso en la impresora 3D dimension sst 1200®. 85 Figura. III.22 Encaje protésico personalizado obtenido impreso en 3D. 86 Figura. III.23 Representación grafica de una AMI a nivel transfemoral izquierdo. 86

Capítulo IV Figura. IV.1 Sensor tmp 102 de texas instruments®. 91 Figura. IV.2 Microcontrolador Atmel®-Atmega8®. 92 Figura. IV.3 Xbee Transmisor. 92 Figura. IV.4

Xbee Receptor. 93

Figura. IV.5 Diagrama de bloques del sistema embebido de monitoreo de temperatura. 96 Figura. IV.6 Diagrama de bloques interno y características del sensor de temperatura tmp102. 97 Figura. IV.7 Características del Arduino One. 98 Figura. IV.8 Descripción de las características de los pines del Arduino One. 99 Figura. IV.9 Placa reguladora de voltaje. 99 Figura. IV.10 Pila de protocolos ZigBee/ 802.15.4usado por el Xbee. 100 Figura. IV.11 Componentes del módulo Xbee®. 101 Figura. IV.12 Conexiones mínimas requeridas para el Xbee. 102 Figura. IV.13 Funciones y su posición en el Xbee®. 103 Figura. IV.14 Placa Explorer XBEE USB. 103 Figura. IV.15 Conexión del TMP102 y el microcontrolador Atmel-Atmega®. 104 Figura. IV.16 Sensor de temperatura TMP102. 105 Figura. IV.17 Conexión del sensor tmp 102. 105 Figura. IV.18 Ícono de acceso directo a la configuración del Xbee a través del X-CTU. 107 Figura. IV.19 Opening del programa X-CTU de Your M2M Solutions Expert™. 107 Figura. IV.20 Configuraciones posibles del tipo de comunicación de los Módulos XBEE. 108 Figura. IV.21 Características del modulo Xbee leídas por el X-CTU. 109 Figura. IV.22 Configuración de la velocidad de trasmisión de datos. 110 Figura. IV.23 Configuración del primer modulo Xbee emisor. 111 Figura. IV.24 Configuración del segundo modulo del modulo Xbee receptor. 111 Figura. IV.25 Conexión electrónica del modulo Xbee emisor. 112 Figura. IV.26 Conexión electrónica del modulo Xbee receptor. 112

Índice de Tablas

v

Figura. IV.27 Conexión del módulo Xbee emisor configurado. 113 Figura. IV.28 Conexión del módulo Xbee emisor configurado. 113 Figura. IV.29 Aplicación de drivers VCP. 114 Figura. IV.30 Ícono de inicio del IDE de Arduino One compatible con Windows 7 de 64 Bits. 114 Figura. IV.31 Opening del programa IDE de Arduino One compatible con Windows 7 de 64 Bits. 115 Figura. IV. 32 Selección del tipo de placa Arduino One para utilizar. 115 Figura. IV.33 Selección del puerto donde se localiza conectada la placa Arduino One. 116 Figura. IV.34 Programa de prueba. 117 Figura. IV.35 Programa de adquisición de temperatura en el encaje protésico. 120 Figura. IV.36 Conexión física de la placa Arduino One con el programa ya cargado. 121 Figura. IV.37 Circuito destinado a su implantación en la periferia del encaje protésico de miembro

inferior. 122

Figura. IV.38 Zona de instrumentación en el encaje protésico. 123 Figura. IV.39 Implantación del sensor TMP 102 en el encaje protésico. 123 Figura. IV.40 Implantación de dispositivos de adquisición y envío de la variable de temperatura. 124 Figura. IV.41 Diagrama de bloques del programa de medición de temperatura. 125

Capítulo V Figura. V.1 Configuración de la hyperterminal de Windows 7. 128 Figura. V.2 Visualización a través de una pantalla de Hyperterminal de Windows 7. 129 Figura. V.3 Rediseño del encaje transfemoral 130 Figura. V.4 Modificación de la estructura del encaje transfemoral. 130 Figura. V.5 Visualización del rediseño efectuado en la zona medial del encaje transfemoral. 131 Figura. V.6 Impresión del encaje transfemoral rediseñado. 131 Figura. V.7 Encaje protésico impreso con ABS en 3D 132 Figura. V.8 Implementación del encaje rediseñado. 133 Figura. V.9 Sistema de sujeción interno y cinturón ajustable de velcro 133

Índice de Tablas

vi

Índice de Tablas.

Capítulo I Tabla. I.1 Características de los voluntarios transfemorales. 20

Capítulo II Tabla. II.1 Amputaciones Traumáticas de Miembros Superiores según la Clasificación internacional

de patologías “CIE-10” décima versión. 36

Tabla. II.2 Amputaciones Traumáticas de Miembros Inferiores según la Clasificación internacional de patologías “CIE-10” décima versión.

38

Tabla. II.3 Indicaciones de Lange para la amputación primaria de fracturas de tibia con lesión vascular.

39

Tabla. II.4 Índice del Síndrome de La Extremidad Lesionada (ISEL). 40 Tabla. II.5 Índice Predictivo de Salvación (IPS). 41 Tabla. II.6 Puntuación de Severidad de la Extremidad Lesionada (PSEL). 42 Tabla. II.7 Índice de Salvación de la Extremidad (ISE). 43 Tabla. II.8 Puntuación NIPBOSE. 45 Tabla. II.9 Clasificación de SCHWARTZ para el nivel de amputación de nivel inferior. 48 Tabla. II.10 Clasificación de OXFORD para el nivel de amputaciones de miembro inferior. 48 Tabla. II.11 Cinemática de las articulaciones de cadera, rodilla y tobillo a lo largo de las fases de la

marcha. 61

Tabla. II.12 Parámetros temporales y de referencia en una marcha protésica transfemoral. 62 Tabla. II.13 Parámetros de distancia. 63

Capítulo III Tabla. III.1 Opciones y herramientas del modulo de exploración 71 Tabla. III.2 Opciones y herramientas del modulo Polígono. 72 Tabla. III.3 Opciones y herramientas del elemento Polígono. 73 Tabla. III.4 Opciones y herramientas del modulo Superficie. 74 Tabla. III.5 Opciones y herramientas del modulo Caracterización. 74

Capítulo IV Tabla. IV.1 Tipificación de variables. 90 Tabla. IV.2 Precisión de respuesta del tmp102 de Texas Instruments ® con distintos valores de

operación. 95

Tabla. IV.3 Características del tmp 102. 97 Tabla. IV.4 Características del Arduino One. 98 Tabla. IV.5 Descripción de las características de los pines del Arduino One. 99 Tabla. IV.6 Configuración de la conexión del tmp 102 con el microcontrolador Atmel 328®.

105

Resumen

vii

Resumen.

En este trabajo se reporta la instrumentación realizada en un encaje protésico para

miembro inferior mediante del sensor electrónico TMP102 con el cual se logró detectar el

comportamiento de la temperatura presente en un muñón residual transfemoral, como

variable natural del muñón residual inferior de un voluntario con amputación transfemoral,

durante una marcha protésica simulada que, con el fin de realizar la caracterización

particular, derivó en mejoras sustanciales al diseño del encaje protésico buscando

propiedades mecánicas más cercanas a las de dicha condición física.

El prototipo implementado como una plantilla permitió su uso como dispositivo de

interpretación y brindó referencias para la generación de un encaje acoplado, a las

características fisiopatológicas del voluntario protésico, que cuenta con aspectos de

diseño mejorados. Experimentando plena confianza en que los resultados desplegados

satisfacen la seguridad y confort requerido esta tesis es en sí un trabajo que se

fundamenta en la especialidad de instrumentación profesional para satisfacer el menester

humano a través de la integración de instrumentos y elementos electrónicos.

Gracias a las modificaciones realizadas que fueron orientadas por diversos elementos

electrónicos insertados en el dispositivo biónico en cual se interpretó la fluctuación de

variables intrínsecas a la marcha transfemoral se obtuvo como resultado un rediseño

sustentado por la comprensión, de una serie de factores como la naturaleza mecánica y

fisiopatológica de una persona con amputación transfemoral durante una marcha

protésica, lograda a través de las ramas ingenieriles de la instrumentación profesional y el

diseño con lo que se logro realizar mejoras y contribuciones a los sistemas biónicos

transfemorales existentes y dispuestos al menester humano. El nuevo diseño esta

optimizado de manera directa en las zonas que presentaron inconformidades para el

usuario. Los beneficios alcanzados a través de este trabajo se sumaran a los esfuerzos

generales que se realizan en contra de la disminución de capacidades motrices humanas.

Abstract

viii

Abstract.

In this work reports on an implementation for lower limb prosthetic socket using electronic

sensor TMP102 with which successfully detected the temperature behavior present in a

transfemoral residual stump, as natural variable lower residual stump of an amputee

volunteer transfemoral during a simulated prosthetic running in order to perform the

particular characterization, resulted in substantial improvements in the design of prosthetic

socket looking mechanical properties closer to those of said physical condition.

The prototype implemented as a template allow its use and interpretation device as

references provided for generating a socket coupled to the prosthetic volunteer

pathophysiological characteristics, with improved design aspects. Experiencing confident

that the results displayed meet required safety and comfort this thesis is itself a work that is

based on the expertise of professional instrumentation to satisfy the human need through

the integration of instruments and electronics.

Thanks to the modifications which were oriented by various electronic bionic inserted into

the device which is interpreted in the fluctuation of variables intrinsic to the gear

transfemoral result was obtained as a redesign supported by understanding, a number of

factors such as mechanical nature and pathophysiological a transfemoral amputee during a

march prostheses, achieved through the branches of professional instrumentation

engineering and design thus achieving improvements and contributions to existing systems

and bionic transfemoral willing to human need. The new design is optimized directly in the

areas that showed non-user. The benefits achieved through this work will join the general

efforts that are made against the human motor skills decrease.

Objetivos Generales y Específicos

ix

Objetivos Generales.

Optimizar el diseño de los encajes protésicos de tipo transfemoral de miembro

inferior mediante del estudio y caracterización de la temperatura medida en un

muñón residual transfemoral que a través de instrumentos integrados en un encaje

protésico de miembro inferior determinen las áreas que necesitan un rediseño.

Sustentar el rediseño de diversos tipos de encajes protésicos transfemorales de

miembro inferior a partir de la comprensión de la de temperatura ligada a las

características mecánicas y fisiopatológicas intrínsecas a la condición de una

amputación transfemoral que brindan una guía en el rediseño.

Objetivos Específicos.

Diseñar encajes transfemorales de miembro inferior acoplados a las características

fisiológicas descriptivas de una amputación transfemoral de miembros inferiores.

Satisfacer los menesteres relativos a la marcha protésica que presentan los

usuarios de prótesis transfemorales y disminuir la incomodidad generada por la

temperatura excesiva presente en el encaje protésico durante la marcha protésica.

Justificación

x

Justificación.

Las piernas son las extremidades que brindan estabilidad y robustez a un ser humano,

todos tienen un pie más fuerte que el otro es decir que carga algo más del peso corporal

esto se puede observar en el desgaste comparativo de los zapatos, si por cualquier razón

se pierde una o inclusive las dos piernas no solo las actividades de la vida cotidiana se

ven distorsionadas si no también la estabilidad física y emocional se verán comprometidas

puesto que en un origen natural las piernas brindan la posibilidad de desplazarse de un

lugar a otro y considerando que su función primaria mas critica es garantizar el poder estar

fuera de peligro en un tiempo corto toda aquella modificación a este sistema de

locomoción natural afecta de una manera contundente en diversos aspectos de nuestra

constitución corporal y mental.

La amputación de un miembro puede presentarse en personas de todas las edades desde

niños hasta personas de la tercera edad. Es sumamente importante desarrollar y mejorar

dispositivos biónicos que logren una correlación entre sistemas biológicos y sistemas

electromecánicos que ayuden a los usuarios a realizarse física y mentalmente y sobre

todo a desarrollar una vida cotidiana con normalidad logrando de esta manera una

productividad y desarrollo personal, profesional, físico y emocional completo.

El presente trabajo se fundamenta ante la profunda necesidad de mejorar el diseño de los

dispositivos biónicos de miembro inferior, campo que se encuentra aun incomprendido,

pues no se contempla el análisis de los factores interventores que empleando la

especialidad ingenieril de la instrumentación profesional se ven descritos entendiendo los

menesteres de un amputado protésico transfemoral.

Diversos factores como un alto grado de maniobrabilidad, funcionalidad, satisfacción y

aceptación durante el uso de una prótesis impactan de manea favorable contrarrestando y

eliminando algunos de los problemas más frecuentes que presentan los usuarios

protésicos quienes por incomodidad no aceptan el empleo de elementos protésicos. Es

por esta razón que implementar distintos elementos electrónicos para realizar la

caracterización de variables presentes en el muñón residual es una manera de

Justificación

xi

comprender la condición fisiopatológica de un protésico. Implementar dispositivos

electrónicos que pueden realizar la mesura, acondicionamiento y trasmisión de las

variables de estudio a través de señales que indican los sucesos descriptivos en la zona

de interacción entre el muñón residual y el encaje protésico es una manera de lograr

realizar caracterizaciones más cercanas a la realidad patológica de la marcha del usuario

amputado. Una prótesis tiene como finalidad que el individuo no tenga ni dolor ni tensión y

esté tan cómodo como sea posible.

Es importante que las prótesis estén elaboradas bajo un estricto régimen para que su

funcionamiento sea perfecto, de lo contrario el usuario puede presentar más dificultades al

coordinarse en el uso cotidiano de una prótesis debido a que la musculatura restante está

sujeta a una tensión anormal, esto es debido a que los tejidos del muñón residual están

encerrados dentro de materiales relativamente rígidos y estos interfieren en la ventilación

normal ocasionando irritación e incomodidad por calor y falta de transpiración.

1

III

El avance en el diseño las de prótesis

ha estado ligado directamente al

entendimiento de la biomecánica del

cuerpo humano estudio que a su vez

es ligado al avance en el manejo y

desarrollo tecnológico de los diversos

instrumentos, de medición de variables

descriptivas de cualquier proceso,

empleados por el hombre así como

nuevos mecanismos. En este apartado

se muestra el desarrollo de los encajes

protésicos para miembro inferior. El

Instituto Nacional de Estadística y

Geografía (INEGI) en 2010 censó dos

millones 400 mil mexicanos con

impedimentos para moverse por cuenta

propia.

Estado del Arte

Estado del Arte

2

I.1Generalidades.

El trasladar un mecanismo a disposición directa de una persona para sustituir un miembro

que le ha sido amputado no es sencillo. Aunque los principios de funcionamiento sean

muy similares, hay que considerar aspectos adicionales tales como el confort, la

versatilidad, el nivel de desempeño, el peso, el suministro de energía, y la apariencia

física. A este nuevo mecanismo a disposición completa de una persona se le conoce como

prótesis siendo esta una extensión artificial que remplaza o provee de una parte del

cuerpo que falta por diversas razones. El principal objetivo de una prótesis es sustituir una

parte del cuerpo que haya sido pérdida por una amputación o que no exista a causa de un

mal congénito como la meromelia (figura I.1), cumpliendo las mismas funciones que la

parte faltante. [1]

Fig. I.1 Meromelia.

http://es.wikipedia.org/wiki/Cuerpo_humanohttp://es.wikipedia.org/wiki/Amputaci%C3%B3n

Estado del Arte

3

Meromelia: es un defecto congénito caracterizado por la falta de una o más extremidades con la presencia

de una mano o un pie. Esto resulta en una extremidad encogido y/o deformada. [1]

I.2 Cronología del desarrollo de los encajes protésicos para miembro inferior.

Una prótesis es un elemento desarrollado con el fin de mejorar o remplazar una parte o

un miembro completo que es disfuncional, por lo tanto, una prótesis colabora con el

desarrollo psicológico para el usuario creando una percepción de totalidad al recobrar

movilidad y aspecto. [2]

como se muestra en la figura I.2.

Fig. I.2 Radiografía de una amputación transfemoral.

Estado del Arte

4

Iván Long cambio, con respecto a su estudio, la geometría del encaje protésico como se

muestra en la figura I.3 donde se aprecian modificaciones anatómicas adaptadas a la

geometría del muñón residual. [3]

Fig. I.3 Geometría de Iván Long.

En 1980 el programa de cómputo para la producción de encajes protésicos CASD, añade

la facilidad de poder mover los puntos de referencia dentro de un patrón de rectificado en

base a los estudios realizados por Iván Long. En la actualidad una serie de sistemas están

disponibles con una variada gama de modificaciones, estos se utilizan generalmente para

la producción de tomas transtibiales.

Las cuatro medidas principales de la versión de CASD de 1980 son las siguientes:

1. Anteroposterior (AP) La dimensión es tomada con el paciente sentado sobre una superficie dura.

La dimensión se mide desde la parte superior, extensión del tendón aductor y largo de la tuberosidad

isquiática (figura. I.4a).

2. Medio lateral (ML) dimensión que se mide desde el tendón del aductor de la lateral medida de la cabeza

del trocánter (figura I.4b).

3. Circunferencial (Circ) dimensión que se mide con una cinta de medir con suficiente tensión, para que

simplemente no hay ninguna holgura, a la altura del perineo

(figura. I.4c).

4. Longitud (LEN) medido desde el perineo hasta el extremo distal del muñón. (figura.I.4d). [3]

Estado del Arte

5

Fig. I.4 a) Anteroposterior (AP), b) Medio lateral (ML), c) Circunferencial (Circ), d) Longitud (LEN).

Novicov y Foort implementaron, en 1982, las técnicas de CAD CAM para producción

personalizada de encajes logrando ser los pioneros ante la aplicación de técnicas de CAD

CAM haciendo de esta la primer técnica sugerida para la producción de encajes protésicos

más exactos inicialmente para tomas transtíbiales utilizando un programa de software para

diseñar el encaje protésico que a través de una fresadora talla el diseño final como modelo

sólido. El programa de diseño del encaje se basa en una toma de referencia modificada

por el programa para ajustarse al paciente. [3]

Dewar realizó, en 1985, con el sistema CASD la obtención de la forma sin modificar del

muñón del paciente. Este método consiste en medir el muñón en un gran número de

puntos en su superficie y transferir los datos a la computadora. La medida se escala por

medio de un algoritmo que se mueve por los parches en la región más distal, en relación

con la parte distal extrema del muñón, mantenido algunos en el mismo lugar en relación

con el punto de referencia y se ajusta la dimensión como se muestra en las figuras I.5a Y

I.5b

Estado del Arte

6

Fig. I.5 a) Preparativo anterior a la toma de datos. Los puntos de referencia son colocados de manera

ascendente tomando un eje vertical del muñón, los puntos son espaciados a intervalos regulares alrededor

del muñón. b) Toma de datos. Son registrados los radios que han cambiado, y la nueva forma se almacena

como un nuevo conjunto de valores radiales para su posterior tallado.

El paso final es el tallado de cada uno de los puntos en la superficie del modelo del encaje

en que se pueden incrementar o reducir de forma individual, permitiendo cualquier forma

libre para ser creado mostrado en la figura I.6. [3]

Fig. I.6 Digitalizadora midiendo la cara interior de un molde de yeso.

Estado del Arte

7

Posteriormente a la medición de la envoltura de muñón, interpreta la serie de radios

registrados por los sensores y ejecuta un tallado en el molde cóncavo de yeso a través de

una fresadora.

Hay distintas formas en que el software puede determinar la forma final del encaje tanto

modificar la forma inicial moldeando el yeso en el muñón de "pre-forma" del muñón como

también puede ser seleccionado un patrón determinado de rectificación que puede

"esculpir" individual mente los puntos finales.

Después de realizar la digitalización completa el equipo contiene dos archivos de datos, es

decir, la forma a escala adecuada y la digitalización de la porción distal de la extremidad

utilizando el punto de referencia en cada archivo para que los dos archivos tengan la

orientación adecuada de esta manera las coordenadas se recalculan los valores de los

archivos proponiendo la mejor geometría. Sin embargo, en esta etapa los dos archivos de

datos no coincidirá con suavidad, a pesar de ello este nuevo software combina los dos

archivos juntos de tal manera que, si es necesario, ajusta la longitud de la forma para que

coincida al mismo tiempo con la dimensión de longitud adoptada originalmente. El

resultado es una forma de la toma suave se muestra gráficamente en el ordenador esto

se muestra en la figura I.7. [3]

Fig. I.7 Modificar y esculpir.

Estado del Arte

8

En esta etapa inicial de la toma de forma, de ser necesario, acepta rediseños y

ajustes. Una pantalla es presentada al protésico mostrándole gráficamente las

modificaciones que están disponibles. Estos son ajustes en los valores Medio Lateral (ML),

Antero posterior (AP), y Circunferencial (Circ) dimensiones y en la longitud total del encaje.

Después de cualquiera de estas modificaciones, el encaje es rediseñado para adaptarse a

los nuevos requisitos. [3]

Una guía aproximada de los tamaños relativos de estas dimensiones es la siguiente, y de

hecho el programa de ordenador permite entrar del valor Circ solamente, siendo los otros

valores estimada por estas fórmulas mostradas en un encaje de prueba en la figura I.8:

AP = (1/5) Circ ML = (1/3) Circ

Fig. I.8 Encaje de Prueba. Se muestran las relaciones entre el anteroposterior, las dimensiones medio-

laterales y la circunferencia y la forma del encaje.

Estado del Arte

9

Las principales ventajas del diseño asistido por computadora sobre el diseño convencional

son que en la computadora mantiene un registro exacto de la forma y las modificaciones

realizadas en un formato digital. Esto tiene la ventaja de aumentar la previsibilidad de la

adecuación de un encaje, especialmente cuando el diseño de un nuevo encaje se basa en

el diseño de un encaje anterior del usuario pero con alteraciones de menor importancia.

Un ejemplo de un zócalo hecho de plexiglás claro puede verse en la Figura I.9. [3]

Fig. I.9 Encaje diseñado a base del sistema CASD modificado a menester del usuario.

En 1990 Gerhard Fitzluff, un distinguido protesista alemán muestra la IPOS ™. Una

interfaz que se conecta con un programa CAD, figura I.10.

Fig. I.10 IPOS ™Interfaz del sistema CAD para diseño asistido por computadora CAD.

Estado del Arte

10

Este autor desarrolló un sistema implementado para la realización de mediciones

específicas en la cara interna del encaje protésico que junto con los datos obtenidos

proporcionaron la información que se utilizaría para la generación de un modelo sólido

para su fabricación mostrada en la figura I.11 los sistemas CAD que trabajan sobre

principios geométricos de una superficie proporcionan un sistema de datos en forma de

malla facilitando ensayos posteriores. Con el uso de un sistema CAD se crean mediciones

y a partir de ello ajustes en los volúmenes del encaje protésico para evaluar la diferencia

como se muestra en la figura I.12. [4]

Fig.I.11 Sistema CAD para diseño asistido por computadora CAD.

Fig. I.12 Ajustes en los volúmenes del encaje protésico.

Estado del Arte

11

En 1990 la International Committee of the Red Cross en Suiza ICRC© (Comité

Internacional de la Cruz Roja) prefirió desarrollar su propia técnica en lugar de comprar

componentes ortopédicos ya hechos que generalmente son demasiado caros e

inadecuados estableciendo en marcha sus programas de rehabilitación física disponibles a

nivel local. [5]

Materiales tales como madera, cuero y metal fueron los más utilizados, y fueron

componentes ortopédicos fabricados en Suiza. En la década de 1990 el ©ICRC comenzó

el proceso de normalización de las técnicas utilizadas en sus diversos proyectos en todo el

mundo en aras de la armonización entre los proyectos, pero lo más importante, para

mejorar la calidad de los servicios a los pacientes. El polipropileno (PP) se introdujo para

la fabricación de encajes protésicos además fueron producidas la articulación de la rodilla

en 1991 y otros componentes tales como sistemas de alineación, desarrollados por

primera vez en Colombia y mejorándolos gradualmente. [5]

Fig. I.13 Articulación de la rodilla y sistemas de alineación.

La ICRC© Indico, en 2006, a través del programa “alignment Jig For lower-limb Prosthetics

Physical Rehabilitation Programme” propuesto en Septiembre del 2006, que los

Estado del Arte

12

requerimientos descriptivos del uso de la tecnología del polipropileno adoptada para la

fabricación de encajes protésicos debe ser:

Duradera, cómoda y de fácil colocación, para los pacientes en tanto uso como mantenimiento;

Fácil para los técnicos de aprender, usar y reparar,

Termoestable y compatible con el clima en diferentes regiones del mundo,

Bajo costo, pero con un buen diseño y acorde con las normas internacionalmente aceptadas.

La ICRC© Indicó en septiembre del 2006 que todas las técnicas de fabricación tienen sus

propios requisitos específicos por lo que contribuyo con nuevas técnicas basadas en el

uso del polipropileno que fueron desarrolladas por el programa de rehabilitación física de

la ICRC© que también están sujetas a la regla de deber combinar calidad, facilidad de uso

y bajo costo. En la mayoría de las técnicas utilizadas para la fabricación del encaje de

polipropileno, la conexión componente, llamada “copa” (figura I.14), es el enlace que

mantiene juntas las otras partes de la prótesis como la rodilla, el eje de tobillo, el

mecanismo de tobillo y pie. Usar esta técnica significa que la alineación debe ser ajustada

antes de la toma de proceso de termo formado. [5]

Fig.I.14 Copa de contención y su alineación con el encaje protésico.

Estado del Arte

13

La ICRC© diseñó y fabricó, en 2006, plantillas para ayudar a Prótesis y Ortesis (P & O) y a

diversos técnicos a completar las fases de alineación con la facilidad y precisión

requeridas permitiendo:

La suspensión y la inmovilización de la plantilla de alineación.

La rotación alrededor del eje de la tubería; hacia adelante, atrás y movimientos laterales.

La plantilla de alineación es un marco de acero inoxidable de 2 metros de altura y 0,8

metros de fondo y 0,8 metros de ancho que inmoviliza la pieza de conexión y ajusta la

altura los movimientos posibles para el posicionamiento en el espacio son movimientos

longitudinales, movimientos laterales y la rotación del encaje (figura I.15). [5]

Fig. I.15 Plantilla de alineación ICRC©- P & O.a) Movimiento longitudinal, b) movimiento lateral c)

Movimiento de rotación angular.

La ICRC© Especifico la consulta de un nivel de burbuja en la viga central de soporte del

eje vertical, buscando que esta se encuentre perfectamente horizontal, haciendo los

ajustes necesarios por medio de las patas regulables y en cuanto al ajuste de muñones

largos la posibilidad de ajustar la distancia desde el isquion a la rodilla se logra

estableciendo la taza de conexión mediante un cálculo de la altura. [5]

Estado del Arte

14

El uso de una prótesis cuenta con la problemática intrínseca de las caídas recurrentes y

peligrosas puesto que el hecho de encontrarse en un andén de trenes y caer precipitada e

inconvenientemente en el momento en que llegue el transporte puede resultar fatal. Para

satisfacción de esta problemática se han desarrollado elementos mecánicos que

salvaguardan estas posibilidades técnicamente anulándolas. [6]

Laurent Frossard (2010) propuso el uso de un dispositivo de protección instalado en la

prótesis como una posible solución logrando que las caídas se vieran disminuidas con la

instalación de este dispositivo dentro de la prótesis automatizando la detección de caídas.

El tiempo de acción del mecanismo de protección resolvió, de manera automatizada, la

detección de caídas y la acción del mecanismo de protección. Algunos de los datos del

tiempo y la duración del descenso durante las caídas de un amputado transfemoral se

produjeron durante la asistencia a diversas sesiones de medición y evaluación de la

marcha afectada por la carga natural aplicada en el residuo. Prótesis y Ortesis

Internacional demostró en 2010 que el impacto es secuencial y los principales factores en

la fuerza del impacto y el momento correspondían a 133% del peso total corporal

detectando automáticamente el tiempo de descenso. El encaje incluye un adaptador y un

transductor en la rodilla usada habitualmente. [6]

Los componentes de fuerza y de momentos mecánicos, a que se refiere la carga, fueron

medidos con una precisión superior a 1 nanosegundo y 1 nanómetro, respectivamente,

usando un transductor de seis canales. La carga fue registrada por Prótesis y Ortesis

Internacional en 2010 con ayuda de un ordenador portátil a 200 hz. El transductor fue

coaxial con el tiempo es decir que actuó similar y paralela al número de cambios

registrados. [6]

Laurent Frossard (2010) Determino que conocer datos como la duración del descenso de

un usuario de prótesis de extremidades inferiores durante una caída hacia delante deben

ser tomados con datos en tiempo real. Ello incluyó en la presentación de diferentes

métodos de evaluación, así como de valores, para un amputado con fijación de prótesis

osteointegrada. [6]

Estado del Arte

15

La caída puede parecer repentina a simple vista, sin embargo, dicho estudio demostró que

una corta transición entre la marcha y la caída caracteriza el descenso por momentos que

se produjeron de forma secuencial en las tres fuerzas y momentos mecánicos descriptivos

del muñón al momento de realizar la marcha con normalidad. [6]

La sensibilidad y especificidad de un algoritmo automático accionado mediante la

combinación de varios métodos de detección basada en la desviación de las cargas

medidas en sus propios mecanismos de detección es notablemente superior en

comparación con la sensibilidad de una plantilla previamente configurada para el mismo

propósito. Ello también destacó que uno de los retos de este algoritmo es diferenciar las

desviaciones debidas a una caída real y los cambios relacionados con los normales dentro

de las actividades de la vida diaria, incluyendo la inactividad, momentos de carga y

marcha cotidiana. En la figura I.16 se observa la lógica del mecanismo diseñado en

respuesta a la problemática cúspide. [6]

Fig.I.16 Descripción general de las características genéricas de un dispositivo de protección. Sensor (1A),

control (1B) y mecanismo (1C) que participan en la detección de caída (2A) y la protección del residuo (2B),

con un énfasis en las áreas desarrollado en este estudio. F: M: fuerzas, momentos, R: resultante de las

fuerzas.

Estado del Arte

16

Otto Bock Quality For Life® desarrolló en 2011 el dispositivo SIT-Cast. Un modelo de

referencia para realizar un encaje que se adapta a las necesidades fisionómicas del

usuario mejorando el dispositivo a través de una forma establecida para facilitar la

fabricación de encajes transfemorales. [7]

A través del modelo SIT-Cast. Quality For Life® realizo ensayos especiales a la medida

del muñón residual lo cual se traduce en una ortopedia de calidad para el usuario de

encajes transfemorales (figura I.17) desarrollando mejoras como:

Mayor comprensión de la anatomía básica de un muñón transfemoral y las diferencias funcionales

en el diseño anatómico del encaje.

Impresión anatómica con la tecnología SIT-Cast para una mejor toma y modificación de los distintos

aspectos interventores en la forma del muñón.

Indicaciones y técnicas de aplicación de diferentes materiales.

Fabricación de un encaje de prueba utilizando la técnica de moldeo por vacío con ayuda del SIT-

Cast®.

Comprensión práctica y teórica de prótesis de rodilla, articulaciones y biomecánica de las

extremidades inferiores. [7]

Fig. I.17 Medida de ortopedia residual de contención anatómica con SIT-Cast.

Estado del Arte

17

En 1952 Per-Ingar Branemark de la Universidad de Lun en Suecia, descubrió de forma

casual el fenómeno de la osteo-integración. Utilizó un implante de titanio para estudiar el

flujo sanguíneo en los huesos del conejo y encontró que el implante no podía ser retirado

al final del experimento la única forma de hacerlo era rompiendo el hueso o el implante.

Así nació la osteo-integración. [8]

La osteo-integración es una técnica que consiste en la fijación directa de una prótesis al

muñón óseo. Por tanto, la osteo-integración es un fenómeno biofísico que produce una

unión a nivel molecular del titanio con el hueso figura I.18. El primer implante en hueso

humano se realizó en 1960. Esta técnica en un principio fue utilizada a partir de los años

sesenta por Per-Ingar Branemark en la implantación protésica de piezas dentales y

faciales. [8]

Las investigaciones fueron seguidas posteriormente por el Hospital Universitario de

Goteborg en Suecia y se llevaron a la utilización por primera vez en 1990 en una paciente

con amputación de miembro inferior. [8]

Fig. I.18 Osteo-integración transfemoral.

Estado del Arte

18

En la actualidad sólo se considera la osteo-integración para amputados transfemorales

(figura I.19) que han sido incapaces de alcanzar un nivel satisfactorio de rehabilitación

mediante técnicas convencionales. [9]

Fig. I.19 Usuario transfemoral beneficiado por la técnica de osteo-integración.

J. Sullivan, M. Robinson y S. Roehampton en 2003 recomendaron aplicar criterios de

selección de candidatos a la técnica osteo-integración. Establecieron los siguientes puntos

como criterio de selección

Los posibles candidatos deberán cumplir:

los candidatos deben haber probado encajes convencionales.

Deben haber cumplido con el ciclo completo de madurez del esqueleto y tener la anatomía del

esqueleto normal.

No deben ser mayores de 70 años de edad.

la masa de los candidatos cuerpo no debe ser superior de 100 kg.

Deben ser adecuados para la cirugía, basándose en el historial médico y físico.

Estado del Arte

19

Según J. Sullivan, M. Robinson y S. Roehampton las etapas quirúrgicas y de rehabilitación

de la osteointegración transfemoral requieren de dos procedimientos quirúrgicos. La

primera etapa implica la instalación de un implante de titanio en el eje del fémur residual

una vez que la cicatriz distal en el muñón se haya curado, es posible usar un encaje antes

de la segunda etapa. [9]

Los beneficios físicos que J. Sullivan, M. Robinson y S. Roehampton estiman en su

artículo “Rehabilitación del amputado transfemoral con prótesis osteointegrada” son:

Mejora del movimiento en torno a la articulación de la cadera.

Osteo-percepción, es decir mejora sensorial como resultado de la relación directa con el sistema

esquelético.

Reducción de los problemas de los tejidos blandos.

La rehabilitación de amputados con prótesis osteointegradas (OPRA) contiene directrices

con respecto a la función y actividad de los candidatos. La masa corporal máxima para los

posibles candidatos es de 100 kg con la finalidad de limitar el estrés mecánico que actúa

alrededor del muñón y la prótesis osteointegrada que se debe utilizar dentro de un rango

limitado de actividades. [9]

El departamento de Ingeniería Mecánica, de la Universidad de Antioquia, Colombia,

presentó el análisis de la influencia del porcentaje del miembro residual en la distribución

de esfuerzos y presiones en la interfaz socket-muñón” en su VIII congreso colombiano de

métodos numéricos en agosto del 2011, Estudio que resulta comparativo sobre la

magnitud y distribución de esfuerzos en la interfaz encaje-muñón en relación a la longitud

del miembro residual. Este estudio es una primera aproximación utilizando el método de

los elementos finitos con el objetivo de obtener información que permita aumentar la

sensación de confort en los amputados transfemorales durante la utilización de la prótesis.

Cinco pacientes con amputación transfemoral unilateral fueron seleccionados, la Tabla I.1

muestra las características de los participantes. [10]

Estado del Arte

20

Tabla I.1 Características de los voluntarios transfemorales.

Individuo Altura

[mts.] Peso [Kg.]

Longitud del

muñón*

[mts.]

% Miembro

residual

I1 1,75 mts. 75,0 Kg. 0,24 mts. 70%

I2 1,53 mts. 53,2 Kg. 0,24 mts. 80%

I3 1,67 mts. 79,8 Kg. 0,28 mts. 86%

I4 1,63 mts. 63,5 Kg. 0,29 mts. 91%

I5 1,65 mts. 88,7 Kg. 0,30 mts. 93%

*Medido desde el trocánter mayor.

Se tuvieron en cuenta las propiedades mecánicas del hueso, tejidos blandos y las cargas

aplicadas al encaje durante la fase de apoyo de la marcha, además de las definiciones de

contacto entre los diferentes componentes (encaje, muñón y hueso residual), los tiempos

de aplicación de las cargas y desplazamientos en las diferentes fases de la simulación y

las restricciones de movimiento aplicadas al acetábulo de la cabeza femoral. [10]

Acetábulo: Cavidad del hueso ilíaco de la cadera donde se inserta y articula la cabeza del fémur de las

extremidades posteriores. También se denomina cavidad cotiloidea . [1]

Desde el punto de vista del diseño de prótesis, se identifica la zona medial del muslo como

un lugar común para todos los individuos donde las presiones y esfuerzos alcanzan

magnitudes elevadas. Esto es independiente a la geometría u otras características propias

de cada sujeto, por lo que se podría pensar en un rediseño de esta zona que disminuya

estas variables y desemboque en una mejora generalizada de la eficiencia y posiblemente

de la sensación de confort. [10]

A pesar de todas las observaciones que pueden hacerse de estos resultados el bajo

muestreo, no permite afirmar con certeza que las tendencias antes mencionadas sean

generalizadas para todos los amputados transfemorales no obstante tampoco se pude

descartar esta tendencia emergente que además confirma la opinión generalizada entre

los ortopedistas (basada en la experiencia) de que hay un punto óptimo para la

amputación, usualmente entre los 25-30 cm, a partir del trocánter mayor, lo que equivale a

un intervalo entre el 75% y el 90% de miembro residual, para un individuo de una estatura

promedio de 1.70 m. La elección de la fase inicial de apoyo de la marcha como punto

http://salud.doctissimo.es/diccionario-medico/cavidad-cotiloidea.html

Estado del Arte

21

crítico para este estudio se debe a que es en esta fase donde se presentan las mayores

reacciones en el piso y se asume que por esta razón los esfuerzos en la interfaz encaje-

muñón serán también mayores. [10]

I.3 Planteamiento del problema.

Está claro que existe una inclinación congénita a usar los recursos propios de las

capacidades físicas naturales de cada individuo de una manera nata esto se hace

evidente al observar la determinación de los niños para andar, gatear y manipular objetos

sin aprendizaje previo del dominio de las facultades motrices.

Una amputación, del tipo y nivel que fuese, es sin lugar a dudas un contradicho a esta

inclinación congénita ya que al verse desprovisto de alguna extremidad el cuerpo humano

sigue conservando el instinto de valerse por los medios propios. Lo que genera un

sentimiento de inconformidad intrínseco a su condición física, sin embargo el empleo de la

prótesis adecuada y correspondiente logra satisfacer al usuario de una manera integral al

solventarle no solo en el sentido del soporte mecánico si no también contribuyéndole en

un desarrollo personal, físico, emocional, profesional y social al brindarle confianza y

autoestima a través de una apariencia aceptable que le devuelva la robustez para

continuar sus actividades cotidianas. No obstante la personas que han sufrido una

amputación se encuentran incomprendidas en su condición física sometiéndose al uso de

una “prótesis de aparador” que solo brindan un bulto al lugar de perdida de miembro

dejando de lado factores como la caracterización personalizada de una prótesis que

atienda no solo el aspecto físico si no también comprenda y satisfaga el grado de

maniobrabilidad mecánica y confort que demanda cada usuario. Se debe comprender que

una amputación tiene variaciones de acuerdo a su tipo y que de ninguna manera habrá 2

casos exactamente iguales.

Existen estudios que, sumados a la experiencia de los especialistas, confirman la

necesidad de un rediseño en algún punto del encaje protésico sin embargo no existe un

trabajo que sugiera dónde y porque razón es necesario. La mutidiciplinariedad que

demanda una respuesta como esa es un auténtico asunto de ingeniería debido a que en

tal respuesta se combinan diversas especialidades con el objetivo de brindar propiedades

Estado del Arte

22

mecánicas robustas y maniobrables a través de una serie de sensores y herramientas

para la caracterización de las condiciones fisiológico-mecánicas de manera personalizada

y con ello comprender la particularidad de cada caso. Logrando ver comprendidas las

limitaciones funcionales es posible ejecutar el diseño de manera inteligente y mejorar las

características acercándolas a la realidad descriptiva de cada usuario.

I.4 Objetivos del proyecto y organización de la tesis.

Los principales objetivos de este trabajo de tesis son optimizar el diseño de los diversos

encajes protésicos mediante el análisis de variables primarias medidas, y la

instrumentación efectuada a un encaje protésico de miembro inferior la cual no es solo una

tarea encaminada a crear un sistema de interpretación generalizado, sino mas bien a

comprender de manera particular las características que puedan generar un encaje

protésico de miembro inferior con un diseño mejorado en las características descriptivas

del encaje.

De manera independiente a las características propias de cada sujeto, las variables

alcanzan valores pico relativos al bien estar del usuario amputado en la zona medial

debido a que el musculo de la pierna es de mayor tamaño y su consumo energético

desencadena una sucesión de cambios fisicoquímicos y por consiguiente la comprensión

de las variables descriptivas desembocan en una mejora generalizada de la eficiencia y de

la sensación de confort sustentada por resultados como los verificados en este congreso.

Para poder alcanzar los objetivos aquí planteados, este trabajo se ha organizado de la

siguiente manera:

En el Capítulo 2, “Etiología De La Amputación”, se establece que la amputación es un tipo

de intervención causada por diversos factores y orientada por los mismos y que se realiza

hace siglos con el objetivo de reducir la invalidez, eliminar extremidades inútiles y salvar

vidas. Se reconoce actualmente que el tratamiento de la persona amputada abarca no

solo la cirugía, sino también la restauración de la función y el ajuste de un miembro

artificial. La palabra amputación viene del latín amputatio que significa separación de un

miembro.

Estado del Arte

23

En el Capítulo 3, “Reconstrucción Digital Del Muñón Residual” el conocimiento de las

condiciones geométricas, fisiológicas y mecánicas del miembro inferior del individuo a

quien se le toma la muestra derivan en mayores beneficios como seguridad, comodidad y

funcionalidad para que el usuario se desenvuelva lo mejor posible durante su vida

cotidiana con un diseño exacto y moldeado por su propio muñón.

En el Capítulo 4, “Instrumentación” se observa que las variables físicas como la

temperatura y humedad varían constantemente de acuerdo a cada persona y realizar

monitoreo a través de instrumentos resulta fundamental para tener conocimiento acerca

de la descriptiva corporal de cada individuo para realizar una elección inteligente y

cualitativa de un material adecuado que incluso obedezca a las facilidades económicas de

cada usuario puesto que resulta terminantemente innecesario implementar un material

costoso cuando el usuario puede obtener un material de menor costo y que cumpla con

sus necesidades.

I.5 Sumario.

En 1996 ÖSSUR Kristinsson en el Reino Unido llegó a la conclusión de que aun así

teniendo la superficie total del residuo transfemoral “No existe un método definitivo para

realizar el diseño de encajes transfemorales, o la captura de datos que todos deben

aprender en un sentido unificador” [4]

El Dr. REDHEAD PhD concluyo en su tesis “Amputación Transfemoral” en el año de 1991

que "Independientemente de la forma del encaje o el diseño bien distribuido de soporte de

peso, se puede eliminar la rodilla por un solo punto óseo de soporte de peso" [4]

El Dr. F GOTTCHALKC dice en su artículo NOVEDADES EN TRANSCASTING

FEMORALCLINICA, publicado en agosto del 2008, que "Con mucha frecuencia, el

procedimiento se realiza sin pensar en la bio-mecánica, los principios o la preservación de

la función muscular” [4]

En base a los resultados mencionados en este capítulo se concluyó que desde el punto de

vista del diseño de prótesis, se identifica la zona medial del muslo como un lugar común

Estado del Arte

24

para todos los individuos donde las presiones y esfuerzos alcanzan magnitudes elevadas

independiente a la geometría u otras características propias de cada sujeto, por lo que un

rediseño en esta zona disminuirá estas variables y desembocara en una mejora

generalizada de la eficiencia y posiblemente de la sensación de confort. [10]

25

La amputación es un tipo de

intervención quirúrgica que se realiza

hace siglos con el objetivo de reducir la

invalidez. Actualmente el tratamiento de

la persona amputada abarca no solo

cirugías, sino también la instauración y

ajuste de un miembro artificial.

Se sabe que las amputaciones de

miembros inferiores son de 7 a 8 veces

más frecuentes que las de miembro

superior.

Etiología de la Amputación

IIIIII

Etiología de la amputación

26

II.1 Generalidades.

Una amputación es una condición que puede afectar de manera directa tanto a infantes

como a los adultos, ya que puede ocurrir en cualquier momento de la vida

Se reconoció en términos generales que el problema de los amputados es asunto de

interés mundial cuyas consecuencias sociales, económicas, industriales y psicológicas

distan mucho del limitarse a las personas que han sufrido la amputación.

En mayor o menor grado está planteado el problema en todos los países y todos ellos

buscan información, orientación y asesoramiento en la materia. Es indispensable difundir

el conocimiento de los métodos existentes y de los que en lo sucesivo sea posible emplear

para prevenir y para reducir, mediante una rehabilitación adecuada, las afecciones

colaterales que de ella resulta. [11]


27

II.2 Anatomía del miembro inferior (pierna humana).

La pierna es un complicado sistema de segmentos y uniones musculares que

comprenden el miembro inferior. Aun así, situaciones dinámicas como correr, saltar brincar

o moverse con agilidad no parece abrumar al cuerpo humano por la complicada tarea de

controlar las piernas. Esto se debe a un cuidadoso arreglo y afinación de todos los

sistemas interventores y propiedades de las cuales la estabilidad y la robustez emergen

notoriamente. Los sistemas robustos y estables son fáciles de controlar. Como se muestra

en la figura II.I la estructura de la pierna humana esta dividida en 3 segmentos principales:

La cadera, la pierna y el pie. [12]

Fig. II.1 Estructura de la pierna humana.


28

Hablando en un sentido estricto la pierna humana es considerada como el segmento

comprendido entre la cadera y el tobillo sustentada por dos grandes sistemas de apoyo y

robustez de carga, el sistema óseo y el sistema muscular. En la figura II.2 son mostrados

los huesos componentes de la pierna por parte del sistema óseo. [12]

Fig. II.2 Sistema óseo, componente de la pierna humana.


29

El fémur (figura II.3) es el hueso más largo, fuerte y voluminoso del cuerpo humano. Esta

unido por medio de una articulación en su extremo superior al hueso coxal que conforma

la cadera y en su extremo inferior a la tróclea uniéndose a la tibia en la rodilla por medio

de la articulación femorotibial. [12]

Fig. II.3 Fémur humano.

La rotula o patela (figura II.4) es un hueso grueso que protege la parte frontal de la

articulación de la rodilla. Su función principal es la extensión de la rodilla aumentando la

palanca generada por el tendón en el fémur aumentando el ángulo en que este actúa. [12]

.

Figura II.4 Rótula humana.


30

La tibia (figura II.5) es el segundo hueso más largo del cuerpo humano después del fémur.

Está articulada en su parte superior con el fémur y la rótula, lateralmente con el peroné y

en su parte inferior con el tobillo. [12]

Fig. II.5 Tibia y Peroné.

El peroné o fíbula está localizado al lado izquierdo de la tibia (como se muestra en la figura

II.5) con la cual está conectado por en la parte superior e inferior. Su pequeño extremo

superior es situado hacia la parte trasera y por debajo de la cabeza de la tibia. Excluido de

la articulación de la rodilla. El extremo inferior se inclina un poco hacia delante

proyectándose por debajo de la tibia formando la parte lateral de la articulación del tobillo.

Los músculos componentes de la pierna humana están divididos en dos grupos principales

musculares: el grupo muscular superior y el grupo muscular inferior. Para fines de este

trabajo solo son mencionados los músculos principales. [12]


31

Por otra parte el grupo muscular superior es mostrado en la figura II.6

Fig. II.6 Grupo muscular superior. II.6a) Aductor mayor, II.6b) Tensor de faja alta, II.6c) Bíceps femoral,

II.6d) Semitendinoso, II.6e) Semimembranoso, II.6f) Vaso lateral,

II.6g) Vaso medio, II.6h) Recto femoral, II.6i) Vaso intermedio.

Los principales músculos de esta sección son:

Aductores que entre los músculos aductores el más desarrollado y profundo es el Aductor

mayor (figura II.6a) este musculo se encuentra en forma de abanico desde la tuberosidad

isquiática hasta el interior del fémur. Se encarga de acercar el musculo al centro del

cuerpo. Tensor de faja lata que está situado en l aparte lateral del muslo (figura 2. II.6b)

iniciando desde la parte externa anterior de la pelvis y terminando del lado justo debajo de

la rodilla. Su función es mover el muslo hacia fuera y flexionar la cadera. Bíceps femoral

que se origina en la tuberosidad isquiática y se extiende hasta la cabeza del peroné o

fíbula con un grueso tendón (figura II.6c) en conjunto con los músculos Semitendinoso


32

(figura II.6d) y Semimembranoso (figura II.6e). Su función es extender el muslo y flexionar

la rodilla. Él cuádricep es un musculo grueso formado por cuatro partes. Vaso medio

(figura II.6g), Vaso intermedio (figura II.6i), Vaso lateral (figura II.6f) y Recto femoral (figura

II.6h) los tres primeros se originan en la parte alta del fémur y terminan en un grueso

tendón a nivel de la rótula. El recto femoral inicia delante de la pelvis extendiéndose por

encima del muslo y terminando en el mismo tendón al nivel de la tibia. Su función es

extender la rodilla y flexionar la cadera.

A su vez el grupo muscular inferior es mostrado en la figura II.7 está compuesto por una

sub división de tres grupos: a) vista posterior, b) vista anterior y c) vista lateral.

Figura II.7 Grupo muscular inferior, II.7a) Tibia anterior, II.7b) Extensor largo de los dedos, II.7c) Extensor

largo del dedo gordo, II.7d) Peronéo tercero, II.7e) Peronéo largo, II.7f) Peronéo corto, II.7g) Gastrocnemio,

II.7h) Soleo, II.7i) Plantar.

Compuesto por los grupos musculares:

Grupo anterior localizado en la espinilla. Los principales músculos de este grupo son la

Tibia anterior (figura II.7a) comenzando en las tuberosidades de la tibia y finalizando por


33

abajo en el cuneiforme I y el extremo posterior del metatarsiano I en el pie. Este musculo

tiene la función de flexor, aductor y rotador de pie hacia adentro. El Extensor largo de los

dedos (figura II.7b) comienza en el cóndilo lateral de la tibia extendiéndose en un tendón

que se divide en cuatro y se inserta en los cuatro dedos del pie. Su función es la de

extensor de los dedos y flexor del pie. El Extensor largo del dedo gordo (figura II.7c)

comienza en la cara interna del peroné o fíbula y la membrana inter-ósea terminando en la

falange distal del dedo gordo. Su funcióna como extensor del y flexor del pie. El Peronéo

tercero (figura II.7d) se origina en la cabeza del peroné y termina en la base del quinto

metacarpio. Su función principal es la de flexor, abductor y rotador del pie hacia afuera.

Grupo lateral: Localizados a lo largo del lado externo de la pierna. Los principales

músculos de este grupo son El Peronéo largo (figura II.7e) que comienza en la cabeza del

peroné y la cara profunda de la fascia y que termina en el tubérculo externo del

metatarsiano I. Su función es la de extensor, abductor y rotador del pie hacia afuera. El

Peronéo corto (figura II.7f) que comienza en la cara externa el peroné y termina en la

tuberosidad del metacarpiano quinto. Su función a cumplir es la de aductor del pie.

Grupo posterior: localizado en la pantorrilla. Los principales músculos componentes de

este grupo son El Gastrocnémio (figura II.7g) originado en los cóndilos lateral y medial del

fémur y en la capsula de la rodilla terminando en el calcáneo, es el más corto y grueso de

los músculos de la pantorrilla siendo también el más visible. Su función es la flexión

plantar del pie. El Soleo (figura II.7h) que se encuentra por debajo del gastrocnémio,

comenzando en la cabeza de la fíbula y borde medio de la tibia y terminando el en

calcáneo. Su función también es la flexión plantar del pie y elevación del talón. El Plantar

(figura II.7i) comienza en el fémur por encima del cóndilo y termina en el calcáneo por

medio del tendón de Aquiles. Su tarea es contribuir en la flexión plantar del pie.

Las articulaciones son zonas de unión entre los huesos o entre los cartílagos del

esqueleto. Cumplen una función muy importante al permitir flexionar las extremidades del

cuerpo, de no existir estas el cuerpo seria una estructura totalmente rígida.

La rodilla (figuras II.8, II.9a y II.9b) es la articulación más grande del cuerpo humano. Es

una articulación compuesta, está formada por la acción conjunta del fémur, tibia, peroné,

rotula y dos discos fibrocartilaginosos. Consiste en la articulación entre el cóndilio femoral

y la tibia, y la articulación entre la superficie rotular del fémur y la rotula. Los dos meniscos


34

adaptan la superficie articular del fémur y la tibia entre ellas para incrementar la superficie

de transmisión de fuerza.

Fig. II.8 Corte sagital de la rodilla.

Fig. II.9 Articulación de la rodilla humana. a) Vista anterior y b) Vista posterior.


35

II.3 Causas de la amputación.

Tradicionalmente se consideran tres amplios grupos etiológicos causantes de amputación:

grupo A por Traumatismo, grupo B Patológico y grupo C Malformación Congénita.

Etiología: Parte de la medicina que tiene por objeto el estudio de las causas de las

patologías y condiciones de salud. [1]

Traumatismo.

El traumatismo causante de amputación actúa produciendo una destrucción intrínseca al

evento. Los accidentes más frecuentes son los de tráfico, industriales, incendios,

congelaciones e inclusive aquellos originados por descargas eléctricas. En términos

generales, se considera que los accidentes de trabajo producen un mayor índice de

amputaciones en extremidades superiores (73 a 81% de las ocasiones) y los accidentes

de tráfico y las enfermedades tienen un porcentaje más elevado sobre las extremidades

inferiores (63% de las ocasiones). Indicar una amputación genera rechazo y aceptación

por lo que se requiere generar una explicación como un procedimiento reconstructivo con

una rápida rehabilitación en la mayoría de los casos. [13]

La idea grafica de la incidencia de la amputación originada en su etiología se exponen la

figura II.10.

Origen Patológico 74%.

Traumatismo 23%.

Defecto congénito 3%.

Fig. II.10 Distribución de amputaciones debido a su etiología.


36

II.4 Tipos de amputaciones.

Según la Clasificación Internacional de Patologías “CIE-10” décima versión

correspondiente a la versión en español de la ICD, siglas que en inglés

significan “International Statistical Classification of Diseases and Related Health

Problems”. Se realizan tipificaciones especificas de las cuales de desprenden dos

clasificaciones correspondientes a miembros superiores y miembros inferiores. [14]

Esta clasificación muestra una sección dedicada a los usuarios con amputación superior

en la Tabla II.1 presentada a continuación.

Tabla II.1 Amputaciones Traumáticas de Miembros Superiores según la Clasificación internacional de

patologías “CIE-10” décima versión.

S48 Amputación traumática del hombro y del brazo.

S48.0 Amputación traumática articulación del hombro.

S48.1 Amputación traumática entre el hombro y el codo.

S48.9

Amputación traumática del hombro y del brazo, nivel no

especificado.

S58 Amputación traumática del antebrazo.

S58.0 Amputación traumática a nivel del codo.

S58.1 Amputación traumática entre el codo y la muñeca.

S58.9 Amputación traumática del antebrazo, nivel no especificado.

S68 Amputación traumática de la muñeca y de la mano.

S68.0 Amputación traumática del pulgar (completa) (parcial).

S68.1 Amputación traumática de otro dedo único (completa) (parcial).

S68.2 Amputación traumática de dos o más dedos (completa) (parcial).

S68.3

Amputación traumática combinada (de parte) de dedo(s) con

otras partes de la muñeca.

S68.4 Amputación traumática de la mano a nivel de la muñeca.

S68.8 Amputación traumática de otras partes de la muñeca y mano.

S68.9

Amputación traumática de la muñeca y de la mano, nivel no

especificado.

http://es.wikipedia.org/wiki/Idioma_ingl%C3%A9s


37

Dicha tabla se expresa de manera grafica en la figura II.1. En la que son representadas las

características con que se clasifican las amputaciones de nivel superior referente al nivel

de incisión con que se realizara la amputación.

La Clasificación Internacional de Patologías “CIE-10” décima versión también muestra

una sección dedicada a los usuarios con amputación inferior en la Tabla II.2.

Dicha tabla se expresa de manera grafica en la figura II.11b

Fig.II.11 Amputaciones Traumáticas. a) Miembros Superiores. b) Miembros Inferiores.


38

Tabla II.2. Amputaciones Traumáticas de Miembros Inferiores según la Clasificación internacional de

patologías “CIE-10” décima versión.

S78 Amputación traumática de la cadera y del muslo.

S78.0 Amputación traumática articulación de la cadera.

S78.1 Amputación traumática entre la cadera y la rodilla.

S78.9 Amputación traumática de cadera y muslo, nivel no especificado.

S88 Amputación traumática de la pierna.

S88.0 Amputación traumática a nivel de la rodilla.

S88.1 Amputación traumática entre la rodilla y el tobillo.

S88.9 Amputación traumática de la pierna, nivel no especificado.

S98 Amputación traumática del pie y del tobillo.

S98.0 Amputación traumática del pie a nivel del tobillo.

S98.1 Amputación traumática de un dedo del pie.

S98.2 Amputación traumática de dos o más dedos del pie.

S98.3 Amputación traumática de otras partes del pie.

S98.4 Amputación traumática del pie, nivel no especificado.

En la que son representadas las características con que se clasifican las amputaciones de

nivel superior referente al nivel de incisión con que se realizara la amputación. [14]

II.5 Criterios de la decisión de amputación.

En 1985, los especialistas Lange RH, Bach AW y Hansen ST publicaron las indicaciones

absolutas y relativas para la amputación después de las fracturas abiertas de tibia con

lesión vascular (Tabla II.3). [15]


39

Tabla II.3 Indicaciones de Lange para la amputación primaria de fracturas de tibia con lesión vascular.

La amputación primaria será indicada si una de las indicaciones absolutas está presente o

dos de las tres relativas coinciden. No se realizaron estudios clínicos posteriores para

validar este sistema.

II.5.1 Índice del síndrome de la extremidad lesionada (ISEL).

En 1985, Gregory RT, Gould RJ, Peclet M publican el primer sistema de puntuación para

las extremidades severamente lesionadas, el Índice del Síndrome de la Extremidad

Lesionada (ISEL). Siendo necesaria la información del estado general de la lesión.

Combinando una escala de puntos de acuerdo a la lesión de partes blandas, lesión

nerviosa, vascular, ósea, índice de severidad lesionar, edad, condición médica pre-

existente y tiempo en que demoró la reparación vascular (Tabla II.4).

De manera regular el 100% de pacientes con un ISEL mayor de 20 puntos requieren

amputación. Este índice tiene un valor predictivo con una sensibilidad de 6% y una

especificidad del 90%. [15]

El ISEL tiene muchas variables que requieren de una evaluación quirúrgica para una

determinación segura de su valor por lo que es imposible su aplicación en la valoración

inicial de urgencia como sistema de puntuación. [15]

Indicaciones de Lange Paral Amputación Primaria de Fracturas de Tibia con Lesión Vascular

Indicaciones Absolutas:

Disrupción anatómica total del nervio tibial posterior en el adulto.

Lesión por aplastamiento con isquemia > 6 cm.

Indicaciones Relativas:

Asociada a poli-traumatizado.

Lesión ipsilateral severa del pie.

Imposibilidad anticipada para lograr buena cobertura de partes blandas y reconstrucción

del miembro.


40

Tabla II.4 Índice del Síndrome de La Extremidad Lesionada (ISEL).

Índice del Síndrome de la Extremidad Lesionada.

50.

Lesión en partes blandas.

Guillotina.

Aplastamiento/quemadura.

Avulsión.

Lesión nerviosa.

Contusión.

Sección.

Avulsión.

Lesión vascular.

Sección venosa.

Sección arterial.

Trombosis arterial.

Avulsión arterial.

Lesión ósea.

Simple.

Segmentaria.

Segmentaria/conminuta.

Pérdida de hueso > 6 cm.

Articular

Articular con pérdida ósea > 6cm

Puntuación

1

2

3

1

2

3

1

2

3

1

1

2

3

1

2

3

4

5

6

Tiempo de retardo de la reparación vascular un punto por cada hora después de las primeras

6 hrs.

Edad.

60

Enfermedad pre-existente.

Shock.

0

1

2

3

1

2


41

II.5.2 Índice predictivo de salvación (IPS).

En 1987, Howe HR, Poole GV, Hansen KJ introdujeron el Índice Predictivo de Salvación

(IPS) para el uso en pacientes con lesiones ortopédicas y vasculares combinadas. Menos

complicado que el sistema ISEL, el sistema IPS asigna puntos de acuerdo al nivel de la

lesión arterial, el grado de lesión ósea, el grado de lesión muscular y el intervalo de tiempo

entre el momento de la lesión y el arribo del paciente al quirófano (Tabla II.5). [15]

Tabla II.5 Índice Predictivo de Salvación (IPS).

Índice Predictivo de Salvación.

Criterio. Puntuación.

Nivel de lesión arterial.

Suprapoplíteo.

Poplíteo.

Infrapoplíteo.

1

2

3

Grado de lesión ósea.

Leve.

Moderada.

Severa.

1

2

3

Grado de lesión muscular.

Leve.

Moderada.

Severa.

1

2

3

Intervalo entre el momento de la lesión y la operación.

12 h.

0

2

4

Al igual que el ISEL, es necesaria la información acerca del estado general de la lesión

para determinar el IPS tal como el nivel de lesión arterial, puede no estar disponible en el


42

departamento de urgencias. Una puntuación mayor de 8 es predictiva de amputación. El

valor predictivo de este índice tiene un 33% de sensibilidad y un 70% de especificidad. [15]

II.5.3 Puntuación de severidad de la extremidad lesionada (PSEL).

En 1990, Johansen K, Daines M, Howey J propusieron el sistema de Puntuación de

Severidad de la Extremidad Lesionada (PSEL), el cual está basado en cuatro criterios

clínicos: Lesión ósea y de partes blandas, isquemia, shock y edad (Tabla II.6). [15]

Tabla II.6 Puntuación de Severidad de la Extremidad Lesionada (PSEL).

Puntuación de severidad de la extremidad lesionada.

Factor. Puntuación.

Lesión esquelética/partes blandas.

Baja energía (herida, fractura civil). 1

Mediana energía (fractura abierta o múltiple). 2

Alta energía (lesión por arma de fuego, aplastamiento). 3

Muy alta energía (lo anterior más gran contaminación). 4

Isquemia del miembro.

Pulso reducido o ausente pero perfusión normal. 1*

Pulso ausente, relleno capilar disminuido 2*

Extremidad fría, insensible y paralizada 3*

Shock.

Presión sistólica siempre > 90 mm hg. 0

Presión sistólica transitoriamente < 90 mm hg. 1

Presión sistólica persistentemente < 90 mm hg. 2

Edad.

50. 2

(*) se duplica el valor si la duración de la isquemia excede las 6 hrs.

Un PSEL menor de 7 puntos es predictivo de salvación del miembro con un 100% de

seguridad. Este sistema es el único validado con un estudio prospectivo y se concluye que

es útil como una guía de ayuda en la decisión de amputación del miembro inferior. [15]


43

II.5.4 Índice de salvación de la extremidad (ISE)

En 1991, Russell WL, Sailors DM, Whittle TB propusieron el Índice de Salvación de la

Extremidad (ISE) el cual se basa en una revisión retrospectiva de 70 extremidades

inferiores. Tabla II.7). [15]

Tabla II.7 Índice de Salvación de la Extremidad (ISE).

Índice de salvación de la extremidad.


Lesión arterial.

Contusión de la íntima, laceración parcial.

Oclusión de dos o más vasos de la pierna, no pulso pedio.

Oclusión de la femoral, poplítea o tres vasos de la pierna.

0

1

2

Lesión nerviosa.

Contusión, estiramiento, laceración mínima limpia.

Sección o avulsión parcial del nervio ciático.

Sección o avulsión completa del nervio ciático.

0

1

2

Lesión ósea.

Fractura cerrada o abierta con mínima conminación.

Fractura abierta con conminución o gran desplazamiento.

Pérdida ósea > 3 cm; fracturas.

0

1

2

Lesión cutánea.

Laceración limpia, reparación primaria, quemadura 1er.

Grado.

Contaminación, avulsión que requiere injerto de piel o

colgajo.

0

1

Lesión muscular.

Laceración que afecta un simple compartimiento o tendón.

Laceración o avulsión de dos o más tendones.

0

1

Lesión venosa profunda.


44

Contusión, laceración o avulsión parcial.

Contusión, laceración o avulsión total.

0

1

Tiempo de isquemia (horas).

15 hrs.

0

1

2

3

4

Este índice cuantifica diferentes aspectos como la duración de la isquemia, la lesión y

severidad de la lesión de 6 tipos de tejidos: arteria, hueso, músculo, piel, nervio y venas

profundas

Cuando la puntuación es menor de 6 puntos entonces hay posibilidades de salvación y si

es igual o mayor de 6 entonces es predictivo de amputación.

Este sistema tiene una sensibilidad de 61% y una especificidad de 43%, sin embargo a

pesar de ser muy detallado, su aplicación práctica requiere de una cuidadosa evaluación

quirúrgica por lo que no es útil para determinar el pronóstico en situaciones de

emergencia. [15]

II.5.5 Puntuación de la lesión nerviosa, isquemia, lesión/contaminación de partes

blandas, lesión ósea, shock, y edad (NIPBOSE).

En 1994, Mc Namara MG, Heckman JD, Coeley FG introdujeron el sistema de Puntuación

NIPBOSE el cual se deriva de las siguientes palabras- lesión nerviosa (N), isquemia (I),

lesión/contaminación de partes blandas (PB), lesión ósea (O), shock (S) y edad (E) (Tabla

II.8). [15]


45

Tabla II.8 Puntuación NIPBOSE.

Puntuación NIPBOSE.


Lesión nerviosa.

Sensibilidad presente

Pérdida sensibilidad dorsal del pié

Pérdida parcial de la sensibilidad plantar

Pérdida total de la sensibilidad plantar

0

1

2

3

Isquemia.

Ausente

Leve

Moderada

Severa

0

1*

2*

3*

Lesión/contaminación partes blandas.

Baja

Mediana

Alta

Severa

0

1

2

3

Lesión ósea.

Baja energía

Media energía

Alta energía

Muy alta energía

0

1

2

3

Presión sanguínea.

Normo tenso

Hipotensión transitoria

Hipotensión persistente

0

1

2

Edad.

50 años.

0

1

2


46

Este sistema es una modificación del PSEL, en el cual la lesión ósea y de las partes

blandas han sido separadas y además se añadió la puntuación de la lesión ósea. Es de

gran valor predictivo para determinar la amputación incluso más sensible y específico que

los anteriores pero tiene las mismas limitaciones que el PSEL además de ser más

complejo en su cálculo. [15]

II.6 Niveles de Amputación.

El éxito ulterior de la rehabilitación está directamente relacionado con el nivel de

amputación y por nivel funcional determinando preoperatoriamente las posibilidades de

protetización (recepción de prótesis). [16]

Valorar preoperatoriamente amplía las posibilidades

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