Protesis, Ortesis y Ayudas Tecnicas booksmedicos.org

ELSEVIER
MASSON
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ISBN: 978-84-458-1969-2
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La medicina es un área en constante evolución. Aunque deben seguirse unas precauciones de seguridad estándar,
a medida que aumenten nuestros conocimientos gracias a la investigación básica y clínica habrá que introducir
cambios en los tratamientos y en los fármacos. En consecuencia, se recomienda a los lectores que analicen los
últimos datos aportados por los fabricantes sobre cada fármaco para comprobar la dosis recomendada, la vía y
duración de la administración y las contraindicaciones. Es responsabilidad ineludible del médico determinar
las dosis y el tratamiento más indicado para cada paciente, en función de su experiencia y del conocimiento de
cada caso concreto. Ni los editores ni los directores asumen responsabilidad alguna por los daños que pudieran
generarse a personas o propiedades como consecuencia del contenido de esta obra.
El editor
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MASSON
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Colaboradores
Juan Andrade Ortega
Jefe del Servicio de Rehabilitación, Hospital Ciudad de Jaén (Jaén).
María del Mar Carrión Martín
Facultativa especialista de Área del Servicio de Rehabilitación, Hospital Ciudad de Jaén (Jaén).
Francisca Carrión Pérez
F.E.A. del Servicio de Rehabilitación, Hospital Clínico San Cecilio (Granada).
Oriol Cohí Riambau
Director gerente, Instituto Técnico Ortopédico (Barcelona).
Carmen Echevarría Ruiz de Vargas
Jefa del Servicio de Rehabilitación, Hospital Universitario Virgen del Rocío (Sevilla). Profesora asociada
de la Facultad de Medicina, Universidad de Sevilla (Sevilla).
Alberto Esquenazi
Director del Centro Regional de Amputados, jefe de la Clínica de Prótesis y Ortesis, director
del Laboratorio de Análisis de la Marcha y el Movimiento, Centro Médico Albert Einstein
(Filadelfia, EE. UU.).
Ángel Fernández González
Jefe de la Unidad de Prótesis y Ortesis, Servicio de Medicina Física y Rehabilitación, Hospital
Universitario Central de Asturias (Oviedo, Asturias). Profesor asociado, Universidad de Oviedo (Oviedo,
Asturias).
Vicente Gomar Sancho
Profesor de la Escuela de Técnica Ortopédica, Instituto Ausiàs March (Valencia).
Alba Gómez Garrido
M.I.R. de Rehabilitación y Medicina Física, Hospital Vall d’Hebron (Barcelona).
Miguel Ángel González Viejo
Jefe clínico de la Unidad de Lesionados Medulares del Servicio de Rehabilitación, Hospital Vall d’Hebron
(Barcelona).
Elsa López de Lacey
Médica adjunta del Servicio de Medicina Física y Rehabilitación, Hospital Clínico San Carlos (Madrid).
Profesora asociada del Departamento de Medicina Física y Rehabilitación de la Facultad de Medicina,
Universidad Complutense de Madrid (Madrid).
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Ángela López del Río
Colaboradores
Terapeuta ocupacional, Hospital Universitario Virgen de las Nieves (Granada). Profesora de la Escuela
de Ciencias de la Salud, Universidad de Granada (Granada).
Felipe Pascual Gómez
Jefe de la Sección de Ortoprótesis del Servicio de Medicina Física y Rehabilitación, Hospital Clínico
San Carlos (Madrid). Profesor asociado del Departamento de Medicina Física y Rehabilitación
de la Facultad de Medicina, Universidad Complutense de Madrid (Madrid).
Encarnación Pina Paniagua
Fisioterapeuta de la Unidad de Prótesis y Ortesis del Departamento de Rehabilitación, Hospital
Universitario Virgen de las Nieves (Granada).
Mabel Ramos Sánchez
Profesora titular del Departamento de Medicina Física y Rehabilitación, Universidad Complutense
de Madrid (Madrid).
Manuel Rodríguez Piñero
F.E.A. de la Unidad de Prótesis y Ortesis del Servicio de Rehabilitación, Hospital Universitario Virgen
del Rocío (Sevilla). Profesor asociado de la Facultad de Medicina, Universidad de Sevilla (Sevilla).
Jesús Salcedo Luengo
Médico ortopeda, Clínica Ortopédica Salcedo (Madrid).
Felip Salinas Castro
Médico ortopeda, Instituto Técnico Ortopédico (Barcelona).
Judith Sánchez Raya
Médica adjunta de Medicina Física y Rehabilitación, Hospital Vall d’Hebron (Barcelona).
Carlos Sotos Portalés
Profesor, Universidad de Valencia (Valencia).
Raquel Valero Alcaide
Profesora titular del Departamento de Medicina Física y Rehabilitación, Universidad Complutense
de Madrid (Madrid).
Ramón Viladot Perice
Jefe del Servicio de Cirugía Ortopédica y Traumatología, Clínica Tres Torres (Barcelona).
Ramón Zambudio Periago
Coordinador de la Unidad de Prótesis y Ortesis del Departamento de Rehabilitación, Hospital
Universitario Virgen de las Nieves (Granada).
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Presentación
Las prótesis, las ortesis y las ayudas técnicas forman parte de un campo que se denomina ortopedia técnica. La idea de escribir este libro surgió después de comprobar la escasez de bibliografía en español sobre esta materia.
La ortopedia técnica está sujeta a continuos avances, debido al desarrollo de nuevos materiales y la
demanda creciente de estos productos por una población cada vez más envejecida y dependiente.
Este libro no pretende tratar todos los temas con gran profusión de detalles, sino que intenta una
aproximación inicial a la ortopedia. Se ha pretendido que el contenido informativo sea actual,
útil y orientado hacia la práctica clínica en los aspectos referentes a la rehabilitación de los amputados de miembro superior e inferior, ortesis de miembros, tronco y cráneo, y ayudas técnicas
en sus distintos apartados.
Son varias las especialidades sanitarias que deben conocer este campo: el médico rehabilitador
y el cirujano ortopédico como prescriptores de estos productos, los técnicos ortopédicos como
fabricantes, y los fisioterapeutas y terapeutas ocupacionales como encargados de la adaptación
y la acomodación de estos productos al paciente.
Naturalmente, para poder escribir un libro de este tipo se necesita aunar los esfuerzos de muchos
profesionales. En este caso se ha conseguido reunir un numeroso grupo de prestigiosos especialistas del campo de la ortopedia, nacionales y extranjeros, con una amplia experiencia en estos
temas y a los que aprovecho para agradecer el esfuerzo realizado. Sin ellos habría sido imposible
la confección de este libro.
RAMÓN ZAMBUDIO PERIAGO
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Prólogo
No es nada fácil presentar a alguien con el prestigio del Dr. Ramón Zambudio, ganado con su
esfuerzo y dedicación, quien me honra al invitarme a prologar este libro, no por mis méritos, que
son pocos, sino por la entrañable amistad que nos une desde hace más de veinte años.
Nos conocimos cuando acababa de ser nominado como jefe de la Unidad de Prótesis y Ortesis
que el Dr. Salinas había creado en el Departamento de Rehabilitación de la Ciudad Sanitaria
Virgen de las Nieves de Granada. Por aquel entonces, creíamos que existía un gran desconocimiento de la técnica ortopédica entre los profesionales médicos y paramédicos. Estábamos
de acuerdo en que la universidad española impartiera docencia a los técnicos ortopédicos, pero
nos pareció una limitación que no se ampliara el conocimiento al conjunto de profesionales de
la rehabilitación. Ciertamente, esta laguna fue subsanada posteriormente por algunas Facultades de Medicina, al mismo tiempo que los Dres. Salinas y Zambudio organizaban el I Curso
Teórico-Práctico de Actualización en Prótesis y Ortesis, al que fui invitado y que resultó un
éxito rotundo de público y crítica. Tal es así que cada dos años se ha ido repitiendo, ampliado
y mejorado con la incorporación de temas tan amplios como las ayudas técnicas o con la presentación de las innovaciones y las investigaciones de las industrias manufactureras de componentes ortoprotésicos. El curso, con el devenir del tiempo, ha alcanzado una relevancia
internacional, y lo cierto es que en 2009 se celebra ya la octava edición. Yo estaré allí puntualmente, aunque pierda el avión o se interpongan tormentas en el camino, y conmigo estarán
también residentes de rehabilitación y traumatología de todas partes de España, junto con
fisioterapeutas, terapeutas ocupacionales y con todo aquel que tenga algo que ver con la rehabilitación de los discapacitados.
Como parece ser que a mi amigo Ramón le sobraba tiempo, hace ocho años preparó otro curso
sobre Evidencias Científicas en Rehabilitación y Medicina Física, que ha obtenido tanto éxito
como el anterior.
Esta capacidad de coordinar y dirigir cursos exitosos sólo es posible cuando su director es un
hombre con ilusión y fe en lo que hace, tiene dotes de organización fuera de lo común, honradez
y esplendidez para dar todo a cambio de recibir poco, y vive en este mundo convencido y convenciendo a los demás de estar haciendo una labor importante.
Y ahora, ¡un libro! Hace años, en una reunión informal, a alguien se le ocurrió comentar: «Con
lo tozudo que es Ramón, cualquier día nos hace un libro sobre ortopedia o nos reescribe El Quijote».
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Prólogo
A lo largo de los años, muchos ponentes de conocida solvencia han expuesto en los cursos su
experiencia sobre los más variados temas, incluidas las innovaciones que se han sucedido en la
ciencia ortopédica. Todo este bagaje científico acumulado ha sido un estímulo para que el
Dr. Zambudio lo exponga en esta publicación, que, bajo mi punto de vista, es el esfuerzo docente que tanto ha ansiado realizar desde hace veinte años.
Pocas áreas de la sanidad han logrado unos avances científicos tan importantes como los que se
han producido en el campo de las ortesis y de las prótesis, que en este volumen se presentan
además con la visión y los conocimientos de unos especialistas experimentados. Este libro viene
a llenar un espacio importante en la bibliografía ortopédica, junto con otras magníficas monografías publicadas hace años por el profesor Viladot y el COI, que tan buenos servicios han
prestado y prestan a todos aquellos que quieran saber sobre protésica y ortésica.
Sinceramente, a mi entender, el Dr. Zambudio con este libro ha reescrito el capítulo de «Don
Quijote y los molinos de viento».
JESÚS SALCEDO LUENGO
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Índice de capítulos
1
Introducción a la biomecánica
Felip Salinas Castro y Oriol Cohí Riambau
1
2
Materiales en ortopedia técnica
Vicente Gomar Sancho
9
3
Epidemiología de la amputación
María del Mar Carrión Martín y Francisca Carrión Pérez
15
4
Psicología del amputado
María del Mar Carrión Martín y Francisca Carrión Pérez
21
5
Búsqueda de información en Internet
Juan Alfonso Andrade Ortega
27
6
Prótesis en amputaciones parciales del pie
Felip Salinas Castro y Oriol Cohí Riambau
33
7
Pies protésicos
Felip Salinas Castro y Oriol Cohí Riambau
43
8
Prótesis en amputaciones tibiales
Felip Salinas Castro y Oriol Cohí Riambau
51
9
Prótesis en desarticulación de rodilla
Ramón Zambudio Periago
63
10
Prótesis en amputaciones femorales
Ángel Fernández González
69
11
Desarticulación de cadera y hemipelvectomía
Ángel Fernández González
89
12
Alineación de las prótesis de miembro inferior
Ángel Fernández González
97
13
Rehabilitación en el amputado de miembro inferior
Ramón Zambudio Periago
105
14
Valoración de la marcha en el amputado de miembro inferior
Alberto Esquenazi
111
15
Fisioterapia en el amputado de miembro inferior
Encarnación Pina Paniagua
123
16
Seguimiento del amputado protetizado de miembro inferior
Ramón Zambudio Periago
131
17
Introducción a las prótesis de miembro superior
Ángel Fernández González
137
18
Prótesis en amputaciones de mano y antebrazo
Ángel Fernández González
143
19
Prótesis en desarticulación de codo, brazo y hombro
Felip Salinas Castro
155
20
Terapia ocupacional en el amputado de miembro superior
Ángela López del Río
165
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Índice de capítulos
21
Malformaciones y ortoprótesis
Jesús Salcedo Luengo
175
22
Osteointegración en amputados
Ramón Zambudio Periago
191
23
Aparatos de marcha
Miguel Ángel González Viejo y Alba Gómez Garrido
197
24
Ortesis de cadera
Manuel Rodríguez-Piñero Durán y Carmen Echevarría Ruiz de Vargas
213
25
Ortesis de rodilla
Manuel Rodríguez-Piñero Durán y Carmen Echevarría Ruiz de Vargas
221
26
Ortesis plantares. Plantillas ortopédicas
Ramón Viladot Pericé, Felip Salinas Castro y Oriol Cohí Riambau
229
27
Calzado ortopédico
Felip Salinas Castro, Oriol Cohí Riambau y Ramón Viladot Pericé
237
28
Ortesis de hombro y codo
Carmen Echevarría Ruiz de Vargas y Manuel Rodríguez-Piñero Durán
245
29
Ortesis de mano
Carmen Echevarría Ruiz de Vargas y Manuel Rodríguez-Piñero Durán
251
30
Ortesis para las deformidades torácicas. Escoliosis y cifosis
Miguel Ángel González Viejo y Judith Sánchez Raya
259
31
Ortesis cervicales
Ramón Zambudio Periago
281
32
Ortesis dorsolumbares
Ramón Zambudio Periago
285
33
Ortesis para deformidades craneales
Jesús Salcedo Luengo
291
34
Ayudas para la marcha
Ramón Zambudio Periago
301
35
Sillas de ruedas
Carlos Sotos Portalés
309
36
Ayudas técnicas versus productos de apoyo
Felipe Pascual Gómez
319
37
Ayudas técnicas en las actividades de la vida diaria
Mabel Ramos Sánchez y Felipe Pascual Gómez
323
38
Grúas y sistemas de transferencias
Elsa López de Lacey y Felipe Pascual Gómez
329
39
Comunicación aumentativa y alternativa
Felipe Pascual Gómez
333
40
Domótica y control del entorno
Felipe Pascual Gómez
339
41
Prevención de úlceras por presión
Raquel Valero Alcaide y Felipe Pascual Gómez
345
Índice alfabético
349
xii
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1
Introducción
a la biomecánica
Felip Salinas Castro y Oriol Cohí Riambau
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
DEFINICIÓN
El estudio del cuerpo humano se realiza desde diferentes
disciplinas, pues la interacción entre el sistema óseo, nervioso y musculoesquelético precisa de un análisis multidisciplinar para entender todos los mecanismos que en él se
producen.
La aplicación de dispositivos ortoprotésicos debida a
algún tipo de disfunción del aparato locomotor y las acciones que se producen de forma recíproca añaden un elemento más de complejidad a los procesos biomecánicos que se
derivan de esta interacción.
La biomecánica se ha defi nido de formas diversas.
Una de las definiciones más simples y aceptadas la explica como la ciencia que estudia las relaciones entre el
cuerpo humano y las leyes de la física. Otra definición,
de la Sociedad Ibérica de Biomecánica, la considera
como el estudio de las fuerzas actuantes y/o generadas
por el cuerpo humano y de los efectos que estas fuerzas
ejercen en los tejidos o materiales implantados en el
organismo.
Una versión más actualizada, del Instituto de Biomecánica de Valencia, explica que la biomecánica es un conjunto de conocimientos interdisciplinares generados a partir
del uso, con el apoyo de otras ciencias biomédicas, de los
conocimientos de la mecánica y distintas tecnologías en el
estudio del comportamiento de los sistemas biológicos (en
particular del cuerpo humano) y en resolver los problemas
que le provocan las distintas condiciones a la que puede
verse sometido [1].
Existen una serie de conceptos clásicos –como las fuerzas, las palancas, los vectores o las leyes de Newton– que se
deben conocer para profundizar en la ciencia de la biomecánica, pero sobre los que no vamos a insistir en esta introducción. A partir de estos fundamentos básicos, la biomecánica aplicada a las ortesis y a las prótesis va mucho más
allá, pues se interrelaciona con otras disciplinas científicas,
como la biónica, la cibernética, la ergonomía o la robótica.
Los movimientos de las articulaciones se describen
usando tres planos de referencia:
• Sagital: divide el cuerpo en una parte derecha y otra
izquierda.
• Coronal o frontal: divide el cuerpo en una parte
anterior y otra posterior.
• Transversal: divide al cuerpo en una parte superior y
otra inferior.
Los movimientos de las articulaciones se relacionan con
estos tres planos. En el plano sagital se ejecutan la flexión
y la extensión; en el coronal, la abducción y la aducción o
el varo y el valgo, y en el transverso, la rotación interna y
externa.
1
LABORATORIOS DE ANÁLISIS
DE LA MARCHA HUMANA
Desde la aparición de los primeros laboratorios de biomecánica (v. figura 1-1), un elevado porcentaje de estudios
biomecánicos se apoyan en los análisis de la marcha humana. Estos laboratorios admiten diferentes grados de complejidad en cuanto a los equipamientos utilizados. Podemos
destacar:
proporcionan mediciones cuantitativas de las cargas que
soportan por unidad de superficie; es una evolución cuantitativa y cualitativa de la información que nos han proporcionado hasta ahora los podoscopios [4]. Estos sistemas realizan mediciones en tiempo real con ayuda de equipos
informáticos. Las plantillas instrumentadas consisten en
unas láminas con sensores que se colocan en el interior del
calzado y que nos proporcionan las cargas que soporta la
planta del pie en las condiciones en las que este se desenvuelve habitualmente, es decir, con calzado y en movimiento.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Análisis visual
Se puede realizar con o sin registro de vídeo. Cuando no es
posible una conclusión clínica visual, es preferible apoyarnos en el registro con cámara de vídeo. Es una herramienta
complementaria que ayuda a superar las limitaciones del
análisis visual de la marcha. El análisis se realiza mediante el visionado de la cinta, observando las anormalidades
de la marcha en las diferentes tomas e interpretando la historia clínica y el examen físico de la persona evaluada [2].
Plataformas de fuerzas o dinamométricas
La mayoría de estudios biomecánicos se han basado en técnicas clásicas para la determinación de fuerzas de reacción
(plataformas de fuerzas) y de momentos articulares producidos por estas fuerzas. Las plataformas dinamométricas
registran los tres componentes (vertical, anteroposterior y
transversal) de las fuerzas ejercidas sobre las plataformas a
lo largo del tiempo. Los visualizadores simultáneos de vectores de fuerzas e imágenes ayudan a valorar la interacción
de las ortesis y prótesis aplicadas al aparato locomotor [3].
Sistemas de análisis de movimientos
Se basan en el uso de técnicas de registro de imágenes, que,
una vez procesadas, pueden aplicarse al estudio biomecánico de los movimientos del cuerpo humano, al análisis
ergonómico de los puestos de trabajo o a la técnica deportiva. Los estudios cinemáticos calculan los ángulos de las
articulaciones del cuerpo en los tres planos, detectan la
posición, velocidades y aceleraciones de los puntos anatómicos de interés. Los estudios cinéticos muestran las fuerzas de reacción del suelo junto con la cinemática, de modo
que calculan los momentos y las potencias de las articulaciones del cuerpo humano [5].
La grabación simultánea de cámaras sincronizadas
entre sí permite el análisis posterior segmentando las escenas; los programas de ordenador gestionan toda la información para poder elaborar informes en diferentes configuraciones y modos (2D, 3D, vídeo, cine); esto permite un
diagnóstico más preciso de los trastornos del movimiento
y mejora el resultado en personas con diversas patologías
del sistema neuro-músculo-esquelético.
Presiones plantares
Para el registro y medición de presiones externas los instrumentos más utilizados son las plataformas y las plantillas
instrumentadas. Las plataformas de presiones (v. figura 1-2)
Electromiografía
Los equipos de electromiografía dinámica permiten la
adquisición, monitorización y tratamiento de las señales
Figura 1-1 Laboratorio de Biomecánica
de California (Berkeley) después de la
II Guerra Mundial con los Drs. Inman,
Eberhart y Henderson .
2
1
A
miográficas mediante enlace por telemetría, lo que permite
estudiar la actividad muscular durante la marcha, gasto
deportivo, uso de ortesis, etc. [6].
Consumo energético
La medición de este parámetro proporciona una información útil sobre la efectividad de la marcha en relación con
una marcha patológica. El consumo energético se realiza
con instrumentación y técnicas muy diversas, por lo que
en general resulta muy complicado comparar los resultados.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
ORTESIS Y PRÓTESIS
La historia y evolución de las ortesis y las prótesis ha ido
ligada a la de los grandes acontecimientos bélicos. Después de la I Guerra Mundial se realizó un gran esfuerzo y
progreso en el desarrollo de la tecnología protésica en
Europa. Pero es sobre todo después de la II Guerra Mundial cuando se produce el salto cualitativo más importante
hasta el momento, debido a un muy importante programa
de investigación y desarrollo financiado por el Gobierno de
los EE. UU. Aparecen los primeros laboratorios de biomecánica para el análisis de la marcha, y destacan los laboratorios de la Universidad de California (Berkeley) en
EE. UU. –y también en Europa, el Hospital Queen Mary
(Roehampton) o la Universidad de Strathclyde (Glasgow)–
en el diseño y en la construcción de los dispositivos ortoprotésicos [1,7].
El cuerpo humano en ocasiones precisa de la aplicación
de una ortesis o de una prótesis. El paciente que debe utilizar este dispositivo va a requerir un tratamiento ortopédico
cuyo éxito dependerá, en parte, de un correcto planteamiento desde el punto de vista biomecánico. El componente anatómico (cuerpo humano) y el mecánico (dispositivo
ortoprotésico) son igual de importantes y, debido a la interacción que se establece entre ellos, obligan a afrontar el
tratamiento conservador de forma unitaria.
Es básico definir los conceptos más habituales que se
utilizan en los dispositivos ortoprotésicos. La palabra ortesis deriva del griego ortho, que significa recto o enderezar.
Tras la II Guerra Mundial, este término se utilizó entre
B
1950-1960 por los ortesistas y protesistas norteamericanos
en la American Orthotics and Prosthetic Association.
Encontramos términos de connotaciones similares al de
ortesis, debido a una gran variedad y dispersión de fuentes
bibliográficas en ortoprotésica, pero que han quedado
como una riqueza de matices en la terminología de uso
habitual. Así, la palabra férula suele hacer referencia a una
ortesis de extremidad superior o inferior, univalva, y de uso
temporal, mientras que cuando hablamos de brace nos
referimos al concepto inglés que generalmente indica una
ortesis bivalva de extremidad superior o de tronco.
El término prótesis deriva del griego pros y significa
añadir, colocar o sustituir. Por tanto, definimos cómo prótesis externa a aquel dispositivo que reemplaza parcial o
totalmente un miembro ausente del cuerpo.
Muchas ortesis se han denominado por el nombre de su
diseñador, el lugar donde se desarrolló o la función que
desarrollan; por este y otros motivos la nomenclatura ortoprotésica es bastante confusa [1]. A partir de 1960 se estableció un consenso para utilizar una nomenclatura a nivel
internacional que se basa en la región anatómica en la que
actúan. Así podemos definir:
• ORTESIS DE MIEMBRO INFERIOR
FO, foot orthosis (ortesis del pie).
KO, knee orthosis (ortesis de rodilla).
◗ HO, hip orthosis (ortesis de cadera).
◗ AFO, ankle foot orthosis (ortesis de pie y tobillo).
◗ KAFO, knee ankle foot orthosis (ortesis de pie,
tobillo y rodilla).
◗ HKAFO, hip knee ankle foot orthosis (ortesis de
pie, tobillo, rodilla y cadera).
ORTESIS
DE MIEMBRO SUPERIOR
•
◗ HO, hand orthosis (ortesis de mano).
◗ WO, wrist orthosis (ortesis de muñeca).
◗ EO, elbow orthosis (ortesis de codo).
◗ SO, shoulder orthosis (ortesis de hombro).
◗ WHO, wrist hand orthosis (ortesis de mano y
muñeca).
◗ EWHO, elbow wrist hand orthosis (ortesis de
mano, muñeca y codo).
◗ SEWHO, shoulder elbow wrist hand orthosis
(ortesis de mano, muñeca, codo y hombro).
◗
◗
3
Introducción a la biomecánica
Figura 1-2 A. Plataforma estática de presiones plantares. B. Imagen tridimensional
de la plataforma.
• ORTESIS DE COLUMNA
◗
◗
◗
◗
◗
◗
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
◗
CO, cervical orthosis (ortesis cervical).
TO, thoracic orthosis (ortesis torácica).
LO, lumbar orthosis (ortesis lumbar).
SIO, sacroiliac orthosis (ortesis sacroilíaca).
LSO, lumbosacral orthosis (ortesis lumbosacra).
TLSO, thoracic lumbosacral orthosis (ortesis
toracolumbosacra).
CTLSO, cervical thoracic lumbosacral orthosis
(ortesis cervicotoracolumbosacra).
La prescripción de las ortesis no se puede basar simplemente en la patología del paciente. Es necesario que, además de la etiología de la enfermedad, se conozcan en profundidad las características del trastorno motor y sensitivo
que presenta el paciente. Por tanto, el tratamiento ortésico
es principalmente un tratamiento fisiopatológico o sintomático más que un tratamiento etiológico.
El diseño de las ortesis también es de gran importancia. Los materiales adquieren cada día una mayor importancia,
pues el peso, la rigidez, la elasticidad o la movilidad articular son características fundamentales para el diseño y construcción de las ortesis. En pacientes con debilidad de los
flexores de cadera es especialmente importante la reducción
del peso de la ortesis y del calzado, debido a que cualquier
carga adicional en los miembros inferiores va a conllevar
una dificultad mayor en levantar el pie del suelo y por tanto
en avanzar la extremidad inferior en la dinámica del paso.
Pero también se debe tener en cuenta que no siempre reducir mucho el peso mejora la funcionalidad de una ortesis,
pues esta debe tener un peso adecuado para poder proporcionar una seguridad y estabilidad suficiente al paciente. La
mejora en la estabilidad que proporciona una ortesis reduce
el coste energético a expensas de una reducción del esfuerzo
muscular, que es mayor durante la fase de apoyo de la marcha que durante la fase de oscilación. Hay estudios que nos
recuerdan que durante la fase de oscilación se requiere
un esfuerzo para avanzar el miembro inferior, que supone un
15% del peso corporal; sin embargo, durante la fase de apoyo es de la totalidad del peso corporal, por tanto no se debe
sacrificar la estabilidad de un dispositivo ortésico simplemente para que reduzca su peso [8].
Por medio de las ortesis se quiere mejorar una función
aplicando una serie de fuerzas que alteren el movimiento
para prevenir, corregir o compensar una deformidad y/o
debilidad. En una lesión de rodilla del ligamento cruzado
anterior o posterior se produce un desplazamiento anormal
de la tibia sobre el fémur. Las ortesis de rodilla que se utilizan para esta patología constan de un semiaro rígido
superior y otro inferior, unidos entre sí mediante dos articulaciones que controlan esta disfunción, permitiendo funcionalidad más adecuada de la articulación (v. figura 1-3).
Ortesis y biomecánica
En pacientes con patologías neuromusculares que presentan una extremidad inferior débil y dolorosa a la marcha, la
carga axial se puede redistribuir con la ayuda de muletas,
4
Figura 1-3 Ortesis de rodilla para la estabilización de los ligamentos cruzado anterior (LCA) y posterior (LCP), y los laterales interno
(LLI) y externo (LIE).
bastones u otras ayudas técnicas, pero también mediante
las ortesis. El uso de un KAFO permite transmitir el peso
corporal al suelo a través de la ortesis. Cuando el KAFO se
construye con apoyo isquiático, prácticamente es el 100%
del peso el que se transmite al suelo a través del dispositivo
ortopédico; esto mejora la posición de la extremidad
(v. figura 1-4), evita mayores deformaciones, optimiza la
funcionalidad de la marcha y alivia el dolor. Durante
muchos años, los KAFO (v. figura 1-5) se caracterizaron
por permitir la marcha con la rodilla bloqueada en extensión o con la rodilla completamente libre, lo que produce
un elevado gasto de energía y una marcha lenta. Actualmente se utilizan articulaciones de rodilla que permiten su
desbloqueo durante la fase de balanceo y que se vuelven a
bloquear al apoyar el talón [9].
Exoprótesis y biomecánica
La amputación es un proceso muy traumático y relativamente frecuente. Se calcula que en todo el mundo se practican entre 200-500 millones de amputaciones mayores
cada año. Es necesario que un equipo multidisciplinar
actúe de forma unitaria. La amputación es una cirugía que
extirpa, pero tiene un componente constructivo porque prepara un miembro residual apto para ser el origen de una
prótesis funcional. El éxito de la rehabilitación del amputado empieza en el quirófano. El cirujano vascular o el
cirujano ortopédico, al amputar un miembro deben obtener
1
Introducción a la biomecánica
Figura 1-4 Paciente con hiperextensión
de la rodilla y su control con un KAFO.
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Figura 1-5 Contención de un genu valgum mediante un KAFO.
el mejor muñón posible, esto es, que permita realizar la
carga del peso del cuerpo (en el caso de las amputaciones
de extremidad inferior) y que pueda ser un brazo de palanca útil (suficientemente largo) y funcional (especialmente
en las amputaciones de extremidad superior).
El aparato locomotor es un sistema completamente integrado, por lo que una amputación supone la pérdida física de
la porción amputada y su contribución a la totalidad del
organismo. La amputación del miembro inferior es una alteración primariamente periférica, pero no sólo supone la pérdida estructural del soporte estático, sino también la pérdida de la función dinámica del complejo articular y una
pérdida de información sensorial propioceptiva y exteroceptiva [10]. Así, tiene lugar una reorganización central para
adaptarse a esta pérdida sensorial y motora, como: incremento en el control visual de la postura, actividad compensatoria de control por parte del miembro contralateral sano,
aumento del tiempo de respuesta ante un estímulo, etc.
A continuación el médico rehabilitador, el psicólogo, el
fisioterapeuta, el terapeuta ocupacional y el personal de
enfermería inician una rehabilitación preprotésica física y
psicológica para preparar al paciente para un nuevo proceso como es la protetización. El técnico ortopédico, tras
tomar las medidas y/o moldes, construye una prótesis provisional a medida y realiza las necesarias pruebas de encaje y alineación estática y dinámica. Este es un proceso
difícil que precisa que todos los especialistas participantes
generen esfuerzos concretos en la misma dirección rehabi-
5
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Figura 1-6 Observación visual del ciclo de marcha de un amputado femoral con la aplicación de una prótesis externa.
litadora desde sus respectivos conocimientos teóricos y
prácticos. La restauración de la capacidad de marcha sólo
puede hacerse mediante una buena adaptación de la prótesis y una rehabilitación.
En los pacientes con una amputación tibial, la carga distal sobre las superficies óseas es a menudo dolorosa. La
principal dificultad de la protetización consiste en adaptar
de forma relativamente confortable un encaje para transmitir el peso corporal y transmitir las fuerzas dinámicas que
se producen durante la marcha para controlar la prótesis y
regularizar el patrón de marcha [11]. La adaptación del
encaje es el factor más importante que determina el éxito o
el fracaso de la prótesis [12]. Estudios recientes que comparan los encajes protésicos PTB (patellar tendon bearing)
y TSB (total surface bearing) han demostrado niveles
similares de funcionalidad a corto plazo, pero el encaje
tipo TSB ha supuesto un mayor coste de fabricación y
menos visitas por parte del paciente [13].
En 1970 Sonck y cols. estudiaron los 3 tipos de encajes
más frecuentes (directamente sobre la piel, con interfase de
pelite y con interfase de silicona) y observaron que se obtenían menores presiones en el muñón, porque se distribuían
más uniformemente, con los fabricados con una interfase
de gel de silicona [14].
La fabricación del encaje, independientemente del sistema de toma de moldes hasta el rectificado del positivo,
continúa siendo un sistema de trabajo artesanal. A pesar
6
Figura 1-7 Entrenamiento de una mano protésica mediante un
sistema mioeléctrico para que se accione «mentalmente».
de que se siguen unos protocolos técnicos en cuanto a la
toma y rectificado de los moldes, no existe una fórmula
matemática que nos garantice el éxito del resultado. Para
entender parte de la complejidad del sistema de fabricación, basta con decir que la tensión de las vendas de esca-
• En las observaciones (v. figura 1-6) del ciclo de la
marcha por parte del especialista y del técnico
protesista.
• En la información que ofrece el paciente en cuanto a
molestias, percepción del encaje, sensación de
estabilidad, etc.
• En la observación de la piel del muñón.
7
1
1. Viosca E, et al. Guía de uso y prescripción de productos
ortoprotésicos a medida. Valencia: Instituto de Biomecánica
de Valencia, 1999.
2. Saleh M, Murdoch G. In defence of gait analysis.
Observation and measurement in gait assessment. J. Bone
Joint Surg. Vol 67-B, Issue 2, 273-241, 1985.
3. Kreighbaum E, Barthels K. Biomechanics. A qualitative
approach for studying human movement. Boston: Allyn and
Bacon, 1996.
4. Sánchez J. Javier, et al. Biomecánica de la marcha humana
normal y patológica. Instituto de Biomecánica de Valencia.
Valencia, 2005.
5. Schneck C. Normal and abnormal gait. Ninth Annual
Review Course in Physical Medicine and Rehabilitation,
1997, March 7-16.
6. De Luca. The use of surface electromyography in
biomechanics. J Applied Biomechanics 1997; 13: 135-163.
7. Humphrey JD, Holzapfel GA. Biomechanics and Modeling
in Mechanobiology, vol. 1. Springer, 2002.
8. Lehneis, H.R., Bergofsky, E., Frisina,W. Energy expenditure
with advanced lower limb orthoses and with conventional
braces. Arch. Phys. Med. Rehabil. 57(1), 20-24. 1976.
9. Fatone, S. A Review of the Literature Pertaining to KAFOs
and HKAFOs for Ambulation. Journal Prosthetic and
Orthotics, 2006, vol. 18, 137-168.
10. Geurts A.C.H., Mulder, Th.W., Nienhuis, B., Rijken, R.A.J.
1992. Postural reorganization following lower limb
amputation. Possible motor and sensory determinants of
recovery. Scand J Rehab Med. 24, 83-90.
11. Radcliffe, C.W., Eberhat, H.D., Applications to lower limb
prosthetic, 129-148. Human Walking, Baltimore, 1981.
12. Mizrahi, J., Susak, Z., Seliktar, R., Najenson, T.
Biomechanical evaluation of an adjustable Patellar Tendon
Bearing prosthesis. Scand. J. Rehab. Med. 117-123, 1985.
13. Selles, RW, Janssens, PJ, Jongenengel CD, Bussman JB.
A randomised controlled trial comparing functional outcome
and cost efficiency of a total surface-bearing socket versus a
conventional patellar tendon-bearing socket in transtibial
amputees. Arch Phis Med Rehabil. 2005; 86:154-61.
14. Sonck, W.A., Cockrell, J.L., Koepke, G.H. Effect of liners
materials on interface pressures in below-knee prostheses.
Arch. Phys. Med. Rehabil., 666-669, 1970.
15. Pearson, J.R., Holmgren, G., March, L., Oberg, K. Pressures
in critical regions of the below-knee patellar tendon bearing
prosthesis. Bull. Prosthet. Res. 19, 52-76, 1973.
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En las prótesis mioeléctricas de la extremidad superior se
utiliza el potencial eléctrico que se obtiene de la contracción muscular del muñón para amplificarla a través de un
motor y dirigirla a un dispositivo articular (codo o muñeca) o terminal (mano). La fuente de energía externa es
una batería de ión-litio. La capacidad de conseguir los
movimientos de apertura y cierre o de pronosupinación
de la mano requiere muchas horas de entrenamiento y
dedicación (v. figura 1-7). Esto se consigue de tal manera
que, al final del proceso de adaptación, el paciente no
piensa conscientemente en los movimientos que quiere
realizar con la prótesis, sino que los realiza de forma
natural; cuando esto ocurre decimos que «el paciente
mueve la prótesis con el pensamiento», que de hecho es
uno de nuestros objetivos primordiales: que el paciente
haga uso de su dispositivo ortoprotésico sin ser consciente de ello.
BIBLIOGRAFÍA
Introducción a la biomecánica
yola a la hora de tomar el molde negativo influye ya en la
presión estática inicial del muñón, y que pequeñas variaciones de unos milímetros en el volumen del muñón de un
día a otro hacen que el ajuste del encaje no sea igual. Por
tanto, hay una línea de investigación biomecánica encaminada a buscar un procedimiento estándar y objetivo,
que hasta ahora no se ha conseguido, para controlar y
optimizar la transmisión de fuerzas entre el encaje y el
muñón [15].
La alineación y el equilibrio de fuerzas entre muñónencaje-prótesis es un elemento fundamental para proporcionar un soporte cómodo al paciente y una estabilización
adecuada durante el ciclo de la marcha. Actualmente es un
proceso que en la práctica no está controlado de forma
objetiva. Se basa principalmente:
2
Materiales
en ortopedia técnica
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Vicente Gomar Sancho
INTRODUCCIÓN
METALES
Si en algún aspecto se caracteriza la técnica ortoprotésica
es en la gran diversidad de materiales empleados en la confección y fabricación de ortesis, prótesis y ayudas de apoyo, utilizando materiales tradicionales (madera, cuero,
metales, etc.) e incorporando constantemente nuevos materiales (termoplásticos, elastómeros, materiales compuestos), aportando técnicas y procedimientos de producción y
fabricación tanto a medida como seriada y dando como
resultado nuevos comportamientos físicos en los productos
finales.
Los termoplásticos marcaron la gran revolución de la
industria ortoprotésica a mediados del siglo XX. Entre 1930
y 1950 surgieron plásticos tan revolucionarios como las
poliamidas, nailon y perlón, el polietileno de alta y baja
densidad y el teflón, que pronto se incorporaron a la técnica de la fabricación de productos ortopédicos, creando un
nuevo concepto de industria que no ha dejado de evolucionar y desarrollarse en nuestros días, con una constante
incorporación de nuevos materiales que ha dado lugar a
nuevas técnicas y procesos de fabricación.
Elastómeros, siliconas, resinas, etc., han permitido la
aparición de nuevos productos ortopédicos antes impensables que aportan propiedades y características físicas
nuevas.
Los metales fueron y seguirán siendo un gran aliado en la
confección y fabricación de dispositivos ortoprotésicos y
ayudas de apoyo. Nuevas aleaciones de distintos metales
y la incorporación del titanio nos permiten resolver la
necesidad de obtener alta resistencia y bajo peso en el diseño de componentes y productos finales.
Aluminio
Utilizado a escala industrial desde finales del siglo XIX,
cuando Hall Heroult inventó el proceso de extracción a
partir del mineral, permitiendo que el aluminio se extendiera en su uso en aplicaciones industriales, destacan entre
sus propiedades su baja densidad (2700 kg/m3) y su alta
resistencia a la corrosión. Mediante aleaciones adecuadas
podemos aumentar sensiblemente su resistencia mecánica
hasta los 60 Mpa. De fácil mecanización, ligero y relativamente barato, es el metal que más se utiliza después del
acero.
Son estas propiedades las que lo hacen idóneo para la
fabricación de ortesis tales como bitutores de marcha, férulas en general, componentes de ortesis de tronco, así como
en la fabricación de pequeñas piezas, adaptas y componentes para la fabricación de prótesis tales como rodillas,
tubos, alineadores, etc.
9
Entre algunas de las aleaciones más utilizadas en la
industria ortoprotésica podemos encontrar el aluminio
duro, el dural (duraluminio) y el aluminio forjado. Uno de
los grandes problemas de su utilización es su dificultad
para soldarse, teniendo que utilizar procedimientos como
el arco eléctrico.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Hierro
Es un metal tenaz de color gris plateado que se encuentra
formando parte de numerosos minerales, entre ellos
muchos óxidos, y que raramente se encuentra libre. Es
el metal más usado y se emplea fundamentalmente en la
producción de acero. Las aleaciones férreas presentan una
gran variedad de propiedades mecánicas dependiendo de
su composición o del tratamiento que se haya llevado a
cabo.
Aceros
Son aleaciones de hierro y carbono aptas para ser deformadas en frío y en caliente; generalmente el carbono no excede el 1,76%.
Dependiendo del porcentaje de carbono, los aceros se
clasifican en aceros hipoentectoides y aceros hipertectoides. En la industria, cada fabricante designa los aceros que
produce con una denominación arbitraria, lo cual origina
una verdadera complicación a la hora de establecer equivalencias entre distintos fabricantes, aunque existen unas
normas UNE y las normas American Iron and Stell Institute (AISI) en EE. UU. Entre los diferentes tipos de aceros
podríamos distinguir los ferríticos, los martensíticos y los
austeníticos.
Con el fin de mejorar sus propiedades mecánicas, los
aceros son sometidos a distintos tratamientos (mecánicos,
en frío, etc.). En los aceros inoxidables la acción de los
elementos aleados es sustancial además de estructural, y
depende del porcentaje de los elementos aleados, siendo el
cromo en un 12% el que impide su corrosión al aire húmedo y para temperaturas más altas puede ser necesario hasta
un 30%. El níquel y otras aleaciones pueden mejorar la
resistencia a la oxidación de los aceros.
Dadas las propiedades de los aceros, su dureza y su
resistencia a la corrosión y al desgaste por fricción, especialmente en el caso de los aceros austeníticos (AISI-314),
son estos los idóneos en la fabricación de ortesis y prótesis,
componentes como articulaciones mecánicas, pletinas,
estribos, ballenas aceradas, sistemas de control y sujeción,
mobiliario clínico, ayudas de apoyo, etc.
Titanio
Es un elemento metálico blanco que se utiliza principalmente para preparar aleaciones ligeras y fuertes. Descubierto en 1791 (en el mineral minacanita y después en el
rutilo), se le llamó titanio como alusión a la fuerza de los
mitológicos titanes griegos, y se consiguió aislar en 1910.
Otras aleaciones comunes del titanio son el ferrocarbono
titanio por la reducción de la ilminita; cuprotitanio, que
se produce por la reducción del rutilo, al que se le añade
10
cobre, y el manganotitanio, que se obtiene reduciendo el
rutilo, al que se le añade manganeso u óxido de manganeso. Debido a su resistencia y su peso ligero, se utiliza
en aleaciones metálicas y como sustituto del aluminio;
aleado con aluminio y vanadio se utiliza en aviación y
tecnología espacial, y gracias a su gran resistencia, su
dureza y su poco peso se ha convertido en un material
idóneo en la elaboración de componentes para la fabricación de ortesis de miembro inferior y prótesis de miembro inferior y miembro superior, tales como articulaciones mecánicas, terminales de MS, adaptas y otros
elementos, pero su coste es elevado en comparación con
el aluminio y el acero.
Cobre
Metal de color rojizo de gran conductividad eléctrica, se
utiliza para formar aleaciones; mejora las prestaciones
mecánicas por ser blando, de fácil mecanizado y muy
maleable y presenta estado de oxidación bajo. En la técnica
ortoprotésica se utiliza principalmente en remaches de
unión.
PLÁSTICOS
Fue a mediados del siglo XIX cuando se realizaron con éxito los primeros ensayos para modificar la celulosa y el caucho naturales, obteniendo propiedades completamente
nuevas tales como las de la goma, la fibra vulcanizada y el
celuloide. Entre 1940-1950 aproximadamente aparecen
plásticos tan importantes como las poliamidas, nailon y
perlón, los polietilenos y el teflón. En los años sesenta se
logra fabricar un gran número de plásticos adicionales a
partir de nuevos procesos de obtención, apareciendo las
llamadas resinas reactivas (poliésteres insaturados, resinas
de epoxi y sobre todo poliuretanos). Son muchos los esfuerzos a la hora de crear una clasificación industrial de los
polímeros industriales atendiendo a sus distintas propiedades, pero hasta el momento no se ha logrado más que la de
termoplásticos, duroplásticos y elastómeros, aunque se
sabe que algunos se solapan.
Termoplásticos: se refiere a aquellos que se ablandan y
plastifican por el efecto de la presión y la temperatura. Termoestables: son materiales duros y rígidos incluso a temperaturas elevadas, y no se funden por efecto del calor.
Elastómeros: se caracterizan porque presentan alta deformación elástica cuando se aplica una fuerza sobre ellos y
pueden recuperar total o parcialmente su forma cuando
desaparece la fuerza aplicada.
Fue la aparición de estos plásticos y termoplásticos lo
que revolucionó la técnica ortopédica alrededor de los años
cincuenta, cuando se incorporaron al diseño y fabricación
de distintos dispositivos ortopédicos (férulas, ortesis, corsés, etc.) y permitieron la aplicación de nuevos procesos de
fabricación, tales como la inyección, el termoconformado,
el moldeado por vacío, etc., aumentando la constante aparición de nuevos plásticos y técnicas de tratamiento de los
Este termoplástico se obtiene por polimerización de adición de etileno, pudiendo obtenerse de alta o baja densidad.
Su temperatura de fusión y su resistencia a la tracción
aumentan según su densidad, a la vez que disminuye la
resistencia al impacto y el estrés, así como su translucidez.
Entre sus propiedades destacan su bajo coste, poco peso,
fácil limpieza, transparencia a los rayos X y fácil manipulación.
Polipropileno
Se obtiene por polimerización. Es el más ligero de los plásticos utilizados en ortopedia y se caracteriza por su elevada
resistencia a la tracción, su rigidez y dureza. Es transparente a los rayos X, lavable, de bajo coste y de fácil manipulación. Se utiliza principalmente en la fabricación de corsés
(Boston, etc.), encajes para prótesis de miembro inferior,
aparatos de marcha y antiequinos y férulas.
Plexiglás
Plástico rígido, transparente e incoloro, cuya técnica de
moldeo precisa en algunos casos de la ayuda de vendajes
elásticos. Es transparente a los rayos X pero tiene el inconveniente de ser muy frágil.
Duroplex
Plástico rígido, transparente e incoloro. En la actualidad es
el sustituto del plexidur y se emplea en la fabricación de
plantillas, corsés y férulas. Es transparente a los rayos X y
de fácil limpieza.
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Termochek
Plástico rígido, transparente e incoloro, cuyo proceso de
moldeo se realiza mediante sistema de burbuja al vacío. Se
utiliza en la fabricación de encajes provisionales de chequeo femorales y tibiales, ya que gracias a su transparencia
permite observar la adaptación sobre el paciente; además
es de fácil retoque, aunque tiene poca resistencia.
De características similares al plastazote, son una espuma de polietileno reticulado que se presenta en tres tipos
de densidades: blando, semiduro y duro. Se utilizan principalmente en la fabricación de encajes blandos tibiales,
forros, etc.
EVA (etil vinilo acetato)
Es un copolímero termoplástico de células cerradas y bajo
peso, capaz de absorber presiones. Material muy ligero,
lavable, atóxico y fácilmente adhesible, permite el moldeo
por calor y se utiliza principalmente en ortopodología.
Otros plásticos, como el ortholen, subortholen, easymol o
el veralite, de características similares a los anteriormente
descritos, son utilizados en la fabricación de dispositivos
ortoprotésicos, y es constante la aparición de nuevos plásticos aplicados en la industria de la ortopedia. Las empresas suministradoras suelen ofrecernos tablas en las que nos
aportan la información necesaria para el correcto tratamiento y aplicación de sus productos, tal y como podemos
observar en la figura 2-1.
ELASTÓMEROS
Un elastómero se defi ne por lo general como cualquier
material capaz de poder estirarse muchas veces desde su
longitud original sin romperse y volver a su estado original.
A modo más específico, un elastómero es un compuesto
químico formado por miles de moléculas, denominadas
monómeros, que se unen formando enormes cadenas.
La mayoría de estos polímeros son hidrocarbonos y se
obtienen de forma natural a partir del polisopreno que proviene del látex de la goma de los árboles. Otra manera de
obtener el elastómero es a partir de la síntesis del petróleo
y gas natural. (V. tabla 2-1, Elastómeros derivados del cloropreno.)
Los elastómeros son utilizados en la técnica ortoprotésica, principalmente en aquellos productos cuya finalidad
sea ejercer compresiones (fajas, rodilleras, tobilleras, etc.),
sujeciones (cinchas, correas, etc.) y absorción de impactos
(plantillas, sistema de almohadillado).
Termovac
Plástico semiblando y semitransparente. Gracias a su flexibilidad es idóneo, junto al bioelastic, en la fabricación de
encajes flexibles para prótesis de miembro inferior, dando
una sensación agradable al contacto con el muñón, ya que
permite el cambio de volumen del mismo durante la contracción muscular.
Plastazote
Se trata de una espuma de polietileno de baja densidad.
Entre sus características destacan su fácil mecanización, su
facilidad de lavado, su alta flexibilidad y su resistencia a la
fatiga, y se emplea en la confección de plantillas y calzados
y en el acolchado de dispositivos ortoprotésicos.
Neopreno
A partir de la química del acetileno se obtiene el divinil
acetileno, un compuesto que se convierte en un compuesto elástico similar a la goma al pasar sobre dicloruro de
azufre (SCl 2). El neopreno, conocido originalmente
como dupreno, fue la primera goma sintética producida a
escala industrial y se utiliza en gran diversidad de aplicaciones industriales. En ortopedia se introdujo en la confección de prendas ortopédicas de miembro superior e
inferior, así como en la confección de fajas y otros elementos, aportando compresión y aporte térmico. Puede
presentarse en distintos grosores, por lo que se ha desarrollado una variedad del neopreno, la «Super-Flex», que
11
2
Polietileno
Pelite y tremolen
Materiales en ortopedia técnica
mismos. Se cuentan entre los principales plásticos utilizados en la técnica ortopédica para la fabricación de férulas,
corsés, plantillas, encajes de prótesis, etc.
combina spandex dentro del neopreno para permitir una
mejor flexibilidad.
Siliconas
Plásticos termoconformables rígidos
Espumas termoconformables
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Las siliconas son polímeros inorgánicos que no contienen
átomos de carbono en su cadena principal, y que están formados principalmente por silicio (cadena alterada de áto-
Figura 2-1 Clasificación y propiedades de los plásticos.
12
mos de silicio y oxígeno, ambos inodoros). La utilización
de los elastómeros de silicona comenzó en 1824, y en 1857
se asentaron los cimientos de las actuales siliconas, cuando se obtuvo un material denominado tricloro siloxano.
La silicona es inerte y estable a altas temperaturas, y es
útil en gran variedad de aplicaciones industriales, como
lubricantes, adhesivos e impermeabilizantes. Dependiendo
Tabla 2-1 Termoplásticos
Caucho natural
Caucho estireno-butadieno (SBR)
Polibutadieno
Caucho nitrilo (NBR)
Caucho butilo (BR)
Neopreno
Caucho etileno-propileno (EPM)
Caucho etileno-propileno-dieno (EPDM)
Estireno-butadieno-estireno (SBS)
2
Elastómeros
del proceso químico, puede tomar distintas formas físicas,
que incluyen aceite, gel y sólido. De gran aplicación en la
industria en general, adquiere gran importancia en la técnica ortoprotésica, donde puede usarse para fabricar productos como encajes para prótesis, soportes plantares, almohadilla de compresión, etc. Entre sus propiedades
destacan una excelente elasticidad dimensional, contracción nula, gran dureza, memoria (capacidad de deformarse
y recuperar su estado original) y una gran capacidad para
absorber impactos.
productos como el Plywood, tableros de fibra orientada y
otros.
Fibra textil
Denominamos fibra textil a los materiales compuestos de
filamentos y susceptibles de ser usados para formar hilos
o telas, bien sea mediante tejido o mediante otros procesos químicos o físicos. Pueden clasificarse según su origen:
• Origen natural: animal/proteicas (lana, pelos, seda).
MATERIALES COMPUESTOS
La gran mayoría de los materiales compuestos son creados
artificialmente, pero algunos, como la madera y el hueso,
se encuentran en la naturaleza. Aunque existen gran variedad de materiales compuestos, en todos se pueden distinguir las siguientes partes:
vegetal/celulósicas (fruto, tallo, hoja). Minerales
(fibras cancerígenas) (amianto, asbesto).
• Origen artificial: proteicas: caseína, lanital.
celulósicas: rayón viscosa y tencel, rayón acetato,
rayón cuproamonio… Minerales: fibra de vidrio, hilo
metálico.
• Origen sintético: monocomponentes: poliamida,
poliacrílico, etc. Bicomponentes: acrílicas, olefínicas,
etc. Microfibras: poliamídicas, poliéster, acrílicas.
• Agente reforzante: es una fase discreta y su geometría
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es fundamental a la hora de definir las propiedades
mecánicas del material.
• Fase matriz: tiene carácter continuo y es la responsable
de las propiedades físicas y químicas. Transmite los
esfuerzos al agente reforzante, protegiéndolo y dando
cohesión al material.
Pueden dividirse en tres grupos: materiales compuestos
reforzados con partículas, materiales compuestos reforzados con fibras y materiales compuestos estructurales.
Algunos ejemplos de materiales compuestos serían los
plásticos reforzados con fibra, compuesto de matriz metálica, compuesto de matriz cerámica, compuesto de matriz
orgánica y maderas mejoradas.
Madera
Desempeñó un papel importante en la fabricación de algunos productos ortoprotésicos, especialmente en prótesis.
En los casos de pacientes que presentan alergias a las resinas o termoplásticos, la madera es una buena solución para
encajes en prótesis.
Otras aplicaciones son la fabricación de ayudas de apoyo, mobiliario clínico o material de rehabilitación. Actualmente las maderas se encuentran mejoradas, dando lugar a
Pueden clasificarse también según su composición química. Inorgánicas: asbesto, fibra de vidrio, hilos metálicos, y
orgánicas: celulósicas (algodón…), proteicas (lana…),
parafínicas (nailon…). Dada la gran cantidad de orígenes
de las fibras textiles, nos darán una gran variedad de tejidos
utilizados en la industria ortopédica para la fabricación de
dispositivos tales como fajas, rodilleras, tobilleras, muñequeras, etc., así como para la fabricación de elementos y
componentes.
Fibra de carbono
La fibra de carbono es un material compuesto, no metálico,
de tipo polimérico. Compuesto por una matriz-parte del
material llamada fase dispersante que da forma a la pieza,
también llamada resina que contiene un refuerzo o fase
dispersa a base de fibras, en este caso de carbono, cuya
materia prima es el polietilnitrilio, de propiedades mecánicas elevadas y muy ligero. Cada filamento de carbono es la
unión de muchos miles de filamentos de carbono. Como
la fibra de carbono es un material amorfo, las hojas de átomo de carbono se encuentran azarosamente foliadas, apretadas o juntas, integrándose las hojas entre capas, lo que
incrementa grandemente su resistencia. Al calentarse un
filamento de carbono, este se hace más grueso y corto.
13
Materiales en ortopedia técnica
Por cortesía de Especialidades Médico-Ortopédicas (EMO).
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Normalmente son de color negro, aunque recientemente se
presentan en el mercado fibras coloreadas.
utilizado en el proceso de laminación para la fabricación
de encajes para prótesis.
Fibra de vidrio
Resinas
Entre sus propiedades podremos resaltar el ser un buen aislante térmico inerte entre ácidos. La fibra de vidrio puede
moldearse con mínimos recursos, y es suficiente la habilidad artesana; se utiliza en la laminación de encajes para
prótesis u otros dispositivos ortopédicos. Su elevada resistencia mecánica, su baja densidad y su gran resistencia a
agentes externos y a las variaciones de temperatura conservando su forma, hacen de ella un material óptimo.
Se considera resina cualquier sustancia de secreción de las
plantas. Se pueden clasificar en resinas naturales (resina
verdadera, gomorresinas, etc.) y resinas sintéticas (poliéster, poliuretano, epoxi, acrílicos…).
Cuero y pieles
En la actualidad han sido sustituidos por materiales como
el ratier, velcro o el microgancho, pero su utilización aún
está vigente.
Kevlar
El Kevlar o poliparafenileno tereftalamida es una poliamida sintetizada que empezó a comercializarse en 1972.
Esencialmente hay dos tipos de fibra de Kevlar: el Kevlar 29
y el Kevlar 49. Ambas fibras se aplican en la técnica ortoprotésica para la fabricación de encajes para prótesis o
como método de refuerzo en laminaciones u otros procesos. Destacan su alta dureza, su alta fuerza extensible, su
rigidez estructural, su excelente estabilidad dimensional y
su alta resistencia al corte.
Dacron
Es una fibra de poliéster sintética utilizada en la fabricación
de tejidos de diferentes características, ya sea solo o mezclado con otras fibras, que gracias a su alta resistencia se ha
14
BIBLIOGRAFÍA
1. M.A. Ramos y M.R. de María, Ingeniería de los materiales
plásticos.
2. Revista de plásticos modernos (volúmenes 79, 73 y 484).
3. Ciencia e ingeniería de materiales (Callister).
4. Roberto Jiménez Leal, Materiales técnicos en la ortopedia.
5. Cohí, O. Ximeno. Actualizaciones en técnica ortopédica.
Ed. Masson.
Para consultar en Internet
www.ortoplast.com
www.ortoinfo.com
www.wikipedia.org
3
Epidemiología
de la amputación
María del Mar Carrión Martín y Francisca Carrión Pérez
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INTRODUCCIÓN
La amputación es un proceso potencialmente discapacitante, considerado a nivel mundial como un significativo problema de salud pública. El conocimiento de su epidemiología es especialmente importante para el desarrollo de
programas y políticas encaminadas a la prevención de la
amputación y a promover la salud entre los afectados. En
EE. UU., uno de los objetivos del programa Healthy People
2010 del Department of Health and Human Service consiste en la reducción de la incidencia de las amputaciones
relacionadas con la diabetes a la mitad, es decir, pasar desde 41 a 18 por 10.000 diabéticos, en el período comprendido entre 1997 y 2010. Igualmente, en la declaración de
St. Vincent, la Organización Mundial de la Salud (OMS) y
la Federación Internacional de Diabetes establecieron
como objetivo reducir las amputaciones relacionadas con
la diabetes al 50% en 5 años [1].
La etiología es múltiple, incluyéndose entre sus causas
la diabetes, la enfermedad vascular periférica, traumatismos, procesos neoplásicos malignos y malformaciones
congénitas. La amputación de una extremidad en cualquier
grupo de edad produce una discapacidad mayor que afecta
de una forma esencial a todos los aspectos de las actividades de la vida diaria. Mejorar la función debe ser el objetivo final de la rehabilitación de estos pacientes, lo que
implica desde conseguir una marcha funcional bípeda
domiciliaria en los ancianos, hasta proporcionar una prótesis que permita correr una maratón en un atleta [2].
La incidencia global de la amputación, siguiendo los
datos de una reciente revisión sistemática [1], es muy
variable entre los distintos países. Aparte de este factor
geográfico, los datos publicados varían mucho de unos
estudios a otros. En los resultados influyen entre otros factores el que se consideren sólo las amputaciones primarias
o el total de primarias y reamputaciones y el nivel de
amputación. Se estima que en los EE. UU. 185.000 personas sufren una amputación cada año, incluyendo miembro
superior e inferior. Según los datos de la Encuesta Nacional de Salud de EE. UU. de 1996 alrededor de 1,2 millones
de personas tendrían una amputación de alguna extremidad. Kathryn y cols. han publicado un estudio [3] donde
estiman que en el año 2005 1,6 millones de estadounidenses habían perdido una extremidad y pronostican que esa
cifra será de 3,6 millones en el año 2050. Los aspectos
preventivos son tan importantes que los autores han concluido que si la tasa de amputación secundaria a enfermedad vascular pudiera reducirse un 10%, esa cifra se reduciría en 225.000 personas.
En nuestro país, en la página web de la Asociación de
Amputados de España por la Integración Social, se publican datos basados en el Conjunto Mínimo Básico de Datos
al Alta Hospitalaria (CMBDA) del Ministerio de Sanidad y
15
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Consumo que arrojan una cifra de 5804 amputaciones en
todo el territorio nacional en el año 2004, incluyendo tanto
el miembro superior como el inferior (los porcentajes según
etiología se indican en la figura 3-1). Por otra parte, según
el Global Lower Extremity Amputation Study Group [4] y
tomando como población de estudio Madrid, la incidencia
estimada de amputaciones mayores de la extremidad inferior en el período 1995-1997 fue de 0,3/10.000 para los
varones y de 0,1/10.000 para las mujeres. Hay que destacar
que según este estudio, realizado en diez centros de Japón,
Taiwán, España (Madrid), Italia, Inglaterra y EE. UU., la
incidencia mas baja fue la de nuestro país, con una cifra de
2-8 amputaciones por 100.000 habitantes por año.
Aunque la incidencia de la amputación varía de forma
importante de unos países a otros, la distribución por edad
y sexo es muy similar en todos. Así, con respecto a la edad,
la mayor incidencia se produce entre los grupos de 40-59 y
de 60-79 años. Aproximadamente dos terceras partes de las
amputaciones se producen en pacientes de mas de 60 años.
Igualmente en todos los países la tasa fue mayor en varones
que en mujeres [4].
La proporción de amputaciones del miembro inferior
respecto al miembro superior depende de los estudios, y
varía entre 6/1 en el estudio de Glattly [5] y de 11/1 en el
estudio de Kay y Newman [6]. Estas diferencias se explican por el hecho de que el primer estudio es de 1964 y el
segundo se realizó unos 10 años después, y en esos años se
ha producido un importante incremento de amputaciones
vasculares de miembro inferior en pacientes ancianos [2].
Otro aspecto que llama la atención en los distintos estudios
es que la proporción de amputaciones tibiales/femorales se
está incrementando. Antes de 1945 la mayoría de las amputaciones vasculares en pacientes mayores de 60 años eran
femorales. Sin embargo, el avance de las técnicas quirúrgicas y del tratamiento médico han cambiado esta tendencia
y actualmente se tiende a conservar la articulación de la
rodilla, lo que conduce a una marcha más funcional y con
menor consumo energético, lo que es fundamental en la
protetización del paciente anciano [2].
Respecto a las amputaciones múltiples, en el estudio de
Kay y Newman representan el 3,3%. Esquenazi y cols.
indican un incremento en el número de pacientes con
amputaciones dobles de miembros inferiores [2]. En la
serie de Kerstein [7], de 194 amputados del Veterans Administration Hospital los amputados bilaterales representaban el 23% del total del grupo, siendo la causa más frecuente de reamputaciones la arterioesclerosis.
AMPUTACIONES DEL MIEMBRO INFERIOR
Y DIABETES
La diabetes es una enfermedad crónica provocada por un
déficit hereditario o adquirido de la producción de insulina
a cargo del páncreas, o por la ineficacia de la insulina que
este órgano produce. La consecuencia es un aumento de la
concentración de glucosa en la sangre que a su vez ocasiona daños en muchos de los sistemas del organismo, entre
los que se encuentran el sistema vascular y nervioso. La
prevalencia de enfermedad vascular periférica es más elevada en la población diabética en un porcentaje que oscila
entre un 5,1% y un 38%, y representa una de las principales
causas de amputación tanto en diabéticos como en no diabéticos. La gangrena y la osteomielitis son las otras dos
importantes indicaciones para realizar una amputación en
diabéticos [8].
La diabetes representa la principal causa de amputación de miembro inferior. Se estima que en el mundo se
realizan un número de amputaciones de miembro inferior
superior a 162 millones, de las cuales más del 50% son en
diabéticos [9]. Al igual que en la incidencia global de
amputaciones, las cifras varían considerablemente entre
unos países y otros; así, en Europa, la incidencia oscila
entre 7/10.000 diabéticos entre 1989 y 1991 del Reino
Unido y 66/10.000 diabéticos en Alemania en 1990.
Cuando se valoraron solamente las amputaciones mayores, considerándose como tales las realizadas por encima
de la articulación tarsometatarsiana, la incidencia fue de
10,1/10.000 diabéticos en el Reino Unido entre 1980 y
1982 y de 25,2/10.000 diabéticos en Alemania en 1990.
En España, la incidencia publicada por Calle Pascual,
referida a la población hospitalizada en Madrid y a la
Infecciosas, 4%
Neoplásicas, 3%
Traumáticas, 6%
Otras, 18%
Vasculopatías
no diabéticas, 47%
Diabetes, 22%
16
Figura 3-1 Distribución en porcentajes,
según la etiología, de las amputaciones
mayores. Datos referidos al diagnóstico
principal y secundario de los pacientes
dados de alta en los hospitales públicos
de España entre 2000-2004.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
AMPUTACION Y VIH
ENFERMEDAD PERIFÉRICA VASCULAR
Y AMPUTACIÓN
La enfermedad vascular periférica es un síndrome arterioesclerótico cuya prevalencia aumenta con la edad, espe-
Hay una relación bien documentada entre enfermedad vascular periférica e infección por VIH. Además, la enfermedad vascular asociada a VIH posee unas características
específicas que difieren de la enfermedad arterioesclerótica
en varios aspectos. Así, los pacientes VIH positivos son
Tabla 3-1 Incidencia estimada de amputaciones de miembro inferior entre personas diagnosticadas de diabetes
mellitus en España en el período 1994-1996, por grupos de edad según Calleja Pascual
Incidencia (por 10.000 diabéticos)
Edad
Período estudio
Total
Varones
Mujeres
⬍44 años
1994 -1996
4,6
7,3
2,3
44-74
1994-1996
4,4
8,8
1,1
ⱖ75
1994-1996
7,8
10,5
6,6
17
3
cialmente a partir de los 60 años, y con la exposición a
determinados factores de riesgo que producen isquemia
progresiva de los miembros que requieren tratamiento quirúrgico mediante bypass o amputación. La cirugía de
bypass no está exenta de complicaciones, de tal forma que
el riesgo de amputación a los 5 años es del 20% [12]. Los
factores asociados con mal pronóstico en estos pacientes
son, entre otros, la raza afroamericana, la edad avanzada,
la severidad de la enfermedad (medida por el índice tobillo-brazo) y la presencia de insuficiencia renal. Así, algunos estudios han demostrado que, en comparación con los
blancos, los afroamericanos diagnosticados de enfermedad
vascular periférica tienen mayor riesgo de sufrir amputaciones, aunque esta tendencia se modifica cuando se controla
adecuadamente la glucemia.
Es difícil identificar estudios que incluyan sólo pacientes con enfermedad vascular periférica, entre otras cuestiones por la gran variedad de códigos de la Clasificación
Internacional de Enfermedades, 9.ª revisión (CIE-9) que
nos permiten clasificar distintos tipos de esta enfermedad
y por la dificultad de individualizar a los pacientes con diabetes ya que es un factor de riesgo de enfermedad vascular
periférica y se asocian con mucha frecuencia. Los estudios
de la población de EE. UU. indican que la incidencia de
amputación por enfermedad vascular oscila entre 2 y
4 amputaciones por 10.000 personas. Los estudios europeos arrojan cifras más bajas, como del 1,3 al 1,7/10.000
entre la población escandinava. Los distintos estudios realizados coinciden en que el riesgo de amputación aumenta
de forma dramática con la edad, encontrándose las tasas
más elevadas a partir de los 70 años de edad. Los varones
tienen un riesgo más elevado y, como señalábamos antes,
en EE. UU. la población afroamericana tiene un riesgo tres
veces superior a sufrir una amputación que la población
blanca [1].
Epidemiología de la amputación
amputación primaria, se presenta en la tabla 3-1 y representa la incidencia más baja publicada en población caucasiana tanto en pacientes diabéticos como en no diabéticos [4,9]. Según los datos del Plan Integral de Diabetes de
Andalucía 2003-2007 la tasa de reamputación durante el
reingreso hospitalario ha descendido de un 13% en 1999
a un 9,7% en el año 2000, aunque parece haber un aumento
en la tasa de reingresos para reamputación. Según estas
mismas fuentes, la localización más frecuente es la amputación de dedo, seguida de la amputación por encima de
la rodilla. La edad media de los pacientes es de 69 años;
el 83% padece diabetes tipo 2 y el 17% sufre diabetes
tipo 1 [10].
El problema es de tal índole que en 1989 la OMS, la Federación Internacional de Diabetes, representantes de los
Ministerios de Salud de los países europeos y organizaciones de pacientes elaboraron un documento conocido como la
Declaración de San Vincent. Entre sus objetivos se marcaba
el reducir la tasa de amputaciones del miembro inferior al
50%. En los informes publicados se han presentado evidencias de que la puesta en marcha de iniciativas como los programas educativos –y especialmente las clínicas especializadas– en cuidados del pie pueden reducir bastante la tasa de
amputaciones en cifras que varían entre un 67% en el estudio de Malone en EE. UU. y un 32% en el de Ebskob en
Dinamarca [11]. En nuestro país, Calleja Pascual [9] publica
una reducción de las amputaciones primarias menores y
mayores del 57% y el 81% respectivamente en varones y del
28% y el 57% en mujeres, entre 1989 y 1999, tras poner en
marcha un programa de cuidados del pie diabético en 1994.
Este tipo de intervenciones son totalmente rentables ya que,
como señala Connor [11], si en el Reino Unido se invirtiesen
los costes que supone el incremento en la tasa de amputaciones en cuidados preventivos, incluyendo cuidados del pie y
calzado ortopédico, y estos cuidados produjesen una reducción de las amputaciones del 50%, el sistema sanitario ahorraría más de 19 millones de libras anuales.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
más jóvenes, con una edad media de 40 años, en comparación con los 55-74 años de los pacientes con arterioesclerosis. Por otra parte, la incidencia de los típicos factores de
riesgo, como el tabaquismo, hipertensión arterial, dislipidemia y diabetes mellitus, es más baja en este grupo.
En el paciente VIH positivo la enfermedad vascular se
puede presentar como enfermedad vascular oclusiva, aneurismas, fístulas arteriovenosas espontáneas o complicaciones de hipercoagulabilidad. En la serie de Botes de 109 casos
había un 22% (24 pacientes) con aneurismas, enfermedades
oclusivas en un 61% (66 pacientes) y tres con fístulas arteriovenosas espontáneas. De los 66 pacientes con enfermedad
vascular oclusiva, 18 necesitaron una amputación primaria y
en 22 se realizaron amputaciones tardías. La tasa de complicaciones y la duración de la estancia fueron mayores en
aquellos que necesitaron una amputación secundaria tras el
fallo de la cirugía con bypass. Los autores concluyen que en
estos pacientes, especialmente en los que tienen factores
agravantes adicionales, la amputación primaria es una
opción a considerar [13].
AMPUTACIONES TRAUMÁTICAS
Representan la segunda causa de amputaciones en la mayoría de las series, después de las amputaciones de etiología
vascular, y la primera causa de amputación del miembro
superior en adultos. Se presentan habitualmente en grupos
más jóvenes de edad, oscilando entre los 20 y los 50 años
según el estudio [2].
Hasta 2003, según los datos de la revisión de Ephraim
[1], se habían publicado seis artículos sobre la incidencia
de la amputación traumática, de los cuales cuatro recogen
datos europeos y dos de EE. UU. La incidencia varía desde
3,9/10.000 en trabajadores de Minesota entre 1994 y 1995
hasta 0,1/10.000 de la población residente en Ostergotaland
(Suecia) entre 1976 y 1980. En los EE. UU. se aprecia una
tendencia a disminuir la incidencia de amputaciones traumáticas tanto mayores como menores desde 1979 a 1993,
lo que estaría en relación con el avance en las técnicas quirúrgicas y la mejoría de las condiciones de seguridad en el
trabajo [14].
AMPUTACIONES DE ETIOLOGÍA TUMORAL
Los tumores óseos malignos, aunque raros, representan la
tercera causa de amputación entre la población de 10 a
24 años. En el estudio de Ebstov en Dinamarca, la incidencia entre 1978 y 1987 era de 0,008/10.000 [15]. En nuestro
país, según los datos procedentes del registro de altas hospitalarias, la etiología tumoral representa el 3% del total de
amputaciones, y es la cuarta causa de amputación.
En los últimos años asistimos a una disminución en la
incidencia de amputaciones secundarias a procesos neoplásicos, lo cual sería consecuencia de los avances en las técnicas quirúrgicas y en los tratamientos oncológicos, como
18
la radioterapia preoperatoria. En el caso de los sarcomas de
partes blandas, que en un 60% de los casos se localizan en
las extremidades, inicialmente el tratamiento consistía sólo
en la excisión. Pero tras el estudio de Rosenberg, que mostró que no había diferencia en la supervivencia entre los
pacientes tratados con amputación y los tratados con cirugía de salvación del miembro seguida de radioterapia [16],
la tendencia ha cambiado y actualmente, incluso en sarcomas irresecables, se publica un porcentaje de salvación del
miembro que oscila entre un 58% en el estudio de Noorda [17] y un 97% en el de Gruenhagen [18]. Esto mismo
ocurre con otros tumores, como los osteosarcomas, evidenciándose en los estudios que los resultados a largo plazo
son seguros con la técnica de salvación del miembro [19].
AMPUTACIONES CONGÉNITAS
La causa más común de amputaciones en niños de menos
de 5 años es la ausencia congénita de extremidades y las
malformaciones de miembros. Representan un 2,8% de
todas las amputaciones (2,20). Al contrario de lo que
ocurre con las amputaciones vasculares y diabéticas, las
cifras comunicadas por distintos autores, procedentes de
distintos países, prácticamente no varían y oscilan entre 2
y 7/10.000 nacidos vivos [1]. Cuando se analizan los casos
de nacidos muertos la cifra es mucho más elevada, llegando a ser de 39,5/10.000 para las malformaciones del miembro superior [21]. Las malformaciones mayores, como la
amelia, ocurren en el 0,2/10.000 nacidos, llegando a ser de
30 a 40 veces más elevadas en los nacidos muertos; entre
un 12% y un 33%, según las series, se suelen asociar a
otras anomalías congénitas mayores [1].
La relación de amputaciones y deficiencias del miembro
superior respecto al miembro inferior es de 2-3/1, siendo el
nivel dominante de amputación el transradial [20]. La relación varones/mujeres es de 7/3, frente a la de 6/4 para
amputaciones adquiridas en niños, y afecta a ambas piernas en el 37% de los casos [22].
BIBLIOGRAFÍA
1. Epfhraim PL, Dillingham TR, Sector M, Pezzin LE,
Mackenzie EJ. Epidemiology of Limb Loss and Congenital
Limb Deficiency: a Review of the Literature. Arch Phys
Med Rehabil 2003. 84: 747-761.
2. Torres MM. Incidence and causes of limb amputations. En:
Physical Medicine and Rehabilitation: State of the Art
Reviews. Vol 8, n.º 1. Philadelphia, Hanley & Belfus 1994;
1-8.
3. Zieger-Graham K, Mackenzie EJ, Epfhraim PL, Travison
TG, Brookmeyer R. Estimating the Prevalence of Limb Loss
in the United Sates: 2005 to 2050. Arch Phys Med Rehabil
2008; 89: 422-429
4. The global lower extremity Amputation Study Group.
Epidemiology of Lower extremity amputation in centres in
Europe, North America and East Asia. British Journal of
Surgery 2000; 87:328-337.
17.
18.
19.
20.
21.
22.
19
3
16.
Epidemiología de la amputación
15.
Traumatic Amputee Patientes: an epidemiologic study. Arch
Phys Med Rehabil 1998; 79 (3): 279-87.
Ebskov L. Mayor amputation for malignat melanoma: an
epidemiological study. J Surg Oncol 1993; 52:89-91.
Hohenberger P, Wysocki WM. Neoadjuvant treatment of
Locally Advanced Soft Tissue Sarcoma of the Limbs:
Which Treatment to Choose? The Oncologist 2008; 13:
175-186.
Noorda EM, Vrouenraets BC, Nieweg OE. Isolated limb
perfusion with tumor necrosis factor-alpha and melphalan
for patientes with unresectable soft tissue sarcoma of the
extremities. Caner 2003; 98: 1483-1490.
Gruenhagen DJ, Wilt JH, Graveland Wj. Outcome and
prognostic factor analysis of 217 consecutive isolated limb
perfusion with tumor necrosis factor alpha and melphalan
for limb threatening sot tissue sarcoma. Cancer 2006;
106:1776-1784.
Bacci G, Ferrari S, Lari S, Mercuri M, Donati D, Longhi A,
et al. Osteosarcoma of the limb. Amputation or limb savage
in patients treated by neoadjuvant chemotherapy. J Bone
Joint Surg (Br) 2002; 84-B:88-92.
Al-Worikat AF, Dameh W. Children with limb deficiencies:
demographic characteristics. Prosthet Orthot Int. 2008;
32(1): 23-28.
Froster U, Baird P. Congenital defects of the limbs in
stillbirths: data from a population-based study. Am J Med
Genet 1993;46:479-82.
Rijnders LJ, Boonstra AM Groothoff JW, Cornel MC, Eisma
WH. Lower limb deficient children in The Netherlands:
epidemiological aspects. Prosthet Orthot Int 2000; 24 (1):
13-18.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
5. Glattly HW. A statistical study of 12,000 new amputee.
South Med J 1984; 57:1373-1378.
6. Kay HW, Newman JD. Relative incidence of new
amputations. Orthot Prostet 1975; 29:3-16.
7. Kerstein MD, Zimmer H, Dugdale FE, Lerner E.
Amputations of the lower extremity: a study of 194 cases.
Arch Phys Med Rehabil 1974; 55:454-459.
8. Rejane Stambovsky Spichler E, Spichler D, Lessa I, Costa
Forit A, Joel Franco L, LaPorte RE. Capture-recapture
method to estimate lower extremity amputation rates in Rio
de Janeiro, Brazil. Pan Am J Public Health 2001;
10(5):334-340.
9. Calle Pascual AL, García-Torre N, Moraga I, Diaz JA,
Durán A, Mon´Ux G, et al. Epidemiology of Nontraumatic
Lower–Extremity Amputation in Area 7, Madrid, Between
1989 and 1999. A population–based study. Diabetes Care
2001; 24 (9):1686-1688.
10. Plan Integral de Diabetes de Andalucía 2003-2008. 10.ª ed.
Sevilla, Consejería de Salud, 2003.
11. Connor H. The St Vincent amputation target: the cost of
acheiving it and the cost of failure. Practical Diabetes
International 1997; 14 (6): 152-154.
12. Colins TC, Beyth RJ, Nelson DB, Petersen NJ, SuarezAlmanzor ME, Bush RL, et al. Process of Care and
Outcomes in Patients with Peripheral Arteria Disease. J Gen
Intern Med 2007; 22 (7): 942-48.
13. Botes K, Van Marle J. Surgical Intervention for HIV Related
Vascular Disease. Eur J Vasc Endovasc Surg 2007. 34 (4):
390-396.
14. Dillinghan TR, Pezzin LE, Mackenzie EJ. Incidence, acute
care length of stay, and discharge to rehabilitation of
4
Psicología
del amputado
María del Mar Carrión Martín y Francisca Carrión Pérez
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
INTRODUCCIÓN
La amputación supone un acontecimiento vital desestructurante que lleva implícito una incapacidad física. Puede
ocurrir a cualquier edad de la vida y estar causada por
diversas etiologías, entre las cuales pueden mencionarse la
congénita, la traumática y la vascular. Aunque su finalidad
sea curativa o paliativa, supone una agresión a la integridad
física y constituye una nueva situación a la que el amputado
debe adaptarse física y emocionalmente.
En dicho proceso de adaptación física y psíquica influirán una serie de factores de diversa índole –físicos, sociales
e individuales– entre los que debe destacarse el comportamiento y la personalidad del amputado. La conjunción de
todos estos factores será la responsable de que a lo largo
de todo este proceso adaptativo surjan diversas conductas
y reacciones emocionales que condicionarán un mayor o
menor ajuste psicológico a la nueva situación.
En toda esta tarea adaptativa, aparte del apoyo social y
familiar, es muy importante contar con apoyo psicológico,
cuya función será la prevención y tratamiento de las posibles descompensaciones emocionales que puedan surgir a
raíz de la amputación, buscando como fin último el conseguir un mejor afrontamiento de la amputación por parte del
paciente y una mayor adaptación personal y psicosocial a
la nueva situación de amputado.
VARIABLES RELACIONADAS CON LA
RESPUESTA EMOCIONAL DEL AMPUTADO
En un primer término, la amputación supone la pérdida
irreversible de un miembro que debe ser superada por medio
de un proceso de duelo emocional con una serie de características específicas. A diferencia del resto de duelos, en los
que suele haber varios afectados, en este caso es el amputado el único afectado directamente en la pérdida. Por tanto,
aun cuando tenga apoyo por parte de su familia y amigos,
el amputado es consciente de que esta situación le afecta a
él y a su autoestima, originándole una pérdida de autonomía
funcional; con frecuencia, ante esta situación de pérdida se
desencadenan sentimientos de miedo e inseguridad.
En segundo término, la amputación le supone no sólo
una pérdida física, sino también una pérdida de aquellas
actividades y roles que venía realizando, así como una discapacidad, que conlleva una serie de experiencias y problemas reales a los que debe enfrentarse. En un primer momento experimentará una merma en su capacidad física, y
posteriormente pasará a una segunda etapa, de protetización, en la que deberá aprender a utilizar un aparato protésico para suplir las actividades que previamente realizaba
con ese miembro. A lo largo de todo este proceso surgen
una serie de problemas físicos, individuales y sociales, que,
al interaccionar entre sí, condicionan la conducta emocional
21
del amputado. De las distintas variables que pueden influir
en este proceso adaptativo hablaremos a continuación.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Variables físicas
Teniendo en cuenta que la amputación es ante todo una
agresión física, mencionaremos que diversos factores relacionados con la misma pueden influir activamente en la
respuesta emocional del paciente. Dependiendo del riesgo
quirúrgico que suponga la amputación, así como de lo
importante que resulte para el paciente la parte amputada
y las limitaciones físicas que su pérdida le origine, suelen
aparecer reacciones emocionales de estrés y ansiedad.
Tras la amputación aparece la incapacidad para poder
realizar determinadas actividades físicas, ante lo cual el
amputado cuenta con varias alternativas: a) evitar la realización de la actividad; b) compensar la pérdida con el uso
de la extremidad sana, y c) ejecutar la tarea reemplazando
el miembro amputado por uno artificial. Dependiendo de la
situación a la que se enfrente podrá optar por una de las
tres alternativas como solución posible. Debido a que suele
ser más fácil reemplazar por una prótesis la extremidad
inferior que la superior –por el hecho de que la función de
prensado realizada por la extremidad superior es mucho
más compleja que la deambulación– se puede entender
que, en líneas generales, la adaptación a las amputaciones
de miembro inferior suele ser más fácil que a las de miembro superior.
No obstante, atendiendo únicamente a las amputaciones
de miembro inferior, y a la influencia del nivel de la amputación en el proceso de rehabilitación, estudios como los
de Houghton o Hagberg concluyen que, conforme el nivel de
la amputación asciende, desciende el uso protésico. En busca de la relación entre la existencia de mayor frecuencia de
respuestas emocionales y niveles más altos de amputación,
Behel y Tyc no encuentran mayores tasas de ansiedad o
depresión, aun cuando las amputaciones femorales suelen
asociarse a mayor restricción física y menor éxito en la
rehabilitación.
Otro de los factores físicos asociados con la conducta
emocional del paciente es el grado de adaptación y aceptación de la prótesis. Desde el momento de la amputación, el
paciente es consciente de que deberá sustituir el miembro
amputado por uno protésico, de modo que la mayor adaptación a este supondrá una mayor independencia funcional
y calidad de vida. Sabiendo que la prótesis es una máquina,
puede entenderse que los fallos en su construcción o adaptación al amputado ocasionen fallos en su función. Por tanto, el nuevo amputado debe aceptar que tendrá que aprender el uso de la misma y que en dicho aprendizaje y uso
posterior puede haber fallos, pero debe evitar que esto sea
para él una fuente de inquietud y confusión que conduzca
al rechazo del uso de la prótesis.
Variables individuales
Existen pocos estudios que hayan analizado de forma
empírica la influencia de los rasgos de la personalidad en la
adaptación psicológica a la amputación. Un estudio de
22
Dunn concluyó que una actitud más optimista y una percepción de mayor control de la discapacidad se asociaban
a menor nivel de ansiedad y mayor autosuficiencia. Explicaba este hallazgo por el hecho de que en aquellos casos en
los que existe una actitud optimista, el sujeto es capaz de
encontrar un sentido positivo a su amputación, consiguiendo de este modo un mayor control sobre la misma y sobre
su discapacidad.
Asimismo, autores como Dunn señalan que la relación
entre la edad y la existencia de depresión viene a estar
mediada por la restricción de la actividad física. De esta
manera, tal y como apreció Williamson, los pacientes
jóvenes suelen presentar inicialmente mayores índices
de depresión, mientras que, a la larga, son los pacientes de
mayor edad los que, a consecuencia de una mayor restricción para la actividad física, presentan una mayor dificultad de adaptación.
La mayoría de los estudios realizados no han encontrado diferencias entre sexos en lo que a la adaptación psicológica se refiere. No obstante, los autores que han encontrado asociación, como por ejemplo Pezzin, lo han hecho a
favor de los hombres, concluyendo que las mujeres tienen
mayor tendencia a experimentar peor adaptación emocional ante los cambios de rol social.
Variables sociales
Es probable que uno de los requisitos más importantes para
sentir una vida productiva y satisfecha sea el respeto, la
aprobación y la aceptación que se reciben del resto de las
personas con las que interaccionamos cada día. Vivimos en
sociedad y es, por tanto, comprensible que necesitemos la
aprobación y el afecto de los que nos rodean (familiares,
amigos, compañeros de trabajo). En el caso de los amputados, como en cualquier otra situación de estrés, esta
necesidad de aprobación y afecto resulta mucho más
importante. El amputado es consciente de que se enfrenta
a una discapacidad física que le origina una serie de limitaciones, y siente miedo de que estas condicionen actitudes
de rechazo o lástima por parte de los demás.
En la sociedad actual es frecuente que los sujetos discapacitados despierten en los demás sentimientos de pena,
compasión y lástima. El amputado no conoce los pensamientos del resto de la gente, pero sí que conoce los que él
sentía previamente hacia las personas que habían sufrido
alguna amputación. En el caso de que esos pensamientos
fuesen negativos sentirá que, en este momento en que él es
el amputado, esos mismos sentimientos pueden estar dirigidos hacia él.
Debemos también tener en cuenta la posición laboral y
socioeconómica previa a la amputación. Cualquier factor
que interfiera en la capacidad del individuo para ocupar su
puesto en la sociedad le afecta psicológicamente, dependiendo fundamentalmente del empleo desempeñado hasta
el momento de la amputación. De este modo, aquellos
amputados que se dedicaban profesionalmente a actividades intelectuales no experimentan grandes cambios en su
actividad intelectual ni laboral como consecuencia de la
ADAPTACIÓN PSICOLÓGICA
A LA AMPUTACIÓN
Como ya se ha mencionado, la amputación como hecho
traumático supone una discapacidad física con una serie de
cambios sociales y psicológicos asociados a los que el
amputado debe adaptarse. En todo este proceso es frecuente que, conforme el amputado acepte y se enfrente a su
nueva situación, vayan apareciendo una serie de dificultades que favorecen la existencia de conductas emocionales
tales como ansiedad, depresión o problemas de identidad y
adaptación social.
Depresión
La depresión asociada a la amputación puede considerarse
como una medida de la adaptación a la misma. Diversos
estudios han examinado la prevalencia de depresión entre
los pacientes amputados, y han encontrado resultados discordantes. Mientras que autores como Fisher no encuentran mayor prevalencia de depresión entre los amputados,
otros autores, como Hill, concluyen que existe una mayor
vulnerabilidad para los episodios depresivos en los pacientes amputados.
Con frecuencia, las reacciones depresivas suelen observarse en la fase inmediata a la amputación, aunque pueden
ser consideradas más bien como una respuesta emocional
adaptativa a la pérdida de un miembro, y no como verdaderas reacciones depresivas.
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Ansiedad
Los niveles de ansiedad pueden también ser considerados
como una medida eficaz del grado de adaptación y aceptación a la amputación. De un modo general puede afirmarse
que todos los procesos traumáticos que ocurren en la vida y
suponen un cambio importante en la misma llevan asociados en mayor o menor grado un cierto nivel de ansiedad.
En el caso de la amputación encontramos que asociada
a la misma existe un cambio en la apariencia física del individuo que conlleva una disminución de su capacidad física
y una menor adaptación psicosocial. Por todo ello, es frecuente que en el período inmediato a la amputación existan
episodios de ansiedad relacionados con los miedos e incertidumbres inherentes a esta nueva situación que se le presenta al amputado y a la que todavía no se ha adaptado. Es
el miedo a lo desconocido, a su nueva imagen, al uso protésico, el desconcierto sobre su vida futura, lo que condiciona la existencia de mayores niveles de ansiedad; conforme el proceso de adaptación avanza y el amputado asume
Problemas de adaptación social
La aflicción vivida por el amputado no queda limitada a la
pérdida del miembro, sino que va más allá e implica también a las pérdidas que van asociadas a la amputación; es
decir, a todas aquellas actividades que el paciente realizaba
en su vida y que ahora no podrá volver a realizar. Supone
pues una pérdida de autonomía funcional y una merma en
la capacidad física del individuo, que tienden a disminuirse
con el uso de la prótesis.
Aun cuando la protetización tenga como fin restituir las
funciones perdidas, existen casos en los que no es posible
una recuperación completa, y el amputado debe asumir que
esta nueva situación puede implicar un cambio en su actividad laboral –sobre todo si se trata de una actividad física– y en su rol social.
PSICODINÁMICA DEL AMPUTADO
La amputación como situación de estrés lleva implícita una
serie de experiencias individuales a las que el amputado
debe enfrentarse. Será el resultado de las percepciones
individuales del amputado y de los procesos psicodinámicos que ocurran en él los que condicionen las conductas del
mismo ante la nueva situación.
Tras la amputación, el paciente experimentará una serie
de percepciones de sí mismo y de la realidad que le rodea
que condicionarán su proceso adaptativo. Es más importante cómo vive el amputado su nueva condición que la
limitación objetiva y real que la amputación supone; por
tanto, son estas percepciones individuales las que suelen
condicionar e interferir en el proceso de rehabilitación y
readaptación social.
Entre los nuevos amputados es muy difícil encontrar un
proceso perceptivo real. En la mayoría de los casos, ante
esta nueva situación desconocida, cada uno experimenta
una serie de sensaciones subjetivas que condicionan una
imagen distorsionada de su propia imagen e invalidez. El
amputado actuará según la forma en que perciba su invalidez y discapacidad, de modo que una percepción distorsionada de la realidad condicionará una mayor resistencia al
proceso de rehabilitación.
Por ello, en el abordaje del amputado debe prestarse
especial atención a las percepciones individuales sobre la
23
4
sus limitaciones y las afronta, existe una tendencia a disminuir esos niveles.
En la mayoría de los casos, los episodios de ansiedad
suelen ir asociados a una falta de aceptación de su nueva
imagen corporal. Aun cuando la prótesis posea una buena
estética y cumpla adecuadamente su función, nunca podrá
ser igual al miembro que se ha perdido. Si a esto añadimos
que, en ocasiones, la adaptación protésica no es óptima y
requiere de múltiples correcciones por originar dolor a
nivel del muñón o adaptarse inadecuadamente a este, la
falta de aceptación de la imagen corporal se acentúa,
aumentando así el nivel de ansiedad.
Psicología del amputado
amputación; mientras que aquellos que se dedicaban a
empleos físicos y sin recursos intelectuales experimentan
una pérdida física importante que condiciona su actividad
laboral, con lo cual sufren un grave hándicap laboral y económico respecto a sus compañeros y se encuentran en una
situación no óptima para realizar los trabajos físicos que
hasta ahora venían desempeñando.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
propia realidad existente, ya que la mayor o menor adaptación dependerá no tanto de la realidad en sí como de la
percepción del amputado de su pérdida y limitaciones. Por
este motivo, en el tratamiento se diferenciarán dos líneas
principales de actuación: 1) cuidados médicos adecuados,
prescripción y entrenamiento protésico para intentar minimizar las limitaciones físicas, y 2) apoyo psicológico para
facilitar la expresión de los pensamientos y actitudes frente
a la discapacidad.
Las reacciones ante la amputación pueden ser de muy
diversa índole. En un primer tiempo suele dar lugar a sentimientos y reacciones emotivas negativas (de frustración,
cólera, ansiedad, miedo) basadas en las nuevas limitaciones que se generan a raíz de la pérdida del miembro. La
reacción inicial suele ser la de shock psicológico como
amenaza a la propia integridad física.
En una primera fase preoperatoria, el individuo se
encuentra bloqueado ante la situación de estrés a la que
se enfrenta. La situación que está atravesando supone tanto
estrés emocional que no sabe cómo reaccionar. La mayoría
de los amputados traumáticos a menudo experimentan
poca reacción emocional en la fase preoperatoria porque se
encuentran bloqueados para procesar la información que
se les proporciona sobre lo que les está sucediendo; mientras que, en las amputaciones secundarias a patología vascular, la existencia de poca reacción emocional se explica
no tanto por la incertidumbre que supone el fenómeno de
la amputación, sino por la percepción de que la amputación
constituirá una solución definitiva a sus problemas y dolencias físicas.
Tras este choque inicial hay una segunda etapa en la que
el individuo comienza a utilizar una serie de mecanismos
de evasión que pretenden posponer la realidad de la amputación y disminuir el nivel de ansiedad asociado a la misma. En este momento, todas las fuerzas del amputado se
dirigen a conservar su estado psicológico y a evitar que la
amputación le afecte emocionalmente.
No obstante, llega un momento en que no puede continuar negando la evidencia, y debe comenzar a concienciarse de la nueva situación, sin que ello suponga altos niveles
de ansiedad y estrés. En esta etapa debe encontrar las fuerzas necesarias para asumir su nueva condición y afrontar
así del modo más óptimo posible el proceso de rehabilitación y readaptación social. Es en este momento cuando
empieza a ser consciente de que no hay vuelta atrás a la
normalidad física, a su vida previa, y empieza a reconocer
la realidad a la que debe enfrentarse y las limitaciones que
tiene para ello.
Es frecuente que el asumir la realidad existente produzca en el amputado sentimientos de hostilidad, depresión y
desconsuelo por la pérdida; aunque también es posible que
en esta fase el sujeto experimente un sentimiento de optimismo y superación personal por sobreponerse a las circunstancias e intentar adaptarse a ellas del mejor modo
posible. De la conducta y actitud que ofrezca el amputado
dependerá el éxito de todo el proceso de rehabilitación y
reinserción social.
24
En la progresión del individuo por las distintas fases de
adaptación influirá de modo directo su personalidad. No
todos los amputados tienen por qué pasar por todas las
fases, sino que es posible que algunos no pasen de la fase de
negación o rabia y no puedan adaptarse con éxito a su nuevo
estado físico; en estos casos suelen apreciarse conductas
psicopatológicas tales como el suicidio o la depresión.
REHABILITACIÓN PSICOLÓGICA
EN LOS AMPUTADOS
Como ya se ha mencionado previamente, la amputación
supone una serie de cambios que afectan a la percepción de
una serie de dificultades físicas, sociales y económicas.
Está claro que la existencia de las mismas y las limitaciones que originan no puede negarse ni borrarse, pero sí es
posible que pueda modificarse la percepción que el amputado tiene de ellas.
El apoyo psicológico es una modalidad de psicoterapia
fundamentada en la relación psicoterapeuta-paciente y tiene por objeto prevenir y tratar las distintas descompensaciones emocionales que puedan surgir a raíz de la amputación, con el fin de obtener el máximo ajuste psicosocial
posible a la nueva situación.
A lo largo de este proceso de rehabilitación psicológica
se emplean varias técnicas. El apoyo y la contención suponen la base del apoyo psicológico. El terapeuta, por medio
de una actitud empática y cercana, intentará que el paciente exprese todos los sentimientos y miedos que posee. De
este modo, al liberarse de toda esa carga emocional y compartirla con otro, se experimenta un sentimiento de apoyo
y confianza que le ayuda a elaborar sus emociones. En todo
este proceso, el terapeuta debe mostrarse cercano al paciente y conseguir empatizar con el mismo, sin que esto implique que haga propios los problemas del amputado. Debe
por tanto mostrarse cercano sin perder el control racional
de la situación, pues, aunque la empatía es necesaria, esta
técnica de apoyo psicológico perdería toda su efectividad si
existiera por parte del terapeuta una implicación mayor.
Es importante que el amputado experimente la cercanía
del terapeuta, como persona que toma parte activa de la
problemática. Debe sentir que puede contarle todo aquello
que le inquieta y preocupa, y que, por su parte, el terapeuta
le ofrecerá una respuesta y apoyo ante sus preocupaciones.
El terapeuta centrará además sus esfuerzos en buscar estrategias de afrontamiento y soluciones a los problemas que
se le presentan al amputado. No sólo debe estar cerca de él,
sino que debe ayudarle a encontrar soluciones a las dificultades que van surgiendo. Teniendo en cuenta que en las
primeras fases postoperatorias el amputado experimentará
reacciones emotivas de desconsuelo, deberá intentar interrumpir este circuito emocional, ayudando al afrontamiento de esta situación mediante la reincorporación del
sujeto a sus actividades habituales.
Otro punto importante en el que se deberá trabajar son
las técnicas de refuerzo positivo, cuyo fin es conseguir
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
1. Behel M, Rybarczyck B, Elliott TR, Nicholas NJ, Nyenhuis
D. The role of perceived vulnerability in adjustment to lower
extremity amputation: A preliminary investigation.
Rehabilitation Psychology 2002; 47: 92-105.
2. Dunn DS. Well-being following amputation: salutary effects
of positive meaning, optimism, and control. Rehabilitation
Psychology 1996; 41: 285-302.
3. Fisher K, Hanspal R. Body image and patients with
amputations: does the prosthesis maintain the balance?
International Journal of Rehabilitation Research 1998; 21:
355-363.
4. Fisher K, Hanspal RS. Phantom limb, anxiety, depression
and their relation in consecutive patients with amputated
limbs: Case reports. British Medical Journal 1998; 316:
903-904.
5. Hagberg E, Berlin OK, Renstrom P. Function after throughknee compared with below-knee and above-knee
amputation. Prosthetics and Orthotics International 1992;
16: 168-173.
6. Hill A, Niven CA, Knussen C, McCreath SW. Rehabilitation
outcome in long-term amputees. British Journal of Therapy
and Rehabilitation 1995; 2 593-598.
7. Horgan O, MacLachlan M. Psychological adjustment to
lower-limb amputation: a review. Disability and
Rehabilitation 2004; 26: 837-850.
8. Hougton AD, Taylor PR, Thurlow S, Rootes E, McColl I.
Success rates for rehabilitation of vascular amputees:
Implications for preoperative assessment and amputation
level. British Journal of Surgery 1992; 79: 735-755.
9. Pezzin LE, Dillingham TR, MacKenzie EJ. Rehabilitation
and long-term outcome of persons with trauma-related
amputations. Archives of Physycal medicine and
Rehabilitation 2000; 81: 292-300.
10. Martorell B. El apoyo psicológico en la rehabilitación
integral del amputado. En: Serra Gabriel MR. El paciente
amputado. Labor de equipo. Barcelona, Springer; 251-262.
11. Tyc VL. Psychosocial adaptation of children and adolescents
with limb deficiencies: A review. Clinical Psychology
Review 1992, 12: 275-291.
12. Williamson G, Walters A. Perceived impact of limb
amputation on sexual activity: a study of adult amputees.
Journal of Sex Research 1996; 33: 221-230.
25
4
BIBLIOGRAFÍA
Psicología del amputado
reforzar la propia autoestima del paciente ante los logros
que vaya obteniendo en su proceso de rehabilitación. El
refuerzo positivo implica un aumento de la confianza del
amputado en sus propias posibilidades, así como un mayor
afán de superación en sus limitaciones físicas y un importante aumento de la autoestima. Ya se ha mencionado que
tan importante como la realidad en sí es la percepción
que el amputado tenga de ella, por lo que, si durante el
proceso de rehabilitación y readaptación social el amputado percibe una experiencia poco satisfactoria que no sea
real, el refuerzo positivo puede ayudarle a cambiar la percepción de dicha realidad, comenzando a apreciar mejoras
y avances en su proceso de adaptación que le proporcionarán una mayor confianza en sí mismo y en sus posibilidades de reinserción social.
Sería ideal que el apoyo psicológico se llevase a cabo en
todas las fases por las que pasa el amputado: prequirúrgica,
posquirúrgica hospitalaria y ambulatoria. En la fase prequirúrgica suelen predominar temores relacionados con la
intervención. Es el momento de evaluar los pros y los contras de la misma –en el caso de que sea una intervención
programada–, así como los recursos personales y el apoyo
social y familiar con que cuenta el paciente para afrontar
posteriormente la rehabilitación.
En la fase posquirúrgica hospitalaria, el paciente debe
enfrentarse a la realidad de la amputación. Es en esta fase
cuando comienza a experimentar la pérdida del miembro y
a concienciarse de las limitaciones físicas que le supondrá
la amputación. Deberá afrontar el duelo que supone esta
pérdida, y es frecuente que surjan sentimientos depresivos
intensos. La presencia y apoyo del terapeuta ayuda a expresar los sentimientos de dolor, preocupación y pérdida de
autoestima que suelen aflorar en esta fase.
En la fase ambulatoria, la mayor parte de los esfuerzos
del terapeuta van dirigidos a ayudar al amputado a afrontar
los problemas concretos de su vida. En esta fase, el paciente ya ha aceptado su situación y suele estar adaptado a la
misma. Sin embargo, es posible que en alguna ocasión
encuentre dificultades en la actividad laboral o miedo a la
recidiva. En esta etapa, el terapeuta debe animar al amputado a continuar superándose y a realizar actividades alternativas que le satisfagan.
5
Búsqueda
de información
en Internet
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Juan Alfonso Andrade Ortega
INTRODUCCIÓN
EL RIGOR CIENTÍFICO COMO CRITERIO
DE BÚSQUEDA
La irrupción de la Red en nuestras vidas ha tenido unas
consecuencias que casi nadie había previsto pocas décadas
atrás. Salvo para los más jóvenes, la búsqueda de bibliografía sobre cualquier tema ha sido clásicamente una tarea
laboriosa y llena de todo tipo de obstáculos. Hoy en día,
desde nuestra propia casa, podemos acceder a tan ingente
cantidad de información que lo difícil a menudo no es
encontrarla, sino seleccionarla.
Por ello, y más en un campo sometido a permanente renovación e innovación de carácter tecnológico como la protésica, la ortésica y las ayudas técnicas, lo primero que tiene que
hacer el que busca información es preguntarse qué tipo de
búsqueda persigue: ¿sólo evidencia científica?, ¿información
de cualquier tipo?, ¿información sobre algún tema del que se
supone que hay mucho publicado, independientemente de su
calidad?, ¿información sobre algo que suponemos es difícil
de encontrar? Una vez que se tiene alguna idea del tipo de
pregunta que queremos responder, podemos orientarnos
hacia una fuente de información u otra. El objeto de este tema
es dar al lector una idea aproximada de dónde buscar determinada información según en qué circunstancia, a sabiendas
de que los recursos en la Red son muy dinámicos, de tal
manera que direcciones de páginas que aparecen en este
manual pueden no estar activas pasado algún tiempo.
La investigación original
Para poder acceder a lo que alguien publica sobre el tema
que nos ocupa, es necesario que esa publicación esté
depositada en una base de datos y que esta base de datos
esté informatizada. Estamos hablando de investigación
original, con independencia, en principio, de su calidad
o de su relevancia: hablamos de bases de datos bibliográficas.
Investigación original en español
Las bases de datos en español son muy pobres en contenido
en el tema de la ortoprotésica y las ayudas técnicas. Vamos
a citar tan sólo:
Índice Médico Español
http://bddoc.csic.es:8080/IME/BASIS/ime/web/docu/SF
Es una base de datos que recoge referencias bibliográficas
de revistas biomédicas españolas desde 1969.
ENFISPO
http://alfama.sim.ucm.es/isishtm/enfispo.asp
Acrónimo de «Enfermería, Fisioterapia y Podología»,
ENFISPO es un catálogo de artículos de revistas en español de la biblioteca de la Escuela de Enfermería, Fisiote-
27
rapia y Podología de la Universidad Complutense de
Madrid.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Biblioteca Virtual de la Salud
http://bvs.isciii.es/E/bases.php
Tiene dos extensiones: el IBECS o Índice Bibliográfico
Español de Ciencias de la Salud, que contiene referencias de
artículos de revistas científico-sanitarias editadas en España, y el LILACS o Base de datos sobre Literatura Latina y
del Caribe de Ciencias de la Salud, con cobertura cronológica desde 1982, que contiene artículos de cerca de las
670 revistas más representativas del área de la salud, con
más de 150.000 registros y otros documentos como tesis,
capítulos de libros, anales de congresos o conferencias, etc.
TESEO
http://www.mcu.es/TESEO/
Es una base de datos de tesis doctorales.
Investigación original en inglés
Debemos recurrir a las bases de datos en inglés para obtener alguna información relevante sobre nuestro tema.
Medline
http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi
Es una base de datos que contiene referencias bibliográficas de artículos de revistas, monografías, etc., con una
cobertura cronológica desde 1950 y una cobertura geográfica internacional, preferentemente de publicaciones de
habla inglesa; se actualiza semanalmente. La interfaz
de búsqueda más utilizada es la de la Nacional Library of
Medicine de los EE. UU., que es la plataforma Pubmed (la
dirección electrónica más arriba mencionada).
En Medline se pueden hacer búsquedas con descriptores
libres, pero esto nos puede llevar a resultados no deseados
tanto en calidad como en cantidad. Pubmed dispone, para
obviar este problema, de un vocabulario controlado o thesaurus denominado mesH (Medical Subject Headings).
Este vocabulario está jerarquizado, de forma que con relativamente pocos términos se puede recuperar la información de la forma más precisa posible. En el campo que nos
ocupa, los términos mesH que más nos pueden interesar
son subapartados del descriptor más amplio orthopedic
equipment: 1) artificial limbs (definidos por el vocabulario mesH como la sustitución protésica de brazos y piernas); 2) canes (bastones usados como ayuda de marcha.
Pueden tener tres o cuatro puntas en su extremo); 3) crutches
(sostenes de madera o metal diseñados para ayudar a andar
a una persona); 4) orthopedic fi xation devices, a su vez con
varios subapartados del que nos interesan splints (aparatos
flexibles o rígidos usados para mantener en su sitio una
parte movible o desplazada, o para inmovilizar y proteger
una parte dañada); 5) orthotic devices (aparatos usados
para sostener, alinear, prevenir o corregir deformidades, o
para mejorar la función de partes movibles del cuerpo),
a su vez con el subapartado braces (aparatos ortopédicos
usados para sostener, alinear o mantener partes del cuerpo
28
en posición correcta), y 6) walkers (ayudas para la marcha
que generalmente tienen dos mangos y cuatro patas).
Uno de los puntos fuertes de este vocabulario controlado es que también es el utilizado por otras bases de
datos muy importantes de las que más adelante se hablará: son, entre otras, la DARE (Database of Abstracts of
Reviews of Effects), la CDSR (Cochrane Database
of Systematic Reviews), la HTA (Health Technology
Assessment Database) y la NHS-EED (NHS Economic
Evaluation Database).
CINAHL
http://gateway.ovid.com/
Acrónimo de Cumulative Index to Nursing & Allied Health
Literature, CINAHL es una importante base de datos del
ámbito de la enfermería, la fisioterapia, la terapia ocupacional, etc., y se puede acceder a ella mediante, entre otras, la
plataforma Ovid, cuya dirección electrónica se ha facilitado más arriba.
CINAHL también se sirve de un thesaurus, distinto al
de Pubmed-Medline, también ramificado, que se resume
en lo que a nuestro tema se refiere al término de búsqueda
Orthopedic Equipment and Supplies, que presenta diversos subapartados: ambulation aids, orthopedic fi xation
devices, orthopedic footwear, orthopedic prothesis, orthoses, pillows and cushions, seating y wheelchairs.
NARIC
http://www.naric.com/
NARIC, que significa National Rehabilitation Information
Center, es un portal con contenido centrado en la discapacidad y la rehabilitación, que se localiza fundamentalmente en EE. UU. También tiene su propio thesaurus.
CIRRIE
http://cirrie.buffalo.edu/search/index.php
CIRRIE, o Center for International Rehabilitation Research
Information and Exchange, es la réplica de NARIC fuera de
EE. UU.
PEDro
http://www.pedro.fhs.usyd.edu.au/index.html
Acrónimo adaptado de Physiotherapy Evidence Database,
PEDro es una base de datos prefiltrada sobre evidencia en
fisioterapia que ofrece, además de guías de práctica clínica
y revisiones sistemáticas de las que hablaremos más adelante, resúmenes y referencias de ensayos clínicos, con la
particularidad de que estos vienen puntuados con arreglo a
su calidad metodológica de 0 a 10. Para recuperar la investigación original, debemos seleccionar en el apartado
correspondiente a la metodología de trabajo la opción clinical trial (esta base de datos no contempla otra forma de
investigación original que no sea la de ensayo clínico).
Además de permitir búsquedas libres, PEDro tiene filtros
temáticos de búsqueda, y para el tema que nos ocupa, el
más interesante es el apartado denominado Orthoses,
taping, splinting.
SCOPUS
http://www.scopus.com/
SCOPUS es quizás la mayor base de datos de resúmenes
del mundo, con más de 5300 títulos sobre ciencias de la
salud y con cobertura al 100% de Medline. En SCOPUS se
usan términos de búsqueda libres, pudiéndose utilizar operadores booleanos. Además de información básica sobre la
investigación original, ofrece información sobre recursos
web y sobre patentes, complemento de gran interés en el
campo de la ortoprotésica y de las ayudas técnicas.
OT SEEKER
http://www.otseeker.com/
Es un buscador de terapia ocupacional de las Universidades de Queensland y Western Sydney; se trata de una base
prefiltrada sobre evidencia en terapia ocupacional en la que
aparecen revisiones sistemáticas y resúmenes de ensayos
clínicos, los cuales vienen puntuados conforme a su calidad metodológica de 1 a 5. Es la réplica a PEDro en el
campo de la terapia ocupacional.
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Síntesis de la investigación original
Cuando la investigación original satisface ciertos requisitos de calidad, puede ser objeto de un proceso de síntesis
para facilitar el manejo de la información. Los formatos de
síntesis que más nos interesan en el tema que nos ocupa son
las revisiones sistemáticas (RS) y las guías de práctica clínica (GPC).
Medline
http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi
A diferencia de cuando buscamos investigación original,
para buscar RS, con la interfaz Pubmed, seleccionaremos
en la columna de la izquierda que aparece en la página principal el apartado Clinical Queries; nos aparecen tres opciones, de las cuales elegiremos la segunda (Find Systematic
Reviews), que nos ofrecerá una barra de búsqueda en la que
podremos introducir los pertinentes términos mesH.
CRD
http://www.york.ac.uk/inst/crd/
Revisiones sistemáticas
Recordemos que una RS es la síntesis de los resultados de
varios artículos originales utilizando estrategias que limitan los sesgos y los errores aleatorios; estas estrategias son
la búsqueda exhaustiva de todos los artículos relevantes, el
uso de criterios de selección reproductibles y explícitos, la
valoración del diseño y de las características de los estudios y la síntesis e interpretación de los resultados.
Se trata del Centre for Reviews and Dissemination, tutelado por la Universidad de York. En realidad son tres bases
de datos: Database of Abstracts of Reviews of Effects
(DARE), NHS Economic Evaluation Database (NHS
EED) y Health Technology Assessment (HTA) Database.
En estas bases de datos, en las que se puede trabajar por
separado o conjuntamente, el uso del vocabulario mesH
permite rentabilizar al máximo la búsqueda de RS.
Biblioteca Cochrane
http://www.update-software.com/Clibplus/ClibPlus.asp
PEDro
http://www.pedro.fhs.usyd.edu.au/index.html
Es la fuente por excelencia de RS y podemos acceder a ella
en español. Permite servirse de la terminología mesH para
realizar las búsquedas. En la Biblioteca Cochrane buscare-
En PEDro también podemos encontrar RS seleccionando
en el apartado correspondiente a la metodología de trabajo
la opción systematic review; a diferencia de la investiga-
29
5
EMBASE se corresponde con el antiguo Excerpta Medica,
y se ajusta más al ámbito europeo que Medline; dispone de
su propio thesaurus, cuyos términos más útiles emanan
de la ramificación del término medical apparatus, equipment
and supplies. Nos interesan especialmente los siguientes:
above knee prosthesis, arm prosthesis, foot orthosis,
hand prosthesis, leg prosthesis, limb prosthesis, orthopedic prosthesis, orthosis, prosthesis y prosthesis material.
Resulta obvio que, entre sus descriptores principales, este
thesaurus presenta un solapamiento conceptual mayor que
el de otros thesaurus que hemos visto.
mos respuestas a interrogantes sobre la eficacia de los tratamientos, por ejemplo, si un tratamiento A es mejor que
otro B, si existe algún tratamiento válido para la enfermedad X, etc. La Biblioteca Cochrane no es lugar para encontrar respuesta a interrogantes generales sobre cuestiones
sanitarias de tipo epidemiológico o pronóstico; tampoco es
asiento de GPC. Finalmente, no debemos buscar en ella
trabajos muy recientes, pues ofrece productos muy sedimentados. Para hacerse una idea del tipo de producto que
nos ofrece la Biblioteca Cochrane, valga el siguiente ejemplo de búsqueda con el término artificial limbs, uno de
cuyos resultados es la RS titulada «Prescripción de mecanismos protésicos para tobillo y pie después de la amputación de miembros inferiores»; en la conclusión presente
en el resumen se dice literalmente: «En los estudios comparativos de alta calidad existen pruebas insuficientes acerca de la superioridad general de cualquiera de los tipos
individuales de mecanismos ortopédicos para tobillo y pie.
En los amputados transfemorales con actividad intensa
existen pruebas limitadas acerca de la superioridad del pie
FLEX durante la caminata de nivel en comparación con el
pie SACH con respecto al costo de energía y la eficiencia
de la marcha. Este beneficio solamente se confirmó en personas con amputación transtibial durante la marcha en una
pendiente ascendente y descendente y diferentes aumentos
en la velocidad de marcha. Al prescribir mecanismos ortopédicos de tobillo y pie a personas con amputación de
miembros inferiores, los médicos deberían tener en cuenta
la disponibilidad, las necesidades funcionales de los
pacientes y el costo».
Búsqueda de información en Internet
EMBASE
http://www.embase.com/
ción original, es decir, de los ensayos clínicos, las RS que
ofrece PEDro no vienen puntuadas de acuerdo con su calidad metodológica.
supone en absoluto una garantía de calidad del material
encontrado.
Resúmenes
Guías de práctica clínica
Las Guías de práctica clínica (GPC) son un conjunto de
directrices elaboradas de forma sistemática para ayudar a
clínicos y pacientes a tomar decisiones sobre la atención
sanitaria más adecuada en problemas clínicos específicos.
Las GPC pretenden organizar la mejor evidencia clínica
disponible y utilizarla en la toma de decisiones. Existen
numerosas fuentes de GPC en la red, pero no hay muchas
que nos ofrezcan resultados de interés en el campo de la
ortoprotésica y las ayudas técnicas.
La investigación original como tal y la síntesis de la misma
pueden ser objeto de resumen con el propósito de que el
lector pueda acceder en poco tiempo a una información
densa y de calidad. Los formatos de resumen que vamos a
considerar son los resúmenes de artículos, derivados directamente de la investigación original, y los CAT (critically
appraised topics), que se construyen a partir de la investigación original y/o a partir de los formatos de síntesis.
Los resúmenes de artículos son simple y llanamente
un artículo resumido, pero se trata de un artículo elegido
por su calidad metodológica y por la relevancia del tema
que trata. Suelen conformarse de forma estructurada y a
menudo incluyen una valoración crítica de los autores del
resumen.
Por su parte, los CAT son temas puntuales evaluados de
forma crítica y conformados a modo de resumen estructurado; pretenden dar una respuesta rápida a interrogantes
clínicos del día a día. Son más cortos y menos rigurosos
que las RS, y no suelen estar desprovistos de cierto tono
desenfadado que en manera alguna limita su rigor.
National Guideline Clearinghouse
http://www.guideline.gov/
Evidence-Based Medicine
http://ebm.bmj.com/
Es la fuente genuinamente estadounidense de GPC, vinculada a la AHRQ (Agency for Healthcare Research and
Quality). En ella podemos encontrar alguna información
sobre el papel de las ortesis en diversas patologías y prácticamente ninguna información sobre amputados y prótesis.
Es una de las fuentes de artículos resumidos más conocidas. Se trata de una revista electrónica dependiente del British Medical Journal; desgraciadamente, son muy pocos
sus artículos sobre ortoprotésica o sobre ayudas técnicas.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
OT SEEKER
http://www.otseeker.com/
Al igual que PEDro, también OT SEEKER ofrece RS, en
este caso dentro del ámbito de la terapia ocupacional. Es
pertinente recordar que acudir a fuentes de terapia ocupacional para buscar información sobre el tema que nos ocupa es interesante, pues la terapia ocupacional es una disciplina muy implicada en el campo de la ortoprotésica y las
ayudas técnicas.
SIGN
http://www.sign.ac.uk/
La SIGN o Scottish Intercollegiate Guidelines Network es
la fuente escocesa de GPC. Ofrece algunas GPC en las que
se aborda el papel de las ortesis en patologías tales como el
pie diabético, la fractura de cadera del anciano o la artritis
reumatoide; nuevamente, la información sobre amputados
y/o prótesis es prácticamente inexistente.
PEDro
http://www.pedro.fhs.usyd.edu.au/index.html
Biblioteca Cochrane
http://www.update-software.com/Clibplus/ClibPlus.asp
En la versión española de la Biblioteca Cochrane hay un
banco de resúmenes de artículos sobre dolor de espalda en
el que se puede encontrar alguno sobre ortesis de tronco.
Para ello se elegirá en la columna de la izquierda que aparece en la página principal la opción Kovacs (revisiones del
dolor de espalda).
CATs in Rehabilitation Therapy
http://www.rehab.queensu.ca/cats/
Es una fuente de CAT de la Queen’s University de Canadá.
PEDro también ofrece GPC sobre ortesis, y en este caso se
debe seleccionar, en el apartado correspondiente a la metodología de trabajo, la opción practice guideline.
Occupational Therapy CATs
http://www.otcats.com/
Medline
http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi
Es una fuente de CAT de la Universidad de Western Sydney
de Australia y, como su nombre indica, se refiere en exclusiva al ámbito de la Terapia Ocupacional.
Aunque Medline contiene referencias de más de 10.000 GPC,
casi ninguna aborda temas de nuestro interés.
SCOPUS
http://www.scopus.com/
Probablemente sea la fuente en la que con más facilidad se
pueden encontrar GPC sobre amputados, aunque esto no
30
Instituto Joanna Briggs
http://www.jbiconnect.org/
A medio camino entre los formatos de síntesis y de resumen, la Red dispone de recursos emergentes tales como el
Instituto Joanna Briggs, que pretende buscar la evidencia
disponible, valorarla críticamente y resumirla, así como
Explotación conjunta de todas las formas
de almacenamiento de la información
La versatilidad de la Red es tal que nos ofrece potentes
herramientas de búsqueda que nos permiten explotar de
una sola vez las posibilidades de cualquiera de las tres formas de almacenamiento de la información que hemos citado: investigación original como tal, síntesis y resumen.
Sum Search
http://sumsearch.uthscsa.edu/espanol.htm
Este buscador, del que disponemos de una versión en español, posee diversos filtros y permite el uso de operadores
booleanos. A partir de una única búsqueda es posible obtener tanto información para el gran público (como Wikipedia, aunque a veces no muy actualizada) como información
más específica y actualizada (la que hemos visto en recursos tipo Pubmed, DARE, National Guideline Clearinghouse, etc.).
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
TRIP database
http://www.tripdatabase.com/
La base de datos TRIP (Turning Research Into Practice) es
la otra gran herramienta de este tipo. Con sólo una búsqueda obtenemos RS, GPC (clasificadas por entorno geográfico), sinopsis basadas en la evidencia, preguntas clínicas,
libros electrónicos, artículos originales presentes en Medline, etc.
OTROS RECURSOS EN LA RED
Abledata
http://www.abledata.com/
Es un portal de información sobre ayudas técnicas que,
entre otras cosas, nos ofrece una magnífica biblioteca con
interesantes documentos sobre sillas de ruedas, ayudas
para la marcha, equipamiento deportivo para discapacitados, etc. También presenta recursos para discapacidades
específicas tales como la amputación, las artropatías, la
lesión medular, la lesión cerebral, etc.
La Fundación de Ayuda Protésica (Prosthetics Outreach
Foundation) es un portal centrado en la ayuda a los amputados y personas con deformidades graves de los miembros
en el Tercer Mundo, generalmente en países con conflictos
bélicos. Entre otros servicios, dispone de un vínculo para
acceder a revistas y otras publicaciones, siendo de especial
interés BioMechanic Magazine (http://www.biomech.
com), con amenos artículos del campo de la ortoprotésica
y la biomecánica.
Sociedad Internacional de Prótesis y Ortesis
http://www.ispo.ws/
El portal de la Sociedad Internacional de Prótesis y Ortesis
ofrece OrthoLetter, un interesante boletín informativo en
español sobre la tecnología ortopédica en países no industrializados; la periodicidad es anual, aunque desde 2003 no
se ha publicado ningún número.
Orthotics and Prosthetis
http://www.oandp.com/
Es un portal con versión en español que proporciona información y servicios a los profesionales relacionados con la
ortoprotésica. Dispone de una lista de distribución a través de correo electrónico que permite establecer cualquier
tipo de comunicación con todo los interesados en esta
materia. Además, presenta un catálogo de publicaciones
entre las que destaca, a texto completo, el Journal of Prosthetics and Orthotics (JPO), el Journal of the Association
of Children’s Prosthetic Orthotic Clinics (JACPOC), un
atlas de prótesis de los miembros, la revista Artificial Limbs:
a review of current developments (revista que se publicó
hasta 1972), un manual para amputados de muslo y otro
para amputados por debajo de la rodilla, y dos libros en
español, uno sobre ortesis de miembro inferior y otro sobre
prótesis de miembro inferior.
CEAPAT
http://www.ceapat.org/
El Centro Estatal de Autonomía Personal y Ayudas Técnicas es un centro tecnológico dependiente del IMSERSO,
Ministerio de Trabajo y Asuntos Sociales, cuya misión es
contribuir a mejorar la calidad de vida de todos los ciudadanos, con especial apoyo a las personas con discapacidad
y a las personas mayores. Dispone de un interesante catálogo de ayudas técnicas, así como de otros servicios orientados a mejorar la accesibilidad universal sobre la base del
diseño y de la aplicación de la tecnología.
BREVES RECOMENDACIONES FINALES
Se decía al principio que la Red es muy dinámica. Por
supuesto, los recursos aparecidos en este capítulo no son
los únicos y, además, es muy posible que cuando el lector esté leyendo este capítulo hayan aparecido otros nue-
31
5
Con una versión en español, presenta un apartado de cuidados a pacientes ancianos, otro de cuidados en pacientes
agudos, otro para matronas y, los que más nos interesan,
un apartado de fisioterapia y otro de terapia ocupacional.
Los resúmenes que nos ofrece se ciñen a una estructura
que comienza por la formulación de una pregunta, un
análisis de la situación clínica actual, un análisis de la
evidencia disponible sobre el tema al que la pregunta inicial nos remite y, finalmente, una recomendación de buena práctica. Según el tema de que se trate, podemos
encontrar alusiones de mayor o menor interés a recursos
terapéuticos pertenecientes a la ortoprotésica y a las ayudas técnicas.
Fundación de Ayuda Protésica
http://www.pofsea.org/
Búsqueda de información en Internet
integrarla en la práctica clínica y evaluar el impacto de su
aplicación.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
vos de interés. A la hora de enfrentarse con una búsqueda sobre ortesis, prótesis y/o ayudas técnicas en el
ordenador, lo que hay que tener claro es qué se está buscando.
Si buscamos un producto definido y con cierta calidad
metodológica, conviene que aprovechemos en las bases de
datos correspondientes los vocabularios controlados o thesaurus, en especial mesH si estamos con Medline-Pubmed,
Cochrane, DARE, etc. Cuando el investigador es un médico,
es probable que saque más partido de Medline y EMBASE,
mientras que si se trata de un enfermero, un fisioterapeuta,
un terapeuta ocupacional o un técnico ortopédico, es probable que encuentre más fácilmente lo que busca en bases de
datos tipo CINAHL.
En las bases como PEDro u OT SEEKER, que ya están
previamente filtradas, se encuentra una mayor calidad en la
búsqueda, en detrimento de la cantidad; estas son bases
32
específicas de fisioterapia en el primer caso y de terapia
ocupacional en el segundo, de manera que son de máximo
interés para fisioterapeutas y terapeutas ocupacionales, si
bien los médicos u otros profesionales pueden encontrar
también información de enorme calidad e interés.
Cuando sospechamos que hay muy poco publicado
sobre algo que nos interesa, es posible que tengamos que
sacrificar la calidad en beneficio de la cantidad, y en este
caso SCOPUS es una fuente interesante para comenzar, sin
perjuicio de recurrir a las otras.
Si disponemos de poco tiempo y queremos resultados
eficaces, de calidad, no debemos desaprovechar las posibilidades de Sum Search o de TRIP database.
En profesionales muy familiarizados con la ortoprotésica que quieran sobre todo tener acceso a bibliografía muy
especializada, Orthotics & Prosthetics es un recurso de
gran valor.
6
Prótesis
en amputaciones
parciales del pie
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Felip Salinas Castro y Oriol Cohí Riambau
Las estructuras que forman el pie constituyen un ejemplo de
perfección en arquitectura, ingeniería y biomecánica [1]; puede considerarse que el pie son las estructuras que van desde la
articulación del tobillo hasta el extremo distal de los dedos; por
ello incluimos dicho nivel de amputación en este capítulo.
Las técnicas más avanzadas de amputación y protetización del pie nunca consiguen restituir totalmente la funcionalidad del mismo, de forma que, según el nivel de amputación esté situado más distal o proximal, el desequilibrio
de este perfecto brazo de palancas será mayor o menor
(v. figura 6-1).
Las amputaciones del pie deben ser lo menos agresivas
posibles, aunque algunos niveles se consideran más funcionales que otros.
La finalidad de la prótesis, en este nivel de amputación,
consiste en reequilibrar el pie, restablecer su estética y contribuir a mejorar el estado psicológico [2]. Todos estos
aspectos son los que se tienen en cuenta para alcanzar el
éxito en la sustitución protésica.
AMPUTACIONES DE LOS DEDOS
Y DE LOS RADIOS. MANEJO PROTÉSICO
Amputación del 1.er dedo
Esta amputación supone la mayor pérdida de funcionalidad. El primer dedo soporta más del 50% del peso en el
Figura 6-1 Equilibrio de fuerzas del pie sano.
momento de despegue del pie [1]. Por tanto, ante su ausencia, se produce una sobrecarga de los radios medios y
externos y un déficit en el despegue del pie, por la falta de
contacto del pulpejo del dedo gordo con el suelo.
Hoy en día se utilizan básicamente tres tipos de prótesis:
• Plantilla semirrígida. Se construye con relleno blando
en el espacio vacío del 1.er dedo para evitar la
desviación del resto de los dedos y un fleje situado en
la base de la plantilla, que pasa desde el centro del
talón en dirección al 1.er radio y por debajo del relleno
que suple el 1.er dedo amputado (v. figura 6-2).
33
Relleno anterior
Relleno dedos
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Fleje
acerado
Figura 6-2 A. Plantilla con relleno para
amputación del primer dedo. B, C. Fleje o
base en fibra de carbono
A
• Plantilla en composite de fibra de carbono. Se fabrica
con un relleno del espacio vacío del 1.er dedo. La
elasticidad y resistencia de este material restituye el
apoyo que correspondería al primer dedo y normaliza
el despegue del pie del suelo, sin necesidad de colocar
un fleje.
• Dedo protésico de silicona. Su función es
principalmente estética (v. figura 6-3), a no ser que se
acompañe de un refuerzo para compensar el déficit
funcional que supone la pérdida del primer dedo.
Amputación del resto de dedos
No supone una pérdida de funcionalidad apreciable, aunque para equilibrar el apoyo y evitar la desviación secundaria de los dedos conservados se coloca una plantilla con
relleno. En el caso de amputación de los 2.º, 3.er, 4.º y 5.º
dedos, se coloca una plantilla con relleno del espacio vacío
para evitar la desviación del 1.er dedo (v. figura 6-4).
En la plantilla se pueden añadir otros elementos, como
una barra o un corazón retrocapital y cuñas externas, con
el fin de mejorar la distribución de las presiones plantares
a nivel del pie y evitar las desviaciones en varo.
Cuando sólo existe amputación de la falange distal de
un dedo, se puede colocar un dedo de silicona, que tiene
B
Arco
longitudinal
Plantilla
C
Fleje
acerado
una función estética, aunque no suele ser cómoda por la
dificultad de fijarla al muñón.
Amputación de los radios del pie
La amputación de un radio (falanges y metatarsiano)
requiere una protetización adaptada según el nivel de la
misma.
• La amputación de un radio medio no requiere
protetización, ya que tanto la estética como la
funcionalidad son buenas.
• La amputación del 1.er radio requiere una plantillaercon
iguales características que en la amputación del 1.
dedo.
• La amputación de los radios externos precisa una
prótesis con rellenos de toda la porción amputada y un
fleje de talón al 5.º metatarso o una base de fibra de
carbono prolongada hasta por debajo del 5.º metatarso
para compensar el desequilibrio en el momento del
apoyo del pie.
AMPUTACIÓN TRANSMETATARSIANA
Y DE LISFRANC. MANEJO PROTÉSICO
Amputación transmetatarsiana
Este nivel de amputación es funcional si cumple [2] los
siguientes requisitos:
• Conseguir un colgajo con un buen almohadillado
plantar.
• Conservar una fórmula metatarsal tipo index plus
minus (1⬎2, 2⬎3, 3⬎4, 4⬎5).
• Preferirla a una amputación más conservadora, pero
con peor funcionalidad del muñón.
• Que distribuya la carga del peso en toda la superficie
del muñón.
Figura 6-3 Prótesis de silicona del primer dedo del pie izquierdo.
34
La prótesis utilizada es un soporte plantar de material semirrígido con una longitud igual a la del pie contralateral y con un
Relleno
Figura 6-4 Plantilla con relleno para
amputación del resto de dedos.
fleje en la base desde el talón hasta el 1.er radio, o una plantilla
en fibra de carbono. Dispondrá de un relleno de la zona anterior
amputada (v. figura 6-5). Este relleno consta de dos partes:
• Zona en contacto con la piel anterior y distal del
muñón, de material muy blando, de amortiguación
(plastazote, silicona, uretano, etc.). Es la zona del
muñón con cicatriz, con fuerzas de roce y
cizallamiento, y, por tanto, la principal área a proteger.
• Resto del relleno de un material más consistente, tipo
pelite o pedilén, que da forma a la zona amputada del
antepié.
La prótesis puede disponer de elementos correctores o
compensadores, como cuñas de antepié para evitar la supinación del mismo, barras para descarga de su zona anterior, etc. Debe tener un grosor que permita alojarla en un
calzado normal, y el relleno una forma que se adapte perfectamente a la de unas hormas normales de zapato.
En el calzado también se pueden realizar modificaciones, como por ejemplo colocar una suela en balancín, para
evitar la presión excesiva de la zona distal del muñón porque necesitemos disminuir el contacto en esta zona.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Amputación de Lisfranc
Se conoce con el nombre del cirujano del ejército de Napoleón que la practicó por primera vez a los soldados heridos
en las guerras napoleónicas [2]. Es un buen nivel de amputación, aunque, debido a que el brazo de palanca residual
es menor que en la transmetatarsiana, el desequilibrio
muscular es mayor, con aumento de la tendencia a equinizar el muñón.
La prótesis será similar a la de la amputación transmetatarsiana, aunque el fleje deberá ser más potente o la plantilla de fibra de carbono más resistente, al aumentar la solicitación al despegue de los dedos.
En pacientes de elevado peso o con alta actividad física,
es conveniente aplicar la prótesis de Barrachina (que se
explicará en la amputación de Chopart). Es un modelo de
prótesis que controla mejor la tendencia al equinismo y al
varo, permitiendo un restablecimiento del desequilibrio
muscular (v. figura 6-6).
AMPUTACIÓN DE CHOPART. MANEJO
PROTÉSICO
La amputación a nivel de la articulación de Chopart es difícil de protetizar, porque el desequilibrio muscular producido por el escaso brazo de palanca hace que el muñón tienda
a desviarse en equino y en varo (v. figura 6-7). Para evitar
este inconveniente, algunos autores son partidarios de realizar una artrodesis tibio-astragalina, aunque alarga el
postoperatorio y limita la movilidad del tobillo.
Relleno
flexible
Relleno
anterior
Plantilla
Figura 6-5 Amputación transmetatarsiana y plantilla con relleno y dispositivo de
impulso para la marcha.
35
Prótesis en amputaciones parciales del pie
Barra retrocapital
6
Arco
longitudinal
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Figura 6-6 Amputación de Lisfranc.
A. Plantilla con relleno. B. Prótesis de
Barrachina.
Figura 6-7 Desequilibrio de las estructuras del pie en la amputación de Chopart.
A. Desviación del pie en equino. B. Desviación del pie en varo.
A
B
A
Se utilizan dos tipos de prótesis:
• Prótesis austríaca:
Prótesis de Barrachina.
Prótesis
de Botta:
•
◗ Prótesis con apoyo prepatelar (que se explicará en la
amputación de Syme).
◗
Prótesis de Barrachina
Tiene como principales objetivos:
• Mantener la porción conservada del pie en la actitud lo
más fisiológica posible, controlando la tendencia al
equino y al varo del muñón.
• Evitar las zonas de hiperpresión, realizando una
correcta distribución de cargas.
B
ticidad y a la vez una gran resistencia al desgaste (v. figura 6-8).
Este modelo de prótesis se coloca en cualquier tipo de
calzado, aunque se recomienda que sujete el retropié y contenga correctamente el empeine. Hay dos variantes más de
este modelo de prótesis, con características similares:
Prótesis austríaca modificada por ITO
Una diferencia es que está acabada en piel de curtido natural, lo que la hace más cómoda y transpirable. Otra diferencia es su estructura, dividida en dos piezas que se abren
como una bisagra longitudinal. Esto permite introducir el
muñón y fijarlo con velcro. Se puede llevar con un calzado
normal, y controla los movimientos en equino y en varo del
muñón residual (v. figura 6-9).
Prótesis de Botta
La prótesis envuelve el calcáneo, continúa por debajo de la
planta y los laterales del muñón hasta la parte anterior, que
se acaba con un relleno para restablecer la forma y tamaño
del pie contralateral.
El borde posterior se refuerza con un contrafuerte rígido
que nos ayudará a controlar el varo. En la parte anterior se
utiliza un relleno de material flexible tipo pedilén o pelite,
que permite flexionar la zona del antepié para dar el paso,
pero con una cierta resistencia para no ser vencido con facilidad por el peso del cuerpo.
En la base de la prótesis se coloca una plantilla de
composite de fibra de carbono, o un fleje metálico, para
dotar de resistencia al conjunto de la prótesis y evitar la
caída del pie en equino. Toda ella va recubierta de látex u
otro material similar, que le proporciona una buena elas-
36
De silicona, con una cazoleta rígida que soporta y controla la
zona medial y lateral del talón [3]. El resto se complementa
con silicona elástica, se adhiere muy bien al encaje y permite
realizar un acabado muy estético. La principal diferencia con
las anteriores es que la silicona permite moldear la punta del
pie para darle la forma de los dedos; por tanto, son prótesis
que, si bien a nivel funcional no aportan ninguna novedad, a
nivel estético suponen un gran avance. Además se pueden
utilizar como prótesis de baño (v. figuras 6-10 y 6-11).
Prótesis con apoyo prepatelar
En pacientes con amputación de Chopart a los que se les ha
practicado una artrodesis tibio-astragalina, o que tienen
una alta actividad física, es recomendable este tipo de prótesis con valva anterior y apoyo prepatelar.
6
Prótesis en amputaciones parciales del pie
Figura 6-8 Amputación bilateral del
retropié y protetización con botinas de
látex tipo Barrachina y cierre con cordones o velcro. Se introducen en un calzado
normal.
A
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
B
Figura 6-9 Amputación de Chopart y
prótesis austríaca modificada por ITO.
Permite el uso de calzado con diferentes
alturas de tacón. A. Fabricación. B. Colocación.
Son prótesis que disminuyen la presión sobre la zona
distal del muñón y mejoran el equilibrio y la seguridad del
paciente durante la bipedestación y la marcha.
Se debe vigilar la zona situada entre el final del muñón y
la que inicia el relleno del antepié. Es una zona que sufre la
acción de cizallamiento durante la marcha, y un punto frecuente de rotura [4]. Es conveniente reforzar esta zona, aunque sea a expensas de aumentar el peso (v. figura 6-12).
A la larga, los pacientes suelen intercambiar esta prótesis, que utilizan para las actividades de la vida profesio-
nal, con las prótesis anteriores para estar por casa, caminar, pasear, etc.
AMPUTACIÓN DE SYME. MANEJO
PROTÉSICO
Es un buen nivel de amputación, pero para conseguir un
buen soporte de la carga del peso requiere una depurada
técnica quirúrgica y la conservación de la piel del talón.
37
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
aunque si este está presente, siempre existe una mejor descarga en la zona distal del muñón y en la cresta anterior
de la tibia, porque son zonas que, a la larga, en este tipo de
amputación suelen acarrear problemas de hiperpresión y
erosiones o ulceraciones de la piel.
La típica forma bulbosa de la parte distal del muñón es lo
más complicado a la hora de ajustar las prótesis, que resultan
muy abultadas en esta zona distal debido a la forma de los
maléolos, que han de poder quedar alojados en el extremo
distal del encaje después de pasar por la zona más estrecha
del tobillo. Generalmente este problema se resuelve mediante aberturas de ventanas laterales, o en sentido anteroposterior, o con una tapeta de abertura posterior cerrada con velcros.
Figura 6-10 Prótesis de silicona de Botta.
Prótesis de Syme con ventanas laterales
o anteroposteriores
Figura 6-11 Colocación de una prótesis de silicona.
Cuando la amputación es reciente se coloca una prótesis
provisional [5] para conformar el muñón e iniciar la marcha, además de poder introducir los cambios necesarios en
cuanto a la alineación (v. figura 6-13).
Una vez el muñón se encuentra estabilizado, se fabrica
la prótesis definitiva, que se apoya sobre toda la superficie
del muñón. Es posible realizarla con o sin apoyo prepatelar,
Figura 6-12 Amputación de Chopart y
prótesis alta con apoyo subrotuliano. Concentración de fuerzas de cizallamiento (A,
B y C). Solución con prolongación de laminado a zona retrocapital.
38
A
El encaje rígido se realiza en una sola pieza, en material
termoplástico, como polipropileno por ejemplo, o en resinas laminadas acrílicas o en fibra de carbono.
Debido a que la parte distal del muñón es bulbosa e irregular, es necesario practicar unas ventanas en las zonas
más estrechas del encaje para que el muñón se pueda introducir dentro del encaje rígido. Las ventanas pueden cerrarse con unas tapas y velcros o con cierres metálicos una
vez se ha introducido el muñón, o simplemente se pueden
dejar abiertas, ajustando el muñón con unos velcros y almohadillas (v. figura 6-14).
Debe reforzarse especialmente la zona de las ventanas,
puesto que debilitan el encaje y además es donde existen
unas fuertes presiones y fuerzas de cizallamiento durante
la marcha.
La interfase entre el muñón y el encaje rígido es de
material microporoso y de una sola pieza. Las zonas correspondientes a las ventanas se expanden al introducir el
muñón y vuelven a su posición una vez introducido, sirviendo así de anclaje de la prótesis.
También se utilizan fundas de silicona, de gel mineral y
de uretano.
Antes no había modelos estándar adecuados y se hacían
a medida. Actualmente existen modelos predeterminados
B
C
6
A
B
Prótesis en amputaciones parciales del pie
Figura 6-13 Amputación de Syme y protetización provisional para inicio inmediato de carga y deambulación con ayudas
de marcha. Molde positivo de escayola y
prótesis bivalva en polipropileno con
cierre de velcros y taco de goma. A. Visión
lateral. B. Visión frontal.
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Figura 6-14 Amputación de Syme. Prótesis definitiva en fibra de carbono. La alta
resistencia de la fibra de carbono permite
abertura de ventanas en sentido anteroposterior para disminuir el peso y mejorar
la ventilación.
que se ajustan adecuadamente. Es conveniente utilizar fundas de un cierto grosor (6-9 mm) porque son muñones irregulares con problemas de roces y escaras.
El uso del encaje blando de politeno es poco utilizado y
de difícil fabricación, aunque en determinados pacientes
puede ser una solución.
El encaje contacta todo el muñón. No siempre es necesario el apoyo subrotuliano, aunque es aconsejable, pues
consigue disminuir la presión sobre la zona distal del
muñón y la cresta inferior de la tibia. Además da mayor
seguridad durante la marcha.
El pie protésico a colocar depende del espacio que dispongamos. Si hay poco acortamiento, se puede colocar un
pie de pedilén con relleno en antepié o una plantilla de fibra
de carbono. Si se dispone de 5 cm o más, podemos valorar
otros pies, como los de perfil bajo (v. figura 6-15).
Prótesis de Syme bivalva
Es un modelo similar al anterior, pero divide el encaje en
dos mitades rígidas, una anterior y otra posterior. Al entrar
el muñón, se separa la valva posterior y, una vez alojado en
su interior, se une a la anterior con cierres de velcro y un
sistema de bayonetas (v. figura 6-15).
Si la forma del muñón lo permite, un manguito de pelite
en la parte interna del encaje facilita en ocasiones la colocación de la prótesis.
La base del encaje debe acolcharse con espuma blanda
de plastazote, pero esta no debe ser muy gruesa, por el
poco espacio que queda debido a la longitud del muñón.
El borde superior del encaje cubre los cóndilos femorales, en la parte anterior existe un apoyo subrotuliano y la
parte posterior presiona suavemente el hueco poplíteo. Así
se consigue la sujeción proximal del encaje, sin dificultar la
libre flexión de la rodilla.
El pie protésico a colocar depende del espacio del que se
dispone. Se puede utilizar una plantilla con relleno anterior
de pedilén, pie SACH para amputación de Syme, pie Seattle para Syme, pie Quantum, etc.
En ocasiones, con el fin de mejorar la marcha, se coloca
en el calzado una suela en balancín.
Prótesis de Syme con liner
Se coloca al muñón del paciente una funda blanda o
«liner» para proteger el muñón y homogeneizar la forma
bulbosa del mismo. El «liner» puede ser de forma redondeada o con un sistema de cuerda o vástago a nivel distal,
39
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Figura 6-15 Amputación de Syme. Prótesis definitiva con apoyo patelar, tapeta
posterior con velcros, funda de pelite,
laminada con resinas acrílicas y pie tipo
SACH.
según el espacio del que dispongamos por la amputación.
Habitualmente queda poco espacio desde el apoyo del
muñón hasta el suelo, y se colocan fundas blandas sin dispositivo terminal.
El encaje rígido se construye de una sola pieza y, si es
necesario, se acompaña de una rodillera de suspensión
(v. figura 6-16).
Figura 6-16 Amputación de Syme. Prótesis definitiva de apoyo patelar, con interfase blanda de gel mineral para homogeneizar la forma bulbosa del muñón y
amortiguar presiones en la zona distal del
muñón.
40
AMPUTACIÓN DEL RETROPIÉ. MANEJO
PROTÉSICO
Existen diferentes técnicas de amputación a nivel del retropié, como la amputación de Pirogoff, Ricard, Malgaigne,
etc. Son excepcionales porque presentan una gran dificultad técnica, consistente en mantener el calcáneo en posi-
6
Prótesis en amputaciones parciales del pie
Figura 6-17 Prótesis de silicona para
amputación del tarso.
A
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Figura 6-18 Calcanectomía (por disparo
accidental de escopeta de perdigones) y
protetización con una plantilla de relleno
y compensación de las desviaciones del
pie. A. Radiografía. Calcanectomía. B. Plantilla de compensación. C. Dismetría y desviación del pie. Visión posterior. D. Compensación del pie. Visión posterior.
C
ción vertical. En general se consideran malos niveles de
amputación para protetizar, y siempre que sea posible es
preferible realizar una amputación más proximal, o una
amputación de Syme en caso contrario. La razón de que
sea un mal nivel para el técnico protesista es la dificultad
de mantener el muñón en buena posición funcional.
El tipo de prótesis consiste en un híbrido entre las prótesis
para la amputación de Chopart y la amputación de Syme, de
manera que se parecen más a una u otra, dependiendo de la
técnica de amputación empleada (v. figura 6-17).
Calcanectomía
La resección parcial o total del calcáneo se realiza en osteítis recidivantes, fracturas con estallido del calcáneo, etc.
La prótesis consiste en una plantilla de material elástico o
microporoso con relleno de la zona del retropié para compensar la pérdida de la porción amputada. Debe ser entera,
B
D
con buen apoyo del arco longitudinal, y estable, debido a la
pérdida de funcionalidad del pie, especialmente en la fase
de la marcha del choque del talón al suelo (v. figura 6-18).
BIBLIOGRAFÍA
1. Viladot A. Lecciones del pie. Masson.
2. Viladot R, Clavell S, Cohí O. Ortesis y prótesis del aparato
locomotor. 2.2. Extremidad inferior. Prótesis del pie.
Masson, 1989.
3. Baumgartner R, Stinus Hartmut. Tratamiento ortésicoprotésico del pie. Amputación y tratamiento con prótesis.
Masson, 1997.
4. Cohí O. Prótesis del pie. Actualizaciones en Técnica
Ortopédica. Masson, 2001.
5. Kerbaol P, Travers JY. Propuesta de una prótesis provisional
para la amputación de medio pie o de la parte posterior del
pie. Masson, 2001.
41
7
Pies protésicos
Felip Salinas Castro y Oriol Cohí Riambau
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
El pie protésico es el componente más distal de la prótesis
que contacta con el suelo. Sus funciones son transmitir las
fuerzas de reacción del suelo al resto de la prótesis, amortiguar el impacto del pie y contrarrestar la ausencia de las
articulaciones anatómicas del pie y del tobillo [1].
Es un elemento fundamental en las prótesis de extremidad inferior, porque debe suplir la falta de la musculatura
plantar flexora, que es la encargada de provocar la deceleración de la caída del pie en el momento de la toma de
contacto con el suelo y de facilitar la progresión de la extremidad inferior en el momento del despegue del pie [2].
FACTORES DETERMINANTES
DE LA MARCHA
Hay una serie de mecanismos básicos en la optimización
de la marcha. Dependiendo del nivel de la amputación, en
la marcha del amputado se alteran estos factores determinantes de la misma: la rotación y la inclinación pélvica,
la flexión de rodilla, el movimiento coordinado del mecanismo rodilla-tobillo-pie y la angulación en valgo de la
rodilla [3].
La función de estos factores es múltiple: permitir la propulsión, estabilizar la carga, absorber el choque, minimizar
el consumo de oxígeno, intentando impedir que el centro
de gravedad se desplace en exceso, y conseguir un leve
movimiento sinusoidal de arriba abajo y de un lado a otro
para conservar la inercia.
Cada uno de estos factores tiene una función específica:
• La rotación pélvica permite desplazar el tronco hacia
delante, suavizar la trayectoria y prolongar el paso;
esta rotación es aproximadamente de unos 4º hacia
cada lado.
• La inclinación pélvica es de unos 4º-5º en el plano
frontal hacia el miembro oscilante; de este modo
disminuyen las oscilaciones verticales.
• La flexión de rodilla, de unos 15º en la fase de apoyo,
reduce también la oscilación vertical del centro de
gravedad.
• El movimiento coordinado del mecanismo rodillatobillo-pie hace que el choque de talón y despegue del
antepié suavicen la trayectoria del centro de masas.
• El valgo de la rodilla combinado con la aducción de la
cadera permite minimizar el desplazamiento lateral
del centro de gravedad.
El pie protésico, al igual que el pie anatómico, en el momento de la toma de contacto con el suelo debe dar estabilidad
en el plano sagital, reduciendo una flexión exagerada de
la rodilla y adecuando el contacto y la carga mediante la
flexión plantar. Más tarde, en el período comprendido entre
la fase media del apoyo y la parte final del ciclo, debe pro-
43
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
curar dar una resistencia adecuada a la flexión dorsal del
pie que se produce por la extensión de la rodilla, impidiendo el recurvatum de la misma; finalmente debe asistir al
despegue de la extremidad.
Con el fin de asemejarse a la biomecánica del pie humano y facilitar la marcha del amputado, los pies protésicos
primitivos incorporaban una cuña central de madera, combinada con materiales blandos en el talón y en la puntera.
El patrón típico de la marcha del amputado consiste en
un paso rápido (reducción del tiempo) desde el momento
de la toma de contacto con el talón hasta la fase media de
apoyo del pie, seguido por una fase de oscilación rápida,
dando lugar a un acortamiento de la longitud efectiva de la
extremidad.
Esto adquiere especial importancia, fundamentalmente,
si el balance articular de la cadera o de la rodilla de la extremidad afecta se encuentra limitado o si hay un déficit muscular de los flexores de cadera, puesto que entonces la compensación es incompleta y la marcha se hace más difícil [3].
TIPOS DE PIE
Durante años, el pie protésico SACH (Solid Ankle Cushion
Heel) fue el pie más popular y el más prescrito. 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.
Se denominan pies uniaxiales los que sólo tienen movilidad en el plano sagital. Los multiaxiales son aquellos que
pueden moverse en más de un plano. Finalmente existen
los denominados pies de absorción o de almacenamiento
de energía (PAE) o de respuesta dinámica, que son aquellos que devuelven la energía cinética acumulada durante
la fase de apoyo, en la fase de despegue y oscilación. Los
materiales de los diferentes tipos de pies (madera, caucho,
poliuretano, aluminio, fibra de carbono, etc.), sus características y sus respuestas son muy variados.
Pies uniaxiales
Pie SACH
Está formado por una pieza central de madera, con puntera
y talón de espuma de látex; así se consigue amortiguar el
impacto del choque de talón y dar una cierta flexión dorsal
en la fase de despegue del pie. Los pies SACH más actuales
están recubiertos de una cosmética que imita el pie anatómico (v. figura 7-1).
No presenta ninguna articulación, aunque consigue imitar, de manera muy simple, el comportamiento de un pie
humano, debido a su capacidad de deformidad elástica en
el plano sagital.
Pie articulado
Está construido a partir de una quilla central. Dispone de
un cojinete para la articulación mecánica del tobillo y presenta en la parte posterosuperior y anterosuperior unas
44
Figura 7-1 Pie tipo SACH. Ya no se fabrica con el talón de espuma
blando porque se degradaba con cierta facilidad. (Por cortesía de
Otto Bock.)
cavidades donde se alojan unos cilindros elásticos amortiguadores. Este tipo de pie tiene una capacidad de deformación elástica en el plano sagital, tanto en la flexión plantar
como en la dorsal (v. figura 7-2).
Hay estudios que demuestran que, en comparación con
el pie SACH, el pie articulado mejora significativamente la
marcha del amputado [4].
Pies multiaxiales
Pie dinámico
Se trata de un pie fabricado con espuma elástica que tiene
capacidad de deformación tanto en el plano frontal como
en el sagital y también levemente en el transversal. No dispone de articulación (como el pie SACH) y tampoco ofrece
retorno de energía.
Pie de Jaipur
Desarrollado en la India por Sethi [5] para uso de los
pacientes que viven en el medio rural y con escasos recursos económicos. Está fabricado en caucho vulcanizado
para permitir su adaptación a los diferentes tipos de terreno. Este material tiene una alta resistencia al desgaste y
Flexión dorsal
Flexión plantar
Figura 7-2 Pie articulado que, a partir de la articulación del tobillo, permite movimientos de flexión plantar y de flexión dorsal.
Pie Greissinger Plus
Pie multidireccional fabricado a partir de un elastómero
con forma de aro combinado con una horquilla; el elastómero presenta tres grados de rigidez para adaptar el pie a
las necesidades individuales del amputado.
Burgess y cols. [7] desarrollaron un pie que consta de un
solo cuerpo fabricado con un material plástico de gran
resistencia (v. figura 7-4). Este material es capaz de almacenar energía bajo compresión y devolverla al cesar la carga, lo cual posibilita que mejore el despegue del pie con
más efectividad que el SAFE.
Pie Multiflex
Está fabricado con una cosmética de espuma elástica y una
quilla de plástico rígido; este se articula con un dispositivo
de tobillo que dispone de unas arandelas con diferentes
grados de amortiguación en función del peso y actividad
del amputado (v. figura 7-3).
Pie SAFE (Solid Ankle Flexible Endoeskeletal)
Campbell y Childs en 1980 idearon un pie que representó
un avance en las sustituciones protésicas [6]. El esqueleto
interno está formado por quillas de material plástico
flexible de alta densidad, capaces de almacenar energía en
situaciones de carga y devolverla una vez se libera de la
misma. Los elementos elásticos deformables que componen el resto del pie le permiten adaptarse a diferentes
tipos de terrenos y reducir el gasto energético que se precisa para realizar la deambulación; no obstante, la capa-
Pies de almacenamiento de energía
o de respuesta dinámica
Este tipo de pies buscan un compromiso entre la rigidez y
la flexibilidad. La quilla bajo la carga se deforma y, por su
naturaleza, memoriza dicha deformación, para devolverla
en el momento que libera dicha carga.
Para ello es necesario conocer la altura, peso y nivel de
actividad del sujeto para colocar el pie adecuado y que este
obtenga el máximo beneficio.
Pie Flex-Foot
Pie construido al 100% en fibra de carbono, con la particularidad de que absorbe 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. A pesar de que inicialmente era un pie difícil de alinear por la ballesta superior
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Figura 7-3 Pie multieje con tobillo incorporado, que permite movilidad en los tres
planos del espacio a través de unos snnubers de amortiguación.
Figura 7-4 Pie Seattle. Evolución del pie
SACH y SAFE, que mejoran en peso y en
funcionalidad.
45
Pies protésicos
Pie Seattle
7
cidad de retorno de energía acumulada es relativamente
limitada.
puede utilizarse sin calzado. Su uso está muy extendido en
los países en vías de desarrollo, especialmente del continente asiático, pero no se usa en los países occidentales
desarrollados.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
en fibra de carbono, actualmente dispone de los adaptadores más habituales, que favorecen su alineación [8].
La compresión progresiva durante la carga sirve para
adecuar la transición suave hacia el doble apoyo. Una hendidura longitudinal sagital en la parte anterior sirve para dar
mayor estabilidad mediolateral y favorecer un cierto grado
de inversión y eversión del pie. Debido a estas características y a la alta resistencia a la fatiga del material, puede ser
utilizado en el deporte para la carrera y el salto. Ejemplos
de este modelo son el Variflex, o el Springlite. Están indicados en pacientes con un nivel de actividad moderada o alta
y pueden cubrirse con una funda cosmética.
Una variedad de los pies tipo Flex la constituyen los pies en
fibra de carbono que disponen de mecanismos que permiten
añadir más movilidad al pie. Dependiendo de la actividad del
sujeto, estos mecanismos pueden ajustarse para poder caminar por terrenos irregulares (v. figuras 7-5 y 7-6). Algunos
modelos disponen incluso de elementos de absorción de cargas rotacionales (p. ej., Ceterus), o de cilindros neumáticos
para mejorar el impulso (p. ej., Pathfinder) (v. figura 7-7).
Estos tipos de pies protésicos están indicados en sujetos
con actividad moderada o alta, que realizan actividades
lúdicas o de ocio en el exterior, como los que practican
golf, por ejemplo.
Pie College Park Trustep
Este pie está diseñado para actividades con una gran adaptación al terreno. Lo constituye una quilla ligera fabricada
en composite y una serie de sistemas articulares que,
mediante unos elastómeros de diferentes densidades, permiten acomodarse a terrenos irregulares (v. figura 7-8).
Es muy difícil determinar cuál es el mejor pie dentro de
estos grupos, pues no existen estudios concluyentes al respecto.
Para actividades específicas a veces se necesitan pies protésicos con características especiales; así, por ejemplo, para
quienes practican atletismo y realizan carreras de distancias
cortas, el pie más indicado para el impulso es el Flex-Foot
Cheetah, porque da una excelente respuesta elástica dinámica y propulsión activa hacia delante (v. figura 7-9).
En la práctica del deporte, especialmente para la carrera, el paradigma de todos los elementos protésicos es el pie.
Para la práctica del golf se utilizan mecanismos rotacionales, que se transmiten desde el muñón hasta el pie. La elección de los mecanismos protésicos adecuados a la actividad
que quiera llevar a cabo el paciente hace que sea necesario
conocer los distintos pies existentes para adaptarlos a dicha
actividad y a su tipo de prótesis.
ELECCIÓN DEL PIE PROTÉSICO
La elección del pie es un factor clave en las prótesis de extremidad inferior. Suele estar condicionada por factores como:
• Lugar de residencia del paciente (ciudad, campo…).
• Acceso a la vivienda (escaleras, ascensor, rampa, etc).
46
Figura 7-5 Pie en fibra de carbono tipo Pathfinder, con cilindro
neumático de amortiguación e impulso en la zona posterior.
Figura 7-6 Pie College Park multiarticulado con ballesta anterior
dividida en dos láminas.
• Recursos económicos del paciente o de la entidad que
gestiona el gasto.
• Disponibilidad del pie protésico.
• Conocimiento y experiencia por parte del amputado,
del prescriptor y del técnico ortoprotesista del
comportamiento de los pies.
No obstante, debe realizarse la elección basándose en un
conocimiento de la evaluación de los resultados de la tecnología médica protésica [9].
Para ello hemos de basarnos en la información disponible, analizar la bibliografía y tomar después la decisión
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Figura 7-7 Pie en fibra de carbono Cheetah. Permite un gran
retorno de energía. Es exclusivo para correr debido a su especial
alineación y resistencia elástica.
clínica. Todo ello tiene una gran importancia, sobre todo si
se realiza un análisis de rentabilidad para obtener buenos
resultados.
Los pies dinámicos multiaxiales tienen más movilidad en
los tres planos del espacio que otros pies protésicos [10];
dicha movilidad puede ser una ventaja para aquellos que
caminan por terrenos irregulares. Aunque la rotación transversal no es un movimiento anatómico del tobillo, se piensa
que estos pies, al estar dotados de ella, pueden reducir las
fuerzas de cizallamiento que se transmiten al muñón.
En el momento del contacto del talón al suelo, el pie
debería tener una respuesta a la carga similar a la que tiene
el pie normal para que, de esta manera, el peso del cuerpo
aplicado a través del encaje generase una fuerza en el punto de apoyo que condujera al resto del pie al suelo, pero con
una deceleración durante la caída del mismo. En el pie normal esto se produce gracias a los músculos pretibiales, que
impulsan la tibia hacia delante, preservando la progresión
anterior y la inercia. Esta acción similar es necesaria en el
pie protésico para proteger al muñón del trauma y del
estrés, sobre todo en los amputados por diabetes o enfermedad vascular periférica, porque estos enfermos son más
susceptibles al estrés mecánico producido por la carga y las
fuerzas de cizallamiento [11].
Los elementos elásticos o la fibra de carbono no pueden
sustituir a los músculos dorsiflexores en la toma de contac-
Figura 7-8 Pie en fibra de carbono con un microprocesador (Propio Foot Össur) incorporado que permite la adaptación del pie a
diferentes terrenos.
47
7
Pies protésicos
to del antepié, ya que no pueden conseguir que el pie aterrice con suavidad, debido a que la respuesta cinemática de
estos materiales no es tan rápida ni adecuada como la que
tienen los músculos de la extremidad inferior.
En el apoyo de talón, los pies que presentan mayores
diferencias en valor absoluto son el Quantum, el Multiaxial y el SACH, lo que indicaría que son estos los que
peor se adaptan. Probablemente estos resultados estén
más en relación con la dureza del retropié que con otra
situación, porque la magnitud y la relación de las fuerzas de reacción verticales o fuerzas z expresan la capacidad de absorción del impacto que tiene el pie [12].
La fuerza de apoyo en la media estancia es mayor en
todos los pies amputados que en el indemne. Esta alteración viene determinada en gran medida por la falta del
mecanismo de propiocepción. La ausencia de los músculos
pretibiales en los amputados implica que los elementos del
pie protésico deben absorber la carga en la toma de contacto, pero deben hacerlo a la velocidad correcta, para mantener la inercia de la marcha; esta regulación resulta complicada, ya que no disponen del fino equilibrio entre los
dorsiflexores y plantiflexores como ocurre en la extremidad
sana. Es de capital importancia que la dureza y la flexibilidad que muestren los pies protésicos sean semejantes a las
del pie normal.
En el pie normal hay mecanismos que absorben el
impacto y amortiguan las fuerzas de reacción del suelo,
como son la articulación subastragalina y la almohadilla
del talón, que se comprime bajo la carga. Estos dos elementos, entre otros, no los tiene el pie protésico, de forma que
la absorción del choque de talón no es eficiente y, aunque
no hay diferencias cuantitativas en las fuerzas verticales, sí
existen diferencias cualitativas.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Figura 7-9 El pie C-Walk en fibra de carbono combina el retorno de energía propio de las ballestas en fibra de carbono
con la amortiguación y movilidad de los
pies multiejes, gracias a su diseño central
en «C». (Por cortesía de Otto Bock.)
En el paso de la fase media del apoyo al despegue, la
curva es mayor en la extremidad indemne, lo que puede
explicar que la compensación al movimiento inercial tibial
no es tan rápida, eficaz y uniforme con el pie protésico,
teniendo en cuenta que el tiempo de apoyo en el pie amputado es menor que en el pie indemne.
La menor fuerza de apoyo de talón en el lado amputado
sugiere que el aterrizaje del pie protésico en el suelo es más
suave, probablemente porque tiene menos seguridad que el
pie normal, y parece que la carga la realiza con más precaución.
Del incremento de fuerzas en el lado sano resulta una
marcha asimétrica, lo cual está en concordancia con lo
indicado por algunos autores, que encuentran una disminución de la aceleración y deceleración en el lado protetizado.
Aunque algunos autores limiten el uso de los pies de
absorción de energía a los jóvenes, deberíamos cuestionarnos esta idea a la luz de algunos resultados, porque, al compararlos con el pie sano, todos los pies protésicos tienen
una respuesta inadecuada en el momento del apoyo del
talón, que siempre es inferior a la del pie sano.
Los pies almacenadores de energía muestran mejores
resultados que los pies uniaxiales en el momento del despegue; en cambio, el pie SACH y el articulado no favorecen
dicho despegue, incrementando el consumo energético del
amputado durante la marcha.
Cuando, por la causa que sea, precisemos favorecer el
despegue, la elección se decantará por el Flex-Foot y en
ningún caso por el articulado o el SACH, que presentan
resultados más modestos.
Los pacientes caminan más rápido con los pies almacenadores de energía que con los uniaxiales, de tal manera
que, a medida que la velocidad aumenta, se incrementa el
componente vertical de las fuerzas de reacción del suelo y
por tanto la marcha será más eficiente [13].
En cuanto a la comodidad del pie protésico, los pacientes también muestran claras preferencias por los pies almacenadores de energía respecto a los uniaxiales. Estos resultados indican que los amputados prefieren prótesis que
transmitan menos el impacto del suelo al muñón y que tengan mayores propiedades de progresión.
En conclusión, la elección del pie protésico no debe ser
objeto del azar, sino de un buen análisis que incluya las
características morfológicas del sujeto, como su altura, su
peso y sus necesidades individuales, es decir, el nivel de
actividad necesaria y el entorno en que se desenvuelven
48
profesionalmente y durante los momentos de ocio; debe
valorarse también la estética, así como la entidad que se
hace cargo del gasto. Además es indispensable que, de
acuerdo con las normas expuestas anteriormente, conozcamos la respuesta cinética de cada pie protésico.
En algunos sistemas sanitarios, a la hora de la prescripción del pie protésico los amputados se dividen en cinco
categorías:
• No ambulantes (K ).
• Deambulación domiciliaria (K ).
• Deambulación comunitaria limitada (K ).
• Deambulación comunitaria ilimitada (K ).
• Atletas con alto nivel funcional (K ).
0
1
2
3
4
Este sistema es una base con la que se pueden obtener prescripciones más precisas y con mejor rentabilidad, aunque
siempre debemos tener en cuenta la experiencia y los conocimientos del prescriptor, del técnico protesista y del mismo paciente.
BIBLIOGRAFÍA
1. Viladot R, Cohí O, Clavell S. Ortesis y Prótesis del Aparato
Locomotor. 2.2 Extremidad Inferior. Masson 1989.
2. González MA, Cohí O, Salinas F. Amputación y
Discapacidad. Masson 2005.
3. Sánchez JJ, et al. Biomecánica de la Marcha Humana
Normal y Patológica. IBV, 1993.
4. Han TR, Chung SG, Shin HI. Gait patterns of transtibial
amputee patients walking indoors barefoot. Am J Phys Med
Rehabil 2003. 82(2):96-100.
5. Sethi PK, Udawat M, Kasliwal C, Chandra RA. Vulcanized
rubber foot for lower limb amputees. J Int Soc Prosth Orth.
1978. 1(3):125-136.
6. Campbell J, Childs C. The SAFE foot. Orthot Prosthet
1980;34(3):3-16.
7. Burgess E M, Hittenberger D, Fosgren S, Lindh D. The
SEATTLE foot. Orthot Prosthet 1983. 37(1):25-31.
8. Schuch CM. Dynamic aligment options for the Flex-Foot ™.
Journal of Prosthetic and Orthotic, 1989. Vol. 1, Num. 1.
37-40.
9. González Viejo MA, Condón Huerta M.ª J. Importancia y
necesidad de la evaluación de tecnologías médicas en la
técnica ortopédica. TOI (Barcelona) 2000; 2:79-95.
10. Nielsen DH, Shurr DG, Golden JC, Meier K. Comparison of
energy cost and gait efficiency during ambulation in belowknee amputees using different prosthetic feet. A preliminary
report. J P O 1988;1:24-31.
y del Flex-Foot en los amputados tibiales. Aplicación
clínica. Rehabilitación (Madrid) 1998;32:10-18.
13. Alaranta H, Kinnunen A, Karkkainen M, Pohjolainen T,
Heliovaara M. Practical benefits of Flex-Foot in below-knee
amputees. J Prosthet Orthot 1991;3:179-181
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Pies protésicos
7
11. Barth DL, Schumacher L, Sienko Thomas S. Gait analysis
and energy cost of below-knee amputees wearing six
different prosthetic feet. J P O 1992; 4:63-75.
12. González Viejo MA, Avellanet Viladomat M.
Comportamiento cinético de los pies dinámicos multiaxiales
49
8
Prótesis
en amputaciones
tibiales
Felip Salinas Castro y Oriol Cohí Riambau
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
INTRODUCCIÓN
La amputación tibial es la más frecuente de las amputaciones de la extremidad inferior. Diferentes estudios sitúan su
porcentaje entre un 25% y un 50%. En el mundo occidental
la causa más frecuente de amputación es la patología vascular periférica [1]. Las prótesis tibiales se aplican a los
amputados por debajo de la articulación de la rodilla y por
encima de la articulación del tobillo. La conservación de la
articulación de la rodilla permite una marcha prácticamente normal si se cumplen los siguientes requisitos: un muñón
en buenas condiciones, una rehabilitación adecuada y una
correcta prótesis [2].
Hay que tener en cuenta algunos factores para obtener
un buen muñón [3]:
II Guerra Mundial que consiste en crear un callo distal
entre la tibia y el peroné para estabilizarlo y prevenir
desplazamientos. Un fragmento distal del peroné
se utiliza para crear «un puente óseo» con la tibia, y se
acompaña de una miodesis con la intención de formar
• Que el brazo de palanca tenga como mínimo 15 cm
contados desde la interlínea articular de la rodilla. Con
muñones tibiales más cortos, la suspensión de la
prótesis resulta difícil y la marcha es más complicada
(v. figura 8-1).
• Que exista una buena resección ósea. Es recomendable
que la parte anteroinferior de la tibia sea oblicua, y que
la parte distal del peroné sea unos 3-4 cm más corta
que la tibia. Existe una técnica quirúrgica americana
desarrollada por Josef Von Ertl hacia el final de la
Figura 8-1 Amputación tibial.
51
un callo sólido que permita un apoyo estable del
muñón. De esta manera se obtienen muñones bien
almohadillados, homogéneos y estables.
• Que disponga de un buen almohadillado distal y una
cicatriz adecuada. Es básico que el paciente tenga un
confort (dentro de lo posible) al apoyar todo el peso
del cuerpo en el encaje de la prótesis durante la
marcha.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
TIPOS DE PRÓTESIS TIBIALES
Una clasificación descriptiva útil es la que se basa, principalmente, en el tipo de encaje rígido y la interfase que se
utilicen (v. figura 8-2). Los encajes rígidos pueden ser:
Convencional (se acompaña habitualmente de un sistema
de suspensión tipo corselete con articulaciones externas),
PTB (Patelar Tendon Bearing), PTS (Patellar Tendon
Supra-Patellar-Suprakondylen), KBM (Kondylen Bettung
Münster),TSB (Total Surface Bearing), un modelo específico por el uso de liners blandos, y HST (Hydrostatic Total
Surface). Las interfases, fundas o manguitos pueden ser de
pelite, y los liners blandos pueden ser de silicona, de uretano o de gel de aceite mineral.
En la elección del modelo de prótesis tibial influyen
muchos factores: a) tipo de muñón (forma, longitud, almohadillado distal, etc.); b) estado físico del paciente;
c) alergias cutáneas, y d) presupuesto económico, etc.
PRÓTESIS CONVENCIONALES
Prótesis tibial con articulaciones externas y corselete
femoral
Actualmente este modelo se coloca en un número reducido
de amputados tibiales. Ante un paciente recién amputado
sólo se debe pensar en una prótesis tibial con corselete si
tiene un muñón muy corto que dificulte la suspensión protésica o si tiene una inestabilidad de la marcha que pueda
mejorar con el uso de un corselete femoral y unas articulaciones externas.
La mayoría de personas que las utilizan ya están habituadas a ellas, y cuando las tienen que renovar no son capaces de superar el esfuerzo que les supondría adaptarse a
las prótesis actuales. El factor más disuasorio es que en las
prótesis actuales en las que no se utiliza ni el corselete de
muslo ni las articulaciones, les produce una gran inestabilidad. La necesidad de este tipo de prótesis se hace más
evidente en pacientes con muñones muy cortos, con debilidad muscular o con deformidades en valgo o varo asociadas (v. figura 8-3).
Constan de un encaje externo rígido en forma de «tapón»
y de una interfase de pelite o de cuero. El encaje en forma
de «tapón» es cónico y no se ajusta a la forma del muñón.
La suspensión se realiza mediante una compresión en forma de aro a nivel subrotuliano (anillo de compresión proximal). La estructura es de tipo exoesquelética, y el encaje se
une al corselete femoral mediante unas articulaciones
externas de acero o duraluminio. El material del corselete
puede ser cuero o termoplástico. Tradicionalmente este
modelo de prótesis tiene un pie articulado que, gracias a un
cilindro elástico, simula la flexión plantar cuando apoya el
talón.
Algunas ventajas de este tipo de prótesis son la estabilidad que proporciona al paciente durante la marcha, debido
a las articulaciones y al corselete femoral, y la descarga de
la zona distal del muñón, porque queda suspendido básicamente gracias al corselete y porque, además, el encaje en
forma de tapón deja libre la zona distal del muñón.
Algunos inconvenientes son: el doble o triple peso que el
resto de prótesis tibiales; la atrofia de la musculatura del muslo, por la compresión continua que ejerce el corselete sobre
dicha zona; la aparatosidad, porque el corselete y las articulaciones llegan hasta la zona proximal del muslo, y la dificultad de los pacientes para adaptarse a otros modelos después
de haber usado esta prótesis durante varios años, debido a que
proporciona mayor estabilidad para la marcha.
g
f
Encaje
e
Revestimiento
de espuma
d
Adaptador
a
b
Pie protésico
c
A
52
B
Figura 8-2 Componentes de la prótesis
tibial. A. Prótesis tibial convencional
exoesquelética. B. Prótesis tibial con funda blanda y vástago endoesquelética.
Prótesis tibial con encaje tipo PTB, interfase de pelite
y suspensión mediante rodillera
El significado de las iniciales PTB (Patellar Tendon Bearing) se refiere al apoyo que realiza este encaje en la zona
infrapatelar. Fue introducido en la Universidad de Berkeley
California (Radcliffe y Foort, 1961) a finales de los años
cincuenta, y supuso un gran avance respecto al sistema de
encaje tipo «tapón» y a las prótesis convencionales utilizadas hasta entonces [4,6,7].
El encaje tipo PTB consta de: a) un apoyo subrotuliano,
b) un contraapoyo en la pared posterior, a nivel del hueco
poplíteo, c) unas aletas laterales que suben hasta la mitad
de los cóndilos femorales y d) un apoyo de contacto total
sobre toda la superficie del muñón, es decir, presión sobre
las partes blandas del borde inferior del cóndilo medial
tibial y libertad para las prominencias óseas y los tendones
flexores (v. figura 8-4).
El apoyo subrotuliano permite aliviar la presión en
otras zonas del muñón. Algunos estudios indican que una
presión subrotuliana de unos 4 mm podría ser la óptima [5].
El encaje rígido tipo PTB queda en contacto interiormente con una interfase de pelite. La interfase flexible de pelite,
que es la que contacta directamente con el muñón, tiene un
grosor de entre 3-5 mm. Previamente se ha adaptado al molde positivo del muñón mediante una bomba de vacío.
De esta manera, la funda está en contacto con la totalidad del muñón y, como hemos dicho antes, presiona las
partes blandas y libera las prominencias óseas.
Ventajas de las interfases de pelite (EVA –etileno vinilo
de acetato–) en relación con los liners:
tes en los muñones tibiales que en los femorales, porque los
primeros tienen más zonas óseas (cabeza del peroné, cresta
anterior de la tibia, extremo distal del peroné, etc.); con el
paso de los años, debido a la pérdida de la masa muscular del
muñón, se hacen todavía más evidentes. Además, los liners
blandos, en ocasiones, tienen en su zona terminal un anclaje
en forma de pin o de cuerda para establecer un sistema seguro de suspensión distal. Por todos estos motivos, los liners
blandos se utilizan cada vez más.
A pesar del ajuste del encaje que se consigue con el apoyo subrotuliano con el contraapoyo poplíteo y el contacto
total, en ocasiones se necesita un sistema externo de suspensión, como puede ser una rodillera de neopreno, de silicona o una cincha supracondílea (v. figura 8-5).
Por lo general estas prótesis son de tipo endoesquelético, es decir, que el encaje se une al pie mediante un sistema
tubular cubierto externamente por una funda estética de
poliuretano.
Los materiales de los encajes rígidos pueden ser de polipropileno, laminados, con resinas acrílicas o de fibra de
carbono, etc.
• No sobrepasan el pliegue posterior de la rodilla, y por
tanto permiten flexionar más fácilmente que los liners.
• Son ligeras, producen poca sudoración y son más
económicas.
• Para personas mayores con dificultades en las manos
son más fáciles de colocar que los liners blandos.
La desventajas en relación con los liners es que protegen
menos las prominencias óseas del muñón y producen menor
sensación de comodidad. Estas desventajas son más eviden-
A
B
Figura 8-4 Esquema del modelo de encaje rígido tipo PTB (Patellar Tendon Bearing) y sus puntos de apoyo. A. Visión lateral del
encaje tipo PTB. B. PTB con cincha supracondílea.
53
Prótesis en amputaciones tibiales
8
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Figura 8-3 Prótesis convencional con
articulaciones externas y corselete en un
paciente con un genu valgum irreductible
y flexo de rodilla.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
se prescribe en ocasiones para muñones muy cortos. El
anclaje se consigue por un sistema de doble «pinza». Por un
lado está la que se establece entre la presión suprarrotuliana, el apoyo subrotuliano y el apoyo a nivel del hueco
poplíteo, y por el otro el que le proporciona el anclaje
supracondilar (v. figura 8-7).
Un inconveniente de este sistema de encaje rígido es
que limita la extensión completa de la rodilla, y también
algunos movimientos laterales y de rotación. En ocasiones, cuando el muñón es muy corto, es necesario complementar con una rodillera la fijación del encaje al
muñón.
El encaje rígido se confecciona con los mismos materiales que los demás.
La interfase en este modelo es necesariamente de pelite,
ya que los liners se deterioran con la presión de los puntos
de fijación. Habitualmente estas prótesis se hacen del
modelo endoesquelético, porque pesan menos.
Figura 8-5 Paciente biamputado tibial. Pierna derecha con prótesis provisional, encaje rígido tipo PTB y rodillera de suspensión.
Prótesis izquierda definitiva.
Prótesis tibial con encaje rígido tipo PTS e interfase
de pelite
El modelo de encaje rígido PTS (prótesis tibial supracondílea) fue diseñado en el centro de Nancy [3].
Los puntos de fijación del encaje rígido son: a) apoyo
subrotuliano, b) anclaje suprarrotuliano (es el elemento
diferencial), c) apoyo sobre el hueco poplíteo y d) anclaje
supracondilar (v. figura 8-6).
Es un tipo de prótesis que incluye la zona anterior de la
rodilla en el encaje para prolongar el muñón y conseguir
una suspensión más segura que la del modelo PTB. Por eso
A
54
B
C
Prótesis tibial con encaje rígido tipo KBM, interfase
de pelite
El encaje rígido KBM (Kondylen Bettung Münster) fue
diseñado en la Universidad de Münster [3] para mejorar
la suspensión y la estabilidad mediolateral, sin que limite
tanto la extensión total de la rodilla como sucede con los
anteriores.
Los apoyos en los que se basa este tipo de encaje son:
a) apoyo subrotuliano, b) aletas supracondíleas (es el elemento diferencial), c) apoyo hueco poplíteo y d) apoyo
sobre las superficies blandas del resto del muñón (contacto
total) (v. figura 8-8).
Es un encaje rígido que pueden usar pacientes con
muñones inestables en el sentido mediolateral de la rodilla,
porque las paredes de las aletas supracondíleas ayudan a
controlar pequeñas desviaciones en varo o valgo.
Además constituyen un buen sistema de suspensión
protésico porque las aletas supracondíleas y el apoyo
subrotuliano y el contraapoyo poplíteo hacen innecesario el uso de cinchas auxiliares. Actualmente los nuevos liners blandos con anclaje solucionan fácilmente el
Figura 8-6 Esquema de los puntos de
anclaje de la prótesis tipo PTS. A. Visión
lateral. B. Visión anterior. C. Esquema de
la prótesis.
8
Prótesis en amputaciones tibiales
Figura 8-7 Prótesis tibial con encaje tipo
PTS y funda de pelite.
Cuña
Figura 8-8 Modelo de encaje rígido tipo
KBM (Kondylar Bettung Munster). A. Visión
lateral y anterior de los puntos de anclaje.
B. KBM con cuña supracondílea
A
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sistema de suspensión protésico y los encajes KBM han
perdido importancia; pero hay que tener en cuenta que
las aletas supracondíleas siguen siendo útiles en las
prótesis con interfases de pelite, aunque no tanto en los
liners blandos, porque estos últimos se degradan fácilmente debido al roce y a la presión que ejerce el reborde de las aletas supracondíleas sobre la silicona o el
uretano.
Los materiales del encaje rígido suelen ser de termoplástico o laminados; habitualmente se utiliza el lamina-
B
do de resinas acrílicas, porque permite que las aletas
sean semiflexibles con el fin de que la prótesis se pueda
colocar sin dificultad. Cuando se desea mínimo peso y
máxima resistencia, se lamina en material de fibra de
carbono.
La estructura de la prótesis puede ser endoesquelética o
exoesquelética, aunque cada vez hay más tendencia a
hacerlas endoesqueléticas por su menor peso y su mejor
estética. Además permiten variar la alineación más fácilmente (v. figura 8-9).
Figura 8-9 Prótesis tibial tipo KBM con
pie graduable en equino para realizar actividades subacuáticas, como snorkel.
55
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Prótesis con interfases blandas (liners)
Prótesis tibial con encaje rígido TSB o HST, liners
y sistema de anclaje con vástago «pin» o cuerda
A finales de los años ochenta y principio de los noventa,
Staas y Lundt, en 1987, y Kristinsson en 1993 desarrollan un
nuevo sistema de encaje tibial, denominado TSB (Total Surface Bearing). También aparecen nuevas técnicas de toma
de molde para mejorar la distribución de las presiones en los
encajes, así como nuevos sistemas liners, con anclaje a la
estructura de la prótesis, muy diferentes a las tradicionales
interfases de pelite, como el concepto Iceross (Icelandic
Roll-on Silicon Socket, Kristinsson, 1987) o el sistema 3S
(Silicon Suction Socket, Fillauer y cols., 1989) [6,7,11].
Las prótesis con liners blandos de silicona nacen con un
doble objetivo respecto a las prótesis utilizadas hasta entonces: 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.
El encaje rígido TSB presenta variaciones con respecto
al PTB. 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, porque intentan realizar una
distribución de presiones a través del liner, de manera que
la silicona o el uretano amortiguan el exceso de presión
sobre las superficies óseas y la aumentan sobre las superficies blandas (v. figura 8-10).
El liner blando de silicona, uretano o gel de aceite
mineral es de diferentes grosores (3, 6, 9 mm) y dispone en
su parte distal un «pin» o un dispositivo de rosca con cuerda [8].
Una variante del encaje TSB es el encaje HST (Hydrostatic Total Surface) [9]. Mantiene los mismos principios
generales que el anterior, pero para la toma de molde se
utiliza una cámara de presión de aire uniforme sobre toda
la superficie del muñón (v. figura 8-11).
El sistema de suspensión se consigue gracias al anclaje del encaje rígido vástago o a la cuerda del liner, que
está perfectamente adherido a la piel (v. figura 8-12).
Este sistema asegura la fijación inamovible del muñón
con la prótesis, aunque también es cierto que, si el encaje
no queda perfectamente adaptado, se produce una cierta
succión o tirantez distal. En ocasiones es necesaria una
rodillera o una cincha supracondílea para aliviar dicha
succión.
Para usar los liners blandos se debe instruir al paciente
para que mantenga una óptima limpieza de los mismos
(v. figura 8-13), y se le debe informar de que estos materiales son delicados y precisan un cuidado exquisito; por último, cuando se adelgaza el muñón, se le debe indicar que
utilice calcetas protésicas. Cuando se intuye que el paciente no va a seguir estos cuidados, se ha de considerar el uso
de otros modelos de prótesis con interfases de pelite, porque son más resistentes.
El dispositivo de anclaje con «pin» se aconseja para la
gente con suficiente habilidad para colocarse la prótesis,
mientras que el dispositivo de anclaje con rosca y cuerda se
aconseja para personas mayores, porque su manejo es más
sencillo.
Entre el liner y el encaje rígido se colocan calcetas de
distintos grosores para ajustar la prótesis a las constantes
variaciones volumétricas del muñón.
Prótesis tibial con encaje rígido TSB, liner blando
y rodillera de suspensión
El encaje rígido para prótesis TSB tiene las mismas características que el explicado en el apartado anterior, con la
A
B
Figura 8-10 Diferencias de reparto de cargas entre el encaje PTB
y el TSB. A. Áreas específicas de presión en el encaje PTB. B. Áreas
de presión uniformes en el encaje TSB.
Figura 8-11 Encaje HST. Es una variante
del encaje TSB. La toma de molde se realiza mediante una cámara de presión de
aire para repartir las fuerzas de presión
de manera uniforme.
56
8
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Figura 8-13 Cuidado en la manipulación y en la limpieza de las
fundas blandas.
diferencia de que en la parte distal no dispone de ningún
sistema de anclaje, de manera que la suspensión se realiza
en la zona proximal mediante una rodillera de silicona o
similar o con una cincha supracondílea (v. figura 8-14).
Actualmente existen liners de silicona, uretano o gel de
aceite mineral de diferentes grosores, 3 mm, 6 mm y 9 mm.
Los liners blandos de menor grosor (3 mm) se adhieren
mejor a la piel del muñón y también se adaptan mejor al
encaje rígido protésico. Pueden fabricarse a medida o se
puede elegir la talla adecuada de entre los liners prefabricados. Siempre dan mejor resultado los que se realizan a
medida, pero debido a su coste elevado y a la espera para
su entrega, en la mayoría de las ocasiones se utilizan las
tallas predeterminadas.
Las fundas blandas de 3 mm son recomendables para
pacientes jóvenes y en muñones bien almohadillados, porque ofrecen una buena adherencia y un contacto muy ajustado entre el muñón y el encaje rígido. Los liners de mayor
grosor, 9 mm, ofrecen más amortiguación a las fuerzas de
presión, aunque la adherencia entre el muñón, el liner blando y el encaje rígido es menor. Los liners de 9 mm se recomiendan en muñones con prominencias óseas o en personas mayores porque son más cómodos.
Como hemos dicho al principio, la suspensión se realiza
por medio de una rodillera de neopreno forrado interiormente de látex o de un material similar al de la interfase
blanda.
Prótesis tibial con encaje rígido TSB, liner blando,
rodillera de suspensión y encaje con diferentes válvulas
El encaje rígido para las prótesis TSB tiene las mismas
características de los encajes anteriores, aunque está
Figura 8-14 Prótesis tibial provisional
con encaje rígido TSB, funda de silicona
de 6 mm sin vástago, pie Flex-Foot y rodillera de suspensión.
57
Prótesis en amputaciones tibiales
Figura 8-12 Prótesis tibial con encaje
rígido TSB y funda blanda con vástago.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
fabricado con una mayor precisión de ajuste. Dicha perfección en el ajuste es necesaria porque, por un lado,
debe favorecer la formación de un vacío entre el muñón,
la interfase blanda de uretano y la calceta de nailon, y
por el otro entre el encaje rígido y la rodillera de suspensión.
En los encajes con válvula de bomba de vacío se utiliza un liner de uretano, sin tejido por el lado externo. En
cambio, la rodillera para la suspensión también es de uretano pero forrada, con tejido por el lado exterior, de
manera que para realizar el vacío se establezca un cierre
al paso del aire.
La acción de vacío para el encaje se puede conseguir
mediante tres sistemas:
• La válvula automática de expulsión de aire (Caspers,
1991). Este sistema es el más sencillo y económico,
expulsa el aire residual hacia el exterior de forma
automática, pero no lo deja volver a entrar hacia el
interior. No consigue realizar un vacío constante entre
la interfase blanda y el encaje rígido, aunque mejora la
fijación del muñón al encaje (v. figura 8-15).
• La bomba de vacío (Board, Street y Caspers,
2001) [10]. Este tipo de suspensión para encaje tiene
dos ventajas respecto a los sistemas tradicionales:
por un lado, gracias a la presión negativa que ejerce
la bomba de vacío, permite mantener el volumen del
muñón (e incluso puede ganar un poco de volumen).
Esto mejora el ajuste del encaje y reduce
significativamente la seudoartrosis entre el muñón y
el encaje [11].
En la realización de los encajes por succión, la
toma del molde mediante vendas de escayola se
puede realizar utilizando una cámara de aire que
realiza una presión uniforme sobre toda la
superficie del molde antes del fraguado del mismo.
Incluso la fabricación del encaje rígido, también se
puede obtener de la misma manera. La bomba de
vacío se sitúa entre el encaje rígido y el pie y se
conecta al encaje rígido mediante un manguito.
Bombea la salida del aire de forma constante y no
permite su entrada. A pesar del aumento de peso
que supone incorporar esta bomba de aire, si se
consigue sellar el compartimento entre rodillera/
encaje rígido/liner/muñón, la sensación que
produce es de poco peso, de ligereza. Este sistema
permite aplicar el concepto de suspensión proximal
mediante una rodillera, y a la vez el de suspensión
distal, pues dispone de esta bomba de succión que
realiza un vacío de distal a proximal. Este sería,
pues, a nivel de concepto de anclaje protésico, el
modelo más avanzado, porque maximiza el ajuste
entre el muñón y el encaje.
• El sistema hipobárico Össur. Consiste en una funda
de silicona con una membrana hipobárica de sellado
en su exterior. Esta membrana de silicona HSM está
unida a la funda de silicona en su parte más distal. La
58
Figura 8-15 Detalle de una válvula de expulsión automática de
aire y su aplicación en la zona distal de un encaje rígido.
matriz de la funda de silicona minimiza la elongación
que pudiera sufrir. La unión de la membrana HSM
con el encaje de silicona resiste fuerzas de tracción
tres veces superiores a las que aparecen durante la
marcha. El vacío se completa con una válvula de
expulsión de aire situada en el encaje rígido que
cierra el sellado del sistema. Es importante destacar
que no es necesaria una rodillera de suspensión,
como en el sistema anterior, para realizar el vacío en
el encaje.
Nueva línea de corte proximal en el encaje
protésico
Södeberg [12] introduce en el año 2002 un nuevo perfil
en la forma proximal del encaje tibial. Este nuevo trazado permite el libre desplazamiento de los cóndilos
femorales hacia adelante en relación con los platos
tibiales, cuando se realiza una flexión de la rodilla hasta los 90º. Con este nuevo trazado del encaje a nivel
proximal se consigue una mayor comodidad cuando el
paciente se sienta y permite un mejor acabado cosmético de la prótesis (v. figura 8-16). En cambio, en muñones muy cortos puede favorecer la hiperextensión de la
rodilla anatómica y una cierta inestabilidad del encaje
protésico.
Alineación
Todos los tipos de prótesis explicados anteriormente siguen
los principios generales expuestos en el capítulo 3 (v. figura 8-17).
Una alineación óptima de la prótesis permite al amputado caminar cómodamente largas distancias. En cambio
se ha observado que, en alineaciones defectuosas, los
amputados corrigen de forma inconsciente los defectos de
la alineación protésica, lo cual se traduce en un mayor
gasto energético [13]. La estructura biomecánica del
pie protésico también influye en el ciclo de la marcha con
prótesis [14], y por tanto hay que conocer las reglas para
adecuar el modelo a la alineación y obtener el máximo
rendimiento [15].
8
A
A
B
C
Blumentritt y cols. (1999) [15] proponen que, en el plano sagital, la alineación estática del centro de la rodilla
esté 15 mm por detrás del eje de carga, y que el tubo
endoesquelético esté en flexión algunos grados para favorecer la marcha.
En el esquema de la figura 8-18 [16] podemos observar
las fuerzas que se generan durante la marcha en la prótesis
tibial.
Prótesis de baño
Se pueden fabricar prótesis de baño tanto endoesqueléticas
como exoesqueléticas, impermeabilizándolas con una funda de látex y practicando un agujero para la salida del agua.
El sistema de encaje puede ser tipo PTB con rodillera de
suspensión o tipo TSB con liner blando y «pin» (v. figura 8-19).
Chequeo de las prótesis
Es conveniente observar que no se produzcan problemas
derivados del uso de la prótesis:
• Problemas cutáneos: por exceso de cizallamiento entre
el muñón y el encaje, reacciones alérgicas,
hiperhidrosis, hiperqueratosis, eritemas de presión,
mala adaptación de la prótesis, etc.
• Rechazo psicológico de la prótesis.
• Atrofia del muñón (se evita mejor con los encajes
actuales tipo TSB).
• Problemas de alineación (debido a una mala alineación
inicial o a un desajuste posterior de la prótesis).
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B
La prótesis requiere un mantenimiento y unos cuidados
que, si no se cumplen, revertirán en un mal resultado funcional de la misma.
• Lavados diarios y frecuentes (especialmente en casos
C
Figura 8-17 Alineación de una prótesis convencional «difícil».
A. Muñón con rigidez de la rodilla en valgo y en flexo. B. Alineación
en el plano frontal. C. Alineación en el plano sagital.
de hiperhidrosis).
• Revisar la integridad de la piel del muñón a diario.
• Revisiones periódicas de los componentes mecánicos o
electrónicos de la prótesis (en el centro ortopédico
correspondiente).
59
Prótesis en amputaciones tibiales
Figura 8-16 Nuevas líneas de recorte
proximal en el encaje rígido de Södeberg.
A. Visión anterior. B. Visión lateral.
C. Visión anterolateral.
PC
PC
PC
PC
Fuerza de inercia = 1
a
C
TP
TP
b
S
P
TP
M
S
P
P
S
S
A
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
A
R
R
Figura 8-18 Esquema de fuerzas en el
plano frontal y sagital.
Figura 8-19 Prótesis tibial de baño con
rodillera de suspensión.
• No mojar la prótesis ni acercarla a zonas de
temperaturas muy elevadas.
• No colocar cremas ni polvos entre la piel y la interfase
blanda.
• Revisiones periódicas con los especialistas.
BIBLIOGRAFÍA
1. Witso E, Ronningen H. Lower limb amputations:
registration of all lower limb amputations performed at the
University Hospital of Trondheim, Norway, 1994-1997.
Prosthet Orthot Int 2001. 25:181-185.
2. Rommers GM, Vos LDW, Groothoff JW, Schuiling CH,
Eisma WH. Epidemiology of lower limb amputees in the
north of the Netherlands: aetiology, discharge destination
and prosthetic use. Prosthet Orthot Int 1997. 21:92-99.
3. Viladot R. Cohí O. Clavell S. Ortesis y prótesis del aparato
locomotor, 2.2 Extremidad inferior. Masson. Barcelona, 1989.
60
4. Radcliffe CW, Foort J. The patellar-tendon-bearing below
knee prosthesis. 2nd edition. Berkeley, Los Angeles:
University of California.
5. Kim WD, Lim D, Hong KS. An evaluation of the
effectiveness of the patellar tendon bar in the trans-tibial
patellar-tendon-bearing prosthesis socket. Prosthet Orthot
Int 2003. 27:23-35.
6. Sewell P, Noroozi S, Vinney J, Andrews S. Developments in
the trans-tibial prosthetic socket fitting process: a review of
past and present research. Prosthet Orthot Int 2000. 24:97-107.
7. Yigiter K, Sener G, Bayar K. Comparison of the effects of
patellar tendon bearing and total surface bearing sockets on
prosthetic fitting and rehabilitation. Prosthet Orthot Int
2002. 26:206-212.
8. Hatfield AG, Morrison JD. Polyurethane gel liner in the
Oxford Prosthetic Service. Prosthet Orthot Int 2001. 25:41-46.
9. Jason T. Conventional and Hydrostatic Transtibial Interface
Comparison. J Prosthet Orthot 1999. 11:85-91.
10. Board WJ, Street GM, Caspers C. A comparison of transtibial amputee suction and vacuum socket conditions.
Prosthet Orthot Int 2001. 25:202-209.
8
14. Hansen AH, Childress DS, Knox EH. Prosthetic foot rollover shapes with implications for alignment of trans-tibial
prostheses. Prosthet Orthot Int 2001. 24:205-215.
15. Blumentritt S, Schmalz T, Jarasch R, Schneider M. Effects
of sagital plane prosthetic alignment on standing trans-tibial
amputee knee loads. Prosthet Orthot Int 1999. 23:231-238.
16. Viosca et al. Guía de uso y prescripción de productos
ortoprotésicos a medida. 6.6. Prótesis tibiales PTB, PTS y
KBM. Publicaciones IBV, 1999.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Prótesis en amputaciones tibiales
11. Beil TL, Street GM, Covey SJ. Interface pressures during
ambulation using suction and vacuum-assisted prosthetic
sockets. J Rehabil Res Dev 2002.39:693-700.
12. Södeberg B. A new trim line concept for trans-tibial
amputation prosthetic sockets Prosthet Orthot Int 2002.
26:159-162.
13. Fridman A, Ona I, Isakov E. The influence of prosthetic foot
alignment on trans-tibial amputee gait. Prosthet Orthot Int
2003. 27:17-22.
61
9
Prótesis
en desarticulación
de rodilla
Ramón Zambudio Periago
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INTRODUCCIÓN
En España cada año se realizan 5000 amputaciones de
miembro inferior. Entre el 80% y el 90% de estas amputaciones son debidas a una enfermedad vascular obstructiva
crónica [1]. La amputación a nivel de desarticulación de
rodilla se sitúa entre el 2% y el 3% de las amputaciones
de miembro inferior, sin contabilizar las amputaciones parciales del pie [2]. Algunos artículos recientes [3] colocan
la frecuencia un poco más alta: 24%.
Esta amputación estuvo postergada durante muchos
años por la dificultad que existía para adaptar prótesis eficaces y estéticas. Hace aproximadamente 25 años esta tendencia cambió al aparecer nuevas soluciones protésicas que
evitaban muchos de los problemas que existían anteriormente [4]. En la actualidad creemos que esta amputación
debería realizarse con más frecuencia.
Es una amputación recomendable en las siguientes
situaciones:
• En niños, como alternativa a la amputación del muslo
para preservar la metáfisis de crecimiento distal del
fémur, que es responsable del 70% del crecimiento
del mismo. Existen controversias a la hora de
recomendarla en ancianos y cuando la etiología es
vascular.
• En pacientes con cáncer o traumatismo severo cuya
tibia no se puede salvar pero cuyo fémur permanece
intacto y tienen suficientes partes blandas para cubrir
la cara inferior del muñón óseo.
• En pacientes con problemas de espasticidad; esta y las
contracturas graves de rodilla pueden dejarla con poca
o ninguna movilidad, quedándose fija en posición
flexionada. En estos casos, la desarticulación puede
tener algunas ventajas con relación a la amputación
femoral y la tibial.
Esta amputación está contraindicada cuando el flexo de
cadera es superior a 20º, y para el éxito de la misma es muy
importante que el cirujano conozca de forma precisa la técnica quirúrgica antes de realizar la amputación.
TÉCNICA QUIRÚRGICA
Hipócrates fue el primero en describir la desarticulación
de rodilla. En la antigüedad, la mayoría de las amputaciones se realizaban a nivel de las articulaciones, por
ser de más fácil realización y a la vez menos traumáticas.
En 1868, John Briton distingue entre amputación a nivel
de rodilla y amputación a nivel de desarticulación de
rodilla. Esta segunda sería la verdadera desarticulación
de rodilla.
63
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
La desarticulación de rodilla se practica generalmente
cuando no hay suficiente piel para realizar una amputación
tibial o cuando disponemos de menos de 5 cm de muñón
óseo tibial [5]. Está contraindicada cuando existe un flexo
de cadera superior a 20º [6] (v. figura 9-1).
Se han descrito muchas técnicas para la desarticulación
de rodilla [7,8,9,10], y cada una de ellas realiza los colgajos de piel de una forma diferente. En la actualidad la más
usada es el colgajo largo anterior y corto posterior, colocando la cicatriz resultante posteriormente [5]. El colgajo
anterior es cortado 7 a 10 centímetros por debajo del platillo tibial y el colgajo posterior, 2,5 a 5 centímetros por
encima del mismo. El tendón del cuádriceps es desinsertado del tubérculo anterior de la tibia y suturado a continuación al ligamento cruzado posterior para dar un punto de
fijación al mismo. La rótula se conserva para asegurar la
viabilidad del colgajo anterior y disminuir el tiempo de
intervención; también se consigue aumentar la superficie
de apoyo distal y se da una forma triangular al extremo
distal del muñón. Los tendones de los músculos isquiotibiales son suturados a los ligamentos cruzados.
Para el cierre inferior del muñón se emplea un colgajo
de piel correspondiente a la pantorrilla que incorpora parte de la musculatura del tríceps y que actúa como almohadilla durante el apoyo distal del muñón [11].
VENTAJAS DE LA DESARTICULACIÓN
DE RODILLA SOBRE LA AMPUTACIÓN
FEMORAL
• La técnica quirúrgica es más sencilla; esta
intervención se puede realizar en 30 minutos
aproximadamente. Al no seccionar el fémur y los
músculos, la hemostasia es más rápida y disminuye la
pérdida de sangre [12].
• La prótesis para desarticulación de rodilla es más fácil
de poner que la transfemoral: generalmente no es
necesario utilizar la vaina para introducir el muñón en
el encaje.
• Las complicaciones posquirúrgicas y la mortalidad son
menores [13]. Al no tener que seccionar la
musculatura, el edema postamputación es menor.
• Los resultados funcionales que se consiguen después
de la rehabilitación son mejores. El muñón es más
resistente [14]. Al estar conservada la musculatura y
los tendones correspondientes, la sensibilidad
propioceptiva está intacta, y esto conlleva un más fácil
manejo de la prótesis [15].
• La sensación de miembro fantasma es mucho menos
frecuente.
• Disminuye la tendencia a que aparezca un flexo de
muñón; asimismo, la movilidad en la cama y las
transferencias son más fáciles.
• El muñón resultante tiene una superficie plana al final
capaz de soportar todo el peso del cuerpo [14,16]. De
esta forma se evita que el encaje alcance hasta la pelvis
64
Figura 9-1 Aspecto del muñón en la desarticulación de rodilla.
para descargar parcialmente el muñón. Así se evitan
muchas molestias que presentan los amputados
femorales en el isquion y en la ingle.
• Evita el sobrecrecimiento del muñón óseo.
• La suspensión de la prótesis es mejor al conservar el
muñón la forma bulbosa en su zona distal [14].
• El brazo de palanca es superior. El momento de fuerza
que se desarrolla en la articulación de la cadera es
igual a la fuerza multiplicado por la distancia, y como
en el caso de la desarticulación de rodilla el factor
distancia es mayor, el momento de fuerza desarrollado
por el muñón es, por tanto, mayor en esta amputación
[14,15,17].
• Al quedar intacta la metáfisis, los niños mantienen
todo su potencial de crecimiento en el fémur [18,19].
• El paciente puede arrodillarse sin la prótesis.
• Al conservarse la rótula, la porción distal del muñón
adopta una forma triangular que influye en una
disminución de la rotación entre el muñón y el encaje.
INCONVENIENTES
DE LA DESARTICULACIÓN DE RODILLA
RESPECTO A LA AMPUTACIÓN FEMORAL
• A veces los cóndilos femorales tienen un tamaño
desigual, y esto da como resultado una superficie de
apoyo distal inclinada; como consecuencia de ello la
piel puede romperse en la zona del cóndilo mayor, que
soporta un peso mayor [12].
• La anchura del muñón a nivel de los cóndilos
femorales impone restricciones al confeccionar el
Prótesis antigua
El encaje se fabrica en piel de vacuno, a modo de corselete,
con una abertura anterior cerrada con cordones y un fondo
distal blando almohadillado para facilitar el apoyo del
muñón. La articulación consiste en dos barras metálicas de
acero, articuladas con dos vástagos superiores que se unen
al corselete y dos vástagos inferiores que se fijan al encaje.
El eje de giro de esta articulación se sitúa al mismo nivel
en el que estaría situado el eje anatómico de la articulación
de la rodilla; esto hace que la rodilla sea muy inestable. El
encaje se construye en aluminio o plástico laminado.
La única ventaja que tiene la prótesis antigua es que el
corselete se puede adaptar a los cambios de volumen del
muñón. Sin embargo, tiene grandes inconvenientes:
• El paciente de avanzada edad o con artritis en las
manos puede tener dificultad para ajustar bien los
cordones del corselete.
• Las articulaciones metálicas son pesadas y poco
estéticas.
• No existe mecanismo impulsor de la rodilla protésica
ni fricción para regular el freno o el control de la fase
del balanceo.
• Es poco estética.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Prótesis actual
Encaje
El encaje es doble, uno interior blando fabricado en pelite y
otro externo de poliéster laminado en resina o en polipropileno. El encaje es más corto que en las amputaciones femorales, quedando a 2-3 cm del pliegue inguinal, y no alcanza
el isquion. La carga del muñón se hace en gran parte en el
fondo del encaje y el resto en las paredes del mismo [2].
El encaje blando tiene una zona más gruesa por encima
de los cóndilos que sirve como sistema de suspensión para
evitar que la prótesis se descuelgue del muñón. Si el muñón
es muy bulboso en su extremo interior y existe dificultad
para introducirlo en el encaje blando, se le puede hacer a
este mismo encaje una hendidura de dirección longitudinal
en la zona distal. El encaje duro se fabrica en resina, tiene
una forma cilíndrica y en el tercio proximal del mismo se
utiliza un laminado más blando para que resulte mas cómodo durante la marcha.
En encaje duro también se puede fabricar dejando una
ventana en la porción distal de la cara interna para facilitar
la entrada del muñón, y cerrándola una vez que el muñón ha
Rodilla
La rodilla que se utiliza con más frecuencia en estas prótesis es una rodilla policéntrica conocida como rodilla de cuatro barras. Fue diseñada en Copenhague por Erik Lyquist
[22] en 1976; el centro instantáneo de rotación de una rodilla policéntrica se calcula dibujando la intersección de las
líneas medias de las barras que la componen [23].
Otra ventaja de las rodillas policéntricas es que durante
la flexión completa se colocan debajo del encaje, evitando
que la rodilla sobresalga hacia delante en la posición de
sedestación (v. figura 9-2). Esto es muy útil tanto en los
amputados a nivel de desarticulación de rodilla, como en
los amputados femorales con muñones muy largos.
Dentro de las rodillas de cuatro barras para desarticulación de rodilla podemos distinguir los siguientes tipos [5]
(v. figura 9-3):
• Rodilla con bloqueo en extensión: se utiliza en
pacientes con una condición física deficiente debida a
edad avanzada o a patología acompañante.
Proporciona una seguridad suplementaria durante la
marcha.
• Rodilla con mecanismo de impulsión mecánica:
consiste en un pequeño muelle alojado dentro de la
rodilla que produce la fuerza necesaria para extender
la rodilla durante la marcha.
Figura 9-2 Rodilla policéntrica flexionada. (Por cortesía de Otto
Bock.)
65
9
PRÓTESIS PARA DESARTICULACIÓN
DE RODILLA
quedado introducido. La ventana se ajusta al muñón
mediante una cincha. Para que esta técnica sea útil es necesario que el cóndilo interno sea muy prominente. El encaje
duro debe tener una forma cuadrangular para evitar rotación entre el muñón y el encaje.
Si los cóndilos femorales no son prominentes, se puede
poner un encaje de succión o un encaje interior de gel de
silicona sin perno metálico y con válvula de succión. Si son
medianamente prominentes, se realiza un encaje con almohadillados laterales. Y cuando son muy prominentes se
ponen ventanas para permitir la introducción del muñón en
el encaje.
Prótesis en desarticulación de rodilla
encaje; en este nivel el encaje resulta estéticamente de
una anchura excesiva comparado con el ancho de la
misma zona del miembro conservado [20].
• El poco espacio disponible para la rodilla obliga a
utilizar rodillas especiales.
• Rodilla con regulador hidráulico o neumático de la
fase de balanceo: aporta un patrón de movimiento más
armónico a la rodilla.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
La alineación variará dependiendo del modelo de rodilla, del pie protésico y de las condiciones físicas del
paciente.
Pie protésico
En las prótesis para desarticulación de rodilla se puede
adaptar cualquier modelo de pie. Lo seleccionaremos de
acuerdo con la capacidad del individuo. Generalmente se
utilizan pies sin articulación de tobillo tipo: dinámico,
Multiflex, multiaxial, Seattle, etc.; pero en los casos que la
rodilla esté bloqueada durante la marcha se utilizará pie
articulado [5].
Figura 9-3 Prótesis para desarticulación de rodilla: Izquierda: con
bloqueo. Centro: con impulsor mecánico. Derecha: con regulador
hidráulico de la fase de impulsión. (Por cortesía de Otto Bock.)
BIOMECÁNICA DE LA PRÓTESIS
Las fuerzas que intervienen en la estabilización de la prótesis son [5]:
• Plano frontal: durante la fase de apoyo se produce
en el muñón un momento aductor, que da lugar a dos
fuerzas, una en la zona medial y proximal del muñón
y otra en la zona lateral y distal (v. figura 9-4). Al
ser el muñón más largo que en los amputados
femorales, estas fuerzas se distribuyen sobre una
superficie más amplia, y las presiones son, por tanto,
más suaves.
• Plano sagital: en el momento del contacto del talón
sobre el suelo, el paciente debe realizar una extensión
del muñón para estabilizar la rodilla. Como
consecuencia de este movimiento aparecen dos fuerzas
en el muñón, una a nivel posterior y distal y otra a
nivel proximal y anterior.
• Plano transversal: el muñón a nivel distal tiene una
forma triangular que proporcionan los cóndilos y la
rótula que está situada anteriormente. Esta morfología
triangular del muñón evita la rotación entre el muñón y
el encaje.
Figura 9-4 Fuerzas en el plano frontal.
CHEQUEO DE LA PRÓTESIS
PARA DESARTICULACIÓN DE RODILLA
Chequeo de la prótesis antes de colocarla
al paciente [5]
Chequeo del encaje:
• El borde superior de la pared interna del encaje se sitúa
a una distancia de 3 a 5 cm del periné.
• El encaje interior blando está aumentado de grosor en
la zona supracondilar.
• Los bordes no son cortantes y las paredes interiores
carecen de zonas rugosas que puedan dañar el muñón.
66
Chequeo de la rodilla
Comprobar el buen funcionamiento de todos los mecanismos de la rodilla: cierre, impulsor, fricción, mecanismo
hidráulico, etc.
Chequeo de la adaptación zapato-pie protésico: el pie
protésico debe quedar bien sujeto dentro del calzado y el
tacón de este debe corresponder al modelo de pie.
Chequeo de la prótesis colocada
al paciente [5]
Posición para el chequeo. El paciente se situará de pie,
con la prótesis colocada, los pies separados entre 10 y
Chequeo con el paciente sentado [5]
La rodilla protésica debe estar a la misma altura que la
rodilla del miembro conservado.
El paciente no debe sentir molestias en esta posición. La
rodilla protésica no debe sobresalir hacia delante más
que la rodilla conservada. Aunque a veces es inevitable que
sobresalga 1 o 2 cm.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
BIBLIOGRAFÍA
1. Viladot R. y cols. Ortesis y prótesis del aparato locomotor.
2.2. Masson. 1989
2. Pernot HF, Winnubst GM, Cluitmans JJ, De Witte LP.
Amputees in Limburg: incidence, morbidity and mortality,
prosthetic supply, care utilization and functional level after
one year. Prosthet Orthot Int. 2000;24(2):90-6.
3. Pernot HF, Winnubst GM, Cluitmans JJ, DeWitt LP.
Amputees in Limberg: Incidence, morbidity and mortality,
prosthetic support and functional level after one year.
Prosthet Orthot Int. 2000;24: 90-96.
67
9
4. de Vries J. Conventional 4-bar linkage knee mechanisms: a
strength-weakness analysis. J Rehabil Res Dev. 1995
Feb;32(1):36-42.
5. Zambudio R, Arrebola C. Prótesis en la desarticulación de
rodilla. En: González MA, Cohí O, Salinas F. Amputación
de extremidad inferior y discapacidad. Prótesis y
rehabilitación. Barcelona, Masson, 2005; 91-100.
6. Pinzur MS, Bowker JH. Knee disarticulation. Clin Orthop.
1999 Apr;(361):23-8.
7. Jansen K, Steen Jensen J. Operative technique in knee
disarticulation. Prosthet Orthot Int. 1983;7(2):72-4.
8. Padros Archs W, Fuentes Marco JM, Giménez Verdera M,
Viladot Perice R, Cohí O. [New concepts on amputations in
patients with vascular diseases: disarticulation of the knee]
Angiologia. 1980;32(5):217-20.
9. Vaucher J, Blanc Y. [Disarticulation of the knee. Surgical
technic-prosthesis fitting] Rev Chir Orthop Reparatrice
Appar Mot. 1982;68(6):395-406.
10. Vichard P, Paquin JM, Bertin D. [Should the Gritti
amputation technique now replace amputation through the
lower third of the thigh?]Chirurgie 1981;107(4):285-91.
11. Bowker JH, San Giovanni TP, Pinzur MS. North American
experience with knee disarticulation with use of a posterior
myofasciocutaneous flap. Healing rate and functional results
in seventy-seven patients. J Bone Joint Surg Am.
2000;82-A(11):1571-4.
12. Sanders G. T. Lowe limb amputations: A Guide to
rehabilitation. Davis Company. 1986.
13. Houghton A, Allen A, Luff R, McColl I. Rehabilitation after
lower limb amputation: a comparative study of above-knee,
through-knee and Gritti-Stokes amputations. Br J Surg.
1989;76(6):622-4.
14. Baumgartner RF. Knee disarticulation versus above-knee
amputation. Prosthet Orthot Int. 1979;3(1):15-9.
15. Hagberg, O. et all. Function after trough-knee compared
with below-knee and above-knee amputation. Prost. Ortho
1992;16:168-173.
16. Pinzur MS. Gait analysis in peripheral vascular
insufficiency through-knee amputation. J Rehabil Res Dev.
1993;30(4):388-92.
17. Ebskov LB. Trauma-related major lower limb amputations:
an epidemiologic study. J Trauma. 1994 Jun; 36(6):778-83.
18. Abraham E, Pellicore RJ, Hamilton RC, Hallman BW,
Ghosh L. Stump overgrowth in juvenile amputees. J Pediatr
Orthop 1986; 6(1):66-71.
19. Aitken GT. Orthop Clin North Am. 1972 Jul; 3(2):447-72.
20. Moran BJ, Buttenshaw P, Mulcahy M, Robinson KP.
Through-knee amputation in high-risk patients with vascular
disease: indications, complications and rehabilitation.Br J
Surg. 1990 Oct; 77(10):1118-20.
21. Atlas of limb prosthetics. Surgical and Prosthetic Principles.
C. V. Mosby. Saint Louis, 1981.
22. Lyquist E. The OHC knee-disarticulation prosthesis. Orthot.
Pros. 1976;30:27-28.
23. Duane H. Prosthetic Knees. Physical Medicine and
Rehabilitation Clinics of North America 2000;
11(3):595-607.
Prótesis en desarticulación de rodilla
15 cm y procurando repartir la carga entre el miembro sano
y el miembro amputado.
Adaptación muñón-encaje. Es importante asegurarse de
que el muñón ha entrado completamente en el encaje antes
de seguir con el chequeo. Una vez comprobado esto pediremos al paciente que cargue todo el peso sobre la prótesis
y preguntaremos si tiene molestias en el muñón. Lo normal
es que el amputado refiera una presión uniforme por todo
el muñón. Cuando existe dolor en un área localizada del
encaje, será preciso revisar el mismo. Habrá que comprobar si se forman rodetes de piel por encima del borde superior del encaje. Esto puede ocurrir si el encaje es muy estrecho o si el paciente no se está vendando el muñón hasta el
nivel de la ingle, quedando la zona superior del muñón sin
el efecto reductor que consigue el vendaje y por tanto impidiendo la entrada total del muñón en el encaje.
Alineación-estabilidad de la rodilla. Con el paciente en
bipedestación, cargar el peso sobre la prótesis y desplazar
el centro de gravedad hacia delante y atrás. Esto se consigue realizando pequeños desplazamientos anteriores y
posteriores de la pelvis. Mientras tanto, la rodilla debe permanecer estable, sin necesidad de que el amputado tenga
que ejercer con el muñón una fuerza hacia atrás para estabilizarla.
Longitud de la prótesis. Una vez que nos hemos asegurado de que el muñón ha entrado completamente en el
encaje, comprobaremos que las crestas ilíacas están niveladas, mientras que el paciente se encuentra repartiendo la
carga de su peso entre la prótesis y en el miembro conservado por igual.
10
Prótesis
en amputaciones
femorales
Ángel Fernández González
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El paciente amputado que utiliza una prótesis femoral ha de
hacer frente a unos retos específicos que son bastante diferentes a los requeridos en otros niveles de amputación que
conservan la articulación clave de la rodilla (v. figura 10-1).
Así, por una parte, va a tener que enfrentarse a los problemas
del equilibrio o de estabilidad que acarrea usar una prótesis
más complicada y, por otra parte, a las dificultades que
representa el ponerse de pie desde la posición sedente o a las
incomodidades que causan estas prótesis femorales cuando
el paciente permanece sentado en una silla. Cuando camina
Figura 10-1 Muñón femoral típico con
cicatriz transversa media.
69
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
un amputado con una prótesis tibial, el consumo energético
durante la marcha se incrementa entre un 10%-40% más
con respecto al consumo de una persona no amputada, mientras que en un amputado transfemoral este incremento es de
un 50%-70%. No obstante lo anterior, la técnica protésica ha
luchado y sigue luchando contra estas dificultades, tratando
de mejorar la funcionalidad de las prótesis femorales, tal
como lo demuestran los avances introducidos con los nuevos
diseños de los encajes femorales y el gran desarrollo tecnológico de las rodillas protésicas y de los pies protésicos que
ha tenido lugar en los últimos años [1].
TÉCNICAS QUIRÚRGICAS
La selección del nivel de amputación es de capital importancia no solamente desde el punto de vista de los resultados de la morbilidad y de la mortalidad, sino también desde el punto de vista de los resultados potenciales del
tratamiento rehabilitador. La elección del nivel de amputación tendrá en cuenta los diferentes riesgos y los beneficios, valorando factores como las condiciones generales
del paciente, el riesgo de tener que llevar a cabo otras intervenciones, el potencial de curación del muñón o el probable
resultado funcional que se prevea. Por eso es también fundamental que la amputación transfemoral esté bien planificada y la lleve a cabo un cirujano experto y no, como a
veces ocurre, el miembro del equipo quirúrgico que menos
preparado está. La intervención es algo más que cortar en
guillotina y cubrir con una piel sana; es necesario recordar
que hace ya más de 40 años que R. Dederich describió la
técnica de la mioplastia con el objetivo de conseguir un
muñón más fisiológico que evita la retracción de los grupos
musculares y la prominencia distal del hueso y que tendría
que formar parte de la práctica habitual de los cirujanos que
realizan las amputaciones [1,2].
Principios generales
Las amputaciones pueden ser abiertas o cerradas. Las
amputaciones abiertas son aquellas en donde la piel no se
cierra sobre el extremo del muñón para poder controlar o
evitar el peligro cierto de infección para, una vez pasada
esta amenaza, proceder en un segundo tiempo a su cierre.
En las amputaciones cerradas se procede a la sutura de la
piel en el mismo acto de la amputación, aunque siempre se
suele dejar un drenaje.
La elección del nivel de amputación depende del límite
o de la línea que separa los tejidos sanos de los enfermos.
El muslo puede ser amputado a distintos niveles desde los
cóndilos femorales hasta el trocánter menor, pero el muñón
femoral debe medir al menos 10-15 cm desde el trocánter
menor para poder adaptar una prótesis femoral, ya que, si
el muñón es más corto, la solución protésica será la de las
amputaciones altas (desarticulación de cadera o hemipelvectomía). Para poder intercalar una rodilla protésica, la
distancia desde el extremo del muñón hasta la interlínea de
la rodilla debe ser como mínimo de 10-12 cm. Cualquiera
70
que sea el nivel de amputación elegido, es importante
lograr que la piel del muñón esté en buenas condiciones
desde el punto de vista tanto del trofismo como de la sensibilidad, y además que la cicatrización se resuelva por primera intención. De esta forma se garantiza que la piel del
extremo del muñón sea móvil y fácilmente deslizable y que
la cicatriz no esté adherida al plano subyacente.
La amputación transfemoral se realiza con el paciente
en decúbitosupino. Se traza una incisión llamada en boca
de pez para formar dos colgajos simétricos, uno anterior y
otro posterior. Los músculos son cortados paralelos a la
incisión cutánea siguiendo en su cara anterior una dirección oblicua hacia arriba y hacia atrás, mientras que en la
incisión posterior la dirección es hacia arriba y hacia
delante, formando entre ellas un ángulo agudo abierto
hacia abajo.
El extremo óseo se corta a unos 5 cm de la incisión cutánea con ayuda de una sierra de Gigli y, después de irrigar
con una solución antibiótica, se regulariza perfectamente el
extremo óseo con una lima para obtener una superficie
roma. Finalmente, y dependiendo de cada cirujano, se despega y sutura el periostio distal para cerrar la cavidad
medular, o bien se opta por taponar con una cera especial
de hueso.
La mioplastia como técnica quirúrgica consiste en dividir los grupos musculares según su localización. Los
músculos son disecados en varios planos; el plano anterior
está formado por el músculo recto anterior, el sartorio y el
crural; el plano posterior está formado por los músculos
isquiotibiales; el plano interno está formado por los músculos aductores, el vasto interno y el recto interno; el plano
lateral lo constituyen la fascia lata y el vasto externo. Para
la sutura es importante que el muñón se coloque en hiperextensión y en aducción a fin de evitar las deformidades
articulares postoperatorias. Se empieza por unir los músculos del grupo externo al interno con la sutura siguiendo la
dirección de adelante hacia atrás para englobar perfectamente el extremo óseo; la sutura de los grupos anterior y
posterior sigue una dirección transversal y ligeramente
posterior.
Las arterias y las venas femorales son identificadas y
convenientemente ligadas. El nervio ciático, que se encuentra en la parte posterior del aductor mayor, es aislado y se
infiltra con alcohol antes de seccionarlo y ligarlo; después
se tira de él hacia abajo, se corta lo más proximal que se
pueda para que se retraiga dentro de los músculos y quede
alejado de la herida quirúrgica. De esta manera se intenta
prevenir la aparición de un neuroma, que, aunque muchas
veces es inevitable, al menos se busca que no esté localizado superficialmente en el muñón, lo que causaría conflictos
con el encaje de la prótesis.
Una vez asegurada una buena hemostasia, el cierre de la
piel debe hacerse sin tensión y es preferible suturar por
planos, primero el tejido subcutáneo y después la piel. La
sutura cutánea se hace desde la parte interna hasta la externa, con especial cuidado para no dejar esas partes redundantes que constituyen las «orejas de perro».
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ASPECTOS HISTÓRICOS
La historia de las prótesis sigue un camino paralelo al desarrollo de la cirugía. Una prótesis bien adaptada depende
siempre de un muñón de calidad. A medida que la cirugía
de la amputación mejoraba, se incrementaba el interés por
los dispositivos que ayudaban a la recuperación del amputado [3].
Las primeras noticias acerca del uso de prótesis en el
mundo nos llevan a la antigua cultura egipcia. La prótesis
más antigua que podemos contemplar hoy en día fue hallada en el año 2000, cuando se realizaban unas excavaciones
arqueológicas en una necrópolis situada al oeste de Tebas
(Egipto). Allí se descubrió una momia de sexo femenino
(datada entre 1550 y 1300 a.C.) que en el dedo gordo de su
pie derecho llevaba una prótesis construida de madera y
con correas de cuero para sujetarla al pie. Investigadores de
la Universidad de Manchester, en el Reino Unido, han confirmado que este dedo protésico antecede varios siglos a
una pierna artificial de madera reforzada con bronce datada en el año 300 a.C. que, considerada hasta hoy como la
prótesis más antigua, fue descubierta durante unas exhumaciones llevadas a cabo en 1848 en Capua (Italia); desgraciadamente, esta prótesis se perdió durante la II Guerra
Mundial con la destrucción del Colegio Real de Cirujanos
en Londres, donde estaba depositada.
En cuanto a las referencias escritas, existe un antiguo
poema sacro escrito en sánscrito entre 3500 y 1800 años
antes de Cristo donde se relata la historia de la reina guerrera Vishpla, que había perdido su pierna en una batalla y
utilizaba una pierna artificial de hierro, que le permitía
seguir combatiendo.
Herodoto (485-420 a.C.) fue el autor de la primera crónica escrita acerca de las prótesis que relataba la historia
sobre un soldado que había sido hecho prisionero y condenado a muerte en el siglo X antes de Cristo. Se escapó de su
cautiverio cortándose el pie con los grilletes y, una vez
curado el muñón, construyó él mismo un pie de madera que
le sirvió para volver a caminar; pero no fue por mucho
tiempo, pues la historia relata que más tarde fue de nuevo
capturado y muerto por los espartanos.
Desde la época precristiana hasta el siglo XV hay un
extenso período de silencio tanto en el ámbito de la medicina como en el de las prótesis. Hasta el siglo XVI las prótesis de miembro inferior eran las llamadas «patas de palo»,
muy sencillas y realizadas en madera. Las podemos contemplar en antiguos frescos, mosaicos y objetos de cerámica, como por ejemplo el de una antigua cerámica encontra-
71
10
da en Perú que representa una figura humana con una
amputación del tobillo y en cuya mano sujeta una prótesis
que pretende colocarse.
La Edad Media fue un período donde, a pesar de las
numerosas amputaciones que se llevaron a cabo como consecuencia de las numerosas enfermedades devastadoras o
de las graves heridas provocadas por la artillería durante
las batallas o recibidas durante los castigos penales, no
existe, sin embargo, un registro documentado sobre las
prótesis más comunes que se utilizaban para paliar esas
deficiencias. En muchas ocasiones, y tratándose de guerreros, la prótesis adquiría la apariencia de la armadura del
propio amputado y más que un papel funcional servía sobre
todo para un propósito estético que cubría la apariencia
externa.
El avance más significativo tanto en el campo de la cirugía como en el de la técnica ortopédica vino de la mano de
Ambrosio Paré (1510-1590), que a través de sus dibujos y
esquemas nos dejó constancia de su interés por elegir el
nivel de amputación más óptimo para intentar conseguir
posteriormente una mejor función y por tanto una mayor
recuperación del enfermo. Seguía muy de cerca la evolución de los amputados, trataba siempre de adecuar la mejor
de la prótesis posible y, en muchos casos, diseñaba él mismo estos aparatos.
Ya en el siglo XVII un cirujano holandés diseñó una prótesis para amputación por debajo de la rodilla que consistía en
un pie de madera unido por unas articulaciones a un encaje
de cuero. Hasta finales del siglo XVIII siguieron desarrollándose las prótesis de miembro inferior y aparecieron distintos
mecanismos articulados para el tobillo y para la rodilla.
En el siglo XIX ya los propios médicos se interesan cada
vez más por las prótesis como un tratamiento complementario y es entonces cuando se aportan nuevos conocimientos desde el punto de vista anatómico y fisiológico que
representan un considerable avance para el diseño de estos
aparatos. Así, en 1831 se utiliza por primera vez la tuberosidad isquiática como punto de apoyo que sirve para descargar el extremo del fémur o se establece el alineamiento
del centro de la rodilla protésica por detrás del eje de carga
para conseguir un mejor control de la extensión y por tanto
de la estabilidad de dicha articulación.
En 1846 un amputado llamado Benjamín F. Palmer ideó
su propia prótesis con articulaciones metálicas a nivel de la
rodilla, del tobillo y de los dedos y tuvo una gran aceptación por parte de los amputados. Es durante este período y
hasta final del siglo XIX cuando se introducen muchos cambios –desde el punto de vista tanto de la construcción como
de los nuevos materiales– que dan lugar a un aumento significativo de las patentes comerciales de las prótesis de
miembro inferior.
También es en este tiempo cuando aparecen los grandes
nombres de la literatura protésica que, gracias a su interés
por conseguir un muñón óptimo, establecen los principios
básicos de la cirugía de las amputaciones. Entre estos destacan los nombres de Chopart y Lisfranc en Francia, Pirogoff en Rusia, Gritti en Italia, Stokes y Syme en Gran Bre-
Prótesis en amputaciones femorales
Otra técnica quirúrgica, que ha tenido predicamento en
el pasado pero que ya no se indica en nuestros hospitales,
es la miodesis, que se basa en suturar los músculos al hueso (donde se han hecho unos agujeros o canales) y al conservar la inserción muscular distal se mantiene una tensión
fisiológica de los músculos que resulta muy positiva a la
hora de usar una prótesis.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
taña, que perduran aún en nuestros días al denominar a
distintos niveles de amputación en la extremidad inferior.
En el siglo XX el valor funcional del muñón adquiere
cada vez más importancia y es cuando se definen las características de idoneidad de un muñón y se señalan nuevas
técnicas quirúrgicas para tratar correctamente el extremo
óseo o para que la cubierta de tejidos blandos en la parte
distal no sea excesiva. La I Guerra Mundial causó un gran
número de amputaciones que motivó que los gobiernos de
los países involucrados en la contienda (en especial el británico) se preocuparan por dar una respuesta adecuada a la
demanda de esos mutilados que regresaban a sus casas. Se
inaugura el primer centro de rehabilitación dedicado exclusivamente para amputados en Roehampton (Gran Bretaña)
en 1915 y Gran Bretaña aseguró, por normativa legal, que
todos los amputados tuvieran dos prótesis y que el mantenimiento y la renovación de las mismas corrieran a cargo
del Estado durante toda la vida del amputado.
En EE. UU. y ya después de la II Guerra Mundial se
crean varios hospitales dedicados exclusivamente a los
amputados en los que, además de la cirugía, se realizaba el
tratamiento de rehabilitación y la adaptación de las distintas prótesis. A través de distintos programas en forma de
leyes, la Administración de Veteranos impulsó el desarrollo y la investigación en el campo de la técnica protésica,
que en el caso de las prótesis de miembro inferior fue llevada a cabo en la Universidad de Berkeley (California). Se
introducen nuevos conceptos y nuevos diseños protésicos,
como los encajes de succión para las amputaciones por
encima de rodilla o de los encajes PTB (Patelar Tendon
Bearing) para las prótesis tibiales (v. figura 10-2). Más adelante, en 1952, aparecen programas de educación y de
divulgación que tienen como objetivo formar equipos suficientemente entrenados en estos temas y que dieron lugar
al nacimiento del primer reconocimiento académico con la
titulación ABC (American Board for Certifi cation en
Orthotics and Prosthetics) que poco a poco fue extendiéndose por otras partes del mundo. A partir de esos años, los
encajes son construidos siguiendo unos principios biomecánicos muy precisos que se basan en el contacto total con
el muñón, lo que significa un avance extraordinario en la
función de las prótesis.
A principios de los años sesenta estalla la tragedia de la
talidomida. Este fármaco, que fue comercializado como
sedante para las náuseas del primer trimestre del embarazo
(hiperemesis gravídica), provocó miles de nacimientos de
bebés con anomalías congénitas caracterizadas por la
carencia o excesiva cortedad de las extremidades. Como en
otras ocasiones de la historia de la humanidad, esta devastadora epidemia que se extendió por muchos países significó un nuevo impulso para el desarrollo y la investigación
de nuevas prótesis. En Europa aparecen las primeras prótesis modulares y las prótesis mioeléctricas para el miembro superior y en Japón se investigan las primeras rodillas
con unidades de control de proceso (CPU) que permitían
la variación de la aceleración y de la desaceleración del
balanceo de la pantorrilla durante la marcha.
72
Figura 10-2 Sistemas protésicos utilizados en el miembro inferior antes de las innovaciones de la Universidad de Berkeley.
Ya a finales del siglo XX asistimos al espectacular desarrollo de los nuevos diseños de las rodillas protésicas con
microprocesadores y de los pies energéticos construidos
con composites de carbono que aparecen por primera vez en
los Juegos Paralímpicos de Seúl (Corea del Sur) en 1988.
De forma paralela se mejoran también los encajes de las
prótesis gracias a los nuevos materiales o a los nuevos conceptos biomecánicos empleados en su fabricación como por
ejemplo el encaje CAT-CAM (Contoured Anterior Trochanteric/Controlled Alignment Method), el encaje ISNY
(Icelandic-Swedish-New York University), el encaje 3S
(Silicone Suction Socket) o el más reciente encaje MAS
(Marlo Anatomical Socket). Finalmente, han aparecido en
los últimos años distintas herramientas informáticas que se
aplican en la fabricación de las prótesis (diseño CAD-CAM:
Computer Aided Design-Computer Aided Manufacturing),
algo que sin duda alguna influirá positivamente para el
cambio del panorama actual de la técnica protésica.
COMPONENTES PROTÉSICOS
Los componentes principales de una prótesis femoral son
los siguientes: encaje, articulación de la rodilla y del pie
Encaje
Es el elemento principal de una prótesis, el más importante
de todos los componentes. Conecta la pierna artificial al
muñón del paciente y es la pieza clave a la hora de asegurar
una adecuada confortabilidad y tolerancia de la prótesis o,
lo que es lo mismo, una buena función de la misma. A continuación se describen los distintos tipos de encajes femorales [6-9].
Figura 10-3 Sistema exoesquelético y endoesquéletico en dos
prótesis femorales de entrenamiento.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Encaje triangular o clásico
Actualmente ya no se utiliza. Tenía una forma o sección
triangular y se construía de madera o de aluminio. El contacto entre el muñón y el encaje no era completo, por lo que
era necesario recurrir a sistemas externos que aseguraban
una correcta suspensión, como los arneses de hombro y los
cinturones pelvianos con articulación de cadera.
Encaje cuadrilateral
En los años sesenta nace una nuevo diseño biomecánico para
los encajes femorales, llamado encaje cuadrilateral o cuadrangular, que fue ideado por Radcliffe y Foort en la Universidad de Berkeley-California y que aún sigue vigente.
Como su nombre indica, tiene cuatro lados o paredes y
su diámetro es mayor en el plano frontal o mediolateral que
en el anteroposterior (v. figura 10-4). Cada una de las paredes tiene una función específica pues las fuerzas de presión
y contrapresión que se aplican sobre ellas facilitan una distribución de la carga más homogénea y tolerable para el
amputado. La pared anterior tiene forma aplanada a nivel
del triángulo de Scarpa, incluso algo cóncava, y una forma
más convexa en la parte externa; su límite superior queda
delimitado por el pliegue inguinal, lo que permite una
sedestación cómoda, sin restringir la flexión de cadera. La
pared posterior tiene una particularidad: se ensancha en su
parte interna a modo de resalte hacia dentro. Es la llama-
B
A
Figura 10-4 A. Encaje cuadrilateral de polipropileno visto desde
su cara anterior. B. Visto desde arriba; la parte inferior corresponde a la pared posterior.
da meseta isquiática, y sirve para que se apoye la tuberosidad isquiática del sujeto. El isquion se mantiene en esa
posición gracias a una fuerza anteroposterior que se aplica
en el encaje a nivel del triángulo de Scarpa y con este apoyo directo del isquion se redistribuyen eficientemente las
73
Prótesis en amputaciones femorales
10
con sus correspondientes piezas de unión o adaptadores y
por último el sistema de suspensión [4,5].
Desde el punto de vista estructural, las prótesis femorales se dividen en dos sistemas: exoesqueléticas y endoesqueléticas (v. figura 10-3). En las primeras, todos sus componentes son de una estructura o esqueleto externo a los
que se aplica a modo de una capa externa una resina acrílica con color carne para parecerse a la pierna normal.
A pesar de que son muy duraderas y de bajo coste económico, su adaptación está cayendo en desuso. Las prótesis
endoesqueléticas o modulares son las que dominan actualmente el mercado y consisten en un tubo interior con unos
adaptadores especiales a los que se unen los elementos de
la rodilla o del tobillo-pie. Su gran aceptación viene dada
porque permiten realizar los ajustes para el alineamiento
de manera muy rápida y sin necesidad de desmontar todos
sus componentes; además son más ligeras por estar fabricadas de aluminio o de titanio y tienen un aspecto más
estético ya que para su acabado final se añade una funda a
modo de envoltorio a la que se le da la forma anatómica
deseada para que se parezca a la pierna sana.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
fuerzas para evitar que el extremo distal del muñón cargue
directamente y cause dolor. La pared interna del encaje
cuadrilateral es la más baja y hay que tener especial cuidado con su longitud para no ocasionar un conflicto con un
área tan sensible como es el periné. La pared externa es la
más alta de todas y está inclinada hacia dentro (en aducción) para estabilizar el fémur y la pelvis durante la fase de
apoyo protésico o, lo que es lo mismo, para contrarrestar la
tendencia fisiológica de desviarse hacia fuera (en abducción) que casi siempre tienen los muñones femorales.
El encaje cuadrilateral, por tanto, está diseñado para
soportar bastante bien las fuerzas verticales que se desencadenan durante la marcha, ya que logra una correcta estabilidad del muñón dentro del mismo gracias, por una parte,
al máximo contacto que mantiene con el músculo glúteo
mayor y, por otra parte, a la presión ejercida sobre el triángulo de Scarpa en su cara anterior.
Otro aspecto de gran trascendencia en la biomecánica
del encaje cuadrilateral es el principio del contacto total,
que consiste en que toda la superficie del muñón está en
contacto con las paredes del encaje, aunque no todas las
partes soportan la misma presión, como ya sabemos. Esta
idea, junto con la suspensión por succión, fue decisiva para
entender su gran éxito y aceptación por parte de los amputados femorales. Además de conseguir una mejor estabilización y control del muñón dentro del encaje y de mejorar
la propiocepción del muñón, también evita que se forme un
edema en la parte distal del mismo, que es un fenómeno
debido a una incorrecta succión, muy habitual entre los
encajes clásicos.
Encaje de contención isquiática
La aparición de este otro tipo de encaje representó claramente un cambio de tendencia en la concepción que se tenía
hasta entonces de los encajes protésicos para amputados
transfemorales. Este nuevo encaje fue ideado por Ivan Long
y posee una forma rectangular con el lado mayor en sentido
anteroposterior y una dimensión más estrecha en el sentido mediolateral. En 1975 Long observó que, durante la
marcha, la meseta isquiática de los encajes cuadrilaterales
mantenía un contacto desigual con el isquion y además el
fémur tendía de manera exagerada a la abducción en su
extremo distal. Esta era la razón por la que muchos amputados basculaban la pelvis del lado protésico durante la fase
de apoyo por la pérdida de eficacia del brazo abductor. La
solución que propuso fue hacer un encaje más estrecho en
su diámetro mediolateral y que el isquion, con su rama
isquiática, en vez de reposar en la meseta isquiática de la
pared posterior del encaje, estuviera dentro del mismo. De
esta forma se lograba una mayor comodidad y tolerancia a
nivel del isquion y del glúteo mayor, pues las fuerzas máximas se distribuyen ahora por la cara lateral del fémur.
Como resultado de estos trabajos previos más la aportación
de John Sabolich nació el encaje de contención isquiática
CAT/CAM (Contoured Anterior Trochanteric/Controlled
Alignment Method o aducción y trocánter contorneado/
método de alineamiento controlado) (v. figura 10-5.)
74
Figura 10-5 Encaje CAT-CAM de polipropileno con dimensión
reducida del diámetro medio lateral.
Sin embargo, este nuevo diseño fue puesto en duda por
los que pensaban que la abducción del fémur durante el
paso protésico no se veía modificado por el tipo de encaje
que utilizara el amputado y que la solución únicamente
podía ser quirúrgica. En esta línea, Gottschalk preconiza,
para resolver este problema de la abducción del fémur, la
reinserción quirúrgica por medio de miodesis de los músculos aductores al extremo del fémur y así poder restaurar el
equilibrio entre ellos y los músculos abductores. En todo
caso, en lo que sí parece haber un acuerdo general es en
afirmar que el encaje de contención isquiática es mejor
tolerado por el paciente, que además provoca menos desviaciones en la marcha y que consecuentemente se produce
un menor consumo energético durante la marcha.
Encaje flexible
En este tipo de encaje no cambia la biomecánica sino el
material del que está construido. Hasta hace unos pocos
años todos los encajes femorales se hacían de un material
rígido, con sus conocidas intolerancias a nivel de periné o
del isquion que se ponen de manifiesto al estar el paciente
mucho tiempo de pie o al sentarse. Para mejorar este aspecto nació el encaje ISNY (Icelandic-Swedish-New York
University), que consiste en un encaje cuadrilateral o de
contención isquiática hecho de termoplástico flexible pero
que se refuerza con un material rígido, tipo resina o fibra
de carbono, a modo de bastidor o armazón que cubre el
contorno proximal y las paredes laterales del encaje flexible (v. figura 10-6).
Encaje 3S
Más que un encaje diferente, es un sistema de suspensión y
por tanto se verá en este apartado más adelante.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Figura 10-6 Encaje ISNY (Icelandic-Swedish-New York University) de
material flexible y reforzado con un bastidor de fibra de carbono.
Encaje MAS
Los intentos para mejorar el diseño de los encajes no han
cesado nunca y recientemente ha aparecido uno nuevo desarrollado en Guadalajara (México) por Marlo Ortiz. El
encaje MAS (Marlo Anatomical Socket) parte del concepto del encaje ISNY y rebaja considerablemente las paredes
anterior y posterior del encaje femoral para que la movilidad de la cadera esté libre sin ningún tipo de restricción.
Además de esto, la incorporación de un material flexible en
la confección del encaje le hace mucho más cómodo y confortable cuando el amputado se sienta, ya que en ese
momento no lo hace necesariamente sobre algo duro, como
en el caso de los encajes convencionales. El autor, no obstante, sigue actualizando el diseño y ha introducido alguna
modificación sobre la idea original.
Articulación de rodilla
De todos los componentes protésicos, el sistema de la rodilla es el más complejo. La rodilla debe proporcionar, por
una parte, un apoyo seguro cuando la persona está de pie y
un movimiento controlado de flexoextensión al caminar,
y, por otra parte, debe permitir que el paciente pueda sentarse, flexionar las piernas o arrodillarse. Y comoquiera que
los amputados son especialmente vulnerables a las caídas,
se ha de tener especial cuidado en este aspecto y ha de
primar la seguridad y la estabilidad como las propiedades
Opciones para la estabilidad
Algunos amputados necesitan o desean que la seguridad
de la articulación de rodilla sea máxima, es decir, que
quede bloqueada en extensión durante todo el ciclo de la
75
10
Prótesis en amputaciones femorales
fundamentales a la hora de indicar una rodilla protésica,
incluso por encima de la mayor o menor capacidad funcional que se pudiera obtener con un determinado modelo de
rodilla. Esta estabilidad durante la fase de apoyo de la marcha se obtiene básicamente gracias al propio diseño de la
rodilla protésica o por la fuerza muscular (ejercida por los
músculos extensores de cadera) que el amputado activa
para conseguir que dicha rodilla sea estable en la fase de
apoyo de la marcha o bien por la combinación de ambos
factores.
El tipo de rodilla que prescribamos dependerá de varios
factores, como la edad, el peso y la altura del paciente, así
como del nivel de amputación y del grado de actividad o
movilidad que tiene el amputado. Por tanto, cada amputado
es diferente y requiere diferentes soluciones para distintas
necesidades, lo que actualmente es posible ya que contamos en el mercado con una oferta de rodillas protésicas
muy amplia [1,4].
Aunque comercialmente hay disponibles más de
100 mecanismos de rodilla distintos, todos ellos se pueden
clasificar en dos tipos principales: mecánicos y electrónicos. Las rodillas mecánicas pueden a su vez disponer de un
eje, que son las rodillas monocéntricas, o de varios ejes o
de eje múltiple, que son las rodillas policéntricas.
La rodilla de un único eje, cuyo mecanismo recuerda al
funcionamiento de una bisagra, es una rodilla relativamente sencilla que se ha convertido en una opción muy económica, duradera y ligera. Su mantenimiento es muy fácil y
la escasez de las averías la hace especialmente idónea para
aquellos usuarios que viven lejos de un taller ortopédico.
Las rodillas policéntricas, también denominadas rodillas
de «cuatro barras», tienen un diseño más complicado, con
ejes de rotación múltiples, que se parecen más al movimiento de la rodilla humana. Su versatilidad biomecánica
es la razón principal de su gran aceptación, pues son rodillas muy estables durante la fase de apoyo pero también
relativamente fáciles de flexionar al iniciar la fase de oscilación o al sentarse el amputado.
Ahora bien, independientemente del nivel de complejidad, todas las rodillas protésicas necesitan unos mecanismos adicionales que aseguren la estabilidad en la fase de
apoyo de la marcha y para el control del movimiento en la
fase de oscilación. Para conseguir la estabilidad se cuenta
con dispositivos que provocan el bloqueo permanente en
extensión o que hacen que ese bloqueo se active solamente
cuando el paciente carga el peso sobre la prótesis y se desbloquee cuando se libera de la carga. Para ayudar a la
impulsión de la rodilla protésica durante la fase de oscilación de la marcha existen unos dispositivos que regulan
esta oscilación a través de una fricción constante o variable. A continuación se describen distintas opciones protésicas de rodillas.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
marcha y no se doble. En estos casos la opción elegida será
una rodilla con bloqueo manual que incorpora un mecanismo automático de bloqueo que se activa con un pequeño movimiento de extensión del muñón y que se desactiva
voluntariamente al tirar de un cable (v. figura 10-7). Es la
rodilla protésica más estable que existe en el mercado,
aunque el patrón de marcha no es muy bueno. Simplemente el paciente camina con la rodilla bloqueada en extensión
y la desbloquea para sentarse. En esta línea, existen otras
rodillas protésicas que se bloquean o se desbloquean
dependiendo de la conveniencia del sujeto pues puede
caminar tanto con el bloqueo activado como con él desactivado. Se indica sobre todo en aquellos pacientes con
poca fuerza o con un déficit de equilibrio o bien para personas activas que suelen caminar por terrenos inestables y
prefieren entonces escoger la opción de bloqueo, que les da
la máxima estabilidad.
Otro tipo de rodilla protésica es la que lleva un freno
que se activa con el apoyo del peso y recibe el nombre de
«rodilla con freno de fricción» o «rodilla con control de la
fase de apoyo» (v. figura 10-8). Esta rodilla es muy estable
en el apoyo y se recomienda como primera prótesis o en
aquellos amputados menos activos o de mayor edad. Cuando se ejerce peso sobre la prótesis, la rodilla permanece
bloqueada y no se dobla hasta que se descarga el peso y la
rodilla queda liberada de la carga. Su desventaja es que está
regulada para una velocidad determinada y por tanto pueden causar problemas a personas que quieren en algún
momento cambiar la velocidad de marcha.
Opciones para el control del movimiento
Tan importante es asegurar la estabilidad de la rodilla protésica durante la fase de apoyo como asegurar el control de
la flexión y de la extensión durante la fase de oscilación.
Este tipo de rodillas han venido a sustituir casi por completo a las articulaciones totalmente libres donde el movimiento de flexo-extensión era realizado por el impulso de
la palanca del muñón sin ningún tipo de control o de regulación. El control de la flexión y de la extensión simula, por
una parte, la acción del cuádriceps al evitar la excesiva
flexión de la rodilla y la excesiva elevación del talón. Por
otra parte, también simula la acción de los músculos isquiotibiales, ya que interviene en la desaceleración de la pierna
al final de la extensión para que se haga de manera suave y
que no acabe bruscamente. Esta regulación en el movimiento de la rodilla se hace gracias a un mecanismo de
fricción que puede ser constante o variable. En la fricción
constante la oscilación queda regulada o prefijada y, aunque son rodillas muy estables y seguras, su principal inconveniente es que limita al amputado a caminar a una única
velocidad. Por el contrario, la fricción variable proporciona velocidades variables al andar, lo que hace que la cadencia del paso sea más armónica. Estos mecanismos se basan
en el llamado «control de fluido» y utilizan la dinámica de
fluidos para proporcionar una resistencia variable según los
requerimientos de cada momento durante la marcha. Estas
unidades consisten en unos cilindros con unos pequeños
76
Figura 10-7 Cable para desbloqueo/bloqueo de una rodilla
exoesquelética monocéntrica; es una rodilla ligera, muy sencilla,
eficaz y barata.
pistones que en su interior tienen aire (rodillas neumáticas)
o fluido (rodillas hidráulicas). Cuando la rodilla está flexionada, se comprime el aire o el fluido dentro del pistón, lo
que se traduce en una acumulación de energía que será
«devuelta» para restituir la fuerza necesaria para que la
rodilla inicie la fase de extensión.
Cuanto más rápidamente se mueva el muslo hacia delante (porque el paciente le da demasiado impulso), mayor
fricción se producirá para regular y evitar que la pierna
avance con demasiada rapidez. Por el contrario, cuanto
más despacio impulse el muñón, más fácil es mover la
rodilla protésica. Imaginemos una bomba de aire para una
bicicleta: si empujamos lentamente, la manivela bajará con
facilidad, pero si intentamos empujarla rápidamente el aire
ofrecerá resistencia y se necesitará mucha más fuerza para
moverla. Una persona que lleva una rodilla protésica y que
trata de caminar muy rápidamente es como si empujara
rápidamente la manivela de una bomba de bicicleta: se
moverá, pero necesitará más energía para conseguirlo, ya
que la resistencia es mayor, y la pierna perderá velocidad.
Cuando la persona camina despacio se produce una fricción menor y la rodilla se mueve más fácilmente (v. figura 10-9).
Rodillas con microprocesadores
Las rodillas con microprocesadores, o electrónicas, han
salido al mercado hace unos pocos años. Este microproce-
10
Prótesis en amputaciones femorales
Figura 10-9 Tipo de rodilla hidráulica para control de la fase de
oscilación de la marcha. (Por cortesía de Otto Bock.)
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Figura 10-8 Prótesis endoesquelética con rodilla monocéntrica
con freno a la carga.
sador integrado en la rodilla detecta el movimiento y el ritmo, por lo que ajusta instantáneamente la rodilla para el
tipo de marcha que desee el amputado. En lugar de ofrecer
una sola velocidad, los microprocesadores pueden interpretar inmediatamente la posición de la rodilla y del pie,
así como las fuerzas de carga, y modificar así constantemente la fricción durante las fases de oscilación y de apoyo. Varias firmas comerciales disponen de avanzados diseños capaces de detectar con gran rapidez los cambios que
ocurren durante la marcha, destacando entre ellos uno
que utiliza un campo magnético y un sistema de sensores
capaces de procesar la información de 200 a 1000 veces
por segundo para inmediatamente ajustar la rodilla.
Adaptadores
Son las piezas que unen los componentes de la prótesis
modular (encaje, articulación de rodilla y del pie). Están
fabricados en un material ligero, como aluminio o titanio,
y pueden tener forma de tubo, para regular la longitud de
la prótesis, o aplanados o en forma de pirámide truncada
invertida para unirse directamente al encaje (v. figura 10-10). Estos adaptadores han evolucionado mucho en
los últimos años, y no solamente permiten un ajuste más
rápido en el alineamiento protésico, sino que además permiten los giros de la pantorrilla durante la sedestación; los
últimos modelos permiten incluso un pequeño movimiento
de giro y de amortiguación para hacer una marcha más
parecida a la normal.
Pies protésicos
(V. el capítulo 7, «Pies protésicos».)
Sistemas de suspensión [6-9]
Succión
Es el sistema más utilizado y la propia configuración del
encaje asegura la suspensión (la llamada endosuspensión) por medio del efecto ventosa o de succión. La suspensión se mantiene gracias a un tapón o válvula que
cierra un orificio situado en la parte distal del encaje.
Cuando se introduce el muñón en el encaje de contacto
77
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Figura 10-10 Adaptadores de tubo y de
encaje para una prótesis endoesquelética
o modular.
total se crea una presión negativa dentro del mismo que
cerramos o sellamos con dicha válvula. Esta válvula
deja salir el aire residual que puede quedar en el interior
pero sin embargo impide entrar aire desde el exterior.
Para descalzar la prótesis, el amputado extrae la válvula,
entonces entra aire en el encaje y es cuando se puede
sacar el muñón de la prótesis. Para este tipo de suspensión se recomienda, por una parte, que el muñón sea
estable tanto en forma como en volumen, que tenga una
buena cubierta cutánea, sin escaras o con cicatrices anómalas, y, por otra parte, que el paciente tenga la suficiente habilidad para poder manejarse con este tipo de
encaje.
La succión también se logra gracias a la interposición
de un material como la silicona, que posee una gran
adherencia a la piel del muñón. Esta idea fue introducida
en Islandia por O. Kristinsson en 1986 con un sistema
llamado Iceross (Icelandic Roll-on Suction Socket) y que
años después derivó en lo que se conoce como sistema 3S
(Silicone Suction Socket), que rápidamente tuvo una gran
aceptación por parte de los pacientes amputados. Consiste en una calceta de silicona que envuelve y se adhiere al
muñón y que en su extremo distal dispone de un pin o
tornillo que se introduce y se ancla en el fondo del encaje, donde queda fi rmemente sujeto (v. figura 10-11). Para
quitar la prótesis, el amputado ha de apretar un botón que
desbloquea automáticamente el sistema del anclaje. Aunque al principio su aplicación era para los amputados
tibiales, pronto se extendió su uso en las prótesis femorales y se ha probado ya en la extremidad superior. Una
variante de este sistema es la llamada «membrana de
sellado hipobárica», que es también una calceta de silicona con un engrosamiento en forma de anillo en su parte distal que crea una suspensión perfecta (v. figura 10-12). Este sistema es muy fácil de usar por todos los
pacientes y no requiere ninguna habilidad especial, como
sí ocurre en el caso de los encajes 3S. Es también muy
fácil de quitar la prótesis, pues basta con retirar la válvula de succión.
78
TES-belt (Total Elastic Suspension) o cinturón
de suspensión elástica
Es el más utilizado hoy en día como sistema de exosuspensión y se utiliza, como una suspensión extra, en caso de que
el muñón sea flácido y no se sujete bien a pesar del encaje
de succión con válvula. Es un cinturón ancho de neopreno
que rodea la cintura del paciente y se extiende hacia abajo
para sujetarse en la parte proximal del encaje de la prótesis.
Figura 10-11 Encaje femoral de succión tipo 3S con pin.
10
Es muy fácil de manejar, aunque puede presentar alguna
dificultad en los pacientes muy obesos o bien por el calor
que provoca el neopreno (v. figura 10-13).
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Cinturón silesiano
De gran aceptación hace años, actualmente ha sido reemplazado por el TES-belt, aunque algunos pacientes muy
veteranos prefieren seguir con este sistema de suspensión.
Consiste en un cinturón que rodea la cintura del amputado
y del que salen dos extensiones o tiras de cuero, una de las
cuales termina en la pared lateral del encaje a nivel del
trocánter mayor y la otra en la cara anterointerior del mismo. Esta particularidad en su diseño resulta muy eficaz
para controlar el movimiento de abducción o de rotación
externa del pie que tan frecuente se ve entre los usuarios
con mala adaptación protésica (v. figura 10-14).
Figura 10-13 Suspensión externa de prótesis femoral tipo TES-belt.
Cinturón pélvico con articulación de cadera
Era la suspensión elegida cuando aún no habían aparecido
los encajes de succión. Consiste en un cinturón al que se
añade una articulación externa de metal situada a nivel de
la articulación coxofemoral del paciente. Consigue una
adecuada estabilización, pero al ser tan abultado ha dejado
paso a los otros sistemas de suspensión.
Arnés de hombro
Son correas semejantes a los tirantes, que desde la prótesis
y la cintura del paciente terminan en los hombros. Es un
sistema muy antiguo y que se utilizaba sobre todo en
pacientes obesos o con muñones muy cortos.
Alineamiento
Es el modo en que el encaje, el pie y la rodilla se acoplan y
se relacionan en un espacio tridimensional. Una alineación
adecuada garantiza un buen equilibrio en bipedestación y
un patrón de marcha lo más parecido a la marcha fisiológica. Gracias al correcto alineamiento de los componentes,
no se apreciarán defectos de marcha y la rodilla protésica no se dobla cuando la persona está de pie o se flexiona
Figura 10-14 Suspensión externa de prótesis femoral tipo cinturón silesiano.
79
Prótesis en amputaciones femorales
Figura 10-12 Encaje femoral de succión con membrana de sellado hipobárica.
fácilmente cuando la prótesis se mueve durante la fase de
oscilación de la marcha. (Para más información, v. el capítulo del alineamiento de prótesis del miembro inferior de
este libro.)
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Acabado cosmético
Las prótesis endoesqueléticas se revisten de un material de
espuma para que tengan la misma forma que la pierna sana.
Estas fundas están disponibles en poliuretano y polietileno
y se comercializan en unas tallas extragrandes para que el
técnico ortopédico realice la rectificación oportuna y consiga la mejor apariencia cosmética posible. Sobre esa funda
cosmética se añade una media de nailon parecida a las que
usan normalmente las mujeres (v. figura 10-15).
Recientemente se han lanzado al mercado pieles protésicas a base de látex que ofrecen un acabado más natural,
pues copian fielmente el color y otros detalles característicos de la piel de la persona. Su desventaja, además del alto
precio, es que estos acabados cosméticos pueden dificultar
el funcionamiento de la rodilla protésica o el acceder a ella
para realizar los ajustes necesarios. De todas formas, algunos amputados, especialmente los jóvenes y los atletas,
eligen no llevar ninguna funda cosmética y así logran que
los componentes funcionen de forma óptima, lo que ha
impuesto cierta «moda», y otros amputados han decidido
llevar su prótesis sin cubrir.
FABRICACIÓN DE UNA PRÓTESIS FEMORAL
Figura 10-15 Acabado estético de una prótesis femoral endoesquelética.
• Distancia rodilla-suelo que sirve para determinar la
Para la fabricación de una prótesis femoral el técnico ortopédico ha de seguir unos pasos bien establecidos. En primer
lugar medirá y anotará las características y las dimensiones
del muñón, después tomará el molde con escayola y, una vez
obtenido el molde positivo, se rectificará, para terminar con
la confección del encaje en material termoplástico [10].
longitud del segmento de pantorrilla.
• Talla del pie y la altura del tacón del zapato que
habitualmente usa el paciente.
• Otros puntos de interés: se ha de comprobar la
sensibilidad o no del área isquiática, la consistencia del
tejido subcutáneo, la presencia de edema o de lesiones
cutáneas, etc.
Medidas del muñón
Molde
A la hora de confeccionar el encaje se toman unas medidas
determinadas del muñón que son muy importantes y que el
técnico ortopédico anota en una hoja de medidas protésicas. Entre estas medidas tenemos:
Se toma el molde con vendas de escayola y con el paciente
de pie (v. figura 10-16). Con el yeso húmedo y antes de que
endurezca, se le aplica a continuación un dispositivo o conformador adaptable. Este dispositivo es de forma cuadrilateral y dispone tanto de elementos rígidos como de elementos flexibles para poder adaptarlos a todo tipo de muñones,
de forma que el molde tenga el contorno cuadrilateral
característico de los encajes protésicos femorales.
El molde que ahora se extrae del muñón se llama molde
negativo y debe reproducir bastante fielmente el contorno
y el volumen del muñón con la forma cuadrilateral en su
parte proximal, que se ha conseguido gracias a la aplicación del conformador. A continuación se llena este molde
negativo de escayola líquida y se deja secar convenientemente durante unas horas.
• Distancia anteroposterior: medida entre el aductor
largo y la tuberosidad isquiática y que es necesaria
para la dimensión de la pared medial del encaje.
• Medida de la circunferencia del muñón: se empieza
horizontalmente a nivel isquiático y después cada 5 cm
hasta llegar al extremo del muñón.
• Ángulo de flexión o abducción del muñón, si lo hubiera.
• Longitud del muñón óseo y del muñón blando medida
desde la tuberosidad isquiática hasta el extremo del
fémur y del extremo de las partes blandas con el
paciente de pie.
• Distancia entre el extremo del muñón y una línea
imaginaria que correspondería a la articulación de la
rodilla.
80
Rectificación del molde
La toma de moldes del muñón de amputación no persigue
una copia exacta del mismo, pues generalmente se necesita
Obtención del encaje semidefinitivo
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Una vez que se tenga rectificado el molde positivo se procede a rodearlo con varias vainas de dacrón y de nailon que
después se impregnan con la resina sintética. Gracias a la
acción de un catalizador esta resina sufre una polimerización por la que se transforma en un material rígido y resistente. El procedimiento que utiliza la interposición de varias
capas para obtener el encaje se denomina laminación.
PRESCRIPCIÓN PROTÉSICA. EJEMPLOS
PRÁCTICOS
Antes de prescribir una prótesis a un paciente amputado
debemos realizar una valoración en la que no solamente se
estudien las condiciones físicas, sino que además deberemos conocer la situación social, el entorno doméstico y el
estado emocional y cognitivo del paciente. La motivación
y colaboración del paciente, como en cualquier programa
de rehabilitación, va a ser de capital importancia. Otros
Figura 10-16 Toma de moldes con yeso
de un muñón femoral para realizar una
prótesis.
81
10
Otra forma de obtener el encaje semidefinitivo es la técnica de la burbuja, que es mucho más rápida y barata. Se
introduce una plancha de polipropileno de 6 mm de espesor
en un horno que alcanza altas temperaturas, entre 200º y
250º. Cuando este termoplástico se calienta en ese rango de
temperatura, se deforma y adquiere la forma de una burbuja.
En este momento se aplica directamente sobre el molde positivo. Para que la adaptación del plástico sea perfecta en toda
la superficie del muñón se utiliza una máquina de vacío que
evita la aparición de bolsas de aire residual que pueden quedar entre el termoplástico y la escayola (v. figura 10-17).
Se trate de una u otra técnica, después de enfriar el plástico o la resina se extrae la escayola de su interior y se obtiene el encaje semidefinitivo, que estará listo para ajustar al
resto de los otros componentes de la prótesis femoral.
Recientemente ha irrumpido en la práctica ortopédica
un nuevo método que incorpora el uso de la informática
para la fabricación de los encajes. Conocido como sistema
CAD/CAM (Computer-Aided Design/Computer-Aided
Manufacturing), este método facilita considerablemente el
trabajo del ortopédico al no precisar del uso de la escayola,
acorta los tiempos de fabricación y además es un sistema
muy fiable.
Prótesis en amputaciones femorales
proceder a su modificación o rectificación. Este es el paso
más importante en la fabricación de una prótesis, pues de
él va a depender, en buena medida, la funcionalidad y la
tolerancia del encaje. Para ello, el técnico ortopédico tiene
que modificar el molde de acuerdo a las características que
previamente anotó en la hoja de medidas protésicas del
muñón y con una lima alisará las paredes del molde positivo. Podrá seguir quitando el yeso para reducir el perímetro
del molde de manera global y más concretamente en aquellas zonas donde previsiblemente se necesita una mayor
presión –generalmente en los tejidos blandos–, mientras
que, por el contrario, añadirá yeso en las áreas donde la
presión ha de ser menor, como, por ejemplo, cerca de las
prominencias o de los relieves óseos.
La dimensión de la pared interna es de suma importancia y su ajuste adecuado viene dado por la distancia que
previamente se midió entre el isquion y el músculo aductor mayor. Si su longitud es excesiva, el isquion se deslizará durante la fase de apoyo de la marcha y la rama
isquiopubiana se apoyará ahora en la pared medial, provocando intolerancia y dolor. Si, por el contrario, la longitud está acortada, entonces producirá problemas de
hiperpresión muy molestos a nivel de los aductores o puede que haya dificultades para una correcta congruencia
entre el apoyo isquiático del encaje y la tuberosidad
isquiática del mismo.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
también es verdad que se necesita que estas herramientas
sean más eficientes, válidas y fiables a la hora de predecir
los resultados funcionales que se pueden esperar con un
determinado paciente y consecuentemente seleccionar la
prótesis más adecuada en cada caso. En este aspecto, ha
aparecido una escala de valoración llamada AMP (Amputee Mobility Predictor), o predicción de la movilidad del
amputado, que sirve para determinar el nivel funcional que
se puede esperar de un amputado y que puede ser de gran
ayuda [19].
El paciente amputado geriátrico
Figura 10-17 Obtención del encaje semidefinitivo por la técnica
de burbuja.
aspectos importantes a tener en cuenta son la etiología y el
nivel de amputación, el estado de la extremidad inferior
conservada y la de los miembros superiores, así como la
presencia o no de otras enfermedades acompañantes
(v. figura 10-16).
El objetivo de la rehabilitación protésica es adquirir la
máxima independencia, con seguridad y con el mínimo
gasto energético, y por eso es muy importante conocer el
estilo de vida preamputación, junto con las expectativas del
propio paciente y las limitaciones médicas que presente. La
no existencia de guías clínicas o de referencias bibliográficas de calidad sobre la prescripción protésica ha hecho que
este acto dependa sobre todo de la experiencia del prescriptor [17,18]. Hace pocos años Medicare, un instituto americano de cobertura sanitaria pública, que atiende a más de
65 millones de americanos, estableció una clasificación del
nivel funcional de los amputados y a cada uno de ellos le
asignó el tipo de prótesis que debería ser indicada y, consiguientemente, la prestación económica a la que tenía derecho el paciente (v. tabla 10-1). Este agrupamiento en cinco
niveles, del K0 al K4, no está exento de críticas, pues para
muchos autores se basa exclusivamente en criterios subjetivos y, por tanto, está bastante alejado de lo que sería una
clasificación apoyada en criterios objetivos. En nuestra
práctica diaria, cada vez son más numerosas las escalas
que miden el grado de discapacidad de los amputados, pero
A medida que la población envejece, la prevalencia de la
isquemia crónica también se incrementa. En los años
noventa se había constatado por diversos autores un
aumento significativo de las amputaciones de origen vascular y un descenso en las amputaciones por los traumatismos o por las neoplasias. Paralelamente, sin embargo, se
comprobó que, a pesar de los avances conseguidos con las
nuevas técnicas quirúrgicas de revascularización, las tasas
de amputaciones no han disminuido significativamente,
como bien podría esperarse [20-23].
Una petición muy frecuente en los servicios de rehabilitación es la prescripción de una prótesis a un paciente de
edad avanzada con una amputación transfemoral. Normalmente, el amputado y su familia están deseando recibir una
pierna protésica para que el paciente pueda seguir adelante
con su vida y consideran que la «reposición» de la extremidad perdida es algo extremadamente simple. Las suposiciones erróneas pueden llevar a expectativas exageradas,
pues una prótesis no es algo que funcione de manera autómata o independiente, sino que es la persona la que hace
que el dispositivo funcione, y no al revés. Además, en todo
caso, una prótesis no es más que una parte de un todo que
es el proceso de rehabilitación de estos pacientes amputados. El manejo del paciente amputado geriátrico, por tanto, es bastante diferente al del paciente joven. Las expectativas deben tener en cuenta las limitaciones físicas propias
de la edad, pero además hay que asumir unos riesgos, también propios de la edad, que pueden dificultar el proceso de
rehabilitación protésica. Así, entre estos factores negativos
se han mencionado el aumento del riesgo de caídas que
sufren estos pacientes, la mayor frecuencia de lesiones de
Tabla 10-1 Prescripción protésica según los niveles funcionales de Medicare
Nivel funcional
Descripción
Prescripción
K0
No caminan
Ninguna
K1
Caminan en domicilio
Rodilla de fricción constante
K2
Caminan fuera del domicilio
Rodilla de fricción constante (con limitaciones)
K3
Caminan fuera del domicilio
Rodilla de control hidráulica (sin limitaciones)
K4
Muy activo
Rodilla de control hidráulica
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© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
En ocasiones, algunas personas optan por la rehabilitación sin utilizar una prótesis y esta decisión se apoya en
nuestro asesoramiento médico o en su propio convencimiento. La prótesis en el programa de rehabilitación del
paciente amputado no es obligatoria ni tampoco es exclusiva, pues debe ser usada para hacer la vida más fácil, y
no hay que olvidar que la independencia en la movilidad
como objetivo también se puede lograr sin necesidad de
vincularla al uso protésico. En este sentido, por ejemplo,
algunos aspectos de la movilidad, como cambiarse de
posición, realizar las transferencias de manera autónoma,
mantenerse equilibrado de pie durante unos segundos o
incluso caminar distancias cortas con la ayuda de un
andador, son también variantes de esa misma independencia (v. figura 10-18).
Ejemplos prácticos
Caso 1
Mujer de 77 años con una amputación transfemoral derecha secundaria a isquemia crónica. Viuda, vive con un hijo
casado en una casa de planta baja. Antecedentes personales: insuficiencia respiratoria crónica. Buen nivel cognitivo. Vida funcional preamputación: movilidad independiente extradomiciliaria. Prescripción: no prótesis; se
indica programa de fisioterapia para conseguir independencia en transferencias y marcha domiciliaria con andador. Una vez en el gimnasio, y debido a la buena evolución
y motivación de la paciente, se prescribe prótesis endoesquelética con encaje cuadrilateral de termoplástico, suc-
Prótesis en amputaciones femorales
¿Rehabilitación sin prótesis?
10
la piel y las limitaciones lógicas que vienen determinadas
por las patologías óseas de tipo degenerativo tan características del envejecimiento.
Con todas estas consideraciones, la prescripción de
una prótesis debe tener en cuenta, en cada momento y
para cada caso, las necesidades y capacidades de cada
paciente. La edad por sí sola no es un condicionante absoluto a la hora de prescribir una prótesis, y no hay que
olvidar que el objetivo final del programa rehabilitador es
mejorar la calidad de vida de estos pacientes de edad
avanzada aumentando, en la medida de lo posible, el grado de independencia.
En relación con lo anterior, una cuestión que se suscita
frecuentemente entre los médicos prescriptores es qué
hacer con un paciente que presenta afectación isquémica en
la extremidad conservada. ¿Se le debe animar a participar
en un programa de rehabilitación protésica o por el contrario no se debe aumentar el riesgo de sufrir una nueva amputación? La pregunta no es fácil de responder, aunque se
tiende en general a que estos pacientes no pierdan una
oportunidad para mejorar su capacidad funcional. En este
sentido se han publicado algunos estudios, aunque de
dudosa calidad metodológica, que avalan que el riesgo
de la extremidad conservada no aumentaría significativamente con la adaptación y el entrenamiento protésico.
Figura 10-18 Movilidad de un paciente amputado con andador.
ción con válvula, rodilla de bloqueo a la extensión y pie
monoarticular. Al año de su salida del centro de rehabilitación sigue realizando marcha terapéutica con prótesis y
con dos bastones en su domicilio durante 1 hora por las
mañanas. La paciente y su familia se muestran muy satisfechas con los logros obtenidos.
Caso 2
Varón de 70 años con una amputación transfemoral derecha secundaria a isquemia crónica. Casado, vive con su
mujer y un hijo en piso con ascensor. Antecedentes personales: diabetes insulinodependiente; retinopatía diabética;
gonartrosis derecha. Buen nivel cognitivo. Vida funcional
preamputación: movilidad independiente extradomiciliaria con ayuda de un bastón de mano. Prescripción: prótesis
endoesquelética con encaje cuadrilateral de succión en termoplástico, rodilla de bloqueo a la extensión y pie monoarticular. Opcionalmente, sistema de suspensión auxiliar tipo
TES-belt. Es autónomo para poner y quitar la prótesis y
consigue desplazarse fuera de su domicilio con limitaciones y con un bastón.
Caso 3
Mujer de 80 años con una amputación transfemoral derecha secundaria a isquemia crónica. Viuda, vive en residencia geriátrica. Antecedentes personales: diabetes insulinodependiente; retinopatía diabética; hemiparesia izquierda
leve secuela de infarto cerebral hace años; afectación par-
83
cial de nivel cognitivo. Vida funcional preamputación:
independencia parcial para la alimentación, dependiente
para el aseo y vestido y desplazamientos en silla de ruedas.
Prescripción: no prótesis
CHEQUEO DE LAS PRÓTESIS
Para la revisión de las prótesis femorales se hará primero
con el paciente de pie y luego cuando está sentado o caminando [1,4,10].
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Caso 4
Varón de 68 años con una amputación transfemoral izquierda secundaria a traumatismo (atropello). Viudo, vive solo
en piso con apoyo de los servicios sociales de su ayuntamiento. Antecedentes personales: espondiloartrosis; manos
artrósicas y deformadas. Buen nivel cognitivo. Vida funcional preamputación: movilidad independiente extradomiciliaria. Prescripción: prótesis endoesquelética con
encaje cuadrilateral de succión en termoplástico, rodilla de
bloqueo a la extensión y pie monoarticular. Al alta consigue marcha extradomiciliaria con limitaciones y con dos
bastones, aunque precisa de ayuda para poner y quitar la
prótesis.
Caso 5
Varón de 72 años con una amputación transfemoral izquierda secundaria a un fracaso de artroplastia de rodilla. Casado, vive con su mujer en un piso con escaleras y sin ascensor. Antecedentes personales: HTA; hipercolesterolemia;
buen nivel cognitivo. Vida funcional preamputación: movilidad independiente extradomiciliaria. Prescripción: prótesis endoesquelética con encaje cuadrilateral de succión en
termoplástico, rodilla monocéntrica de fricción regulable,
con freno a la carga y pie monoarticular. Para mejorar la
suspensión se añade cinturón tipo TES-belt. Al alta es
autónomo para colocarse la prótesis y realiza marcha extradomiciliaria sin limitaciones, pero necesita dos bastones.
Caso 6
Varón de 37 años con una amputación transfemoral derecha secundaria a traumatismo por accidente de tráfico.
Casado. Antecedentes personales: sin interés. Buen nivel
cognitivo. Vida funcional preamputación: movilidad independiente extradomiciliaria. Prescripción: prótesis endoesquelética con encaje sistema 3S con pin, rodilla monocéntrica con control hidráulico en la fase de oscilación
y con freno a la carga y pie de respuesta energética. Consigue marcha extradomiciliaria sin limitaciones y no precisa bastón. Realiza actividad deportiva ocasionalmente
(senderismo).
Caso 7
Varón de 27 años con una amputación transfemoral izquierda secundaria a traumatismo por accidente de tráfico.
Antecedentes personales: sin interés. Buen nivel cognitivo.
Vida funcional preamputación: movilidad independiente
extradomiciliaria. Prescripción: prótesis endoesquelética
con encaje de sellado hipobárico, rodilla electrónica con
control hidráulico en la fase de oscilación y con freno a la
carga y pie de respuesta energética. Consigue marcha
extradomiciliaria sin limitaciones y no precisa bastón.
Realiza actividad deportiva habitualmente.
84
Revisión de la prótesis femoral
con el paciente de pie
Con el paciente de pie observaremos la adaptación y tolerancia y el alineamiento y la suspensión de la prótesis.
Encaje
• El encaje se debe tolerar perfectamente y la revisión
del muñón no debe poner de manifiesto ninguna zona
de enrojecimiento, abrasiones o heridas en la piel que
indiquen una excesiva presión del encaje. Se
preguntará al paciente sobre la localización precisa de
la molestia si la tuviera.
• En el chequeo del encaje comprobaremos que el
isquion se apoya ligeramente en la pared posterior del
encaje cuadrilateral y la presión sobre el triángulo de
Scarpa no es excesiva. Para comprobar esto, el
paciente debe inclinarse ligeramente hacia delante para
que nuestros dedos palpen la tuberosidad isquiática
y veamos la correspondencia entre ese relieve óseo y
la meseta isquiática de la pared posterior del encaje. Si
constatamos que la tuberosidad cae muy posterior con
respecto a la meseta isquiática suele ser debido a un
encaje muy estrecho en su dimensión anteroposterior y
el paciente señalará incomodidad a nivel de los
aductores o del área glútea. Si, por el contrario, cae
muy dentro del encaje, es debido a una distancia
sagital excesivamente amplia o a una presión
insuficiente a nivel del triángulo de Scarpa, lo que se
traduce también en disconfort en el nivel del área de
los aductores.
• La pared medial no debe originar excesiva presión en
la zona del periné. Para eso los aductores deben estar
cómodamente alojados en el ángulo anterointerno
(algo más de 90º) del encaje, pudiendo comprobarlo
visualmente o haciendo que el amputado haga la
aducción contrarresistencia. Una presión excesiva en
dicha zona nos indica un encaje mal confeccionado
porque la distancia o medida mediolateral del encaje
sea demasiado estrecha en comparación con la medida
del muñón o porque ese ángulo anteromedial entre la
pared anterior y medial sea muy cerrado o agudo.
Otras causas de molestias en el periné son debidas a la
excesiva altura de la pared medial del encaje o bien a
que su longitud en el sentido anteroposterior sea
también muy acusada.
• La pared lateral es la más alta y se inclina hacia dentro
para controlar correctamente la abducción que suelen
tener los muñones femorales; la pared anterior no debe
sobrepasar la línea inguinal para permitir una
sedestación cómoda al amputado con 90º de flexión de
cadera.
Suspensión
• La eficacia de la suspensión se comprueba por el grado
de «unión» existente entre el muñón y el encaje y su
mantenimiento con los cambios de posición (al
sentarse, al subir escaleras…).
Revisión de la prótesis femoral
con el paciente sentado
• Una buena suspensión debe mantener una buena
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posición del muñón en el encaje y debe evitar que el
muñón se desplace excesivamente.
• El paciente será capaz de mantener el segmento de
pantorrilla en posición vertical y nosotros
comprobaremos la igualdad de la longitud del
segmento femoral y del tibial.
Revisión de la prótesis femoral
con el paciente caminando
En este momento no solamente chequeamos la seguridad
y la estabilidad con la que camina el paciente, sino que
también valoramos el esfuerzo que realiza.
También nos fijaremos en la eficacia de la suspensión, en
el patrón de marcha del amputado o si es capaz de salvar
obstáculos, subir y bajar escaleras, rampas, etc. Si se comprueba algún defecto en la marcha se ha de buscar la solución.
Mantenimiento de la prótesis
Tanto a los pacientes como a sus familiares o cuidadores se
les informará sobre el cuidado de la prótesis para mantenerla en condiciones higiénicas adecuadas. Se recomienda
un uso discontinuo de la prótesis para que esta se airee y
proceder a la limpieza diaria del encaje por dentro con un
paño húmedo.
El amputado ha de revisar todos los días el estado de
su piel para detectar posibles lesiones. Debe procurar alejase de condiciones ambientales sucias o polvorientas que
estropeen la prótesis y debe conocer que con algunas prótesis no se puede meter en el agua. Si detecta algún problema en los componentes debe acudir en ayuda del técnico correspondiente y ha de saber que un cambio en la
altura del tacón del zapato puede alterar el alineamiento
protésico y por tanto la distribución de las presiones en el
encaje [4,24].
Las fluctuaciones de volumen que experimenta el
muñón son muy habituales con el uso protésico, que será
preciso tratar adecuadamente. Entre los 6-18 meses después de la amputación la mayoría de los pacientes con
prótesis experimentan cambios volumétricos en el muñón
que provocan alteraciones o incomodidades para el
manejo normal de la prótesis. Por eso, en el período que
Figura 10-19 Lesiones por hiperpresión
a nivel de periné en un muñón femoral.
85
10
ligero flexum del encaje y en el plano frontal (vista por
detrás) el encaje se dirige en aducción.
• Toda la superficie del zapato de la prótesis estará en
contacto con el suelo sin que haya desequilibrios del
pie (en equino, talo, varo, valgo) secundarios a un
mala confección de la prótesis. Asimismo, el pie
protésico mantendrá una rotación externa de
aproximadamente 15º idéntica al pie sano.
• Con los pies separados unos 15-25 cm el paciente es
capaz de mantener un buen equilibrio y con la
palpación de las crestas ilíacas comprobaremos si la
longitud de la prótesis es la adecuada.
• Cualquiera que sea el sistema de rodilla protésica, el
paciente ha de estar suficientemente seguro y controlar
la estabilidad de la misma durante la bipedestación. Si
hubiera defectos en el montaje de la articulación de la
rodilla puede haber desequilibrio en la bipedestación o
durante la marcha.
Prótesis en amputaciones femorales
• En el plano sagital (vista lateral) comprobaremos un
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Figura 10-20 Trastornos vasculares distales en un muñón femoral por defecto de
succión.
sigue a la adaptación protésica es preciso realizar revisiones a fin de prever estos cambios del muñón y proceder a su corrección. En las primeras semanas o meses
estas variaciones de tamaño en el muñón se solucionan
con modificaciones del propio encaje a base de rellenos
o forros o añadiendo calcetas adicionales en el muñón.
Cuando el encaje lleva más de dos o tres forros, la solución pasa por hacer uno nuevo. Una vez conseguida cierta estabilidad en la forma y en el volumen del muñón una
prótesis puede durar, en términos generales, entre 3 y
5 años.
Efectos tardíos
No hay que olvidar que una prótesis es un elemento extraño
que, por muy confortable que sea, debe contactar y apoyarse en una parte del cuerpo que no está diseñada para el
papel que ahora le pedimos. Por ello, van a ser frecuentes
los problemas cutáneos en el muñón debidos al simple contacto, o por un mal uso o inadecuada adaptación de la prótesis. Entre estas lesiones frecuentes tenemos:
• Lesiones por fricción con eritema por escasa
flexibilidad de la piel o por un encaje defectuoso.
• Heridas o úlceras que traducen áreas de excesiva
presión (v. figura 10-19).
• Dermatitis de contacto: algún caso por alergia al
material del que está hecho el encaje y en otros por
defecto de transpiración.
• Quistes epidermoides y forúnculos, sobre todo en la
zona del periné.
• Cambios de coloración en la parte distal del muñón
(que adquiere una tonalidad oscura) debido a la
pérdida del contacto distal con el encaje; esto origina
un efecto de ventosa sobre los pequeños capilares, que
terminan por romperse; otra causa frecuente es que el
encaje es muy angosto en su parte proximal y hace un
efecto de estrangulamiento por excesiva presión
(v. figura 10-20).
86
• Hiperplasia verrucosa: la piel distal del muñón
adquiere el aspecto de una piel de naranja y se debe a
una congestión vascular originada por una excesiva
constricción a nivel proximal por un encaje demasiado
pequeño.
BIBLIOGRAFÍA
1. Bonnel F, Barrault JJ, Blotman F. Appareillage des Membres
Inférieurs. París, Springer-Verlag, 1989.
2. Maurer P. Amputations et desarticulations du membre
inférieur. Encycl Med Chir (Techniques ChirurgicalesOrthopédie) ; 44106 : 25-31.
3. American Academy of Orthopaedic Surgeons. Orthopaedic
Appliances Atlas (volume 2). Artificial Limbs. Michigan,
Edwards Brothers, 1960.
4. Prat J. Guía de uso y prescripción de productos
ortoprotésicos a medida. Valencia, Instituto Biomecánico de
Valencia, 1999.
5. Trower TA. Changes in lower extremity prosthetic practice.
Phys Med Rehabil Clin N Am 2006; 17: 23-30.
6. Carroll K. Lower extremity socket design and suspension.
Phys Med Rehabil Clin N Am 2006; 17: 31-48
7. Beil TL, Street GM, Covey SJ. Interface pressures during
ambulation using suction and vacuum-assisted prosthetic
sockets. J Rehabil Res Dev 2002; 39: 693-700.
8. Hanspal RS, Fisher K, Nieveen R. Prosthetic socket fit
comfort score. Disabil Rehabil 2003; 25:1278-80.
9. Kapp SL. Transfemoral socket design and suspension
options. Phys Med Rehabil Clin N Am 2000; 11: 569-83.
10. Escuela Graduada de Medicina de la Universidad de Nueva
York. Protésica del miembro inferior. 1988.
11. Van Der Linde H, Geertzen JH, Hofstad CJ, Van Limbeek J,
Postema K. Prosthetic prescription in the Netherlands: an
observational study. Prosthet Orthot Int 2003; 27: 170-8.
12. Van der Linde H, Hofstad CJ, van Limbeek J, Postema K,
Geertzen JH. Use of the Delphi Technique for developing
national clinical guidelines for prescription of lower-limb
prostheses. J Rehabil Res Dev 2005; 42: 693-704
13. Sawamura S. The Knud Jansen Lecture. Culture-sensitive
innovations for quality living of lower limb amputees.
Prosthet Orthot Int 2004; 28: 212-5.
Para consultar en Internet
http://www.emedicine.com/pmr/prosthetics.htm
http://www.medschool.northwestern.edu/depts/repoc/
http://www.oandp.org/jpo/
http://www.amputee-coalition.org/
87
10
Prótesis en amputaciones femorales
20. Cumming JC, Barr S, Howe TE. Prosthetic rehabilitation for
older dysvascular people following a unilateral transfemoral
amputation. Cochrane Database Syst Rev 2006; 4:
CD005260.
21. Davies B, Datta D. Mobility outcome following unilateral
lower limb amputation. Prosthet Orthot Int 2003; 27:186-90.
22. Dillingham TR, Pezzin LE, Mackenzie EJ. Discharge
destination after dysvascular lower-limb amputations. Arch
Phys Med Rehabil 2003; 84: 1662-8.
23. Frieden RA. The geriatric amputee. Phys Med Rehabil Clin
N Am 2005; 16: 179-195.
24. Meulenbelt HE, Dijkstra PU, Jonkman MF, Geertzen JH.
Skin problems in lower limb amputees: a systematic review.
Disabil Rehabil 2006; 28: 603-8.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
14. Munin MC, Espejo-De Guzman MC, Boninger ML,
Fitzgerald SG, Penrod LE, Singh J. Predictive factors for
successful early prosthetic ambulation among lower-limb
amputees. J Rehabil Res Dev 2001; 38: 379-84.
15. Marzoug EA, Landham TL, Dance C, Bamji AN. Better
practical evaluation for lower limb amputees. Disabil
Rehabil 2003; 25:1071-4.
16. Meikle B, Boulias C, Pauley T, Devlin M. Does increased
prosthetic weight affect gait speed and patient preference in
dysvascular transfemoral amputees? Arch Phys Med Rehabil
2003; 84:1657-61.
17. Gailey R. Predictive Outcome Measures Versus Functional
Outcome Measures in the Lower Limb Amputee. Disponible
en: http://www.oandp.org/jpo/library/2006_01S_051.asp
18. Schoppen T, Boonstra A, Groothoff JW, de Vries J, Göeken
LN, Eisma WH. Physical, mental, and social predictors of
functional outcome in unilateral lower-limb amputees. Arch
Phys Med Rehabil 2003; 84: 803-11.
19. Gailey R, Roach K, Applegate B, Nash M. The Amputee
Mobility Predictor (AMP): an instrument to assess
determinants of the lower limb amputee’s ability to
ambulate. Arch Phys Med Rehab 2002; 83:613–627.
11
Desarticulación
de cadera
y hemipelvectomía
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Ángel Fernández González
La desarticulación de cadera y la hemipelvectomía son
niveles de amputación con una frecuencia baja (alrededor
del 1% del total de las amputaciones de miembro inferior).
Tienen unas indicaciones muy precisas, y la mayoría de
ellas son debidas a tumores malignos (óseos o de partes
blandas), y en menor medida a infecciones graves, traumatismos severos con lesión vascular importante o malformaciones congénitas [1,2].
Para impulsar la prótesis, al no existir un muñón efectivo, el amputado necesita la participación de la musculatura
de la región lumbar, lo que en muchas ocasiones puede
acarrear molestias en dicha área. A partir de los estudios
de Waters sabemos que el gasto energético para caminar
con prótesis se incrementa a medida que el nivel de amputación es más proximal y en estos niveles puede aumentar
entre un 80%-250% más [3,4]. De esta manera, en el
miembro inferior los niveles de amputación más proximales, como la desarticulación de cadera y la hemipelvectomía, representan un auténtico reto para los profesionales a
la hora de conseguir una buena función protésica. (V. figuras 11-1 y 11-2.)
TÉCNICAS QUIRÚRGICAS
En la mesa quirúrgica el paciente se coloca en decúbitosupino con un cojín debajo de las nalgas. La técnica más
habitual es la del colgajo posterior. Consiste en hacer una
incisión anterior desde la espina ilíaca anterosuperior con
dirección oblicua hacia abajo y hacia dentro hasta el límite
superior del triángulo de Scarpa a dos dedos por debajo del
pliegue inguinal a nivel del aductor largo. Desde aquí la
incisión desciende verticalmente y por detrás rodea la parte interna y posterior del muslo por debajo del pliegue
glúteo hasta llegar a la cara externa del muslo, donde
asciende hasta el punto de salida. El colgajo posterior será
el que cubra el muñón [1,2].
Se identifican la arteria y la vena femorales y el nervio
crural para su ligadura con material no reabsorbible; primero se liga la arteria y a continuación la vena para disminuir al máximo la pérdida sanguínea. La sección de los
músculos sigue la dirección de la incisión cutánea y se
desinsertan primero los músculos aductores del trocánter
menor y luego se ligan los vasos obturadores. Los músculos isquiotibiales se seccionan horizontalmente desde dentro hacia fuera próximos al trocánter menor. Después se
cortan los músculos externos como el glúteo mayor y la
fascia lata, continuando hacia arriba para seccionar el
músculo sartorio.
Posteriormente se procede a cortar los músculos anteriores, en primer lugar las fibras anteriores del glúteo
menor y del mediano, después el músculo recto anterior y
a continuación se abre la articulación por su cara anterior.
Una vez que se accede a la cápsula articular se corta el
89
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Figuras 11-1 Desarticulación de cadera:
muñón.
COMPONENTES PROTÉSICOS
Figura 11-2 Desarticulación de cadera: radiología.
ligamento redondo y se provoca la luxación de la cadera
hacia delante para terminar de seccionar los elementos
musculares y capsulares que quedan por detrás y por arriba, como los músculos glúteo mediano y menor, los obturadores externo e interno y el cuadrado crural. Previamente visualizados, se secciona el nervio ciático y se liga su
arteria acompañante. A partir de este momento se comienza a suturar por planos musculares; en un plano profundo
se cosen los músculos isquiotibiales al psoas-ilíaco y en un
plano superficial se sutura el glúteo mayor a la cara superficial de los músculos aductores y a la aponeurosis femoral
superficial. De esta manera, gracias sobre todo al músculo
glúteo mayor, queda una cobertura muscular redondeada
inmediatamente por debajo de la tuberosidad isquiática.
Durante el postoperatorio inmediato se vigilarán las pérdidas de sangre con el control de las constantes y de la
volemia, y además se evaluarán los drenajes habituales en
estos casos.
90
Como en toda prótesis, se distinguen dos tipos: sistema
exoesquelético y sistema endoesquelético o modular. En el
primero el revestimiento externo lo forman los propios elementos de la prótesis, mientras que en el segundo el esqueleto es interno y consta de varios módulos, como son los
adaptadores, los tubos y las articulaciones, que se cubren
con un revestimiento externo a modo de funda cosmética.
Hace años el encaje se confeccionaba en cuero reforzado con acero y se ajustaba firmemente sobre el muñón desde la línea media anterior hasta la línea media posterior de
la hemipelvis. Con el fin de mejorar la suspensión y la fijación de la prótesis se añadía un cinturón ancho que rodeaba
toda la hemipelvis opuesta y al que se anclaban unos tirantes que iban a los hombros. La articulación mecánica de
cadera utilizada era externa y la formaban dos piezas metálicas articuladas que unían el encaje a la parte proximal del
segmento del muslo y se situaba al mismo nivel que la anatómica. Otro sistema empleado antiguamente colocaba la
articulación, a modo de bisagra, por debajo del encaje; esto
conseguía una buena estabilidad cuando el paciente estaba
de pie o caminando, pero resultaba muy incómoda cuando
se sentaba. Estos modelos prácticamente han desaparecido
desde la aparición de la prótesis canadiense, que ha significado un avance extraordinario en el tratamiento protésico
de los niveles más proximales del miembro inferior [5].
Prótesis canadiense
Esta prótesis se diseñó en la ciudad de Toronto (Canadá)
por Collin McLaurin en 1954 y fue desarrollada años más
tarde por Charles Radcliffe y James Foort en Berkeley
(EE. UU.) [1,5,6]. Su indicación está universalmente aceptada en los casos de desarticulación de cadera, de hemipelvectomía o cuando el muñón femoral es muy corto. Dise-
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Encaje
El encaje o cesta pélvica contiene la pelvis y la rodea con
firmeza, evitando cualquier movimiento del muñón. El
peso es soportado por la tuberosidad isquiática y por la
musculatura glútea, por lo que el encaje definitivo se construye de plástico laminado rígido, mientras que el cinturón
pélvico es de plástico flexible para facilitar la colocación y
la retirada de la prótesis. Es sobre esta zona isquioglútea
donde ha de extremarse el cuidado para que el apoyo se
Figura 11-3 Prótesis canadiense exoesquelética.
haga bien ajustado pero sea a la vez confortable, ya que de
lo contrario será una causa de intolerancia y de rechazo
posterior.
Durante la toma de moldes, que, como para cualquier prótesis, es de capital importancia, el paciente está suspendido
de una tracción desde arriba para contener totalmente los
tejidos blandos. Se moldea el muñón y la pelvis con vendas
de escayola comenzando desde atrás y luego se va subiendo
para marcar el surco por encima de las crestas ilíacas.
A nivel del asiento se refuerza con más vendas y con la
mano se suaviza la escayola para asegurar unos contornos
adecuados además de marcar suficientemente los relieves
óseos como la cresta ilíaca, el isquion y el pubis para que
después no aparezcan áreas de presión excesivas que originen incomodidades o intolerancias (v. figura 11-5). Antes
de que la escayola se endurezca se colocan unas cuñas de
madera para hacer presión y dar forma al molde; después
se iguala la altura y se manda al amputado que cargue el
peso por igual sobre ambas extremidades y que empuje
hacia atrás el muñón para forzar los glúteos mientras el
técnico ortopédico aplica presión en el sacro con una mano
y con la otra marca la espina ilíaca anterosuperior. Los bordes superiores de la cesta, que van por encima de las cres-
Figura 11-4 Prótesis canadiense endoesquelética.
91
11
Confección de la cesta pélvica
Desarticulación de cadera y hemipelvectomía
ñada al principio en su versión exoesquelética, actualmente
se prefiere la prótesis canadiense modular debido a su ligereza (componentes en aluminio o en titanio) y a la facilidad
de ajuste de las piezas (v. figuras 11-3 y 11-4). Los componentes de una prótesis canadiense son: encaje, articulación
de cadera, articulación de rodilla, pie protésico y alineamiento. La diferencia de una prótesis canadiense para una
desarticulación de cadera o para una hemipelvectomía
radica exclusivamente en el encaje.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Figura 11-5 Toma de moldes para la
confección del encaje o cesta pélvica de
una prótesis canadiense.
tas ilíacas, consiguen una buena suspensión de la prótesis;
además evitan que la prótesis rote y dejan libre el movimiento de la cintura tan necesario para que el amputado
pueda vestirse y calzarse con normalidad. Esta referencia
nos sirve también para saber si la prótesis está bien colocada (v. figura 11-6).
Encaje en la hemipelvectomía
En la hemipelvectomía desaparecen la articulación de
cadera y la hemipelvis correspondiente. La diferencia, por
tanto, con la desarticulación de cadera radica en que, en
esta, el muñón conserva el marco pélvico y los músculos,
que son unos elementos clave para el apoyo, la transmisión
del peso y para asegurar una adecuada suspensión de la
prótesis (v. figura 11-7). En el caso de la hemipelvectomía,
el encaje debe cubrir toda la cavidad abdominal con una
cesta de paredes rígidas que protege la cavidad abdominal
(con su contenido de gas, líquido y vísceras) y que además
sirve para soportar la carga y transmitir el peso. Los
pacientes obesos suelen necesitar que el encaje llegue más
alto, hasta el margen costal, mientras que a los pacientes
más delgados puede bastarle con una compresión abdomi-
Figura 11-6 Detalle de la cesta pélvica
fabricada en termoplástico.
92
nal y un contraapoyo sobre las últimas costillas por detrás.
En algunas ocasiones, para buscar áreas de descarga que
alivien esa contención, se recurre a ampliar el encaje a la
tuberosidad isquiática contralateral.
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Pies protésicos
(V. capítulo 7, «Pies protésicos».)
Alineamiento y estabilidad
La particularidad de la prótesis canadiense radica en el
lugar donde se sitúa la articulación mecánica de cadera que
queda por debajo y por delante de la línea de gravedad del
cuerpo, esto es, aproximadamente por debajo y por delante
de donde estaría el acetábulo [1,5,6]. Con esta localización
se logra, por una parte, que la longitud de la prótesis sea la
misma tanto si el amputado está de pie como si está sentado y, por otra parte, se consigue una magnífica estabilidad
en la fase de apoyo y se facilita el movimiento de flexión en
la fase de oscilación de la prótesis. Como ayuda para saber
si están bien situadas estas articulaciones nos valemos de
una referencia: al trazar una línea oblicua que una la articulación de cadera y la articulación de rodilla, debería que-
Figura 11-7 Cesta pélvica con extensión tipo corsé para la hemipelvectomía.
dar aproximadamente a 2,5 cm por detrás del talón (v. figura 11-8). La colocación adelantada de la cadera protésica y
el ligero retraso de la articulación de rodilla crean un
momento extensor que asegura la estabilidad de la rodilla
cuando el amputado carga el peso en la prótesis. Para la
estabilidad en el plano frontal se prefiere alinear la prótesis
con una base estrecha, aproximadamente de 7,5 cm entre
los centros de los talones, pues una base más ancha obligaría al amputado a inclinar el tronco lateralmente para llevar
el centro de gravedad sobre la prótesis.
Es muy importante que el encaje mantenga una perfecta contención del muñón para así evitar los tan incómodos
deslizamientos del muñón dentro del encaje. El control
anteroposterior se realiza a través de la presión efectuada
sobre la masa glútea, lo cual ayuda a estabilizar la parte
distal del muñón, y sobre la región inguinal. Si este control no es adecuado, la pelvis tiende a rotar dentro del
encaje, lo que muy probablemente haga que el paciente se
queje de molestias a nivel del periné debido al choque de
la rama del pubis en la pared del encaje. Además, el control insuficiente en este sentido puede traducirse en la
aparición de dificultades para mantener la estabilidad de
la cadera. El control mediolateral se hace a expensas de la
pared externa del encaje y del cinturón pélvico, que debe
93
Desarticulación de cadera y hemipelvectomía
Articulación de rodilla
El sistema de rodilla más frecuentemente indicado es la
articulación monocéntrica de fricción constante, ya que es
una rodilla muy ligera y con una buena función. Otra
opción es la rodilla monocéntrica con freno a la carga, que
da mucha seguridad, sobre todo a los pacientes novatos, y
que se flexiona al quedar liberada de carga. El tipo de
rodilla de bloqueo debería indicarse para aquellas personas inseguras o con problemas de inestabilidad, mientras
que las de tipo hidráulico o electrónico no representan una
gran ventaja, al tratarse de pacientes que caminan con
una cadencia de paso fija. (Para más detalle, v. capítulo 10,
«Prótesis en amputaciones femorales».)
11
Articulación de cadera
Existen articulaciones de cadera tanto para el sistema
exoesquelético como para el modular, y son las más
empleadas debido a su ligereza (están fabricadas de aluminio) y a su fácil ajuste. Son todas monocéntricas y llevan
dos placas rectangulares que se atornillan y se laminan en
la pared del encaje. Pueden ser de dos tipos: de bloqueo o
de movilidad libre con ayuda a la extensión. En la de bloqueo, la articulación dispone de un mecanismo que automáticamente asegura la estabilidad cuando el paciente se
pone de pie y que se desbloquea mediante una palanca
cuando el paciente quiere sentarse. En el sistema de articulación libre la cadera lleva incorporado un dispositivo
de ayuda a la extensión que se mantiene gracias a la tensión que producen unos tirantes elásticos externos a la
articulación o bien por medio de un mecanismo interno
que se halla en la parte inferior de la articulación. En este
último caso existe la posibilidad de ajuste tridimensional
para regular convenientemente la abducción/aducción, la
flexión/extensión y la rotación.
intolerancia que provocaba la presión del encaje sobre el
extremo del fémur, por lo que hubo que abrir una ventana
para descargar dicha zona. Actualmente continúa con el
mismo sistema protésico.
Caso 2
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Mujer de 68 años con una hemipelvectomía parcial izquierda secundaria a neoplasia (fibroma dermoide en parte
proximal de muslo) a los 38 años de edad. Se le adaptó una
prótesis canadiense endoesquelética con hemicesta pélvica
ampliada en forma de corsé lumbar en termoplástico, articulación de cadera de bloqueo, rodilla de freno a la carga y
pie articulado monocéntrico. La adaptación no fue buena
y la paciente desistió de usar la prótesis. Diez años más tarde, y debido a la aparición de varios episodios de lumbalgias, la paciente quiere intentar de nuevo la adaptación de
la prótesis. En esa ocasión el encaje fue ampliado hacia el
lado sano, buscando la descarga en el isquion contralateral
y suprimiendo el corsé para convertirlo en una cesta pélvica completa. Aunque la tolerancia y estabilidad habían
mejorado, la paciente seguía notando dificultad y torpeza a
la hora de caminar, por lo que decidió abandonar la prótesis y utilizar bastones para la deambulación.
Caso 3
Figura 11-8 Alineamiento de la prótesis canadiense con la articulación de cadera adelantada; una línea imaginaria que una la cadera y la rodilla caerá por detrás del pie.
estar firmemente ajustado pero evitando presiones excesivas sobre prominencias óseas.
PRESCRIPCIÓN PROTÉSICA. EJEMPLOS
PRÁCTICOS
La valoración previa que se aconseja antes de prescribir
una prótesis canadiense no difiere básicamente de la que se
realiza en el caso de una prótesis femoral, aunque en estos
casos cobra especial interés el aumento del gasto energético que representa caminar con este tipo de prótesis [7-10].
Caso 1
Varón de 41 años con una amputación transfemoral izquierda a nivel proximal secundaria a un traumatismo de tráfico
(accidente de moto) a los 16 años de edad. Presenta muñón
patológico debido a su escasa longitud, por estar deformado en abducción y por tener una mala cubierta cutánea
(injertos cutáneos). Inicialmente se le adaptó una prótesis
canadiense endoesquelética, con articulación de cadera
monocéntrica libre con ayuda a la extensión por elásticos,
rodilla de freno a la carga y pie articulado monocéntrico.
Cuando estaba realizando el entrenamiento protésico, el
inconveniente principal para su adecuado manejo fue la
94
Mujer de 22 años con una desarticulación de cadera izquierda secundaria a malformación congénita (focomelia con
pie hipoplásico a nivel de la cadera) realizada a los 11 meses
de edad. Fue necesaria además la corrección quirúrgica de
una cardiopatía por defecto de cierre de tabique interventricular y de una atresia del recto. La primera prótesis consistió en un sistema muy simple que constaba de una hemicesta pélvica, una articulación de cadera tipo bisagra con
dos placas atornilladas en el encaje, un tubo sin articulación de rodilla y el pie de tipo SACH, con la que consiguió
marcha totalmente independiente a los 27 meses. Tres años
después se le adaptó una articulación de cadera libre para
niños y en una revisión se observó una escoliosis dorsal
derecha (12º) y lumbar izquierda (22º) con una marcada
rotación vertebral que requirió modificar la prótesis para
añadir una corrección ortésica basada en el principio del
corsé de Michel indicado en las escoliosis lumbares. El
seguimiento posterior consistió en vigilar la escoliosis y en
proceder a las sucesivas modificaciones y/o alargamientos
que acompañan al crecimiento de los niños. La primera
articulación de rodilla se adaptó a los 4,5 años y fue del
tipo libre con impulsor; debido a la mala evolución de la
escoliosis fue necesaria su corrección quirúrgica a los
12 años de edad. Actualmente utiliza una prótesis canadiense endoesquelética, con articulación de cadera libre,
articulación de rodilla policéntrica con impulsor integrado
y pie articulado monocéntrico.
Caso 4
Mujer de 71 años con una desarticulación de cadera derecha secundaria a neoplasia (sarcoma de tercio inferior de
fémur) desde los 63 años. Entre sus antecedentes destaca
CHEQUEO DE LAS PRÓTESIS
El chequeo de una prótesis canadiense se ha de hacer con
el paciente de pie, sentado y caminando [6].
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Revisión de la prótesis canadiense
con el paciente de pie
El amputado ha de estar derecho, repartiendo por igual el
peso en ambas extremidades y con una separación de los
talones de 15-20 centímetros. En esta posición nos fijaremos en la longitud de la prótesis, aunque al principio del
entrenamiento se puede permitir un acortamiento del lado
de la prótesis de 1 o 2 centímetros para facilitar la fase de
oscilación de la marcha; además, evaluaremos la estabilidad de la articulación de la cadera y rodilla durante la carga del peso.
Al fijarnos en el encaje, es preciso saber que un encaje
bien ajustado evitará los movimientos de rotación y de pistón entre el encaje y el muñón y, por tanto, dará más seguridad al amputado, pero también es imprescindible asegurarnos de que no cause incomodidad al paciente. El grado
de tolerancia se valora por la existencia o no de presión
excesiva e inadecuada en áreas como las crestas ilíacas, la
espina ilíaca anterosuperior, el isquion o en la parte anterior, donde se puede provocar molestias sobre la vejiga urinaria. Un aspecto muy importante es que el encaje mantenga un contacto firme con el muñón en su pared lateral; para
comprobar la estabilidad lateral del encaje mandamos al
paciente que realice un apoyo monopodal sobre la prótesis;
si lo hace de manera cómoda podemos decir que la estabilidad lateral del encaje es correcta.
Para comprobar el sistema de suspensión deberemos
invitar al paciente a que levante la prótesis del suelo y comprobamos si podemos meter los dedos entre el encaje y el
isquion; si queda mucho espacio es debido a que el encaje
es muy holgado o a que es necesario ajustar adecuadamente las correas de la suspensión externa.
11
ejemplo si es demasiado pequeño o si el encaje no ha logrado una buena estabilización lateral del muñón. El amputado será capaz de mantenerse en esta posición de manera
cómoda, con los pies en contacto total con el suelo y el
segmento de pantorrilla se mantendrá vertical (v. figura 11-9).
Revisión de la prótesis canadiense
con el paciente caminando
La forma de caminar de un amputado con prótesis canadiense es bastante peculiar, pues tiene unas características
propias que es necesario conocer. En la fase inicial del
paso, cuando el talón aterriza en el suelo, la flexión de la
cadera queda limitada a unos 15º aproximadamente y en el
momento en el que el amputado carga el peso la prótesis es
muy estable gracias al alineamiento específico de este tipo
de prótesis. La seguridad en la rodilla se mantiene gracias
a que la línea de gravedad está por delante, creando por
tanto un momento extensor, y por detrás de la articulación
de cadera para facilitar la extensión de la misma. No obstante, podemos observar que algunos amputados caminan
inclinándose hacia delante con el fin de obtener mayor
seguridad.
En el inicio de la fase de despegue, cuando el pie protésico se apoya en la puntera, la línea de carga cae ahora por
Revisión de la prótesis canadiense
con el paciente sentado
Ahora mandamos al paciente que se siente en una silla dura
y que se apoye totalmente en el respaldo de la misma.
Seguimos comprobando la comodidad del encaje en las
áreas sensibles como la rama isquiopubiana, el isquion y la
espina ilíaca anterosuperior. Una presión excesiva en estos
puntos indica normalmente un encaje mal construido, por
Figura 11-9 Paciente con prótesis canadiense en posición sedente: la articulación de cadera está en el plano anterior.
95
Desarticulación de cadera y hemipelvectomía
un síndrome depresivo desde hacía 10 años y el hecho de
que su domicilio se asienta en un entorno rural. Desde el
principio manifestó su deseo de ser protetizada para poder
seguir haciendo determinadas tareas domésticas. Se le
indicó prótesis canadiense endoesquelética con hemicesta
pélvica en polipropileno, articulación libre de cadera, articulación de bloqueo en rodilla y pie articulado monocéntrico. Actualmente combina el uso de prótesis con una silla
de ruedas.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
detrás de la articulación de la rodilla y de la cadera, lo que
origina que la rodilla se flexione para iniciar la fase de
oscilación. Para ayudarse en la oscilación de la prótesis es
muy frecuente que el amputado haga un movimiento de
ligera elevación además de una rotación interna de la pelvis
del lado protésico. Sin embargo, esto no es muy recomendable, pues crea una marcha insegura, pesada y lenta; por
el contrario, se debe animar al paciente a que haga como si
se «sentara» en la cesta pélvica para de esta manera crear
un ligero desplazamiento hacia atrás y hacia abajo del
encaje, lo que aumenta la compresión del tope de extensión
de la cadera, que es lo que hace que la prótesis se propulse.
Además, para que no tropiecen los dedos en el suelo es muy
frecuente que el amputado recurra a elevar el cuerpo con
la pierna sana. Por último, en la fase de desaceleración, la
rodilla está en extensión y la cadera tiene limitada la flexión
para cuando el talón contacta con el suelo al iniciar de nuevo el siguiente paso.
BIBLIOGRAFÍA
1. Manager D, Ghiesa G, Lerner JM. La prothèse canadienne.
En: Codine P, Brun V, André JM. Amputation du membre
inférieur. Appareillage et rééducation. París, Masson, 1996;
163-72.
96
2. Maurer P. Amputations et desarticulations du membre
inférieur. Encycl Med Chir (Techniques ChirurgicalesOrthopédie) ; 44106 : 31-36.
3. Waters RL, Perry J, Antonelli D, Hislop H. Energy cost of
walking of amputees: the influence of level of amputation.
J Bone J Surg (A) 1976; 58: 42-6.
4. Nowroozi F, Salvanelli ML, Gerber LH. Energy expenditure
in hip disarticulation and hemipelvectomy amputees. Arch
Phys Med Rehábil 1983; 64: 300-3.
5. Murphy EF. Lower extremity components. En: American
Academy of Orthopaedic Surgeons. Orthopaedic Appliances
Atlas (volume 2). Artificial Limbs. Michigan. Edwards
Brothers, 1960; 227- 36.
6. Escuela Graduada de Medicina de la Universidad de Nueva
York. Protésica del miembro inferior. 1988.
7. Starc G. Overview of hip disarticulation prostheses.
J Prosthet Orthot 2001; 13: 50-3.
8. Denes Z, Till A. Rehabilitation of patients after hip
disarticulation. Arch Orthop Trauma Surg 1997; 116:
498-99.
9. Rommers GM, Vos LDW, Groothoff JW, Eisma WH.
Mobility of people with lower limb amputations: scales and
questionnaires: a rewiew. Clin Rehabil 2001; 15: 92-102.
10. Unruh T, Fisher DF JR, Unruh TA, Gottschalk F, Fry RE,
Clagett GP, Fry WJ. Hip disarticulation. An 11-year
experience. Arch Surg 1990; 125: 791-93.
12
Alineación
de las prótesis
de miembro inferior
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Ángel Fernández González
En los últimos años ha habido un avance significativo en el
diseño de los componentes protésicos que ha dado lugar a
la aparición de nuevos encajes, de nuevas articulaciones de
rodilla o de pies y que han supuesto una mejora indudable
en el tratamiento protésico de los pacientes amputados. Sin
embargo, este desarrollo extraordinario de las nuevas prótesis no serviría de nada si no se tuviera en cuenta el modo
de relacionar o de ensamblar dichos componentes [1-3].
Entendemos por alineamiento de una prótesis la relación
o la posición del encaje con respecto a los otros componentes
protésicos. Estas relaciones, expresadas en términos angulares y lineales, tienen un efecto directo en la función protésica,
porque, además de influir en la estabilidad y en la comodidad
con la que camina el amputado, hacen que la marcha se haga
de una manera más armónica y con un menor coste energético. De esta forma, el alineamiento es un concepto clave a la
hora de evaluar los resultados con la prótesis de miembro
inferior. Al reconocer la importancia del alineamiento no
pasaremos por alto, como a veces sucede en la práctica diaria,
que muchas de las intolerancias a la prótesis, que se atribuyen
erróneamente a una mala confección del encaje, se deben en
realidad a un defecto en el alineamiento [4,5].
acerca de si existe o no un alineamiento óptimo. Hoy sabemos que este factor puede tener un cierto rango de variabilidad que no tiene por qué afectar al fin último del alineamiento: conseguir una marcha armónica con la prótesis y
de la manera más cómoda posible.
Hace años que Zahedi comprobó que un mismo paciente puede encontrarse perfectamente bien con distintos alineamientos y que además existe mucha variabilidad entre
los propios técnicos ortopédicos a la hora de elegir o definir el alineamiento óptimo [4].
Cuando se logra ajustar perfectamente los componentes de
la prótesis y se ha conseguido un buen patrón de marcha, el
paso siguiente es «fijar» ese alineamiento para que quede perfectamente establecido. Hace años este paso era algo complejo, pero actualmente las prótesis modulares o endoesqueléticas tienen unos adaptadores especiales que permiten realizar
el alineamiento de manera rápida y cómoda. (V. figuras 12-1
y 12-2.)
Existen dos maneras de llevar a cabo el alineamiento de las
prótesis de miembro inferior: en estática y en dinámica [5].
ALINEACIÓN ESTÁTICA
¿EXISTE UN ALINEAMIENTO ÓPTIMO?
Las dificultades que existen en la práctica diaria para objetivar y cuantificar el alineamiento plantean muchas dudas
El alineamiento en estática o teórico es el que se realiza en
el banco de trabajo del técnico ortopédico, generalmente
ayudado de una plomada, y trata de conseguir un buen
equilibrio y comodidad cuando el amputado está de pie
97
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Figura 12-2 Adaptadores en una prótesis modular para ajustar la
alineación con ayuda simple de una llave Allen. (Por cortesía de
Otto Bock.)
Figura 12-1 Alineador vertical para prótesis antiguo. (Por cortesía de Otto Bock.)
(v. figura 12-3). Con el fin de mejorar este método ha aparecido un sistema llamado LASAR (Laser-Assisted Static
Alignment Reference), que es una herramienta de ayuda,
mucho más fiable y objetiva, para el alineamiento estático
de las prótesis. Consiste en una plataforma con sensores de
presión que, al apoyarse en ella el amputado, calculan electrónicamente el centro de presión en cada plano y en el
lugar donde el rayo láser vertical se proyecta desde el hombro hasta el centro de carga del pie, obteniendo así una idea
exacta sobre el alineamiento.
Para lograr un buen alineamiento en estática han de
tenerse en cuenta las características del muñón (deformidad
en flexum, por ejemplo) y unos parámetros-guía que pueden
variar según las firmas comerciales fabricantes de los componentes protésicos, por lo que es preciso conocerlas antes
para aplicarlas correctamente. Con estas recomendaciones
se monta la prótesis. Si, cuando se prueba al paciente de pie,
sin caminar todavía, se observa algún defecto o incomodidad, se modificará el alineamiento inicial.
El eje del encaje sigue una vertical al suelo que parte de
un punto central en la mitad de la cara anterior y en la
lateral del encaje. La referencia del eje del encaje sirve para
definir la posición lineal y angular en los planos anteroposterior y mediolateral. Los parámetros de inclinación y desplazamiento se utilizan para relacionar el eje del encaje con
el pie en las prótesis tibiales y con la rodilla y el pie en las
prótesis femorales (v. tabla 12-1).
La rotación del pie es definida como el ángulo formado
por el eje central del pie y el eje anteroposterior del encaje
en las prótesis tibiales y entre el eje del pie y el eje de la
rodilla en las prótesis femorales.
En términos generales se acepta que en una prótesis
tibial el encaje debe mantener una flexión de 5º aproximadamente y 5º de aducción o varo en el plano frontal. Una
línea de plomada desde el centro del borde posterior debe
Puntos de referencia
El método para alinear las prótesis basado en distintos puntos o ejes de referencia fue desarrollado en la Universidad
de Strathclyde en 1975 por Radcliffe y Foort, y desde
entonces no ha variado sustancialmente.
98
Figura 12-3 Con un correcto alineamiento protésico el paciente
es capaz de mantener un buen equilibrio en bipedestación.
Tabla 12-1 Referencias para el alineamiento de las prótesis de miembro inferior
Prótesis tibiales
Prótesis femorales
Ángulo de rotación del pie
Ángulo de rotación del pie
Desplazamiento anteroposterior
del encaje
Desplazamiento anteroposterior del encaje
Desplazamiento mediolateral
del encaje
Inclinación anteroposterior del encaje
Inclinación anteroposterior
del encaje
Altura del encaje
Altura del encaje
12
Inclinación mediolateral del encaje
Rotación del encaje
Desplazamiento anteroposterior de la rodilla
Desplazamiento mediolateral de la rodilla
Inclinación anteroposterior de la rodilla
Inclinación mediolateral de la rodilla
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
caer aproximadamente a 1,5 centímetros por dentro del
centro del talón (es decir, el pie queda desplazado hacia
fuera) y si nos fijamos en el plano anteroposterior, otra
línea de plomada que vaya desde el centro lateral del encaje caerá un poco por delante del borde anterior del tacón
del zapato o en el centro del pie, según las distintas firmas
comerciales (v. figura 12-4). Si observamos la prótesis desde arriba, el eje del pie mantiene una rotación externa de
5º-10º con el eje anteroposterior del encaje [6-8].
En una prótesis femoral el encaje debe conservar también cierta flexión y aducción para luchar contra la abducción fisiológica del muñón (sobre todo si es corto). En el
plano frontal el centro de la rodilla ha de coincidir con el
centro del tobillo, y la vertical que une ambas articulaciones pasará entre la mitad y el tercio interno de la pared
posterior del encaje (v. figura 12-5); en el plano sagital esta
vertical se continúa por un punto situado en la mitad del
borde interno del encaje. En caso de que queramos dar más
estabilidad a la rodilla (p. ej., en caso de que el paciente
tenga un muñón corto o por insuficiencia del grupo extensor de cadera), el centro de la rodilla quedará ligeramente
retrasado con respecto a la carga en el plano sagital [2,5].
• El pie debe rotar hacia fuera de una forma suave hasta
el contacto total de la planta con el suelo.
• En la fase de apoyo plantígrado después del ataque de
talón, la rodilla debe flexionarse de 10º a 15º para a
continuación extenderse y finalmente volver a
ALINEACIÓN DINÁMICA
El alineamiento dinámico se hace con el paciente caminando con la prótesis y tiene como finalidad que el paso se
desarrolle de manera armónica y con el mínimo gasto
energético. Se evaluará al amputado desde todos los lados
y se recomiendan, por su gran utilidad, los pasillos de marcha con espejos [2,5]. Con este tipo de alineamiento comprobaremos algunas características importantes de la marcha, como:
• La base de la marcha no debe ser excesivamente
amplia y la distancia entre los centros de los talones
será de 5 a 10 cm.
Figura 12-4 Vista anterior del alineamiento de una prótesis tibial: una
línea de plomada desde el centro del encaje cae por dentro del pie.
99
Alineación de las prótesis de miembro inferior
Inclinación mediolateral del encaje
Desplazamiento mediolateral del encaje
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
musculo-esquelético realiza los ajustes necesarios automáticamente para no perder el equilibrio. Situaciones tan
comunes en la vida cotidiana como cambiar de altura de
tacones, transportar un peso y bajar o subir una pendiente
se hacen fácilmente gracias a esos ajustes en nuestro aparato locomotor [5].
En los pacientes amputados, y dependiendo del nivel de
amputación, la habilidad del sistema neuromuscular para
realizar estos ajustes no es tan adecuada y, por tanto, aparece, en mayor o menor grado, una marcha defectuosa. En
la valoración de la marcha del amputado, y desde el punto
de vista de la eficiencia y de la apariencia, intervienen
varios factores determinantes como son las condiciones del
paciente, las características del muñón y las de la prótesis
(v. tabla 12-2).
En la práctica diaria podemos encontrarnos con unos
defectos de marcha que es necesario detectar y tratar de
solucionar [5] (v. tabla 12-3). Estos son los más frecuentes:
Defectos de marcha del paciente
amputado transtibial
Figura 12-5 Alineación estática de una prótesis femoral: una
línea de plomada desde la mitad de la pared posterior cae en el
centro del talón.
flexionarse cuando se inicia la fase digitígrada o de
despegue.
• El encaje se mantiene durante todo el tiempo en
contacto con el muñón sin áreas de holgura ni
presiones excesivas.
• En la fase de oscilación o balanceo, el efecto pistón o
de descalzamiento de la prótesis será mínimo y la
puntera del pie no debe contactar con el suelo.
En esta fase de alineamiento dinámico podemos detectar los
defectos de la marcha atribuidos a la prótesis (y por tanto
susceptibles de corrección) y debemos estar atentos a la
información que nos comunica el amputado sobre la comodidad o no con la prótesis, para realizar los ajustes oportunos.
DEFECTOS DE MARCHA EN EL PACIENTE
AMPUTADO CON PRÓTESIS
La amputación del miembro inferior origina unas alteraciones que afectan a la función de apoyo y de propulsión
que son necesarias para poder realizar actividades como
estar de pie, caminar, correr, subir y bajar escaleras, rampas, etc. En un adulto normal, tanto la deambulación como
la posición erguida se regulan automáticamente sin apenas
esfuerzo. Cuando las condiciones varían, bien por cambios
en el individuo o en el tipo de terreno que pisa, el sistema
100
Marcha en genu recurvatum
Descripción: el paciente hiperextiende la rodilla en la fase
de apoyo del paso. Se origina una marcha «frenada», con el
paso demasiado largo. El paciente puede quejarse de una
presión excesiva sobre la tuberosidad anterior de la tibia o
en la cara posterior del muñón.
Observación: en el examen lateral.
Causas:
- Encaje holgado, con movilidad del muñón dentro
del encaje (seudoartrosis del muñón).
- Encaje alineado en flexión excesiva.
- Pie en equino.
- Pie adelantado.
- Tacón demasiado bajo.
Marcha en genu flexum
Descripción: el paciente no es capaz de extender la rodilla
en la fase inicial de apoyo; el paciente acorta el paso y se
inclina hacia delante.
Observación: en el examen lateral.
Causas:
- Pie en talo.
- Pie retrasado.
- Tacón demasiado alto.
- Pie en excesiva rotación (externa o interna).
Marcha en genu varum
Descripción: la rodilla se desvía en varo en la fase de apoyo.
Observación: en el examen frontal (v. figura 12-6).
Causas:
- Encaje holgado: se permite un movimiento del
muñón hacia fuera en el encaje.
- Encaje alineado en abducción.
- Pie desplazado hacia dentro.
- Desgaste del borde externo de la suela del zapato.
Muñón
Tipo de prótesis
Edad
Condiciones físicas
Habilidad y capacidad antes
de la amputación
Motivación
Aprendizaje
Nivel de amputación
Tolerancia al encaje
Dolor
Movilidad
Fuerza
Encaje
Articulaciones intermedias
Alineamiento
Suspensión
Marcha en genu valgum
Descripción: la rodilla se desvía en valgo en la fase de
apoyo.
Observación: en el examen frontal, sobre todo por
detrás del paciente.
Causas:
- Encaje holgado: se permite un movimiento del
muñón hacia dentro en el encaje.
- Encaje alineado en aducción.
- Pie desplazado hacia afuera.
- Desgaste del borde interno de la suela del
zapato.
Marcha sobre el borde interno del pie
Descripción: en el momento del apoyo se desvía sobre el
borde interno del pie y la rodilla tiende a la flexión y a
bascular hacia dentro en valgo.
Observación: en el examen frontal.
Causas:
- Pie en excesiva rotación externa.
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Marcha sobre el borde externo del pie
Descripción: en el momento del apoyo se desvía sobre el
borde externo del pie y la rodilla tiende al varo.
Observación: en el examen frontal.
Causas:
- Pie en excesiva rotación interna.
Defectos de marcha del paciente
amputado transfemoral
Marcha en abducción
Descripción: el paciente separa la prótesis y aumenta la
base de sustentación en la fase de apoyo del paso.
Observación: en el examen frontal por detrás del paciente.
Causas:
- Pared interna del encaje con un borde demasiado
alto; para liberar de carga dicha zona, el amputado
separa la prótesis.
- Prótesis larga.
- Dificultad para el manejo de rodilla libre.
- Contractura de los músculos abductores.
Marcha con inclinación homolateral de tronco
Descripción: el tronco se inclina hacia el lado donde tiene
la prótesis cuando se apoya en el suelo.
Observación: en el examen frontal, situados detrás del
paciente.
Causas:
- Dolor en la zona del periné descrita anteriormente.
- Prótesis corta.
- Inestabilidad de la pelvis por escaso control del
encaje protésico (pared lateral corta).
- Insuficiencia muscular del grupo abductor: el
estabilizador de la pelvis falla y, para no caer hacia
Tabla 12-3 Defectos de marcha en el amputado de miembro inferior
Amputación transtibial
Amputación transfemoral
Desarticulación de cadera
Genu recurvatum
Abducción
Inestabilidad de cadera
Genu flexum
Inclinación homolateral de tronco
Inestabilidad de rodilla
Genu varum
Circunducción
Inclinación lateral del tronco
Genu valgum
Elevación del hemicuerpo
Circunducción
Sobre el borde interno del pie
Genu recurvatum
Rotación interna
Sobre el borde externo del pie
Rotación excesiva del pie
Rotación externa
Inestabilidad de la marcha
Descenso del cuerpo
Hiperlordosis lumbar
Acortamiento del paso protésico
101
Alineación de las prótesis de miembro inferior
Paciente
12
Tabla 12-2 Factores que influyen en la marcha de un amputado de miembro inferior
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
el lado sano, el amputado lo compensa mediante la
inclinación del tronco.
Marcha en circunducción
Descripción: el avance de la prótesis en la fase oscilante
del paso se hace en abducción.
Observación: en el examen frontal.
Causas:
- Prótesis excesivamente larga.
- Mal alineamiento de la rodilla protésica (en
recurvatum) o dificultades del paciente para
flexionarla en la fase de oscilación de la marcha
(falta de entrenamiento o excesiva dureza de la
articulación).
Marcha con elevación del hemicuerpo
Descripción: el paciente aumenta su desplazamiento vertical y eleva excesivamente la parte del cuerpo (hombro,
pelvis) del lado protésico.
Observación: en el examen frontal o lateral.
Causas:
- Prótesis excesivamente larga.
- Mal alineamiento de la rodilla protésica (en
recurvatum) o dificultades del paciente para
flexionarla en la fase de oscilación de la marcha
(falta de entrenamiento o excesiva dureza de la
articulación) (v. figura 12-7).
- Encaje holgado que crea «efecto pistón» del
muñón.
Marcha con genu recurvatum
Descripción: al contactar el talón con el suelo, la rodilla
tiende a la hiperextensión.
Observación: en el examen frontal y lateral.
Causas:
- Encaje desplazado hacia delante.
- Rodilla protésica alineada en recurvatum.
- Pie muy adelantado.
- Pie equino.
- Tacón bajo.
Marcha con rotación excesiva del pie
Descripción: al contactar el talón con el suelo, el pie se
gira hacia fuera.
Observación: al inicio de la fase de apoyo con la prótesis.
Causas:
- El muñón no se mantiene correctamente en el
encaje o falla el sistema de suspensión.
- Excesiva dureza o rigidez del pie protésico.
Inestabilidad de la marcha
Descripción: en la fase media y de despegue del paso. El
paciente parece que se va a caer.
Observación: en el examen lateral.
Causas:
- Encaje retrasado.
- Rodilla adelantada o en flexión.
102
Figura 12-6 Defecto de marcha en un amputado transtibial: genu
varum por desplazamiento excesivo del pie hacia dentro.
Figura 12-7 Defecto de marcha en un amputado transfemoral:
elevación de la pelvis por dificultades para flexionar la rodilla
modular.
- Pie retrasado.
- Pie talo.
- Excesiva dureza o rigidez del pie.
Marcha con descenso del cuerpo
Descripción: en la fase de apoyo protésico. El paciente
desciende su cuerpo en el momento del apoyo.
Observación: en el examen lateral y frontal.
Causas:
- Encaje muy grande que permite que el isquion se
escape hacia abajo.
- Encaje adelantado.
- Prótesis muy corta.
- Pie talo.
Marcha con acortamiento del paso protésico
Descripción: en la fase de apoyo protésico.
Observación: en el examen lateral.
Causas:
- Encaje mal tolerado, que provoca dolor.
- Muñón con poca fuerza.
- Falta de confianza o de entrenamiento.
Defectos de marcha del paciente
amputado con desarticulación de cadera
o con hemipelvectomía
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Inestabilidad de cadera
Descripción: cuando el talón contacta con el suelo en la
fase de apoyo, el paciente se inclina hacia delante.
Observación: examen lateral.
Causas:
- Articulación de cadera muy retrasada con respecto
al eje de carga que favorece el momento flexor.
Inestabilidad de rodilla
Descripción: la rodilla se dobla exageradamente en la fase
del apoyo protésico.
Observación: examen lateral.
Causas:
- Alineamiento incorrecto de la rodilla; no guarda la
relación lineal (en hiperextensión) adecuada con
la articulación de la cadera.
- Defecto de la rodilla: falla el mecanismo interno
que asegura la extensión antes del apoyo del talón.
Inclinación lateral del tronco
Descripción: el paciente se inclina del lado de la prótesis
cuando esta se apoya.
Observación: examen frontal.
Causas:
- Ajuste incorrecto del encaje con apoyo insuficiente
en la pared externa de la cesta pélvica.
- Alineamiento incorrecto: el pie se ha desplazado
excesivamente hacia fuera.
Circunducción
Descripción: el paciente en la fase de oscilación de la marcha separa la prótesis.
Rotación interna
Descripción: el paciente gira la prótesis hacia dentro en la
fase de oscilación de la marcha.
Observación: examen frontal.
Causas:
- Articulación de la rodilla o de la cadera alineadas
en rotación interna.
- Mala adaptación del encaje, especialmente
frecuente en los casos de hemipelvectomía, que
provoca una inestabilidad rotacional.
- Forma incorrecta de la cesta, que no marca
suficientemente el surco por encima de la cresta ilíaca.
Rotación externa
Descripción: el paciente gira la prótesis hacia fuera en la
fase de oscilación de la marcha.
Observación: examen frontal.
Causas:
- Articulación de la rodilla o de la cadera alineadas
en rotación externa
- Mala adaptación del encaje, con área de conflicto a
nivel de la espina ilíaca anterosuperior.
BIBLIOGRAFÍA
1. Schmalz T, Blumentritt S, Jarasch R. Energy expenditure
and biomechanical characteristics of lower limb amputee
gait: the influence of prosthetic alignment and different
prosthetic components. Gait Posture 2002; 16: 255-63.
2. Yang L, Solomonidis SE, Spence WD, Paul JP. The
influence of limb alignment on the gait of above-knee
amputees. J Biomech. 1991; 24:981-97.
3. Fridman A, Ona I, Isakov E. The influence of prosthetic foot
alignment on trans-tibial amputee gait. Prosthet Orthot Int
2003; 27:17-22.
4. Zahedi MS, Spence WD, Solomonidis SE, Paul JP. Alignment
of lower-limb prostheses. J Rehabil Res Dev 1986; 23: 2-19.
5. Escuela Graduada de Medicina de la Universidad de Nueva
York. Protésica del miembro inferior. 1988.
6. Blumentritt S. A new biomechanical method for
determination of static prosthetic alignment. Prosthet Orthot
Int 1997; 21:107-13.
7. Blumentritt S, Schmalz T, Jarasch R, Schneider M. Effects of
sagittal plane prosthetic alignment on standing trans-tibial
amputee knee loads. Prosthet Orthot Int 1999; 23: 231-8.
8. Chow DH, Holmes AD, Lee CK, Sin SW. The effect of
prosthesis alignment on the symmetry of gait in subjects
with unilateral transtibial amputation. Prosthet Orthot Int.
2006;30:114-28.
Para consultar en Internet
http://www.oandp.com/news/jmcorner/library/protesica/
103
12
Observación: examen frontal.
Causas:
- Excesiva rotación interna de la articulación de la
cadera.
- La suspensión es insuficiente y origina efecto de
pistón en el encaje.
Alineación de las prótesis de miembro inferior
Marcha con hiperlordosis lumbar
Descripción: en el inicio de la fase de oscilación protésica, con
la prótesis retrasada, el paciente aumenta la lordosis lumbar.
Observación: en el examen lateral.
Causas:
- Encaje alineado en extensión, sin respetar el flexum
del muñón.
- Encaje mal construido con intolerancia en el apoyo
de la meseta isquiática de la pared posterior: el
paciente lo «salva» rotando hacia delante la pelvis.
- Contractura de los flexores de cadera.
- Debilidad de los abdominales.
13
Rehabilitación
en el amputado
de miembro inferior
Ramón Zambudio Periago
EQUIPO DE TRATAMIENTO
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
El tratamiento del amputado debe hacerse con un equipo
multidisciplinar que debe estar compuesto por: médico
rehabilitador, cirujano, técnico ortopédico, fisioterapeuta,
terapeuta ocupacional, asistente social y profesional de
enfermería. El médico rehabilitador debe actuar como
coordinador de este equipo, y es el máximo responsable de
que la rehabilitación y posterior integración en la sociedad
del paciente amputado sea un éxito.
¿QUÉ CONOCIMIENTOS DEBE TENER
EL MÉDICO REHABILITADOR
PARA EL TRATAMIENTO DE LOS PACIENTES
AMPUTADOS?
• Conocer las distintas técnicas quirúrgicas que se
aplican en la amputación.
• Conocer los mejores niveles de amputación desde el
punto de vista protésico.
• Saber explorar y valorar funcionalmente un amputado.
• Conocer las técnicas de fisioterapia que se utilizan en
los amputados.
• Conocer los componentes protésicos.
• Conocer los materiales y el proceso de fabricación.
• Saber prescribir la prótesis más eficaz para cada
paciente.
• Coordinar a todo el equipo.
HISTORIA CLÍNICA Y EXPLORACIÓN
La historia clínica del amputado debe incluir los apartados
que se exponen a continuación.
Antecedentes
En este apartado se reflejan antecedentes personales significativos que puedan influir en su rehabilitación, como
traumatismos previos, por ejemplo. Cuando es un amputado antiguo que acude a consulta con algún problema en
su prótesis, se describirá el modelo de prótesis utilizada
anteriormente y, por último, se preguntará si existen antecedentes alérgicos. Esto es importante debido a que en la
rehabilitación del amputado se van a utilizar muchos
materiales sintéticos, como las vendas elásticas, plásticos,
etc., y en los pacientes con antecedentes alérgicos tendremos que vigilar de cerca la aparición de procesos alérgicos
a estos materiales.
Patología acompañante
Es importante reflejar la patología acompañante en el
momento de realizar la historia clínica: diabetes, trastor-
105
nos vasculares, neurológicos, cardiorrespiratorios, visuales, etc.
Estado actual
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
• Tratamiento médico actual.
• Motivo de consulta: podemos encontrarnos con un
amputado nuevo que acude por primera vez para
colocación de la prótesis o usuarios antiguos de
prótesis que presentan algún problema con la misma.
• Descripción de la marcha: si es un amputado antiguo
describiremos los defectos en la marcha si los hubiere;
si es reciente tendremos que reseñar si es capaz de
realizar la marcha con ayuda de bastones o andadores,
o si se desplaza solamente en silla de ruedas.
• Etiología de la amputación: vascular, traumática,
congénita, tumoral, etc.
• Fecha de la última amputación y miembro amputado.
• Nivel de amputación: clásicamente existen distintos
niveles de amputación. Siguiendo un orden de distal a
proximal podemos clasificarlos en: amputaciones de
dedos, transmetatarsiana, Lisfranc, Chopart, Pirogoff,
Syme, tercio distal de tibia, tercio medio de tibia,
tercio proximal de tibia, desarticulación de rodilla, tercio
distal de fémur, tercio medio de fémur, tercio proximal
de fémur, desarticulación de cadera, hemipelvectomía
y amputación translumbar.
Exploración
Muñón
Morfología. Las formas más frecuentes son cilíndrica,
cónica y bulbosa o «en forma de pera». La que mejor se
adapta a la forma del encaje es la cilíndrica. La forma cónica suele dar problemas de molestias en el extremo distal del
muñón y «la forma de pera» es la que más problemas plantea para confeccionar el encaje, porque es más ancha distalmente que proximalmente.
Piel y coloración. La coloración del muñón debe ser parecida a la de la piel del resto del cuerpo. Los cambios de
coloración aparecerán cuando el encaje no está bien adaptado, cuando hay presencia de alergias o cuando existen
trastornos vasculares.
Cicatriz. En los amputados tibiales la cicatriz suele estar
situada en la cara anteroinferior. Existe una revisión sistemática Cochrane sobre la mejor localización de la cicatriz
en estos pacientes que concluye que más que la localización de la cicatriz lo importante es la habilidad del cirujano
al realizar la técnica [1]. En los amputados femorales la
cicatriz suele estar situada en la cara inferior del muñón y
con menos frecuencia en los bordes anteroinferior o posteroinferior.
Dolor a la palpación. Es normal un dolor difuso y leve al
palpar el muñón, sobre todo en las amputaciones recientes.
Habrá que sospechar un problema cuando este dolor sea
localizado.
Miembro fantasma. Tenemos que diferenciar la sensación de miembro fantasma cuando el paciente percibe y
106
tiene sensaciones del miembro amputado del dolor fantasma en el caso de que estas percepciones sean dolorosas.
Balance articular (BA). Nos servirá para detectar rigideces
articulares en las articulaciones proximales al muñón.
Balance muscular (BM). Aplicando la técnica habitual
se reflejará el estado de la musculatura conservada del
muñón.
Miembros conservados
Realizaremos un BA y un BM de los miembros conservados
para detectar posibles déficits en la movilidad articular o en
el estado de la musculatura. En tal caso, intentarán corregirse estas alteraciones con el tratamiento fisioterapéutico.
Es conveniente también realizar una exploración vascular, en especial del miembro inferior contralateral, en los
amputados de etiología vascular. Esta exploración incluirá:
palpación de los pulsos pedios, temperatura y trofismo de
la piel, presencia de úlceras plantares, etc.
Exploraciones especiales
• Radiología: no es necesario incluir de forma habitual
una exploración radiográfica del muñón. Solamente lo
haremos en presencia de dolor localizado del muñón
pensando en la presencia de un osteoma o
sobrecrecimiento del muñón óseo. Para detectar
abscesos, quistes en el muñón o lesiones de partes
blandas deberemos recurrir a la ecografia o a la RMN.
• La gammagrafía puede ser útil cuando se sospeche una
distrofia simpático-refleja del muñón.
Prescripción protésica
Deberá ser lo más detallada posible. En el amputado tibial
deben quedar reflejados: estructura de la prótesis, tipo de
encaje, suspensión, modelo de pie y adaptadores especiales
si los consideramos necesarios. Un ejemplo de prescripción
en un amputado tibial podría ser: prótesis exoesquelética,
con encaje externo laminado en resina tipo KBM modificado, encaje interno de pelite y pie dinámico.
En un amputado femoral se especificarán: estructura,
tipo de encaje, tipo de suspensión, tipo de rodilla, modelo
de pie y adaptadores modulares si fueran necesarios. Un
ejemplo podría ser: prótesis endoesquelética con encaje
cuadrangular laminado en resina de contacto total, válvula
de succión, rodilla de bloqueo manual y pie articulado de
un eje.
Con el fin de realizar un valoración final del proceso
rehabilitador se deben reflejar también en la historia clínica: fecha de comienzo de vendaje, fecha de comienzo de
fisioterapia, fecha de finalización de fisioterapia, fecha
de alta, interrupción de fisioterapia (tiempo y motivos),
valoración final y resultados obtenidos.
FASE PREPROTÉSICA
El tratamiento rehabilitador del amputado de miembro
inferior se compone de las siguientes fases:
Preamputación
Si el médico rehabilitador es consultado por el cirujano antes
de realizar la amputación (algo que por desgracia ocurre con
escasa frecuencia), podrá intervenir determinando el nivel de
amputación conjuntamente con el cirujano. Su función es
asesorar al cirujano sobre el mejor nivel de amputación desde
el punto de vista protésico y que el muñón tenga la longitud y
forma ideal para conseguir la adaptación de una prótesis lo
más funcional posible. En esta fase se podrá comenzar el
tratamiento fisioterapéutico cuando se trate de pacientes que
por diversas circunstancias se hayan visto obligados a llevar
un período de largo encamamiento. Así, se podrá iniciar la
fisioterapia tendiendo a liberar rigideces articulares, potenciando la musculatura atrofiada y por último, una vez tomada
la decisión de amputar, informando tanto al paciente como a
los familiares de todo el proceso rehabilitador necesario hasta llegar a caminar con la prótesis.
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Período posquirúrgico
Durante las primeras 24 horas posteriores a la intervención
es conveniente mantener una elevación permanente del
muñón apoyado sobre una almohada para aliviar el edema
posquirúrgico, inevitable después de cualquier intervención quirúrgica.
A partir del segundo día se comienza con cuidados posturales (evitando posturas que favorezcan el flexo del
muñón). Para ello se le prohibirá la utilización de una
almohada debajo del muñón y se le aconsejará colocarse en
la cama en una posición prona dos veces al día durante
15 minutos.
Es importante la utilización de vendajes elásticos para
evitar el edema posquirúrgico del muñón. Con el vendaje
se favorece la cicatrización del muñón, se alivia el dolor y
se ayuda a la formación de la circulación colateral.
Se iniciará el tratamiento de liberación de rigideces articulares y potenciación de musculatura debilitada, dependiendo del estado físico de cada paciente.
Se comenzará con la bipedestación y la marcha con ayudas lo antes posible tan pronto le sea retirada la vía venosa.
En el caso de que el estado físico esté muy deteriorado y no
sea posible enseñar marcha con bastones en un tiempo breve
se le enseñarán transferencias de la cama a silla de ruedas,
baño, etc.
Primera consulta
La mayoría de las ocasiones se ve por primera vez al
paciente de forma ambulatoria en la consulta. En este caso
se llevarán a cabo las siguientes actuaciones:
• Por parte del médico:
Se hará una historia clínica específica de amputado.
Se informará al paciente sobre el programa de
rehabilitación, en qué consiste, duración
aproximada del mismo, los distintos modelos de
componentes protésicos que existen en el mercado y
los que creemos más adecuados para su caso y por
último los resultados que se esperan conseguir al
final del tratamiento.
◗ Se prescribirán vendas elásticas y bastones
canadienses. Las vendas elásticas deben ser de
compresión fuerte de 10 cm de ancho en adultos y
de 5 cm en niños. En los amputados femorales serán
necesarias dos vendas y en los tibiales una, al ser el
muñón de tamaño más reducido.
Por
• parte del fisioterapeuta:
◗ Se enseñará la técnica del vendaje elástico del
muñón para que a partir de ese momento tenga
puesta las vendas en el muñón las 24 horas del día.
Solamente se las quitará para el aseo personal o la
curación de la herida si fuera necesario.
◗ Se enseñarán unos ejercicios sencillos de
potenciación de miembros para que pueda
practicarlos en su domicilio, cuidados posturales de
muñón y miembro inferior contralateral.
◗ Se enseñarán cuidados del muñón: si no ha
finalizado la cicatrización mediante lavado diario
con agua y jabón y una vez seco aplicar povidona
yodada. Si ha finalizado la cicatrización, alcohol
tánico al 5% (dos aplicaciones diarias) para
endurecer la piel del muñón.
◗
Fase preprotésica
Antes de la colocación de la prótesis se prescribirá tratamiento fisioterápico que consistirá en:
• Potenciación del muñón.
• Ejercicios de flexibilidad de columna y caderas.
• Potenciación de los miembros conservados y tronco.
• Marcha en paralelas y, si es posible, también con
bastones. Además se continuará con vendaje del
muñón e higiene y cuidados del muñón (v. capítulo 16).
PRESCRIPCIÓN DE PRÓTESIS
Antes de prescribir la prótesis se deben
cumplir estos tres requisitos
Cicatriz en buen estado. Esto suele ocurrir alrededor de
las 6 semanas después de la amputación. En los pacientes
diabéticos o con déficit de riego arterial y cuando la cicatrización se produce por segunda intención, este tiempo se
puede prolongar de 1 a 3 meses.
Vendaje bien aplicado durante al menos 2 semanas.
Con el vendaje pretendemos disminuir el edema posquirúrgico del muñón o el edema por estasis venoso que se produce cuando el muñón se mantiene en reposo. Si el vendaje
107
13
◗
Rehabilitación en el amputado de miembro inferior
• Preamputación.
• Amputación.
• Fase posquirúrgica aguda.
• Fase preprotésica.
• Prescripción y fabricación de la prótesis.
• Adaptación y entrenamiento protésico.
• Integración en la sociedad y reinserción laboral
• Seguimiento posterior.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
no se aplica correctamente y de forma continuada, será
necesario fabricar varios encajes para ir adaptándose a la
pérdida de volumen del muñón, lo que retardará y aumentará el coste de la protetización.
Marcha dentro de paralelas. La mayoría de los amputados consiguen en esta fase realizar la marcha con la ayuda de dos bastones. Si esto no es posible habrá que intentar
por lo menos que alcance el desplazamiento dentro de las
paralelas. Si tampoco esto es posible, será difícil que el
paciente posteriormente sea capaz de realizar la marcha
con la prótesis.
La prescripción de la prótesis está basada en conocimientos empíricos [2]. No existen guías de práctica clínica
ni consenso sobre los componentes protésicos más idóneos.
Son muy pocos los estudios publicados con un aceptable
nivel de evidencia sobre la eficacia de los distintos componentes protésicos disponibles en la actualidad. Esta es la
razón por la que los modelos de prescripción varían de
unos hospitales a otros dependiendo fundamentalmente
de la experiencia de cada prescriptor y de las habilidades de
los técnicos ortopédicos que trabajan cerca de su lugar
de trabajo. La prescripción ideal consiste en ajustar las
necesidades clínicas de un paciente a las prestaciones de
los distintos componentes protésicos.
Variables a tener en cuenta antes
de prescribir una prótesis
Edad
Se pueden distinguir tres grupos de edades, que varían significativamente los componentes protésicos.
Edad de crecimiento. Los componentes protésicos se
prescriben en función del desarrollo motor del niño. La
primera prótesis se adapta cuando el niño comienza la
bipedestación, a los 10-12 meses de edad. La articulación
de la rodilla se pondrá libre como mínimo a partir de los
4 años. En amputados tibiales es conveniente evitar apoyos
muy marcados del encaje sobre el tendón rotuliano, por la
posibilidad de provocar una rótula alta o un recurvatum de
rodilla. Será necesario hacer revisiones cada 6 meses para
adaptar la prótesis al crecimiento del niño. Cada 6-12 meses
habrá que cambiar el encaje y será necesario realizar un
cambio de la prótesis cada 1-2 años. Hay que tener en cuenta que en la edad infantil escasean la variedad de componentes protésicos por existir menos demanda y que muchas
rodillas o pies protésicos que existen en el mercado no disponen de tallas infantiles.
Edad adulta. Tras la fase final del crecimiento, el muñón
se hace más estable y disponemos de una amplia gama de
componentes protésicos. A estos pacientes intentaremos
prescribirles los componentes que den las mejores prestaciones.
Edad geriátrica. Es difícil determinar el comienzo de la
edad geriátrica, porque depende de la edad, del estado físico y de la patología acompañante, pero como término
medio nos referimos a esta edad a partir de los 65 años. En
este grupo buscaremos más la seguridad que la estética al
108
prescribir una prótesis. Los pies y rodillas de gama alta no
están indicados en este grupo de pacientes porque no pueden aprovechar las grandes prestaciones que proporcionan
estos. La mayoría de estos pacientes van a necesitar ayudas
de marcha para poder caminar y habrá que procurar que el
peso de la prótesis sea el menor posible.
Amputación unilateral o bilateral
El programa de tratamiento en el amputado bilateral no
varía significativamente del unilateral; lógicamente, la
duración del tratamiento será mayor y los objetivos finales se verán mermados. Incluso cuando se trata de amputaciones bilaterales altas de miembro inferior con edad
avanzada habrá que desistir de la protetización por ser
inviable la consecución de la marcha en estos pacientes.
En los amputados bilaterales que previamente no han
utilizado prótesis en ninguno de los miembros inferiores
es conveniente fabricar las prótesis provisionales más
cortas de lo habitual para ayudar a mantener el equilibrio. Posteriormente se irá subiendo progresivamente la
altura hasta llegar a la correspondiente de cada paciente.
Cuando desconozcamos la altura del paciente podemos
tomar como referencia su envergadura, que es la distancia desde el extremo distal de los dedos de una mano a
los de la otra medida con los brazos en cruz y las manos
extendidas.
Estado del muñón
Cicatriz. Desde el momento de la intervención hasta que
se coloca la prótesis provisional suelen pasar de 1 a 3 meses.
Antes de tomar medidas, la cicatriz tiene que estar cerrada
completamente. Este período de tiempo será mayor en
pacientes diabéticos, en heridas infectadas, cuando la cicatrización se produce por segunda intención, estados carenciales o cualquier enfermedad sistémica que ocasione un
retraso en la cicatrización de las heridas.
Flexo de muñón. En los muñones femorales la deformidad más frecuente es en flexión y abducción y en los tibiales, la flexión. Cuando esto ocurre habrá que intentar corregir con fisioterapia y en la medida de lo posible estas
deformidades para que la alineación de la prótesis sea lo
más funcional posible.
Dolor. Es normal que en el primer mes después de la
amputación el muñón se encuentre sensible a la palpación
o al roce. Una vez pasado este período de tiempo podemos
encontrarnos muñones dolorosos, que dificultan el proceso
de protetización y obligan a recurrir a veces a encajes bien
almohadillados para disminuir estas molestias.
BA y BM de los miembros conservados
Al principio los miembros conservados nos serán de gran
utilidad para el aprendizaje de la marcha con la prótesis.
Cuando existen limitaciones en la movilidad articular o un
balance muscular deficiente, la disminución de la «capacidad funcional» del paciente dificulta la rehabilitación del
paciente. Por tanto, antes de poner la prótesis se intentarán
corregir, si es posible, estas deficiencias.
Catálogo de prestaciones de la región
No podemos olvidar que en las distintas comunidades
autónomas españolas existen pequeñas variaciones en el
catálogo de prestaciones ortoprotésicas. Como la mayoría
de las prescripciones protésicas se hacen dentro del sistema
sanitario público, este hecho influirá en la prescripción
final.
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Motivación personal del paciente y entorno familiar
La rehabilitación del amputado de miembro inferior supone un esfuerzo importante para el paciente durante las
semanas que tenga que acudir diariamente a fisioterapia.
Para conseguir unos buenos resultados es necesaria una
implicación importante tanto del paciente como de sus
familiares, que tendrán que prestarle apoyo para muchas de
estas actividades. El apoyo familiar es imprescindible y
fundamental tanto en los niños como en los ancianos. En
estos últimos, además, es necesario contar con la colaboración de un familiar que le ayude a colocarse la prótesis en
el domicilio. Muchas de las protetizaciones que se realizan
en ancianos fallan al final por falta de ayuda en domicilio
para la colocación de la prótesis; esto, además de tirar por
tierra el esfuerzo realizado por muchas personas, supone
un despilfarro, por el gasto que supone la protetización
de un paciente.
Futuras actividades recreativas/deportivas
En la prescripción de la prótesis también debemos tener en
cuenta las aficiones del paciente. Las prestaciones del sistema sanitario público no admiten componentes protésicos
especiales para la práctica de deporte u otras actividades
lúdicas, pero nuestra obligación es informar al paciente de
las posibilidades que existen para que él pueda asumir, si
lo desea, los costes extras que suponga su adquisición y
pueda disfrutar de estos componentes o para que disponga
de dos prótesis, una para la vida diaria y otra para la práctica deportiva.
Decisión compartida con el paciente
Después de todas estas consideraciones previas es importante tener en cuenta que en la prescripción protésica el
paciente se debe implicar más. Es nuestra obligación informarle de las ventajas e inconvenientes de los distintos componentes protésicos, pero debemos conseguir que los
pacientes jóvenes y activos, con un nivel de conocimientos
alto, se impliquen en la prescripción, y que la decisión final
sea consensuada por médico y paciente; en el caso de los
niños, la decisión deber ser compartida con los padres.
Con demasiada frecuencia observamos cómo muchos de
los pacientes a los que se les adapta una prótesis dejan
de utilizarla cuando ha pasado algún tiempo. No es lo
mismo la marcha dentro del gimnasio de rehabilitación
que en la calle, donde deben salvarse múltiples barreras
arquitectónicas. Otras veces el abandono se produce por
la dificultad para colocarse la prótesis, sobre todo en
amputaciones femorales en pacientes de edad avanzada.
El problema surge cuando el ayudante, que generalmente
es el cónyuge, tiene también una edad avanzada y presenta limitaciones físicas a la hora de ayudar a realizar
esta labor. Al fi nal la prótesis deja de ponerse o no se
coloca todos los días, el muñón cambia de tamaño y morfología y termina modificándose lo suficiente para que no
entre bien en el encaje, provocando así el fracaso del tratamiento.
Estos fracasos en el tratamiento se podrían evitar si
existiera una escala de valoración fiable y validada que nos
permitiera, antes de prescribir la prótesis, descartar a algunos de los pacientes que no van a utilizar la prótesis. En
este sentido, un estudio realizado en Groningen, donde se
valoraron los resultados de 150 pacientes, observaron que
a los 6 meses de finalizar la protetización solamente el 30%
utilizaba la prótesis, y a los 2 años este porcentaje se reducía al 15% [2].
Son cifras que deben hacernos reflexionar sobre la necesidad de utilizar unos criterios más restrictivos al prescribir
prótesis.
No indicación de prótesis
Es difícil descartar un paciente para adaptación de la prótesis cuando nos llega por primera vez a la consulta. En
caso de duda debe siempre prescribirse tratamiento fisioterapéutico preprotésico para ver cómo responde en el gimnasio o incluso intentar adaptar una prótesis provisional
para valorar la respuesta. Pero existen situaciones en las
que no vemos la más mínima posibilidad para la adaptación protésica, que son:
• Amputación femoral bilateral de origen vascular y
edad avanzada.
• Amputación femoral con flexo irreductible de muñón
superior a 45º.
• Después de 2 semanas de tratamiento en el gimnasio,
durante la fase preprotésica, no hemos conseguido que
el paciente sea capaz de dar algunos pasos dentro de
las paralelas.
ENTRENAMIENTO PROTÉSICO
Durante un período de tiempo aproximado entre 1 a
3 meses deberá asistir diariamente a tratamiento el paciente amputado de miembro inferior para aprender a realizar
la marcha con la prótesis, a subir y bajar rampas y escaleras
y a colocarse la prótesis (v. capítulo 16).
109
13
¿Se prescriben demasiadas prótesis?
Rehabilitación en el amputado de miembro inferior
Patología acompañante
La presencia de diabetes, hemiparesia homolateral o contralateral al miembro amputado, pérdida de visión, depresión o problemas cardiorrespiratorios son patologías que
con bastante frecuencia se asocian con los amputados de
etiología vascular. En estos casos, lógicamente la rehabilitación será más lenta y los resultados finales se verán limitados.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
FINALIZACIÓN DEL TRATAMIENTO
PROTÉSICO
Sabremos que hemos llegado al final del tratamiento cuando se produce una estabilización en la mejoría funcional,
se consigue la marcha fuera de paralelas con o sin bastones
y el paciente o algún familiar han aprendido la colocación
de la prótesis. Esto suele ocurrir alrededor de los 4 meses
desde el comienzo de la protetización.
El alta en gimnasio se hará de forma progresiva para permitir que se adapte al entorno donde vive. Una vez conseguida la marcha independiente y el dominio en la subida y bajadas de las rampas y las escaleras, dejará de venir al gimnasio
diariamente para hacerlo una o dos veces a la semana, con el
objeto de realizar ajustes en la prótesis. Cuando el muñón se
110
estabiliza y deja de perder volumen se procederá a la construcción de la prótesis definitiva y se dará el alta al paciente.
Durante el primer año después de la colocación de la
primera prótesis, generalmente son necesarios ajustes
periódicos –cada 2 o 3 meses– del encaje para adaptarlo a
los cambios de volumen del muñón.
BILIOGRAFÍA
1. Tisi PV, Callam MJ. Tipo de incisión para la amputación por
debajo de la rodilla (Revisión Cochrane traducida). En: La
Biblioteca Cochrane Plus, 2008, número 2.
2. H. van der Linde H, Geertzen JH, Hofstad B. Prosthetic
prescription in the Netherlands: An observational study.
Prosthe. and Ortho. 2003; 27 (3): 170-178.
14
Valoración de la marcha
en el amputado
de miembro inferior
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Alberto Esquenazi
Este capítulo revisa los puntos más sobresalientes de la
valoración de la marcha en el paciente con amputación del
miembro inferior que usa prótesis para caminar. Después
de revisar las bases de marcha normal y patológica se harán
referencias apropiadas al análisis tridimensional de marcha
computarizado.
La marcha en el ser humano consiste en un proceso
complejo cuyo objetivo básico es realizar el movimiento
de traslación entre dos puntos de manera eficaz y segura. Esto se consigue utilizando un patrón de movimiento
alternante cíclico y rítmico de las extremidades y del
tronco, patrón que es altamente automatizado y eficiente [1,12,15,21].
El análisis de marcha requiere reducir este proceso
continuo a un número de parámetros definidos para su
cuantificación, evaluación y comparación. En sus distintos niveles, el análisis de la marcha puede ser de utilidad para la evaluación y optimización de la marcha en
individuos con amputación de miembro inferior. En
nuestra institución encontramos este proceso de particular beneficio para monitorizar el progreso de la
rehabilitación, la efectividad de intervenciones específicas que afectan la marcha y la selección de componentes prostéticos, así como para obtener información
detallada y cuantificación de los ajustes de alineamiento con el objetivo de optimizar la marcha del amputado [9].
MARCHA NORMAL
Desde el punto de vista clínico, es de gran importancia
comprender los elementos que integran el ciclo de la marcha. De esta manera la marcha patológica puede correlacionarse y compararse con el ciclo normal y adjudicar así
causa y efecto a cualquier anomalía.
La marcha funcional se caracteriza por resolver de
manera simultánea cinco cuestiones esenciales: 1) producción de energía mecánica para la progresión controlada;
2) absorción de la energía mecánica para reducir el impacto y/o reducir la progresión del cuerpo; 3) mantenimiento
de la postura erecta; 4) apoyo del cuerpo superior sobre el
miembro inferior durante la fase de apoyo, y 5) control de
la trayectoria del miembro inferior para asegurar articulación apropiada con el terreno durante la fase de apoyo y
liberación del pie durante el balanceo.
Una secuencia de funciones en un miembro se denomina ciclo de la marcha. El ciclo tiene dos componentes
básicos: apoyo y balanceo [1,12]. La fase de apoyo se
divide en cinco subfases: contacto inicial, fase de carga,
medio apoyo, apoyo final y prebalanceo. La fase de
balanceo tiene tres divisiones: 1) balanceo inicial;
2) medio balanceo, y 3) balanceo terminal [1,9]. El peso
del cuerpo se transfiere de un miembro al otro durante
la fase de carga, mientras que la fase de balanceo permite el avance [1,2].
111
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
La velocidad de la marcha se define como el desplazamiento horizontal promedio del cuerpo en el plano de progresión (distancia/tiempo).
La cinemática de la marcha normal está organizada
para reducir el desplazamiento del centro de gravedad del
cuerpo en los planos vertical y horizontal y por tanto minimizar el gasto energético durante la marcha, resultando en
un desplazamiento tridimensional de menos de 5 centímetros en la población normal. La alteración de los mecanismos de la marcha normal causada por amputación de
miembro inferior puede resultar en una reducción de la eficiencia energética causada por aumento en el desplazamiento del centro de gravedad [16]. En condiciones normales, la velocidad de marcha confortable corresponde a la
velocidad en la que el costo energético por unidad de distancia es menor. La eficiencia energética depende de la
presencia de movimiento articular y de la acción muscular
precisa en tiempo e intensidad. Uno de los resultados de la
marcha patológica es el aumento del gasto energético,
acompañado por lo general de una disminución compensatoria en la velocidad (v. tabla 14-1). Por tanto, los pacientes
con amputación del miembro inferior que tienen una función cardiopulmonar y un estado nutricional normales no
suelen tener un mayor gasto energético por unidad de tiempo cuando se les compara con la población normal. Pero su
costo energético por unidad de distancia es más elevado.
Willis, Ganley y Herman publicaron recientemente su propuesta de que la marcha a la velocidad preferida en el ser
humano es determinada en parte por el control metabólico
del músculo esquelético y coincide con el nivel al que la
oxidación de carbohidrato en el músculo ocurre a un nivel
mucho menor [19].
Estudios de la eficiencia de distintos componentes sólo
han demostrado mejorías en la eficiencia energética durante la marcha en terrenos inclinados o con ciertos componentes a la velocidad de marcha confortable. Recientemente se informó sobre el efecto de rodillas controladas por
microprocesador en comparación con rodillas hidráulicas
tradicionales. Este estudio demostró que no hay ninguna
diferencia energética caminando a tres distintas velocidades controladas, pero se demostró una velocidad confortable un poco más alta para la marcha con rodillas con
microprocesador pero sin aumento energético. Dicha información fue interpretada por los autores como una mayor
eficiencia de la marcha usando estos componentes [7,14].
ANÁLISIS DE LA MARCHA
Rutinariamente se utiliza la evaluación clínica visual e
informal de la marcha en el paciente con amputación de
pierna. Este tipo de evaluación no provee información
cuantitativa y tiene multitud de limitaciones debido a la
velocidad y complejidad de la marcha en el ser humano.
Este proceso se complica más debido a las desviaciones y
compensaciones que la marcha patológica puede presentar
[8,9,16]. La marcha puede ser estudiada a través de una
gran variedad de parámetros obtenidos en el laboratorio
utilizando tecnología optoelectrónica y de plataformas de
fuerza. En nuestro laboratorio usamos, para esta evaluación, tres unidades CODA CX1 y cinco plataformas de
fuerza especialmente diseñadas. Una gran ventaja de este
sistema de censores activos es la velocidad de colección y
el procesamiento de la información, que está totalmente
integrada. Esto es esencial para permitir el uso eficiente del
personal clínico involucrado y reducir el tiempo total de
evaluación, así como para permitir una evaluación interactiva de la marcha y los ajustes implementados para resolver
la alineación prostética.
CINEMÁTICA
Medidas descriptivas espaciotemporales
Las medidas espaciotemporales son el producto integrado
del movimiento locomotor que produce el resultado final
de la marcha. Para caracterizar la marcha, los parámetros
básicos de secuencia espaciotemporal deben incluir medición de parámetros en las fases de apoyo y balanceo. El
reporte impreso de CODA incluye esta información, así
como el largo de la zancada y del paso. Utilizando medidas
comparativas entre los dos miembros inferiores se pueden
establecer medidas de asimetría que ayudan a determinar
el grado de anormalidad unilateral. Esta información tam-
Tabla 14-1 Aumento promedio del consumo energético por diferentes niveles de amputación [7,10]
Nivel de amputación
Aumento costo metabólico Ge/unidad distancia
Transmetatarsiana
10%-20%
Syme
0%-30%
Transtibial
40%-50%
Transfemoral
90%-100%
Transtibial bilateral
60%-100%
Ge, gasto energético.
112
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
TERMINOLOGÍA DE LA ALINEACIÓN
PROSTÉTICA
Idealmente se debe utilizar análisis de marcha instrumentado para evaluar la marcha del amputado de miembro
inferior. Desafortunadamente, el estado actual del cuidado
100
80
60
Normal
Con próteis
40
20
0
10
20
30
40
50
60
% de eyele de marcha
Figura 14-1 Componente vertical de las fuerzas de reacción de
un sujeto normal y un individuo con prótesis transtibial. PC, peso
corporal
Figura 14-2 Imagen de vídeo representativa de la utilización de
la línea de fuerza dinámica para el proceso de alineación de prótesis transfemoral.
113
14
La información cinemática de CODA proporciona al equipo clínico una descripción del movimiento sin ninguna
consideración por las fuerzas que lo generan. La información cinemática está disponible instantáneamente como
coordenadas. La información puede procesarse y presentarse como derivado de tiempo, o porcentaje del ciclo de la
marcha. Información derivada incluyendo los ángulos articulares, velocidad angular, aceleración y rotación segmentaria son de gran utilidad en el proceso de evaluación.
En nuestro laboratorio utilizamos varias plataformas
de fuerza localizadas en pares una junto a la otra para
poder compilar información de cada miembro inferior
independientemente durante la fase de apoyo. Esto permite registrar las fuerzas transmitidas durante cada contacto
del pie con el piso permitiendo calcular la información
cinética. Para propósito de comparación se sobrepone
información normativa de velocidad equivalente con dos
desviaciones estándares +/–. La magnitud de la fuerza de
reacción y su relación a los centros articulares son factores
que determinan los momentos y potencias de cada articulación indicando la magnitud y dirección de la rotación
generada [9].
Los requisitos fundamentales de una prótesis de miembro inferior incluyen el que sea cómoda, funcional y fiable
y tenga buena apariencia. Si asumimos un encaje cómodo y
una selección apropiada de los componentes, el siguiente
requisito es obtener una buena alineación de la prótesis
[10,13,16] (la optimización de la configuración geométrica
de los componentes protésicos en su relación al usuario). El
procedimiento más común para la alineación dinámica de
la prótesis es utilizar la evaluación visual de la marcha que
requiere la identificación de las desviaciones de la marcha
e intentar determinar su causa. Basándose en esto, el protesista intenta obtener la opinión del usuario y utilizar juicio subjetivo para llegar a la alineación más apropiada para
función y comodidad. Este proceso no es cualitativo o
cuantitativo y está totalmente basado en un proceso empírico que puede tener gran variabilidad, sin fiabilidad o sensibilidad suficiente para detectar todas los desviaciones de
la marcha y producir resultados óptimos [16,22]. Además,
conforme la marcha del paciente madura o aparecen cambios en el montado del encaje, las desviaciones pueden
cambiar o aumentar creando nuevas oportunidades para
corregirlas a través de ajustes de alineación [17].
Las técnicas modernas del análisis de marcha asistidas
por computador pueden aumentar la sensibilidad y precisión de los métodos de observación. Junto a la información
cuantificable suministrada que puede servir de guía para el
procedimiento de alineación, los derivados cinéticos y
cinemáticos pueden ser de gran utilidad en la interpreta-
Valoración de la marcha en el amputado de miembro inferior
Análisis de movimiento
ción de los efectos de los cambios de alineamiento en la
marcha o el de un componente en la prótesis [9,17,18].
Como puede apreciarse en la figura 14-1, dos componentes ortogonales de fuerza definen un vector de fuerza
con tiempo variable. En nuestro laboratorio, los componentes verticales y sagitales se visualizan con un rayo láser
como un vector que se sobrepone en tiempo real en la imagen de vídeo de un sujeto caminando (v. figura 14-2) [6].
Las fuerzas internas generadas por músculos, tendones y
ligamentos y las características mecánicas específicas de los
componentes protésicos actúan para controlar las fuerzas
externas previamente mencionadas. Para medir las fuerzas dentro del encaje o en el zapato se requiere de instrumentación que puede ser aplicada dentro de estas sin alterar la
interfase entre los tejidos blandos y la superficie del encaje o
zapato. Sensores de presión muy finos montados en material
plástico se pueden utilizar para este propósito [5,8].
Fuerza vertical % del PC
bién es comparada con una base de datos normativa de
referencia con velocidad, sexo y edad similar que permite
identificar el impacto sobre la marcha de la patología y de
cualquier intervención enfocada a corregir problemas
[9,18,23].
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
clínico de pacientes excluye su uso rutinario y por lo general sólo se utiliza la evaluación visual. El uso de vídeo de
reproducción lenta debe utilizarse para facilitar el proceso
de evaluación visual durante la marcha [9].
Los equipos de alineación protésica pueden ser temporal o permanentemente instalados en la prótesis. La alineación se consigue a través de los cambios en la relación
geométrica de los distintos componentes. En teoría, cada
componente puede permitir movimientos de translación y
rotación en tres dimensiones. Además, el ajuste en la altura
también puede hacerse para optimizar la prótesis. La línea
de referencia comúnmente utilizada en el plano sagital para
las prótesis es la línea trocánter/rodilla/tobillo, o mejor
conocida como línea T/K/A por sus iniciales en inglés. En
el plano anteroposterior se establece una relación cuando
se traza una línea desde la espina ilíaca anterior hasta el
centro del tobillo. Estas líneas imaginarias permiten determinar la relación entre los componentes y la línea de gravedad, que es de gran utilidad durante el proceso inicial de
alineación estática. En la figura 14-3 se muestra un aparato
de alineación dinámica removible. En las prótesis de construcción exoesquelética los parámetros de alineación deben
finalizarse antes de la laminación final, ya que cualquier
ajuste requerirá trabajo y esfuerzo y puede incrementar el
peso final de la prótesis [4,8].
Rotación
encaje
Alineador
ajustable
Rotación pie
Figura 14-3 Aparato de alineación dinámica removible montado
en una prótesis transtibial exoesquelética.
114
Los componentes endoesqueléticos tienen la característica deseable de permitir modificaciones continuas a la alineación aun después de que la prótesis se ha terminado.
DESVIACIONES DE LA MARCHA
Desde una perspectiva funcional, las desviaciones de la
marcha pueden agruparse de acuerdo al nivel de la amputación y categorizarse según el momento en el que ocurren
en el ciclo de la marcha [1,3].
Es indispensable tener un conocimiento claro de los distintos tipos de procedimientos quirúrgicos, las limitaciones anatómicas y fisiológicas del amputado, así como de
los distintos componentes protésicos y las posibles intervenciones de alineamiento para implementar las estrategias de tratamiento más apropiadas para cada paciente.
Para identificar correctamente el problema, el examinador
debe poder reconocer la desviación de la marcha, en qué
momento del ciclo se presenta y por qué ocurre. Debido a
las posibles complicaciones yatrogénicas se recomienda
evitar que el paciente o el clínico con conocimiento limitado intenten las modificaciones de alineación de la prótesis.
Se recomienda evitar el deseo impulsivo de alterar la alineación de los componentes protésicos sin tener antes un
conocimiento de la causa del problema. Se recuerda al lector que la marcha se observa mejor vista por los lados posterior y anterior [9].
A continuación se presentan una selección de desviaciones de la marcha más comúnmente observadas, sus causas
potenciales y posibles tratamientos. Para simplificar el proceso didáctico se dividen en desviaciones durante la fase de
apoyo y desviaciones durante la fase de balanceo. Debido
a las limitaciones de espacio, sólo se presentan aquellas
que afectan al amputado transtibial y se remite al lector a
otras citas bibliográficas para complementar esta información [3,8,9].
DESVIACIONES DE LA MARCHA
EN EL AMPUTADO TRANSTIBIAL
La alineación protésica tiene un efecto directo en la fase de
carga de la marcha, durante la cual se controla la estabilidad
de las articulaciones de la prótesis y se altera la distribución de fuerzas en la interfase tejido muñón/encaje [3,5].
DESVIACIONES DE LA MARCHA EN LA FASE
DE APOYO
Una flexión no deseada durante la fase inicial de apoyo puede
resultar en inestabilidad y caídas. Esta desviación se observa
mejor desde una perspectiva sagital y puede tener múltiples
causas, incluyendo dorsiflexión excesiva del pie, flexión
del encaje o posicionamiento posterior del pie en relación al
encaje con el efecto de generar una línea de gravedad poste-
DESVIACIONES DE LA MARCHA
EN LA FASE DE BALANCEO
Durante la fase de balanceo tiene lugar la liberación y avance
del miembro inferior. Cuando existen problemas en la liberación, se impide el avance, lo que implica una relación importante entre estos dos componentes. Las causas y tratamientos
del arrastre del pie se muestran en la tabla 14-7. La rotación
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Tabla 14-2 Desviación: flexión de la rodilla en la fase de apoyo
Causa
Tratamiento
Durómetro de talón en el pie SACH muy alto
Reducir durómetro de pie SACH
Dorsiflexión excesiva de tobillo
Modificar alineación
Posición posterior del pie
Corregir posición de pie
Tacón de zapato muy alto para alineación
Reemplazar zapato por uno con altura correcta
Flexión excesiva del encaje
Ajustar alineación
Debilidad de músculos extensores de rodilla
Fortalecimiento de extensores de rodilla
Limitación en la aplicación de carga
Evaluación de encaje, entrenamiento de marcha
Falta de espacio para tendones isquiotibiales
Corregir diseño de encaje con espacio para tendones
Dolor en el muñón
Ajuste de encaje/alineación, evaluar dolor
Tabla 14-3 Desviación: hiperextensión de la rodilla en la fase de apoyo
Causa
Tratamiento
Durómetro de talón en el pie SACH muy suave
Incrementar durómetro de pie SACH
Flexión plantar excesiva de tobillo
Modificar alineación
Posición anterior del pie
Corregir posición de pie
Tacón de zapato muy bajo para alineación
Reemplazar zapato por uno con altura correcta
Extensión excesiva del encaje
Ajustar alineación
Compensación por debilidad de músculos
extensores de rodilla/inestabilidad articular
Fortalecimiento de extensores de rodilla, uso de encaje
supracondilar/suprapatelar, uso de corsé con control de extensión
115
14
El contacto inicial del pie con el piso cuando ocurre sin
control resulta en la producción de ruido («zapatazo») y es
mejor observada desde la perspectiva sagital y preferiblemente en piso sin alfombra, que permite que se escuche
mejor. Las causas y tratamientos del «zapatazo» se describen en la tabla 14-5.
El alza prematura del talón en la fase de apoyo resulta en
una marcha menos eficiente debido al desplazamiento vertical excesivo del centro de gravedad. Esta desviación, cuyas
causas y tratamientos se detallan en la tabla 14-6, se evalúa
mejor cuando se observa la marcha en el plano sagital.
Valoración de la marcha en el amputado de miembro inferior
rior a la rodilla. Debilidad muscular de los extensores de la
rodilla o la selección errónea del pie prostético (durómetro
excesivo del talón en el pie SACH) pueden resultar en flexión
anormal de la rodilla (v. tabla 14-2). La prescripción de un
pie/tobillo articulado puede mejorar el problema para algunos pacientes, mientras que, en otros, el fortalecimiento del
mecanismo extensor de la rodilla es la solución ideal.
La hiperextensión de rodilla en la fase inicial de apoyo
se observa mejor de la perspectiva sagital y puede ser el
resultado de una flexión plantar del tobillo excesiva, extensión del encaje, posición anterior del pie, debilidad de la
musculatura extensora de la rodilla (el paciente utiliza las
estructuras ligamentarias posteriores para mantener la
rodilla en extensión) o la selección inapropiada del pie protésico (v. tabla 14-3).
La inestabilidad mediolateral de la rodilla se observa
mejor en la perspectiva anteroposterior y puede deberse
a la posición incorrecta del pie en el plano transverso, angulación excesiva del encaje, dimensiones mediolaterales
de la porción proximal excesiva en el encaje que reducen el
control del desplazamiento de la rodilla (v. tabla 14-4).
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Tabla 14-4 Desviación mediolateral de la rodilla en la fase de apoyo
Causa
Tratamiento
Posición mediolateral del pie incorrecta
Corregir posición de pie
Angulación excesiva del encaje (valgo/varo)
Modificar alineación
Angulación excesiva del pie (inversión/eversión)
Ajustar alineación de pie
Dimensión excesiva medio/lateral proximal del encaje
Ajustar/reemplazar encaje
Prótesis muy larga
Ajustar altura
Inestabilidad ligamentaria de la rodilla
Fortalecimiento de extensores de rodilla, uso de encaje
supracondilar/uso de corsé
Tabla 14-5 Desviación: «zapatazo» en fase de apoyo inicial
Causa
Tratamiento
Posición incorrecta muy posterior del pie
Corregir posición de pie
Flexión excesiva del encaje
Ajustar alineación
Dorsiflexión excesiva del pie
Ajustar alineación de pie
Altura excesiva del tacón
Ajustar/reemplazar zapato
Durómetro de talón en el pie SACH muy alto
Reducir durómetro de pie SACH
En pie articulado, la goma de control de flexión plantar
es muy suave
Reemplazar por goma más densa en el control posterior
(flexión plantar)
Tabla 14-6 Desviación: elevación prematura del talón en la fase de apoyo
Causa
Tratamiento
Posición incorrecta muy posterior del pie
Corregir posición de pie
Antepié muy suave
Reemplazar pie por uno más rígido
Contractura de cadera o rodilla no compensada
en la alineación de la prótesis
Intentar estiramiento de cadera y/o rodilla o corregir
alineación de prótesis
Aplicación de carga reducida
Evaluar encaje/entrenamiento de marcha
Dolor en el muñón
Ajustar encaje/alineación
En pie articulado, la goma de control de la flexión plantar
es muy suave
Reemplazar por goma más densa en el control posterior
(flexión plantar)
incrementada de la prótesis se describe en la tabla 14-8. La
causa más común de problemas de liberación en el amputado
es la mala suspensión de la prótesis, prótesis muy larga y
transferencia ineficiente de potencia del muñón a la prótesis
que resulta en disminución o retraso de la flexión de la rodilla
(v. tablas 14-9 y 14-10). Es de gran importancia que el personal clínico aprecie la sincronización del movimiento de las
articulaciones del miembro inferior, y no sólo el movimiento
total, para la producción de una marcha normal y eficiente.
116
DESVIACIONES DE LA MARCHA
EN PRÓTESIS TRANSFEMORALES
En comparación con el nivel transtibial, el aumento de una
articulación con movimiento a nivel de la rodilla de la
prótesis transfemoral y el incremento de las variaciones
en los posibles ajustes complica de gran manera el proceso de entendimiento de las causas de las desviaciones de
la marcha y sus posibles correcciones. Esto no ocurre si
Tabla 14-7 Desviación: arrastre del pie
Tratamiento
Suspensión inadecuada de la prótesis
Corregir o cambiar la suspensión de la prótesis
Prótesis muy larga
Reducir altura de prótesis
Debilidad de la musculatura articular contralateral
(abductores de cadera y flexores plantares del pie)
Trabajar en fortaleza muscular
Deficiencia sensorial propioceptiva o incapacidad
de compensar este problema
Proporcionar mecanismos alternos de retroalimentación
para posición/entrenamiento de la marcha
Reducción en flexión de cadera/rodilla
Entrenamiento de la marcha para promover flexión suficiente
y a tiempo de rodilla y cadera
Tabla 14-8 Desviación: rotación incrementada de la prótesis
Causa
Tratamiento
Suspensión inadecuada de la prótesis
Corregir o cambiar la suspensión de la prótesis
Puntos de montaje de cinta de suspensión fuera de lugar
Reposicionar puntos de montaje de suspensión
Centro de rotación de rodilla externa de corselete mal
orientado
Reorientar centro de rotación de rodilla de corselete
Flexión exagerada de rodilla/cadera para evitar arrastre
de pie
Véase figura 14-7
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Tabla 14-9 Desviación: extensión limitada de rodilla
Causa
Tratamiento
Contractura de rodilla en flexión
Estirar contractura articular
Suspensión inadecuada de la prótesis
Corregir o cambiar la suspensión de la prótesis
Puntos de montaje de cinta de suspensión fuera de lugar
Reposicionar puntos de montaje de suspensión
Centro de rotación de rodilla externa de corselete mal
orientado
Reorientar centro de rotación de rodilla de corselete
Pared posterior distal de corselete muy apretada
Ajustar corsé/agrandar sección posterior distal
Reorientar centro de rotación de rodilla de corsé
el paciente utiliza una rodilla bloqueada. Las reglas presentadas anteriormente se deben seguir aquí también.
Evitar la intervención precipitada y tener un claro entendimiento del problema y sus posibles soluciones es indispensable. Como se dijo antes, sólo se mencionarán de
manera breve las desviaciones más importantes en esta
población.
Flexión de rodilla en fase de apoyo
La flexión de rodilla durante la fase de apoyo es una de las
desviaciones de la marcha más frecuente en el amputado
transfemoral y puede resultar en inestabilidad articular,
pérdida de balance y caídas [14].
El paciente no puede impartir control sobre la tendencia
a flexión de la rodilla y se vuelve temeroso de aplicar todo
su peso en la prótesis. Esto produce un patrón de marcha
ineficiente que requiere el uso del miembro superior para
apoyo. Esta desviación se aprecia mejor en la vista sagital.
En la mayoría de los casos, unos ajustes a la alineación
de los componentes protésicos es suficiente para resolver el
problema, pero en algunos casos el uso de mecanismos de
bloqueo de rodilla son necesarios para prevenir la flexión
accidental de la rodilla. El uso de una rodilla de bloqueo
activado por aplicación de peso que permite la flexión libre
en la fase de balanceo pero se bloquea en la fase de apoyo
reduciendo la posibilidad de inestabilidad accidental es
117
Valoración de la marcha en el amputado de miembro inferior
14
Causa
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Tabla 14-10 Desviación: flexión limitada de rodilla
Causa
Tratamiento
Contractura de rodilla en extensión
Estirar contractura articular
Suspensión inadecuada de la prótesis
Corregir o cambiar la suspensión de la prótesis
Puntos de montaje de cinta de suspensión fuera de lugar
Reposicionar puntos de montaje de suspensión
Rodillera de suspensión de neopreno o látex muy apretada
Estirar rodillera en el doblez de rodilla
Pared posterior distal de corselete muy ajustada
Ajustar corselete/agrandar sección posterior distal
Reorientar centro de rotación de rodilla de corsé
Centro de rotación de rodilla externa de corselete mal
orientado
Reorientar centro de rotación de rodilla de corselete
preferible sobre una rodilla de bloqueo manual. Existen
varias opciones de este tipo de componentes. Una de ellas
es utilizar una rodilla con un bloqueo ajustable que se activa durante la fase de carga inicial de la marcha y se mantiene bloqueada mientras que tenga aplicación de peso y la
rodilla está en extensión mínima de 160º. El bloqueo se
desactiva cuando se reduce el peso, como ocurre en la fase
de balanceo o durante cambio de posición de bipedestación
a sedestación. La rodilla es ligera si está construida de titanio o alguna otra aleación metálica. Otra posibilidad para
resolver el mismo problema de control de rodilla es el uso
de una rodilla biomecánicamente estable. El sistema usa
una articulación policéntrica con dos o más ejes de rotación (rodilla de cuatro barras). En este sistema, la línea de
gravedad se proyecta anterior a uno o ambos ejes de rotación de la rodilla desde la fase temprana a media de apoyo.
Estas rodillas tienen un desplazamiento muy suave y permiten una mejor adaptación de muñones largos. Estas rodillas son más pesadas y pueden dar una sensación de inestabilidad causada por la tendencia mecánica de la rodilla a
extenderse si no está en extensión total. Cuando el pie toca
el piso y la rodilla está en flexión (10º a 20º), esta tiene un
momento de extensión que la estira mientras la rodilla
anterior, en esa posición, se bloquea. Este movimiento en
dirección a extensión puede producir una sensación de
inestabilidad. Otra alternativa es el uso de sistemas controlados por gas o fluido comprimido en un cilindro que provee resistencia al movimiento. Este mecanismo es similar
al utilizado en los automóviles para prevenir que se caiga
la puerta trasera.
Este aditamento tiene la gran desventaja de que aumenta de peso y requiere un mantenimiento periódico. Los sistemas hidráulicos controlados por microprocesador están
basados en principios similares, pero el diámetro de apertura del cilindro se ajusta constantemente según la necesidad del paciente. Costo y mantenimiento son las mayores
desventajas de este sistema. Cuando todos estos sistemas
fallan a la hora de controlar la rodilla, entonces, y sólo
entonces, debe considerarse un mecanismo de bloqueo
constante para la marcha con un claro entendimiento de la
118
presencia de una rodilla rígida en la fase de balanceo reduciendo la eficiencia de la marcha. Extensión prolongada de
la rodilla en la fase de apoyo puede resultar en acortamiento de la zancada y aumento en el desplazamiento vertical
del centro de gravedad.
Otra de las desviaciones comúnmente observadas en
pacientes con amputación transfemoral es la flexión lateral del tronco hacia la pierna amputada en la fase de apoyo (marcha deficiente de glúteo medio). Esta desviación
se observa mejor en la vista posterior y es más aparente
caminando a velocidad baja. Este problema puede ser el
resultado de mal posicionamiento del pie o rodilla
(medial) o angulación incorrecta del encaje. Falta de control del muñón en el encaje debido a amplias dimensiones
mediolateral pueden agravar el problema. El aumento en
la aducción de la cadera puede interferir con la fase de
apoyo y requerir mecanismos compensatorios que aumentan el desplazamiento del centro de gravedad. La falta de
balance de la fuerza muscular entre los grupos aductores
y abductores de la cadera puede ser el resultado de falta
de anclaje quirúrgico de la musculatura aductora al fémur
distal.
La marcha con rotación excesiva de la tibia en dirección
de dorsiflexión durante la fase de apoyo resulta en la caída del
centro de gravedad sobre la prótesis. Esta desviación es más
aparente durante marcha rápida y de vista sagital.
Fase de balanceo
Durante la fase de balanceo, el miembro inferior se libra y
avanza. Si hay problemas en la liberación se presentan problemas en el avance. Como en el amputado transtibial, la
razón más frecuente de desviaciones en esta fase de la marcha son los problemas de suspensión. Le siguen de cerca
una prótesis muy larga, insuficiente flexión de rodilla y falta de transferencia de movimiento del muñón a la prótesis,
que produce reducción en flexión de la rodilla.
Limitación en la flexión de la rodilla en la fase de balanceo y extensión incompleta en la fase final de balanceo
resultan en problemas de libramiento y avance, respectivamente. Si existen problemas de libramiento, estos pueden
Sin colaboración de la UE
Informe de análisis de marcha del MossRehab Hospital
Datos del paciente:
Velocidad (m/s)
Longitud de la
zancada
Tiempo de la
zancada
Zancadas/minuto
Longitud del paso
Tiempo del paso
Pasos/minuto
Porcentaje de postura
Apoyo(s) simple(s)
Apoyo(s) doble(s)
Fecha de nacimiento
12/80
Izquierda Derecha Normal
1,04
1,38
1,04
1,4
1,07
1,34
1,32
1,34
1,25
45,28
0,69
0,67
89,29
64,98
0,37
0,21
44,78
0,71
0,67
89,55
72,31
0,46
0,3
47,81
0,67
0,63
95,62
71,16
0,36
0,27
Flexión-extensión de la cadera
Estatura (m)
1,809
Ángulos de
articulación
(grados)
Peso (kg)
71
Izquierda Derecha Normal
Rango de la cadera
Máximo de cadera
Mínimo de cadera
39
41,9
2,9
41,3
43,6
2,3
34,6
30,5
–4,1
Rango de la rodilla
Máximo de rodilla
Mínimo de rodilla
64,3
64,1
0,2
63,7
61,6
–2,1
52,6
53,9
1,3
Rango de tobillo
Máximo de tobillo
Mínimo de tobillo
16,1
6,1
–10
38,4
11,7
–26,7
22
9,8
–12,2
Flexión dorsoplantar del tobillo
Incidencia de extensor de rodilla
Incidencia flexoplantar de tobillo
Fuerza de extensor de rodilla
Fuerza flexoplantar de tobillo
grados
Flexión-extensión de la rodilla
Nm/kg
Fuerza de extensor de cadera
Figura 14-4 Evaluación instrumentada
de la marcha en amputado transfemoral
izquierdo con rodilla de siete barras con
control hidráulico de fase de balanceo y
pie articulado de retorno energético.
resultar en arrastre de pie. Esto fuerza al paciente a utilizar
compensaciones, incluyendo circunducción, levantamiento
temprano del talón opuesto o exageración en la flexión de
la cadera para evitar este problema, lo que puede provocar
inestabilidad y caídas.
V/kg
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Incidencia de extensor de cadera
La limitación en flexión o la rodilla rígida en la fase de
balanceo frecuentemente son el resultado de intervenciones
para resolver problemas de inestabilidad en la fase de apoyo.
El uso de asistencia de extensión muy severa, mecanismos
hidráulicos con alta resistencia o sistema de carga muy sensi-
119
14
Parámetros
de marcha
Edad
19
Valoración de la marcha en el amputado de miembro inferior
Sexo
Masculino
Circunducción es el balanceo del miembro inferior en
un arco lateral. Una desviación menos común es circunducción reversa, en la que el miembro inferior en un arco
medial. Estas desviaciones se observan mejor en vista posterior. Ambas son mecanismos de compensación para
avanzar y librar la pierna.
tivo. Cuando el paciente presenta arrastre de pie en la fase
inicial de balanceo, la razón más común es la falta de flexión
de la rodilla y la intervención apropiada es recalibrar la rodilla y no intentar el acortamiento de la prótesis. Para el paciente que está forzado a utilizar una rodilla bloqueada, se recomienda acortar la prótesis 2 cm para facilitar la liberación.
Prótesis L, sin colaboración de la UE
Informe de análisis de marcha del MossRehab Hospital
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Datos del paciente:
Sexo
Masculino
Parámetros
de marcha
Velocidad (m/s)
Longitud de la
zancada
Tiempo de la
zancada
Zancadas/minuto
Longitud del paso
Tiempo del paso
Pasos/minuto
Porcentaje de postura
Apoyo(s) simple(s)
Apoyo(s) doble(s)
Edad
21
Fecha de nacimiento
12/80
Estatura (m)
1,809
Ángulos de
articulación
Izquierda Derecha Normal (grados)
1,21
1,51
1,2
1,46
1,07
1,34
1,25
1,22
1,25
48
0,82
0,67
89,42
64,64
0,38
0,23
49,18
0,69
0,58
103,81
68,85
0,44
0,2
47,81
0,67
0,63
95,62
71,16
0,36
0,27
Flexión-extensión de la cadera
Peso (kg)
75
Izquierda Derecha Normal
Rango de la cadera
Máximo de cadera
Mínimo de cadera
43,1
34,7
–8,4
41,6
35,5
–6,1
34,6
30,5
–4,1
Rango de la rodilla
Máximo de rodilla
Mínimo de rodilla
65,4
55,6
–9,8
69,5
58,7
–10,8
52,6
53,9
1,3
Rango de tobillo
Máximo de tobillo
Mínimo de tobillo
16,6
3,4
–13,2
27,1
7,6
19,5
22
9,8
–12,2
Flexión dorsoplantar del tobillo
Incidencia de extensor de rodilla
Incidencia flexoplantar de tobillo
Fuerza de extensor de rodilla
Fuerza flexoplantar de tobillo
grados
Flexión-extensión de la rodilla
Incidencia de extensor de cadera
Nm/kg
Fuerza de extensor de cadera
V/kg
120
Figura 14-5 Evaluación instrumentada
de la marcha en amputado transfemoral
izquierdo con rodilla hidráulica de eje único controlada por microprocesador y pie
articulado de retorno energético.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
ANÁLISIS DE LA MARCHA EN AMPUTADOS
La marcha patológica es resultado frecuente de la amputación del miembro inferior. El análisis de marcha se puede
utilizar para cuantificar y evaluar las causas dinámicas
de la desviación observada. También permite evaluar de
manera objetiva el problema y las soluciones implementadas [9].
A continuación se ejemplifica la selección entre dos
tipos distintos de mecanismos de rodilla prostética documentando la mejoría a través del uso de análisis de marcha tridimensional. Es una información obtenida en el
laboratorio de análisis de marcha en MossRehab. Se trata de un paciente con amputación transfemoral que usaba
una rodilla multiaxial de siete barras y otra de eje único
con control hidráulico por microprocesador. Nótese el
aumento en velocidad y simetría de los parámetros de
la marcha con la pierna C. Se produce un aumento en la
producción de momento y potencia para la rodilla, así
como mejoría en la potencia de las caderas. En este caso
en particular, el uso de rodilla con control hidráulico por
microprocesador demuestra ser superior con mejoría significativa de la marcha [13,14].
Como puede apreciarse en la figura 14-4, los parámetros
de la marcha demuestran una velocidad reducida en comparación con la normativa. Existe asimetría en los parámetros espaciotemporales, tales como el largo de la zancada,
duración de la fase de apoyo y de doble apoyo.
La información cinemática demuestra un aumento en el
rango articular en flexión de ambas rodillas y limitación
del movimiento del pie prostético en plantar-flexión.
La información cinética demuestra la existencia de una
reducción de los momentos y potencias en la cadera y rodilla derecha con reducción en la potencia generada por el pie
prostético.
Como se muestra en la figura 14-5, los parámetros de la
marcha demuestran un aumento en la velocidad del 10%
comparado con la otra prótesis. Existe mejoría en la asimetría en los parámetros temporal-espaciales, excepto la
duración de la fase de apoyo.
La información cinemática demuestra mejoría en el
aumento en el rango articular en flexión de ambas rodillas
y aumento en el movimiento del pie prostético en flexión
plantar y una reducción en el movimiento de flexión plantar del pie derecho indicando una reducción en los movimientos compensatorios necesarios para librar el pie en la
fase de balanceo.
BIBLIOGRAFÍA
1. Bampton S. A Guide to the Visual Examination of Pathological
Gait, Temple University-Moss Rehabilitation Hospital,
Rehabilitation Research and Training Center # 8, 1979.
2. Berenstein N. The Technique of the Study of Movements in
Textbook of the Physiology of Work Conrady G., Farfel V.
and Slonim A. editors, Moscow, 1934.
3. Breakey J. Gait of unilateral below knee amputees. Orthot
Prosthet 1976:30(3):17-24.
4. Cappozzo A, Figura F, Gazzini T, Leo T, Marchetti M.
Angular displacement of the upper body of AK amputees
during level walking. Prosthet Orthot Intl 1982;131-138.
5. Cappozzo A. Gait Analysis Methodology. Human Movement
Sciences, 1984; 3: 27-50.
6. Cook TM, Cozzens BA, Kenosian H. A Technique for
Force-Line Visualization Rehabilitation Engineering Center
# 2, Moss Rehabilitation Hospital, March 1979.
7. Cotes JF. Meade: The Energy Expenditure and Mechanical
Energy Demand in Walking. Ergonomics. 1960; 3: 97-119.
8. Esquenazi A. Analysis of Prosthetic Gait in Physical
Medicine and Rehabilitation. State of the Art Reviews.
Vol. 8, No. 1, February 1994, 201-220. Henley & Belfus, Inc.
Philadelphia.
9. Esquenazi, A. Talaty, M. Gait Analysis: Technology and
Clinical Application. In Physical Medicine and
Rehabilitation, 3nd ed. R.L. Braddom (edt.) Saunders,
Elsevier Inc., Philadelphia, PA. chapter 5. 93-110, 2007.
10. Esquenazi, A. Amputation Rehabilitation and Prosthetic
Restoration. From Surgery to Community Reintegration.
Disability and Rehabilitation. Vol. 26, No. 14/15,
pp 831-836, 2004.
11. Gait Analysis of the Below knee Amputee in Lower limb
Prosthetics 1980 revision 139-144. Prosthetics and Orthotics
New York University Post Graduate Medical School.
12. Inman VT, Ralston HJ, Todd F. Human Walking, Williams
& Wilkins. Baltimore, 1981.
13. James U, Oberg K. Prosthetic gait pattern in unilateral
above knee amputees. Scand J. Rehabil Med 1973;5:35-50.
14. Orendurff, MS., Segal, AD, Klute, GK, McDowell, ML,
Pecoraro, JA, Czerniecki, JM. Gait efficiency using the
121
14
La información cinética demuestra la existencia de una
ecualización de los momentos y potencias en la cadera y
rodillas, sin cambio en la potencia generada por el pie prostético.
Esta breve revisión intenta asistir al lector en el entendimiento de la complejidad de la marcha, las posibles desviaciones que pueden presentarse en el amputado, sus causas
y las posibles intervenciones. El uso de análisis de marcha,
combinado con el conocimiento de la biomecánica de la
marcha y los componentes protésicos, juegan un rol importante en la decisión clínica para aclarar las desviaciones de
la marcha y sus posibles correcciones. Una mejor marcha
resulta en mejoría funcional y disminución del gasto energético con reducción de la carga a otras articulaciones y
músculos que trabajan para compensar por los problemas.
La participación del equipo multidisciplinario en la rehabilitación del amputado, la prescripción y adaptación de la
prótesis se recomiendan para intentar obtener los mejores
resultados en el proceso de rehabilitación.
Valoración de la marcha en el amputado de miembro inferior
La orientación anormal del eje de la rodilla tiene como
resultado un latigazo del talón que se observa mejor desde
atrás. El latigazo lateral describe el movimiento del talón
en dirección externa, mientras que el latigazo medial se
observa como desplazamiento medial del talón. Una
corrección de la orientación del eje de la rodilla o una
reaplicación del encaje son las soluciones para este problema [23].
15.
16.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
17.
18.
C-Leg Journal of Rehabilitation Research and Development
Volume 43, Issue 2, 2006, Pages 239-246.
Salomonidis S E. Gait Analysis of the lower limb amputeeThe effect of Alignment Proceedings International
Symposium Gait Analysis State of the Art of Measuring
Systems and their Importance in Prosthetic and Orthotic
Technology February 2-3 1990 Berlin Germany, 290-297.
Saunders JB, Inman VT, Eberhart HD. The Major
Determinants in Normal and Pathological Gait. J Bone Joint
Surg. 1953; 35A: 543-558.
Seliktar R, Mizrahi J. Some gait characteristics of below
knee amputees and their reflection on the ground reaction
forces. Engr in Med 1986;15 (1):27-34.
Taylor DR. An Instrumented Gait Mat. Proceedings of the
International Conference on Rehabilitation Engineering.
1980;278-279. Toronto Canada.
122
19. Willis W, Ganley K and Herman R. Fuel Oxidation During
Human Walking Metabolism, Volume 54, Issue 6, Pages
793-799. 2006.
20. Winter DA, Sienko SE. Biomechanics of below knee
amputee gait. J Biomech 1988; 21(5): 361-367.
21. Winter DA. The Biomechanics and Motor Control of Human
Gait, Waterloo, ON, Waterloo University Press, 1987.
22. Zahedi MS, Spence WD, Salomonidis SE, Paul JP.
Alignment of lower limb prostheses. J Rehabil Res Dev
1986;23:2-19.
23. Zuniga EN, Leavitt LA, Calvert JC, Canzoneri J, Peterson
CR. Gait Patterns in above knee amputees Arch Phys Med
Rehabil 1972;53:373-382.
15
Fisioterapia
en el amputado
de miembro inferior
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Encarnación Pina Paniagua
La fisioterapia, según el Diccionario de la Real Academia
Española, es el método curativo por medio de agentes
naturales: agua, luz, ejercicios físicos y manuales.
El tratamiento del amputado debe constar de un equipo
multidisciplinar: cirujano vascular, médico rehabilitador,
fisioterapeuta, técnico ortopédico, personal de enfermería,
psicólogo, etc., todos con un mismo criterio orientado en
una «fisioterapia precoz» efectiva y con un fin: la AUTONOMÍA del paciente amputado.
El muñón es parte de un órgano vital para la marcha
del amputado. De su estado va a depender la posterior
deambulación, que será el final del tratamiento. La
musculatura del muñón se encuentra muy dañada, ya
que las fibras musculares han sido cortadas longitudinalmente, y su anclaje no siempre es óseo, por lo que su
capacidad contráctil estará muy disminuida; si a esto
añadimos el largo reposo de algunos pacientes, veremos
lo importante que es el tratamiento fisioterapéutico
para obtener un buen resultado y llegar a esa autonomía.
El resultado final obtenido por los amputados sobre su
prótesis no se debe únicamente al nivel de amputación o al
tipo de prótesis que llevan, sino que está determinado por
el estado físico de cada paciente al comienzo de la fase de
tratamiento protésico.
Para alcanzar óptimos resultados son esenciales tres
factores:
• La fuerza de voluntad del paciente para triunfar.
• El conocimiento de los profesionales sobre los
requerimientos físicos y protésicos del paciente.
• El tiempo y espacio para lograr esos objetivos.
CUIDADOS POSTURALES Y VENDAJE
DEL MUÑÓN
Fase preoperatoria
El período preoperatorio tiene en cuenta dos factores esenciales. En primer lugar, la preparación física se inicia precozmente y los impulsos preoperatorios de equilibrio sobre
ambas extremidades se mantienen hasta el último momento antes de la amputación (esto es muy importante para el
rápido progreso de colocación de prótesis) y, en segundo
lugar, es un momento excelente para iniciar la preparación
mental del paciente, permitiéndole que hable y vea a otros
amputados en diferentes fases de entrenamiento; esto irá
unido a una sencilla explicación sobre la importancia del
ejercicio antes de la amputación y al convencimiento de
que no todo está perdido y que hay personas ofreciendo
soluciones a su problema.
Este período de tratamiento preoperatorio abarca de 3 a
5 días, dependiendo de la urgencia de la amputación. Se
harán sesiones cortas de ejercicios libres, se movilizarán
las articulaciones, con lo cual activaremos también la
123
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
circulación. Son igualmente importantes los ejercicios de
equilibrio en bipedestación sobre la extremidad sana, los
cortos paseos dentro de las paralelas y, posteriormente, la
marcha con bastones ingleses, todo esto contando con que
el grado de capacidad física estará determinado por el tipo
de paciente con el que el fisioterapeuta ha de tratar. Casos de
insuficiencia cardíaca, respiratoria, paresias musculares,
artrosis, etc., han de tenerse en cuenta, pero estos pacientes deben alcanzar la máxima tolerancia en su ejercicio
físico.
De los tres grandes grupos de amputaciones –traumática, oncológica y vascular– sólo la de etiología oncológica
es programable.
Fase postoperatoria (inmediata)
El tratamiento fisioterapéutico deberá comenzar a las
24 horas de la intervención, y tiene como objetivo prevenir
la limitación articular (especialmente las áreas articulares
suprayacentes), prevenir posturas viciosas como flexión,
abducción de cadera en amputaciones supracondíleas y
flexión y abducción de cadera y flexo de rodilla en amputaciones infracondíleas y en brazos de palanca cortos
(menos de 7 cm; a veces el flexo es irreductible por acortamiento de isquiotibiales), así como prevenir equino varo en
amputaciones de pie.
La fisioterapia respiratoria es importante para prevenir
tromboembolismos e infecciones respiratorias por acumulación de secreciones debido al encamamiento y a que un
porcentaje alto de pacientes, sobre todo de origen vascular,
son o han sido fumadores.
Igualmente se trabajará sobre el tronco con ejercicios
isométricos y en pelvis con basculaciones para prevenir
lumbalgias.
Figura 15-1 Potenciación de miembros superiores.
Fase postoperatoria (secundaria
o domiciliaria)
Objetivos del vendaje
Disminuir el linfedema, facilitar el retorno venoso, evitar
que se forme un rodete del aductor en la ingle, estabilizarlo
y darle forma troncocónica para poder adaptar la prótesis.
Los encajes en la parte distal tienen forma cónica, por lo
cual el vendaje se realizará haciendo presión de distal a
proximal y con tensión decreciente; así evitaremos que las
partes blandas se desplacen al extremo distal dificultando
la protetización y todo lo que ello conlleva.
Previamente al vendaje se colocará una calceta de algodón para evitar hiperhidrosis y prevenir posibles alergias,
a la vez que preservamos la venda. Al principio el vendaje
lo realizará el fisioterapeuta, que luego enseñará al paciente; en caso de que el paciente sea incapaz de hacerlo o el
vendaje presente dificultades, se enseñará a un familiar.
El tratamiento irá dirigido a potenciar los músculos antigravitatorios que necesitará para poder levantarse, como
son: flexores plantares y dorsales del pie, tríceps sural, cuádriceps, glúteo mayor, cuadrado lumbar, dorsal ancho,
bíceps y tríceps braquial. Si el paciente tiene fortalecida
esta musculatura tendrá buenos resultados en la consecución del tratamiento (v. figura 15-1).
En esta fase, los cuidados del muñón son muy importantes. Cuando la herida esté cicatrizada hay que tener en
cuenta su higiene diaria, que se hará con un jabón neutro,
secando muy bien la piel. Después se irá alternando una
crema hidratante con alcohol tánico al 5% a la vez que
se da un masaje, con lo cual se activa la circulación y se
aumentan las aferencias visuales y táctiles del paciente.
Dentro de los cuidados del muñón tiene un papel muy
importante el vendaje. Si no existen contraindicaciones, se
recomendarán al paciente cambios de decúbito supino a decúbito prono en espacios cortos de tiempo para no cansarlo.
Enseñaremos transferencias de la cama a la silla y viceversa y, si el paciente lo tolera, a usar los bastones. Es decir,
intentamos hacer que el paciente sea más independiente y
124
que vaya consiguiendo logros que aumenten su autoestima,
lo que, a su vez, ayuda a hacer más positivo el tratamiento.
Vendaje del muñón
El vendaje compresivo puede hacerse una vez retirados los
drenajes quirúrgicos. No se debe realizar vendaje cuando
el muñón presenta una herida quirúrgica a gran tensión ni
en muñones intervenidos a cielo abierto que cicatrizan por
segunda intención.
En la fase postoperatoria secundaria del tratamiento, el
paciente estará vendado las 24 horas, es decir, de día y de
noche, y sólo se quitará la venda para realizar el aseo diario
y para observar el estado del muñón; las vendas utilizadas
serán de compresión fuerte y la presión de contención recomendada no deberá superar la presión diastólica, para prevenir riesgos isquémicos o el afecto «garrote».
Diferentes tipos de vendaje
Hemipelvectomía
No habrá retracción muscular. El vendaje debe ser de compresión y sujeción abdominal. También se puede sustituir
por un pantalón de ciclista elástico al que se le cose una
pernera.
Desarticulación coxofemoral
Tampoco habrá retracciones musculares ni posturas viciosas; por tanto, no se vendará, ya que el vendaje podría
molestar al paciente al pasar por la cicatriz que bordea el
isquion.
Fisioterapia en el amputado de miembro inferior
En este vendaje utilizaremos dos vendas, una para el prevendaje (v. figura 15-2) y la otra para el vendaje. A continuación colocaremos la calceta de algodón. Con la primera venda empezaríamos sin tensión, en la raíz del muñón
de proximal, dando un par de vueltas para sujetarla. Continuaremos dando vueltas en diagonal hasta el extremo
distal, tapando laterales pero sin solapar mucho las vueltas, para evitar tensión. Con la segunda venda empezaríamos de distal a proximal, formando la espiga con presión
decreciente, cerrando bordes distales para evitar efecto
ventana, que podría provocar estasis venoso. El vendaje
terminará con unas vueltas de sujeción pélvica (v. figura 15-3).
15
Amputación supracondílea
Figura 15-2 Prevendaje de muñón femoral.
Amputación infracondílea
Colocando la calceta de algodón, comenzamos por encima
de los cóndilos, de proximal a distal, con presión decreciente de distal a proximal, salvando relieves óseos. Cuando estos sean muy prominentes o el paciente esté extremadamente delgado, se protegerá la espina de la tibia y la
superficie de la rótula con algodón sintético.
Con pacientes en época de crecimiento óseo evitaremos
hacer la espiga en laterales, para evitar valgo o varo por
desequilibrio óseo.
Figura 15-3 Vendaje de muñón femoral.
Amputación de Syme y transmetatarsiana
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
El vendaje sigue las mismas pautas que los anteriores.
Teniendo en cuenta que el muñón en la intervención se
cubre con partes blandas, habrá que proteger la piel y los
relieves óseos.
Fisioterapia respiratoria, ya que el uso de la prótesis
aumenta el consumo de oxígeno, a la vez que la respiración
abdominal diafragmática es relajante.
Enseñar volteos en la cama y transferencias de peso.
ENTRENAMIENTO PREPROTÉSICO
Musculatura a potenciar según amputación
Abarca desde que comienza el tratamiento en el gimnasio
de fisioterapia hasta la colocación de la prótesis.
Objetivos: prevenir actitudes viciosas, moldear el muñón,
potenciar la musculatura conservada y del lado amputado
y de miembros superiores, conseguir la máxima independencia.
Tratamiento: técnicas de cinesiterapia activa resistida o
asistida de la musculatura del tronco, principalmente abdominales, rectos, oblicuos. Técnicas de flexibilidad en
columna vertebral. Al potenciar la musculatura estamos
haciendo propiocepción, ya que, al contraer, movemos a
nivel distal, por lo que se aumentan las aferencias propioceptivas.
Ejercicios de equilibrio y marcha pendular en paralelas
y delante de un espejo de integración corporal (v. figura 15-4).
Hemipelvectomía
Los músculos a potenciar corresponden al miembro conservado, miembros superiores y residuales del tronco y son:
• Dorsal ancho.
• Abdominales conservados.
• Tríceps braquial.
• Glúteo mayor.
• Pelvitrocantereos.
• Cuádriceps.
• Tríceps sural.
• Musculatura de pie y dedos.
Desarticulación coxofemoral
• Abdominales.
• Paravertebrales.
125
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
• Tríceps braquial.
• Cuadrado lumbar.
Amputación supracondílea
• Glúteo mayor. Para evitar flexo de cadera, este
músculo sustituye al cuádriceps, y en prótesis con
rodilla libre es necesario para hacer la extensión, tras
el apoyo del talón.
• Glúteo mediano. Es el responsable de la estabilidad
lateral. Su potenciación impide la claudicación del lado
protésico.
• Aductores. Impiden la actitud en abducción del muñón
femoral.
• Cuadrado lumbar. Es el agonista en el despegue y
elevación de la prótesis.
• Pelvitrocantéreos, abdominales y paravertebrales.
Amputación infracondílea
• Musculatura del tronco.
• Isquiotibiales.
• Cuádriceps.
• Glúteo mayor.
Amputación transmetatarsiana
• Dorsiflexores del pie.
Amputación de dedos y de retropié
• Técnicas propioceptivas, siempre que la cicatriz lo
permita.
Preparación del muñón
Para evitar que la piel del muñón esté sudorosa y se adhiera a las paredes del encaje usaremos polvos de talco en toda
la superficie del muñón.
Cuando no podemos introducir todo el muñón en el
encaje y anteriormente no ha ocurrido, pensaremos que ha
existido un fallo en el vendaje del muñón. Colocaremos la
venda bien ajustada durante media hora y lo volveremos a
intentar.
Colocación de la prótesis
por el fisioterapeuta
El paciente tibial se colocará sentado, el femoral de pie con
las manos en las paralelas, y el fisioterapeuta seguirá la
siguiente secuencia:
• Quitar la válvula de la prótesis.
• Colocar la vaina de nailon desde la ingle y sacando el
cabo final por el orificio de la válvula.
Introducir
el muñón en la prótesis colocando la
•
prótesis un poco adelantada. Para evitar que rote
la prótesis se palpará el tendón de los aductores.
• El fisioterapeuta pedirá al paciente que cargue sobre la
prótesis a la vez que tira del cabo de la vaina hasta
introducir por completo el muñón.
• Cuando el muñón esté dentro de la prótesis,
desplazarla hacia atrás para colocarla al lado de la
otra.
• Nos aseguramos de que tanto el isquion como el
tendón de los aductores estén en su sitio. Si todo está
correcto, colocaremos la válvula de la prótesis.
COLOCACIÓN DE LA PRÓTESIS
Los primeros días será el fisioterapeuta quien coloque la prótesis, asegurándose de que el muñón ha entrado por completo en el encaje. Posteriormente se le enseñará al paciente o a
algún familiar la técnica de colocación. Es importante que
antes de finalizar el tratamiento el paciente o algún familiar
aprendan la técnica si queremos un buen resultado y no que
sólo sirva para enseñársela a los amigos
APRENDIZAJE DE LA MARCHA
Las técnicas de entrenamiento han de adaptarse y dependen del estado general del paciente.
Con los siguientes ejercicios de aprendizaje se ha comprobado un resultado satisfactorio en un período de 4 a
8 semanas, evidentemente haciendo adaptaciones para las
necesidades de cada paciente:
• El amputado deberá familiarizarse con la prótesis,
recibiendo nuevas sensaciones y controlando el
equilibrio.
• Con la prótesis colocada dentro de las paralelas, espejo
enfrente para la integración corporal, pies separados,
comenzará a repartir la carga desde la prótesis hasta el
miembro contralateral.
• Cambios de apoyos del lado amputado al conservado y
viceversa, manteniendo la posición horizontal de la
cintura escapular y la pélvica.
• Cambios de apoyos hacia delante y hacia atrás.
• Balanceo hacia delante y hacia atrás. Con este ejercicio
el paciente toma conciencia del peso de la prótesis y de
la fuerza que debe realizar para desplazarla.
Figura 15-4 Marcha péndula.
126
hasta haber aprendido la anterior.
Marcha fuera de paralelas
Cuando estén aprendidos todos los pasos anteriores, empezaremos la marcha hacia delante dentro de paralelas:
Cuando el paciente ha conseguido una marcha segura dentro
de paralelas con dos bastones se sigue fuera. Durante esta
etapa se siguen corrigiendo defectos. El fisioterapeuta acompañará al paciente, para darle confianza y para evitar caídas.
• Posición de partida: bipedestación, mano
Escaleras, rampas y obstáculos
derecha adelantada (codo en extensión), pie izquierdo
adelantado, rodilla protésica extendida, cintura
escapular rotada (hombro derecho adelantado),
cintura pélvica rotada (cadera derecha retrasada),
paralelas situadas a la altura de ambos trocánteres,
mirada al frente.
• Avance del miembro inferior derecho a la vez que el
miembro superior izquierdo y las cinturas escapular y
pélvica rotan en sentido contrario.
• Avance con el miembro amputado y siguiendo la
misma secuencia anterior.
• Cuando se haya dominado la marcha en paralelas se
pasará a la marcha con bastón, es decir, una mano en
la paralela y la otra en el bastón, y luego
continuaremos con la marcha con dos bastones dentro
de paralelas para vencer el miedo.
Esta fase se considera el final del tratamiento en el gimnasio de fisioterapia.
Marcha dentro de paralelas
Durante la deambulación insistiremos en los siguientes
puntos:
• La longitud de los pasos de ambos miembros debe ser
igual.
• Evitar la inclinación del tronco hacia delante, y la
mirada al suelo.
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• Evitar la abducción de la prótesis.
• Hacer el aprendizaje por etapas, no pasar a la siguiente
Subir escaleras
• Elevar primero el pie conservado y ponerlo sobre el
primer peldaño; cargar sobre la misma pierna.
• Estirar la cadera y la rodilla protésica.
• Estirar la cadera y la rodilla conservada y poner el pie
protésico al lado del conservado.
• Usará la baranda con una mano y con la otra llevará el
bastón.
El amputado infracondíleo subirá indistintamente tanto con la
pierna protésica como con la conservada (v. figura 15-6).
Bajar escaleras
• Colocar el talón del pie protésico sobre el borde del
escalón, con la suela fuera del peldaño.
• Mover la pelvis y el tronco hacia delante cambiando la
carga sobre la prótesis. Mantener la rodilla en extensión.
• Cuando el pie conservado esté adelantado, permitimos
a la rodilla protésica bajar y llevamos el pie
conservado al peldaño de abajo.
• Desarrollaremos un patrón armónico de movimiento.
Figura 15-5 Colocación de la prótesis
femoral.
127
15
carga flexionar la rodilla protésica; movimiento de
flexión del muñón sin desplazar la pelvis ni el pie
protésico de su posición, despegando sólo un poco el
talón del pie protésico (v. figura 15-5).
Fisioterapia en el amputado de miembro inferior
• Control de rodilla libre. Pies separados, repartiendo la
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Figura 15-6 Amputado femoral subiendo escaleras.
El amputado deberá ser capaz de subir y bajar escaleras sin
apoyo de baranda, sólo con bastones.
◗
Rampas
• Subir
◗ Adelantar la pierna conservada.
◗ Doblar la rodilla protésica y oscilar la prótesis hacia
delante.
◗ Colocar la prótesis en el suelo con un paso más
corto de lo normal, empujar hacia atrás con el
muñón para mantener la estabilidad de la rodilla.
◗ El paso protésico más corto compensa la flexión
dorsal y hace más fácil cambiar la carga
directamente sobre la prótesis.
◗ Si la rampa es muy inclinada o el paciente tiene
debilidad muscular, llevará siempre primero el pie
conservado y colocará el protésico al lado.
Bajar
•
◗ Hacer con el pie protésico un paso más corto del
normal. Cuando el talón toque el suelo, empujar
128
atrás con el muñón, para mantener la estabilidad de
la rodilla.
Cambiar carga sobre la prótesis; cuando la pierna
conservada pueda restablecerse y relajar el muñón,
permitir a la rodilla protésica doblar y restablecer la
conservada.
Obstáculos
Se pueden utilizar dos métodos: el frontal, que se utiliza
para obstáculos de poca altura, y el lateral, cuando abordamos obstáculos de más altura.
• Método frontal
◗
◗
◗
Se colocará de frente al obstáculo con la punta
del pie protésico separado del mismo entre 5 y
8 cm.
Cargar sobre el miembro inferior conservado.
Flexionar la cadera del miembro inferior
protetizado y avanzar con la prótesis hasta
conseguir salvar el obstáculo.
◗
◗
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Fisioterapia en el amputado de miembro inferior
◗
Flexionar la cadera del miembro inferior protésico
fuertemente para salvar el obstáculo y caer con el
pie al otro lado del mismo.
Al golpear con el talón, realizar una extensión del
muñón para bloquear la rodilla.
Pasar el miembro inferior conservado por encima
del obstáculo.
15
Cuando el talón contacta con el suelo, realizar una
extensión del muñón fuerte para bloquear la
rodilla.
◗ Pasar el miembro inferior conservado por encima
del obstáculo.
Método
lateral
•
◗ Se coloca lateralmente al obstáculo, quedando el
miembro inferior protésico junto al mismo a una
distancia entre 10 y 15 cm.
◗
129
16
Seguimiento del
amputado protetizado
de miembro inferior
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Ramón Zambudio Periago
El paciente amputado necesita los servicios sanitarios toda su
vida. Necesitará revisiones periódicas por parte del médico y
del técnico ortopédico. Con relativa frecuencia aparecerán
complicaciones en el muñón debido a las cargas y fricciones
a las que está sometido en los pacientes portadores de prótesis
y, aunque tenga la suerte de no presentar complicaciones en el
muñón, la prótesis sufre un desgaste por el uso que requerirá
una revisión periódica. Además, en componentes protésicos
continuamente están surgiendo nuevos avances que habrá que
ir introduciendo de forma progresiva en la prótesis.
Durante el primer año después del alta son más frecuentes los problemas, porque el muñón continúa perdiendo
volumen y son necesarios ajustes periódicos del encaje. El
paciente debe aprender a convivir con su prótesis, y hasta
que lo consiga surgirán problemas de adaptación y de mantenimiento de la prótesis. Una vez pasado este período, una
revisión anual debería ser suficiente. En condiciones normales requerirá un cambio de la prótesis cada 3 o 4 años.
A continuación se exponen los problemas que refieren
con más frecuencia los amputados.
SENSACIÓN DE MIEMBRO FANTASMA
Y DOLOR FANTASMA
En primer lugar es necesario diferenciar sensación de miembro fantasma de dolor fantasma. La sensación de miembro
fantasma se refiere a percepciones no dolorosas del miembro
amputado por parte del paciente; clínicamente son percibidas de una forma parecida a la sensación presente en la boca
después de una anestesia local para una intervención dental.
Son muy frecuentes en el período inmediato a la intervención (80%-90%) y con el tiempo van disminuyendo de
intensidad progresivamente, hasta llegar a desaparecer en la
mayoría de las ocasiones en los primeros meses después de
la amputación. Excepcionalmente, estas sensaciones pueden
persistir toda la vida y el paciente debe aprender a convivir
con ellas porque no le producen ningún dolor. La sensación
de miembro fantasma aparece con más frecuencia en la porción distal del miembro (mano o pie) que en la proximal. La
percepción que tienen de la extremidad ha provocado en
ocasiones caídas en amputados que se levantan por la noche
con la sensación de tener sus dos miembros conservados.
En el dolor fantasma el paciente sí tiene percepción de
dolor más o menos intenso de todo o parte del miembro
amputado; puede describir su dolor como sensación de
calambre, presión dolorosa o quemazón. Este dolor plantea
un problema, porque en ocasiones son dolores intensos que
no ceden con los analgésicos habituales. El dolor fantasma
está presente aproximadamente en el 5% de los amputados de
miembro inferior. Más del 60% de los pacientes amputados
han experimentado en alguna ocasión este dolor [1]. Sus causas en la actualidad son desconocidas, existiendo múltiples
teorías sobre sus orígenes [2]. El dolor puede aparecer des-
131
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
pués de algún estimulo local en el muñón o por cambios de
posición del mismo. Se han propuesto diversos tratamientos
médicos para el dolor fantasma: analgésicos, amitriptilina,
gabapentina, nemantina, TENS y toxina botulínica. No existe evidencia demostrada sobre la eficacia de estos tratamientos. En un ensayo clínico, Robinson y cols. [3] no encuentran
diferencias entre la amitriptilina y el placebo en el dolor fantasma. Nikolajsen [4], en otro ensayo clínico, encuentra que
la gabapentina administrada en los 30 días posteriores a la
amputación no reduce la incidencia ni la intensidad del dolor.
En un nuevo ensayo, Maier [5] afirma que la nemantina no es
útil en el tratamiento del dolor fantasma crónico.
en las partes blandas circundantes, sobre todo cuando el
muñón está sometido a las presiones que le provoca el
encaje. En los niños se produce un fenómeno parecido,
que se llama sobrecrecimiento del muñón óseo, que llega
a producir perforaciones en la piel. El tratamiento en
principio es conservador, intentando disminuir las presiones del encaje en esta zona; si con esto no es suficiente, se
debe derivar a cirugía para su extirpación.
DOLOR DE MUÑÓN
Dolor en la zona distal del muñón:
Cuando el paciente refiere dolor localizado en el muñón
puede ser debido a una mala adaptación del encaje o a un
problema específico del muñón; este último lo vamos a distinguir porque el dolor aparece sin necesidad de ponerse la
prótesis de forma espontánea o al palpar el muñón. Las
causas más frecuentes de este tipo de dolor son:
• Muñón reducido de tamaño. En los primeros meses
Neuroma
Los neuromas se producen por un intento frustrado de
reparación del nervio seccionado en el acto quirúrgico
de la amputación. Los neuromas son más frecuentes en los
pacientes jóvenes, donde el nervio seccionado reacciona
con una hipertrofia, mientras que en los pacientes de edad
avanzada se produce una atrofia del nervio [6]. Una de las
técnicas que se utilizan para prevenir los neuromas es traccionar el nervio antes de seccionarlo con el bisturí para que
el cabo terminal quede más alto y más resguardado de estímulos externos. El diagnóstico del neuroma se hará fundamentalmente por la clínica: dolor localizado a punta de
dedo en el muñón, al palpar el neuroma el paciente puede sentir sensaciones como de descargas eléctricas. En
caso de duda se puede confirmar el diagnóstico con ECO o
RNM [7]. Existen diversas alternativas de tratamiento que
se pueden intentar; ninguna garantiza la curación, pero
deben probarse antes de la intervención quirúrgica [8]: son
la electroterapia y las infiltraciones con anestésicos.
Distrofia simpático-refleja
Se caracteriza por alteraciones del sistema nervioso autónomo
que provoca alteraciones vasomotoras con cambios de coloración, temperatura de la piel y sobre todo dolor, en forma de
hiperpatía. El diagnóstico se puede hacer radiográficamente,
encontrando una osteoporosis en el muñón óseo; pero es más
precisa la gammagrafía ósea en tres fases, que nos dará el
diagnóstico definitivo. Los tratamientos propuestos son
TENS, AINE, calcitonina, antidepresivos y anticonvulsivantes. En casos extremos se puede llegar a la simpatectomía.
Osteomas en muñón
Se trata de la formación de espículas óseas en el extremo
distal del muñón óseo que provocan presiones y molestias
132
CAUSAS DE DOLOR EN EL MUÑÓN
RELACIONADAS CON LA ADAPTACIÓN
MUÑÓN-ENCAJE EN AMPUTADOS TIBIALES
después de la amputación, el muñón pierde volumen
debido a la atrofia muscular y a la desaparición del
edema posquirúrgico. Cuando esto ocurre, el muñón se
cuela demasiado en el encaje y provoca un aumento de
presión en el extremo distal que hace aparecer dolor en
esta zona. Se puede solucionar poniendo rellenos en
paredes del encaje interno o colocando calcetas en el
muñón para aumentar su volumen. Si con esto no es
suficiente, será necesario confeccionar un encaje nuevo.
• Piel adherida al hueso. Cuando la cicatriz está situada
en el borde anteroinferior del muñón y si el proceso de
cicatrización no ha sido el correcto, se pueden producir
adherencias entre la piel de esta zona y el hueso
subyacente. Se intentará el tratamiento con masajes de
despegamiento de la cicatriz, aliviando la presión del
encaje en esta zona, almohadillando el encaje o
evitando en lo posible el movimiento de «pistonaje»
del muñón. En casos extremos quizá sea necesaria una
revisión quirúrgica del muñón.
• El extremo inferior del muñón óseo tibial no ha sido
debidamente biselado. Para evitar que el borde
anteroinferior de la tibia lesione las partes blandas, es
necesario biselarlo en el momento de la intervención
quirúrgica, dejando una forma roma en lugar de la
forma angulada que se produce al cortar
perpendicularmente el hueso. Cuando este detalle no
se ha tenido en cuenta al realizar la amputación, es
frecuente que aparezcan molestias en esta zona,
incluso se puede llegar a romper la piel. Como
tratamiento puede almohadillarse bien esta zona del
encaje y liberar de presiones durante el rectificado
del positivo esta zona. La última solución sería la
revisión quirúrgica.
• El extremo distal del peroné queda más bajo que el de
la tibia. Para conseguir una forma redondeada del
muñón distalmente es necesario cortar el peroné a un
nivel ligeramente superior (2 cm) que la tibia. Si no se
ha hecho así, se puede intentar liberar la presión de
esta zona, con almohadillados, o en último extremo la
revisión quirúrgica.
CAUSAS DE DOLOR EN EL MUÑÓN
RELACIONADAS CON LA ADAPTACIÓN
MUÑÓN-ENCAJE EN AMPUTADOS
FEMORALES
distal del muñón óseo. Se intentará disminuir las
molestias aliviando las presiones de esta zona durante
el rectificado del positivo o colocando el encaje en
ligera flexión.
• También son frecuentes las molestias en esta zona al
inicio del aprendizaje de la marcha con prótesis. Para
poder avanzar con la prótesis y flexionar la rodilla, el
muñón tiene que ejercer una gran presión sobre el
encaje en esta zona. Esto es inevitable, y lo normal es
que con el tiempo se desensibilice esta zona y
desaparezcan las molestias.
Dolor en la zona distal del muñón
Es probable que el muñón haya reducido de tamaño y se cuele demasiado en el encaje. La solución será poner rellenos en
las paredes interiores del encaje. Si con esto no es suficiente,
tomar nuevas medidas y confeccionar un encaje nuevo.
Dolor en la ingle
En los amputados femorales, la ingle es la zona donde con
más frecuencia van a referir sus molestias al colocarse la
prótesis. Las causas pueden ser varias:
• Cuando en el ángulo anterointerno del encaje no existe
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un hueco para alojar los músculos aductores. Será
necesario modificar esta zona del encaje.
• Cuando el borde superointerno del encaje está muy
elevado. Este borde debe quedar a la misma altura de
la meseta isquiática o con una ligera tendencia
descendente hacia delante.
• Borde superointerno del encaje mal acabado. Biselar
y/o almohadillar este borde.
• Borde superointerno del encaje muy bajo. Subir altura
o hacer encaje nuevo.
• Diámetro mediolateral del encaje reducido. Hacer
encaje nuevo.
PROBLEMAS DÉRMICOS EN EL MUÑÓN
Los problemas dérmicos del muñón son frecuentes en los
amputados de miembro inferior que utilizan prótesis. Estos
problemas aparecen porque la piel del muñón está expuesta
a unas condiciones no habituales, como rozamientos,
aumentos de presión, aumento de la humedad y contacto
con materiales sintéticos que se utilizan en la fabricación
de los encajes. No existen en la bibliografía científica
muchos estudios donde se hable de la prevalencia de este
problema, únicamente aparece un estudio [9] que dice que
la prevalencia de problemas dérmicos en los amputados de
más de 65 años se cifra en el 16%.
Acroangiodermatitis
Clínicamente se caracteriza por máculas o placas de violáceas a marrones, que generalmente están causadas por una
insuficiencia venosa crónica, pero cuando aparecen en la
piel del muñón son debidas a la succión que provocan las
válvulas de los encajes que crean una presión negativa
entre el fondo del encaje y el muñón (v. figura 16-1). Esto
crea una alteración en la circulación y una proliferación de
pequeños vasos.
Dolor en el abdomen bajo al sentarse
Dermatitis alérgica de contacto
Cuando el paciente amputado es muy obeso y con un abdomen péndulo, al sentarse le va a molestar el borde superior
de la pared anterior del encaje. Es difícil solucionar este
problema porque si se baja altura de este borde el encaje se
va a descolgar y será necesario poner un medio de suspensión extraordinario con fajas especiales o correajes.
Habrá que pensar en esta posibilidad cuando aparece una
lesión dérmica en la piel del muñón acompañada de picor
al colocar el primer encaje o con el cambio de encaje. Las
lesiones dérmicas consisten en ampollas de pequeño
tamaño rodeadas de un halo eritematoso. Antiguamente,
cuando los encajes estaban fabricados en madera o en
pieles naturales, este tipo de dermatitis eran raras; más
tarde, con la aparición de los plásticos, aumentaron
espectacularmente este tipo de complicaciones. Últimamente, con la aparición de los encajes de silicona, se pensó que disminuirían estas complicaciones, por las características no alérgicas de la silicona, pero se han descrito
dermatitis de contacto con encajes de silicona tipo
ICEROSS porque llevan algún componente que produce
esta reacción [10].
El tratamiento consistirá primeramente en identificar el
material que ha provocado la dermatitis para retirarlo de la
prótesis y en segundo lugar curar la dermatitis con tratamiento tópico a base de corticoides.
Dolor en isquion
En los pacientes delgados pueden aparecer molestias en el
isquion durante la marcha con la prótesis. Para solucionarlo
se puede poner un almohadillado en la meseta isquiática.
Dolor en la zona anterodistal del muñón
Igual que ocurría en los amputados tibiales, esta es una
zona donde aparecen molestias con mucha frecuencia. Las
causas pueden ser:
• Por una técnica quirúrgica deficiente que no ha
conseguido un buen almohadillado de la extremidad
133
16
alineado con excesiva flexión o el pie está alineado en
talo se ocasiona un aumento de las presiones en la zona
anterodistal del muñón. La solución en estos casos será
cambiar la alineación protésica.
Seguimiento del amputado protetizado de miembro inferior
• Mala alineación de la prótesis. Cuando el encaje está
Figura 16-1 Acroangiodermatitis.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Penfigoide ampolloso
El penfigoide ampolloso es una enfermedad de patogenia
autoinmune caracterizada por la aparición de lesiones
ampollosas subepidérmicas (v. figura 16-2). En estos
pacientes se da la presencia de autoanticuerpos contra el
antígeno del penfigoide ampolloso, que es un componente
de la membrana basal epidérmica. Dichos anticuerpos
son capaces de activar la vía del complemento, que es un
elemento esencial en la fisiopatología del penfigoide
ampolloso. La localización en el muñón puede ser inducida por el fenómeno Köbner, que consiste en el desarrollo
de estas lesiones en piel previamente normal que ha estado sometida a algún traumatismo; en el muñón, este traumatismo serían las fuerzas ejercidas por el encaje de la
prótesis. El diagnóstico se hará con biopsia del borde de
la ampolla [11].
Hiperplasia epidérmica
Existen varios tipos de hiperplasia epidérmica:
• Hiperplasia verrugosa: muestra múltiples pápulas
verrucosas de forma irregular (v. figura 16-3). Se cree
que la hiperplasia verrucosa está producida por un
edema crónico del muñón que puede ocurrir cuando la
porción distal del muñón no apoya en el encaje.
También hay autores que la asocian a un virus, aunque
esta patogenia parece menos probable.
• Quiste epidermoide: aparece con mucha frecuencia en
los amputados. Las localizaciones típicas son la ingle
en los amputados femorales y el hueco poplíteo en los
amputados tibiales. La causa parece ser una invaginación
de la queratina de la epidermis. Las fuerzas de fricción
y de presión parecen jugar un papel importante en el
origen de estos quistes. El tratamiento se realiza con
lociones de urea al 10% para rebajar la capa de
queratina. Al originarse no suelen estar infectados, pero
posteriormente se suelen colonizar con estafilococos o
estreptococos, dando lugar a una foliculitis o forúnculos.
Foliculitis o forúnculos
Se dan con más frecuencia en los varones por tener la piel
grasa y abundantes folículos pilosos. Se localizan con más
frecuencia en las zonas donde el muñón está sometido a roces
con el borde del encaje (ingle y hueco poplíteo). Para evitarlos se recomienda una higiene cuidadosa diaria tanto del
muñón como del encaje, utilizando jabones bactericidas. El
tratamiento se hace con antibióticos: mupirocina en forma
tópica o amoxicilina mas ácido clavulánico por vía oral.
Úlceras en el muñón
La mayoría de las amputaciones de miembro inferior tienen
una causa vascular, y una gran parte de ellas están asociadas a diabetes, lo que provoca una disminución del trofismo
de la piel. Si a esto le añadimos las presiones que tiene que
soportar la piel durante la deambulación con la prótesis, se
entiende que esta es una de las complicaciones que se presenta con más frecuencia en el amputado. Suele aparecer en
zonas cercanas a la cicatriz por tratarse de una piel más
debilitada o coincidiendo con los bordes del encaje (v. figura 16-4). Cuando aparecen habrá que revisar en primer
lugar el encaje, que en la mayoría de las ocasiones es el
causante de la aparición de las úlceras. Además de modificar el encaje será necesario dejar de utilizar el encaje durante unos días y realizar lavados con agua y jabón y aplicar,
después del secado, povidona yodada dos veces al día.
FRACTURAS EN AMPUTADOS DE MIEMBRO
INFERIOR
Las caídas en los amputados ocurren con bastante frecuencia por distintas razones. En un estudio realizado por
Figura 16-2 Penfigoide ampolloso.
134
16
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Kulkarni y cols. [12] se encontró que el 58% de los pacientes con amputación unilateral y el 27% de los pacientes con
amputación bilateral recordaban al menos una caída en los
últimos 12 meses.
El riesgo mas grande al sufrir una caída es la presentación de una fractura. Es una complicación que puede
tener cierta complejidad al resolverla. Las fracturas se
producen por caídas en el 80% y un 20% por accidentes
de trafico (las fracturas se producen la mayoría de las
veces por caídas cuando los pacientes no están utilizado
la prótesis). La osteoporosis más o menos intensa presente en los muñones óseos tiene una gran influencia en la
presentación de estas fracturas. También interviene el
brazo de palanca, que se crea en una caída entre el muñón
óseo y el encaje. La fabricación de encajes tibiales con
articulaciones metálicas en rodilla unidas a corselete de
muslo no parece influir en que el riesgo de fractura disminuya. Entre el 80% y el 100% de las fracturas de muslo son tratadas con métodos conservadores, mientras que
entre el 70% al 90% de las fracturas de cadera se tratan
con cirugía. Después de la formación del callo de fractura el 97% de los pacientes con amputación tibial y el 82%
de los pacientes con amputación femoral pueden volver a
utilizar la prótesis [13].
ARTROSIS DE RODILLA EN EL MIEMBRO
CONSERVADO
La mayoría de los amputados traumáticos terminan deambulando con una prótesis colocada durante muchos años.
Esta marcha no puede ser nunca similar a la fisiológica y
siempre van a tener algunas desviaciones de la normalidad,
como aumento del gasto energético, disminución de la
velocidad de marcha, aumento del tiempo de apoyo y
aumento de la carga en el miembro sano [15]. Está demos-
LA SEXUALIDAD EN EL AMPUTADO
DE MIEMBRO INFERIOR
Cada vez se le concede más importancia a la sexualidad en
los discapacitados. En un estudio [14] realizado sobre
60 amputados de miembro inferior (39 hombres y 21 mujeres) después de darles el alta y conseguir la independencia
en la marcha con la prótesis, encontraron que entre los
hombres el 77% disminuyó la frecuencia de su actividad
sexual, mientras que en las mujeres esto solamente ocurrió
en el 38%. En los hombres, la disminución de la frecuencia
fue más intensa en los hombres solteros que en los casados
y también fue mayor en los amputados femorales que en los
tibiales.
No hubo diferencias significativas en otros aspectos de
la sexualidad.
Figura 16-4 Muñón ulcerado.
135
Seguimiento del amputado protetizado de miembro inferior
Figura 16-3 Hiperplasia verrucosa.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
trado que el aumento de la carga en las articulaciones puede contribuir al desarrollo de artrosis en adultos de mediana edad [16]. Por tanto, parece lógico pensar –y así lo
confirman algunos estudios [17]– que en el miembro conservado de los amputados de miembro inferior pueden aparecer síntomas de artrosis de forma precoz. Además, el
riesgo de artrosis depende del nivel de amputación; así, se
ha observado que el 63% de los amputados femorales presentan signos de artrosis en la rodilla conservada comparado con el 41% de los amputados tibiales y el 21% en el
grupo control.
OSTEOMAS EN MUÑÓN
La osificación heterotópica en el muñón se produce con
más frecuencia en las amputaciones traumáticas. Muchas
de estas osificaciones son asintomáticas. Cuando provocan
molestias en el muñón se pueden tratar con descargas puntuales de la zona o con modificaciones del encaje. Cuando
no es posible aliviar las molestias será necesaria una revisión quirúrgica del muñón.
BURSITIS DE MUÑÓN
Las bursitis son debidas a la inflamación de cavidades llenas de líquido ubicadas cerca de las articulaciones en donde los tendones o los músculos pasan por encima de las
protuberancias óseas. En los amputados de miembro inferior las localizaciones más frecuentes son la cabeza del
peroné, la rótula, la meseta tibial y las extremidades distales de la tibia y el peroné. Generalmente se producen por la
presión y el roce que provocan encajes mal adaptados sobre
estas zonas. En caso de duda diagnóstica se puede recurrir
a la ECO o a la RNM para más seguridad. Para su tratamiento suele ser suficiente dejar de utilizar la prótesis
durante unos días y modificar el encaje para evitar el roce
en la zona afectada.
BIBLIOGRAFÍA
1. Gallagher P, Allen D, Maclachlan M. Phantom limb pain
and residual limb pain following lower limb amputation:
a descriptive analysis. Disabil Rehabil. 2001; 23(12):
522-30.
136
2. Melzack R, Wall PD. Pain mechanisms: a new theory.
Science 1965; 150 (699): 971-9.
3. Jensen MP. Robinson LR, Czerniecki JM, Ehde DM,
Edwards WT, Judish DA, Goldberg ML, Campbell KM,
Smith DG. Trial of amitriptyline for relief of pain in
amputees: results of a randomized controlled study. Arch
Phys Med Rehabil 2004; 85(1):1-6.
4. Nikolajsen L, Finnerup NB, Kramp S, Vimtrup AS, Keller J,
Jensen TS. A randomized study of the effects of gabapentin on
postamputation pain. Anesthesiology 2006; 105(5):1008-15.
5. Maier C, Dertwinkel R, Mansourian N, Hosbach I,
Schwenkreis P, Senne I, Skipka G, Zenz M, Tegenthoff M.
Efficacy of the NMDA-receptor antagonist memantine in
patients with chronic phantom limb pain--results of a
randomized double-blinded, placebo-controlled trial. Pain
2003; 103(3):277-83.
6. Hill SC, Baker AR, Barton NW, Wexler LH, Scott LJ.
Sciatic nerve: paradoxic hypertrophy after amputation in
young patients. Radiology1997;205(2):559-62.
7. Martinet N, Foisneau-Lottin A, Henrot P, Paysant J, Blum
A, André JM. [MRI and leg stump neuroma]. Ann Readapt
Med Phys 2001;44(9):600-7.
8. Barberá J, Albert-Pampló R. Centrocentral anastomosis of
the proximal nerve stump in the treatment of painful
amputation neuromas of major nerves. J Neurosurg.
1993;79(3):331-4.
9. Chan KM, Tan ES. Use of lower limb prosthesis among
elderly amputees. Ann Acad Med Singapore
1990;19(6):811-6.
10. Baptista A, Barros MA, Azenha A. Allergic contact
dermatitis on an amputation stump. Contact Dermatitis
1992;26(2):140-1.
11. Brodell RT, Korman NJ. Stump pemphigoid Cutis. 1996;
57(4):245-6.
12. Kulkarni JR. Mobility after lower-limb amputation.Br J
Surg. 1996; 83(1):134.
13. Bowker JH, Rills BM, Ledbetter CA, Hunter GA, Holliday
P. Fractures in lower limbs with prior amputation. A study of
ninety cases.J Bone Joint Surg Am. 1981;63(6):915-20.
14. Reinstein L, Ashley J, Miller KH. Sexual adjustment after
lower extremity amputation.Arch Phys Med Rehabil. 1978;
59(11):501-4.
15. Czerniecki JM. Rehabilitation in limb deficiency. 1. Gait
and motion analysis.Arch Phys Med Rehabil. 1996;
77(3 Suppl):S3-8.
16. Robbins S, Waked E, Krouglicof N. Vertical impact increase
in middle age may explain idiopathic weight-bearing joint
osteoarthritis. Arch Phys Med Rehabil. 2001; 82(12):1673-7.
17. Kulkarni J, Adams J, Thomas E, Silman A. Association
between amputation, arthritis and osteopenia in British male
war veterans with major lower limb amputations. Clin
Rehabil. 1998; 12(4):348-53.
17
Introducción
a las prótesis
de miembro superior
Ángel Fernández González
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
INTRODUCCIÓN
El miembro superior es una unidad anatómico-funcional
compleja en la que la mano ejecuta sus múltiples funciones
en cualquier punto del espacio que tenga a su alcance. Además, la gran variedad y amplitud de movimientos del antebrazo y del brazo –que recuerda al de una grúa– complementan de manera especial la prensión y las funciones
sensoriales que caracterizan a la mano.
La importancia de la mano en la evolución humana es
extraordinaria y se considera como la herramienta más
perfecta y versátil de la naturaleza (v. figura 17-1). Desde el
momento en que los homínidos desarrollaron la marcha
bípeda, las manos se liberaron de las tareas de la locomoción y se fueron especializando en las de manipulación.
Para poder conseguirlo, el tamaño de la palma y la de los
dedos se redujo y el dedo pulgar se hizo oponible a todos y
cada uno de ellos. La mano se convirtió así en un instrumento de alta precisión, capaz de coger con suavidad determinados objetos, agarrar con fuerza otros y fabricar herramientas cada vez más complejas. La adquisición de esa
mano plurifuncional influyó ciertamente en el desarrollo y
en la evolución del cerebro, pues contribuyó a que se crearan muchas interconexiones nerviosas que sirvieron a su
vez para poder ejecutar otras actividades manuales de
mayor grado de dificultad; según los antropólogos, así se
explicaría la relación que existe entre el tamaño y la complejidad del cerebro humano y la actividad realizada con
las manos en los primeros períodos de la evolución del
homo sapiens [1,2].
Las funciones básicas de la mano son tres: función motora, sensitiva y comunicativa. Gracias a la función motora
disponemos de una pinza muy eficaz para agarrar objetos
con una amplia variabilidad de posibilidades dependiendo
de la velocidad y de la fuerza de movimiento que se ejecute.
Figura 17-1 La mano humana es una herramienta perfecta y
versátil.
137
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Esta función de prensión no solamente contempla la posibilidad de agarrar objetos, sino que abarca otros aspectos
importantes, como la capacidad de alcanzarlos, de transportarlos y de poder soltarlos en cualquier momento. La
función sensitiva de la mano nos permite relacionarnos con
el entorno que nos rodea, ya que gracias al sentido del tacto
recibimos información tanto de la textura como de la temperatura y de otras características de los objetos que manipulamos. Por último, la función comunicativa es una herramienta básica en la forma de interactuar con nuestros
semejantes. En la comunicación humana, los movimientos
de nuestras manos constituyen una parte esencial del leguaje no verbal y acompañan a nuestras palabras para enfatizar
la expresión verbal. Incluso, en algunas ocasiones, el movimiento de las manos puede sustituir a las palabras, como
por ejemplo en el caso del lenguaje manual de los sordos.
Además, a través de las manos, el ser humano es capaz de
expresar sus diferentes sentimientos, pudiendo transmitir
actitudes de bondad, de cariño, de coraje, de ira, de autoridad, etc. Por tanto, se puede decir que las manos sienten,
mandan, temen, sufren, se alegran, se entristecen según el
estado anímico del ser humano y nos permiten realizar la
gran mayoría de las principales actividades que nos distinguen de las otras especies animales [3].
La amputación de miembro superior representa aproximadamente entre un 5%-10% del total de las amputaciones
de extremidades y la mayoría de ellas se deben a una etiología traumática por accidente de tráfico o por accidente
laboral. Otras causas menos frecuentes son por deformidad
congénita, por enfermedad tumoral o, más raramente, por
infecciones o quemaduras graves.
Si tenemos en cuenta el papel tan exquisito de la mano,
es fácil entender que su pérdida no solamente tiene una
repercusión física evidente, sino también unas consecuencias psicológicas que en algunos casos pueden llegar a ser
incluso más importantes. La gran implicación emocional
se debe a que se afecta la propia imagen del individuo tanto en su proyección interna (cómo se ve el propio paciente)
como en su proyección externa, es decir, en el entorno
social que le rodea (cómo lo ven los demás).
Por tanto, las prótesis de miembro superior van a intentar disminuir en lo posible el daño o la discapacidad provocada por la amputación. Sin embargo, es tan difícil «copiar»
técnicamente el brazo de una persona, que existirá siempre
una discrepancia entre lo que el amputado desea y lo que
realmente le ofrece la prótesis. Esta diferencia es más evidente en los amputados de miembro superior que en los de
miembro inferior, y es mayor cuanto más alto es el nivel
de amputación [1,3].
son alcanzables al 100% y será cada paciente quien establezca su propia meta [3].
De acuerdo a su estructura se distinguen dos sistemas de
prótesis: el sistema exoesquéletico, cuyos elementos tienen
una estructura externa, y el endoesquéletico, formado por
unos elementos o módulos fácilmente intercambiables que
se cubren con una espuma blanda que hace el papel de funda cosmética (v. figuras 17-2 y 17-3).
Desde el punto de vista de la función, las prótesis de
miembro superior se clasifican en dos tipos: prótesis pasivas y prótesis activas (v. tabla 17-1). Las primeras no realizan, de forma activa, ningún tipo de movimiento, mientras
que las prótesis activas son capaces de realizar un movimiento de pinza para agarrar y soltar objetos.
El principal papel de la prótesis pasiva es restaurar la
apariencia estética del segmento ausente, aunque sin excluir
algún papel más funcional o instrumental, como poder
apoyar o sujetar objetos. Estas prótesis se fabrican en distintos materiales como silicona, PVC (cloruro de polivinilo) y uretano. Actualmente existen en el mercado productos
que copian con extraordinaria precisión detalles como
venas, pecas u otras manchas de la piel que consiguen imitar fielmente el aspecto de la extremidad sana. A la hora de
elegir el material también es importante conocer determinadas características, como la conservación, la calidad, el
realismo y el precio, que varía según las casas comerciales.
Por norma general son muy bien aceptadas por el paciente,
aunque es preciso renovarlas periódicamente debido al
deterioro que sufren con el uso y el paso del tiempo.
Las prótesis activas son las que realizan un movimiento
distal en forma de prensión para poder agarrar o soltar un
objeto. Según sea la fuente de energía empleada para que
este movimiento se active, se distinguen tres tipos: las prótesis mecánicas o cinemáticas, las prótesis mioeléctricas y
las prótesis híbridas. Las primeras utilizan un movimiento
corporal y las segundas un control eléctrico, mientras que
las prótesis híbridas combinan ambos aspectos y se utilizan en las amputaciones por encima del codo en las que el
codo protésico se activa mecánicamente y el dispositivo
terminal se activa por medio del control eléctrico [3].
TIPOS DE PRÓTESIS
Las prótesis de miembro superior tienen un doble objetivo:
por una parte sustituir la función perdida (prensión) y por
otra conseguir una buena apariencia estética. Aunque son
muy claros estos objetivos, no siempre en la práctica
138
Figura 17-2 Prótesis modular de miembro superior. (Por cortesía
de Otto Bock.)
Figura 17-3 Prótesis modular con funda cosmética acabada.
Componentes
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Los componentes principales de una prótesis de miembro
superior son el encaje, el sistema de suspensión, la fuente
de energía-sistema de control, la articulación intermedia y
el dispositivo terminal [3,4].
Encaje
Es el componente más importante de una prótesis ya que
está en contacto directo con el muñón y debe estar perfectamente adaptado a la forma del mismo. Esto implica que tiene
que ser bien tolerado por el paciente y que no debe impedir
o dificultar la movilidad de la articulación correspondiente.
Entre el muñón y el encaje puede existir un contacto total o
parcial y su forma varía según el nivel de amputación.
Tabla 17-1 Tipos de prótesis de miembro superior
Pasivas
Estéticas
Instrumentales
Activas
Mecánicas o cinemáticas
Mioeléctricas
Híbridas
Fuente de energía-sistema de control
Este sistema es el encargado de activar la prótesis y puede
hacerse a través de un movimiento corporal o por medio de
un sistema eléctrico. Ambos sistemas pueden mover tanto
el codo como el dispositivo terminal.
Las prótesis mecánicas (body-powered, en la bibliografía inglesa) utilizan como fuente de energía la muscular del
propio paciente. Llevan unos arneses o correas para la sujeción de la misma de forma que, al realizar un movimiento
corporal (normalmente se trata de la antepulsión del hombro), el amputado provoca la tracción de un cable que es el
que consigue abrir el dispositivo terminal. Si se deja de
tensionar este cable (al cesar el movimiento corporal)
entonces el dispositivo terminal se cierra. En los casos de
los codos protésicos activos, para las amputaciones por
encima de codo, se utiliza un cable distinto y un movimiento corporal también distinto.
Las prótesis de control eléctrico incorporan unos electrodos alojados en la pared interna del encaje protésico
que están en contacto directo con la piel del muñón. Estos
sensores son los encargados de recoger una señal muscular, obtenida mediante la contracción muscular del muñón,
y transformarla en una señal eléctrica que activa un
pequeño motor responsable de abrir la mano o la pinza de
la prótesis. Por su propio diseño, este sistema no requiere
el uso de correajes externos, lo que supone una ventaja
considerable a la hora de analizar la comodidad de las
prótesis. Para las amputaciones de brazo, el funcionamiento de los codos eléctricos se hace con unos sensores
distintos a los que activan la mano. La existencia de estos
dos sistemas básicos no necesariamente representa una
dicotomía, pues hay suficiente número de personas que
usan y prefieren uno o ambos tipos, que respaldan perfectamente la idoneidad de ambos diseños protésicos. Las
características diferenciales de los dos sistemas se recogen en la tabla 17-2.
139
17
Introducción a las prótesis de miembro superior
Sistemas de suspensión
Sirven para sujetar la prótesis al cuerpo y son un factor
clave en la biomecánica y en la función de las prótesis de
miembro superior. Con una buena suspensión, el amputado de miembro superior puede moverse libremente y
puede sostener un peso sin miedo a «perder» la prótesis.
Existen dos formas de suspensión: interna o autosuspensión o endosuspensión y externa o exosuspensión. El sistema de la autosuspensión está garantizado, por el propio
encaje: unas veces porque el encaje se moldea perfectamente alrededor de la anatomía ósea del muñón y otras
porque se utilizan unos materiales o dispositivos que consiguen esa buena adherencia entre el muñón y el encaje
(sistema 3S: socket-supension-silicone). La otra forma de
suspensión o exosuspensión es la que utiliza medios externos, como los correajes o los arneses de distinto diseño.
Una condición necesaria para cualquier tipo de suspensión
es que debe resultar cómoda para el paciente o al menos
tolerable, pues de lo contrario el paciente abandonará tarde o temprano la prótesis.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Tabla 17-2 Características de las prótesis activas de miembro superior
Tipo de prótesis
Ventajas
Desventajas
Prótesis mecánicas
Peso reducido
No dependencia a energía exógena
Fabricación sencilla
Escasas averías
Mantiene el tono muscular
Buen feed-back
No existe movilidad en muñeca
Incomodidad con arneses
Prótesis mioeléctricas
Buena potencia prensora
Fácil manejo
Dependen de energía exógena
Mal feed-back
Peso más elevado
Revisiones periódicas
Precio caro; no financiadas por Seguridad Social
en casos de afectación unilateral
Articulación intermedia
El nivel de amputación determina el número de articulaciones interpuestas (hombro, codo, muñeca). Pueden ser
articulaciones pasivas que se mueven y se fijan en una
posición determinada con ayuda de la otra extremidad o
bien activas que se mueven gracias a un mecanismo mecánico o eléctrico.
Dispositivo terminal
Es el componente que reemplaza la función de la mano.
Los hay pasivos o activos (v. figuras 17-4 y 17-5). Los dispositivos pasivos pueden tener forma de mano –con un
papel fundamentalmente estético– o bien pueden ser una
pieza inerte, normalmente hecha de distintas formas (aro,
semiaro, martillo…), que utiliza el amputado para ayudarse a llevar a cabo determinadas actividades manuales. Los
dispositivos activos son los utilizados tanto en las prótesis
mecánicas como en las mioeléctricas y tienen la forma de
mano o de pinza-gancho. Las manos de ambos sistemas
son muy parecidas tanto en el aspecto cosmético como en
el funcional, pues las dos son capaces de realizar la pinza
tridigital (entre el dedo pulgar, el índice y el dedo medio).
Sin embargo, la pinza-gancho, en su aspecto externo, se
diferencia perfectamente según sea la de una prótesis
cinemática o la de una mioeléctrica. En las prótesis mecánicas la pinza es de tipo terminolateral y consta de dos
piezas aceradas curvadas –en forma de gancho–, una de
las cuales es fija y la otra móvil, que se accionan gracias a
la tensión de un cable. En la pinza eléctrica los dos «dedos»
en forma de pinza son simétricos y forman una pinza terminoterminal.
Aceptación versus abandono de las prótesis
de miembro superior
La mayor o menor aceptación, incluido el rechazo, en las
prótesis de miembro superior se debe a distintas causas,
que varían con cada paciente. No existe un listado de variables que hagan predecir, con cierta seguridad, el grado de
aceptación que tienen estos tratamientos. Sin embargo, se
140
sabe que entre los factores que incentivan el uso de la prótesis están el logro de la independencia en las actividades
cotidianas, la posibilidad de volver al trabajo o la de practicar las aficiones que realizaba antes de la amputación o
porque el amputado consiguiera una mejoría estética. Por
el contrario, entre los factores que interfieren o influyen
negativamente en la aceptación protésica destaca el que el
paciente tenga unas expectativas muy altas con los resultados al pretender que la prótesis sustituya casi al 100% a su
extremidad perdida [5-7].
Presente y futuro
En los últimos años han aparecido novedades que incorporan los avances realizados en el campo de la tecnología de
los materiales. Los materiales flexibles (derivados de la
silicona) han hecho posible nuevos diseños de encaje que
consiguen adaptarse mejor al muñón y por tanto aumentar
la comodidad y la suspensión de las prótesis. Si antes estos
materiales eran de uso exclusivo para el sistema cinemática, actualmente también pueden emplearse con las prótesis
bioeléctricas, al contar con electrodos especiales que pueden fijarse a la silicona [8-9].
Para mejorar la integración de la prótesis en el cuerpo
nace la técnica de la oseointegración, que consiste en la
inserción de un tornillo de titanio en el extremo óseo del
muñón para permitir una perfecta unión con la prótesis. Es
una técnica bien desarrollada en la extremidad inferior,
pero todavía no está exenta de riesgos. Otra técnica que
sirve para mejorar la suspensión de las prótesis por encima
del codo es el implante subfascial en forma de T (SISA:
subfascical implant supported attachment), que consiste
en colocar a nivel de la sección del húmero unos cóndilos
artificiales que sirven para sujetar la prótesis y cuyo objetivo es similar al empleado hace años con la técnica de
osteotomía anguladora de Marquardt.
El trasplante de mano ha sido un sueño del hombre desde hace mucho tiempo y ha cobrado actualidad en tiempos
recientes. El primer trasplante de mano fue realizado en
Francia en 1998, aunque 2 años después el paciente pidió a
Figura 17-5 Dispositivo terminal tipo pinza-gancho. (Por cortesía
de Otto Bock.)
los médicos que se la retiraran. Debido al tipo de intervención se deben establecer muy bien los criterios para su realización, pues además de la obligación de tomar fármacos
inmunodepresores durante toda la vida se añade el impacto
psicológico que conlleva al verse y funcionar con «algo
extraño» perteneciente a otra persona. Sin embargo, si se
elige bien el candidato, puede abrir en el presente unas
esperazas enormes. El primer trasplante llevado a cabo en
España fue el de dos manos y lo realizó el doctor Pedro
Cavadas en Valencia a finales de 2006 a una mujer de
46 años que había sufrido la amputación traumática
de ambos antebrazos en su juventud. Un año y medio después los resultados son satisfactorios y el mismo cirujano
ha tenido la ocasión de realizar otros dos trasplantes.
Recientemente han aparecido manos bioeléctricas con
cinco dedos que se mueven y se doblan de forma autónoma, imitando el movimiento natural de la mano humana, y
pueden agarrar cualquier objeto independientemente de su
textura, forma o volumen.
El mejor conocimiento del sistema nervioso y de las tecnologías de la información y de la comunicación junto con
los de la robótica ha abierto la esperanza de poder alcanzar
en un futuro cercano la solución a los problemas planteados
por la pérdida de la extremidad superior. En junio de 2005 el
Instituto de Rehabilitación de Chicago (EE. UU.) presentó
el brazo biónico. La idea, que se aplicó en un amputado llamado Jesse Sullivan, consiste en una prótesis de brazo que
se controla con los músculos del pecho y se activa con los
nervios transferidos desde el muñón a la zona pectoral al
estar en contacto con unos sensores o electrodos del brazo
biónico. Cuando el amputado piensa en cerrar la mano, el
nervio encargado de este movimiento provoca una contracción en su pecho que es recogida por los sensores que se
encargan de dar la orden a la mano protésica. Ya no tiene que
contraer un determinado músculo para dirigir la prótesis,
ahora sólo tiene que pensar en agarrar un vaso y lo agarra:
es el sueño de la integración total del hombre y la máquina.
BIBLIOGRAFÍA
1. Baumgartner RF. Upper extremity amputation and
prosthetics. J Rehabil Res Dev 2001; 38: vii-x.
2. Esquenazi A. Amputation rehabilitation and prosthetic
restoration. From surgery to community reintegration.
Disabil Rehabil 2004; 26: 831-6.
3. Prat J. Guía de uso y prescripción de productos
ortoprotésicos a medida. Valencia, Instituto Biomecánico de
Valencia, 1999.
4. Escuela Médica de Posgraduados. Protésica de la extremidad
superior. Universidad de Nueva York. 1973.
5. Biddiss EA, Chau TT. Upper limb prosthesis use and
abandonment: a survey of the last 25 years. Prosthet Orthot
Int 2007; 31: 236-57.
6. Datta D, Selvarajah K, Davey N. Functional outcome of
patients with proximal upper limb deficiency-acquired and
congenital. Clin Rehabil 2004; 18: 172-7.
7. Dudkiewicz I, Gabrielov R, Seiv-Ner I, Zelig G, Heim M.
Evaluation of prosthetic usage in upper limb amputees.
Disabil Rehabil 2004; 26: 60-3.
8. Light CM, Chappell PH, Hudgins B, Engelhart K. Intelligent
multifunction myoelectric control of hand prostheses. J Med
Eng Technol 2002; 26: 139-46.
9. Supan TJ. Active functional prostheses. Hand Clin 2003;
19: 185-9.
Para consultar en Internet
http://www.emedicine.com/pmr/prosthetics.htm
http://www.medschool.northwestern.edu/depts/repoc/
http://www.oandp.org/jpo/
http://www.amputee-coalition.org/
141
Introducción a las prótesis de miembro superior
17
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Figura 17-4 Dispositivo terminal tipo mano. (Por cortesía de Otto
Bock.)
18
Prótesis
en amputaciones
de mano y antebrazo
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Ángel Fernández González
La amputación del miembro superior origina una discapacidad funcional y de índole psicológico que la rehabilitación protésica trata de disminuir en lo posible
(v. figura 18-1). Para prescribir una prótesis de miembro
superior es muy importante realizar previamente una
buena valoración que nos permita conocer las expectativas del paciente y poder dar así una información realista acerca de las distintas opciones terapéuticas existentes [1,2].
Los resultados para cada paciente dependen, en primer lugar, del nivel o de la extensión de la amputación
y, en segundo lugar, del tipo de prótesis que haya elegido, bien sea una prótesis de tipo funcional o bien se
trate de una prótesis estética. En términos generales, y
desde el punto de vista funcional, existe cierta relación
entre la opción de no utilizar prótesis y el nivel de
amputación más distal. También puede ocurrir esto en
algún caso de deficiencia congénita en la que el amputado ha compensado esa discapacidad desarrollando
otras habilidades u otras capacidades residuales con el
muñón, las cuales le hacen prescindir de la ayuda de
una prótesis.
Si el amputado prefiere una solución cosmética, hoy en
día se dispone de manos y dedos con un extraordinario
parecido a la extremidad contralateral que se fabrican con
elastómeros de silicona que se colorean y copian fielmente
el tono de la piel [3].
PRÓTESIS EN AMPUTACIÓN PARCIAL
DE MANO
Para la construcción de una prótesis funcional en la amputación parcial de mano se aplican normalmente principios
básicos de la ortésica y de la protésica. Dependiendo del
nivel de amputación se elige una ayuda que cubra las necesidades del amputado, pero teniendo en cuenta que nunca
será de manera absoluta o permanente. A continuación se
exponen los siguientes niveles y sus soluciones ortoproté-
Figura 18-1 Muñón de antebrazo.
143
sicas: amputación exclusiva del dedo pulgar, la amputación
de los dedos conservando el pulgar y la amputación transmetacarpiana o carpiana [4,5].
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Amputación del dedo pulgar
Afortunadamente, la amputación del pulgar es rara (v. figura 18-2). Si falta todo el pulgar, la solución protésica pasa
por la confección de un encaje en resina que abraza la parte dorsal y palmar de la mano y que se sujeta convenientemente por medio de unas correas o cintas de velcro alrededor de la palma. Sobre el encaje se añade un dedo
cosmético semirrígido en forma de pulgar. Si la amputación es parcial, la conservación de un muñón falángico
no suele plantear problemas de función.
Amputación de dedos conservando el dedo
pulgar
Si se elige la opción funcional se deberá confeccionar una
ortoprótesis especial, que consiste en un encaje en material
termoplástico o en resina que se prolonga en forma de pala
para que el movimiento del dedo pulgar al oponerse a dicha
pala pueda realizar una pinza eficaz (v. figura 18-3). Otras
veces este dispositivo ortésico se diseña de manera especial
e individualizada para que el amputado pueda llevar a cabo
alguna tarea concreta de trabajo, de ocio o deportiva.
La solución estética se suele hacer con un guante que
cubre toda la mano (v. figura 18-4), aunque si se conserva
parte de las falanges proximales se pueden adaptar unos
dedos cosméticos, a modo de dedales, que van unidos a estos
muñones digitales gracias a unos adhesivos especiales o a la
interposición de anillos u otros adornos que los fijan [3].
Amputación transmetacarpiana o carpiana
La conservación de una paleta metacarpiana o carpiana
deja una mano con una aceptable superficie táctil. Normalmente el amputado suele sacar mucho partido a la articulación de la muñeca, que le sirve, por ejemplo, para transportar bolsas o ayudarse en otras tareas más complejas. Por
este motivo en alguno de estos casos no se suele emplear
prótesis (v. figura 18-5).
La solución funcional que se aplica varía dependiendo
de si se conserva o no el dedo pulgar. Si hay dedo pulgar,
Figura 18-2 Amputación única y completa del dedo pulgar.
144
Figura 18-3 Solución protésica funcional en la amputación total
de dedos pero conservando el dedo pulgar.
se confecciona una ortesis especial con un diseño parecido
al utilizado en los casos de la amputación de los cuatro
últimos dedos. Si se cuenta con parte de las falanges proximales se pueden aprovechar estos pequeños muñones para
poder adaptar sendos dediles en material termoplástico que
sirven para hacer la pinza (v. figura 18-6). Si no se conserva el pulgar, la prótesis funcional da resultados muy pobres
debido a que la confección del encaje provoca un alargamiento excesivo y antiestético de la mano. Además, para
conseguir que el encaje se sujete bien es habitual que se
recurra a ampliarlo por encima de la muñeca, lo que representa aún más inconvenientes.
La solución cosmética, como en los casos anteriormente
descritos, es muy adecuada y consiste básicamente en un
guante cosmético con los dedos rellenados por dentro.
Figura 18-4 Solución protésica estética en un caso similar al de
la figura 18.3.
Figura 18-5 Muñón carpiano de origen congénito que utiliza los
esbozos digitales y la flexión de muñeca para la ejecución de actividades.
PRÓTESIS EN AMPUTACIÓN
DE ANTEBRAZO Y MUÑECA
Técnicas quirúrgicas
Como principio general en las amputaciones de la extremidad superior se debe intentar conservar la mayor longitud
posible de la extremidad, pues existe una relación significativa entre los niveles de amputación más proximales y
una función más deficitaria [6].
Amputación transmetacarpiana
Se forma un colgajo cutáneo palmar largo y dorsal corto de
tal manera que la cicatriz quede en el plano dorsal y a continuación se disecan en dirección proximal hasta el nivel de
sección ósea. Una vez identificados los tendones de los
músculos flexores y de los extensores de la muñeca se liberan sus inserciones, se cortan y se dejan retraídos en el
antebrazo. Posteriormente se visualizan los nervios media-
Desarticulación transcarpiana
Se forma un colgajo cutáneo palmar largo y otro dorsal
corto y se levantan los colgajos cutáneos, el tejido subcutáneo y la fascia en dirección proximal a la articulación
radiocarpiana. Una vez identificados los nervios mediano,
cubital y radial, se estiran suavemente en dirección distal
para luego cortarlos. A nivel proximal se cortan los tendones para permitir que se retraigan hasta el antebrazo.
Amputaciones del antebrazo
Con vistas a conseguir una mejor cicatrización del muñón
se prefiere que la amputación se realice en la unión del
tercio medio con el tercio proximal. Se forman dos colgajos
cutáneos simétricos anterior y posterior (la longitud de
cada uno debe ser más o menos igual a la mitad del diámetro del antebrazo) para luego replegarlos junto al tejido
subcutáneo y a la fascia profunda proximal, próximos a la
sección del hueso. A continuación se pinzan y se ligan las
arterias radial y cubital antes de cortarlas y, una vez identificados los nervios radial, cubital y mediano, se estiran
suavemente y se cortan para que se retraigan lejos del
extremo del muñón. Se seccionan transversalmente los
músculos un poco por debajo del nivel óseo, cuyos bordes
se liman para evitar irritaciones. Se cierra la fascia profunda con suturas reabsorbibles finas y con sutura no reabsorbible se cierran los bordes de la piel y se deja un drenaje por
debajo de la fascia.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Aspectos históricos
Figura 18-6 Prótesis digitales para hacer pinza adaptadas en
muñones falángicos de una desarticulación metacarpofalángica.
A lo largo de la historia, el ser humano ha estado expuesto
a sufrir distintas mutilaciones a causa de accidentes, de
enfermedades, por deformidades de nacimiento o por conflictos bélicos que ha compensado con las prótesis para
intentar restituir la función y la apariencia de la extremidad
ausente [7].
Es muy difícil determinar la evidencia más antigua que
se tiene sobre las amputaciones de mano o de las distintas
prótesis, pues en muchos casos es necesario acudir a la
paleoantropología o a las represtaciones en pinturas rupestres. A este respecto, han aparecido manos mutiladas en
España, Francia o México con una antigüedad de más de
35.000 años.
La primera mención de una prótesis de mano fue hecha
por Plinio el Viejo, que escribió acerca de Marcus Sergius,
un general romano que participó en la 2.ª Guerra Púnica,
que había sufrido una amputación de su mano derecha y
utilizaba una mano de hierro.
145
18
Prótesis en amputaciones de mano y antebrazo
no y cubital y los finos filamentos del nervio radial, que una
vez estirados se cortan al nivel más proximal que se pueda.
En cuanto a los vasos, se realiza la sección y la ligadura de
la arteria radial y de la cubital proximal al nivel deseado.
A continuación se cortan los huesos con una sierra, se
liman los bordes rugosos para finalmente cerrar el tejido
subcutáneo y la piel del extremo del muñón con puntos
sueltos de material no reabsorbible y opcionalmente se
coloca un drenaje.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
La Edad Media representa una época anodina en cuanto a los avances médicos, a pesar de que en esta época los
efectos de las guerras y de las enfermedades fueron muy
devastadores. Con el Renacimiento, las distintas prótesis
tenían la apariencia de la armadura y, aunque eran muy
pesadas, servían para sujetar una espada o una lanza. Un
ejemplo bien conocido fue el del caballero imperial franco
Götz von Berlichingen (1480-1562), que había perdido la
mano por un tiro de cañón y utilizaba una mano artificial
de hierro, con la que continuó luchando y que hoy podemos contemplar en el Museo de Hornberg en Alemania
(v. figura 18-7). También ha quedado registrado que el
almirante otomano Barbarroja, que luchó contra los españoles durante el reinado de Carlos I, tenía una mano protésica de hierro. El peso de estas manos de hierro variaba
entre 500 y 850 gramos, y el control de los movimientos
dependía de la otra mano. Normalmente el dedo pulgar era
rígido y los dedos estaban soldados a un cilindro metálico
que giraba sobre un eje transversal para permitir la flexión
de los mismos.
La gran contribución a la cirugía de la amputación y al
mundo de la técnica protésica se debe a Ambrosio Paré
(1510-1590), que fue un barbero-cirujano del ejército francés que, entre otras tareas, se encargaba de hacer sangrías
y cirugías menores. Reintrodujo la técnica de la ligadura de
grandes vasos, lo que permitió que se abandonara la cauterización directa de la herida quirúrgica con aceite hirviendo o con hierro candente. Fue el primer autor que se preocupó de dar un contenido científico a la amputación al
elegir el mejor nivel posible de amputación y se le considera como el fundador de los principios modernos de la
amputación. A él se debe la primera desarticulación de
Figura 18-7 Mano de hierro que perteneció al caballero imperial
Götz.
146
codo. El interés que mostraba en el seguimiento de los
pacientes a los que realizaba alguna amputación le llevó a
dirigir la construcción de las primeras prótesis tanto del
miembro superior como del inferior.
En los siglos XVII y XVIII la mayoría de las prótesis
seguían siendo pesadas, pero gradualmente su función
mejoraba. Hacia el final del siglo XVIII Gavin Wilson, en
Edimburgo, fabricó una mano capaz de sujetar un cuchillo
o un tenedor y que con un aditamento especial podía sujetar una pluma. Es en el siglo XIX cuando aparecen las manos
de cuero, que tratan de combinar por primera vez un papel
funcional con una mejor apariencia estética.
A finales del siglo XIX se introdujo la técnica de la cineplastia. Esta idea fue concebida por Vanghetti para los
mutilados de la guerra de Italia y Abisinia en 1897. En las
amputaciones de mano procedía a despegar parte del
músculo bíceps para formar un «túnel» por el que pasaba
el sistema de control de la prótesis cinemática y de esta
forma se transmitía directamente la fuerza que movía la
prótesis. Años después de la I Guerra Mundial esta intervención alcanzó una gran difusión gracias a las novedades
quirúrgicas introducidas por Sauerbruch en Alemania.
Con la llegada del siglo XX el problema de la amputación
y de la prótesis fue abordado bajo una perspectiva diferente. El valor funcional del muñón alcanzó más protagonismo e interés y se introducen mejores procedimientos para
tratar el periostio, para dejar menos tejidos blandos en la
parte distal del muñón, y en general hubo un significativo
avance en la técnica quirúrgica.
La I Guerra Mundial trajo tras de sí un gran número de
soldados amputados, y por primera vez los gobiernos se
preocuparon de asistir a estos combatientes una vez acabada la guerra. El primer centro de rehabilitación dedicado
exclusivamente a amputados se creó en Roehampton (Gran
Bretaña) en 1915 y en este país se aseguró que todos los
amputados tuvieran dos prótesis y que el mantenimiento y
la renovación de las mismas corriera a cargo del estado
durante toda la vida del amputado. Pronto llegaría la gran
depresión económica, que repercutió muy negativamente
en la industria protésica, en la que no hubo un nuevo impulso hasta después de la II Guerra Mundial.
Más adelante se desarrolla la llamada intervención de
Krukemberg, que consiste en la «falangización» del cúbito
y del radio para conseguir la prensión (v. figura 18-8) al
separar quirúrgicamente estos dos huesos. Se utilizó mucho
en Europa después de la II Guerra Mundial entre los
pacientes ciegos y con ella se conseguía una pinza muy
eficaz.
En EE. UU., ya después de la última contienda mundial,
se reconoce la importancia del problema planteado por los
amputados y se crean varios centros asistenciales dedicados a ellos donde se hace de manera integral la cirugía, la
rehabilitación y el diseño y desarrollo de las prótesis.
Un hecho muy relevante a partir de 1960 fue la aparición de un gran número de malformaciones y amputaciones congénitas debidas a la talidomida, lo que significó un
nuevo acicate para el desarrollo de las prótesis. Es el tiem-
18
suspensión. Esta buena suspensión y estabilización dentro
del encaje permite realizar el movimiento de pronosupinación de manera segura, lo cual es sin duda un aspecto funcional muy positivo. Otras veces, para evitar que el «ensanchamiento» distal del muñón dificulte su introducción en el
encaje, se abre una ventana de expansión en la pared que
facilita su colocación y después se cierra con la ayuda de
correas o de cintas de velcro (v. figura 18-9).
Figura 18-8 Pinza ósea de la intervención de Krukemberg.
po de las prótesis movidas por energía externa (neumática,
eléctrica, hidráulicas, sonoras) que han significado un
importante avance en el caso de las prótesis mioeléctricas
y que han conseguido una gran funcionalidad y aceptación
por parte de los amputados a la espera de las innovaciones
que aporten los nuevos diseños biónicos.
Componentes protésicos
Las prótesis por debajo del codo se componen de: encaje,
sistemas de suspensión, fuente de energía-sistema de control, articulación de muñeca y dispositivo terminal [5,8].
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Encaje
Es el elemento capital de la prótesis, por el que se une al
muñón. Ha de estar bien diseñado y debe adaptarse perfectamente a la anatomía del muñón sin causar rozaduras o
restricciones a la movilidad de la articulación situada por
encima. Si no es así, además de resultar incómodo y mal
tolerado, restará eficacia a la función de la prótesis. Su forma varía según el nivel de amputación [9,10].
El tipo de encaje más indicado es el llamado tipo Khun o
tipo Münster. Los doctores Hepp y Khun, de la Universidad
de Münster (Alemania), fueron los primeros en introducir el
concepto de endosuspensión o autosuspensión en los encajes
para la prótesis por debajo del codo a mediados de los años
cincuenta. La forma especial del encaje hace que se mantenga perfectamente unido al muñón del antebrazo sin la necesidad de utilizar arneses o correajes externos. El encaje se
coloca en una flexión aproximada de 20º-30º y rodea al
olécranon y a los epicóndilos humerales. La pared anterior
tiene una ligera escotadura para liberar el tendón del bíceps
braquial y así permitir una flexión del codo suficiente para
poder acercar la prótesis a la boca (v. figura 18-10).
Con alguna variación, este diseño es el que sigue en
vigor actualmente. En todo caso, es importante recordar
que la prótesis debe estar sujeta de manera segura, pero a
la vez ha de llevarse confortablemente y nunca se deberá
maximizar o priorizar la movilidad residual del codo a
expensas de disminuir el principio de una buena suspensión. Para los casos con muñón muy corto se utiliza un
encaje partido o doble en el que el encaje interior rodea al
muñón y el encaje exterior sirve para acoplar la articulación de muñeca y el dispositivo terminal.
Desarticulación de muñeca y muñones largos
de antebrazo
Sistemas de suspensión
La suspensión es el elemento que asegura que el muñón
y la prótesis estén perfectamente unidos. Existen dos tipos:
endosuspensión y exosuspensión [5,8].
Este es un nivel de amputación que crea un muñón muy largo,
por lo que cuando se adapta la prótesis se provoca obligatoriamente un aumento de longitud antiestética en comparación
con la extremidad sana, algo que, en algunos casos, puede ser
un motivo suficiente para que el amputado rechace la prótesis. Sin embargo, la ventaja que presentan estos muñones largos es la facilidad para su estabilización dentro del encaje y
que permiten que la parte proximal del encaje no tenga que
superar la articulación del codo, con lo que no se produce
ningún tipo de limitación a su movilidad. Otro aspecto positivo a tener en cuenta es que se conserva el movimiento de
pronosupinación, que, dada su importancia funcional, será
necesario preservar a la hora de construir la prótesis.
En el caso de la desarticulación de muñeca, el muñón es
largo y más ancho en su extremo distal al resaltar la apófisis estiloides del radio. Al confeccionar el encaje se debe
moldear cuidadosamente en su parte distal y aprovechar
este relieve óseo como punto de referencia para sujetar firmemente la prótesis al muñón, lo que representa un plus de
Figura 18-9 Prótesis mecánica con encaje por debajo del codo
con ventana y mano funcional para la desarticulación de muñeca.
147
Prótesis en amputaciones de mano y antebrazo
Nivel transradial
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Figura 18-10 Detalle de la pared anterior del encaje tipo Khun o
Münster con el brazalete.
Figura 18-11 Articulaciones externas en prótesis mecánicas con
gancho en un paciente con amputación bilateral de antebrazos.
La primera, también llamada autosuspensión, es la que
se hace gracias al propio encaje sin necesidad de recurrir a
los correajes, los arneses u otros medios auxiliares externos. Y se logra gracias a la forma especial del encaje (caso
del tipo Khun) ya descrito anteriormente o por distintos
mecanismos de succión, como son las válvulas de succión
o las fundas de silicona y dispositivos de cierre como es el
sistema 3S (suspensión-succión-silicona), que tanto éxito
tiene entre los amputados de miembro inferior.
La suspensión externa o exosuspensión, además de sujetar la prótesis, sirve también como sistema del control
muscular en las prótesis cinemáticas. Para sujetar se
emplean articulaciones externas y para dirigir el control
muscular, los arneses. Las articulaciones unen el encaje a
un brazalete tricipital y pueden ser de material flexible o
rígido. Las articulaciones flexibles (a modo de tiras de cuero o metal ligero) se utilizan en caso de que los muñones
sean largos, con la finalidad de proporcionar una mayor
estabilidad al conjunto muñón-prótesis, sobre todo cuando
se hacen movimientos de pronosupinación. Por el contrario, en los muñones cortos, que tienen una capacidad prácticamente nula de pronosupinación, se opta por las articulaciones rígidas para dar una mayor estabilidad a la prótesis.
Estas articulaciones rígidas que están fabricadas en metal
pueden ser monocéntricas o policéntricas dependiendo de
si el punto de rotación es único o variable (v. figura 18-11).
También existen otras articulaciones especiales, que son
las llamadas «multiplicadoras», que se usan con los encajes
partidos o dobles empleados en los casos de muñones cortos que tienen limitación para la flexión del codo.
Los arneses se dirigen al hombro contralateral y rodean
a la axila en forma de lazo, y no solamente actúan como
sistema de suspensión, sino que sirven además para sujetar
el cable que va a activar el mecanismo de las prótesis cinemáticas. Existen varios sistemas de arneses; por su frecuencia, destacan el que tiene forma de ocho, el arnés con
banda torácica y el arnés en forma de nueve. El arnés en
forma de ocho es el más utilizado y se une directamente al
encaje en la parte anterior por medio de una correa en Y
invertida y por detrás por medio de un brazalete tricipital
de cuero situado en el brazo. Este arnés sube por la cara
anterior y por encima del hombro del lado de la amputación, cruza la espalda y rodea como un lazo al hombro
contralateral para terminar otra vez en el brazalete en su
cara posterior (v. figura 18-12). Este cruce del arnés en la
espalda no debe apoyarse sobre la nuca, sino más cerca de
la columna torácica, para no provocar incomodidad al
paciente. El arnés con banda torácica se indica principalmente en los amputados que trabajan con pesos superiores
a 20 kg y a los que queremos asegurar una buena suspensión de la prótesis para que esta no se desplace cada vez que
tenga que cargar un peso. Consta de un brazalete tricipital
y una hombrera del lado amputado a la que se une la correa
o banda torácica que rodea todo el tronco. El arnés en forma de nueve consiste en un lazo que rodea al hombro contrario y se ancla en el encaje sin necesidad del brazalete o
de la almohadilla tricipital, y aunque la suspensión no es
del todo buena, su aplicación es más cómoda.
148
Fuente de energía-sistema de control
La fuente de energía empleada para activar una prótesis
varía según se trate de una prótesis mecánica o eléctrica [5,8].
Las prótesis mecánicas o cinemáticas utilizan como
fuente de energía la producida por un movimiento articular, lo que en la bibliografía inglesa se conoce con el nombre de body-powered. Requieren del uso de correas o de
arneses para sujetarse. A través de un movimiento corporal (normalmente se trata de la antepulsión del hombro o
de la separación escapular) se tensiona un cable de acero
inoxidable, que es el que consigue abrir el dispositivo terminal. Si se deja de tensionar este cable (al cesar el movimiento corporal) entonces el dispositivo terminal se cierra.
Un extremo del cable se ancla en el arnés y el otro en
el dispositivo terminal. Va dentro de un tubo flexible, por el
que se desliza y que también le sirve de guía o canal para
la transmisión de la fuerza. Este sistema de control, basado en el principio Bowden, hace posible la transmisión de
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Articulación de muñeca
La articulación de muñeca sirve para acoplar el dispositivo
terminal en la prótesis y para poder orientarlo en la posi-
Figura 18-12 Sistemas de suspensión en forma de ocho.
18
Figura 18-13 Localización de los electrodos en la pared interior
del encaje de las prótesis mioeléctricas.
ción que convenga para realizar cualquier actividad. Gracias a la articulación de muñeca el amputado puede también intercambiar el tipo de dispositivo terminal que desee,
pues muchos utilizan una pinza o una mano indistintamente y es muy conveniente que la muñeca permita intercambiarlos rápida y cómodamente. En el caso de las prótesis
bioeléctricas, el movimiento de pronosupinación se origina
en los mismos electrodos que abren y cierran la mano pero
gracias a una contracción muscular distinta. En las prótesis
mecánicas existen mecanismos de muñeca con una rotación pasiva de fricción que o bien el amputado mueve con
la otra mano o bien se gira pasivamente al quedar el dispositivo terminal fijado contra una superficie dura o entre sus
propios muslos. Otras muñecas disponen de un sistema de
bloqueo que coloca al dispositivo distal en una posición fija
elegida para trabajar y que resulta muy útil para prevenir
las rotaciones inadvertidas a la hora de agarrar o transportar objetos. En casos de amputados bilaterales se dispone
de articulaciones con un cierto grado de flexión para mejorar la autonomía de estos pacientes [5,8]
Dispositivo terminal
Su función básica es la prensión y su indicación depende de
las necesidades o situaciones donde se desenvuelve cada
paciente (laborales, domésticas o de ocio). Se distinguen tres
categorías: la mano, la pinza-gancho y los dispositivos especiales. La mano, a su vez, puede ser inerte o pasiva o la que
posee movilidad activa en los tres primeros dedos [5,8].
La mano pasiva es eminentemente estética y puede tener
los dedos rígidos en semiflexión o bien los dedos flexibles
que se pueden abrir o cerrar según la conveniencia del
paciente con ayuda de la otra mano. Existen distintos
modelos y tallas para los niños, las señoras o los caballeros, y su interior suele ser de espuma reforzada con un hilo
acerado en los dedos. Externamente se cubre con un guante estético fabricado en PVC (cloruro de polivinilo) o en
silicona con diferentes tonalidades de color para que se
parezca lo más aproximadamente posible a la otra extremidad (incluso con venas o manchas o pecas). Aunque su
149
Prótesis en amputaciones de mano y antebrazo
la fuerza desde el cuerpo del paciente hacia el dispositivo
terminal, independientemente del ángulo de flexión en que
se encuentra el codo. Este tubo flexible, que queda fijado
entre el encaje y el brazalete tricipital, evita que el cable se
deforme o se desplace durante los movimientos habituales
del codo y hace que conserve la eficacia de la transmisión
de la fuerza.
Las prótesis mioeléctricas incorporan unos electrodos
alojados en la pared interna del encaje protésico que entran
en contacto directo con la piel del muñón (v. figura 18-13).
Estos sensores se encargan de recoger una señal muscular
que se obtiene por la contracción muscular del muñón y de
transformarla en una señal eléctrica que, al activar un
pequeño motor, hace que la mano o la pinza de la prótesis
se abra o se cierre. Para abrirla se contrae un grupo muscular (p. ej., los extensores de muñeca) y para cerrarla se contraen los antagonistas. Esta fuente de energía no requiere el
uso de correajes externos, lo que representa una buena ventaja en términos de comodidad de las prótesis [11,12].
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
función principal es la estética-pasiva, el paciente puede
utilizarla como sujeción o de apoyo en caso necesario (apoyo del papel durante la escritura, sujeción del paraguas, etc).
Otras manos pasivas pueden fabricarse en fieltro, cuero o
madera y a pesar de que son muy antiguas podemos, hoy
en día, verlas todavía en nuestras consultas.
Las manos activas, de acuerdo a la fuente de energía que
empleen, pueden ser mecánicas o mioeléctricas. Ambos
tipos tienen una apariencia externa similar muy estética y
realizan una pinza tridigital (con el dedo pulgar, el índice
y el medio) capaz de agarrar tanto objetos de forma cilíndrica como de pequeño tamaño.
La pinza-gancho, aunque de aspecto estético bastante
menos satisfactorio, es una herramienta muy funcional,
pues permite una pinza lateral muy eficaz y de mucha fuerza. La pinza mecánica es de tipo terminolateral y consta
de dos piezas aceradas curvadas –en forma de gancho–,
una fija y otra móvil, que se recubren en su extremo de una
goma o neopreno para sujetar mejor el objeto prendido. En
la versión eléctrica los dos «dedos» en forma de pinza son
simétricos y hacen una pinza terminoterminal.
Otros dispositivos terminales especiales se fabrican
específicamente para alguna actividad concreta que desee
el amputado. Su forma es especial y pueden tener forma de
gancho, de anillo o de semiaro o bien ser el utensilio
doméstico que elija el amputado (cubiertos de comida, peine, cepillo de dientes). Ciertamente son muy útiles, pero su
desventaja es que sólo sirven para cuando se ejecuta la actividad para la que fueron fabricados.
Prescripción protésica. Ejemplos prácticos
Para la indicación de las prótesis de miembro superior se
ha de realizar una valoración previa en la que se tendrán en
cuenta varios factores (v. tabla 18-1).
Teniendo presente estos factores, y de acuerdo con el
paciente, el médico prescriptor indicará la mejor solución
protésica posible sin que la elección de una de las opciones
anule a las otras, ya que el amputado puede utilizar un sistema diferente para cada actividad diferente. Las opciones
protésicas van desde no usar la prótesis hasta preferir una
prótesis estética-pasiva o bien a la de utilizar una prótesis
activa o funcional (mecánica o mioeléctrica).
Algunos amputados, bien sea por el nivel de amputación
o por los problemas de adaptación con la prótesis, deciden
Tabla 18-1 Factores determinantes en la prescripción
de prótesis de miembro superior
Nivel de amputación
Estado del muñón
Expectativas del paciente con la prótesis
Condiciones laborales o aficiones del paciente
Motivación y nivel cultural
150
no usarlas. En los primeros casos es recomendable aconsejar su uso de forma parcial para que el amputado se acostumbre poco a poco y vaya descubriendo su utilidad; si por
el contrario, después de un tiempo, el paciente decide no
proseguir con el tratamiento, no se deberá insistir. En las
prótesis mecánicas los problemas de intolerancia suelen
deberse al arnés de suspensión y al cable, por lo que ha de
revisarse cuidadosamente este aspecto para asegurar una
buena adaptación.
Las prótesis eléctricas son las más avanzadas desde el
punto de vista tecnológico. Los últimos modelos de manos
son muy eficientes. Su prescripción en España está muy
restringida debido a que el sistema público de prestaciones
ortopédicas las contempla exclusivamente para aquellos
casos que tengan amputadas ambas extremidades superiores. Como la prótesis eléctrica lleva un mecanismo ciertamente más complejo que el de las prótesis mecánicas, exige
que el amputado debe tener la suficiente destreza y habilidad para su manejo, debe mantenerla en buen estado de
conservación (pues precisa revisiones periódicas del motor
y de las conexiones eléctricas) y debe alejarla de ambientes
húmedos o con mucho polvo o suciedad.
Casos clínicos
Caso 1
Paciente de 52 años con una amputación de los cuatro últimos dedos de la mano derecha por traumatismo en accidente laboral que conserva el dedo pulgar. Profesión: albañil; hábito manual: diestro. Prescripción: prótesis estética
realizada con un guante cosmético con cremallera al que se
le rellenan los dedos con material esponjoso y lleva apertura para introducir el dedo pulgar. Para la ejecución de
determinadas actividades y con fines funcionales también
se le adaptó un encaje laminado de muñeca con paleta que
permitía, gracias al movimiento de oposición del pulgar,
hacer una pinza muy eficaz. En el seguimiento posterior el
paciente estaba tramitando la jubilación y continuaba usando la prótesis estética, pero había abandonado la funcional
(v. figura 18-4).
Caso 2
Mujer de 19 años con una amputación parcial de mano
izquierda (desarticulación carpo-metacarpiana) secundaria a una malformación congénita. Profesión: estudiante.
Hábito manual: diestra. La paciente nunca ha llevado ningún tipo de prótesis. Los resultados funcionales son excelentes gracias al movimiento de flexión de la muñeca y del
feed-back sensorial excelente de la paleta carpiana que
conserva. Es autónoma para las actividades básicas de la
vida diaria (v. figura 18-5).
Caso 3
Mujer de 23 años con una amputación parcial de la mano
izquierda (desarticulación carpo-metacarpiana) secundaria a malformación congénita. Profesión: cajera en grandes
almacenes. Hábito manual: diestro. Prescripción: prótesis
18
estética consistente en un guante estético con relleno
esponjoso de dedos. La paciente se muestra muy satisfecha
con los resultados, aunque su utilización es parcial y discontinua en el tiempo tanto en las actividades laborales
como de ocio.
positivo terminal tipo mano estético-funcional o pinzagancho que el paciente intercambiaba según su preferencia.
En el seguimiento ulterior se comprobó que había abandonado la mano estético-funcional y en su trabajo utilizaba la
pinza-gancho a pleno rendimiento dada la eficacia y fuerza
de la prensión que conseguía.
Caso 4
Varón de 20 años con una amputación del antebrazo
izquierdo (nivel de tercio proximal) debida a malformación
congénita. Ha conseguido una buena adaptación y es capaz
de desenvolverse sin prótesis con buenos resultados. Visto
por primera vez en nuestra consulta de prótesis a la edad de
8 años, cuando su madre solicitó que se le adaptara una
prótesis con motivo de su primera comunión. Prescripción:
prótesis pasiva con encaje tipo Khun y mano estética. En el
seguimiento posterior se constató que el niño desistió de
seguir usando la prótesis.
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Caso 5
Varón de 63 años con amputación bilateral de ambos antebrazos (nivel de tercio medio) secundaria a un traumatismo
por electrocución a la edad de 21 años; profesión actual:
jubilado. Prescripción: prótesis mecánica con encaje por
debajo de codo, pinza-gancho y sistema de suspensión en
ocho. El encaje es partido y entre las dos partes se intercala una corona metálica o rodamiento que sirve para transmitir eficazmente el movimiento de pronosupinación al
dispositivo terminal. Este encaje, que no supera la articulación de codo, se une por articulaciones flexibles a un brazalete tricipital (v. figura 18-14).
Caso 6
Varón de 26 años con una amputación del antebrazo
izquierdo por traumatismo en accidente de tráfico. Profesión: operario en granja avícola. Prescripción: prótesis
mecánica con encaje tipo Khun, suspensión en ocho y dis-
Caso 7
Varón de 37 años con una amputación bilateral traumática de ambos miembros superiores tras un accidente con
maquinaria agrícola a la edad de 18 años. Nivel de amputación: desarticulación de hombro derecho y amputación
transradial proximal izquierda. Profesión: maestro. Prescripción: prótesis híbrida en brazo derecho (codo mecánico y mano eléctrica) y prótesis mioeléctrica en antebrazo izquierdo con dos dispositivos terminales para
intercambiar (mano y pinza Greifer). Después de varios
años de evolución ha abandonado el uso de la prótesis
funcional en el brazo derecho y de la pinza Greifer eléctrica. Actualmente utiliza prótesis estética en la extremidad derecha y el sistema mioeléctrico para la izquierda
con gran satisfacción.
Chequeo de las prótesis
El chequeo de la prótesis del miembro superior sirve, entre
otras cosas, para medir el grado de eficacia y de aceptación
por parte del paciente. Una vez que nos aseguramos de que
la prótesis indicada es la que vamos a chequear debemos
analizar los distintos componentes para comprobar su buen
funcionamiento [8].
Longitud y acabado estético
La longitud de la prótesis es algo más corta. Con el codo
flexionado a 90º, la parte más distal del dispositivo terminal caerá a la altura del dedo pulgar de la otra mano. El
acabado estético se conseguirá gracias al color del guante
151
Prótesis en amputaciones de mano y antebrazo
Figura 18-14 Prótesis con encaje partido e interposición de rodamiento para
conseguir pronosupinación activa.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
cosmético, que tiene que ser casi igual que el de la piel de
la mano sana.
Encaje
El encaje ha de ser suficientemente estable y confortable
para no provocar lesiones o irritaciones en el muñón. Para
medir el grado de estabilidad hacemos que el amputado
mantenga el codo extendido y con la prótesis hacia abajo
aplicaremos una ligera fuerza que intente deslizar la prótesis hacia abajo o hacemos que el amputado cargue con un
peso de entre 5-15 kg con el codo extendido. En ambos
casos, el encaje se desplazará escasamente y no producirá
heridas u otras incomodidades en la piel. En otra posición,
con el codo flexionado a 90º, el examinador realiza un
movimiento de flexión humeral y de flexión del muñón del
antebrazo sin que este movimiento cause incomodidad o
dolor al paciente. Por último, el encaje ha de permitir la
suficiente flexión del codo para que pueda llevar o acercar
el dispositivo terminal a la boca.
Sistema de suspensión
El aspecto clave es que el paciente debe llevarlo de manera cómoda, pues de lo contrario puede ser motivo suficiente, y por lo general el más frecuente, para que el amputado
rechace la prótesis. Nos fijaremos en que el lazo axilar que
rodea al hombro contralateral esté bien ajustado y al mismo tiempo bien acolchado para evitar molestias. Hay que
tener en cuenta además que en el arnés en forma de ocho
el cruce posterior no debe originar una excesiva presión y
ha de quedar por debajo de la séptima vértebra cervical. El
punto de unión entre el arnés y el cable de control ha de
situarse por debajo de la mitad de la escápula cerca del
ángulo inferior.
Fuente de energía-sistema de control
Para su correcto funcionamiento, el cable de control ha de
tener una longitud adecuada, es decir, ni demasiado flojo ni
demasiado tenso, de forma que permita no solamente
actuar eficazmente con el dispositivo terminal, sino que
además el amputado pueda mover el codo con total libertad
sin ninguna restricción debida al cable. Si este es muy largo
pueden ocurrir dos cosas: que el paciente recurra a ampliar
exageradamente el rango de movimiento en el hombro o
que el cable no experimente ningún grado de tensión y no
sea capaz de activar el dispositivo terminal. Si, por el contrario, el cable es muy corto, el amputado tiene que hacer
un gran esfuerzo debido a la tensión excesiva del cable.
En el caso de las prótesis mioeléctricas se ha de comprobar que los electrodos están bien colocados y en contacto
con el muñón, así como confirmar el buen funcionamiento
de los demás componentes eléctricos.
Dispositivo terminal
El dispositivo terminal debe cumplir con la función encomendada en la prescripción y debemos asegurarnos de que
tanto el dispositivo terminal como la articulación de muñeca funcionan adecuadamente; si es el caso, el amputado
152
debe saber intercambiar los distintos dispositivos terminales. En la pinza-gancho deben contactar las palas y en la
mano los pulpejos de los tres primeros dedos.
Seguimiento
Una vez finalizada la adaptación de la prótesis, y antes de que
el amputado sea dado de alta, es necesario darle ciertas instrucciones o recomendaciones para un mejor uso de la prótesis. No debe utilizar la prótesis como martillo u otra herramienta de trabajo para la que no fue creada y, por otra parte,
el paciente procurará estar alejado de ambientes húmedos o
especialmente polvorientos o sucios que puedan causar averías, sobre todo en los componentes eléctricos [5].
La limpieza de muñón y de la prótesis (encaje y arnés)
se realizará todos los días con un paño humedecido con
agua y jabón neutro. Es recomendable llevar una camiseta
interior para disminuir las áreas de presión e irritación
especiales, como la zona axilar.
Después del alta, el paciente será revisado de manera
periódica tanto para evaluar los resultados como para
comprobar los defectos u otros problemas debidos al uso
protésico. Es en estos casos cuando será preciso modificar o reajustar aquellos elementos que provocan esa disfunción.
En lo que respecta al mantenimiento normal de estos
sistemas, por regla general, en las prótesis mecánicas, se
cambia el sistema de suspensión cada 1 o 2 años aproximadamente, mientras que la renovación total de la prótesis
suele hacerse cada 3 o 4 años. Los guantes cosméticos, por
el contrario, al estar más expuestos a ensuciarse, se suelen
cambiar entre 6 meses y 1 año. Para las prótesis mioeléctricas se recomienda una revisión de sus componentes eléctricos una vez al año, el cambio de la batería entre 1 y
2 años y la totalidad de la prótesis cada 3 o 5 años aproximadamente.
BIBLIOGRAFÍA
1. Baumgartner RF. Upper extremity amputation and
prosthetics. J Rehabil Res Dev 2001; 38: vii-x.
2. Esquenazi A. Amputation rehabilitation and prosthetic
restoration. From surgery to community reintegration.
Disabil Rehabil 2004; 26: 831-6.
3. Leow ME, Pho RW, Pereira BP. Esthetic prostheses in minor
and major upper limb amputations. Hand Clin 2001;17:
489-97.
4. Burger H, Maver T, Marincek C. Partial hand amputation
and work. Disabil Rehabil 2007; 29: 1317-21.
5. Prat J. Guía de uso y prescripción de productos
ortoprotésicos a medida. Valencia, Instituto Biomecánico de
Valencia, 1999.
6. Maurer P. Amputations et désarticulations du membre
supérieur. Encycl Med Chir (Techniques ChirurgicalesOrthopédie) ; 44110 : 37-46.
7. American Academy of Orthopaedic Surgeons. Orthopaedic
Appliances Atlas (Volume 2). Artficial Limbs. Michigan.
Edwards Brothers, 1960.
8. Escuela Médica de Posgraduados. Protésica de la extremidad
superior. Universidad de Nueva York. 1973.
Para consultar en Internet
http://www.emedicine.com/pmr/prosthetics.htm
http://www.medschool.northwestern.edu/depts/repoc/
http://www.oandp.org/jpo/
18
http://www.amputee-coalition.org/
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Prótesis en amputaciones de mano y antebrazo
9. Daly W. Upper extremity socket design options. Phys Med
Rehabil Clin N Am 2000; 11: 627-38.
10. Gaber TA, Gardner cm, Kirker SG. Silicone roll-on
suspension for upper limb prostheses: users’ views. Prosthet
Orthot Int 2001; 25: 113-8.
11. Pylatiuk C, Schulz S, Döderlein L. Results of an Internet
survey of myoelectric prosthetic hand users. Prosthet Orthot
Int 2007; 31: 362-70.
12. Uellendahl JE. Upper extremity myoelectric prosthetics.
Phys Med Rehabil Clin N Am 2000; 11: 639-52.
153
19
Prótesis
en desarticulación de
codo, brazo y hombro
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Felip Salinas Castro
El miembro superior, a través de las articulaciones del
hombro y del codo, tiene una misión esencial, que es posicionar a la mano en el lugar adecuado del espacio para
permitir que esta realice sus múltiples funciones. Por tanto,
cuando se produce una amputación a nivel del brazo o del
hombro, se afectan las funciones propias asignadas al segmento en cuestión, pero, a pesar de la protetización, también se pierde parcialmente la funcionalidad de la mano.
La prótesis del miembro superior tiene tres objetivos
fundamentales: la mejora funcional, la restitución estética
y la recuperación psicológica.
La protetización se centra en restaurar diez funciones
motoras básicas: la abducción/aducción y la flexoextensión
del hombro, la flexo-extensión del codo, la pronosupinación del antebrazo y la aperturacierre de la mano (que
incluye la pinza del pulgar).
El objetivo de la cirugía de amputación es obtener un
muñón firme, esto es, carente de escaras sensibles, con
el hueso bien almohadillado en toda su extensión y con el
extremo cubierto con fascias y pieles sanas, no adherentes.
La piel sana es esencial para que el muñón resista el uso
que se pretende hacer del mismo con la prótesis.
No hay que olvidar los aspectos psicológicos que acompañan todo el proceso de la amputación, especialmente en
la de extremidad superior, cuyo tratamiento es decisivo
para obtener un resultado óptimo, en el tratamiento ortopédico y de rehabilitación del paciente.
Causas de la amputación
En nuestro ámbito, las circunstancias más frecuentes que
desencadenan la amputación [1] son:
• Enfermedad vascular periférica (la causa más frecuente).
• Traumatismo (es la segunda de las causas en
PRÓTESIS EN DESARTICULACIÓN DE CODO
Y AMPUTACIONES DEL BRAZO
La amputación es uno de los procedimientos quirúrgicos
más antiguos. Con el paso del tiempo se han ideado técnicas quirúrgicas más fisiológicas y se ha estimulado la
investigación de las funciones biológicas y biomecánicas
del muñón. La interacción muñón-encaje es fundamental
para el mejor funcionamiento de la prótesis.
frecuencia. Comprende también las quemaduras
eléctricas, térmicas o por congelación).
• Infección (es cada vez menos frecuente en los países
desarrollados).
• Tumores malignos.
• Lesiones nerviosas (presencia de úlceras tróficas,
lesiones graves del plexo braquial, etc.).
• Anomalías congénitas (tras una valoración profunda
de su indicación).
155
Niveles de amputación y técnicas
quirúrgicas (v. figura 19-1)
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Para que el muñón del brazo resulte funcional es esencial
conservar las inserciones del músculo deltoides y de los
rotadores externos e internos.
Si se pierden estas inserciones musculares, el muñón
queda con una movilidad reducida en la articulación del
hombro, y ya sólo es posible lograr una movilidad de la
prótesis con ayuda del músculo pectoral mayor.
Amputaciones en el tercio proximal o diafisarias altas
Deberán respetarse en lo posible el troquíter y el troquín
con sus músculos insertos. Desde el punto de vista estético
y funcional, esta amputación es superior a la desarticulación escapulohumeral, pues conserva el relieve del hombro
y un muñón que permite confeccionar parte del encaje y
colocar sensores de superficie para su uso en las prótesis
mioeléctricas.
Técnica quirúrgica
La incisión se inicia verticalmente partiendo de la clavícula, un poco por fuera de la apófisis coracoides, y desciende
luego a lo largo del surco deltopectoral, desde donde se
incurva hacia fuera y abajo. A continuación se inclina hacia
arriba, cruzando la cara posterior del brazo en dirección al
pliegue axilar posterior.
Luego se continúa la incisión primitiva por la cara
interna del brazo, uniendo el pliegue axilar posterior con
el anterior; una vez llegado a este, por un camino oblicuamente ascendente, la incisión termina en el mango de
raqueta. Se invierte la porción vertical de la incisión desprendiendo los labios cutáneo de 2 a 3 cm. Disecada la
piel, se expone el surco deltopectoral y se liga la vena
cefálica. Se abre el surco aislando el pectoral del deltoides. El pectoral mayor es aislado hasta el húmero y sec-
cionado; se invierte hacia dentro, dejando expuestos el
bíceps y el músculo coracobraquial, que, después de ser
cuidadosamente aislados, son cortados. Quedan así a la
vista los elementos del haz vasculonervioso. Se identifican los troncos nerviosos que contornean la arteria: el
cubital y el braquial cutáneo interno, junto con su accesorio, se disponen hacia dentro y por detrás de ella; el
mediano y el músculo cutáneo hacia delante y fuera;
el radial y el circunflejo hacia atrás. Bordeando la arteria
se encuentran las dos venas axilares. Identificados todos
los elementos, se ligan los vasos, teniendo cuidado de
comenzar siempre por la arteria. Se aíslan los nervios y
se seccionan a un nivel más elevado.
Aparecen los tendones del redondo mayor y del dorsal
ancho, que son seccionados junto a la corredera bicipital.
Esta sección no debe ser total, pues es preciso conservar
la acción de estos músculos para que no se verifique la
abducción del muñón por la acción de los supraespinosos
e infraespinosos. Se pasa enseguida al aislamiento de los
bordes anterior y posterior del deltoides, seccionándolo de
atrás adelante a nivel de la retracción de la piel e invirtiéndolo hacia arriba, exponiendo así todo el cuello quirúrgico
del húmero. La maniobra deja ver igualmente el tríceps
largo, que se secciona mientras se practica un movimiento
de rotación interna del brazo, para mejor exposición del
campo.
Se secciona el húmero 5 o 6 cm por debajo de la punta
del acromion, teniendo el mayor cuidado en no lesionar la
arteria y el nervio circunflejos. La extremidad del hueso se
trata por métodos aperióstico y amedular. Los planos
musculares son suturados de modo que recubran la extremidad ósea, uniendo el bíceps y el músculo coracobraquial
al tríceps largo.
Por encima de estos puntos se sutura el colgajo del deltoides. La piel se une por puntos separados, y se obtiene
una cicatriz inferior y medial.
Amputación en el tercio medio (v. figura 19-2)
En este caso se puede realizar una sección circular en
varios tiempos, o aplicar la técnica de los dos colgajos. El
Figura 19-1 Niveles de amputación del brazo (excepto las desarticulaciones).
156
Figura 19-2 Sección a nivel del tercio medio del brazo.
método circular tiene a su favor la ventaja de ser una intervención muy rápida. Cuando no se exige una operación de
gran urgencia, es preferible utilizar el método de los dos
colgajos, ya que se obtienen mejores resultados estéticos
(v. figura 19-3).
Amputaciones en el tercio distal (supracondíleas)
En los muñones de amputación demasiado largos conviene
resecar el hueso un poco más arriba de las eminencias
óseas.
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Técnica quirúrgica
Es importante obtener colgajos cutáneos adecuados, que
cubran el muñón sin tensión. Se trazan un colgajo anterior
y otro posterior, con los externos proximales interno y
externo de la incisión a un nivel igual al propuesto para la
amputación del hueso (a 4 cm de la articulación del codo).
Se localiza el paquete neurovascular en la cara interna del
brazo. Se hace una ligadura doble en la arteria humeral y
se secciona. Se seccionan cuidadosa e individualmente los
nervios mediano, cubital y radial, para que sus cabos se
retraigan hasta un nivel proximal al extremo del muñón.
Los músculos del compartimento anterior se seccionan de
1 a 2 cm distales a nivel de la amputación prevista del hueso, de manera que al suturarlos se consiga un buen cierre
del muñón.
En la cara posterior del brazo se inciden la piel y el tejido celular, siguiendo el trazado del colgajo posterior. Se
separa la parte distal de la herida para poder seccionar el
tendón del tríceps a un nivel más distal hacia su inserción
en el olécranon. Se secciona el húmero transversalmente en
el nivel previsto, después de haber seccionado todos los
Figura 19-3 Técnica de los dos colgajos.
músculos y haber incidido circunferencialmente el periostio. Se sutura la aponeurosis del tríceps a la fascia que cubre
anteriormente los músculos. Si es necesario se deja un drenaje por debajo de la fascia. Se cierran por planos, con puntos separados, la fascia, el tejido celular y la piel. Se aplica
un vendaje compresivo liviano.
Si por determinadas circunstancias no se considera adecuada la amputación del tercio distal, se puede practicar
una desarticulación del codo.
Prótesis para la desarticulación del codo
Las desarticulaciones del codo son poco frecuentes. Debido al largo total del muñón y a la configuración anatómica
de la parte distal del húmero, por lo general no se han desarrollado articulaciones protésicas de codo endoesqueléticas (que alargan en exceso la longitud de la prótesis); las
articulaciones son habitualmente de tipo exoesquelético
(v. figura 19-4), es decir, que se sitúan por fuera del encaje
protésico. Las articulaciones de codo mecánicas exoesqueléticas suelen ser libres, con la posibilidad de bloquearse en
diferentes posiciones, a partir del uso del cable de tracción.
Algunos autores [4] sugieren que reseccionar por encima
de los cóndilos femorales permite obtener mejores resultados funcionales en la protetización.
Prótesis estética
Se utilizan en pacientes que rehúsan una prótesis funcional
o que la utilizan como complemento de la misma. Este tipo
de prótesis es ligera y de fácil uso, aunque con una función
pasiva y muy limitada (v. figura 19-5).
El guante estético de látex imita en tamaño y color la
mano sana del paciente. Hoy en día se pueden realizar
encajes a medida con silicona, que permiten no utilizar un
encaje rígido, puesto que quedan adheridos por succión a
la superficie del muñón. Asimismo, el guante de silicona
permite una mayor semejanza a la textura y color de la
mano, y es más fácil de limpiar.
Prótesis para la desarticulación de codo accionada
por tracción
Es funcional y útil, especialmente si no se puede colocar
una prótesis mioeléctrica o híbrida. También es una prótesis ligera, aunque el correaje necesario para accionar el
codo y la mano requiere una buena movilidad de la cintura
escapular y un cierto entrenamiento. Habitualmente se utiliza un sistema de tracción por cable de tiro que se conecta
157
Prótesis en desarticulación de codo, brazo y hombro
Se tallan dos colgajos cutáneos iguales, uno anterior y otro
posterior, que se inician por encima del lugar propuesto
para la sección ósea, y de una longitud algo mayor que la
mitad del diámetro que tiene el brazo en ese lugar. Previa
doble ligadura, se cortan por encima del nivel óseo elegido
la arteria y la vena humeral, así como los nervios principales, de tal manera que, al retraerse, sus cabos permanezcan alejados del extremo del muñón. Luego se inciden los
músculos del compartimento anterior del brazo, a 12 mm,
así como el tríceps, de 35 a 45 mm por debajo del punto
óseo establecido, y se desplaza este en sentido proximal.
Se seccionan el periostio y el hueso y se alisa el extremo
óseo. Se bisela ahora el músculo tríceps para formar un
colgajo delgado, que se lleva hacia delante de modo que
cubra el extremo del muñón, y, finalmente, se sutura a la
fascia de los músculos de la cara anterior. Se coloca por
debajo de dicho colgajo un drenaje por succión y se cierra
la fascia. Se recortan los colgajos para facilitar su coaptación y se aproximan sus bordes con puntos separados no
absorbibles. Hoy en día, los tejidos de la parte amputada
se pueden utilizar de forma efectiva para la reconstrucción
de zonas dañadas debido a un tumor o a un accidente traumático [2,3].
19
Técnica quirúrgica
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
seguir el mismo objetivo practicando una ventana en la
zona más estrecha del encaje que, una vez introducido el
muñón, se cierra mediante una tapa (v. figura 19-6A), que
se fija con un sistema de cierre rápido. En este tipo de prótesis, por lo general, el encaje no necesita ninguna fijación
en el hombro; por tanto, puede realizar movimientos de
abducción, anteversión, retropulsión y rotación del hombro
sin ninguna limitación. La pieza correspondiente al antebrazo puede ser prefabricada o construirse a medida, según
el sistema de unión al codo protésico externo.
Los dispositivos terminales se eligen según las necesidades del paciente (v. figura 19-6B).
Figura 19-4 Articulación exoesquelética para la desarticulación
del codo.
Prótesis híbrida para la desarticulación del codo.
Combina el uso de la fuerza propia o tracción cinemática
(habitualmente para la articulación del codo) con el de una
fuerza externa o sistema mioeléctrico (en general para la
mano). El sistema mioeléctrico requiere que el paciente
posea la suficiente potencia muscular para el control de la
mano eléctrica; funciona a partir de unos sensores de
superficie en la cara interna del encaje que se conectan con
un micromotor que aumenta esta potencia para accionar la
mano. La fuente de energía es una batería de ión-litio que
se inserta en la estructura exoesquelética de la prótesis.
Prótesis para la amputación del brazo
Su diseño, a nivel del encaje, variará según el nivel de la
amputación [1]. Cuanto más proximal sea, mayor debe ser
el anclaje sobre el hombro y mayor seguridad debe ofrecer el sistema de suspensión. La cirugía debe evitar en lo
posible la amputación excesiva de los huesos y partes blandas, pues la longitud del muñón es decisiva para la adaptación de la prótesis e influirá como brazo de palanca en la
sujeción y control de la misma.
Se consideran:
• Muñones largos-medios los que se encuentran entre el
Figura 19-5 Prótesis cosmética para la desarticulación del codo,
con articulaciones externas exoesqueléticas (disimuladas en el
laminado del encaje) y cubiertas por el guante.
al arnés de la prótesis. Mediante la flexión del muñón y la
antepulsión del hombro contralateral se controla la abertura-cierre del terminal y la flexión-extensión-bloqueo del
codo [5].
Para el encaje externo de las prótesis de extremidad
superior se utilizan las resinas acrílicas; actualmente, para
los encajes internos, además de estas resinas también se
utilizan materiales como la silicona o los termoplásticos.
El encaje debe tener un diseño que tenga en cuenta la
forma ensanchada de los cóndilos humerales. Para que se
pueda introducir el muñón dentro del encaje, este posee
una pared interna elástica que, al ceder, permite la introducción de la porción más ancha del muñón. Se puede con-
158
80% y el 50% de la longitud residual del húmero.
• Muñones medios-cortos los que se encuentran entre el
50% y el 30%.
• Muñones muy cortos los que no alcanzan el 30%.
Los codos protésicos tienen aproximadamente una longitud de 6-8 cm. Es importante que el cirujano lo tenga en
cuenta en el momento de realizar una amputación de brazo
y evite que los muñones sean excesivamente largos. Sin
embargo, si esto sucede, la solución protésica consiste en
construir un antebrazo de menor longitud que iguale la longitud total de la extremidad contralateral.
La flexoextensión del codo y la abertura cierre de los
terminales se puede realizar [6] mediante un sistema cinemático (a partir de la tracción de cables metálicos de control), un sistema mioeléctrico (a partir de sensores de
superficie en la cara interna del encaje que se conectan con
un micromotor que amplifica este potencial para accionar
la mano y/o el codo) o un sistema híbrido (combinación de
los dos anteriores).
19
B
Figura 19-6 A. Tapa que cierra con velcros el encaje protésico.
B. Terminal en forma de gancho o pinza.
La prótesis estética para la amputación del brazo
Es la solución más ligera y cosmética; se suele fabricar con
componentes modulares endoesqueléticos, pero dispone de
una función pasiva y muy limitada.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
La prótesis de brazo accionada por sistema
de tracción
Es una prótesis funcional de prehensión activa. Es un sistema útil en los casos en los que no se puede utilizar una
prótesis mioeléctrica.
La abertura y el cierre de los dispositivos terminales y
la flexoextensión del codo se realizan mediante un sistema
cinemático (a partir de la tracción del correaje). Los codos
mecánicos suelen ser endoesqueléticos. Los más utilizados
son los de fricción continua, que pueden ser libres o bloquearse en distintas posiciones. Mediante el uso del correaje se acciona el bloqueo y desbloqueo de la articulación
protética en los diferentes grados de flexión.
Los encajes varían en función de la longitud del
muñón:
• En los muñones largos-medios, el borde del encaje sólo
cubre el hombro lateralmente y permite movimientos
parciales de abducción, antepulsión, retropulsión y
rotación. El arnés, en forma similar al «ocho de
guarismo», controla la suspensión de la prótesis.
• En los muñones medios-cortos, la parte proximal del
encaje presenta una mayor superficie de contacto con
el hombro, sobre el que se extiende no sólo en el plano
lateral sino también por las partes anterior y posterior
(v. figura 19-7). La movilidad del hombro se halla más
limitada, por el sistema de encaje-suspensión, que en el
caso de la prótesis anterior. El arnés, en este caso,
adopta una forma de fijación más compleja, tanto para
ayudar a la suspensión de la prótesis como para
controlar los movimientos de los terminales del codo y
de la mano.
• En los muñones muy cortos, la región proximal del
encaje todavía cubre una mayor superficie del hombro
y los alerones anterior y posterior son de mayor
Figura 19-7 Prueba de prótesis de brazo accionada por tracción.
tamaño para controlar mejor la rotación. El arnés será
más completo y serán necesarios, en el sistema
cinemático, por lo menos tres cables para gobernar los
movimientos de los terminales y del codo y para elevar
el antebrazo protésico.
Para el terminal se puede elegir entre manos con recubrimiento cosmético o pinzas de trabajo. Ambas se accionan
con el sistema de tracción del correaje y realizan una función de apertura y cierre. Se conectan con el antebrazo a
través de una articulación de muñeca mecánica y pasiva.
En este tipo de muñones se debe procurar colocar el menor
peso posible en los dispositivos terminales, especialmente
si el paciente tiene un muñón corto o poca fuerza para el
control de la prótesis.
La prótesis de brazo accionada por sistema
mioeléctrico
Es un sistema de protetización apto para la amputación del
brazo a diferentes niveles. Utiliza una articulación de codo
y un dispositivo terminal eléctrico. Requiere un potencial
muscular suficiente y una buena discriminación a nivel del
brazo para activar electrónicamente el control de la mano
y de la articulación del codo. Los electrodos de superficie
(v. figura 19-8) se sitúan en el interior del encaje rígido para
captar las señales del bíceps y del tríceps. Estas señales se
159
Prótesis en desarticulación de codo, brazo y hombro
A
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
cuente de amputación del hombro. Son muy pocas las indicaciones de este tipo de amputación en infecciones, por
profundas que sean, por lesiones nerviosas o por malformaciones congénitas. También se lleva a cabo en los arrancamientos del miembro superior en accidentes de trabajo.
En tiempos pasados, las desarticulaciones del hombro
sólo se cubrían con prótesis estéticas; hoy se implantan
prótesis con una funcionalidad aceptable, gracias a los
avances biomecánicos y ortoprotésicos en esta materia.
A nivel cosmético, en la desarticulación del hombro es
importante conservar la cabeza humeral para mantener la
forma del hombro; así, el paciente puede usar ropa con una
estética aceptable. Sin embargo, en la desarticulación con
extirpación total del húmero, el resultado estético no es tan
bueno. Por tanto, siempre que sea posible hay que conservar la cabeza humeral.
Con una amputación a nivel del cuello quirúrgico del
húmero (de unos 5 cm de longitud ósea), gracias a las nuevas técnicas se podría tratar como una prótesis de brazo;
sin embargo, debido a la escasa longitud ósea, en la práctica, el nulo brazo de palanca hace muy difícil usar la prótesis, por lo que el paciente se protetiza como si de una
desarticulación de hombro se tratase.
Niveles de amputación y técnica quirúrgica
Figura 19-8 Prótesis de brazo accionada por sistema mioeléctrico.
transforman en la unidad de control en cuatro canales de
accionamiento para movilizar la articulación del codo y del
dispositivo terminal. El sistema de correaje se necesita
para la suspensión del encaje y varía en función del largo
del muñón. Varios autores [7] ofrecen buenos resultados en
el uso de prótesis mioeléctricas en niños entre 2-5 años
siguiendo un programa de entrenamiento y rehabilitación
ocupacional.
La prótesis híbrida para la amputación de brazo
Es una prótesis en la que habitualmente utilizamos el
mecanismo del cable por tracción con correaje para accionar la flexión-extensión y bloqueo del codo, y el sistema
mioeléctrico para la apertura-cierre y pronosupinación de
la mano.
Amputación a nivel del cuello quirúrgico del húmero
(v. figura 19-9)
Técnica quirúrgica
La técnica quirúrgica se realiza bajo anestesia general,
con el paciente en decúbito supino y el hombro elevado
unos 45º sobre la mesa de operaciones. La incisión
comienza por delante de la fosa infraclavicular, sigue el
surco deltopectoral y acaba en la inserción deltoidea.
Luego se curvará hacia arriba en dirección al pliegue
axilar posterior, siguiendo el borde interno de la parte
posterior del deltoides. La incisión se hace con el brazo
en abducción. El colgajo de piel será del tamaño que exija el muñón óseo.
Se secciona el músculo deltoides muy cerca de su inserción y, al levantarlo, aparece el nervio circunflejo. Se seccionan el tríceps y el manguito rotador posterior a este
PRÓTESIS EN DESARTICULACIÓN DEL
HOMBRO E INTERESCAPULOTORÁCICA
En la amputación del miembro superior, y más en la desarticulación, la persona afectada sufre un gran trauma físico
y psíquico. No se debería hacer una desarticulación si no
existe una buena colaboración entre un equipo multidisciplinar que englobe la cirugía, la rehabilitación, la psicología y la protésica.
La pérdida irreparable de irrigación sanguínea es una
indicación absoluta de amputación. Por tanto, las enfermedades vasculares pueden ser una indicación, pero son raras
en el hombro. Los tumores malignos son la causa más fre-
160
Figura 19-9 Amputación a nivel del cuello quirúrgico del húmero.
Desarticulación del hombro (v. figura 19-10)
Técnica quirúrgica
En la desarticulación, los tiempos de incisión cutánea, sección de músculos y tendones son similares a la amputación
anterior, así como la preparación cuidadosa del paquete
vasculo-nervioso o plexo braquial, que se secciona alto y se
deja que se retraiga. Una vez extirpada la cabeza humeral,
se introducen los cabos seccionados de todos los músculos
y tendones dentro de la cavidad glenoidea, y allí se suturan
para rellenar el hueco que ha quedado al retirar la cabeza
humeral; para que el húmero resulte más redondeado se
secciona el acromion. Se acaba con sutura plano-subcutánea, sutura de la piel y aplicación de redones.
Amputación interescapulotorácica (v. figura 19-11)
Técnica quirúrgica
Además de toda la extremidad superior, se extirpa la cintura escapular. Este procedimiento se practica en las neoplasias que se propagan a la cintura escapular. Con las
técnicas modernas de fabricación de prótesis, se han
abandonado algunos de los viejos conceptos sobre niveles
de amputación que no permitían la protetización.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Prótesis para la desarticulación
del hombro
En este tipo de prótesis de miembro superior se incorpora
una nueva articulación protésica, la del hombro, que supone una mayor dificultad para obtener una funcionalidad
Figura 19-10 Desarticulación del hombro.
19
Figura 19-11 Amputación interescapulotorácica.
adecuada del hombro y para conseguir una correcta fijación entre la prótesis y el «muñón».
La articulación protésica de hombro es pasiva, policéntrica
y de fricción, y puede colocarse en distintas posiciones, por
ejemplo: en abducción, antepulsión, retropulsión y rotación.
El sistema de anclaje cubre ampliamente la parte superior
del hombro; por delante, abarca parte de la zona pectoral y,
posteriormente, la práctica totalidad de la escápula.
El arnés está dispuesto de tal forma que fija y ancla la
prótesis al hombro contralateral. En ocasiones se extiende
hasta la cintura para completar el control de los cables
cinemáticos.
Prótesis para la amputación
interescapulotorácica (v. figura 19-12)
Similares a las anteriores, en este caso debe realizarse un
relleno que compense la pérdida de sustancia corporal,
sobre el que se adapta el encaje. La fijación de la prótesis es
más difícil, por lo que es necesario que la pieza torácica
adopte la forma de hemichaleco (v. figura 19-13) y su base
en ocasiones se debe apoyar sobre la cintura pélvica.
Cada vez con mayor frecuencia, las prótesis convencionales se ayudan de fuerzas externas. En las prótesis de
extremidad superior estos mecanismos motorizados se
denominan sistemas mioeléctricos. Cuanto más alto es el
nivel de amputación, a pesar de ser más difícil de utilizar,
más útil resulta el sistema mioeléctrico, por la menor fuerza del amputado. Además, están plenamente indicadas en
amputaciones bilaterales.
Figura 19-12 Prótesis para la amputación interescapulotorácica.
161
Prótesis en desarticulación de codo, brazo y hombro
nivel. El pectoral mayor se secciona también cerca de su
inserción y se ligan los dos nervios. El coracobraquial y el
bíceps se seccionan un poco más largos que la longitud
ósea. El dorsal ancho y el redondo mayor se seccionan cerca de sus inserciones respectivas. Sólo resta cortar el húmero por el cuello quirúrgico y, con una lima raspadora, alisar
los bordes óseos. Luego se realiza la sutura de los cabos
tendinosos y musculares, para confeccionar un muñón
redondo y bien contorneado. El cirujano debe colocar los
puntos subcutáneos bien enfrentados, para que la cicatriz
sea lineal y bonita.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
humeral. Está regulada electrónicamente y accionada de
forma electromotriz. Dispone de unos sensores que transmiten la información 100 veces por segundo al sistema
electrónico de control. La velocidad, aceleración y fuerza
se adaptan automáticamente a la actividad del paciente.
Tiene una gran velocidad de posicionamiento y permite
elevar un peso de hasta 6 kg.
La ayuda de flexión regulada electrónicamente AFB
(Automatic Forearm Balance) reduce la energía de
consumo del sistema y la oscilación del antebrazo, lo
que contribuye a un movimiento de la extremidad más
natural.
CHEQUEO DE LAS PRÓTESIS
Y SEGUIMIENTO
Figura 19-13 Hemichaleco y sistema de correaje en la amputación interescapulotorácica.
Las prótesis de extremidad superior mediante el sistema
mioeléctrico pueden controlar el movimiento de apertura y
cierre del terminal (mano, pinza o gancho), la pronosupinación de la muñeca y la flexoextensión del codo. Por lo
general, la articulación del hombro es pasiva.
Cuanto mayor sea el número de movimientos bajo control, más se requerirá un sistema sofisticado de electrodos
y una correcta combinación de los mismos con los sistemas
musculares que los ponen en acción. Para la apertura y
cierre del terminal y para la pronosupinación de la muñeca,
los sistemas mioeléctricos son los mismos que los explicados para las prótesis de antebrazo.
Los codos eléctricos se pueden accionar mediante una
microllave. El cable en el que se conecta la microllave se
une al arnés para que el movimiento elegido sirva para
poner en marcha el micromotor del codo.
El codo eléctrico Utah
Desarrollada en el estado de Utah por L. C. Jacobsen, es
una articulación protética con un sistema de control muy
funcional para amputados por encima del codo. El control
de los movimientos se realiza mediante las señales eléctricas procedentes de los músculos del brazo o del hombro.
Los sensores de superficie que se sitúan en el interior del
encaje captan las contracciones musculares y amplifican
las señales. El codo eléctrico se acompaña de una batería
que aporta la energía necesaria para permitir unas
2500 flexiones del codo.
El eje de la articulación del codo eléctrico permite
la flexo-extensión hasta situar el terminal de la mano a la
altura de la boca. El codo se puede bloquear y desbloquear
automáticamente, usando las mismas señales musculares
que controlan la flexión.
El codo electrónico Dynamic Arm
Desde nuestra experiencia, en la actualidad es la articulación protética de codo más funcional para una amputación
162
Para obtener los mejores resultados posibles del uso de la
prótesis de extremidad superior, debemos instruir al
paciente en los siguientes aspectos [6]:
• Colocación y retirada de la prótesis.
• Medidas de higiene del muñón (no usar cremas ni
polvos en exceso que reblandezcan la piel, asegurarse
de que la piel esté lo más seca posible, quitarse la
prótesis 1-2 veces al día para secar y limpiar
adecuadamente el muñón).
• No golpear la prótesis, no mojarla, no acercarla a
fuentes de calor, evitar ambientes con exceso de polvo
y sobre todo revisarla con el técnico ortoprotesista
regularmente.
En caso de una mala utilización o de no acudir a las revisiones periódicas con los especialistas del equipo terapéutico podemos encontrar:
• Lesiones cutáneas por roce entre el encaje y el muñón.
• Problemas alérgicos por contacto con algún tipo de
material.
• Edema distal por un exceso de presión.
• Lesiones cutáneas por aumento de sudoración del
muñón.
• Problemas mecánicos o eléctricos.
BIBLIOGRAFÍA
1. Viladot R, Cohí O, Clavell S. Ortesis y prótesis del aparato
locomotor. Extremidad Superior. Masson 1992, Barcelona.
2. Küntscher MV, Erdmann D, Homann HH, Steinau HU,
Levin SL, Germann G. The concept of fillet flaps:
classification, indications and analysis of their clinical value.
Plast Reconstr Surg 2001 Sep 15;108(4):885-96.
3. Baek RM, Eun SC, Heo CY, Baek SM. Amputation stump
salvage using a free forearm flap from the amputated part. J
Plast Reconstr Aesthet Surg. 2008 Jul 18.
4. Luccia N, Marino HL. Fitting of electronic elbow on an
elbow disarticulated patient by means of a new surgical
technique. Prosthet Orthot Int 2000 Dec; 24(3):247-51.
7. Egermann M, Kasten P, Thomsen M. Myoelectric hand
prostheses in very young children. Int Orthop. 2008 Jul 18.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Prótesis en desarticulación de codo, brazo y hombro
19
5. Näder M. Otto-Bock compendio de prótesis. Prótesis para
las extremidades superiores. Schiele & Schön, 1994, Berlín.
6. Viosca E, et al. Guía de uso y prescripción de productos
ortoprotésicos a medida. Publicaciones IBV, 1999, Valencia.
163
20
Terapia ocupacional
en el amputado
de miembro superior
Ángela López del Río
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
INTRODUCCIÓN
«La mano es el instrumento de todos los instrumentos»,
Aristóteles.
La pérdida de una mano, una parte o la totalidad de un
miembro superior, o de ambos miembros, va a suponer una
grave limitación, mucho mayor si el miembro amputado es el
dominante y si el desarrollo motor ha terminado, limitación
que va a ser percibida en los actos más básicos de la persona
como son las AVD (actividades de la vida diaria), ya que se
perderá la capacidad automática para realizarlas, y por lo tanto la persona amputada se sentirá dependiente, además de
«sentirse incompleta», y también verá alterado su nivel funcional. Ante esta situación traumática, el terapeuta ocupacional (TO), desde su formación holística, debe intervenir para
afrontar el reto de tratar el problema en todos sus aspectos
(físico, psicológico y social), es decir, se ordenarán de forma
sucesiva las etapas del proceso de rehabilitación de la persona
amputada, tales como la evaluación, cambio de lateralidad
cuando corresponda, entrenamiento preprotésico, entrenamiento protésico y las estrategias para lograr la integración
social, familiar y laboral, para lograr integrar al amputado,
tras su intervención, en su vida familiar, social y laboral de la
forma más completa y satisfactoria para sí mismo.
El TO trabajará desde los marcos de referencia: biomecánico, rehabilitador, compensatorio y conductual, según
en las fases de la intervención en que se encuentre, y los
aspectos en los que esté interviniendo.
En este capítulo vamos a intentar ofrecer una sinopsis
de cómo debe ser esta intervención, basándonos sobre todo
en nuestra larga experiencia con este tipo de pacientes. No
es tarea fácil. El paciente (si la pérdida es de un solo miembro), una vez pasada la etapa de duelo, es capaz de volver a
ser independiente adaptándose a las capacidades residuales; por tanto, parte del éxito dependerá de una inmediata
resolución protésica para conservar la bilateralidad.
La intervención descrita será para el amputado adulto.
Por último, hay que resaltar la importancia de una buena
coordinación entre el médico rehabilitador, el técnico de
ortopedia y el terapeuta ocupacional, para que la adaptación de la prótesis sea perfecta y cumpla todos los requisitos posibles para que el paciente se sienta bien con ella y la
utilice.
INTERVENCIÓN POSTOPERATORIA
Preparación del muñón
La fase preparatoria del muñón es importante para la posterior protetización, ya que un buen muñón (que es lo que
vamos a intentar conseguir en esta fase) será la clave de
una buena adaptación de la prótesis y por lo tanto de su
mejor integración y posterior utilización.
165
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Como se ha dicho anteriormente, el muñón es esencial
para una buena dinámica de la prótesis; por lo tanto, debemos tener como objetivo fundamental lograr un muñón con
un balance articular lo más amplio posible, libre de déficits
articulares y con una musculatura potente y equilibrada,
indoloro y con un buen círculo sensitivo-motriz.
Intentaremos conseguir un buen muñón mediante las
siguientes intervenciones:
Tratamiento postural. Con un buen tratamiento postural
tras la amputación conseguiremos un muñón libre de rigideces articulares, contracturas y retracciones musculares.
El posicionamiento terapéutico será el siguiente:
• Para los muñones de brazo:
◗ Abducción de hombro de 70º y posición neutra con
respecto a las rotaciones, evitando o por lo menos
paliando la tendencia del muñón a colocarse en
aducción y rotación interna por el predominio de los
músculos aductores y rotadores internos, y de forma
muy especial del pectoral mayor.
Para
los muñones de antebrazo:
•
◗ El codo se colocará en flexión de 70º
aproximadamente.
El
antebrazo:
•
◗ Supinado para muñones largos.
◗ Pronado para muñones cortos.
Vendaje apropiado. Ante un muñón edematoso lo primero a realizar será reducir el edema, mediante un vendaje
adecuado elástico de distal a proximal y de compresión
decreciente (v. figura 20-1), es decir, que la presión disminuya gradualmente de distal a proximal, y sin mucha presión, ya que puede provocar más edema en el extremo distal del muñón, ni con poca presión, puesto que no hará el
efecto deseado y no se mantendrán en su sito, vendaje que
retirará para las movilizaciones. Este vendaje, además de
ayudar a reducir el edema, estimula el metabolismo del
muñón y lo modela. Es importante que el propio paciente y
sus familiares aprendan a realizarlo, ya que debe cambiarse 3 o 4 veces al día.
Masaje. Para favorecer la circulación sanguínea, evacuación de líquidos, evitar contracturas, etc.
INTERVENCIÓN PREPROTÉSICA
Una vez el paciente dado de alta en el hospital con la cicatriz
en buen estado y cerrada, sin retracciones ni limitaciones
articulares, será remitido a la unidad de TO, donde se atenderá al estado general del paciente para ser protetizado.
Valoración
Se realizará una entrevista estructurada, con valoraciones
muscular, articular y neurológica, y también se realizará una
entrevista no estructurada, con la que podremos conocer el
estado emotivo y psicológico en el que se encuentra el paciente,
qué actitud tiene ante la protetización y, sobre todo, qué piensa
que le puede aportar la prótesis, dato que nos será muy válido
para nuestra posterior intervención en la fase protésica. Entrevistaremos a la familia para así conocer también la actitud ante
el trauma sufrido por su familiar, el medio en el que el paciente se encuentra y sobre todo si dispone de apoyo familiar.
Combinando ambas entrevistas podríamos utilizar la
siguiente tabla de valoración [1]:
• Nombre.
• Fecha de nacimiento.
• Domicilio.
• Actividad.
• Estudios.
• Trabajo.
• Dominancia.
• Tipo de amputación.
• Causa de amputación y fecha.
• Estado del muñón.
• Edema.
• Cicatrices.
• Cianosis.
• Sensibilidad
Hiperestesia.
Hipoestesia.
◗ Desestesia.
• Sensación de miembro fantasma.
• Dolor.
• Movimientos.
• Actitud perceptible del enfermo en cuanto a:
◗ La amputación.
◗ Protetización.
◗ Manejo.
◗ Funcionalidad.
Características
del entorno familiar:
•
◗ Apoyo.
◗ Abandono.
◗ Estímulos.
Aspecto
simétrico del protetizado:
•
◗ Estático.
◗ Dinámico.
◗
◗
Figura 20-1 Vendaje de muñón largo de hombro. El muñón debe
quedar totalmente cubierto por la venda; por lo tanto, se darán
cuantas vueltas sean necesarias.
166
Adaptación psicológica
Movilizaciones
El TO debe conocer las reacciones psicológicas del amputado a su nueva situación, y así le podrá ayudar a adaptarse
a su situación y motivarle para realizar las AVD con el
miembro sano si este es el dominante; si no lo es, el paciente puede presentar incoordinación y se le propondrán actividades para mejorar esta incoordinación; además, en esta
fase preprotésica, se preparará al paciente psicológicamente para la futura colocación de la prótesis. Lo primero que
se debe conseguir es establecer una buena relación con el
paciente, ganarnos sus confianza, ya que durante el tratamiento preprotésico y protésico habrá una estrecha colaboración; deberemos conocer sus gustos, aficiones, preferencias, etc., y, sobre todo, qué expectativas tiene ante su
futura protetización.
Las articulaciones proximales a la amputación se ven a
menudo limitadas en su amplitud articular. Las movilizaciones en todos los ejes de movimiento de las articulaciones proximales al muñón suelen paliar este problema. Aun
así, las limitaciones articulares instauradas suelen ir relacionadas con la longitud del muñón, es decir, que cuanto
más largo sea el muñón, más recorrido articular conservará la articulación proximal. Podemos aprovechar las actividades técnico-terapéuticas para que el paciente las realice
en esta etapa. Con estas actividades cumplimos con dos
objetivos: la movilización y la integración del muñón en el
esquema corporal, así como su integración también en actividades bimanuales, reforzando así lo expuesto en el apartado anterior. Es muy útil para la integración del muñón en
el esquema corporal, y para facilitar su movilización, el
confeccionar abrazaderas donde insertemos los utensilios,
por ejemplo de la comida o para el aseo personal, y que el
paciente los utilice (v. figuras 20-2 y 20-3).
Desensibilización, reeducación sensorial
y maniobras de endurecimiento
Un muñón doloroso o hipersensible dificulta la utilización
de la prótesis y la adquisición de una nueva sensibilidad
distal.
Para desensibilizar la extremidad distal del muñón utilizaremos baños de diferentes texturas, y tras superar esta
etapa haremos que el paciente toque con el muñón objetos
cotidianos donde lo importante no son ya las texturas, sino
la temperatura, el grado de humedad, la forma, interviniendo así en la recomposición del circuito sensitivo-sensorial.
Para el endurecimiento de la extremidad distal del muñón
realizaremos martillero con saquitos de arena.
Entrenamiento muscular
Debemos luchar contra la amiotrofia manteniendo un buen
tono muscular y lograr que el amputado tenga una buena
musculatura de la cintura escapular, sobre todo en las prótesis de tracción mecánica, cuando vaya a ser protetizado.
Para ello adaptaremos herramientas para que el paciente las
utilice con su muñón, como lijas, por ejemplo. Pueden utilizarse también cintas elásticas de distinta resistencia, etc.
Integración del muñón en las AVD
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Simetría
El esquema corporal del paciente tras la amputación está
desorganizado. Por una parte existe una pérdida de peso
importante (según nivel de amputación) en un hemicuerpo
(en el caso de los amputados unilaterales), que, por la búsqueda del equilibrio, puede ocasionar molestias, contracturas e incluso escoliosis, aparte de que el paciente intenta
compensar el déficit funcional con el lado sano, provocando una situación de «olvido» del hemicuerpo donde ha
tenido lugar la amputación; en casos extremos incluso se
puede presentar una heminegligencia por desuso. Para
corregir y mejorar esta situación, o para prevenirla, debemos trabajar delante del espejo con el paciente, recomendándole que corrija su postura, sobre todo la tendencia al
encogimiento del hombro del lado amputado, dorso curvo
o actitud escoliótica, alineando los hombros y colocándolos a la misma altura, primero, como hemos dicho antes,
delante del espejo y después sin visión. Para que sea capaz
de mantener una buena posición erecta con el centro de
gravedad equilibrado, etc., se deben realizar ejercicios con
ambos miembros (lado sano y muñón), ejercicios propio-
Lo primero que haremos será el cambio de dominancia. Si
la amputación se ha realizado en el lado dominante, insta-
Figura 20-2 Abrazadera con el cepillo de peinado adaptado, para
la movilización global del muñón y su integración en el esquema
corporal.
167
20
ceptivos; es decir, intentaremos que la postura del paciente
sea la mejor posible tanto dinámica como estáticamente,
corrigiendo la mecánica corporal defectuosa y desarrollando
patrones de sustitución que brinden al paciente amplitud
articular y fuerza suficiente para el manejo protésico
Terapia ocupacional en el amputado de miembro superior
Una vez valorado el paciente, con los datos obtenidos planificaremos el proceso de preparación del paciente de forma integral para el momento de ser protetizado, y lo haremos evidentemente interviniendo en diversos aspectos del
paciente y por lo tanto con distintos enfoques.
• Llevar a cabo contracciones isométricas en la
musculatura del muñón, moviendo el miembro
fantasma en todas direcciones.
Todos estos ejercicios se facilitan si se realizan simultáneamente en el miembro sano.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
AUTOCUIDADOS DEL MUÑÓN
Y DE LA PRÓTESIS
Figura 20-3 Diversas adaptaciones para la alimentación, que se
pueden colocar en el muñón
remos también al paciente a que utilice el muñón como
ayuda o apoyo para realizar las AVD y, apoyándonos en un
marco compensatorio, dotaremos al paciente de todas las
ayudas técnicas necesarias para que el grado de dependencia sea el menor posible. Sin embargo, hay que protetizar
lo más rápidamente posible, pues aunque esta actividad es
buena, porque ayuda a integrar el muñón en el esquema
corporal, y a la independencia personal, tiene el inconveniente de que si el paciente se acostumbra y se hace independiente sin prótesis, luego será muy laboriosa la integración de la prótesis, e incluso puede llegar a rechazarla.
Hay que enseñar al paciente a cuidarse su muñón. Para ello
le indicaremos que el muñón debe lavarse diariamente y
utilizar alguna crema para su protección.
En cuanto a la prótesis, una higiene deficitaria de la misma
provocará en el muñón descamaciones, que, junto al sudor, se
almacenarán en los poros del encaje protésico, creando así un
medio muy propenso al desarrollo de bacterias y provocando
posibles infecciones del muñón. Por lo tanto, el encaje protésico debe ser lavado diariamente con agua jabonosa seguido
de un perfecto secado. Asimismo, se deberá lavar la media de
colocación de la prótesis y la de protección del muñón. Los
correajes (prótesis de tracción mecánica) y los elementos articulares de la prótesis también deben cuidarse. El hook y la
mano se lavarán varias veces al día.
COLOCACIÓN Y RETIRADA DE LA PRÓTESIS
COMPLICACIONES DOLOROSAS
El miembro fantasma
Es una sensación fisiológicamente natural que presentan
los pacientes con frecuencia, como consecuencia de la
pérdida de una zona anatómica, y consiste en que el
paciente sigue percibiendo el miembro o segmento amputado debido a su representación cerebral. Esta percepción
se va perdiendo con el tiempo y es variable en su extensión, de forma que en algunos casos se manifiesta como
una sensación vaga que aparece solamente al realizar
algún esfuerzo.
Hay que distinguirlo del miembro fantasma doloroso,
que es una sensación álgida que experimenta el amputado
en la zona amputada, como quemadura, parestesias, arrancamiento, calambres en los dedos, dolores musculares de
gran intensidad.
Indicaremos algunas medidas para paliar la sensación
del miembro fantasma.
• No mencionar nunca la palabra dolor cuando hablemos
con el paciente respecto a esta sensación, y debemos
comunicarle que esta sensación es pasajera.
• Realizar ejercicios contra resistencia del miembro
sano, hasta que consiga la misma posición del miembro
fantasma, realizando, en esta posición, contracción
isométrica para relajarla a continuación.
168
Pondremos como ejemplo la colocación y retirada de una
prótesis de tracción mecánica de brazo por ser la más complicada de colocar. Enseñaremos al paciente y practicaremos con él el siguiente orden de colocación de la prótesis:
• Bloqueo en semiflexión de la articulación del codo,
para aflojar los tirantes, evitando que el codo se
flexione inesperadamente.
• Ordenar los tirantes, para evitar que estos se enreden en
la espalda al pasar el brazo sano a través del lazo axilar.
• Calzar el muñón con una media de punto, mejorando
el anclaje del muñón a la prótesis.
• Para muñones largos, introducir el muñón en el encaje
y luego colocar los correajes; en muñones cortos se
podrá realizar esta acción a la inversa.
• La acción de retirada de la prótesis se realizará a la
inversa de como se colocó.
INTERVENCIÓN EN LA FASE PROTÉSICA
Para la presentación de esta fase, cómo actuar y qué pasos
hay que dar, vamos a tomar como ejemplo estándar de
entrenamiento el de un amputado de brazo, con prótesis
de tracción mecánica de tres tirantes, puesto que, aunque
esta no sea la definitiva, y luego se le coloque una prótesis
mioeléctrica, el entrenamiento es más eficiente hacerlo con
la de tracción mecánica.
• Articulación del codo.
• Articulación de la muñeca.
• Mano:
Estética.
Funcional.
Tracción
mecánica.
•
Mioeléctrica.
•
• Grados de máxima movilidad:
◗ Codo.
◗ Muñeca.
◗ Pinza.
• Adaptación.
• Estabilidad.
◗ Tracción.
◗ Presión.
◗ Rotación.
◗
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◗
Al inicio del entrenamiento, una vez el paciente sabe colocarse y quitarse la prótesis, le enseñaremos el cambio del
órgano prensor (hook, mano).
Durante las primeras sesiones vigilaremos estrechamente
el muñón, por si hubiese roces con el encaje protésico, y la
zona axilar, por si el lazo que pasa por ella hiciese alguna
rozadura; también se tendrá muy en cuenta el tiempo de cada
sesión, se respetará el cansancio del paciente y el tiempo de
la sesión irá aumentando progresivamente.
El entrenamiento comenzará realizando todas las actividades delante de un espejo, para que el paciente aprenda
a observar y controlar su postura, si la mímica es exagerada, etc. Lo más importante es que se acostumbrará desde el principio a no mirar continuamente su prótesis
cuando la utiliza, y aprenderá a hacerlo sólo a través de
los tirantes.
Secuencia de aprendizaje de movimientos
protésicos
Tras colocar como terminal el hook, se procederá al aprendizaje de movimientos protésicos:
Flexoextensión de codo
Este movimiento se realiza moviendo el muñón hacia
delante. Durante la flexoextensión de codo el hook no debe
abrirse, pues esto significaría que el movimiento de adelantamiento del hombro no se ha realizado de forma pura, es
decir, se ha combinado con otro movimiento no necesario.
Para conseguir un perfecto movimiento se le coloca al
paciente en el hook una hoja de papel y, si se cae, el movimiento se debe corregir.
Apertura y cierre del hook
Este movimiento se consigue haciendo una antepulsión del
hombro sano, se iniciará el aprendizaje con el codo bloqueado en flexión de 90º y luego lo aprenderá a realizar con
el codo sin bloquear y abriendo y cerrando el hook en las
posiciones de sedestación y bipedestación. Se le colocará
al paciente un vaso de agua en la mano sana para controlar
el excesivo movimiento del brazo sano. La función de bloqueo y desbloqueo del codo, puesto que aún no la hemos
enseñado, la realizará el TO. No la debe hacer él para no
acostumbrarse a realizarla con la mano sana.
A continuación colocaremos al paciente a realizar actividades finas sentado ante una mesa, cuya altura idónea
para los amputados de brazo será de entre 7 y 16 cm por
debajo de la articulación del codo y para los portadores de
prótesis de antebrazo entre 6 cm por debajo de la mesa a
3 cm por encima de la articulación del codo. Para estas
actividades el codo estará bloqueado a 90º y es importante
enseñar al paciente a que aborde los objetos por el lado fijo
del hook.
Introduciremos también actividades bimanuales, cruzando ambos miembros superiores, al tiempo que enseñaremos a corregir la posición de las piezas mal cogidas,
ayudándose con el borde de la mesa.
Después iniciaremos al paciente en la apertura y cierre
del hook tanto en flexión como en extensión de codo, así
como la combinación de movimientos de flexoextensión de
codo con apertura y cierre del hook.
Una vez conseguido el dominio de la apertura y cierre del
hook en distintas posiciones en el espacio será el momento
de enseñarle el funcionamiento del tirante de bloqueo.
Bloqueo
Se acciona con un movimiento de mandíbula hacia delante,
al mismo tiempo que se realiza un movimiento de descenso de la prótesis. Si con esto no es suficiente, se le añadirá
un tercer movimiento de retropulsión de la prótesis. El
paciente practicará esta acción, sin que actúe en el tirante
prensor (apertura y cierre del hook), entrenará tres funciones básicas, extensión, flexión de 90º y máxima flexión de
codo, para que el tirante de apertura no intervenga primero
ensayará con un objeto en el hook que le permita una máxima apertura, y se irá disminuyendo el tamaño de este objeto hasta llegar a una hoja de papel.
Durante todas las sesiones de entrenamiento es importante que el paciente realice descansos y movilice las articulaciones proximales, cuello, etc., con objeto de evitar
contracturas y algias.
Marcha
Debemos enseñar al paciente a caminar de la forma lo más
natural posible, alineado, simétrico, con la prótesis balanceándose (sin estar bloqueada) y sincronizada con el brazo sano.
169
20
Debe describirse qué características tiene, qué articulaciones incluye, qué tipo de prótesis. En este momento de la
intervención el TO debe trabajar muy estrechamente con el
técnico ortopédico, para que este regule y realice todos los
ajustes necesarios de todos los elementos protésicos en
los que el TO perciba a lo largo del entrenamiento protésico que pueden mejorar el funcionamiento/aprovechamiento de la prótesis, favoreciendo así la integración pacienteprótesis.
Características de la prótesis [1]:
Terapia ocupacional en el amputado de miembro superior
Evaluación de la prótesis
ENTRENAMIENTO FUNCIONAL
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Control de motricidad
El entrenamiento será analítico y unilateral. El paciente
aprenderá a coger/soltar objetos en distintas alturas en los
tres planos de movimiento (sagital, frontal y horizontal);
en la combinación de estos, se comenzará por el plano horizontal y se irá aumentando la altura así como la dificultad
del movimiento (v. figuras 20-4 y 20-5). Se harán actividades bimanuales, que al principio serán cambios de una
mano a otra (de la mano sana a la protésica y viceversa),
después se iniciarán actividades simétricas (ensamblar piezas) (v. figura 20-6) y por último actividades asimétricas
(ensartar bolas, romper papel), es decir, actividades en las
que los miembros superiores realizan distintas acciones.
La velocidad de ejecución será importante, por lo que, una
vez conseguidas las acciones, se repetirán hasta realizarlas
con rapidez suficiente. Los movimientos de la cintura escapular deben ser lo más fluidos y suaves posible.
Figura 20-5 Tras coger objetos a distintas alturas, los suelta,
trabajando en los distintos planos de movimiento.
Entrenamiento de la sensibilidad táctil
y propioceptiva
El objetivo será despertar, desarrollar y explotar las sensibilidades táctiles y propioceptivas del muñón y de la cintura escapular para integrar las informaciones recogidas y
transmitidas a través de materiales inertes (prótesis).
Para conseguirlo intentaremos que el paciente sea capaz
de identificar de la forma más rápida posible diferentes formas (cuadrados, círculos, polígonos, etc.) y materias (algodón, cuero, metal, etc.) y finalmente distinga los mismos
objetos de diferentes materias (p. e., cubos de 3 ⫻ 3 cm de
distintos materiales, plástico, metal, gomaespuma, etc.).
Este entrenamiento lo realizará el paciente sin visión y con
la mano sana excluida, y palpará la materia tanteando las
variaciones de presión creadas por contacto simple y cambios sucesivos (tocando uno y otro).
En cuanto a la sensibilidad propioceptiva, el paciente
la percibirá en la tensión musculotendinosa ejercida en la
proximidad o a distancia directamente o por medio de los
cables de tracción. Podemos utilizar un balón o pelota que
Figura 20-6 Paciente con biamputación de mano realizando ejercicios bimanuales de encaje que cruzan la línea media del cuerpo.
el paciente moverá controlando y percibiendo el movimiento (v. figura 20-7).
Integración de la prótesis
Automatismos
El automatismo funcional de la prótesis va unido a la integración espacial del miembro amputado y al restablecimiento del círculo sensitivo motriz, la reeducación del círculo
sensitivo-motriz dará como resultado final una buena utilización de la prótesis con destreza, precisión y economía de
fuerza. Debemos conseguir eliminar las sincinesias y compensaciones disarmónicas. Esta reeducación permite al
amputado restablecer sus percepciones y, tras algunas semanas, efectuar movimientos y gestos con simplicidad, economía y suficientemente automatizados para liberar las funciones superiores y de un control permanente.
Figura 20-4 La paciente coge y coloca piezas en distintas alturas.
170
Integración espacial corporal y extratemporal
Realizaremos actividades lúdicas que requieran trabajo en
grupo y precisen coger objetos inmóviles con rapidez y
20
precisión (prensión de objetos de distintas formas y materiales, llevándolos de un lugar a otro, a diferentes alturas, etc.), prensar objetos en movimiento con destreza y
rapidez (lanzar o recibir un balón, lanzar aros, juego del
pañuelo, etc.) y realizar actividades técnico-terapéuticas
que normalmente requieren acciones bimanuales (v. figura 20-8), así como las AVD. Todas estas actividades motivan, distraen y estimulan al paciente a participar en ellas.
Seguidamente haremos una referencia específica a las
AVD y las actividades técnico-terapéuticas.
AVD
Evaluación funcional de la independencia
en el amputado de miembro superior
Se realizará primero sin prótesis y luego con prótesis [1].
Con prótesis:
• Aseo:
Afeitarse.
Maquillarse.
◗ Cortarse las uñas.
◗ Peinarse.
• Indumentaria:
◗ Vestirse.
◗ Desvestirse.
◗ Gemelos.
◗ Zapatos (ponerlos, quitarlos, abrocharlos).
◗ Anudar corbata.
◗ Abrochar cinturón.
• Comida:
◗ Cortar carne.
◗ Pelar fruta.
◗ Llevarse el pan a la boca.
◗ Cortar y untar pan.
• Cocina:
◗ Sujetar platos.
◗ Fregar platos.
◗ Sujetar mango de utensilios.
◗
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
◗
Figura 20-8 Actividades bimanuales, intercambiando un objeto
de una mano a otra.
• Tareas domésticas:
Barrer.
Utilizar fregona.
◗ Tender la ropa.
◗ Planchar.
◗ Hacer camas.
• Actividades diversas:
◗ Escribir.
◗ Coser.
◗ Sostener un libro.
◗ Transportar paquetes grandes.
◗ Conducir.
◗ Manejo del portamonedas.
◗ Poner y quitar el reloj.
◗ Jugar a las cartas.
• Paquete de cigarrillos:
◗ Abrirlo.
◗ Sacar un cigarrillo.
• Grifos:
◗ Abrirlos.
◗ Llenar un vaso de agua.
◗
◗
El paciente amputado unilateral es capaz de realizar las actividades básicas de la vida diaria (ABVD) sin la prótesis. La
labor del TO será mostrarle toda la gama de dispositivos
terminales para la prótesis y ayudas técnicas y cómo utilizarlos para que le puedan ayudar a realizar estas actividades,
y lograr así la máxima independencia. Desde mi experiencia
puedo afirmar que al paciente le es más fácil realizar, si no
todas, casi todas las ABVD sin la prótesis; pero esto no significa que hayamos fracasado en el reentrenamiento protésico, sino, simplemente, que el paciente elige esa opción, que
es totalmente comprensible, la de ABVD sin prótesis. El TO
desde los marcos de referencia compensatorio y rehabilitador, adiestrará al paciente para estas tareas.
A continuación se exponen algunos ejemplos de directrices a dar al paciente en sus AVD. Para el baño, el proble-
171
Terapia ocupacional en el amputado de miembro superior
Figura 20-7 Reeducación propioceptiva con balón con prótesis
mioeléctrica definitiva.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
ma puede estar en el aseo del brazo sano. Si el muñón es
largo (amputación de antebrazo), se colocará una manopla
en el muñón y así se realizará el aseo del brazo sano. Si es
un amputado de brazo, la manopla se sujetará entre los
muslos y restregará el brazo sano en ella. Las axilas se
lavan fácilmente con una sola mano, y para el jabón es
mejor colocar un dispensador adosado a la pared. La mano
se lavará con una esponja o cepillo adosado al lavabo con
una ventosa o cualquier otro sistema de fijación.
En el vestido recomendaremos introducir primero la
prótesis en su correspondiente manga con el codo bloqueado, y para el desvestido, la manga del lado protésico será la
última en sacarse.
Para la comida, se instruirá al paciente para que la prótesis sea de ayuda y apoyo, y no actúe nunca como mano
principal en estas actividades. Las prótesis de tracción
mecánica tienen el problema en el dispositivo prensor; el
hook tiene fuerza prensora suficiente para ser apoyo, pero
la mano no. Esto no ocurre en las prótesis bioeléctricas
(que son las que más se usan actualmente), en las que la
mano protésica dispone de gran fuerza de prensión. Los
alimentos serán llevados a la boca con la mano sana. Para
cortar carne, el cuchillo estará en la mano sana y el tenedor
en la prótesis como elemento de sujeción. Pelar fruta es
complicado y requiere una gran destreza y dominio de la
prótesis. Para partirla se elegirá la mejor opción entre sujetar la pieza de fruta con la prótesis y el cuchillo con la
mano sana o viceversa, pero esta acción dependerá de lo
que antes comentábamos sobre la fuerza de los dispositivos
terminales; por lo tanto, será distinto si el paciente es portador de una prótesis de tracción muscular o mioeléctrica.
La acción de beber se realizará con la mano sana evidentemente.
ACTIVIDADES TÉCNICO-TERAPÉUTICAS
El manejo de la prótesis
A través de las múltiples posibilidades de manejo y del
nuevo y constante estímulo de utilización y nuevas actividades, el amputado aprende a aprovechar correctamente
las funciones de su prótesis. Las actividades técnico-terapéuticas, propias de terapia ocupacional, ofrecen un amplio
abanico de posibilidades para el adiestramiento en el uso
de la prótesis.
Han de tenerse en cuenta la correcta altura del lugar de
trabajo y una correcta selección de técnicas en concordancia con las posibilidades de cada prótesis.
A continuación se describirán algunas de estas actividades técnico-terapéuticas utilizadas para el entrenamiento
protésico del amputado de miembro superior:
Carpintería
Serrar: el brazo sano sujetará el serrucho, y la prótesis fijará el tablón de madera.
Tanto en el cepillado de madera como en el lijado, la
mano sana será la encargada de conducir el instrumento
172
que se utiliza para la actividad (lima, garlopa, etc.), y el
miembro protetizado se utilizará como ayuda (en el caso de
los amputados de brazo; los amputados de antebrazo
podrán utilizar la prótesis como brazo activo, ya que las
articulaciones de codo y hombro las conservan).
Para clavar clavos, la prótesis los sujetará y la mano
sana utilizará el martillo; es importante que el gancho del
hook esté hacia arriba.
Cestería
La prótesis se utilizará para sujetar, se colocará en el hook
un lápiz u otro utensilio similar, con el que sujetará los
montantes y «planchará» el tejido, realizando este último
con la mano sana.
PRÓTESIS MIOELÉCTRICAS
Este tipo de prótesis es más común para las prótesis de
antebrazo, es decir, para amputaciones por debajo del
codo.
Las ventajas son notables, con respecto a las prótesis de
tracción mecánica, y destacan las manos mioeléctricas,
debido a que su función se asemeja más a la humana por su
rendimiento y fuerza.
La fuente de energía utilizada por las prótesis bioeléctricas son pilas recargables.
Los sistemas de control mioeléctrico son complejos y
caros. La señal mioeléctrica será captada mediante estímulos eléctricos de las masas musculares que, amplificados,
accionan la prótesis, es decir, la tensión que se crea durante la contracción del músculo mediante el sistema de amplificación, acciona el movimiento de la prótesis. La sensibilidad de los amplificadores puede ser modificada mediante
reguladores.
Para el fin de accionar la prótesis mioeléctrica (el ejemplo que pondremos será una prótesis de antebrazo, por lo
que las acciones a realizar serán sólo de apertura y cierre
del dispositivo terminal), normalmente se requieren dos
sitios de electrodo, que se localizan generalmente sobre
pares de grupos musculares antagonistas (la contracción
del músculo agonista abre el dispositivo terminal y la contracción del músculo antagonista lo cierra, o a la inversa).
Antes de la protetización con prótesis mioeléctrica, por
lo tanto, el paciente debe ser entrenado para la mejor ubicación de los electrodos que posteriormente van a mover
dicha prótesis. Para ello realizaremos un exhaustivo entrenamiento con un «entrenador mioeléctrico», consistente en
un programa instalado en un PC, donde el paciente aprende
a utilizar dos músculos (agonistas y antagonistas), cuya
elección dependerá del nivel de amputación y tipo de prótesis, y que mediante su contracción van a realizar la apertura y cierre de la mano, flexoextensión de codo pronosupinación.
El entrenamiento consistirá en conectar dos electrodos a
los músculos elegidos (tendremos que hacer varios ensayos
hasta encontrar el punto de máxima potencia muscular) y
las prótesis de tracción mecánica. Algunos autores recomiendan que se realice primero el entrenamiento protésico
con prótesis de tracción mecánica, aunque la prótesis definitiva sea mioeléctrica.
1. Trebes G, Wolf U, Röttgen H, Groth I. Prótesis del miembro
superior. Entrenamiento fisioterapéutico del amputado.
Barcelona: Toray; 1973.
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BIBLIOGRAFÍA
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Terapia ocupacional en el amputado de miembro superior
mediante su contracción ir aprendiendo a modular y controlar las contracciones, según el movimiento que se quiera
realizar. Los electrodos están conectados a un programa de
PC, y en la pantalla, mediante dos gráficos (rojo y azul para
los músculos agonista y antagonista, o simplemente el dibujo de la mano mioeléctrica que abre o cierra), el paciente
podrá ver gráficamente si su contracción es efectiva o no.
Una vez acabada la prótesis y realizado el entrenamiento, para la buena utilización de los electrodos, el amputado
realizará el mismo entrenamiento que hemos descrito para
173
21
Malformaciones
y ortoprótesis
Jesús Salcedo Luengo
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MALFORMACIONES CONGÉNITAS DE LA
EXTREMIDAD INFERIOR Y ORTOPRÓTESIS
Una malformación congénita es un defecto en el desarrollo
morfológico de un blastema o primordio de una extremidad, que se inició durante la vida fetal y está presente en el
nacimiento.
La incidencia de malformaciones congénitas de las
extremidades, incluyendo diferentes grados de afectación,
puede situarse alrededor del 0,21 por 1000 nacidos vivos
según las cifras de la OMS [1].
Numerosos factores extrínsecos, como drogas,
infecciones virales, isquemia focal, trauma, irradiación, cambios hormonales y tóxicos de tipo químico se
han postulado como posibles etiologías, pero solamente la talidomida ingerida por la madre entre la 4.ª y
8.ª semanas de gestación se ha confirmado como causa
definitiva. Así que un 60% de estas malformaciones
son de origen desconocido. Es posible que más de un
agente teratológico pueda producir la lesión final.
También un solo agente, actuando en diferentes
momentos del desarrollo embriogenético, puede dar
lugar a lesiones de menor o mayor gravedad. Factores
múltiples genéticos, ambientales y metabólicos pueden contribuir al desarrollo de alguna malformación
[2,3,4].
NOMENCLATURA INTERNACIONAL
PARA LA CLASIFICACIÓN DE DEFICIENCIAS
ESQUELÉTICAS DE LAS EXTREMIDADES
Todas las malformaciones congénitas se dividen en transversas (T) y longitudinales (L) [6,7].
En las transversas, la extremidad se desarrolla normalmente en una dirección proximodistal hasta un nivel en el
que se detiene el desarrollo y no hay por lo tanto elementos
esqueléticos distales. Estas malformaciones se parecen a
muñones quirúrgicos estándar y por eso en la bibliografía
también se las denomina amputaciones congénitas. Para
diferenciarlas se debe recordar que los muñones congénitos tienen en su extremo pequeños mamelones, pequeños
dedos o umbilicaciones que no afectan a su inclusión en
esta categoría. A la denominación de malformación congénita transversa debe añadirse el nivel en el que termina la
extremidad, utilizando las zonas anatómicas hombro o pelvis, brazo o muslo, antebrazo o pierna, carpal o tarsal,
metacarpal o metatarsal y falangeal, junto con una cuantificación en tercios, para indicar el nivel de terminación
dentro del segmento citado.
En las longitudinales se debe nombrar todos los huesos
ausentes, junto con una descripción secundaria para especificar si tal hueso está ausente total o parcialmente en tercios (v. figura 21-1).
175
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Figura 21-1 MCT total de muslo derecha
y MCL femoral total izquierda.
MALFORMACIONES CONGÉNITAS
TRANSVERSAS (MCT)
Sintomatología
En estas malformaciones el resto de extremidad presente
se asemeja a un muñón de amputación quirúrgico infantil, y como tal se comporta durante el crecimiento óseo.
Las malformaciones congénitas transversas de muslo o
antebrazo crecen poco en longitud y volumen, debido a
la falta de las epífisis distales del fémur, del radio y del
cúbito. Estas, como es sabido, son responsables casi en el
70% del crecimiento de los huesos citados [9] (v. figura 21-2).
Por el contrario, las malformaciones congénitas de brazo o pierna tienen tendencia a sufrir hipercrecimientos en
los extremos distales de los huesos húmero, tibia y peroné
[10,11].
La malformación congénita transversa total de pierna se
asemeja a una desarticulación de rodilla, con posibilidad
de apoyo distal. El hecho de conservar ambas epífisis de
crecimiento del fémur permitirá que el muslo crezca igual
que el sano.
Las malformaciones congénitas transversas de pierna
suelen presentar un muñón ligeramente curvado internamente, acentuado a veces por una cabeza de peroné más
prominente.
Las malformaciones congénitas totales de metatarso o
parciales de tarso, parecidas a las desarticulaciones de
Chopart o Lisfranc, tendrán como norma un retropié en
equino, por desequilibrio muscular (v. figura 21-3).
Tratamiento
Desde el punto de vista protésico, estas malformaciones
congénitas transversas serán tratadas igual que las amputaciones quirúrgicas o las amputaciones de conversión de
una malformación congénita longitudinal.
Se debe realizar una valoración temprana del problema, para conseguir una correcta orientación familiar,
Figura 21-2 Hipercrecimientos óseos en
MCT de 1/3 medio de brazos.
176
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Figura 21-3 MCT parcial de tarso con el resto de pie en equino.
Figura 21-4 MCT parcial de tarso con
prótesis de plástico laminado.
177
21
Malformaciones y ortoprótesis
cuya colaboración será parte fundamental en el éxito del
tratamiento [12].
El momento ideal para iniciar la rehabilitación y
adaptación protésica será cuando el niño intente ponerse
de pie. Si la deficiencia es unilateral, aproximadamente
a los 12-14 meses, y si es bilateral, un poco más tarde, a
los 16-18 meses [13].
La malformación transversa de falanges no requiere
prótesis, y es suficiente con cualquier relleno del calzado.
Si el nivel es más proximal en la zona transmetatarsal, lo
sencillo sigue siendo lo mejor. La llamada plantilla protésica en cuero o plástico con relleno de puntera es suficiente
para deambular.
Cuando la malformación es todavía más proximal, el
resto del pie es insuficiente para mantener la prótesis. Es
necesario entonces prolongarla por encima de los maléolos, realizando un botín completo al que se añadirá una
puntera elástica y algún refuerzo en la planta para evitar
que se deforme (v. figura 21-4). Actualmente se tiende a
realizar las mismas prótesis en plástico laminado flexible,
o en silicona, mucho más estéticas. También se puede utilizar un antiequino Rancho los Amigos con su correspondiente puntera elástica [8].
La malformación congénita transversa total de metatarso o parcial del tarso se asemeja a las desarticulaciones de
Lisfranc y Chopart. La prótesis más funcional que conocemos debe estar manufacturada en plástico laminado con
refuerzo de fibra de carbono.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Para la malformación congénita transversa total del tarso se empleará una prótesis canadiense para amputación de
Syme.
En la malformación congénita transversa parcial de
tibia es válida la clásica PTB con correa supracondilar
y suspensión auxiliar a la cintura. El peligro de que el
niño pierda la prótesis en sus juegos es real, si no se
extreman los medios de suspensión, y en algunos casos
es casi obligatorio adaptar barras articuladas en rodilla
y corselete de muslo, además de cinturón y correa de
suspensión.
En algún momento del desarrollo del niño nos encontraremos con un hipercrecimiento óseo del extremo distal
de la tibia, que obligará a extirparlo quirúrgicamente. Se
han intentado diversos métodos para prevenir los hipercrecimientos sucesivos. De todos ellos, el que mejor
resultado ha proporcionado es el recubrimiento del extremo con un casquete óseo cartilaginoso según técnica de
Marquardt [15].
Las malformaciones congénitas transversas de muslo en
los diversos niveles se protetizan en principio con prótesis
endoesqueleticas, unidades de rodilla de bloqueo manual y
pie SACH. Los encajes serán de contacto total cuadrilaterales sin succión y suspensión con cinturón silesiano modificado.
Existen componentes modulares miniaturizados que
constan de articulaciones especiales dirigidas a las necesidades infantiles, con posibilidad de aplicarlas a cualquier
nivel de amputación en niños de 2 a 12 años. Algunas unidades de rodilla son de control hidráulico, para niños
mayores [16].
Nuestra experiencia nos dice que la rodilla con bloqueo
manual resulta más útil a los niños que comienzan a andar.
Las rodillas libres posteriormente pueden probarse y proceder con arreglo al gusto del niño.
En algunos casos de muñones transfemorales cortos se
puede intentar un alargamiento óseo del muñón. Esta técnica se lleva a cabo mediante una osteotomía en el fémur y
sujeción de ambos fragmentos a un distractor externo
Ortho-fix [11,17].
En la malformación congénita transversa total de muslo
se utilizará una prótesis canadiense para desarticulación de
cadera. Difiere poco de la prótesis de adulto: encaje en
plástico laminado que abarque la pelvis completa y resto de
componentes endoesqueléticos (v. figura 21-5).
MALFORMACIONES CONGÉNITAS
LONGITUDINALES (MCL)
Sintomatología
La deficiencia longitudinal presenta acortamiento de la
extremidad, deformidad con mala alineación y defectos en
el pie, junto con articulaciones inestables.
Normalmente hay un acortamiento importante, y puede
incluso encontrarse el pie del lado afecto a nivel de la rodilla contralateral. En caso de ausencia de fémur, tibia y
peroné, el pie se articula con la pelvis. Esta desproporción
va a ser constante durante el crecimiento del niño, por lo
que se puede predecir el acortamiento final.
Existen diversos métodos ortoprotésicos para compensar el acortamiento (v. figura 21-6).
Un alza sobre el calzado permite paliar el problema
durante cierto tiempo.
Cuando el acortamiento es aún mayor, se debe recurrir
a las prótesis que McKenzie llama de extensión [34] y Marquardt llama ortoprótesis [15]. El objetivo principal de este
sistema técnico es conseguir que el niño discapacitado
pueda mantenerse de pie y andar con arreglo a su crecimiento somático. Esto comporta que las ortoprótesis pue-
Figura 21-5 MCT bilateral: total de muslo derecho y parcial de muslo izquierdo
que sufrió alargamiento óseo.
178
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Figura 21-6 Esquemas de ortoprótesis.
dan ser modificadas en función del crecimiento corporal
del niño, para lo cual deben ser resistentes, fáciles de reparar y alargar.
Las ortoprótesis más actuales incorporan la pantorrilla
y el pie dentro de un encaje de plástico con cuero interior
moldeado. El bloque de extensión y el pie SACH correspondiente completan el dispositivo (ortoprótesis por debajo
de la rodilla).
Otras veces toda la extremidad afectada se incluirá dentro de un encaje de plástico laminado (en el argot americano, «encaje tipo tubo de ventilación de barco»), que se continuará con el bloqueo extensor y el pie.
Si el acortamiento hace coincidir en altura el pie afecto
con la pantorrilla contraria, se puede intentar introducir el
pie dentro de la pantorrilla de la prótesis.
Si el pie de la malformación queda a la altura de la rodilla contralateral, se introducirá toda la extremidad dentro
de un encaje de plástico con una articulación mecánica por
debajo del extremo, asemejando la ortoprótesis a una desarticulación de rodilla. Puede que la rodilla mecánica quede a distinta altura, pero este desequilibrio tiene poca
importancia desde el punto de vista funcional.
En aquella malformación congénita longitudinal femoro-tibio-peroneal en la que sólo queda el pie puede utilizarse como un muñón de muslo y protetizarle como una
amputación femoral con rodilla de bloqueo manual y banda pélvica con cadera. Hay criterios dispares al respecto,
pues, mientras algunos autores afirman que el pie tiene
poco valor como brazo de palanca para manejar la prótesis,
por lo que es preferible extirparle quirúrgicamente; otros,
entre los que nos encontramos nosotros, prefieren conservar el pie, que con el tiempo se estabiliza y adquiere mayor
fortaleza y movilidad para manejar la prótesis anteriormente descrita.
A veces, el acortamiento da margen para realizar una
osteotomía de rotación de 180º según técnica de Van Ness,
con artrodesis de rodilla. El pie se convierte en una especie
de muñón y el tobillo en la articulación de rodilla. La ortoprótesis que se adapta a esta situación es parecida a una prótesis que se coloca debajo de la rodilla con barras articuladas y corselete de muslo.
Dentro de las malformaciones longitudinales existen
tres de particular importancia:
• Tipo I. Se presenta unilateralmente. El extremo
proximal del peroné no se ha desarrollado y la tibia es
normal, con poca o ninguna incurvación. Al nacer, la
dismetría es mínima y, según Wood [19], el
acortamiento al final del crecimiento suele ser menor
de 7,5 cm. Hay poca o ninguna deformidad del pie y
no hay anomalías asociadas en otras partes del cuerpo.
• Tipo II. Es también unilateral. Como dice Kruger [20],
cuando se ve esta malformación, impresiona como una
deficiencia de toda la extremidad inferior. El
arqueamiento de la tibia es marcado y anterior
(cifosis), habitualmente la epífisis distal es anormal.
Habrá un acortamiento marcado de la tibia y en menor
cuantía del fémur. El peroné está ausente.
Existe hipotrofia de músculos, tendones y nervios y
una umbilicación de la piel en el ápex de la cifosis de la
tibia. El pie se encuentra en equino-valgo y hay ausencia
total de los radios 4-5 y parcial de los huesos tarsales. La
discrepancia en longitud es muy marcada y constituye el
problema más importante. En un porcentaje
relativamente alto hay agenesia de los ligamentos
cruzados, lo que hace más inestable la rodilla [21]. Con
el crecimiento se puede acentuar el valgo de rodilla.
• Tipo III. Son casos del tipo I o II asociados a otras
malformaciones óseas o malformaciones bilaterales
del peroné. En un 60% se asocia con PFFD (Proximal
Femoral Focal Deficiency).
Tratamiento
En el tipo I hay varias opciones:
• Si la discrepancia longitudinal es mínima, un alza en
el zapato suele ser suficiente y no habrá problemas
estéticos.
• La posibilidad de compensar la discrepancia mediante
alargamiento óseo con pocas complicaciones es un
hecho, en acortamientos entre 3,5 cm a 8,5 cm.
En algunos casos, una epifisiodesis de la epífisis tibial contralateral puede colaborar al éxito final de los alargamientos óseos [22].
En el tipo II el tratamiento conservador con una ortoprótesis por debajo de rodilla puede ser una opción válida
(v. figura 21-7).
El tratamiento clásico que han venido preconizando
los autores americanos [20] ha sido la desarticulación
179
Malformaciones y ortoprótesis
Sintomatología
El primer trabajo publicado sobre esta malformación con
rigor científico se debe a Coventry y Johnson en 1952
[18].
La sintomatología fue muy bien descrita por dichos
autores, que, basándose en ella, establecieron una clasificación que todavía no ha perdido vigencia.
21
1.ª Malformación congénita longitudinal
peroneal
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Figura 21-7 MCL peroneal total protetizado con ortoprótesis para debajo de la
rodilla.
tibio-peroneal astragalina (desarticulación de tobillo)
de Syme. Desde nuestro punto de vista, la desarticulación de Syme tiene el inconveniente de que la piel del
talón se retrae hacia arriba y atrás a medida que crece
la tibia, por lo que la ventaja del apoyo distal se pierde
al quedar al descubierto el extremo tibial (v. figura 21-8).
Consideramos que en las malformaciones congénitas,
en las que siempre va a estar presente un acortamiento, es
mejor la desarticulación de Boyd.
Hace años nos ilusionaron las ideas de Ilizarov [24]
de hacer pequeños alargamientos alternativos tanto de
tibia como de fémur para conseguir igualar la longitud
de las extremidades al final del tratamiento. En el tipo
II nuestros resultados fueron malos y las complicaciones muy frecuentes y al final todos los pacientes terminaron con calzado ortopédico especial en el mejor de
los casos y con complicaciones graves en los peores.
Los alargamientos en estas malformaciones dependen
no sólo de la cuantía del acortamiento, sino también de
Figura 21-8 MCL peroneal intervenida
con desarticulación de tobillo (Syme) y
protetizado con prótesis PTB.
180
21
Malformaciones y ortoprótesis
Figura 21-9 MCL bilateral peroneal con
buen apoyo podálico.
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Figura 21-10 MCL tibial total bilateral.
Figura 21-11 MCL tibial total que utilizó
en los primeros años una ortoprótesis
muy defi ciente. La desarticulación de
rodilla permitió una prótesis sencilla para
iniciar la rehabilitación.
181
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
si el pie es suficiente para el apoyo en el presente y si lo
será en el futuro.
En la malformación congénita longitudinal peroneal
bilateral, con fémures normales y pies suficientes para el
apoyo, el mejor tratamiento es no hacer nada. Si hubiera
una discrepancia en longitud entre ambas extremidades, se
compensará con un alza. Si en un futuro la discrepancia no
fuera grande se puede intentar un alargamiento óseo de
tibia, para igualar altura (v. figura 21-9).
En los casos de deficiencias peroneales con tres radios
en pies equino-valgos que van a requerir intervenciones
quirúrgicas complejas, para situar el pie en posición plantígrada, pueden ser subsidiarios de desarticulaciones tibioperonea-astragalina con técnica de Boyd.
Si se decidiera un tratamiento conservador, el paciente
necesitará durante toda su vida ortoprótesis con barras articuladas y corselete de muslo, a fin de mantener alineadas
las rodillas, que suelen ser inestables y con deformidad en
genu valgum [25].
En una deficiencia longitudinal peroneal bilateral, cuando las tibias en el nacimiento son desproporcionadamente
cortas comparadas con los fémures, se puede asegurar que
habrá un acortamiento de tibias progresivo, que será muy
grande al final del crecimiento óseo. En estos casos está
indicada la desarticulación de Boyd y prótesis PTB o similares, que compensen la talla del paciente.
2.ª Malformación congénita longitudinal
de tibia
Total
Esta malformación puede ser unilateral o bilateral. Es
fácilmente diagnosticable en el nacimiento. La extremidad afecta se presenta con una rodilla inestable, con contractura en flexión, el peroné luxado proximalmente y
desplazado lateralmente. El pie está en varo exagerado
y la planta del pie mira hacia la rodilla contraria o está
tocando la cara interna del muslo. Hay una gran discrepancia, debido a la ausencia de la tibia, con toda la extremidad desalineada y en posición bizarra. No existe rodilla y a la palpación se notará el extremo distal del fémur
hipoplásico. En algunos casos existe polidactilia [8,26]
(v. figura 21-10).
Tratamiento
Lo mejor es la desarticulación de rodilla, que se llevará a
cabo cuando el niño intente ponerse de pie, sobre los
12-18 meses [27] (v. figura 21-11).
En 1965 Brown [28] publicó su experiencia de
reconstrucción de la articulación de rodilla en este tipo
de malformación. Implantaba el extremo proximal del
peroné debajo del cóndilo femoral y el distal en el hueso del tarso más propicio, astrágalo o calcáneo. Conver-
Figura 21-12 Reconstrucción de rodilla
según Brown.
Figura 21-13 MCL parcial de tibia.
182
21
tía así lo que hubiera sido una desarticulación de rodilla
en una extremidad de apoyo distal, con un tobillo y
rodilla insuficientes que requerían ortesis [29] (v. figura 21-12).
Según Kalanchi, existen tres diferentes clases de agenesia: I) ausencia total (tratada anteriormente); II) agenesia
parcial, y III) displasia de la tibia distal [30,31].
Malformaciones y ortoprótesis
Parcial
La extremidad afecta tiene una gran incurvación y el pie, a
veces con polidactilia, mira hacia la propia rodilla, pudiendo
estar los dos extremos del peroné luxados. La osificación del
extremo proximal de la tibia puede tardar hasta 2 años en
producirse, así que merece la pena realizar una resonancia
nuclear magnética que nos aclare la existencia de rodilla y la
longitud del fragmento tibial (v. figura 21-13).
Tratamiento
Mientras se averigua si existe rodilla y la longitud del fragmento proximal de tibia, debemos aconsejar el tratamiento
ortésico.
Si el fragmento proximal es un tercio o mitad de tibia, el
tratamiento ideal es la sinostosis tibioperonea y desarticulación
del tobillo según técnica de Boyd encajando el extremo del
peroné en el calcáneo [32] (v. figura 21-14).
En dos pacientes nuestros con malformación congénita
longitudinal parcial (tipo II) se realizó una sinostosis tibioperoneal, alargando a continuación la masa ósea de la
fusión. Se consiguieron alargamientos de 7,5 y 12 cm, pero
con tal cantidad de complicaciones, que al final los padres
renunciaron a seguir alargando. Ambos utilizan ortoprótesis por debajo de rodilla con barras metálicas articuladas y
corselete de muslo, para controlar la inestabilidad mediolateral [33] (v. figura 21-15).
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Displasia distal
La displasia de la tibia distal trae como consecuencia una
diastasis de la sindesmosis tibiofibular, con un pie en equino-varo y con ausencia de algunos radios y huesos tarsales.
El astrágalo suele estar subluxado.
Figura 21-14 Desarticulación de tobillo en una MCL parcial de
tibia. Obsérvese el buen muñón que origina la técnica de Boyd.
Tratamiento
Las reconstrucciones del tobillo en nuestros casos han estado condenadas al fracaso [27].
Figura 21-15 Tratamiento ortoprotésico
en una MCL tibial parcial con alargamientos óseos fallidos después de una sinostosis tibioperonea.
183
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Bien es cierto que se puede hacer un tratamiento paliativo, artrodesando el tobillo, y tratar el resultado con una
ortoprótesis. Podría aplicarse en las malformaciones congénitas longitudinales la famosa regla de McKenzie de «es
mejor una amputación cuyos resultados son conocidos a
varias intervenciones paliativas cuyos resultados finales
son inciertos» [34].
Creemos que la solución definitiva es una desarticulación a lo Boyd, artrodesando el calcáneo al extremo de la
tibia [35,36]. Debe evitarse la tentación de artrodesar también el extremo del peroné al calcáneo, pues el crecimiento
de este hueso incurva el muñón en varo, aparte de luxar el
extremo superior del peroné.
3.ª Malformación congénita longitudinal
parcial del tercio proximal femoral
A lo largo del tiempo esta entidad ha recibido distintas
denominaciones, entre las cuales ha prevalecido la de
Proximal Femoral Focal Deficiency (PFFD, de la terminología anglosajona).
Sintomatología
La disgenesia de la parte proximal del fémur o PFFD es
una malformación congénita que afecta a la extremidad
proximal del fémur y a la cadera (v. figura 21-16).
Clínicamente, al nacer se manifiesta por unos signos
muy característicos.
• Acortamiento de la extremidad a expensas del fémur
en la mayoría de los casos. Teniendo en cuenta que
puede, en un 60% de los casos, asociarse a la
malformación congénita longitudinal peroneal del
mismo lado, el conjunto de ambas entidades dará por
resultado una extremidad con gran acortamiento.
• Contractura en flexión, abducción y rotación externa
de la cadera.
• Inadecuada musculatura de la cadera.
• Inestabilidad de cadera.
Figura 21-16 PFFD clase A tratada con artrodesis de rodilla y
amputación transtibial.
Desde el punto de vista radiológico, Aitken [37] clasificó la
entidad en cuatro clases: A, B, C y D. Amstutz [38] en 1969
la completó añadiendo a la anterior el «fémur corto congénito incurvado con coxa vara», estableciendo así cinco
tipos, de los cuales los cuatro últimos se corresponden con
los de Aitken.
• Tipo I. Fémur corto congénito incurvado, con
esclerosis de cortexi femoral medial, coxa vara y
acetábulo normal.
• Tipo II. Fémur corto con seudoartrosis subtrocantérica,
coxa vara progresiva y acetábulo normal.
• Tipo III. Fémur corto con seudoartrosis y extremo
femoral proximal bulboso. El acetábulo está presente y
es ligeramente displásico.
• Tipo IV. Segmento femoral corto con la extremidad
proximal puntiaguda y afilada. Existe displasia
acetabular.
184
Figura 21-17 PFFD clase A con ortoprótesis para debajo de rodilla, con el pie incorporado dentro de la pantorrilla
epífisis femoral distal. No hay evidencias del
componente femoral proximal ni del acetábulo.
Tratamiento
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Malformaciones y ortoprótesis
Gillespie y Torode [39,40] demostraron que todas las PFFD
a efectos de tratamiento pueden clasificarse en dos grupos.
Grupo I. Los signos clínicos se manifiestan por una discrepancia en longitud de la extremidad que no sobrepasa el
20%-30%, rodilla en valgo y laxitud anterior de la rodilla
con deformidad en flexión no rígida, encontrándose el pie
en el nivel medio de la tibia contraria. Su rodilla y cadera
afecta cumplen los criterios de estabilidad y el pie es plantígrado. En estos casos la discrepancia en longitud es com-
21
• Tipo V. Un pequeño fragmento óseo representa la
Figura 21-18 PFFD clase D tratada con
desarticulación de Syme
185
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Figura 21-19 PFFD con plastia de rotación de Van Ness.
Figura 21-20 PFFD clase B con neocotilo y ortoprótesis para debajo de rodilla.
186
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PFFD BILATERAL
Son un problema difícil de resolver ortopédicamente. En
un porcentaje muy alto, el 90% son de clase D y se asocian a malformaciones congénitas de las extremidades
superiores y malformaciones congénitas longitudinales
peroneales.
En general, un paciente con PFFD bilateral, si tiene
pies plantígrados y las extremidades son de igual longitud, deambulará razonablemente bien y podrá desenvolverse en el interior de su casa. Su talla desproporcionadamente corta representa un problema de tipo estético,
que podrá solucionarse adaptando ortoprótesis femorales
con encajes según la morfología de las extremidades
situando las rodillas protésicas inmediatamente debajo
de ellos.
Si existe una discrepancia en longitud de las extremidades, en principio se protetizará la más corta, dejando la
contraria libre de prótesis. Posteriormente se dará altura al
paciente, protetizando la extremidad larga como si fuera
una desarticulación de rodilla, y la corta como si fuera una
amputación femoral [44,45].
Según nuestra experiencia, en aquellos pacientes con
malformaciones congénitas de ambas extremidades superiores no deben hacerse nunca amputaciones de conversión. Los pies deben conservarse, para que ayuden en las
actividades de la vida diaria a las extremidades superiores
deficientes.
Figura 21-21 PFFD clase D: ortoprótesis
femoral. Obsérvese la estabilidad del
fragmento distal de fémur a pesar del
gran peso del niño.
187
21
En este grupo de malformaciones, uno de los problemas
presentes es la inestabilidad de la cadera como consecuencia del mal desarrollo del cotilo y de la cabeza femoral. En
la clase C de Aitken el extremo proximal del fémur puede
estar muy afilado, lo cual permite su desplazamiento proximalmente, siendo palpable por debajo de la piel adyacente
al ala ilíaca. En ese punto, muy frecuentemente, se habrá
desarrollado una neoarticulación y la migración del fémur
se habrá detenido (v. figura 21-20).
En la clase D el fragmento distal permanece estable junto al cartílago triradiado del cotilo ausente (v. figura 21-21).
Malformaciones y ortoprótesis
pensable quirúrgicamente mediante alargamientos óseos
sucesivos y, si es necesario, frenando el crecimiento de la
extremidad sana mediante epifisiodesis.
Koman situaba el límite de acortamiento compensable
en 17 cm [41].
Estos pacientes se corresponden con la clase A de Aitken
o los tipos I y II de Amstutz.
En un trabajo publicado por nosotros [33], nuestros
compañeros cirujanos ortopédicos infantiles consiguieron
igualar las extremidades de tres fémures cortos congénitos,
con discrepancias de 5, 6 y 8 cm, en un solo procedimiento
quirúrgico.
Sin embargo, en tres PFFD clase A fracasaron rotundamente, por las complicaciones graves que obligaron a abandonar los alargamientos.
Está claro que deben evaluarse muy detenidamente los
pros y los contras de cada paciente, antes de iniciar la aventura de los alargamientos óseos sucesivos.
En estos casos, muchos autores aconsejan como solución la desarticulación de tobillo y ortrodesis de rodilla,
que da como resultado predecible un muñón semejante al
fémur contralateral con un extremo bulboso por la desarticulación de Syme, que permite protetizarle como una
desarticulación de rodilla [42].
Mientras llega el tiempo de la amputación de conversión, el paciente puede servirse de la ortoprótesis más adecuada (v. figura 21-17).
Grupo II. Sus signos clínicos se manifiestan por un
fémur muy corto, con una discrepancia en longitud de
la extremidad que varía de un 35%-50% en relación a la
extremidad sana. La cadera y la rodilla están contracturadas en flexión y el tobillo se sitúa a nivel de la rodilla
contralateral. Las clases B, C y D de Aitken se incluyen
en el grupo.
Las alternativas quirúrgicas son: una desarticulación de
tobillo para convertir la extremidad en un muñón femoral
tibial (v. figura 21-18) o la plastia de rotación de 180º de
Van Ness para convertir el tobillo en una seudorrodilla que
maneje una prótesis. Ambas técnicas habitualmente irán
acompañadas de artrodesis de la rodilla, para mejorar la
morfología del muslo, alterada por la flexión de la cadera y
rodilla [43] (v. figura 21-19).
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
BIBLIOGRAFÍA
1. Congenital malformations. Bull WHO vol. 34 suppl. 1966
2. Schinzel A A.G. L, Smith D W, Miller JR. Monozygotic
Twinning and structural defects. J. pediatric 1979; 95;
921-930.
3. Evans D.G.R. Taken, Domai D. «Heredity and dysmorphic
syndromes in congenital limb deficiencies». Prosth and Orth
Int. 1991; 15; 2: 70-77
4. Millen J. W. (1962). Thalidomide and limb deformities.
Lancet II 5 99-600
5. Calhan, SQ: A review of teratogenics agents and human
congenital. En Shipyard C.A. Limb development and
deformity: Problems of revaluation and rehabilitation.
Spring field. III. Charles C.Thomas Publisher pp 161-170,
1969
6. Kay Hector W.: A proposed International terminology for
the classification of congenital limb deficiencies ICIB. 1975
Vol XIV nº 2 Feb.
7. Kay Hector W.: A clinical application of the New
International Terminology for the Classification
ofCongenital Limb deficiencies ICIB 1975 vol. XIV nº 3 .
8. Kruger Leon M. Lower Limb deficiencies Chapter 38 en
Atlas of Limb Prosthetics the C.V. Mosby Company. St
Louis, 1981.
9. Aitken G.T, Pellicore R.J. Introduction to the Child amputee
Chapter 36 en Atlas of Limb Prosthetics. The C V Mosby
Company St. Louis 1981.
10. Pellicore RJ, Sciora J, Lambert C.N. Incidence of bone
overgrowth in the juvenile amputee population. ICIB 1974
13(15), 1-8.
11. Salcedo J., Amaya S. Amputaciones en la infancia.
Características y protetización. En Viladot R. Cohi O,
Clavell S.; «Ortesis y prótesis del aparato locomotor, 2–2.
Extremidad inferior». Ed. Masson S.A. Barcelona, 1989.
12. Kruger L.M. Surgical management of Lower Limb
deficiencies, Amputation Surgery and Lower Limb
Prosthetics. Ed G. Murdoch; Blackwell Scientific
Publications, Oxford 1988.
13. Jain S. Rehabilitation in limb deficiencies. The paediatric
Amputee. Arch Phys Med Rehab 1996 Vol 77; 9-13.
14. Kruger L.M, Hayes R. Lower limb Prosthetic
management Chapter 40, section II. The juvenile
amputee; Atlas of limb Prosthetics. The C.V. Mosby
Company St Louis 1981.
15. Marquard Ernst.The multiple limb deficient children chapter
41 en Atlas of limb prosthetics. The C.V. Mosby Company
St. Louis 1981.
16. Näder M., Näder HG. Compendio de prótesis. Prótesis para
extremidad inferior. Otto Bock. Schiele y Schön
Duderstandt 1993.
17. Alarcón J. Alargamiento de un muñón corto por
malformación. Técnica Ortopédica Internacional 12/1990.
17-21.
18. Coventry M. B., Johnson E. W.: Congenital Absent of the
Fibula 1952 J.B.J.S. Vol. 34A nº 4 pp 941-955.
19. Wood WL, Zlots N, Westin G. W. Congenital absent of the
fibula J. Bone Joint Surg. 1965-47A; 1159-1169.
20. Kruger LM, Talbott RD. Amputation and Prosthetics as
definitive treatment in Congenital absent of the fibula
J. Bone Joint Surg. 1961; 43A; 625-642.
21. Florez MT, Conejero JA, Salcedo J. Agenesia parcial
proximal del fémur. Conceptos actuales en su tratamiento.
Comunicación personal en el Congreso Nacional de
Rehabilitación. Valencia 1988.
188
22. Hootnick D. Boyd NA, Fixsen JA, H, Lloyd. Roberts GC:
The natural history and management of congenital Short
Tibia with displasia or absent of the fibula. J. Bone Joint surg
1977; 59; 13: 267-271.
23. Crandall RC: Complete longitudinal deficiency of the
fibula. Comparation of foot ablation to retention in long
term follow-up. J-Ass child. Prosth. Orth. Clin 1987; 22:
73-78.
24. Ilizarov G.A, Mukushin. V. D: Compression and distraction
osteosynthesis in the treatment of congenital malformations
of the lower limbs. In material of the XIX congress of
Traumatologists and Orthopaedist of the Ukrainian SSR.
Kiev: Zdorovje 1977: 115-118.
25. Marín Urrutia F, Salcedo Luengo J, Amaya Alarcón J.
Nuestra experiencia en el tratamiento de la deficiencia
longitudinal de peroné. TOI, 9/1990 pp. 26-32.
26. Fernandez Palaza F. Beudeham J, Rivas S, Congenital
deficiency of the tibia: report on 22 cases. Pediatric Orth,
Part B, 1998, 7: 298-302.
27. Marín Urrutia F, Ramiro Ramiro A, Arzoz Lezaun F,
Salcedo Luengo J, Amaya Alarcón S. Deficiencia congénita
longitudinal de tibia. Nuestra experiencia en 10 años.
Rehabilitación, 1990; 24:3, 185–193.
28. Brown FW, Construction of a Knee Joint in congenital total
absent of the tibia (paraxial hemimelia tibia), J. Bone Joint
Surg (AM) 1965. 47:695-704.
29. Simmond E.D. Jr.; Guisburg Glen M.; Hall J.E.; Brown’s
procedure for congenital absence of the tibia revisited. J. of
Pediatric Orthopaedics. 16; 85-89. 1996.
30. Kalanchi A., Dawe RV. Congenital deficiency of the tibia. J.
Bone Joint Surg 1985-67B:581-584.
31. Jones D., Barnes J, and Lloyd Roberts GC. Congenital
aplasia and displasia of the tibia with intact fibula;
classification and management J. Bone Joint Surg 1978, 60B:
31-39.
32. Loder RT, Herring JA: Fibular transfer for congenital
absence of the tibia. A reassessment, J. Pediatrict Orthop.
1987, 7: 135-138.
33. Conejero Casares J.A., Flores García MT, Salcedo Luengo J.
Amaya Alarcón S. Alargamientos óseos en malformaciones
congénitas de miembros inferiores. An. Esp. Pediatric. 1991.
34 (4), 293-298.
34. Mc Kenzie D. The prosthetic management of congenital
deformities of the extremities J. Bone Joint Surg. 39B; 2,
May 1957.
35. Blum C. E., Kalamchi A.; Boyd amputations in children
Clin. Orthop. 1982, 165, 138-143.
36. Boyd H. B. Amputation of the foot with calcaneo tibial
arthrodesis. J. Bone Joint Surg. 1939, (21),997-1000.
37. Aitken G.T. Proximal Femoral Focal Deficiency, Definition,
classification and management. De un Symposium celebrado
en Washington D.C. June 13, 1968. Ed National Academy of
Sciences 1969.
38. Amstutz Harlan C.; The morphology. Natural History and
Treatment of PFFD. De un Symposium celebrado en
Washington D.C. June 13 1968. Ed. National Academy of
Sciencies 1969. Washington D.C.
39. Gillespie R, Torode I. P. Classification and management of
congenital anomalies of the femur. J. Bone Joint Surg: 1983.
65B; 557-568.
40. Torode IP, And Gillespie R. The Classification and
Treatment of Proximal Femoral Prosthetics and Orthetic.
International 1991, 15, 117-126.
41. Koman LA. Meyer L.C, and Warren F.A. PPFD: a 50 years
experience. Devel Med and Child Neurol, 1962 24: 334-335.
21
44. García Pérez F, Florez García MT, Conejero Casares J.A,
Miriam Marques L, Salcedo Luengo J. Malformaciones
congénitas de las cuatro extremidades. Rev. Esp. Pediatric.
1991; 47:(4 ), 332-338.
45. Salcedo Luengo J. «Protetización de grandes amputados».
Comunicación personal al I Symposium de Técnica
Ortopédica. Octubre 1989. Andorra.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Malformaciones y ortoprótesis
42. Salcedo Luengo J. Nuevos aspectos etiopatogénicos,
rehabilitadores y quirúrgicos de la displasia femoral
focal proximal. Tesis doctoral. Departamento de Medicina Física
y Rehabilitación. Facultad de Medicina. Universidad
Complutense de Madrid. Diciembre 1994.
43. Torode IP, Gillespie R. Rotation plasty of the lower limb for
congenital defects of the fémur. J. Bone Joint Surg. 1983;
65B; 5; 569-573.
189
22
Osteointegración
en amputados
Ramón Zambudio Periago
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
INTRODUCCIÓN
La osteointegración es una técnica para el tratamiento de
los amputados que consiste en la fijación directa de la prótesis al muñón eliminando el encaje. En 1952, Per-Ingar
Brånemark [1], de la Universidad de Lun en Suecia, descubrió de forma casual el fenómeno de la osteointegración
cuando realizaba su tesis doctoral. Utilizando un implante
de titanio para estudiar el flujo sanguíneo en los huesos del
conejo observó que el implante no podía retirarse al final
del experimento, al haberse quedado adherido al hueso;
esta unión era tan fuerte que la única forma de separarlo
era rompiendo el hueso o el implante [2]. Así nació la
osteointegración.
Por tanto, la osteointegración es un fenómeno biofísico que produce una unión a nivel molecular de un material metálico: el titanio, con un material orgánico: el
hueso.
El primer implante en hueso humano se realizó en
1960. Los primeros intentos fracasaron por la formación de tejido fibroso entre el implante y el hueso [3].
Esta técnica en un principio fue utilizada a partir de los
años sesenta por Per-Ingar Brånemark en la implantación protésica de piezas dentales [4] y faciales y ha
sido sobre todo en los implantes dentales donde esta
técnica ha avanzado más rápido, extendiéndose su uti-
lización a todo el mundo y siendo en la actualidad una
técnica habitual en cualquier clínica dental. Las investigaciones fueron seguidas posteriormente por su hijo
Richard Brånemark en el Hospital Universitario de
Goteborg y llevaron por primera vez en 1990 a la utilización de esta técnica en una paciente amputada de
miembro inferior.
DÓNDE SE REALIZA ESTA TÉCNICA
EN AMPUTADOS
Esta técnica se ha extendido poco y existen pocos cirujanos con experiencia en el mundo [5]. En el Hospital Universitario de Goteborg, en Suecia, se han realizado la
mayoría de estas intervenciones. En este hospital se han
practicado más de 100 intervenciones, gracias a Richard
Brånemark y su equipo. También se está utilizando en el
Hospital Queen Mary de Roehampton, en Inglaterra,
desde 1997. En Melbourne (Australia), en asociación con
la Universidad de Monash, se han ejecutado algunas
intervenciones y existe un grupo de investigación que se
dedica al estudio de la biomecánica de los implantes de
titanio [6]. En el resto de Europa (fuera de Suecia e
Inglaterra) se han realizado casos aislados de intervenciones quirúrgicas, la mayoría bajo la supervisión de
Richard Brånemark.
191
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
TÉCNICA QUIRÚRGICA
En primer lugar es necesario colocar un anclaje dentro del
canal medular del muñón óseo. Para la colocación de este
anclaje son necesarias dos intervenciones quirúrgicas; después de cada una de ellas el paciente suele pasar 1 semana
en el hospital. Estas intervenciones se pueden realizar con
anestesia general o espinal.
En la primera intervención se coloca la base del implante, que consiste en un tornillo hueco de titanio roscado en
su interior dentro del canal medular del hueso del muñón.
El titanio es un material biocompatible e inerte que no provoca rechazo en el paciente; a continuación se cierra la
herida y se esperan 6 meses para que se produzca la unión
entre el implante y el hueso (v. figura 22-1).
En una segunda intervención se coloca un tornillo roscado macizo de titanio que se fija a la base de titanio que se
colocó en la intervención anterior. Después de esta segunda
intervención la porción distal del implante queda fuera de
la piel (v. figura 22-2). En esta zona exterior del implante
es donde posteriormente se sujetará la prótesis ortopédica.
Pero será necesario esperar 2 meses más antes de comenzar con las cargas sobre el implante.
CAMBIOS MOLECULARES
Aunque la base científica de la osteointegración todavía no
se comprende en su totalidad, parece que el titanio puro
provoca una activación de los osteoblastos y osteoclastos
que ayudan a remodelar el hueso y a conseguir una unión
firme entre el hueso y el titanio.
A nivel molecular, sobre el titanio se forma una capa de
óxido de titanio que es inerte a la corrosión. Sobre esta
capa se forma otra de peróxido de titanio que desactiva las
células inflamatorias y reduce la reacción a cuerpos extraños, consiguiendo la osteointegración [7].
Las células inflamatorias, especialmente los macrófagos, pueden contribuir al desarrollo de esta capa de óxido, secretando enzimas proteolíticas, citoquinas e iones
de superóxidos de titanio hidratado formando una matriz de
peróxido de titanio hidratado [8,9,10].
Se utilizan algunos medios para acelerar la osteointegración. Los medios farmacológicos están en fase de estudio y se están comenzando a usar proteínas morfogénicas
de hueso y células madre autólogas tras cultivo. Tanto los
medios físicos como la aplicación de campos magnéticos y
las cargas progresivas se utilizan habitualmente durante la
rehabilitación posterior.
VENTAJAS E INCONVENIENTES
La osteointegración es una técnica revolucionaria en el
campo de los amputados que aporta soluciones nuevas,
pero no está exenta de inconvenientes que están retrasando
su aceptación a nivel mundial.
192
Figura 22-1 Base del implante colocada. Tomado de Richard Brånemark (con autorización).
Las ventajas principales son:
• Fijación estable de la prótesis al muñón. En una
prótesis convencional el muñón se aloja dentro del
encaje. Este se compone de una estructura ósea
(muñón óseo) rodeada de partes blandas formada por
la musculatura residual del muñón. En los muñones
femorales, esta masa blanda que rodea al muñón
dificulta que el movimiento ejercido por el muñón óseo
se aplique correctamente al encaje. Es decir,
intentamos realizar la fijación entre dos objetos con
material semiblando, lo cual es imposible. Por tanto,
siempre van a existir pequeños movimientos entre el
encaje y el muñón que crean inseguridad durante la
marcha al amputado. En la osteointegración este
problema desaparece, puesto que el implante de titanio
que está fijado al hueso se une directamente al
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
conector metálico o pieza intermedia, lo que nos va
permitir unir la prótesis ortopédica al implante.
• Se solventan totalmente los problemas de suspensión de
la prótesis. Al existir una fijación directa de la prótesis
al muñón, no se necesitan ni válvulas ni cinturones para
fijar la prótesis y sobre todo se elimina el movimiento
de «pistoneo» tan molesto durante la marcha que
produce las molestias y rozaduras tan frecuentes en
todos los amputados de miembro inferior.
• Al no ser necesario encaje, los cambios de volumen del
muñón tampoco afectarán la adaptación de la prótesis.
También se evitan los cambios periódicos del encaje y
las molestias que esto supone durante el período de
adaptación al nuevo encaje.
• La prótesis se quita y se coloca con más facilidad que
cuando hay que introducir el muñón en el encaje.
• La sedestación con la prótesis colocada en el paciente
osteointegrado es mucho más cómoda, las zonas de
apoyo son las mismas que en la persona no amputada. Al
no existir encaje, el apoyo se hace sobre la cara posterior
del muslo y región glútea, mientras que cuando se porta
una prótesis femoral al sentarse se hace sobre una
superficie dura, como es el encaje, que ocasiona molestias
en períodos prolongados de sedestación.
• Mejora la osteopercepción del usuario, las presiones y
fuerzas que se producen en el pie protésico se transmiten
directamente al hueso y esto permite un aumento de la
información sensitiva que recibe el usuario.
Los inconvenientes no son tan numerosos, pero sí de gran
importancia:
• Riesgo de infecciones: el implante de titanio permite la
existencia de una solución de continuidad entre el
interior y el exterior del muñón. A pesar de que a todos
los pacientes se les aconseja una higiene rigurosa, son
relativamente frecuentes las infecciones; la mayoría de
ellas son superficiales, pero también pueden ocurrir
infecciones profundas que son mucho más difíciles de
controlar.
INDICACIONES DE LA OSTEOINTEGRACIÓN
Según Brånemark, en la actualidad y debido a los inconvenientes descritos anteriormente, las indicaciones de la
osteointegración se limitan a los pacientes amputados con
complicaciones serias que le dificultan la adaptación a una
prótesis convencional. Las complicaciones que pueden llevar a una indicación de esta técnica son: infecciones recurrentes en la piel, muñones sensibles y dolorosos, ulceraciones de repetición en las zonas de contacto con el encaje,
cambios frecuentes de volumen del muñón y piel del muñón
de mala calidad que no tolera presiones.
CONTRAINDICACIONES
DE LA OSTEOINTEGRACIÓN
Está totalmente contraindicada:
• En los casos de anatomía atípica del esqueleto por la
dificultad que supone la correcta colocación del
implante.
• En niños, por el problema que supone la adaptación del
anclaje cuando el hueso sigue creciendo.
• En osteoporosis del muñón óseo.
• En enfermedades sistémicas, tales como diabetes o
patología vascular periférica, que pueden comprometer
la cicatrización.
• En pacientes inseguros o psicológicamente débiles.
REHABILITACIÓN
Para evitar la formación de tejido fibroso entre el hueso y
el implante –que haría fracasar la intervención quirúrgica–, la clave es realizar un cuidadoso proceso de rehabilitación con cargas progresivas donde el dolor va a servir de
guía sobre la progresión de la carga y un fortalecimiento
muscular progresivo del muñón y del resto de la musculatura. La rehabilitación suele durar un promedio de
10 meses.
193
Osteointegración en amputados
Figura 22-2 Implante colocado. Tomado de Richard Brånemark
(con autorización).
prótesis va a repercutir directamente al hueso donde
está sujeto el implante, con el consiguiente riesgo de
fractura.
• El proceso de la osteointegración suele durar por
término medio 18 meses debido a las dos
intervenciones quirúrgicas y la posterior rehabilitación.
Esta tardanza es una de las quejas más frecuentes de
los pacientes que han seguido esta terapia.
• El paciente portador de prótesis osteointegrada
necesita una higiene meticulosa del muñón y no son
aconsejables los baños en lugares públicos.
• El coste de este tratamiento en la actualidad se
encuentra en torno a los 70.000 euros.
22
• Riesgo de fracturas: una caída o un golpe sobre la
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Cuando se comienza a cargar sobre la prótesis se coloca un
dispositivo conector que une el implante a la prótesis durante
el período que se va a realizar la carga. Para evitar una lesión
en el caso de una caída, existe un mecanismo de seguridad
que consigue desconectar los dos elementos (v. figura 22-3).
Las cargas comienzan 2 meses después del segundo estadio de cirugía, es decir, 2 meses después de la colocación del
implante que sobresale por la piel. Al principio se adapta una
prótesis corta de aprendizaje y se van añadiendo 10 kg de
carga a la semana. El paciente controla la carga en una banqueta o mesita y va aumentando gradualmente esta. Para
medir las cargas se utiliza una báscula donde se apoya el
pilón. Los primeros 2 meses se reducen a carga axial directa
usando un pilón corto. A los 2 meses de estar realizando
cargas progresivas con la prótesis corta se comienzan a
hacer cargas parciales con la prótesis completa (con longitud
definitiva) en paralelas. Más adelante se pasará a cargar con
dos bastones, un bastón, etc. Y así se continúa 2 o 3 meses
más. Aproximadamente 6 meses después del inicio de la
rehabilitación se consigue cargar todo el peso del cuerpo
sobre la prótesis (v. figura 22-4).
OSTEOPERCEPCIÓN
La osteopercepción se define como la habilidad de los
pacientes sometidos a osteointegración para identificar las
sensaciones táctiles transmitidas a través de la prótesis [11].
Algunos investigadores sugieren que esto es debido al crecimiento nervioso en el hueso remodelado [12]. El paciente rápidamente aprende a distinguir distintas sensaciones
que le llegan a través de la prótesis. Esto le ayuda a realizar
la marcha de una forma más natural y segura.
RESULTADOS DE LA OSTEOINTEGRACIÓN
No son muchos los estudios realizados sobre osteointegración en amputados. En 1994, P.I. Bränemark [13] presentó
Figura 22-3 Conector entre el implante y la prótesis. Tomado de
Richard Brånemark (con autorización).
194
Figura 22-4 Carga completa sobre la prótesis. (Por cortesía de
Otto Bock.)
en una conferencia internacional sobre avances en prótesis
los resultados de 16 amputados femorales que habían recibido un implante y con un seguimiento de 3 años. Durante
este tiempo observaron cinco complicaciones mecánicas,
dos fallos del implante, un fallo de la base del implante y
otro combinado después de una caída.
La infección fue la complicación más frecuente:
14 infecciones superficiales y 7 infecciones profundas.
Todas las infecciones cedieron con antibióticos, menos
una, que requirió una amputación más alta. Otro desarrolló una infección crónica y cinco perdieron la fijación. Tres
de estas últimas complicaciones fueron resueltas con nuevas reamputaciones.
De los 16 amputados osteointegrados, 13 usaban la prótesis
a los 3 años, aunque dos seguían con infecciones crónicas.
En 1996, G. Lundborg [14] publicó los resultados de tres
pacientes con amputación traumática del pulgar a los que
se colocó un dedo sujeto mediante un implante. Después de
un seguimiento de 3 años no describen problemas posteriores.
El estudio más completo publicado hasta hoy es el realizado en Roehampton (Inglaterra) en un programa experimental realizado entre 1997 y 2003 en amputados femorales por Sullivan y cols. [15].
Se seleccionaron 11 pacientes de 56 ateniéndose a los
siguientes criterios: todos habían tenido problemas con la
adaptación a la prótesis convencional, eran adultos menores de 70 años y con una aproximación geográfica de alre-
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CONCLUSIONES
Se han descrito los orígenes de la osteointegración, sus
efectos a nivel molecular, la técnica quirúrgica, la rehabilitación posterior a la osteintegración en amputados de
miembros y los resultados publicados en la bibliografía.
Esta técnica se encuentra en proceso de desarrollo y
todavía no está justificada su aplicación en todos los amputados de miembros, por los inconvenientes que acarrea. En
la actualidad únicamente estaría indicada su aplicación en
amputados que han tenido problemas insalvables con las
prótesis convencionales.
1. Brånemark P-I. Vital microscopy of bone marrow in rabbit.
Scand J Clin Lab Invest 1959; 11 Suppl 38: 1-82.
2. Brånemark P-I. Osseointegration and its experimental
studies. J Prosthetic Dentistry 1983;50:399-410.
3. Southam JC, Selwyn R. Structural changes around screws
used in the treatment of fractured human mandibles. Br J
Oral Surg 1971;8:211-21.
4. Adell R, Ericksson B, Kekholm U, Brånemark PI, Jemt T.
Long-term follow-up study of osseointegrated implants in
the treatment of totally endentulous jaws. Int J Oral
Maxillofac Implants 1990;5:347-59.
5. Zambudio R. Osteointegración en amputados de miembros.
Rehabilitación 2007; 41(4): 180-84.
6. Frossard L, Lee Gow D, Contoyannis B, Ewins D. Loanding
Applied to the implant of transfemoral amputees fitted with
a direct skeletal fixation during walking in a straight line
and around a circle. In proceedings International Society of
Biomechanical XIXth Congress. 2003 pag. 114-114.
7. Sundgren JE, Bodö P, Lundström I. Auger
electronspectroscopic studies of the interface between
human tissue and implants of titanium and stainless steel.
J Coll Int Sci 1986;110:9-20.
8. Richard Brånemark, MD, PhD; P-I Brånemark, MD, PhD;
Robert R. Myers, PhD. Osseointegration in skeletal
reconstruction and rehabilitation. J Rehabil Res Dev
2001;2:175-81.
9. Bjursten LM. The bone-implant interface in
osseointegration. In: Rydevik B, Brånemark P-I, Skalak R,
editors. International Workshop on Osseointegration in
Skeletal Reconstruction and Joint Replacement. Göteborg:
The Institute for Applied Biotechnology; Sweden, 1991;
p. 25-31.
10. Ysander M, Brånemark R, Olmarker K, Myers RR.
Intramedullary osseointegration. Development of a rodent
model and study of histology and neuropeptide changes
around titanium implants. J Rehabil Res Dev
2001;38:183-90.
11. Dahlström L. A summary of the work of Torgny Haraldson.
In: Williams E, Rydevik B, Johns R, Brånemark PI, editors.
Osseoperception and musculo-skeletal function. The
Institute for Applied Biotechnology, 1999; p.68-85.
12. Jacobs R, Brånemark R, Olmarker K, Rydevik R, Van
Steenberghe D, Brånemark P-I. Evaluation of the
psychophysical detection threshold level for vibrotactile and
pressure stimulation of prosthetic limbs using bone
anchorage or soft tissue support. Prosthet Orthot Int
2000;4:133-42.
13. Brånemark P-I. Osseointegration in orthopaedic surgery.
Proceedings of First World Congress of Osseointegration.
1994; pag. 17-8.
14. Lundborg G, Brånemark PI, Rosen B. Osseointegrated
thumb prostheses: a concept for fixation of digit prosthetic
devices J Hand Surg [Am] 1996;2:216-21.
15. Sullivan J, Uden M, Robinson KP, Sooriakumaran S.
Rehabilitation of the trans-femoral amputee with an
osseointegrated prosthesis: the United Kingdom experience.
Prosthet Orthot Int 2003;2:114-20.
16. Hagberg K, Haggstrom E, Uden M, Brånemark R. Socket
versus bone-anchored trans-femoral prostheses: hip range of
motion and sitting comfort. Prosthet Orthot Int
2005;2:153-63.
195
22
BIBLIOGRAFÍA
Osteointegración en amputados
dedor de 150 millas para los cuidados de la amputación y
posterior rehabilitación.
Se descartaron los pacientes con: osteoporosis, diabetes, etiología vascular, peso superior a 100 kg, flexo de
muñón, artrosis de cadera del lado amputado, muñón femoral muy corto, razones psicológicas o sociales, riesgo para
ser sometido a intervenciones, pacientes que no querían
asumir el protocolo de tratamiento.
El tratamiento duró 18 meses desde el comienzo hasta
la carga completa con la prótesis y precisaron una media de
46 visitas ambulatorias después del segundo estadio de la
cirugía.
Al finalizar el estudio, de los 11 pacientes a los que se
les practicó la osteointegración: nueve utilizaban la prótesis diariamente a todas horas, tres sufrieron osteomielitis
(28%), dos requirieron una retirada del implante y uno
tomaba permanentemente antibióticos.
Se analizaron las consecuencias psicosociales después
de la osteointegración y se encontró: de 11 pacientes, cuatro se divorciaron, aparentemente no hubo mejoría en la
marcha, movilidad y calidad de vida de los pacientes; cinco pacientes precisaron el cambio de su implante debido a
deformaciones mecánicas por caídas y en dos casos se
rompió el implante.
Se utilizó un cuestionario para conocer la valoración de los
propios pacientes. Se encontraron como aspectos negativos: el
tiempo transcurrido durante todo el proceso, que fue más largo de lo que ellos esperaban, las numerosas visitas al hospital,
frustración por la lentitud del programa de rehabilitación y
limitaciones en: natación, correr, saltar, realizar trabajos
manuales pesados por el riesgo de un fallo mecánico.
Como aspectos positivos se destacaron: la mejora de la
propiocepción en términos de conocer la posición de la prótesis y el pie, mejora de la percepción sensitiva (osteopercepción) y la sensación de ser capaces de andar más tiempo
y hacer más cosas que con la prótesis antigua.
En un estudio más reciente K. Hagberg [16], comparando
el grado de movilidad de la cadera entre amputados femorales que usan prótesis con encaje y con osteointegración,
encontró que la flexión media del muñón con los portadores
de encaje es de 97º y en los osteointegrados de 127º. En el
movimiento de abducción/aducción las diferencias fueron
menores: con encaje, 45º y osteointegrados, 48º.
23
Aparatos de marcha
Miguel Ángel González Viejo y Alba Gómez Garrido
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
INTRODUCCIÓN
El término ortesis es la traducción del término orthosis, procedente del griego, y significa poner recto. Durante muchas
décadas, las ortesis han sido aparatos que sólo se han utilizado
para colocar rectas las extremidades y la columna, pero desde
hace un tiempo han comenzado a utilizarse con objetivos preventivos de las deformidades, como ocurre en los traumatismos craneoencefálicos (TCE); también para mantener una
función, como sucede en las miopatías de Duchenne, y, finalmente, con objetivo funcional, que es el uso que tienen los
reciprocadores en el mielomeningocele o en las paraplejías.
El problema principal que existe con la aplicación y uso de
las ortesis es que deben ser fabricadas a medida, y no existen
estándares adecuados, especialmente en nuestro medio, por
falta de formación específica de los técnicos ortoprotésicos.
Las ortesis son más efectivas y beneficiosas si los objetivos funcionales por las que se colocan están perfectamente
definidos y son asumidos por la totalidad del equipo, porque
el tipo de ortesis depende de las necesidades biomecánicas y
de los objetivos funcionales para cada individuo [1].
La prescripción ortésica debe reunir una serie de indicaciones, como ocurre con las indicaciones farmacéuticas, y
deben incluir el nombre y apellidos del usuario, diagnóstico, descripción y diseño de la misma, objetivo de uso y
forma de aplicación.
La terminología de las ortesis no se ha desarrollado suficientemente en lengua española, por lo que muchas siguen
denominándose con nombre propio, cuando lo correcto es
agruparlas como parte de grupos terapéuticos. Actualmente
se utiliza la terminología que se estandarizó a partir de 1970
en EE. UU. [2], porque hasta ese momento eran identificadas por nombres propios o epónimos derivados de su lugar
de origen o desarrollo. Hay varios ejemplos de esta situación
como: Klenzack, Scottish Rite, etc., pero el problema es que
no identificaban claramente los objetivos terapéuticos.
Harris [3] fue el que realizó el primer informe, en 1973, para
la Task Force on Standardization of Prosthetic-Orthotic Terminology, para la unificación de la terminología ortésica. El objetivo primario de su trabajo fue desarrollar términos basados en
sistemas lógicos, que sirvieran para comunicar las funciones
deseadas. Un objetivo secundario fue proveer a los médicos,
terapeutas y técnicos ortoprotésicos de un lenguaje común.
Se definieron a partir de entonces las ortesis como un
aparato médico aplicado en o alrededor de un segmento
corporal, que reduce deficiencias o alteraciones funcionales. Es decir, las ortesis suplen funciones.
La Task Force recomendó utilizar las articulaciones
mayores como elemento de definición de las ortesis, de forma que combinando las iniciales de las letras de las articulaciones se crean los acrónimos. Por ejemplo, las ortesis
largas de la extremidad inferior, que abarcan desde la rodilla (knee) hasta el tobillo (ankle) y el pie (foot), se denomi-
197
nará KAFO, que corresponde a Knee-Ankle-Foot-Orthosis. A pesar de esto, desgraciadamente, en la práctica
clínica habitual el uso de epónimos no ha desaparecido.
Hoy, la American Academy of Orthopedic Surgeons, el
Committee on Prosthetics-Orthotics Education on National
Academy of Sciences y la American Orthotics and Prosthetics
denominan a las ortesis según los siguientes acrónimos:
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
• FO. Ortesis de pie. Son ortesis para controlar el pie y
la articulación subastragalina.
• AFO. Ortesis de tobillo y pie. Son ortesis que sirven
para controlar el pie y la articulación del tobillo y de
forma indirecta la rodilla.
• KAFO. Ortesis de rodilla, tobillo y pie. Son ortesis para
el control del pie y las articulaciones de tobillo y rodilla.
• HKAFO. Ortesis de control de las articulaciones de
cadera, rodilla, tobillo y pie.
• RGO. Reciprocating Gait Orthoses. Ortesis
reciprocadoras de marcha.
Un elemento importante en la terminología se refiere a los
sistemas de control de las articulaciones, que son los elementos que se interponen en las mismas, para dar funcionalidad al sistema. Pueden actuar de diferentes formas,
libres cuando no controlan el movimiento, asistidas cuando
ayudan al movimiento, con movimiento restringido o fijas.
En la prescripción debe indicarse qué tipo de articulación
se coloca, y si es restringida debe especificarse en qué rango articular se produce la limitación del movimiento.
OBJETIVOS DE LAS ORTESIS
DE EXTREMIDAD INFERIOR
El primer objetivo en el diseño de las ortesis es adecuarse
a las necesidades biomecánicas del paciente, para sustituir
las funciones articulares o las deficiencias musculares. El
segundo es conseguir alinear la extremidad y reducir las
desaxaciones o evitarlas. La construcción de una ortesis
debe cumplir una serie de requisitos:
• Individualizarla para cada paciente.
• Confeccionarla a través de un molde tomado
directamente sobre el paciente.
• Usar material de poco peso y gran confortabilidad.
• Aspecto cosmético, que permita la aceptación y uso
por el usuario de la misma.
EVALUACIÓN DEL PACIENTE
Antes de prescribir una ortesis es preciso realizar una evaluación correcta del paciente, que debe incluir una serie de
análisis [1]:
• Balance articular.
• Balance muscular.
198
• Sensibilidad.
• Cambios de volumen de la extremidad.
• Alineación estática.
• Marcha.
Balance articular de las extremidades
inferiores
Si se encuentra limitado en las articulaciones incursas en
la ortesis, es preciso corregirlo previamente, porque, por
ejemplo, una contractura en flexión plantar del tobillo, asociada con una rotación interna del fémur y de la tibia, se
compensa con una eversión del calcáneo y pronación
mediotarsal. En el individuo con este tipo de contractura,
al colocar el pie en el suelo, las articulaciones distales a la
subastragalina deben sustituir el déficit de rango articular
de aquella, lo que a la larga creará deformidades, con inestabilidad en dicha articulación y en la mediotarsiana, que
serán irreparables.
Balance muscular
La determinación del balance muscular [4] y de la espasticidad permite conocer los controles biomecánicos que son
necesarios para que la ortesis provoque un movimiento
estable en la deambulación. Debe conseguirse con la colocación de la ortesis una interacción entre el tobillo, rodilla,
cadera, pelvis y tronco, tanto durante la fase de apoyo como
durante la oscilación de la extremidad. Por ejemplo, una
ortesis puede diseñarse para sustituir una inadecuada fuerza del tibial anterior y de los extensores de los dedos y que
controle el grado de plantiflexión durante la fase de oscilación, pero la pregunta siguiente sería: ¿qué impacto tiene
esto sobre el despegue de la extremidad, al reducir la plantiflexión? La contracción excéntrica de los dorsiflexores
también controla la flexión plantar y en este sujeto estaría
reducida o desaparecida, pero colocando el tobillo en dorsiflexión, mediante la AFO, se elimina este control de la
plantiflexión y se crea un momento flexor en la rodilla al
iniciarse la carga e inmediatamente después de la misma.
Cuando el sujeto tiene el psoas y el cuádriceps con un
balance muscular a 4 o superior no provoca ningún problema, pero cuando el balance muscular es 3 o 3+, aunque
potencialmente existe esa posibilidad, depende de otros
factores, como el peso de la persona y de la propiocepción
que presente, pudiendo en algunos casos presentar la claudicación de la rodilla, por no haber contemplado de forma
adecuada el balance muscular.
Cuando tengamos que prescribir una ortesis es preciso
realizar un test muscular adecuado, evaluando la estabilidad de las articulaciones en los planos sagital y coronal, y
predecir las posibles deformidades patomecánicas. El test
muscular debe contemplar siempre cada articulación, valorando la simetría entre agonistas y antagonistas. Así, por
ejemplo, cuando el tibial anterior es potente a 4 sobre 5,
pero los perineos son deficitarios, la articulación subastragalina y el calcáneo colocan al pie en inversión. También si
los gemelos y el sóleo son débiles a 2 sobre 5, el pie se
coloca en dorsiflexión e inversión y aunque el sujeto pueda
flexión plantar del pie, por espasticidad de los gemelos y
sóleo, podemos ver un gran número de compensaciones, de
forma que a la flexión plantar talo crural se añade una eversión subtalar, una pronación mediotarsal y una abducción
del antepié y proximalmente puede observarse una hiperextensión de rodilla, rotación interna de tibia y fémur, así
como la retracción de la pelvis e inclinación anterior de la
misma. La alineación estática es importante, porque una
vez se ha colocado la ortesis, podemos observar las modificaciones que se producen en la misma.
23
ser capaz de levantar el pie del suelo durante la oscilación,
la posición en dorsiflexión e inversión creará a la larga una
deformidad que se estructurará, mucho más si el paciente
está en crecimiento, como sucede a los niños con mielomeningocele o con parálisis cerebral o miopatía. En resumen,
no debemos olvidar que el estudio del balance muscular no
es sólo una prueba para conocer el estado actual de los
músculos, sino que también sirve para prever futuras deformidades que se estructurarán.
La propiocepción del tobillo es vital para el control de la
rodilla. Si un individuo no sabe el lugar donde tiene colocada su rodilla en relación con el tobillo, la cadera y el
tronco, tendrá graves dificultades para la estabilidad y para
la alineación correcta, de forma que puede usar como compensación una extensión incontrolada de la rodilla, más
allá del límite del arco articular, en hiperextensión, con el
objeto de evitar la flexión de la rodilla. También es necesario conocer si hay alteración de la sensibilidad superficial,
no inhabitual en diabéticos, con polineuropatía, porque hay
que prever la posibilidad de úlceras por presión debido al
roce con la ortesis.
Volumen de la extremidad
Debe valorarse si es posible que existan cambios volumétricos de la extremidad a lo largo del día, porque no es
infrecuente que los pacientes que precisen una ortesis tengan parálisis muscular y, por ende, dificultades para la
movilización de la columna hidrostática sanguínea. En
otras ocasiones se presenta lipedema o linfedema, que pueden modificar el volumen y ser la causa de presiones de la
ortesis en algunos puntos a lo largo del día.
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Alineación estática
La determinación de la alineación estática de la extremidad sin ortesis, es decir, el cuadrilátero que forman las
espinas ilíacas anterosuperiores y la línea que pasa por
las caderas, rodillas y articulaciones tibioastragalinas
(v. figura 23-1), es fundamental para conocer el equilibrio
entre el tronco y las extremidades y servirá para saber el
efecto que tiene sobre una articulación, sobre la movilidad
articular, la alineación y la marcha. Por ejemplo, si observamos la alineación en un paciente con una contractura en
Evaluación de la marcha
Siempre que sea posible es necesario evaluar la marcha sin
ortesis, porque nos permite comparar el test del balance
muscular con la actividad muscular durante la marcha, y
también porque sirve para observar la diferencia que existe
entre la espasticidad estática, en decúbito y/o bipedestación con la dinámica, que aparece al interaccionar la acción
muscular con la gravedad en el momento de la deambulación, porque en ocasiones la espasticidad se incrementa de
forma notable durante la marcha, como sucede en las afecciones de origen neurológico central: TCE, AVC o en las
lesiones medulares incompletas.
En la evaluación de la marcha debe analizarse, igualmente, cómo influyen las alteraciones del balance muscular, articular, de la alineación y de la espasticidad en los determinantes de la misma [6], es decir, en la rotación pélvica,
inclinación pélvica, flexión de rodilla, movimiento del pie y
de la rodilla y desplazamiento lateral de la pelvis.
Las ortesis deben controlar la alineación del pie, la articulación subastragalina, en el plano frontal, es decir, cómo
se comporta mediolateralmente el calcáneo, cómo rota en
valgo o varo, dónde se coloca el balance articular de las
articulaciones, la alineación de la extremidad y los determinantes de la marcha.
ORTESIS DE LA EXTREMIDAD INFERIOR
Ortesis para el control de la articulación
del tobillo AFO
Las AFO son ortesis que sirven para controlar el pie y la
articulación del tobillo y de forma indirecta la rodilla. Su
función consiste en restringir la flexión plantar provocada por
Figura 23-1 Técnica Johns Hopkins Hospital para determinar la desaxación de
extremidades inferiores. A. Alineación
normal. B. Alineación normal pero con
deformidad de la extremidad. C. Alineación anómala con una articulación fuera
del eje. D. Alineación anómala con dos
articulaciones fuera del eje.
199
Aparatos de marcha
Sensibilidad
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
el peso y la gravedad y controlar la fuerza de reacción del
suelo en el inicio del apoyo y en la toma de contacto y evitar
el apoyo del antepié o la caída brusca de la punta del pie,
remedando el efecto que hacen los músculos dorsiflexores,
permitiendo el aterrizaje suave del pie en el suelo. Durante la
fase de oscilación tiene como misión contrarrestar la fuerza
de la gravedad que llevaría el pie hacia una flexión exagerada,
así como impedir la hiperflexión de la cadera y rodilla, es
decir, actuar sobre las anormalidades de la marcha.
Las principales anormalidades de la marcha en las que
pueden utilizarse las AFO son [7]:
Inadecuada dorsiflexión en la oscilación
de la extremidad
En la marcha normal, el tobillo dorsiflexiona aproximadamente 10º durante las tres fases de la oscilación. La inadecuada dorsiflexión, durante la transición del paso entre la
fase media y terminal de la oscilación, puede provocar un
arrastre del pie, principalmente del antepié. Esto puede
atribuirse a varios factores, en primer lugar sería debido a
la debilidad de la musculatura dorsiflexora, causada por
una lesión del SNC por lesión cerebral o por una lesión del
nervio periférico, del nervio común peroneal. Otra causa
sería la incapacidad para contrarrestar el aumento de la
actividad del tríceps sural por hipertonía, espasticidad o
clonus. Además, la disminución de la dorsiflexión del pie
durante la oscilación también puede estar causada por fuerzas más proximales, como alteraciones en el tronco y en la
extremidad inferior por encima de la base de apoyo [8].
Las alteraciones causadas por desequilibrios musculares y
compensaciones en movimiento pueden ocurrir después de
una lesión cerebral.
Biomecánicamente, cuando la pelvis gira, el fémur y la
tibia rotan hacia el exterior y a su vez, a nivel plantar, se
produce una flexión del tobillo y una supinación del pie.
Esto coloca al tobillo y al pie en posición de equinovaro. Es
necesaria una evaluación de los grupos musculares de la
zona distal y proximal para determinar la causa proximal
del equinovaro postural.
La única alteración de la marcha en la que estaría indicada una AFO de plástico ligera y flexible es cuando exista
una inadecuada dorsiflexión sin que el tono muscular esté
aumentado. La ventaja de este modelo es que permite una
flexión plantar normal durante la carga del peso del cuerpo; si además existe una dorsiflexión insuficiente, por exceso de actividad del tríceps sural, podría estar indicada una
AFO rígida.
Inadecuada dorsiflexión durante la fase de apoyo
La dorsiflexión inadecuada del pie crea un problema en la
progresión e inercia del cuerpo, cuando debe iniciarse el
contacto del talón con el suelo. En un paciente que carece
de dorsiflexión activa, cuando el pie contacta con el suelo,
lo hace en la parte media del mismo o en la anterior, y esto
puede conducir a una disminución de la absorción del choque, que termina repercutiendo en la rodilla, limitando su
flexión para dar estabilidad a la carga [9]. Para hacer fren200
te a esta desviación, la colocación de una AFO que mantenga al tobillo en posición neutra durante la oscilación permite que el primer contacto inicial se realice con el talón y
no aparezca la compensación en la rodilla. Las modificaciones del zapato también pueden lograr disminuir las
fuerzas de carga y atenuar las exigencias que se producen
sobre el cuádriceps, para contrarrestar la flexión de rodilla
en ese momento.
Inestabilidad mediolateral del tobillo y el pie
Las desviaciones del tobillo y el pie, como el varo, excesiva
inversión, y el valgo, excesiva eversión, pueden observarse
a lo largo del ciclo de la marcha. La desviación más común
en el pie es en varo, que puede ser leve, cuando es flexible
y se corrige con peso de la carga, o severa, cuando no es
flexible y no se corrige en esa circunstancia. En el pie varo
se realiza la carga, durante la toma de contacto, en el borde
lateral del pie y actúa como una base rígida e inestable
durante la aceptación del peso.
Clínicamente, los pacientes con un varo leve, pero persistente, pueden beneficiarse de las ortesis dinámicas. Las
AFO dinámicas se construyen para facilitar la eversión e
inhibir la inversión. Los pacientes con un fuerte componente varo requieren una AFO rígida con máximo apoyo.
Cuando el varo es severo e insuficientemente controlado
por la AFO rígida, pueden añadirse modificaciones en el
zapato, aumentando la base de apoyo que reducirá la tendencia del pie al desplazamiento lateral durante el varo postural [10]. En los pacientes en los que persiste un varo
severo, pese a la ortesis rígida, la corrección del zapato
suele ser necesaria, así como una nueva evaluación para
determinar la causa principal de dicho varo postural, y esta
puede encontrarse en una zona más proximal, por alteraciones del tronco o la pelvis.
Inestabilidad de la tibia durante la fase de apoyo
El insuficiente control de la tibia durante la marcha se puede
manifestar de dos formas. Un paciente con falta de control
de la tibia por debilidad del tríceps sural presenta una marcha con flexión de rodilla y dorsiflexión de tobillo durante
la fase de apoyo y podría beneficiarse de una AFO rígida,
con el objetivo de mantener la tibia vertical y evitar así el
colapso que provoca una dorsiflexión excesiva. Una desviación secundaria, asociada a la falta de control de la tibia se
produce cuando el paciente recurva la rodilla y hace una
excesiva flexión plantar del tobillo, para lograr un pie plantígrado durante el apoyo. Esta desviación puede deberse a
la debilidad del tríceps sural, combinada con una contractura en flexión plantar, a una rotación de la pelvis hacia atrás
o una debilidad del cuádriceps. Una AFO que mantenga
rígida la articulación tibioperoneoastragalina puede utilizarse para mantener la tibia vertical respecto el suelo y así
evitar que la rodilla empuje en recurvatum, porque la AFO
también actúa sobre la rodilla, debido a la relación existente desde el punto de vista biomecánico entre la tibia y el
fémur. Por tanto, no es necesario que la ortesis cruce la articulación de la rodilla para que influya en su movimiento.
El control de las ortesis se basa en el sistema de aplicación
de fuerza a través de tres puntos (v. figura 23-2). La fuerza de corrección se aplica siempre sobre el lado convexo de
la curva, colocándose dos fuerzas en el lado contralateral.
Si se incrementa la distancia de las fuerzas de contrarreacción, también se incrementa la efectividad.
Según el principio de que la presión ejercida es el resultado del cociente de la fuerza total aplicada, dividida por el
área de la fuerza de aplicación, el objetivo es distribuir las
fuerzas sobre una superficie amplia, para reducir el resultado de la presión. Las ortesis deben evitar las prominencias óseas, para que la efectividad de la fuerza de tres puntos sea adecuada y consiga sus objetivos.
Para llegar a obtener una estabilidad adecuada mediolateral de la articulación subastragalina y un control de la
eversión subtalar, la fuerza de tres puntos debe colocarse
proximalmente al maléolo interno y al sustentaculum tali.
La presión no debe aplicarse directamente sobre el maléolo, si no por encima y debajo del mismo. El sustentaculum
Bloqueo de la flexión plantar
Un bloqueo de la flexión plantar o stop posterior se coloca
para sustituir una inadecuada fuerza de los dorsiflexores,
incluyendo el tibial anterior, extensor hallucis longus y extensor digitorum longus, durante la fase de oscilación. Este stop
es efectivo para limitar la plantiflexión de la articulación
subastragalina. El sistema de fuerzas de tres puntos tiene una
fuerza en la articulación del tobillo y dos contrafuerzas,
una situada a nivel de la superficie plantar y la segunda en la
parte posterior de la pantorrilla. Es muy importante evaluar el
ángulo que forman la tibia y el suelo; este se define como la
bisectriz que forma la tibia en el plano sagital (v. figura 23-3)
con el suelo. Debe medirse con el calzado y puede modificarse
cambiando la altura del tacón del zapato. Cuando se coloca en
relativa dorsiflexión, el tacón del zapato provoca un momento
flexor de rodilla en el momento de la carga y puede reducir la
moderada o media hiperextensión durante la media estancia.
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Bloqueo de la dorsiflexión
Se utiliza un stop anterior en las AFO para simular el despegue y sustituir la debilidad de los gemelos y sóleo. El
stop limita el avance de la tibia durante la media estancia y
da estabilidad en el plano sagital, limitando la dorsiflexión
de la articulación talocalcánea. La limitación de la dorsiflexión, desde la posición neutra a una ligera plantiflexión,
influye en la estabilidad de la rodilla y asiste al cuádriceps
cuando su balance es inferior a 3, de forma que el centro de
masas se mueve por delante del eje de la rodilla, a causa del
vector de fuerza generado por la reacción del suelo, y así se
crea una ligera extensión de rodilla o recurvatum, que da
estabilidad a la marcha.
Asistencia a la dorsiflexión
Figura 23-2 Sistema de aplicación de fuerza a través de tres
puntos en las ortesis. a, calcáneo; b, maléolo tibial; c, sustentaculum tali; d, zona proximal pierna (lado lateral).
Se puede conseguir a través de la memoria del material del
que esté construida la ortesis o también a través de una
articulación, de esta forma hace que la articulación subastragalina provoque una dorsiflexión, para elevar el pie del
suelo durante la fase de oscilación y consiguiendo una
plantiflexión en el momento de la carga, que provoca
una disminución del momento flexor plantar y que puede
desestabilizar la rodilla [5].
Cuando se ejecuta a través de la memoria del material
de la ortesis, es decir, de su flexibilidad, dependerá de la
201
23
Sistema de tres puntos
tali se localiza en la parte final del calcáneo y si se estabiliza correctamente, por medio de una almohadilla, es un
punto muy adecuado para sostener al calcáneo [5]. Las dos
fuerzas de contrarreacción deben colocarse por encima y
debajo de la articulación, tan lejos como sea posible, para
incrementar el brazo de palanca.
La inversión subtalar, debido a una fuerza no opuesta al
tibial anterior, puede controlarse a través de una fuerza
situada proximalmente al maléolo peroneal, sobre el cuboides, porque no es posible aplicar la fuerza directamente
sobre el maléolo perineal. Las dos fuerzas de contrarreacción deben colocarse en la parte distal interna del calcáneo
y en la parte proximal de la tibia.
Aparatos de marcha
BIOMECÁNICA PARA EL CONTROL
DE LAS AFO
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
La abrazadera es el sistema por el que se sujeta la ortesis
al extremo proximal de la pierna; siempre debe estar situada 2 cm más abajo de la cabeza perineal, para evitar la
compresión del nervio CPE (ciático poplíteo externo), y
una vez cerrada debe permitir introducir un dedo entre la
parte interna de la misma y la piel. Generalmente se confeccionan en cuero o en material de plástico blando, forrado internamente de tepefoam, para que sea más agradable
al contacto con la piel.
El control de la articulación subastragalina depende,
fundamentalmente, de la integridad del calzado; por eso,
cuando este pierde rigidez, la ortesis también pierde el control de la articulación.
Los tutores son el método que sirve para anclar el sistema, que se ejecuta a través del estribo, situado en la parte
inferior y que se coloca por dentro del tacón del calzado,
sujeto al cambrillón del calzado. Pueden ser unilaterales o
bilaterales, pero es preferible el uso de un sistema bilateral,
porque de esta forma se habilitan dos articulaciones para el
control y la asistencia a la articulación del tobillo.
Los tutores pueden estar confeccionados en duraluminio –sería el clásico bitutor corto (v. figura 23-5) en la terminología habitual en nuestro medio– o en cuerda de piano, que es el sistema que forma parte de la ortesis
denominada Codivilla (v. figura 23-6).
Las articulaciones deben colocarse en la misma posición
en la que están situados los dos maléolos, es decir, la interna,
la que corresponde al maléolo tibial, relativamente más adelantada que la externa, correspondiente al maléolo peroneal.
Dentro del bitutor corto existen diversas posibilidades
respecto a la articulación del tobillo:
Figura 23-3 Ángulo que forman la tibia y el suelo.
• Articulación libre en flexión dorsal con bloqueo de la
longitud, tamaño y duración de la ortesis y al menos debe
tener una fuerza de 1 a 3 dinas.
Tipos AFO
Existen diferentes tipos, dependiendo de su diseño.
AFO convencionales
Las AFO convencionales están compuestas por calzado,
abrazadera, tutores con estribo y articulaciones que se unen
al calzado (v. figura 23-4).
A
202
B
C
flexión plantar, que se utiliza frecuentemente en
pacientes con secuelas de AVC.
• Articulación con asistencia a la flexión dorsal y
bloqueo de la flexión plantar. La asistencia a la flexión
dorsal se realiza a través de un sistema de muelles y
generalmente se utiliza en las parálisis fláccidas
periféricas y centrales, y entonces es cuando se
denomina al bitutor tipo Klenzac.
• Doble articulación (BiCAAL), cuando se asiste tanto
la flexión plantar como la dorsal. Consiste en dos
Figura 23-4 Diferencias de los componentes de las AFO. A. Plástico/fibra de
carbono con articulación Tamarac. B. Mixtas (Jousto). C. Convencionales (bitutor
corto).
Figura 23-5 AFO convencional. Bitutor corto con calzado deportivo y calzado ortopédico.
muelles a compresión que movilizan la articulación en
flexión dorsal o plantar, según sea el momento de la
marcha, la oscilación o el despegue.
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El uso de uno u otro sistema dependerá de los músculos que
estén deficitarios, pero hay que tener claro que no deben
utilizarse sistemas asistidos cuando haya espasticidad con
clonus, por el riesgo de desencadenarlo, y que entonces es
preferible usar topes al movimiento.
Este tipo de AFO están indicadas durante el período
inicial de la recuperación de la lesión, ya que puede variar-
Figura 23-6 AFO convencional. Ortesis de Codivilla.
AFO de plástico o fibra de carbono
Han supuesto un avance importante en la ortetización, ya
que son más cosméticas, menos pesadas y más funcionales.
La modificación respecto a las AFO convencionales viene determinada porque, aunque disponen de abrazadera,
los tutores y el estribo se sustituyen por plástico, generalmente polipropileno, fibra de carbono, carbón unilateral,
dyneema o aramida.
El uso de los plásticos u otro material dependerá de que
se opte por resistencia y rigidez o por flexibilidad. Todo
ello estará en relación con la forma en que estén construidas las fibras del material; así, cuando el cruce entre ellas
sea de 45º, tendrán gran resistencia a la torsión con doblamiento flexible; por el contrario, si el cruce es a 90º, tendrán torsión flexible y doblamiento rígido.
La fibra de carbono dispone de ventajas –aunque su uso
todavía no está muy extendido por su elevado coste–, como
alta rigidez y resistencia en comparación con el peso y
volumen, facilidad para el corte, facilidad de lijado y recepción de fuerza bidimensional. La fibra de carbono unidireccional tiene las mismas características, excepto que la
recepción de la fuerza sólo puede ser en una dirección.
La aramida tiene mucha resistencia a la tracción y a los
golpes, baja rigidez, flexibilidad, pero dificultad para el
corte y lijado. La dyneema tiene como características
mucho más resistencia a la tracción, flexibilidad, dificultad
para el corte y lijado y baja densidad, <1 g/dm3. Dadas las
diferentes características de los materiales, no todas se utilizan con igual profusión, aunque cada vez más se opta por
la fibra de carbono (v. figura 23-7), por las ventajas que
aporta, o por lo menos aplicar nervios o zonas de fibra de
carbono en los puntos donde la AFO necesitará más resistencia.
Las funciones biomecánicas de las AFO de plástico o
de fibra de carbono vienen definidas por las líneas de cruce de las fibras, que reflejan su rigidez en relación con el
grado de movilidad que permiten a la articulación subastragalina.
Dentro de este modelo de AFO existen dos tipos: no
articuladas o rígidas y articuladas.
Las AFO de plástico no articuladas o rígidas no permiten ningún grado de movilidad a la articulación subastragalina y tampoco a la articulación tibioperoneoastragalina.
Se utilizan cuando hay una disminución de la fuerza de los
203
23
Aparatos de marcha
se la amplitud de movimiento, según la progresión que
vaya haciendo el paciente. También se recomienda utilizarlas después de la cirugía del pie.
En los pacientes que no deambulan puede bloquearse
tanto la flexión dorsal como la plantar, para proporcionar
una base de sustentación más estable y disminuir la asistencia necesaria para las transferencias y evitar contracturas en el tobillo.
Este tipo de AFO tiene ventajas cuando el paciente presenta edema o cambios en el perímetro de las extremidades
inferiores (EEII), ya que no es probable que compriman la
extremidad.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
El ángulo que forma la tibia con el suelo es el determinante crítico de la estabilidad de la rodilla. La estabilidad
se consigue con el tobillo a 90º del suelo o ligeramente
inclinado posteriormente, de modo que la longitud del paso
puede extenderse hasta el final de los dedos, incrementando el momento extensor. Este tipo de ortesis también están
indicadas cuando, además, hay un cuádriceps deficitario
con un balance muscular inferior a 3.
Estas ortesis se utilizan de forma profusa, porque permiten en el plano sagital un stop de la plantiflexión y un
control en los planos coronal y transverso, debido al contacto total en su diseño.
Clínicamente se ha objetivado que la incorporación de
una articulación en el tobillo disminuye el ascenso de los
planos transverso y coronal, debido a la flexibilidad añadida al sistema por la articulación.
Las articulaciones más utilizadas son la de Tamarac
(v. figura 23-8A), que es de plástico; la de Gaffney (v. figura 23-8B), que es metálica, y la de Oklahoma (v. figura 23-8C),
que tiene la característica de ser elíptica y poder utilizarse con
diferentes grados de libertad articular, determinados por
las diferentes formas elípticas de las articulaciones. Estas sólo
deben usarse en unión de un sistema de stop de la plantiflexión. Existen otros sistemas que permiten utilizar articulaciones seleccionadas que pueden dar lugar a la asistencia en
dorsiflexión y con stop de la plantiflexión.
Figura 23-7 Ortesis de fibra de carbono y con componentes mixtos, fibra de carbono y polipropileno.
dorsiflexores y plantiflexores. Sirve para dar estabilidad en
los planos sagital, coronal y transverso a las articulaciones
tibioperoneoastragalina, subastragalina y mediotarsiana,
colocando a las articulaciones en posición fija, para maximizar el efecto del mecanismo de los tres puntos.
La flexibilidad de la ortesis consigue la dorsiflexión
durante la fase final de la media estancia de apoyo del pie
en el suelo. La función principal de este tipo de AFO es
limitar la plantiflexión durante la fase de oscilación, en
individuos con debilidad de los dorsiflexores del tobillo,
como sucede en las parálisis del CPE, en las lesiones medulares con nivel L3 conservado, parálisis fláccidas por AVC
o polio. Desgraciadamente, la flexibilidad del material puede dar lugar a que el control de la excesiva inversión de la
articulación subastragalina, de la pronación mediotarsiana
y de la abducción del antepié, se consiga en contra del objetivo propuesto, provocando una migración de la ortesis
durante la flexión plantar y dorsiflexión, y produciendo
roces o úlceras en la piel.
Las AFO de plástico articuladas tienen como objeto
trasladar la fuerza de reacción del suelo que se produce en
la toma de contacto del pie, provocando un momento extensor de la rodilla desde la media estancia hasta el final del
apoyo del pie, bien a través de un stop o tope a la dorsiflexión o de un stop o tope anterior que limita la misma. En
esta situación, el centro de masa del individuo avanza hacia
delante y el movimiento tibial se ve limitado por la AFO,
creándose un momento extensor de rodilla.
204
AFO híbridas
Se trata de un sistema mixto que combina una abrazadera
y uno o varios tutores, que en vez de estar anclados a un
estribo lo están a una plantilla de plástico o fibra de carbono, contando o no con articulaciones. El sistema está indicado en pacientes que utilizan diferentes modelos de calzado. El uso de las barras metálicas y de las articulaciones
consigue un efectivo control y una parada de la dorsiflexión, que es más difícil de conseguir con los sistemas de
plástico. El uso de la valva posterior de plástico y de la
plantilla del mismo material, generalmente polipropileno o
fibra de carbono, mejora la efectividad del sistema de tres
puntos de fuerza.
KAFO. Ortesis de rodilla, tobillo y pie
Son ortesis para el control del pie y de las articulaciones de
tobillo y rodilla. Están indicadas cuando hay:
• Inestabilidad de rodilla en el plano sagital, como
sucede en la debilidad de cuádriceps, sea cual sea su
origen, y en el genu recurvatum.
• Inestabilidad mediolateral, varo o valgo de la rodilla, o
desaxación institucionalizada de la extremidad.
Controles biomecánicos para las KAFO
Hay tres tipos de articulaciones disponibles con diferentes cierres.
La primera es una articulación libre, que se bloquea
para la bipedestación a través de un sistema conectado a la
misma mediante cables o un aro, que permite el bloqueo/
B
23
Figura 23-8 Diferentes articulaciones
de tobillo de las AFO. A. Asistida flexión
dorsal. Articulación Gaffney. B. Doble
articulación. Asistencia a la flexión dorsal
y plantar. (Por cortesía de Otto Bock.)
C. Diferentes grados de libertad de la articulación de tobillo de las AFO. Articulación
Oklahoma.
C
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desbloqueo para la sedestación y bipedestación (v. figura 23-9A). Este sistema está recomendado en sujetos que
utilizan KAFO en ambas extremidades, pero tiene el inconveniente de que es poco cosmética debido a la profusión de
los cables o del aro.
El segundo sistema es cuando la articulación es libre, pero
se bloquea por medio de anillas (v. figura 23-9B), que sirven
para mantener la articulación en extensión completa de rodilla, mejorando la estabilidad. Es un sistema cosmético, pero
que requiere de buena función manual para su manejo.
A
B
El tercer sistema es el de articulación libre pero retrasada
(v. figura 23-9C), de forma que la articulación se encuentra
por detrás del eje anatómico y, por tanto, también de las
barras que unen la articulación, lo que permite que en la
bipedestación el centro de masa pase por la articulación
anatómica del sujeto. Cuando el sujeto tenga una afectación
unilateral del cuádriceps, puede utilizarse este sistema, usado en unión de una articulación en el tobillo que permita 10º
de flexión plantar. Las ventajas de utilizar este sistema es
que reduce el consumo energético, para permitir el paso del
Figura 23-9 A. KAFO. B. Articulaciones
de rodilla de las KAFO. a, libre; b, bloqueada mediante anillas; c, articulación retrasada.
205
Aparatos de marcha
A
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
centro de masa durante la fase de oscilación, facilitar la
transferencia de sedestación a bipedestación y a la inversa y
mejorar la cosmética de la marcha. Las desventajas son la
inestabilidad cuando el paciente se echa hacia atrás o circula por terrenos irregulares. Para estabilizar la pelvis, el sujeto debe colocar su centro de masa posterior al eje anatómico
de la cadera. En resumen, para que la deambulación sea
estable el usuario debe colocar el centro de masa por delante de la rodilla, para lo que se requiere propiocepción y
habilidad para mantener la posición del cuerpo mientras se
deambula, con la rodilla siempre extendida.
Los principios de alineación de las KAFO están en relación con la presencia o no de deformidades esqueléticas
que desalineen o no la extremidad.
La articulación bloqueada de la rodilla está indicada
cuando los extensores de cadera tienen un balance muscular igual o inferior a 2 y la persona es incapaz para balancear el tronco sobre las extremidades o hay contracturas en
flexión de la cadera y/o rodillas.
Diseño de las KAFO
La KAFO, al igual que las AFO, puede tener un diseño
convencional cuando está compuesta por un calzado, abrazadera a nivel de muslo y de tercio superior de la pierna,
tiras suprapatelar e infrapatelar, dos tutores unidos mediante un estribo y articulaciones a nivel de rodilla y de tobillo.
La forma más convencional de articulación de tobillo es
con bloqueo de esta, para dar más estabilidad, aunque lo
habitual es permitir 10º de flexión dorsal y bloqueando la
flexión plantar, porque permite un mejor desplazamiento
del centro de masa y un menor consumo energético. Las
abrazaderas del muslo y de la pierna sirven para controlar
en el plano sagital, pero no contribuyen en absoluto al control en el plano transversal o coronal.
Las KAFO de plástico utilizan el mismo tipo de articulaciones que las convencionales, pero las abrazaderas del muslo y
pierna se sustituyen por material plástico, que permite mayor
control en los planos sagital y coronal. La parte del tobillo
suele ser una AFO sólida. Las desventajas de estos modelos es
que una vez construidos no puede modificarse el mecanismo
A
206
B
de control del tobillo, si cambian las necesidades biomecánicas
del paciente y también las dificultades para modificar los plásticos si el paciente cambia de altura, complexión o peso.
Debido a esto es frecuente utilizar las KAFO híbridas,
en las que los tutores permiten alargar la ortesis si el
paciente crece y adecuar así la posición de las articulaciones. Además, el uso de laminados permite mejorar el control en los planos sagital y coronal. Por el contrario, las
dificultades provienen de que se precisa tiempo y experiencia para su confección y que tampoco permite modificaciones si cambia el volumen del paciente, con lo que el coste
es más elevado.
HKAFO. Ortesis para el control de cadera,
rodilla, tobillo y pie
Son ortesis para el control de las articulaciones de cadera,
rodilla, tobillo y pie, que pueden asimilarse a las KAFO,
pero a las que se añade un corsé de tronco, generalmente
de polipropileno, anteriormente confeccionado en laminado, unido mediante dos tutores y unas articulaciones unicéntricas, que se bloquean y desbloquean mediante anillas
para permitir la sedestación y bipedestación
Dentro de este grupo estaría las RGO o Reciprocating
Gait Orthoses (v. figura 23-10), que en terminología española podrían denominarse ortesis reciprocadoras de marcha.
Son ortesis que tienen la característica de estabilizar la cadera, rodilla y tobillo en individuos con debilidad de ambas
extremidades inferiores, por ausencia de control de la musculatura de estas. El sistema permite deambular con un
patrón de marcha recíproco, en compás, a cadencia fija, que
provoca una flexión inicial de la cadera con el cambio de
carga, acompañado de la extensión del tronco contralateral.
El sistema dinámico da lugar a que la unión de las dos caderas, por medio de un sistema articulado, provoque simultáneamente la flexión de una cadera y la extensión de la contralateral, permitiendo al sujeto más estabilidad en
bipedestación, superior al obtenido con el uso de dos KAFO.
Para poder utilizar este tipo de ortesis es necesario disponer
de una buena funcionalidad y fuerza en las extremidades
superiores, sin las cuales sería imposible la progresión.
Figura 23-10 Reciprocating Gait Orthoses (RGO). A. LSURGO. B. ARGO.
ORTESIS EN EL SÍNDROME POSPOLIO
La ortetización en los pacientes con síndrome pospolio puede verse complicada por diferentes motivos, por un lado
debido al trastorno producido por la parálisis motora fláccida, que favorece la inestabilidad articular, y por otro por la
existencia de una hipersensibilidad que lo dificulta [11].
La clínica del paciente con síndrome pospolio varía
según su historia médica y quirúrgica; por tanto, las generalizaciones son difíciles, pero se deben conocer las directrices que deben tenerse en cuenta para prescribir y diseñar
cualquier sistema ortésico.
Complejo pie-tobillo
La superficie plantar del pie deber ser examinada con detalle para evitar lugares donde se produzcan hiperpresiones
y también conocer adecuadamente la biomecánica del pie.
Debe usarse una interfase viscoelástica de termoplástico en
la parte interna del pie, que puede mejorar la comodidad
y la aplicación de las fuerzas biomecánicas para permitir
más tolerancia. Esta interfase obtiene resultados similares
a los bitutores [11].
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AFO
Si las articulaciones de la cadera y tobillo son estables y no
existe dolor, ni deformidad, las AFO pueden utilizarse con
éxito. El objetivo de las AFO cuando al paciente se le practica una triple artrodesis del pie es conseguir la absorción de la
fuerza de reacción del suelo y de este modo proteger las articulaciones artrodesadas, evitando la aparición de seudoartrosis en el tarso medio y evitar las deformidades del pie.
Las AFO termoplásticas pueden conseguir el control
medio lateral del pie gracias a la colocación de forma estratégica de fuerzas que abarquen una amplia zona. Cuando
la movilidad talocrural está presente, es útil preservarla en
el diseño de la AFO, para conseguir la máxima eficiencia
en la marcha, para lo cual disponemos de diversas articulaciones de tobillo, libres, asistidas, etc.
A la hora de elegir la AFO debe tenerse en cuenta la
amplitud de movimiento, la durabilidad, la ajustabilidad de
la misma, pero también la implicación biomecánica de la
articulación de la rodilla o del eje o alineación de la extremidad, puesto que puede, o no, existir desaxación en la
misma y encontrarse esta fuera del eje de carga, en varo o
–generalmente– en valgo. La debilidad de los músculos
pretibiales provocará problemas en la fase inicial de la
oscilación y en la carga inicial del pie.
Control de rodilla
El recurvatum de rodilla, secundario a la debilidad de cuádriceps, es común en este grupo de pacientes y sirve para
poder mantener estable la bipedestación. La rodilla se convierte a menudo en dolorosa y la función se ve comprometida
debido al mayor rango articular que muestra, y que se requiere para lograr levantar el pie del suelo durante la fase de oscilación. Las KAFO son, entonces, las ortesis necesarias para
el control de la fase final de la extensión de la rodilla. Puede
lograrse a través de medios mecánicos o de una correa no
elástica posterior. En los pacientes con una adecuada musculatura de cadera, pero con un cuádriceps débil, la colocación
de la extremidad durante y después de media estancia es predecible y permite más seguridad cuando el recurvatum se
reduce. Siempre que sea posible, es conveniente incorporar
una articulación de rodilla retrasada (v. figura 23-11B) para
compensar que el eje de esta se encuentre por detrás del eje
de carga y ayudar a asegurar la estabilidad de la rodilla en el
apoyo completo; esto permite, al mismo tiempo, la flexión
libre de la rodilla durante la marcha [11].
207
23
Las personas que no son portadoras de ortesis pueden
compensar este déficit con una desviación en la marcha en
recurvatum o hiperflexión de la rodilla o de la cadera, provocando un riesgo de caída y un importante incremento del
consumo energético. En este caso sería útil la colocación
de una AFO con un tope posterior, que permita variar el
rango de flexión plantar del pie y evitar el recurvatum de la
rodilla [12,13].
La inestabilidad en el tobillo en la dorsiflexión, durante
la fase de media estancia, en el apoyo completo del pie,
debe abordarse a través de la aplicación de un AFO que
controle el movimiento y evite el colapso dorsiflexor durante la carga completa. Una AFO rígida, de termoplástico, en
posición neutra del tobillo, puede proporcionar en la fase
de media estancia estabilidad en todos los ejes de la articulación del tobillo.
Es importante seleccionar adecuadamente los materiales y refuerzos necesarios para que el paciente pueda tolerarlo y resista los movimientos del plano sagital, tanto la
flexión dorsal como plantar. Cuando no existe un problema
en la fase de oscilación, es recomendable una AFO con una
prolongación en la zona del empeine, que choque contra la
parte anterior de la estructura (v. figura 23-11A), que impide la caída hacia delante de la tibia, la dorsiflexión del tobillo y permite la máxima resistencia a la dorsiflexión, con
una flexión plantar activa en la fase final del apoyo.
Cuando existen gemelos débiles, con o sin debilidad del
cuádriceps, puede provocarse inestabilidad en la rodilla en
la fase de apoyo. Si la rodilla está libre en el plano transversal y existe un recurvatum, la AFO con una estructura
anterior puede ser suficiente.
Si hay una deformidad fija en flexión de la rodilla, superior a 20º, la fuerza de reacción no puede pasar por delante
del eje anatómico en la media estancia del pie, porque se
reduce la fuerza de extensión de la rodilla en ese momento
y se produce una claudicación en flexión [11].
Aparatos de marcha
El modelo que se prescribe con más frecuencia es el
Isocentric RGO, debido a su perfil bajo, fácil fabricación y
duración. Incluye un estándar AFO, con un sistema de articulación de rodilla libre, pero bloqueable mediante cierre
suizo, con dos valvas amplias posteriores a nivel del muslo,
confeccionadas en plástico laminado, sin apoyo isquiático
y unidas a una ortesis de tronco con una valva posterior de
laminado, que se cierra con una parte anterior elástica.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
A
B
Articulaciones de rodilla
Cuando exista una grave debilidad del cuádriceps, con un
balance muscular menor o igual a 2, debe colocarse una
KAFO con bloqueo de rodilla. Puede efectuarse a través de
un anillo de bloqueo tradicional (v. figura 23-12A). Tiene
el problema de que, a pesar de proporcionar estabilidad,
existe una dificultad para la oscilación de la extremidad,
debido a que no puede acortarse la misma, por falta de
flexión de la rodilla, por lo que puede añadirse un sistema
de bloqueo positivo. Si se añade un mecanismo de muelle
lateral en la rodilla, se elimina la necesidad de la flexión de
cadera y se provoca un bloqueo automático en la máxima
extensión de rodilla.
Una alternativa sería el bloqueo CAM o BAIL (v. figura 23-12B), que son un tipo de cierre vertical/horizontal
A
208
B
Figura 23-11 A. AFO con tope anterior.
B. AFO con tope posterior.
que activa unas palancas que permiten el desbloqueo de
la rodilla mediante una conexión de dos palancas que
facilita el funcionamiento en una acción única, desbloquea la dos articulaciones y permite la sedestación del
paciente.
Las deformidades en el plano coronal de la rodilla
son comunes en este grupo de pacientes debido a la
debilidad muscular de la cadera, lo que ocasiona un
patrón de marcha en Trendelenburg, con claudicación de
Duchenne. El valgo es más común y mucho más difícil
de controlar con las ortesis. Cuando esto sucede se añade
un refuerzo en la KAFO, a nivel de la zona interna de la
tibia (v. figura 23-13), para que haga de punto de apoyo
y provoque una palanca que evite el desplazamiento
tibial en valgo y además sirva para soportar el peso.
Figura 23-12 Métodos de bloqueo de la
articulación de rodilla. A. Cierrre mediante aro. B. Cierre vertical/horizontal.
El principal uso de las ortesis en las EEII en los pacientes LM es el tratamiento de la espasticidad o el de las paresias de los grupos musculares.
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Figura 23-13 KAFO con control del valgo a nivel de la zona interna de la tibia.
Adicionalmente se puede añadir en el talón de la AFO
una zona medial, para aumentar la longitud del brazo de
palanca.
Existen dos diseños de KAFO termoplásticas que pueden ayudar a maximizar la función residual que tenga el
paciente. Uno es en la parte del muslo en la ortesis y consiste en provocar una compresión anteroposterior, con
una alineación discretamente retrasada del elemento
femoral, respecto al tibial, que ayude a la hiperextensión
de la cadera. Otro es la compresión femoral en el triángulo de Scarpa, que ofrece al elemento femoral de la KAFO
la máxima eficacia en el inicio de la estancia media, aprovechando el movimiento de la pelvis y la flexión de cadera. Pero la prioridad cambia cuando necesitamos facilitar
la transferencia lateral del peso, para aumentar la base de
sustentación. En este caso, la compresión mediolateral a
lo largo de la longitud del fémur ayuda a conseguir la
estabilidad deseada en el plano coronal. Si todos los
músculos de la cadera están igualmente afectados, el
diseño cuadrilateral del elemento femoral debe prevalecer sobre los diseños que intenten remedar los sistemas
CAT-CAM de las prótesis, en los que el diámetro sagital
es igual al frontal [11].
ORTESIS EN LA LESIÓN MEDULAR
El manejo de la ortetización de las extremidades inferiores
en los pacientes lesionados medulares (LM) es muy parecida a la de los pacientes con lesión cerebral traumática.
HKAFO
Los pacientes parapléjicos pueden conseguir la bipestación y la deambulación con las HKAFO convencionales,
añadiendo una banda pélvica para mejorar el equilibrio,
sobre todo en los espásticos. Clínicamente es evidente
que los pacientes adultos con LM rara vez usan HKAFO,
ya que existe poca evidencia que la marcha mejore significativamente. El beneficio del control de la cadera
y del movimiento de la pelvis, para permitir la deambulación, debe sopesarse, frente a los problemas relacionados con la restricción de la circulación, debido a la
sobrecarga hidrostática de las extremidades, que puede
ser importante en el individuo paralizado y que no aporta más independencia que el desplazamiento en silla de
ruedas [14].
Ortesis para la marcha recíproca
Hip Guidance Orthosis o Parawalker (HGO)
Las características esenciales de este tipo de ortesis son:
• Un cuerpo rígido, que ayuda a mantener controladas
las extremidades inferiores durante el ciclo de la
marcha.
• Un conjunto en la cadera con la flexión/extensión
limitada con diferentes fricciones.
• Con esta ortesis, la deambulación sería posible en los
parapléjicos con estabilización de las rodillas, según
los siguientes criterios [15].
• La cadera debe ser colocada por delante de los pies.
El pie debe elevarse desde el suelo por una combinación de:
• Presión hacia abajo por el brazo ipsilateral y la muleta.
• Dominio del lado contralateral.
• Colocación de una cuña en el zapato contralateral.
La HGO permite al paciente parapléjico caminar de forma
independiente, con reciprocidad en la marcha, pero con un
209
Aparatos de marcha
KAFO
Las KAFO deben ser bilaterales, para proporcionar estabilidad a las rodillas y tobillos. Pueden usarse en pacientes
con debilidad en la cadera y el tronco y lograr una bipedestación estable, modificando el centro de gravedad, gracias
a una hiperlordosis lumbar. El paciente consigue la marcha
con bastones mediante el balanceo, pero precisa una importante cantidad de energía, y además la velocidad de marcha
es muy lenta y por tanto poco útil para los desplazamientos
extradomiciliarios [6].
23
Ortesis para control de la oscilación
durante la marcha pendular
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
menor coste energético para la deambulación que con las
KAFO, ya que no tiene que levantar el peso corporal del
suelo en la fase de oscilación. Esta ortesis puede ser útil en
los lesionados medulares dorsales para conseguir una marcha terapéutica [16].
Louisiana State University Reciprocating Gait Orthosis
(LSURGO)
LSURGO (v. figura 23-10A) es una ortesis de estructura
ligera, que da apoyo a la parte inferior del tronco y de las
extremidades inferiores y permite, a través de un cable
situado en la zona lumbar, un buen movimiento de la articulación coxofemoral durante la marcha. Está diseñada de
tal forma que cuando una pierna está en flexión, la otra está
en extensión. Este tipo de ortesis se ha utilizado principalmente en los niños con mielodisplasia [17].
Steeper Advance Reciprocating Gait Orthoses (ARGO)
Es una ortesis (v. figura 23-10B) con un sistema de cable
único, que se usa para conectar entre sí las articulaciones
de las caderas y que sirve para mejorar la eficiencia del
movimiento, ya que transfiere un efecto mecánico que
mejora el rendimiento. La mejora más importante de este
tipo es facilitar el paso de sedestación a bipedestación más
fácilmente, ya que tiene una articulación neumática a nivel
de la rodilla.
Isocentric Reciprocating Gait Orthosis (IRGG)
Es una modificación de la LSURGO en la que unos cables
cruzados se sustituyen por una barra central pivotante, por
lo que se consigue una ortesis mucho más rígida pero con
baja fricción en el mecanismo de acoplamiento mecánico
de las articulaciones de cadera del conjunto.
Functional Electrical or Neuromuscular Stimulation
(FES)
La mayoría de los medios actuales que ofrecen una postura
recta y recíproca durante la marcha de los pacientes parapléjicos se realiza a través de la estimulación eléctrica o neuromuscular funcional [18]. El uso de los FES para permitir a
los parapléjicos ponerse de pie no es una idea nueva ni difícil
de utilizar, pero deben superarse unos problemas importantes, como la seguridad para utilizarlos sin supervisión y los
elevados costes. Se están desarrollando nuevos software, que
permitirán un circuito cerrado controlado para que los
pacientes con una lesión dorsal de nivel medio puedan utilizarlos, ponerse de pie y sentarse sin supervisión [19].
La marcha con los FES es una alternativa a las KAFO
bilaterales, pero los principales problemas fisiológicos asociados a los FES son la atrofia y la fatiga muscular y los
principales problemas técnicos se presentan por una inadecuada estimulación eléctrica, que hace necesario el desarrollo de sistemas de control sensibles que protejan al
paciente cuando falla el sistema o el suministro eléctrico.
Aunque los FES pueden resultar ser el mejor sistema de
todos, se requiere una mayor investigación para que pueda
considerarse como una alternativa práctica.
210
Functional Electrical Stimulation and Hybrid Systems
Estos sistemas son utilizados en pacientes parapléjicos
traumáticos, que tienen intacta la motoneurona inferior.
Tanto el HGO como el RGO de LSU se han utilizado unidos al FES, ya que se cree que existe una mejoría de la
eficiencia energética en la marcha. A largo plazo sus efectos fisiológicos podrían tener efecto consiguiendo el
aumento del umbral aeróbico-anaeróbico de la persona,
mediante el reclutamiento de los grandes músculos, como
el glúteo máximo y el medio, aumentando el rendimiento
sostenido en una actividad como caminar [20].
El enfoque híbrido muestra su mayor potencial en la
utilización de estos dispositivos y puede mejorar la marcha
y aumentar el uso de las ortesis en este tipo de pacientes,
que no las utilizan habitualmente por el esfuerzo energético que provocan y la escasa eficacia mecánica de las mismas, especialmente en los pacientes con LM torácica media
o alta. El control de la estimulación puede ser diferente,
para unos un simple control automático, como sucedería en
los niveles dorsales medios y altos, y una ayuda en los niveles dorsales inferiores o lumbares superiores.
BIBLIOGRAFÍA
1. Yamane A. Lower limb orthoses and rehabilitation. En:
Spinal Cord Medicine. Principles and Practice. Lin VW ed.
Demos Medical Publishing. 2003:675-689.
2. Cary JM, Lusskinn R, Thompson RG. Prescription
principles. En: Atlas of Orthotics: Biomechanical principles
and applications. St Louis. CV Mosby. 1975.
3. Harris EE. A new orthotic terminoly: a guide to its use for
prescription and fee schedules. Orthot Prosth 1973;27:6-9.
4. Hislop JH, Montgomery J. Muscle testing, techniques and
manual examination. 6th ed. Ed. Saunders. Philadelphia
1995;2-6.
5. Carlsen MJ, Berglund G. An effective orthotic design for
controlling the instable subtalar joint. Orthot Prosth
1979;33:31-41.
6. Perry J. Gait analysis. Normal and pathological function.
1st. Ed. Thorafar, NJ. Slack Inc 1992;60-63
7. Waters ROL, Garland DE, Montgomery J. Orthotic
prescription for stroke and head injury. En: AAOS. Atlas of
Orthotics. St. Louis. CV Mosby. 1985.
8. Fisher B, Yakura J. Movement analysis: A different
perspective. Orthop Phys Ther Clin North Am 1993:2; 1-14.
9. Perry J, Waters RL, Perrin T. Electromyographic analysis of
equinovarus following stroke. Clin Orthop Rel Res 1978;
131: 47-53.
10. Utley J, Thomas C. Orthotics course-lecture and lab
material. Neurodevelopmental techniques (NDT) Rancho
Los Amigos Medical Center. Downey, CA. 1989.
11. Goldberg B, Hsu JD. Atlas of Orthoses and Assistive
Devices. Mosby. 1996. 455-463.
12. Cashman N, et al. Postpolio syndrome. An overview. Clin
Prosthet Orthot 1987;11: 74.
13. Clark DR, Perry J, Lunsford TR. Case studies –orthotic
management of the adult post polio patient. Orthot Prosthet
1986;40: 43-50.
14. Warren CG, Lehmann JF, Lateur BJ. Pelvic band use in
orthotics for adult paraplegic patients. Arch Phys Med
Rehabil 1975;73: 99-100
23
19. Edwins DJ, et al. Practical low cost stand/Sit system for
midthoracic paraplegics. J Biomed Eng. 1988.
10: 184-188
20. Hirowaka S, et al. Energy consumption in paraplegic
ambulation using the reciprocating gait orthosis and
electrical stimulation of the thigh muscles. Arch Phys Med
Rehabil. 1990. 71: 687-690.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Aparatos de marcha
15. Rose GK. The principles and practice of hip guidance
articulations. Prosthet Orth Int 1979. 3: 37-43
16. Watkins EM, Edwardas DE, Patrick JH. Parawalker
paraplegic walking. Physiotherapy. 1987. 99-100
17. Yngve Da, Roberts JM, Douglas R. The reciprocating gait
orthosis in myelomeningocele. J Pediatr Orthop 1984. 4:
304-310
18. Kralj A, Bajd T, Turk R. Enhacement of gait restoration in
Spinal injured Patients by functional electrical stimulation.
Clin Orthop Rel 1988. 233_ 34-43
211
24
Ortesis de cadera
Manuel Rodríguez-Piñero Durán y Carmen Echevarría Ruiz de Vargas
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INTRODUCCIÓN
Se denominan ortesis de caderas aquel grupo de ortesis que,
bien situadas alrededor de la articulación de la cadera o
situadas a distancia, van a ejercer su acción terapéutica sobre
dicha articulación. A este grupo de dispositivos ortopédicos
se les conoce por las siglas HO (Hip Orthosis) [1]; cuando la
ortesis de cadera presenta una prolongación hacia el tronco,
habitualmente con el fin de estabilizar la pelvis, se les ha
denominado THO (Trunk Hip Orthosis). Su uso, al estar
mucho más limitadas sus indicaciones, es menor que el de
otras ortesis del miembro inferior, aunque en la edad pediátrica son utilizadas con cierta frecuencia, debido al uso que
de ellas se hace en patología que afecta en la infancia.
ORTESIS EN EL TRATAMIENTO DE LA
DISPLASIA DE DESARROLLO DE CADERA
El término displasia de desarrollo de la cadera (DDC) ha
sustituido actualmente al término clásico de luxación congénita de cadera, ya que describe mejor el amplio espectro
de anormalidades que afectan a la cadera inmadura. Estas
anormalidades se refieren a la forma, tamaño, orientación u
organización de la cabeza femoral, el acetábulo o ambos.
En la cadera subluxada, la cabeza femoral se encuentra des-
plazada de su localización habitual, pero aún guarda contacto con el acetábulo. En la cadera luxada ya se ha perdido
el contacto entre el acetábulo y la cabeza femoral. Se habla
de cadera inestable cuando, aun permaneciendo en el interior del acetábulo, la cabeza femoral puede ser luxada o
subluxada [2]. El tratamiento ortésico de la DDC tiene
como objetivo mantener la cabeza femoral reducida en el
acetábulo mediante un dispositivo ortopédico externo. La
subluxación de la cadera tras el nacimiento a menudo se
soluciona espontáneamente, por lo que no debe iniciarse
tratamiento durante las 2 o 3 primeras semanas de vida. La
técnica del doble o triple pañal, que teóricamente prevendría la aducción de las caderas, no se ha demostrado más
eficaz que no hacer nada. Si los signos de displasia persisten
más allá de la 2.ª o 3.ª semana está indicado iniciar el tratamiento. La mayoría de los autores piensa que entre los seis
e incluso nueve primeros meses de vida el tratamiento inicial es la colocación de una ortesis abductora de cadera.
Estos dispositivos presentan un alto porcentaje de buenos
resultados con baja incidencia de complicaciones. Las ortesis abductoras de cadera intentan colocar la cadera en
100º-110º de flexión y 30º-60º de abducción; en esta posición la cabeza femoral adopta una posición concéntrica en
relación al acetábulo, lo cual es la condición necesaria básica para el normal desarrollo de la cadera [3]. El uso temprano de estos dispositivos ortopédicos merece la pena y produce resultados satisfactorios a largo plazo [4].
213
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Probablemente el dispositivo ortopédico más utilizado
en la DDC es el arnés de Pavlik [5] (v. figura 24-1); este
dispositivo fue diseñado por Arnold Pavlik, como método
de tratamiento funcional de la DDC [6] que obviara la
complicación de la necrosis avascular (NAV) de la cabeza
femoral [7]. La colocación del arnés debe ser progresiva y
la reducción de la cabeza se obtiene mediante la flexión
progresiva de los muslos, penetrando la cabeza en el acetábulo desde el suelo hacia el techo [8]. El arnés de Pavlik se
ha mostrado como un método eficaz y seguro en el tratamiento de la DDC, incluso en los casos severos, si se eluden
sus complicaciones [9]. De hecho, un trabajo reciente, en
relación a los resultados a corto plazo logrados con un tratamiento precoz mediante este dispositivo, tanto en caderas
reductibles como en las que no lo eran, obtenía un 97,7%
de éxitos sin aumento del porcentaje de complicaciones [10]. Igualmente, un trabajo también reciente publicaba
buenos resultados a largo plazo obtenidos con este dispositivo [11].
Respecto al tiempo de uso, se recomienda su uso durante un período de 2-3 meses en función de la gravedad de la
displasia, ya que un uso más prolongado no parece mejorar
los resultados [12]. Durante el período inicial el arnés debe
ser utilizado durante 24 horas, y posteriormente se debe ir
retirando su uso de una forma progresiva, cuando se objetiva ecográficamente la corrección [13].
Aunque no todos los autores encuentran factores predictores de malos resultados con el uso del arnés, Inoue y cols. [14]
publican que ángulos acetabulares superiores a 36º, inicio
de tratamiento a partir de los 4 meses de vida, y distancia
de Yamamuro-A, distancia entre el punto medio de la
metáfisis femoral proximal y la línea de Hilgenreimer [15],
Figura 24-1 Arnés de Pavlik. Consta de una correa pectoral, bajo
las mamilas, sujeta a los hombros mediante dos correas que se
cruzan en la espalda. Posee un estribo de talón que se fija a cada
pie. Desde la zona dorsal de la correa pectoral salen dos correas
hacia cada estribo que se fijan a este por la cara lateral del estribo,
y del lado ventral de la correa pectoral salen otras dos correas que
se fijan al estribo por la cara interna. La regulación de la longitud
de las correas externa e interna sitúa la cadera en la flexión y
abducción requerida.
214
inferior a 7 mm, se asocian a fracasos en la reducción de la
cadera mediante esta ortesis.
Asociadas al uso del arnés de Pavlik se han descrito
diversas complicaciones; la principal probablemente sea el
fracaso en la reducción de la cadera [16]; este fracaso se
relaciona con un uso inadecuado de la ortesis; además,
mantener una cadera no reducida en flexión y abducción
potencia la displasia y dificulta la reducción cerrada posterior [17]. La NAV de la cabeza femoral es la más temida,
aunque el arnés de Pavlik parece presentar una menor incidencia de este problema que las ortesis rígidas [18]; en
cualquier caso, esta complicación se asocia a la severidad
de la displasia [19] y al tiempo de duración del tratamiento [20]. Otras complicaciones descritas por el uso del arnés
son la contractura iliotibial [21], la parálisis transitoria del
plexo braquial [22] y la luxación del obturador [23].
Un medio de monitorizar los resultados del arnés es realizar un seguimiento ecográfico durante el uso del mismo [24], de forma que la ausencia de reducción de la cabeza femoral en las primeras 3 semanas de tratamiento podría
llevarnos a desaconsejar continuar con su uso y optar por
otra alternativa terapéutica. Una de estas alternativas sería
el uso de una ortesis abductora rígida, y finalmente, tras el
fracaso de esta, recurrir a la reducción cerrada y colocación de yeso inmovilizador en abducción. La mayoría de
los autores coinciden en que el uso del arnés de Pavlik está
indicado en los primeros 6 meses, aunque algunos prolongan este período hasta los 9 meses de vida [25].
Otras ortesis de cadera utilizadas habitualmente en el
tratamiento de la DDC son la almohadilla de Frejka (v. figura 24-2), la férula de Von Rosen (v. figura 24-3) y la férula
de Koszla (v. figura 24-4). El uso precoz del calzón Frejka
ha demostrado la eficacia correctora del dispositivo en
seguimiento por ultrasonido en niños con caderas displásicas [26]. El dispositivo ha demostrado que proporciona
buenos resultados a largo plazo con escasas complicacio-
Figura 24-2 Calzón de Frejka. Consta de una almohadilla rectangular semirrígida y acolchada colocada entre los muslos del paciente, y está soportado por un arnés en forma de calzón que se fija
mediante unos tirantes a los hombros. Mantiene la cadera aproximadamente en unos 90º de flexión y unos 90º de abducción.
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Figura 24-4 Arnés de Koszla. Consta de dos correas de hombro,
paralelas por delante y que se entrecruzan por detrás, unidas a una
barra semirrígida acolchada que acomoda los muslos colocándolos en abducción.
nes, y, para los padres, su manejo resulta más fácil que el
del arnés de Pavlik [27]. Un estudio que compara ambos
dispositivos [28] encuentra un menor porcentaje de fallos
en la reducción, con un mayor porcentaje de NAV pero sin
diferencias significativas, concluyendo que ambas ortesis
ORTESIS EN LA CADERA ESPÁSTICA
INFANTIL
La cadera displásica espástica es un trastorno común en
pacientes afectos de parálisis cerebral (PC). En estas caderas no existe una cadera displásica al nacimiento que provoca una inestabilidad, sino que la displasia e inestabilidad se desarrolla con el paso del tiempo y es debida a la
hipertonía de determinados músculos situados en la vecindad de la articulación de la cadera, fundamentalmente
aductores e isquiotibiales. La posición en aducción de la
cadera provoca inicialmente subluxación y posteriormente
luxación de la cadera, pudiendo originar dolor, pérdida de
función, dificultades para el aseo perineal y alteraciones
en la sedestación, y una basculación pélvica que favorece
el desarrollo de deformidades vertebrales. En la prevención del desarrollo de esta deformidad se han utilizado
ortesis abductoras de caderas con sujeción en el tronco, las
denominadas THO, bajo el convencimiento biomecánico
que el mantenimiento de la posición en abducción de la
cadera frenaría la luxación progresiva de la cabeza femoral. En la actualidad, el uso de estas ortesis se ha asociado
a la infiltración periódica de toxina botulínica, y dos ensayos clínicos demuestran la capacidad de ambos procedimientos asociados para producir mejorías en el estado
funcional de estos niños [35] y detener la progresión de la
luxación de la cadera [36], aunque los efectos son tan
pequeños que no permiten recomendar un uso generalizado de estas técnicas.
Una ortesis abductora, específicamente desarrollada
para niños con PC, es la ortesis SWASH (Sitting Walking
and Standing Hip Orthosis) (v. figura 24-5), que fue desarrollada por el Dr. Paul Meyer en 1984 y cuya comercialización se inició en 1992. Los objetivos que persigue la
ortesis [37] son conseguir una mayor abducción y estirar
los aductores para conseguir una mejor alineación de la
cadera, prevenir la abducción excesiva durante la sedesta-
215
24
Ortesis de cadera
Figura 24-3 Férula de Von Rosen. Consta de una estructura en
forma de H, dos tiras longitudinales que convergen hacia el centro
y divergen hacia los extremos y una tira transversal en posición
central, construidas en material maleable y forradas en material
blando para proteger la piel. Su colocación se realiza con el paciente en supino sobre la ortesis; se doblan las puntas inferiores de las
tiras longitudinales de forma que rodeen los muslos separándolos,
las puntas superiores se doblan sobre los hombros para fijarlas a
estos y la tira transversal se dobla en sus extremos para fijarla
a la cintura.
son iguales de eficaces y seguras. Otro estudio [29] concluye que a pesar de colocar las caderas en una posición menos
adecuada, la ortesis de Frejka produce mejores resultados
en pacientes tratados a partir de los 6 meses de vida. La
férula de Von Rosen comenzó a usarse por este autor en
Suecia en 1956 [30]; es una ortesis muy popular en el tratamiento de la DDC en los países escandinavos. Un estudio
reciente refiere que un tratamiento con esta ortesis durante
6 semanas es suficiente para prevenir casi todos los casos
de caderas displásicas [31]. Algunos estudios que lo comparan con el Frejka no encuentran grandes diferencias en
cuanto a resultados [32], mientras otros lo encuentran más
eficaz, aunque un elevado porcentaje de irritaciones de la
piel obliga a cambiarlo, en ocasiones, por otros dispositivos [33]. Un trabajo que compara la férula de Von Rosen
con el arnés de Pavlik concluye que este dispositivo produce una mejor apariencia de la cadera ultrasónica y radiográficamente a corto plazo [34].
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Figura 24-5 Ortesis SWASH. Consta de una banda pélvica y dos
bandas de muslos, unidas mediante dos tutores metálicos, derecho
e izquierdo, que desde la zona posterior y rígida de la banda pélvica
se dirigen a la zona lateral y rígida de las bandas de muslo. Los tutores que permiten ajustar el grado de abducción y flexión de las
caderas presentan una curva de convexidad posterior y deben quedar lo más ajustados posible a los trocánteres sin contactar con
estos durante la flexión de la cadera. Las bandas de muslo, que
deben colocarse ajustadas pero no excesivamente prietas, se deslizan sobre los tutores para colocarse lo más distales posible sin llegar a contactar con el hueco poplíteo durante la flexión de rodilla.
Los principios del tratamiento son descargar la articulación, mantener la movilidad y mantener la contención
de la cabeza en el interior del acetábulo para asegurar la
esfericidad de la misma durante el proceso de remodelación. Es fundamentalmente para este último objetivo para
lo que se han usado las ortesis en esta patología, aunque
el tratamiento ortésico de contención de la cabeza femoral en abducción no ha demostrado mejores resultados
que otros tratamientos [41].
La ortesis de Atlanta o del Hospital Scottish Rite es la
más utilizada [42] (v. figura 24-6). Otras ortesis utilizadas
clásicamente en el tratamiento de esta enfermedad son la
ortesis trilateral y la de Toronto, aunque en la actualidad
han caído en desuso debido a que son pesadas e incómodas
de llevar. La ortesis trilateral, también conocida como la
férula de Tadchjan, consta de un encaje cuadrilateral al que
se elimina la pared lateral, para suprimir el momento de
fuerza aductor, y de un tutor interno, con una articulación
de rodilla de cierre de anillo y un muelle telescópico, que
se ancla al calzado que mantiene la cadera en abducción y
rotación externa, minimizando la carga que pasa por la
articulación de la cadera. Esta ortesis, frente a la de Atlanta descarga la cadera y la sitúa en rotación interna además
de en abducción. Con ortesis de descarga con muelle telescópico se han comunicado resultados similares a los obtenidos con otros tratamientos conservadores [43].
ción, la bipedestación y la marcha, mejorar la postura de
sedestación y bipedestación y conseguir una transición
armónica de la posición de la cadera entre estas diferentes
posturas.
ORTESIS EN LA ENFERMEDAD
DE LEGG-CALVÉ-PERTHES
La enfermedad de Legg-Calvé-Perthes (ELCP) es un proceso que afecta la epífisis de la cabeza femoral inmadura
durante la niñez, que provoca diversos grados de necrosis
avascular de la cabeza femoral por causas desconocidas.
El proceso es autolimitado, pero puede provocar una
limitación de la movilidad de la cadera y supone un riesgo
de futuros cambios artrósicos. El tratamiento de la ELCP
sigue siendo controvertido y no hay un acuerdo unánime
con respecto a los beneficios entre los tipos de tratamiento conservador y quirúrgico; un ensayo clínico no encuentra diferencias respecto a los resultados entre ambos [38].
Los factores pronósticos más importantes son la edad
y los hallazgos radiológicos según la clasificación de
Herring. De manera que en niños menores de 6 años y en
estadios A de Herring tendrían buen pronóstico, y niños
entre 4-6 años con estadios B/C o C de Herring tendrían
un peor pronóstico [39]. En niños mayores de 6 años en
estadios B y C los resultados son peores y se beneficiarían
de tratamiento quirúrgico. Los estadios C de Herring a
cualquier edad también implicarían peor pronóstico y
probablemente su tratamiento deba ser quirúrgico [40].
216
Figura 24-6 Ortesis de Atlanta. Consta de una banda pélvica, dos
articulaciones de cadera y dos corseletes de muslo unidos por una
barra telescópica extensible.
ORTESIS DESROTADORAS DE CADERAS
El uso de las ortesis abductoras posquirúrgicas de cadera
(v. figura 24-9) se ha centrado fundamentalmente en la
Figura 24-7 Barra de Denis-Brown. Consiste en una barra de longitud variable con unas plataformas para fijar el calzado en sus
extremos, que permiten separar los miembros y colocarlos en los
grados de rotación interna o externa requeridos.
Figura 24-9 Ortesis posquirúrgica de cadera. Consta de una pieza en termoplástico que se ajusta a la cintura y pelvis del paciente,
y una banda de termoplástico, más o menos extensa, que se fija al
muslo, unidas mediante una articulación de cadera que coloca la
cadera intervenida en diversos grados de abducción, hasta un
máximo de 25º, limitando también la flexión y extensión.
prevención de la luxación de las prótesis totales de caderas, ya que han demostrado su capacidad para restringir
los movimientos en aducción y rotación de cadera [44],
aunque el uso generalizado de estos dispositivos no puede
ser recomendado en todos los pacientes, ya que la restricción de movimientos que provoca podría empobrecer los
resultados funcionales de la prótesis [45]; estaría indicado su uso en aquellos pacientes con especial riesgo: debilidad muscular, laxitud de tejidos blandos, malposición
protésica, o en la prevención de la reluxación protésica [46],
aunque algunos trabajos concluyan que estas ortesis no
son efectivas en relación a estos objetivos [47].
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
BIBLIOGRAFÍA
Figura 24-8 Twister. Consiste en un tutor flexible de alambre
trenzado, unido proximalmente mediante una articulación de
cadera a una banda pélvica, y distalmente al calzado o a una
férula tipo AFO. La tensión del alambre se usa para aplicar una
fuerza desrotadora al segmento distal de la extremidad. Un tornillo permite regular la tensión del alambre y por tanto la intensidad
de la fuerza desrotadora.
1. Harris EE. A new orthotic terminology: a guide for its use for
prescription and fee schedules. Orthot Prosth Int. 1973; 27: 6-9.
2. Storer SK, Skaggs DL. Developmental dysplasia of the hip.
Am Fam Physician. 2006; 74: 1310-6.
3. Kocon H, Komor A, Struzik S. Orthotic treatment of
developmental hip dysplasia. Ortop Traumatol Rehabil.
2004; 6:825-9.
4. Long-term outcome of early treatment of developmental hip
dysplasia using an abduction splint. Ortop Traumatol
Rehabil. 2006; 8:31-3.
5. Santos M, Filipe G. Treatment of congenital hip dislocation
using Pavlik’s harness. Long term results. Rev Chir Orthop
Reparatrice Appar Mot. 1997; 83:41-50.
6. Pavlik A. Stirrups as an aid in the treatment of congenital
dysplasias of the hip in children. By Arnold Pavlik, 1950.
J Pediatr Orthop. 1989; 9:157-9.
7. Kokavec M, Makai F, Olos M, Bialik V. Pavlik’s method: a
retrospective study. Arch Orthop Trauma Surg. 2006; 126:73-6.
8. Touzet P, Chaumien JP, Rigault P, Padovani JP. Pavlik’s
harness in congenital hip dislocation before the first
birthday. Acta Orthop Belg. 1990;56(1 Pt A):141-7.
217
Ortesis de cadera
ORTESIS POSQUIRÚRGICAS DE CADERAS
24
Las ortesis desrotadoras de caderas han visto disminuido
su uso en la actualidad. Esto se debe en parte a que se ha
relativizado la importancia de las alteraciones rotacionales
de los miembros inferiores que acontecen de forma idiopática en la infancia, y se ha cuestionado su capacidad para
influir en el curso natural de estos procesos. La ortesis más
utilizada con este fin es la barra de Denis-Brown (v. figura 24-7). Otra ortesis desrotadora muy popular es el denominado Twister (v. figura 24-8), utilizado frecuentemente
en niños con alteraciones neuromusculares que condicionan intrarrotaciones o extrarrotaciones de los miembros.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
9. Uçar DH, Iiklar ZU, Kandemir U, Tümer Y. Treatment of
developmental dysplasia of the hip with Pavlik harness:
prospective study in Graf type IIc or more severe hips.
J Pediatr Orthop B. 2004 ; 13:70-4.
10. Lefevre Y, Laville JM, Salmeron F.Early short-term
treatment of neonatal hip instability with the Pavlik
harness. Rev Chir Orthop Reparatrice Appar Mot. 2007;
93:150-6.
11. Nakamura J, Kamegaya M, Saisu T, Someya M, Koizumi W,
Moriya H. Treatment for developmental dysplasia of the hip
using the Pavlik harness: long-term results.J Bone Joint Surg
Br. 2007; 89:230-5.
12. Morino T, Miyake Y, Matsushita T, Itadera E. Pavlik harness
applications for congenital dislocation of the hip. How short
can they be made? Arch Orthop Trauma Surg. 1998;
117:89-91.
13. Márquez Navarro J, Fernández Torrico JM, Martínez Llanos
R. Tratamiento de la enfermedad laxante de cadera con el
arnés de Pavlik. Rehabilitación (Madr) 2000;34:164-70.
14. Inoue T, Naito M, Nomiyama H.Treatment of developmental
dysplasia of the hip with the Pavlik harness: factors for
predicting unsuccessful reduction. J Pediatr Orthop B. 2001
Jul;10(3):186-91.
15. Boniforti FG, Fujii G, Angliss RD, Benson KD. The
reliability of measurements of pelvic Radiographs in infants.
J Bone Joint Surg [Br] 1997;79-B:570-5.
16. Mubarak S, Garfin S, Vance R, McKinnon B, Sutherland D.
Pitfalls in the use of the Pavlik harness for treatment of
congenital dysplasia, subluxation, and dislocation of the hip.
J Bone Joint Surg Am. 1981; 63:1239-48.
17. Jones GT, Schoenecker PL, Dias LS. Developmental hip
dysplasia potentiated by inappropriate use of the Pavlikh
arness. J Pediatr Orthop. 1992; 12: 722-6.
18. Kokavec M, Makai F, Olos M, Bialik V. Pavlik’s method: a
retrospective study. Arch Orthop Trauma Surg. 2006;
126:73-6.
19. Suzuki S, Kashiwagi N, Kasahara Y, Seto Y, Futami T.
Avascular necrosis and the Pavlik harness. The incidence of
avascular necrosis in three types of congenital dislocation of
the hip as classified by ultrasound. J Bone Joint Surg Br.
1996; 78:631-5.
20. Pap K, Kiss S, Shisha T, Marton-Szücs G, Szöke G. The
incidence of avascular necrosis of the healthy, contralateral
femoral head at the end of the use of Pavlik harness in
unilateral hip dysplasia Int Orthop. 2006; 30:348-51.
21. Glover SD, Benson MK. Iliotibial band contracture after
using the Pavlik harness. J Bone Joint Surg Br. 1989; 71:535.
22. Mooney JF 3rd, Kasser JR. Brachial plexus palsy as a
complication of Pavlik harness use. J Pediatr Orthop. 1994;
14:677-9.
23. Fernández González J, Albiñana Cilveti J. Obturator
dislocation in developmental dislocation of the hip: a
complication during treatment. J Pediatr Orthop B. 1996;
5:129-31.
24. Harding MG, Harcke HT, Bowen JR, Guille JT, Glutting J.
Management of dislocated hips with Pavlik harness
treatment and ultrasound monitoring. J Pediatr Orthop.
1997; 17:189-98.
25. Touzet P, Chaumien JP, Rigault P, Padovani JP. Pavlik’s
harness in congenital hip dislocation before the first
birthday. Acta Orthop Belg. 1990; 56:141-7.
26. Blom HC, Heldaas O, Manoharan P, Andersen BD, Søia L.
Ultrasound screening for hip dysplasia in newborns and
treatment with Frejka Pillow. Tidsskr Nor Laegeforen. 2005;
125:1998-2001.
218
27. Tegnander A, Holen KJ, Anda S, Terjesen T. Good results
after treatment with the Frejka pillow for hip dysplasia in
newborns: a 3-year to 6-year follow-up study. J Pediatr
Orthop B. 2001; 10:173-9.
28. Atar D, Lehman WB, Tenenbaum Y, Grant AD. Pavlik
harness versus Frejka splint in treatment of developmental
dysplasia of the hip: bicenter study. J Pediatr Orthop. 1993;
13:311-3.
29. Czubak J, Piontek T, Niciejewski K, Magnowski P, Majek
M, Pło—czak M. Retrospective analysis of the non-surgical
treatment of developmental dysplasia of the hip using Pavlik
harness and Frejka pillow: comparison of both methods.
Ortop Traumatol Rehabil. 2004; 6:9-13.
30. Von Rosen S. further experience with congenital dislocation
of the hip in the newborn. J Bone Joint Surg Br. 1968; 50:
538-41
31. Lauge-Pedersen1 H, Gustafsson2 J, Hägglund G. 16 weeks
with the von Rosen splint is sufficient for treatment of
neonatal hip instability. Acta Orthopaedica 2006; 77:
257–61.
32. Hinderaker T, Rygh M, Udén A.The von Rosen splint
compared with the Frejka pillow. A study of 408 neonatally
unstable hips. Acta Orthop Scand. 1992; 63:389-92.
33. Heikkilä E. Comparison of the Frejka pillow and the von
Rosen splint in treatment of congenital dislocation of the
hip. J Pediatr Orthop. 1988 Jan-Feb;8(1):20-1.
34. Wilkinson AG, Sherlock DA, Murray GD.The efficacy of
the Pavlik harness, the Craig splint and the von Rosen splint
in the management of neonatal dysplasia of the hip.
A comparative study. J Bone Joint Surg Br. 2002;
84:716-9.
35. Boyd RN, Dobson F, Parrott J, Love S, Oates J, Larson A,
Burchall G, Chondros P, Carlin J, Nattrass G, Graham HK.
The effect of botulinum toxin type A and a variable hip
abduction orthosis on gross motor function: a randomized
controlled trial. Eur J Neurol. 2001; 8 (Suppl 5):109-19.
36. Graham HK, Boyd R, Carlin JB, Dobson F, Lowe K,
Nattrass G, Thomason P, Wolfe R, Reddihough D. Does
botulinum toxin a combined with bracing prevent hip
displacement in children with cerebral palsy and “hips at
risk”? A randomized, controlled trial. J Bone Joint Surg
Am. 2008; 90: 23-33.
37. SWASH Clinical Manual. En http://www.allardusa.com/
pdf/swashclin.pdf consulta realizada 26/03/2008.
38. Fulford GE, Lunn PG, Macnicol MF. A prospective study of
nonoperative and operative management for Perthes’disease.
J Pediatr Orthop. 1993;13:281-5.
39. Rosenfeld SB, Herring JA, Chao JC. Legg-Calve-Perthes
disease: a review of cases with onset before six years of age.
J Bone Joint Surg Am. 2007;89:2712-22.
40. Herring JA, Kim HT, Browne R.Legg-Calve-Perthes
disease. Part II: Prospective multicenter study of the effect
of treatment on outcome. J Bone Joint Surg Am. 2004;
86-A:2121-34.
41. Grzegorzewski A, Bowen JR, Guille JT, Glutting J.
Treatment of the collapsed femoral head by containment in
Legg-Calve-Perthes disease. J Pediatr Orthop. 2003; 23:
15-9.
42. Meehan PL, Angel D, Nelson JM. The Scottish Rite abduction
orthosis for the treatment of Legg-Perthes disease. A
radiographic analysis. J Bone Joint Surg Am. 1992; 74: 2-12.
43. Kim WC, Hosokawa M, Tsuchida Y, Kawamoto K, Chang
K, Tokunaga D, Mikami Y, Kusakabe T, Kubo T. Outcomes
of new pogo-stick brace for Legg-Calve-Perthes’ disease.
J Pediatr Orthop B. 2006;15: 98-103.
24
46. Patel PD, Potts A, Froimson MI. The dislocating hip
arthroplasty: prevention and treatment. J Arthroplasty. 2007;
22 (Suppl 1): 86-90.
47. Dewal H, Maurer SL, Tsai P, Su E, Hiebert R, Di Cesare
PE. Efficacy of abduction bracing in the management of
total hip arthroplasty dislocation. J Arthroplasty. 2004;19:
733-8.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Ortesis de cadera
44. Irie S, Iida H, Nishimatsu H, Hayashi C, Nakamura T. A test
model of hip brace for prevention of dislocation after total
hip arthroplasty (Zetton Band). Prosthet Orthot Int. 2002;
26: 253-6.
45. Peak EL, Parvizi J, Ciminiello M, Purtill JJ, Sharkey PF,
Hozack WJ, Rothman RH. The role of patient restrictions in
reducing the prevalence of early dislocation following total
hip arthroplasty. A randomized,prospective study. J Bone
Joint Surg Am. 2005; 87: 247-53.
219
25
Ortesis de rodilla
Manuel Rodríguez-Piñero Durán y Carmen Echevarría Ruiz de Vargas
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
INTRODUCCIÓN
Entendemos por ortesis de rodilla cualquier dispositivo
ortopédico que, colocado sobre la rodilla, intenta ejercer
un efecto terapéutico o preventivo sobre la articulación.
Las ortesis de rodilla más usadas son las rodilleras debido a la popularización de la práctica deportiva. Sus finalidades son descargar, proteger y estabilizar la rodilla, aunque su capacidad para conseguir estos fines no esté
claramente apoyada por pruebas científicas. La habilidad
de seleccionar la rodillera más adecuada a la patología que
presenta el paciente requiere un adecuado conocimiento de
la anatomía y biomecánica de la rodilla, objetivo este que
supera al del capítulo.
EFECTOS FISIOLÓGICOS
DE LAS RODILLERAS
Los efectos fisiológicos de las rodilleras son diversos,
algunos de ellos obvios, otros menos evidentes. Las rodilleras, como otras ortesis, tienen un efecto protector sobre
el segmento que engloban, hecho que las hace ser muy
utilizadas como protección frente a lesiones en deportes
de contacto. Además, algunas rodilleras, las confeccionadas con neopreno, poseen un efecto térmico, y son capa-
ces de elevar localmente la temperatura, manteniendo los
incrementos de temperatura que se producen en el
músculo durante y tras la realización del ejercicio [1].
Uno de los efectos menos conocidos de las rodilleras es
su efecto propioceptivo, de manera que mejorarían la propiocepción en sujetos sanos [2], y en pacientes con determinadas patologías como artrosis [3] y lesiones ligamentosas de la rodilla [4,5], aunque las mejoras propioceptivas
encontradas son pequeñas y los hallazgos de laboratorio
aportados por los diversos estudios no tienen una clara
traducción clínica. Las rodilleras también parecen tener
un efecto sobre la activación muscular de la rodilla, incrementando la activación de la musculatura extensora [6] y
disminuyendo la activación de la musculatura flexora en
sujetos sanos [7]. Estas mejoras de la activación muscular
extensora y de la propiocepción se han postulado como
las responsables del efecto sobre el control motor y la
estabilidad que se obtiene con las rodilleras en la realización de diversas tareas en pacientes con patología de rodilla [8,9]. Algunos estudios sugieren que las rodilleras
también tendrían un efecto estabilizador y del control del
movimiento, al ser capaces de limitar los movimientos de
traslación y rotación de la rodilla [10], y que también
podrían limitar la laxitud anterior de la rodilla [11], aunque otros estudios dudan de su capacidad para controlar
la hiperextensión de la rodilla [12]; a este efecto estabilizador sobre la articulación, se ha postulado, contribuyen
221
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
los efectos de las rodilleras sobre la propiocepción y la
activación muscular. Finalmente, las rodilleras tendrían
un efecto de descarga al modificar los momentos de fuerza que deben soportar los compartimentos articulares de
la rodilla. Así, rodilleras diseñadas para ello podrían descargar el compartimento medial de la rodilla durante el
apoyo [13], protegiéndola de las fuerzas varizantes que
actúan sobre ella [14].
CLASIFICACIÓN, DESCRIPCIÓN
E INDICACIONES
Las rodilleras se han clasificado según su función. En 1984
la Academia Americana de Cirujanos Ortopédicos propuso
una clasificación [15], distinguiendo entre: rodilleras profilácticas, rodilleras rehabilitadoras y rodilleras funcionales. Esta distinción se centra exclusivamente en las lesiones
ligamentosas de rodilla. France y Paulos [16], en 1994, distinguen cuatro tipos de rodilleras: las profilácticas, las
rehabilitadoras, las funcionales y las femoropatelares.
Chew y cols. [17], en el año 2007, distinguen entre rodilleras de descarga, rodilleras profilácticas, rodilleras femoropatelares y rodilleras funcionales.
Otra posibilidad es clasificar las rodilleras en articuladas y no articuladas, que más que una distinción entre tipos
de rodilleras hace referencia a una opción de diseño. Estas
articulaciones pueden ir desde articulaciones monoaxiales
simples a una policéntrica de cuatro ejes mucho más compleja. La mayoría de las rodilleras disponibles en el mercado entrarían, en relación a su articulación, en una de estas
cuatro categorías:
aumentan la temperatura, proporcionan compresión,
pudiendo mejorar la propiocepción y proporcionar una
sensación de soporte de la rodilla [18] (v. figura 25-1).
A estas rodilleras se les puede añadir una zona almohadillada de distintas formas y tamaños que protegería las
estructuras de la cara anterior de la rodilla, especialmente
la rótula; también se les añaden correas, que permiten una
mayor compresión, en la región suprapatelar para casos de
tendinosis cuadricipital o en la región infrapatelar para
tratar la tendinosis rotuliana o la enfermedad de OsgoodSchlater [19].
RODILLERAS FEMOROPATELARES
El síndrome de dolor femoropatelar (SDFP) es uno de los
desórdenes más comunes de la rodilla, siendo más frecuente en mujeres y en deportistas. En su patogenia se han
implicado tres mecanismos: daño por trauma directo sobre
el cartílago articular, microtraumatismos por sobreuso y
tracción anormal sobre la rótula.
La rodillera femoropatelar está diseñada para resistir
los desplazamientos laterales de la rótula manteniendo su
normal alineación. Generalmente se fabrican de material
tensoelástico, como el neopreno, y se les añaden refuerzos o correas que ayudan a estabilizar la rótula (v. figura 25-2).
• Rodilleras no articuladas.
• Rodilleras de eje simple o monoaxial.
• Rodilleras de articulación de eje retrasado.
• Rodilleras policéntricas.
Las rodilleras de eje simple actúan como una bisagra con
la función de facilitar la movilidad articular. Las rodilleras de eje retrasado intentan mejorar la congruencia entre
el eje anatómico y ortésico. En el período del doble apoyo
inicial de la marcha esta posición retrasada de la articulación, al pasar el eje de carga por delante de la articulación, contrarrestaría el momento flexor de la rodilla,
que se mantiene al avanzar el cuerpo hacia delante ayudando a mantener la estabilidad de la rodilla durante el
apoyo monopodal. Los diseños policéntricos, al menos
teóricamente, serían más apropiados para mantener la
congruencia de los ejes anatómicos y ortésico durante el
recorrido articular.
RODILLERAS SIMPLES O TENSOELÁSTICAS
Las rodilleras tensoelásticas son dispositivos de tejido
ajustable, habitualmente neopreno cubierto de nailon, que
222
Figura 25-1 Rodillera tensoelástica de neopreno cubierto de
nailon.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Figura 25-2 Rodillera femoroparelar en neopreno con anillo de
silicona para control de rótulas y cinchas superior e inferior para
asegurar su fijación.
Los mecanismos de acción de estas rodilleras son diversos. Podrían actuar disminuyendo las fuerzas de tracción y
mejorando la alineación rotuliana, aunque los resultados
son contradictorios, pues mientras hay trabajos que apoyan
esta hipótesis [20], otros la refutan [21], cambiando la posición de la rótula y área de contacto femoropatelar [22,23],
descargando el sistema extensor de la rodilla [24] o simplemente mejorando la propiocepción o aumentando la temperatura local.
En relación a la efectividad clínica de las rodilleras
femoropatelares, una revisión de la Cochrane [25] del año
2002 encontraba una evidencia excesivamente limitada
como para sacar conclusiones sobre su efectividad; pero un
ensayo clínico [26] del 2005 sí encontró pruebas de la efectividad clínica de las rodilleras. Lo que sí parece hallar más
consenso es su efectividad en la prevención del desarrollo
del SDFP [27,28].
Se ha postulado la existencia de un subgrupo de pacientes
con SDFP que serían más propensos a beneficiarse del uso
de estas rodilleras: los que presentasen subluxación, mala
alineación o mal posicionamiento rotuliano obvio [29].
Las rodilleras femoropatelares, por los mecanismos de
acción que se le atribuyen, también se han utilizado en el
tratamiento de la artrosis femoropatelar, aunque las dudas
planteadas sobre su efectividad son similares a las surgidas
en el SDFP [30].
Figura 25-3 Rodillera profiláctica con tutor externo articulado
que protege la rodilla de fuerzas valguizantes y articulación con
tope que permite protegerla de la hiperextensión.
223
Ortesis de rodilla
Son rodilleras diseñadas para proteger la rodilla de posibles lesiones o al menos disminuir los efectos de un impacto sobre la rodilla en individuos que realizan deportes de
alto riesgo de lesión o en aquellos con lesiones previas en
la rodilla. La mayoría de estas rodilleras están diseñadas
para proteger la integridad de las estructuras mediales de
la rodilla frente a fuerzas laterales directas, utilizando
para ello un tutor externo rígido y articulado (v. figura 25-3). Esta articulación puede ser simple o policéntrica.
Algunos diseños incorporan un tope a la hiperextensión
para proteger la rodilla del deportista de fuerzas extensoras [31]. La forma de actuación de estas rodilleras pasa por
repartir las fuerzas valguizantes que actúen sobre la rodilla por la superficie más extensa posible, alejándola del
ligamento lateral interno (LLI), para lo cual es importante
que la articulación de la rodilla forme un puente sobre
la interlínea articular, dejando un espacio entre la piel y la
ortesis a este nivel y contactando de nuevo con ella al nivel
más proximal del fémur y distal de la tibia posible. Si existiese contacto entre la articulación de la ortesis y la rodilla
se crearía un sistema de momentos de fuerza en tres puntos, que sobrecargaría al LLI. En este sentido, la rigidez de
los materiales en los que se fabrica el tutor es importante
para la consecución de su objetivo [32].
25
RODILLERAS PROFILÁCTICAS
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
La eficacia de estas rodilleras es incierta, y no ha quedado demostrada por la investigación clínica. La mayoría
de las investigaciones sobre los efectos biomecánicos de
estas rodilleras se han llevado a cabo sobre cadáveres, y los
resultados obtenidos en los estudios, en relación a la capacidad para proteger el LLI y el ligamento cruzado anterior
(LCA), son inconsistentes [33] o poco importantes [34].
Además, la incidencia de lesiones de rodilla en deportistas
que practican deportes de riesgo, aunque disminuye, no lo
hace de forma significativa con el uso de estas ortesis
[35,36]. Una preocupación de los investigadores y técnicos
deportivos ha sido si el uso de estos dispositivos, a la vez
que protegían la rodilla, pudiera incrementar el riesgo de
lesiones en otras articulaciones de las extremidades inferiores. Tampoco este punto ha quedado claramente establecido, ya que mientras un estudio así lo afirma [37], otro lo
refuta [38]. A la hora de aconsejar su uso es importante
señalar que estas rodilleras no parecen afectar la dinámica
de la carrera [39], la velocidad y agilidad [40], ni al equilibrio [41] de los deportistas que las utilizan.
Dadas las incertidumbres sobre la eficacia real de este
tipo de rodilleras, su uso no debe aconsejarse de forma
rutinaria a individuos que practiquen deportes de contacto,
reservándolas quizás para aquellos deportistas con especial riesgo.
RODILLERAS REHABILITADORAS
Las ortesis usadas en el postoperatorio o la rehabilitación
inicial de los pacientes intervenidos de lesiones ligamentosas de rodilla están diseñadas para controlar la movilidad
de la rodilla minimizando los efectos de la tracción excesiva sobre los tejidos blandos en curación (v. figura 25-4).
La rodillera debe ser ajustable para acomodarse a los cambios de volumen secundarios al edema o la atrofia muscular.
Idealmente debería ser cómoda de llevar, fácil de colocar y
retirar, duradera y económica. Generalmente se utilizan articulaciones que permiten limitar el rango de movilidad que se
va incrementando paulatinamente según mejora el paciente.
Esta capacidad para limitar y controlar el rango de movilidad
de la rodilla pretende proporcionar resistencia ligamentaria y
minimizar el riesgo de formación de cicatrices en el surco
intercondilar que se asocian a contractura en flexión de
la rodilla. Un ECA [46] que compara una inmovilización
con yeso frente al uso de una rodilla y movilización precoz
tras reconstrucción del LCA no encuentra diferencias a largo
plazo en relación a la fuerza y movilidad alcanzadas. Otro
ECA [47] concluye que las rodilleras rehabilitadoras no son
necesarias tras la reconstrucción del LCA.
RODILLERAS DE DESCARGA
En la gonartrosis, el compartimento medial de la rodilla
se afecta más precozmente y con mayor frecuencia; la
artrosis del compartimento medial de la rodilla se asocia
frecuentemente con una deformidad en varo de la misma,
lo cual contribuye a su progreso. Mejorar la alineación de
la rodilla y descargar el compartimento medial tiene un
papel importante en el desarrollo de la enfermedad, y es
el objetivo que persiguen estas ortesis. Para ello, las rodilleras de descarga están diseñadas para aplicar un momento de fuerza valguizante sobre el compartimento medial de la rodilla. La efectividad mecánica de la ortesis
para conseguir descargar el compartimento medial de la
rodilla ha sido puesta de manifiesto en distintos estudios [42,43]. La efectividad clínica de la ortesis ha sido
evaluada en diversos trabajos. Kirley y cols. [44], en un
ensayo clínico aleatorizado (ECA), comparan una rodillera valguizante frente a una rodillera de neopreno y
frente a un grupo control, encontrando mejorías significativas en ambos grupos de rodilleras frente a los controles, y entre las rodilleras valguizantes y las tensoelásticas
a favor de las primeras. Concluyen que las rodilleras valguizantes son superiores a las de neopreno, y ambas superiores a la ausencia de soporte ortésico para conseguir
mejorías en el dolor, la rigidez y la función. Basándose en
este trabajo, una revisión de la Cochrane [45] concluye
que existe evidencia limitada de la efectividad de las
rodilleras en el tratamiento de la artrosis del compartimento medial de la rodilla.
224
Figura 25-4 Rodillera rehabilitadora; sus componentes incluyen:
1. Unas bandas abiertas de espuma blanda para muslo y pierna,
2. Un sistema de tiras no elásticas con velcro para cerrar y ajustar
la ortesis. 3. Barras laterales de bajo peso, en metal o material
plástico. 4. Articulaciones mono o poliaxiales, bloqueables, limitadoras de la movilidad.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
La desalineación en varo o en valgo de las rodillas durante
la infancia es uno de los motivos más comunes de consulta
dentro de las alteraciones ortopédicas infantiles [59].
Cuando valoremos a un niño por este problema debemos
recordar que existe una etapa varoide desde el nacimiento
hasta los 2 años, seguida de una etapa valgoide entre los 2
y 7 años, edad en la que se obtiene una alineación de la
rodilla en el plano frontal similar al adulto. Clásicamente,
la ortesis correctora se ha indicado cuando existe un ángulo femorotibial en varo igual o superior a 25º durante la
primera etapa, o un valgo superior a 15º durante la segunda
[60]. En la actualidad, el tratamiento ortésico del genu
varum y genu valgum fisiológico es controvertido y diversos autores abogan por la abstención terapéutica [61]. Consideración distinta merece la tibia vara o enfermedad de
Blount. Aquí, aunque no existen trabajos de alta calidad
metodológica, si nos referimos fundamentalmente a trabajos de baja calidad o a la opinión de expertos, sí existe
cierto consenso sobre el uso de la ortesis para el genu
varum. Davids y cols. [62] aconsejan tratar a niños menores de 3 años con signos radiológicos indirectos de enfermedad de Blount (ángulo metafisodiafisario mayor a 10º y
angulo epifisometafisario mayor a 20º); en general, el tratamiento parece ser más efectivo:
• Menores de 4 años (forma temprana) [63].
• Estadios radiológicos I-II de Langenskiold [62].
• Casos unilaterales [61].
Las férulas habitualmente utilizadas son férulas nocturnas
cuya finalidad es corregir y realinear la desviación en varo
o valgo de la rodilla, así como la tibia vara. La ortesis realiza la corrección siguiendo el principio de aplicación de
fuerza en tres puntos y consta de (v. figura 25-5):
• Barra de aluminio lateral o medial (según la
desviación sea en valgo o en varo).
• Apoyo superior con sistema de cierre.
• Cincha graduable a nivel de rodilla.
• Botín.
FÉRULA POSTURAL DE MIEMBRO INFERIOR
La férula postural pasiva del miembro inferior es una ortesis postural utilizada para mantener las articulaciones de
rodilla y tobillo en una determinada posición, habitualmente en posición funcional, con el fin de protegerla y prevenir
el desarrollo de deformidades durante la inmovilización.
Se utiliza en pacientes con lesiones de dichas articulaciones, parálisis del miembro o procesos que conllevan
inmovilidad.
Se trata de una ortesis postural perteneciente al grupo
de las KAFO, realizada en termoplástico conformado y
225
25
Las rodilleras funcionales están diseñadas para dotar de
estabilidad a las rodillas inestables a consecuencia de lesiones del LCA. Se utilizan también para proteger la plastia
del LCA tras la cirugía reconstructiva, y también pueden
ser usadas en lesiones ligamentosas laterales [21]. Esta
ortesis debe ser hecha a medida o fijada y adaptada de forma muy precisa para poder realizar su función; las fuerzas
estabilizadoras ejercidas por la ortesis son una fuerza
en sentido anteroposterior a nivel proximal de muslo,
una fuerza posteroanterior a nivel distal de muslo, una fuerza anteroposterior a nivel proximal de la pierna y una fuerza
posteroanterior a nivel distal de pierna.
Beynnon y cols. [48] han investigado el efecto de las rodilleras funcionales sobre el LCA mediante la implantación
artroscópica de un transductor sobre dicho ligamento para
medir su comportamiento frente a la tensión, encontrando
incrementos significativos de la tensión que soportan las
rodillas no ortetizadas cuando se aplican cargas lesionales
tanto en situaciones de carga como de descarga. Estas rodilleras disminuyen significativamente la tensión provocada
sobre el LCA, las fuerzas anteroposteriores y las torsionales
tanto externa como interna. Fleming y cols. [49] afirman que
la rodillera reduce la tensión provocada por cargas anteroposteriores y de torsión interna, mientras que no encuentran
estos beneficios cuando las fuerzas de torsión son externas o
lateromediales tanto en carga como en descarga.
En relación a la efectividad de estas rodilleras funcionales tras la cirugía de reconstrucción del LCA mediante un
HTH (hueso-tendón-hueso) en población joven y activa,
un ECA [50], que compara un grupo que utiliza una rodillera funcional durante 1 año tras la cirugía, para la realización
de ciertas actividades de riesgo, no encuentra diferencias
en resultados clínicos a los 2 años de seguimiento. Otro
ECA [51] no encuentra que las rodilleras proporcionen
una mayor estabilidad ni durante la rehabilitación tras la
cirugía ni a largo plazo. Otro ECA [52] encuentra que las
rodilleras proporcionan menor dolor e incidencias de complicaciones tras la cirugía, sin encontrar diferencias en
relación a la laxitud o función. Otro estudio aleatorizado [53] refiere mayores grados de atrofia en el grupo que
utilizó estas rodilleras tras la cirugía. Igualmente, dos revisiones sistemáticas [54,55] sobre este tema no encuentran
ventajas en el uso, tras cirugía de LCA, de estas rodilleras,
y desaconsejan su uso.
En relación al uso de estas rodilleras en lesiones del
LCA no intervenidas, un ECA [56] encuentra una mejoría
en parámetros subjetivos (sensación de estabilidad y desarrollo de la rehabilitación) en los pacientes ortetizados,
pero sin diferencias en los parámetros objetivos estudiados.
Otro ECA [57] encuentra mejorías significativas en relación a la estabilidad y disminución de la atrofia muscular
en los pacientes ortetizados. Un estudio de alta calidad
metodológica [58] no encuentra diferencias entre los efectos producidos por una ortesis de este tipo hecha a medida
y otra fabricada en serie, en estos pacientes.
ORTESIS PARA GENU VALGUM Y GENU
VARUM INFANTIL
Ortesis de rodilla
RODILLERAS FUNCIONALES
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Figura 25-5 Ortesis anti-genu varo, que consta de barra de aluminio lateral o medial (según la desviación sea en valgo o en varo),
apoyo superior con sistema de cierre, cincha graduable a nivel de
rodilla y botín.
adaptada al miembro al que va destinada por la cara posterior del mismo, desde la región superior del muslo hasta los
dedos, con cinchas de sujeción a nivel de muslo, rodilla y
tobillo.
También se utiliza una ortesis de rodilla para inmovilizar la rodilla en extensión (v. figura 25-6), fabricada en
textil y con tutores semirrígidos con cierres de velcro, que
se extiende desde la mitad del muslo hasta la mitad de la
pierna e inmoviliza y previene el desarrollo de flexo de
rodilla. Es una ortesis ligera y cómoda, muy utilizada en
procesos que precisan inmovilizar la articulación de una
forma no muy expeditiva.
BIBLIOGRAFÍA
1. Miller AA, Knight KL, Feland JB, Draper DO. Neoprene
thigh sleeves and muscle cooling after exercise. J Athl Train.
2005; 40: 264-70.
2. McNair PJ, Stanley SN, Strauss GR. Knee bracing:
effects of proprioception. Arch Phys Med Rehabil. 1996;
77: 287-9.
3. Birmingham TB, Kramer JF, Kirkley A, Inglis JT,
Spaulding SJ, Vandervoort AA. Knee bracing for medial
compartment osteoarthritis: effects on proprioception and
postural control. Rheumatology (Oxford). 2001; 40: 285-9.
4. Birmingham TB, Kramer JF, Kirkley A, Inglis JT,
Spaulding SJ, Vandervoort AA. Knee bracing after ACL
226
Figura 25-6 Ortesis de rodilla en material textil con tutores
semirrígidos y cierre por velcro, para inmovilización de la rodilla.
5.
6.
7.
8.
9.
10.
11.
12.
reconstruction: effects on postural control and
proprioception. Med Sci Sports Exerc. 2001; 33: 1253-8.
Wu GK, Ng GY, Mak AF.Effects of knee bracing on the
sensorimotor function of subjects with anterior cruciate
ligament reconstruction. Am J Sports Med. 2001; 29: 641-5.
Diaz GY, Averett DH, Soderberg GL. Electromyographic
analysis of selected lower extremity musculature in normal
subjects during ambulation with and without a Protonics
knee brace. J Orthop Sports Phys Ther. 1997; 26: 292-8.
Ramsey DK, Wretenberg PF, Lamontagne M, Németh G.
Electromyographic and biomechanic analysis of anterior
cruciate ligament deficiency and functional knee bracing.
Clin Biomech (Bristol, Avon). 2003; 18: 28-34.
Chuang SH, Huang MH, Chen TW, Weng MC, Liu CW,
Chen CH.Effect of knee sleeve on static and dynamic
balance in patients with knee osteoarthritis. Kaohsiung J
Med Sci. 2007; 23: 405-11.
Kuster MS, Grob K, Kuster M, Wood GA, Gächter A.The
benefits of wearing a compression sleeve after ACL
reconstruction. Med Sci Sports Exerc. 1999; 31: 368-71.
Anderson KJ, Wojtys EM, Loubert PV, Miller RE. A
biomechanical evaluation of taping and bracing in reducing
knee joint traslation and rotation. Am J Sports Med 1992;
20: 416-21.
Mishra DK, Daniel DM, Stone ML. The use of functional
knee braces in the control of pathologic anterior knee laxity.
Clin Orthop 1989; 241: 213-20.
Mikkelsen C, Cerulli G, Lorenzini M, Bergstrand G, Werner
S. Can a post-operative brace in slight hyperextension
prevent extension deficit after anterior cruciate ligament
reconstruction? A prospective randomized study. Knee Surg
Sports Traumatol Arthrosc. 2003; 11: 318-21.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
227
25
32. Patrick E. Patterson. Jay Eason. The Effects of Prophylactic
Brace Construction Materials on the Reactive Responses of
the MCL During Repetitive Impacts J Athl Train. 1996; 31:
329-33.
33. Erickson AR, Yasuda K, Beynnon B, Johnson R, Pope M.
An in vitro dynamic evaluation of prophylactic knee braces
during lateral impact loading. Am J Sports Med. 1993; 21:
26-35.
34. France EP, Paulos LE. In vitro assessment of prophylactic
knee brace function. Clin Sports Med. 1990; 9: 823-41.
35. Najibi S, Albright JP.The use of knee braces, part 1:
Prophylactic knee braces in contact sports. Am J Sports
Med. 2005; 33: 602-11.
36. Albright JP, Powell JW, Smith W, Martindale A, Crowley E,
Monroe J, et al. Medial collateral ligament knee sprains in
college football. Effectiveness of preventive braces. Am J
Sports Med. 1994; 22: 12-8.
37. Grace TG, Skipper BJ, Newberry JC, Nelson MA, Sweetser
ER, Rothman ML. Prophylactic knee braces and injury to
the lower extremity. J Bone Joint Surg Am. 1988; 70: 422-7.
38. Sitler M, Ryan J, Hopkinson W, Wheeler J, Santomier J,
Kolb R, et al. The efficacy of a prophylactic knee brace to
reduce knee injuries in football. A prospective, randomized
study at West Point. Am J Sports Med. 1990; 18: 310-5.
39. Liggett CL, Tandy RD, Young JC.The Effects of
Prophylactic Knee Bracing on Running Gait.J Athl Train.
1995; 30: 159-161.
40. Greene DL, Hamson KR, Bay RC, Bryce CD. Effects of
protective knee bracing on speed and agility. Am J Sports
Med. 2000; 28: 453-9.
41. Kaminski TW, Perrin DH. Effect of Prophylactic Knee
Bracing on Balance and Joint Position Sense. J Athl Train.
1996; 31: 131-136.
42. Self BP, Greenwald RM, Pflaster DS. A biomechanical
analysis of medial unloading brace for osteoarthritis in the
knee. Arthritis care Res 2000; 13: 191-7.
43. Pollo FE, Otis JC, Backus SI, Warren RF, Wickiewicz TL.
Reduction of medial compartment loads with valgus bracing
of the osteoarthritic knee. Am J Sports Med 2002; 30: 414-21.
44. Kirley A, Webster-Bogaert S, Litchfield R et al. The effect of
bracing on varus gonarthrosis. J Bone Joint Surg Am 1999;
81: 539-48.
45. Brouwer RW, Jakma TS, Verhagen AP, Verhaar JA, BiermaZeinstra SM Braces and orthoses for treating osteoarthritis
of the knee. Cochrane Database Syst Rev. 2005 Jan
25;(1):CD004020.
46. Henriksson M, Rockborn P, Good L.Range of motion
training in brace vs. plaster immobilization after anterior
cruciate ligament reconstruction: a prospective randomized
comparison with a 2-year follow-up. Scand J Med Sci
Sports. 2002; 12: 73-80.
47. Harilainen A, Sandelin J.Post-operative use of knee brace in
bone-tendon-bone patellar tendon anterior cruciate ligament
reconstruction: 5-year follow-up results of a randomized
prospective study. Scand J Med Sci Sports. 2006; 16: 14-8.
48. Beynnon BD, Johnson RJ, Fleming BC, Peura GD,
Renstrom PA, Nichols CE, et al.The effect of functional
knee bracing on the anterior cruciate ligament in the
weightbearing and nonweightbearing knee.Am J Sports
Med. 1997; 25: 353-9.
49. Fleming BC, Renstrom PA, Beynnon BD, Engstrom B,
Peura G. The influence of functional knee bracing on the
anterior cruciate ligament strain biomechanics in
weightbearing and nonweightbearing knees.Am J Sports
Med. 2000; 28: 815-24.
Ortesis de rodilla
13. Self BP, Greenwald RM, Pflaster DS. A biomechanical
analysis of a medial unloading brace for osteoarthritis in the
knee. Arthritis Care Res. 2000; 13: 191-7.
14. France EP, Paulos LE, Jayaraman G, Rosenberg TD. The
biomechanics of lateral knee bracing. Part II: Impact response
of the braced knee. Am J Sports Med 1987; 15: 430-8.
15. Drez D, DeHaven K, D´Ambrosia R. Knee Brace Seminar
Report. Chicago: American Academy of Orthopaedic
Surgeons, 1984.
16. France EP, Paulos LE. Knee Bracing. J Am Acad Orthop
Surg. 1994; 2: 281-287.
17. Chew KT, Lew HL, Date E, Fredericson M. Current
evidence and clinical applications of therapeutic knee
braces. Am J Phys Med Rehabil. 2007; 86: 678-86.
18. Paluska SA, McKeag DB, Roberts WO. Using
patellofemoral braces for anterior knee pain. Phys
Sportsmed. 1999; 27: 81–82.
19. Martin TJ; Committee on Sports Medicine and Fitness.
American Academy of Pediatrics: Technical report: knee
brace use in the young athlete. Pediatrics. 2001; 108: 503-7.
20. Shellock FG.Effect of a patella-stabilizing brace on lateral
subluxation of the patella: assessment using kinematic MRI.
Am J Knee Surg. 2000; 13: 137-42.
21. Muhle C, Brinkmann G, Skaf A, Heller M, Resnick D.
Effect of a patellar realignment brace on patients with
patellar subluxation and dislocation. Evaluation with
kinematic magnetic resonance imaging. Am J Sports Med.
1999; 27: 350-3.
22. Powers CM, Ward SR, Chan LD, Chen YJ, Terk MR. The
effect of bracing on patella alignment and patellofemoral
joint contact area.Med Sci Sports Exerc. 2004; 36: 1226-32.
23. Powers CM, Shellock FG, Beering TV, Garrido DE,
Goldbach RM, Molnar T. Effect of bracing on patellar
kinematics in patients with patellofemoral joint pain.Med
Sci Sports Exerc. 1999; 31: 1714-20.
24. Earl JE, Piazza SJ, Hertel J. The Protonics Knee Brace
Unloads the Quadriceps Muscles in Healthy Subjects. J Athl
Train. 2004; 39: 44-49.
25. D’hondt NE, Struijs PA, Kerkhoffs GM, Verheul C, Lysens
R, Aufdemkampe G, et al. Orthotic devices for treating
patellofemoral pain syndrome. Cochrane Database Syst Rev.
2002; (2): CD002267.
26. Lun VM, Wiley JP, Meeuwisse WH, Yanagawa TL.
Effectiveness of patellar bracing for treatment of
patellofemoral pain syndrome. Clin J Sport Med. 2005; 15:
235-40.
27. Yeung EW, Yeung SS. Interventions for preventing lower
limb soft-tissue injuries in runners.Cochrane Database Syst
Rev. 2001; (3): CD001256.
28. Van Tiggelen D, Witvrouw E, Roget P, Cambier D, Danneels
L, Verdonk R. Effect of bracing on the prevention of anterior
knee pain –a prospective randomized study. Knee Surg
Sports Traumatol Arthrosc. 2004; 12: 434-9.
29. Lesher JD, Sutlive TG, Miller GA, Chine NJ, Garber MB,
Wainner RS. Development of a clinical prediction rule for
classifying patients with patellofemoral pain syndrome who
respond to patellar taping. J Orthop Sports Phys Ther. 2006;
36: 854-66.
30. Warden SJ, Hinman RS, Watson MA Jr, Avin KG,
Bialocerkowski AE, Crossley KM. Patellar taping and
bracing for the treatment of chronic knee pain: a systematic
review and meta-analysis.Arthritis Rheum. 2008; 59: 73-83.
31. Albright JP, Saterbak A, Stokes J. Use of knee braces in
sport. Current recommendations.Sports Med. 1995; 20:
281-301.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
50. McDevitt ER, Taylor DC, Miller MD, Gerber JP, Ziemke G,
Hinkin D, et al. Functional bracing after anterior cruciate
ligament reconstruction: a prospective, randomized,
multicenter study. Am J Sports Med. 2004; 32: 1887-92.
51. Möller E, Forssblad M, Hansson L, Wange P, Weidenhielm
L. Bracing versus nonbracing in rehabilitation after anterior
cruciate ligament reconstruction: a randomized prospective
study with 2-year follow-up. Knee Surg Sports Traumatol
Arthrosc. 2001; 9: 102-8.
52. Brandsson S, Faxén E, Kartus J, Eriksson BI, Karlsson J. Is
a knee brace advantageous after anterior cruciate ligament
surgery? A prospective, randomised study with a two-year
follow-up.Scand J Med Sci Sports. 2001; 11: 110-4.
53. Risberg MA, Holm I, Steen H, Eriksson J, Ekeland A.The
effect of knee bracing after anterior cruciate ligament
reconstruction. A prospective, randomized study with two
years’ follow-up. Am J Sports Med. 1999; 27: 76-83.
54. Wright RW, Fetzer GB. Bracing after ACL reconstruction:
a systematic review. Clin Orthop Relat Res. 2007; 455:
162-8.
55. Martinek V, Friederich NF.To brace or not to brace? How
effective are knee braces in rehabilitation? Orthopade. 1999;
28: 565-70.
228
56. Swirtun LR, Jansson A, Renström P.The effects of a functional
knee brace during early treatment of patients with a
nonoperated acute anterior cruciate ligament tear: a prospective
randomized study. Clin J Sport Med. 2005; 15: 299-304.
57. Reer R, Nagel V, Paul B, Edelmann H, Braumann KM.The
application of external knee stabilizers – Influence on
mechanical stabilization and physical performance.
Sportverletz Sportschaden. 2001; 15: 62-7.
58. Wojtys EM, Huston LJ.”Custom-fit” versus “off-the-shelf”
ACL functional braces.Am J Knee Surg. 2001; 14: 157-62.
59. Bleck EE. Developmental orthopaedics. III: Toddlers. Dev
Med Child Neurol 1982; 24: 533-55.
60. Viladot R, Cohi O, Clavell S. Ortesis para la corrección del
genu varum y genu valgum. En: Viladot R, Cohi O, Clavell
S. Ortesis y prótesis del aparato locomotor. Extremidad
inferior. Barcelona, Masson, 1987; 143-51.
61. Zayer M. Long term results after physiological genu varum.
J Pediatr Orthop B 2000; 9: 271-7.
62. Davids JR, Blackhurst DW, Allen BL Jr. Radiographic
evaluation of bowed legs in children. J Pediatr Orthop. 2001;
21: 257-63.
63. Zionts LE, Shean CJ. Brace treatment of early infantile tibia
vara. J Pediatric Orthop 1998; 18: 102-9.
26
Ortesis plantares.
Plantillas ortopédicas
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Ramón Viladot Pericé, Felip Salinas Castro y Oriol Cohí Riambau
INTRODUCCIÓN
PRESCRIPCIÓN
Las ortesis plantares o soportes plantares, foot orthosis (FO),
son conocidos por lo general con el nombre de plantillas ortopédicas. La palabra plantilla deriva de la palabra latina lamella y puede ser traducida como «pequeña lámina».
Son ortesis que se colocan dentro del calzado por debajo
de la planta del pie y encima de la suela interna del zapato.
Su misión es compensar o corregir una alteración biomecánica del pie, como un varo o un valgo del retropié, y descargar zonas de hiperpresión como en las metatarsalgias o en
un mal perforante plantar. En otros casos se utilizan para
inmovilizar el pie después de la cirugía y también para conseguir un mayor confort en personas de edad avanzada o
mejorar el rendimiento durante la práctica deportiva, etc.
El objetivo de este capítulo es estudiar las indicaciones de
las plantillas ortopédicas según las diferentes patologías.
También vamos a referirnos a los métodos de fabricación de
los soportes plantares: toma de medidas, molde negativo,
positivo y plantilla definitiva. Una correcta prescripción es
fundamental para facilitar el trabajo del técnico ortopédico.
Existen una gran variedad de soportes plantares en función de la indicación, materiales, diseño, toma de medidas, etc. Vamos a referirnos en este capítulo a las que habitualmente utilizamos y sobre las que tenemos una mayor
experiencia [1].
Es fundamental para conseguir una buena ortesis que sea
útil para el paciente. El técnico ortopédico debe disponer
de información para confeccionar una plantilla correcta y
eficaz.
En la prescripción debe constar:
• Diagnóstico clínico.
• Deformidades del pie, tanto a nivel del retropié como
del antepié.
• Carácter reductible o irreductible de las deformidades.
• Puntos dolorosos, hiperqueratosis, úlceras.
El técnico ortopédico debe conocer lo que busca el médico
con la ortesis: prevenir, corregir deformidades o sólo aliviar el dolor.
El tipo de material utilizado estará relacionado, lógicamente, con los objetivos de la plantilla.
TIPOS DE PLANTILLAS
Vamos a clasificar las plantillas según dos parámetros: el
objetivo que pretendemos con su utilización y el tipo de
material utilizado para su confección.
229
Objetivos de los soportes plantares
En función del objetivo distinguimos tres tipos de ortesis:
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
• Ortesis preventivas. Son útiles ante la presencia de
riesgos potenciales, como pies neuropáticos (diabetes),
reumatismos, inflamatorios y práctica deportiva como
indicaciones más frecuentes. Evitan zonas de
sobrecarga y realizan un reparto más armonioso de las
presiones.
• Ortesis correctoras. Están indicadas para las
deformidades reductibles del pie. Es probablemente la
indicación más frecuente de las plantillas ortopédicas,
como: el pie plano y cavo infantil, el pie plano por
disfunción del tendón tibial posterior en el estadio II,
los reumatismos inflamatorios, etc.
• Ortesis de compensación o inmovilización. Están
indicadas en las deformidades irreductibles. Tienen
como objetivo aliviar el dolor y descargar puntos de
presión y zonas ulceradas. Se indican en pies muy
deformados por la artritis reumatoide, la diabetes, etc.
con una dureza Shore A entre 20 y 40, o un
conglomerado de corcho y látex. Es una solución para
tratar patologías en las que necesitamos un material que
presente un poco más de consistencia que el que poseen
las plantillas de amortiguación, y que sea un poco más
blando que el utilizado en las plantillas rígidas.
Mixtas.
Combinan la densidad rígida en el soporte
•
con la blanda en la superficie de contacto con el
pie. El material rígido inmoviliza las articulaciones
dolorosas, buscando un efecto de contención sin
corrección. Al disminuir la movilidad, alivia el
dolor. El material blando descarga las zonas de
hiperpresión y evita la aparición de hiperqueratosis
y úlceras (v. figura 26-3).
Una segunda clasificación estaría en relación con el tipo
de material con el que se han confeccionado las plantillas.
En general podemos clasificar las plantillas en cuatro
tipos:
• Blandas. Los materiales más utilizados son el
poliuretano y el látex. Se utilizan habitualmente para
redistribuir las presiones plantares. Disminuyen los
puntos de sobrecarga y las fuerzas de cizallamiento,
amortiguando la fuerza de reacción del suelo durante
el apoyo del pie (v. figura 26-1).
Rígidas.
En nuestra experiencia, los materiales más
•
utilizados en la construcción de este tipo de plantillas
son el polipropileno, la fibra de carbono, las resinas
rígidas y, cada vez menos, el duraluminio. Tienen una
función correctora en las deformidades reductibles del
pie y de inmovilización cuando son deformidades
establecidas (v. figura 26-2).
Semirrígidas.
Constituyen un tipo de plantilla
•
fabricada con un material que podríamos definir como
no blando y no rígido. El material utilizado puede ser un
polímero termoplástico tipo EVA (etileno vinil acetato)
Figura 26-2 Plantilla rígida con barra retrocapital.
Figura 26-3 Plantilla mixta.
Figura 26-1 Plantilla blanda.
230
CONFECCIÓN DE LAS PLANTILLAS
Las ortesis plantares las construye el técnico ortopédico a
partir de la prescripción del especialista. El técnico ortopédico hace una toma del molde del pie en función de:
26
• El objetivo de la plantilla.
• El tipo de material.
• Las características individuales de cada pie.
La toma de molde la realizamos con espumas fenólicas,
orthesine o vendas de escayola. El pie se orienta en la posición más funcional posible. Si hay un punto de dolor selectivo, como en el espolón calcáneo o en una metatarsalgia,
a la hora de tomar el molde se realiza una marca para aislar
la zona en la plantilla.
Una vez tenemos el molde adecuado, lo rellenamos con
escayola líquida o edilón y modelamos el positivo. A continuación se vierte el material de resinas elásticas combinadas
de poliuretano y se moldea la plantilla siguiendo la forma que
hemos orientado en la toma del molde (v. figura 26-4).
Plantillas rígidas
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
En el pie plano laxo infantil la toma de molde la realizamos
pronando el antepié y supinando el retropié, para colocarlo
en una posición funcional (v. figura 26-5). En un pie con una
deformidad establecida se toma el molde sin forzar la posición. La metodología de fabricación una vez tenemos el molde positivo es muy diversa, pues depende del tipo de material
que vamos a utilizar. El polipropileno y las resinas rígidas se
introducen durante unos segundos en un horno a 140º-160º
y cuando tienen una consistencia dúctil se moldean al vacío
sobre el positivo. Cuando se hayan enfriado se recortan, se
pulen, se colocan las descargas necesarias y finalmente
se guarnecen con el forro más apropiado para cada caso. No
hemos encontrado útil la fabricación de plantillas rígidas por
sistemas CAD-CAM para este tipo de materiales.
Figura 26-5 Toma de molde con corrección helicoidal del pie.
RECOMENDACIONES DE USO
Una vez entregadas las plantillas al paciente, es importante
darle algunas normas o consejos sobre su utilización.
Las plantillas deben lavarse de manera periódica; para
ello el material o funda que las recubre debe ser el adecuado.
En algunos casos se recomienda que las utilicen de
manera progresiva. Si no las toleran a los 15-21 días deben
acudir al técnico ortopédico o podólogo para su revisión.
Es útil sacar la plantilla que lleva incorporado el calzado y colocar en su lugar la plantilla ortopédica. Cuando el
paciente se compre unos zapatos debe llevar las plantillas
para que se adapten al calzado.
Cada 6 meses es recomendable mirar el estado de las
plantillas y visitar al técnico ortopédico o podólogo. Aproximadamente al cabo de 1 año hay que renovarlas.
INDICACIONES
Plantillas semirrígidas
Pie plano infantil
La toma del molde la realizamos a partir de una espuma
fenólica o de vendas de escayola. Se coloca el pie en posición funcional según la reductibilidad o irreductibilidad
del mismo.
El concepto clásico de Paparella [2] de comparar el pie
con una hélice fue durante muchos años utilizado para
realizar los soportes plantares para los pies planos en la
infancia. En el momento de realizar el molde negativo
con yeso se supinaba el retropié y se pronaba el antepié, y
se volvía a dar al pie una configuración normal. Se rehacía la hélice.
Ello también se conseguía con las plantillas propuestas
por Lelièvre [3], mediante una cuña supinadora en la parte
Plantillas mixtas
La toma de molde se realiza respetando la posición del pie,
sin forzar la corrección. A continuación, el proceso de
fabricaciones es similar a la de las plantillas rígidas.
Figura 26-4 Toma de molde con ortesine.
231
Ortesis plantares. Plantillas ortopédicas
Plantillas blandas
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
posterior para corregir el valgo de talón, y una cuña pronadora anterior para controlar la supinación del antepié.
Para algunas escuelas, como la Universidad de California [4], lo fundamental es corregir el valgo de talón, manteniendo el calcáneo en posición correcta. Con este objetivo, la plantilla ortopédica puede quedar limitada a una
simple talonera de material plástico.
Las ortesis propioceptivas para tratar el pie plano infantil
introdujeron una nueva filosofía. La idea es que los elementos colocados en la plantilla favorecen la contracción muscular y se va formando progresivamente la bóveda plantar. Una
de las ortesis plantares más clásicas, siguiendo esta concepción, fue la plantilla de Spitzy [5], con una simple prominencia en la parte medial de la plantilla debajo del escafoides.
En muchos casos era mal tolerada por los niños.
Sin embargo, las plantillas para pie plano laxo infantil,
que fueron muy utilizadas hasta hace unos años, tienen en
la actualidad una indicación más discutida y selectiva.
Ello es debido a que han aparecido diferentes publicaciones en las que se demuestra que las ortesis plantares no
cambian el curso natural de la evolución del pie plano
infantil. Señalemos como los más significativos el trabajo
de Staheli [6] realizado sobre 41 niños normales. El autor
concluye que el arco interno del pie se desarrolla durante el
crecimiento y que la grasa subcutánea tiende a desaparecer. La laxitud fisiológica que presentan estos niños disminuye de manera progresiva. Por otra parte, el autor concluye que no hay ninguna evidencia científica de que el pie
plano laxo infantil produzca un trastorno funcional.
Wenger [7] estudió 129 niños con pies planos a los que
realizó un seguimiento clínico y radiológico durante
3 años. Dividió su estudio en cuatro grupos: un primer grupo en el que no se realizó ningún tratamiento, un segundo
grupo en el que se colocó a los niños un calzado ortopédico, un tercer grupo en el que se utilizaron taloneras y finalmente un último grupo al que se prescribieron plantillas
ortopédicas. Wenger [7] no encontró en su trabajo ninguna
diferencia entre los niños a los que se había aplicado alguna de las medidas ortopédicas antes citadas y el grupo de
niños a los que no se había hecho ningún tratamiento.
Insiste el autor en las conclusiones del trabajo sobre el abuso de las indicaciones inútiles y los costos económicos del
tratamiento ortésico.
En España hace unos años M.ª Dolors Coll [8] realizó su
tesis doctoral comparando un grupo central (80 niños)
afectos de pie plano sin tratamiento, un segundo grupo
(81 niños) tratado con zapatos ortopédicos y cuñas internas
y finalmente otro grupo (81 niños) tratado con ortesis plantares. Su conclusión es que en la mayor parte de casos la
bóveda plantar se va formando progresivamente en los tres
grupos. En trabajos posteriores se comprobó que en niños
que presentaban un pie plano en estática, dicho pie plano se
corregía en dinámica, es decir, durante la marcha [9].
¿No debemos, pues, tratar con plantillas ortopédicas a
los niños afectos de pie plano infantil?
En nuestra opinión [10,11], la mayor parte de casos no
precisan ningún tipo de tratamiento. Sin embargo, en los
232
casos en los que se asocia al pie plano una escafoiditis tarsiana o enfermedad de Köhler I, en pies planos severos,
cuando el niño se cansa con facilidad o la marcha se realiza en marcada rotación externa, las plantillas ortopédicas
pueden ser útiles para normalizar la deambulación, evitar
las molestias y favorecer que el escafoides se desarrolle de
una manera normal.
Es necesario hablar con los padres para aliviarles la
angustia, generalmente exagerada, por un problema ortopédico menor en la mayor parte de los casos e insistir en
la importancia de una fisioterapia «casera» y sencilla,
como caminar durante un rato de puntillas y talones y
coger objetos del suelo con los dedos del pie, como una
toalla, lápices, etc.
En nuestro país, hasta hace unos años, el costo de las
plantillas ortopédicas corría a cargo de la Sanidad Pública.
En la actualidad, dicha cobertura económica se ha suprimido, lo que puede explicar que las ortesis plantares sean utilizadas por los niños mucho menos que antes.
Enfermedad de Sever
Un porcentaje elevado de niños, entre los 8-10 años de
edad, presentan dolor en la parte posterior del talón, en
relación con una apofisitis posterior de crecimiento denominada enfermedad de Sever.
Las molestias pueden ser relativamente importantes y
condicionan algunas actividades, especialmente la práctica
deportiva. Un soporte plantar adecuado puede ayudar a
mejorar la situación. El objetivo ideal de las plantillas es
disminuir las fuerzas de tensión y mejorar la amortiguación [12]. En el momento de realizar la ortesis debe valorarse, lógicamente, el morfotipo de pie.
Recomendamos que en su parte posterior la plantilla
sea blanda para conseguir una buena amortiguación.
Algunos autores recomiendan que la plantilla sea más
alta en la parte posterior para aliviar las fuerzas de tensión del tendón de Aquiles. Nosotros esto sólo lo indicamos en algún caso excepcional. Si el niño presenta un pie
cavo se coloca en la plantilla una barra retrocapital; si,
por el contrario, el pie es plano, se intenta corregir la
deformidad, al realizar el molde negativo, supinando el
retropié y pronando el antepié.
Sinostosis ósea
El dolor que se presenta en la pubertad por una sinostosis
ósea, y que provoca un pie en valgo, con contractura de los
tendones peroneos, puede aliviarse con la utilización de
una plantilla ortopédica, en principio rígida [13]. El objetivo será inmovilizar el pie, sin modificar su forma, y aliviar
así las molestias.
Pie cavo
En el niño, el objetivo de los soportes plantares es corregir
el varo del talón y supinar el antepié. Por lo general se
coloca una barra de descarga retrocapital. Se utilizan cuando se intenta evitar o demorar al máximo una intervención
quirúrgica.
En general, las deformidades son poco reductibles. Con la
plantilla buscamos la máxima corrección posible y son de
utilidad las cuñas pronadoras incorporadas a la plantilla
para corregir el varo de talón. En este tipo de pies colocamos casi siempre una descarga retrocapital para evitar la
sobrecarga sobre las cabezas metatarsianas.
Pero, por lo general, poca o ninguna corrección se
obtienen con los soportes plantares, y las plantillas tienen
como objetivo descargar las zonas de hiperpronación, una
buena distribución de las cargas y estabilizar e inmovilizar el pie.
Ortesis plantares en las alteraciones
estáticas del adulto
En este apartado nos vamos a referir al pie plano y el pie
cavo del adulto.
Cuando la deformidad sea reductible, el objetivo de la
plantilla será corregir o compensar la deformidad. En los
casos en que la deformidad sea totalmente irreductible, la
ortesis plantar buscará inmovilizar el pie y descargar las
zonas de hiperpresión.
Pie plano del adulto
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Puede ser producido por diferentes causas, pero la etiología más frecuente es la disfunción del tendón tibial
posterior.
Los soportes plantares estarán indicados con carácter
preventivo en el estadio I de la enfermedad cuando nos
encontramos con una lesión tendinosa, pero aún no existen alteraciones óseas. En el estadio II las deformidades
óseas son reductibles y las plantillas pueden servir de
gran utilidad. Interesa buscar una hipercorrección de la
bóveda plantar y las cuñas de base interna de la parte
posterior y media de la plantilla pueden ayudar a la
corrección del valgo.
En este estadio algunos autores recomiendan la utilización de un bitutor corto asociado a la plantilla, con buenos
resultados [14] (v. figura 26-6).
Metatarsalgias
La metatarsalgia constituye uno de los motivos más frecuentes de indicación de una plantilla ortopédica. Para el
tratamiento de las metatarsalgias, la mayoría debidas a
alteraciones de carácter biomecánico, es sumamente útil
el uso del podómetro electrónico porque nos da una información dinámica de las presiones del antepié. Esto permite colocar descargas selectivas en las zonas de hiperpresión (v. figuras 26-1 y 26-2). Hay que observar que, si
para las alteraciones de la bóveda plantar (generalmente
de carácter estático) la orientación del molde puede ser
suficiente para compensarlas con las plantillas, no ocurre
lo mismo en el antepié, ya que, si no se descarga convenientemente, subsiste la sobrecarga durante la marcha
(momento dinámico).
Existe una gran variedad de posibles descargas para
las diversas patologías que entrañan las metatarsalgias.
En la insuficiencia del primer metatarsiano, se compensan el acortamiento y el varismo, procurando la descarga de los metatarsianos centrales con un apoyo retrocapital normal para todas las cabezas y con una
prolongación anterior blanda bajo la cabeza del primero;
con ello se logra una discreta prolongación de este metatarsiano.
Figura 26-6 Pie plano del adulto. Ortesis tipo AAFO (Articulated Ankle of Foot
Orthosis).
233
26
Pie cavo del adulto
En los acortamientos pequeños de 1-1,5 cm de las extremidades inferiores, cuando el pie sea más corto que el
contralateral, en las aplasias de los dedos del pie, o en
situaciones similares con las que nos podamos encontrar
en la práctica clínica, las plantillas ortopédicas pueden
ser de gran utilidad.
En estos casos particulares, la colaboración entre el
médico especialista y el técnico ortopédico es de gran ayuda para solucionar el problema del paciente.
Ortesis plantares. Plantillas ortopédicas
Malformaciones congénitas
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Cuando existe una sobrecarga del primer y quinto
metatarsianos es porque los centrales están más elevados.
En este caso, se aplica una plantilla semirrígida de fibra
de carbono con la barra retrocapital prolongada hacia
delante y más elevada en su parte central para que los
metatarsianos centrales tengan también apoyo.
En el tratamiento de la enfermedad de Köhler II, se
aplica una plantilla semiflexible de fibra de carbono con
una barra discreta retrocapital y con una prolongación
blanda bajo la cabeza del metatarsiano afectado. El mismo tipo de plantilla se usa para el tratamiento de la enfermedad de Morton.
Plantillas para las talalgias. Espolón
calcáneo y fascitis plantar
La talalgia es un problema frecuente en nuestro medio, y
en la mayoría de los casos se debe a una entesopatía de la
fascia plantar, asociada o no a la presencia de un espolón
calcáneo 15].
Las publicaciones refieren que existe un 10%-30% de
población asintomática con espolones calcáneos [16] y que
sólo un 50% de la población con dolor plantar presenta un
espolón calcáneo, lo que pone de manifiesto que el espolón
no es la causa primaria del dolor.
La talalgia mecánica es más frecuente en determinados
morfotipos de pies (hiperpronadores, pies planos) y Labib
relaciona la fascitis plantar con una disfunción del tibial
posterior y un síndrome del canal tarsiano, en lo que denomina la tríada del dolor en el talón (HPT) [17].
Otra causa a considerar es el microtraumatismo repetido
en relación con la práctica deportiva, en individuos jóvenes
que presentan, por lo general, un morfotipo de pie cavo.
El tratamiento con ortesis plantares asociado a las infiltraciones con anestésicos y corticoesteroides constituye la
primera etapa en el tratamiento de las talalgias.
Preferimos las plantillas ortopédicas a las taloneras viscoelásticas. Los soportes plantares han de tener un arco
interno elevado con el fin de distender la aponeurosis plantar, no someterla a tensión como puede suceder al utilizar
una talonera.
En los casos de pies pronados, es importante que la
plantilla corrija el exceso de pronación del pie y la marcha
en rotación externa; por este motivo la plantilla ha de ser
rígida o semirrígida [18].
Cuando la fascitis plantar se asocia a un espolón es recomendable que la parte posterior de la plantilla sea blanda,
para buscar un mejor efecto de amortiguación.
Ortesis plantares en los reumatismos
inflamatorios
Por lo general, los reumatismos inflamatorios provocan en
el retropié una deformidad en valgo y a nivel del antepié,
hallux valgus, luxaciones metatarsofalángicas y dedos en
garra. Las alteraciones y deformidades óseas tienen un
carácter progresivo y provocan zonas de hiperpresión, que
se traducen por hiperqueratosis y que en los casos más
severos pueden ulcerarse.
234
Por eso, como afirma Tillmann [19], las ortesis blandas
no están indicadas en este tipo de patología, ya que pueden
proporcionar una mejoría pasajera, pero no frenan la agravación de las deformidades de origen inflamatorio. Las plantillas blandas tipo Denis o similares sólo están indicadas
cuando el problema fundamental sea la metatarsalgia [20].
En los pies reumáticos sobre la base rígida de la plantilla, cuyo negativo debe realizarse corrigiendo las deformidades del pie, siempre que sea posible, debemos colocar
elementos blandos de amortiguación para evitar zonas de
hiperpresión y conseguir una mejor distribución de las cargas, y que además estos suplementos colocados en la plantilla también sean útiles para ayudar a la corrección de las
deformidades del pie.
Los soportes plantares para pies reumáticos deben ser
rígidos en su parte inferior, que contacta con la suela interna del pie, y blandos en su parte superior a nivel de la planta del pie.
Eulry [21] distingue tres tipos de soportes plantares en
función del estadio evolutivo del proceso inflamatorio:
plantillas preventivas, correctoras y paliativas.
En el primer y segundo grupo predominan los elementos rígidos en la confección de la plantilla. Cuando el pie
ya esté totalmente desestructurado y las deformidades sean
rígidas, los elementos blandos en la confección de la plantilla son fundamentales para descargar los puntos dolorosos.
En el tratamiento ortésico deben también tenerse en
cuenta el calzado y los dispositivos de silicona para las
deformidades de los dedos.
Soportes plantares para pies neuropáticos
Lo que hemos comentado para los pies afectos de un reumatismo inflamatorio puede aplicarse a este apartado.
Por su frecuencia, el prototipo de pie neuropático es el
pie diabético. Debe prevenirse el agravamiento de la deformidad, pero además la falta de sensibilidad condiciona la
aparición de úlceras, que deben prevenirse y tratarse con
las correspondientes descargas y que constituyen un síntoma de mal pronóstico en estos pacientes, y que con relativa
frecuencia pueden terminar en una amputación de la extremidad. Abouknat [22] en los pies diabéticos distingue dos
tipos de soportes plantares: los preventivos, cuando no hay
todavía ninguna úlcera, y con la plantilla se intenta una
correcta distribución de las cargas, y la plantilla que se
recomienda cuando hay una úlcera plantar establecida, en
cuyo caso el objetivo del soporte plantar es descargar la
zona de la úlcera, para facilitar su curación.
Un calzado adecuado tiene también aquí un papel fundamental.
Plantillas y práctica deportiva
¿Debe corregirse una alteración mecánica del pie en un
deportista de elite? ¿Mejorará su rendimiento deportivo si
le colocamos unas plantillas?
En nuestra opinión, en la mayoría de casos no debe
hacerse nada. Dos experiencias personales: visité hace
CONCLUSIONES
Las plantillas ortopédicas constituyen las ortesis más utilizadas en cirugía ortopédica y traumatología, reumatología,
rehabilitación y podología.
La prescripción es fundamental para confeccionar una
buena plantilla ortopédica.
Existen numerosos tipos, en función de las distintas
patologías, materiales utilizados, métodos de fabricación o
confección, objetivos, etc.
En general constituyen una ayuda eficaz para aliviar el
dolor y facilitar una correcta deambulación.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
BIBLIOGRAFÍA
1. Viladot R, Cohí O, Clavell S. Ortesis y prótesis del aparato
locomotor. 2-2. Extremidad inferior: Masson, Barcelona, 1989.
2. Paparella R. Il Piede Dell´Uomo. Roma. Verduci Editore; 1977.
3. Lelièvre J, Lelièvre JF. Patología del pie. París: Masson,
1987.
4. Mereday C, Dolan CME, Lusskin R (1972). Evaluation of
the University of California Biomehanics Laboratory Shoe
insert in «flexible» pes planus. Clin Orthop 82: 45-58.
235
26
5. Spitzy H. Der pes planus? Z Orthop 12:777-797, 1904.
6. Staheli L, Chew D, Corbet M. The longitunidal arch. J. Bone
Jt Surg: 1987; 69 A: 426-428.
7. Wenger D, Mauldin D, Speck G, Morgan D. Corrective
shoes and inserts as treatment for flexive flatfoot. J. Bone Jt
Surg. 1989 ; 71A: 802-809.
8. Coll MD. Estudio evolutivo del pie plano flexible del niño
(tesis doctoral). Barcelona, Universidad de Barcelona, 1998.
9. Coll MD, Viladot A, Suso A. Estudio evolutivo del pie plano
infantil. Ev Ortop Traumatol, 43; 213-220, 1999.
10. González Trapote L, Viladot R. El pie de niño. Pediatría
práctica. JR Editores. 5-26. 1995.
11. Viladot R, Viladot A, Álvarez Goenaga F. Pie plano laxo
infantil. En: Herrera A. Actualizaciones SECOT 2.
Barcelona. Masson. 2001, pp. 229-237.
12. Poussou A, Chrestian P. Approches podologiques adaptées
pour la maladie de Sever. En: Hérisson C, Aboukrat P,
Simon L, editor. Les orthèses plantaires. Montpellier:
Sauramps Médical ; 1996. p. 94-97.
13. Dimeglio A. Ortopedia Pediatrica Cotidiana. MassonBarcelona. Sauramps Médical-Montpellier. 1991.
14. Johnny L, Balbas J, Richardson E. Results of Non-Surgical
Treatment of Stage II Posterior Tibial Tendon Dysfunction:
A 7- to 10- Year Followup. Foot Ank. Int. August 2008, vol
29, N.° 8. pp. 781-786.
15. Viladot R, Cohí O. Las ortesis en la mal llamada
enfermedad de «espolón calcáneo». Rev. Técnica
Ortopédica. Nº 2 vol. 3, pp. 53-55. Valencia, 1980.
16. Bartold SJ. Fascitis plantar. La fascia como fuente de dolor:
biomecánica, manifestaciones clínicas y tratamiento. EMC,
2005.
17. Labib SA, Gould JS, Rodríguez del Río FA, Lyman S.
Heel pain triad (HPT): the combination of plantar fascitis,
posterior tibial tendon dysfunction and tarsal túnel
síndrome. Foot Ankle Int 2002; 23(3):212-20.
18. Martínez-Catasús A, Escolà A, Viladot R. Cirugía en el
síndrome de espolón calcáneo: Estudio retrospectivo. Rev
Pie y Tobillo. Diciembre 2007; T XXI, n.° 2; 68-72.
19. Tillmann K. Point de vue sur la chirurgie du pied
rhumatoïde. En: Bouysset M, editor. Le pied en
rhumatologie. Paris: Springer-Verlag; 1998. pp. 151-156.
20. Viladot R, Cohí O. La semelle antalgique de «Denis». Ses
indications dans le pied rhumatoïde. Méd. Et Chirurgie du
Pied. Nº 4, 2. pp. 67-69.
21. Eulry F, Lechevalier D. Les Orthèses plantaires en
pathologie articulaire inflammatoire. En: Hérisson C,
Aboukrat P, Simon L, editor. Les orthèses plantaires.
Montpellier: Sauramps Médical; 1996. p. 69-72.
22. Aboukrat P. Place des orthèses plantaires chez le diabétique.
En: Hérisson C, Aboukrat P, Simon L, editor. Les orthèses
plantaires. Montpellier: Sauramps Médical; 1996. p. 79-81.
23. Boissinot P, Pierre F, Bonnoit J. Orthèses plantaires et
practique sportive. En: Hérisson C, Aboukrat P, Simon L,
editor. Les orthèses plantaires. Montpellier: Sauramps
Médical; 1996. pp. 85-91.
Ortesis plantares. Plantillas ortopédicas
unos años a una corredora de elite especialista en los
100 metros libres. Consultaba por una metatarsalgia bilateral y presentaba unos severos pies cavos. Indicamos unas
plantillas blandas con barra retrocapital. Fue un fracaso, le
molestaban las plantillas para la carrera y sus tiempos en la
competición empeoraron.
Me limité a prescribir las plantillas para la vida diaria.
En el INEFC prescribimos a 30 estudiantes plantillas
blandas, semirrígidas y rígidas, y registramos sus tiempos
en carreras de corta, media y larga distancia con cada uno
de los tres tipos de plantillas. En todos los casos los tiempos de competición fueron peores. Las plantillas rígidas
fueron mejor en las carreras de corta distancia y las blandas en la larga distancia.
En conclusión, los soportes plantares no mejoran el rendimiento deportivo. Pueden estar indicados con carácter
preventivo, como en metatarsalgias mecánicas o en la
enfermedad de Morton, por ejemplo, y también para estabilizar las articulaciones del mediopié y del retropié, cuando nos encontremos con una inestabilidad que provoque
dolor [23]. Se deben utilizar durante los entrenamientos y
se retiran en el momento de la competición. Deben ser realizados con materiales semirrígidos o blandos que permitan la práctica deportiva.
27
Calzado ortopédico
Felip Salinas Castro, Oriol Cohí Riambau y Ramón Viladot Pericé
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
INTRODUCCIÓN
El calzado tiene la función primordial de proteger al pie
contra los agentes externos que lo pueden lesionar. Si el
calzado se ajusta bien y es confortable, facilitará la correcta
función del pie; pero si es inadecuado puede producir lesiones cutáneas o deformidades. Al elegir un calzado en ocasiones se prioriza el diseño o la moda, pero conviene recordar que es el calzado el que se debe adaptar a la forma del
pie, y no al contrario. El calzado construido con el fin de
corregir o compensar alteraciones del pie se le denomina
calzado ortopédico [1].
HORMA
Lengüeta
Abertura
Centro
de la pala
CAÑA
Puntera
Talón o
talonera
PALA
COMPONENTES DEL CALZADO
Los principales componentes son: horma, corte, suela,
tacón, puntera y talón (v. figura 27-1).
Horma
La horma es un molde positivo tridimensional con la forma
del pie, de plástico inyectado o madera, sobre el cual se
fabrica el calzado (v. figura 27-2). Sobre ella se montan el
resto de componentes que forman el calzado.
Existen unas tablas para la construcción de las hormas
en serie, donde se expresan para cada número las siguien-
CORTE
Figura 27-1 Componentes del calzado.
tes medidas: el perímetro a nivel metatarsofalángico, el
perímetro del empeine, el perímetro que pasa por el talón
y por la cara anterior del tobillo (entrada de horma) y el
perímetro horizontal medido por encima de los maléolos.
Estas medidas determinan los anchos de pie: normal,
ancho y estrecho. Los fabricantes que trabajan con un
solo ancho hacen que los pies estrechos queden holgados
dentro del zapato de su medida y que en los pies anchos
237
se le saca material, por lo que pierde el equilibrio que debe
conservar las proporciones del perfil. Si en la siguiente
temporada viene la moda de punteras puntiagudas, se vuelve a retocar, añadiendo esta vez material y estrechando la
punta para volver a dejarla puntiaguda; así se obtiene una
horma deformada con una pala desproporcionada.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Corte
Figura 27-2 Horma.
se use un calzado que para tener la anchura adecuada sea
demasiado largo [2].
Diseño de la horma
La horma, tanto en planta como en alzada, se dibuja y luego se construye partiendo de las medidas tomadas al pie.
Con ellas se hacen los cálculos y se transforman en figuras
geométricas, que determinan el tamaño y el perfil de dicha
horma.
De estos dibujos debemos destacar los siguientes
puntos:
• De la longitud anteroposterior de la horma, el tacón
ocupa una cuarta parte del largo total.
• La parte más posterior de la «pala» (parte delantera de
la suela que apoya en el suelo) nunca será menor de un
tercio del largo de la horma, pero puede ser más larga.
• La horma se prolonga entre 1-1,5 cm de la línea de
puntos teórica donde llega el dedo más largo del pie,
para que quede un espacio vacío entre el dedo más
largo y la puntera del calzado.
• El perfil de la horma (quiebre) se diseña en función de
la altura del tacón que se piensa colocar. Esto supone
que el zapato que se construya con la horma calculada
para un tacón de 1,5 cm de altura quedará
desequilibrado si se monta con un tacón de diferente
altura.
• En el perfil en alzada se dibuja el contrafuerte del
talón. La forma del contrafuerte se adapta a la mayoría
de pies y sujeta el retropié al zapato, de manera que, al
andar, el talón no se escapa por detrás y su borde
superior no molesta.
Existen tres tipos básicos de punteras: la normal, la plana
y la puntiaguda (v. figura 27-3).
Las hormas para seguir los cambios de la moda y por
razones económicas se retocan, de una a otra temporada,
pero no suelen tenerse en cuenta los aspectos biomecánicos
del pie a la hora de hacerlas. A una horma con puntera
original normal, cuando llega una moda de puntera plana,
238
Es la parte superior del calzado que recubre todo el pie.
Suele ser de piel o de material textil y se fija en la suela. El
zapato debe quedar sujeto al pie entre el contrafuerte del
talón y el empeine, para que sea cómodo y no moleste. Los
zapatos tipo «salón», que no cubren el empeine y sólo se
sujetan por la puntera, generan callos, helomas, hallux valgus, etc. Para abrochar los zapatos, además de usar los cordones, se puede hacer con hebillas, velcro o sistemas elásticos. Se aconseja el cierre con cordones pues facilita la
regulación del ajuste del calzado a los diferentes volúmenes que a lo largo del día presentan los pies.
Las principales zonas del corte son:
• Lengüeta: es una tira de cuero o material textil que
recubre el empeine.
• Empeine: cubre la parte media y arqueada del dorso
del pie.
• Pala: parte superior del zapato.
Suela
Parte del calzado que está en contacto con el suelo. La
suela no se encuentra totalmente plana sobre el suelo, se
eleva ligeramente en la puntera para favorecer el despegue de los dedos. La suela debe ser flexible para permitir
la dorsiflexión de las articulaciones metatarsofalángicas.
Un buen material para la suela de los zapatos es el cuero
natural, aunque actualmente existen materiales sintéticos
A
B
C
Figura 27-3 Imágenes de punteras básicas. A. Normal. B. Plana
y C. Puntiaguda.
Tacón
Parte posterior del calzado unido a la suela externa. Debe
quedar totalmente plano sobre el suelo, para que el pie esté
equilibrado. La altura correcta es de unos 2-4 cm. La excesiva elevación de los tacones puede provocar metatarsalgias, caderas en semiflexión o una excesiva lordosis de la
columna lumbar [4].
El tacón de Thomas se usa para corregir desviaciones
axiales, mediales o laterales del pie. Su largo ideal es el
de 4/9 del largo de la suela del calzado. Si sobrepasa
dicha medida, dificulta que el calzado se doble a nivel de
las articulaciones metatarsofalángicas y puede ser perjudicial.
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Puntera
Es la zona más anterior del calzado. Para favorecer el
paso, existe un pequeño espacio por debajo de ella que
hace que no contacte con el suelo, llamada «elevación de
la punta». Si la suela es muy flexible, el espacio puede
ser menor; si es muy rígida puede ser mayor. La punta
fuerte de la puntera es lo que protege los dedos contra
los golpes, pisotones y otros agentes traumatizantes.
Este elemento es de especial importancia en el calzado
laboral como un elemento de protección y seguridad
del pie.
Se abre bien el calzado, se quitan los cordones (si tiene), se
coloca el talón del pie del niño en el fondo del talón del
calzado. Entonces se comprueba si entre la puntera útil
del calzado y el dedo más largo del niño bien estirado y de
pie cabe el grueso de un través de dedo.
27
CÓMO ESCOGER EL LARGO DEL CALZADO
EN EL NIÑO
DEFORMACIONES EN EL CALZADO
Las desviaciones del pie deforman el calzado con el uso. Las
desviaciones más frecuentes son: la externa y la posterointerna.
La «deformación externa» consiste en la tendencia a
desviar el antepié hacia fuera, tanto en posición de pie
como andando. El corte deforma hacia el lado externo
cubriendo la costura o soldadura externa y descubriendo la
interna. Se levanta ligeramente la suela del lado interno que
no toca al suelo y que no sufre desgaste, mientras que este
se acusa en exceso en la parte externa.
La deformación «posterointerna» es la clásica desviación del pie plano valgo: desvía el contrafuerte del talón
hacia el lado interno, desgasta el tacón del lado interno y el
escafoides y la cabeza astragalina impulsan el zapato hacia
dentro (v. figura 27-4).
TIPOS DE DESGASTE DEL CALZADO
Desgaste a nivel del lado posteroexterno del tacón. Producido por el choque con el suelo en el momento del ataque del talón al final de la fase de balanceo del paso. El
retropié contacta con el suelo por su lado externo en posición de varo, por lo que el tacón del zapato sufre un
mayor desgaste, y el contrafuerte del talón se desvía lateralmente [2].
• Desgaste del tacón por el lado posterointerno. Con
Talón o contrafuerte
desviación medial del contrafuerte del talón. Es típico
del pie plano.
Desgaste
de la puntera. Ocurre en niños y en
•
ancianos porque rozan la puntera con el suelo durante
la fase de balanceo.
Es la parte posterior del calzado que rodea el talón. Su
función es estabilizarlo. Se prolonga hacia delante por el
lado interno y externo. A veces puede llegar hasta 1 cm por
detrás de la cabeza del primer o del quinto metatarsiano
para ayudar a contener de forma estable un talón inestable
mediolateralmente.
El pie debe poder controlar el calzado cuando el antepié
apoyado en el suelo y el talón levantado se desplazan sobre
un centro de giro situado en este punto hacia el lado externo o el interno. El contrafuerte del talón ayuda a esta función, lo que explica la incomodidad a la hora de girar
andando con zapatillas sin contrafuerte.
Figura 27-4 Deformación habitual del calzado en el pie planovalgo.
239
Calzado ortopédico
que lo suplen satisfactoriamente. Para la práctica deportiva y para otros usos se utilizan materiales blandos, como
pueden ser el poliuretano o los elástomeros de características parecidas [3].
Con una regla aplicada en el borde interno de la suela,
la parte correspondiente al dedo gordo forma con el resto de dicha suela un ángulo que oscila entre 5º y 13º, en
el calzado del niño, o de 15º en el del adulto. Si se quiere que los zapatos sean cómodos es preferible que estos
ángulos sean menores. La mayoría de modelos puntiagudos sobrepasan en mucho dicho límite. Pero, por interés comercial, el fabricante sigue vendiendo zapatos
para que entren por la vista, y no para la comodidad de
los pies.
El enfranque o cambrillón es la zona del zapato entre el
tacón y la parte más ancha del pie; se refuerza con materiales rígidos para evitar la deformación del zapato.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
• Desgaste en el centro de la suela. Corresponde a las
cabezas metatarsianas centrales del pie. Puede
producirse debajo de una de dos, o de las tres cabezas
centrales, y puede deberse a una sobrecarga en esta
zona del antepié. El desgaste de la suela que
corresponde a la zona del dedo gordo hace sospechar
un antepié pronado. El desgaste de la suela por debajo
de la quinta zona correspondiente a la quinta cabeza
metatarsiana hace pensar en un antepié supinado.
Deformación
del corte por un dedo en martillo y/o
•
un hallux valgus. Produce una prominencia como la
que se observa en la figura.
CALZADO ORTOPÉDICO A MEDIDA
En caso de importantes trastornos morfológicos y/o funcionales de la estática y la dinámica del pie, el calzado
ortopédico a medida es un tratamiento muy útil de la técnica ortopédica. Siguiendo la prescripción y los detalles
facilitados por el médico especialista, el zapatero ortopédico lo fabrica de manera artesana. El médico especialista
debe controlar el buen resultado del tratamiento.
El calzado ortopédico tiene por objeto disminuir el dolor
y mejorar el funcionamiento del aparato locomotor, haciendo posible la marcha. Para cada caso particular deberán
aplicarse determinados principios ortopédicos, entre los
que destacan:
• La descarga, en zonas de sobrecargas, la
regularización del apoyo y la corrección de las
desviaciones reductibles.
• La compensación de las desigualdades de longitud
entre una y otra extremidad inferior.
• La inmovilización de articulaciones inestables.
• La amortiguación de los impactos.
• Posibilitar o mejorar la marcha.
Las técnicas y los materiales actuales permiten hacer un
trabajo más preciso, con mejores resultados que anteriormente. Sin embargo, la prescripción de un calzado ortopédico debe limitarse a los casos en que no se puede conseguir un resultado similar mediante adaptaciones realizadas
a un calzado de serie o bien con la ayuda de plantillas ortopédicas.
La construcción artesanal del calzado ortopédico a
medida es individual para cada paciente y para cada pie. Se
empieza por obtener unos moldes negativos de cada pie
realizados con vendas de escayolas y generalmente con el
paciente en carga cuando es posible sobre sus pies y con un
alza debajo del talón de la misma altura que tendrá el tacón
del zapato (v. figura 27-5).
Previamente, con lápiz dermográfico se habrán marcado sobre la superficie del pie todas las prominencias óseas
y los puntos dolorosos, que posteriormente se realzarán
sobre el molde positivo para evitar cualquier presión del
calzado sobre los mismos.
240
Figura 27-5 Toma de molde de calzado ortopédico a medida.
Rellenando y modificando el molde positivo se obtiene
una horma de «pedilón» sobre la que se procede a la construcción del calzado en sí.
Actualmente el uso de sistemas CAD-CAM (Computer
Aided Design-Computer Aided Manufacturing) permite
obtener virtualmente el molde negativo del pie mediante un
sistema de escáner con láser y verificar también virtualmente el positivo a través de un programa CAD específico.
Posteriormente una fresadora numérica permite obtener la
horma positiva de poliuretano. El resto del proceso sigue
siendo el que se ha realizado hasta ahora de manera tradicional (v. figura 27-6).
El corte envuelve el dorso del pie, y es preferible moldearlo directamente sobre la horma, para evitar en lo posible el
empleo de costuras que podrían producir roces sobre las
zonas dolorosas del mismo. El material con el que se confecciona es una piel suave y flexible que se adapta a las irregularidades producidas por las deformaciones del antepié.
El objetivo del contrafuerte del talón es mantener el talón
en posición vertical y evitar su desviación en valgo o en
varo; el borde superior debe estar situado por debajo de las
prominencias que forman los maléolos tibial y peroneal, y
unos milímetros por debajo del borde posterior del corte.
En el caso de ser necesaria una plantilla para descargar
las partes dolorosas del antepié, se confecciona a partir de
algún material termoconformable blando o semirrígido moldeado sobre un molde correspondiente a la planta del pie.
La suela en el antepié es de material flexible y rígida en
el retropié, para facilitar el normal desarrollo del paso.
Calzado de prueba
En pies con deformidades importantes es recomendable
usar un calzado de prueba montado sobre la horma modificada. Para ello se utiliza un «corte» de polietileno muy
fino y transparente que permite examinar el pie dentro del
calzado. Un calzado para una prueba dinámica sólo es
posible si se realiza con piel y cuero, y al menos debería
utilizarse durante algunos días antes de terminarlo definitivamente.
Ortesis tipo botín
El botín es una ortesis intermediaria entre el pie deformado
y el zapato. Como elemento ortopédico, el botín representa
una solución moderna, estética y, a largo plazo, económica.
En muchas ocasiones permite alojarlo dentro de un calzado
normal de serie, circunstancia apreciada por los pacientes
porque pueden cambiar de modelo de zapato.
Zapato postoperatorio
El zapato postoperatorio tiene por objeto permitir la movilización rápida mientras dura el período de tratamiento.
Está indicado después de los traumatismos, en el postoperatorio y en el tratamiento de los males perforantes plantares. Deja espacio suficiente para los vendajes y se adapta
a los cambios volumétricos del pie. Está fabricado en material plástico, en cuero o en loneta de tipo económico y se
usa únicamente, como hemos dicho, durante el período de
tratamiento.
Objetivos del calzado ortopédico a medida
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Descarga y apoyo, contención y corrección
Descarga y apoyo. Por su plantilla ortopédica y su corte
adaptado a las necesidades individuales del pie del paciente, el calzado ortopédico pretende repartir las presiones de
Alzas de compensación de dismetrías
Una compensación total de las dismetrías de los miembros
inferiores raramente es necesaria. En caso de movilidad
articular limitada, como por ejemplo en las artrodesis, una
compensación está contraindicada.
Compensación hasta 5 cm
La compensación empleando realces en el talón están limitadas a dismetrías entre 1-1,5 cm, y dependen de la capacidad, la calidad y modelo del calzado.
Para compensar dismetrías entre 1-1,5 cm y 5 cm, en un
calzado de serie, sólo es posible igualar la longitud,
empleando los siguientes procedimientos:
Figura 27-6 Confección artesanal del
calzado ortopédico a medida.
241
27
El calzado ortopédico a medida debe responder no sólo a
las exigencias ortopédicas, sino también a las del paciente,
especialmente en relación a sus actividades profesionales y
sociales, a sus ideas sobre la estética y la moda y a sus
posibilidades económicas.
manera que las zonas sensibles estén descargadas, a expensas de las zonas que pueden soportar un apoyo más importante. Por ejemplo: la aplicación de apoyos retrocapitales
para la descarga de las cabezas metatarsianas.
En caso de inestabilidad articular o de desviación axial,
un refuerzo adicional del contrafuerte del talón y un ensanchamiento lateral del tacón y la cuña intentan evitar la progresión de las consecuencias de la deformidad. Por ejemplo
el apoyo lateral que se aplica en el caso del varo del pie o
de la rodilla.
Contención y corrección. Sólo se pueden reducir con
una ortesis las posiciones viciosas del pie, si estas se pueden corregir manualmente y sin gran esfuerzo (deformidades reductibles). Por ejemplo, un pie valgo del adulto sólo
se puede reducir en ausencia de contracturas. En caso de
deformidades irreductibles el calzado debe respetarlas y
buscar sólo el apoyo horizontal con el suelo de la base del
calzado para hacer posible la marcha; por ejemplo, un pie
equino varo irreductible.
Calzado ortopédico
Requisitos finales del calzado ortopédico
a medida
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
• Elevación del tacón del lado acortado.
• Descenso del tacón del lado sano.
• Cuña de compensación en el grosor del tacón.
• Suela engrosada en balancín.
Compensación de 5 a 12 cm
En dismetrías que sobrepasan los 5 cm, la compensación
por lo general no se hace en el zapato. Se aplica una ortesis
formada por un botín con el alza correspondiente que se
aloja dentro del calzado normal de serie, como se ha
comentado anteriormente.
Se puede lograr el mismo objetivo con un calzado ortopédico con una elevación externa del talón y la suela en
horma de balancín, pero con un resultado poco estético
(v. figura 27-7).
Compensación de más de 12 cm
Esta diferencia de longitud se compensa mejor con una
ortoprótesis. Sin embargo, en los casos que no es posible
realizarla y se aplica un calzado ortopédico, la base del
talón del pie debe estar siempre horizontal al suelo y aplicar la fórmula del quiebre como en el caso de la horma
femenina para zapatos con tacón de 15 a 20 cm, para prevenir el deslizamiento del pie hacia delante y evitar compresiones de los dedos.
Longitud desigual de los pies
La diferencia longitudinal de los pies se puede compensar
usando números diferentes de un mismo modelo de un calzado de serie, pero a menudo las diferentes proporciones
patológicas de los pies hacen necesaria la prescripción de
un calzado ortopédico.
El arte del zapatero consiste en fabricar calzados que
externamente tengan igual longitud aunque alojen pies longitudinalmente diferentes.
Amputaciones parciales del pie
Todos los muñones del pie pueden ser protetizados por
medio de un zapato ortopédico. Sin embargo, una prótesis
alojada dentro de un calzado de serie, provista de diversos
elementos ortopédicos (prolongaciones en tacón, tacón
americano, suela en balancín), suele ser la solución más
habitual, porque con ello el paciente puede cambiar de
zapatos cuando le apetece.
DISPOSITIVOS CORRECTORES
EN LA SUELA DEL CALZADO NORMAL
Para compensar defectos de posición o de funcionalidad
del pie existen algunas modificaciones en la suela y en el
tacón del calzado que son de gran utilidad:
Suela en balancín (v. figura 27-8)
Es una sobresuela de forma convexa (en forma de «papel
secante»). Existen varios tipos dependiendo de la localización
de su vértice. El balancín metatarsiano es el más conocido. Su
vértice se halla bajo la bóveda plantar, compensando así la
pérdida de la función dorsoflexora debida a la rigidez del tarso
y del tobillo, a la vez que descarga las cabezas metatarsianas.
El balancín a nivel de los dedos aumenta la estabilidad del
desarrollo del paso. Está especialmente indicada en casos de
inestabilidad de la rodilla o de paresia del cuádriceps.
Barra metatarsal
Se coloca debajo de la suela, siguiendo la línea retrocapital
de las cabezas metatarsianas. Se utiliza en metatarsalgias
rebeldes cuando es insuficiente el tratamiento con soportes
plantares.
Barra en forma de «U» (suela en mariposa)
Se coloca una sobresuela en el antepié con forma de barra
retrocapital prolongada en «U» hacia delante. Se utiliza
para la descarga de las cabezas metatarsianas centrales
(v. figura 27-9).
Modificación del tacón
El tacón determina un adelantamiento del centro de gravedad en el sentido de la progresión y, en consecuencia, una
incidencia favorable en el desarrollo del paso.
El tacón estabilizador realizado en caucho poroso es un
medio excelente para mejorar el desarrollo del paso y para
amortiguar los choques axiales. Está indicado en los casos
de artrosis de las articulaciones de los miembros inferiores
o de la columna vertebral.
• Tacón SACH o amortiguador: puede colocarse en
Figura 27-7 Compensación de dismetría de 9 cm. Plantilla con
alza interna de 5 cm y alza de 4 cm en la suela del calzado.
242
prácticamente cualquier tipo de tacón. Es una cuña de
material elástico que se sitúa en la parte posterior del
tacón. No debe ser demasiado blando, para que el
paciente no tenga la sensación de que se hunde al
apoyar el talón. Suple la falta total o parcial de la
flexión del pie (v. figura 27-10).
27
Calzado ortopédico
Figura 27-8 Acción de la suela en
balancín.
Figura 27-10 Tacón amortiguador o tipo SACH.
Figura 27-9 Barra en forma de «U» o en «mariposa».
BIBLIOGRAFÍA
extensión anteromedial para mejorar el soporte del arco
longitudinal y conseguir una rotación interna. Esta
extensión puede ser de longitud variable, dependiendo del
soporte que se quiera obtener. Normalmente es una
prolongación de 1 cm, que lo ubica debajo del escafoides.
• Tacón de Thomas inverso: similar al anterior, pero es
la prolongación anterolateral para proporcionar un
soporte adecuado a un débil arco longitudinal lateral
del pie y conseguir una rotación externa. Su
prolongación queda por debajo de la prominencia
externa del 5.º metatarsiano.
1. Cohí O, Ximeno Ll. Actualizaciones en técnica ortopédica.
Barcelona: Masson, 2001.
2. Viladot R, Cohí O, Clavell S. Ortesis y prótesis del aparato
locomotor. 2.2. Extremidad inferior. Barcelona: Masson,
1989.
3. Baumgartner R, Stinus Hartmut. Tratamiento ortésicoprotésico del pie. Amputación y tratamiento con prótesis.
Barcelona: Masson, 1997.
4. Viladot A. Quince lecciones sobre patología del pie.
Barcelona: Springer, 2000.
5. Viosca E. Guía de uso y prescripción de productos
ortoprotésicos a medida. Valencia: IBV, 1999.
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• Tacón de Thomas: es un tacón que se dispone con una
243
28
Ortesis de hombro
y codo
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Carmen Echevarría Ruiz de Vargas y Manuel Rodríguez-Piñero Durán
ORTESIS DEL MIEMBRO SUPERIOR
Concepto y clasificación
El miembro superior con sus distintos segmentos forma
una cadena cinemática con una gran movilidad y capacidad de prensión. Las funciones del miembro superior son
diversas [1]: alcanzar objetos, manipularlos, defensa y
equilibrio. Todas estas funciones deben ser respetadas y/o
facilitadas por las ortesis que se construyan.
Una ortesis es un dispositivo externo que, aplicado sobre el
cuerpo humano, se utiliza para modificar las características estructurales o funcionales del sistema musculoesquelético [2]. Las ortesis están clasificadas según el segmento
anatómico que abarcan (v. tabla 28-1) [3], pero para completar su descripción hay que especificar su mecanismo de
acción y sus objetivos terapéuticos.
Tabla 28-1 Clasificación de las ortesis de miembro superior según los segmentos anatómicos que abarcan
FO
Finger Orthosis
Ortesis de dedos
TO
Thumb Orthosis
Ortesis del pulgar
HO
Hand Orthosis
Ortesis de mano
WO
Wrist Orthosis
Ortesis de muñeca
EO
Elbow Orthosis
Ortesis de codo
SO
Shoulder Orthosis
Ortesis de hombro
WHO
Wrist-Hand Orthosis
Ortesis de muñeca-mano
EWHO
Elbow-Wrist-Hand Orthosis
Ortesis de codo-muñeca-mano
SEWHO
Shoulder-Elbow-Wrist-Hand Orthosis
Ortesis de hombro-codo-muñeca-mano
245
Objetivos de las ortesis del miembro
superior
Ortesis estáticas de soporte
e inmovilización del hombro
Los objetivos fundamentales que conducen a la colocación
de las ortesis de miembro superior son [4]: prevenir o
corregir deformidades, inmovilizar y proteger el miembro
lesionado, asistir una función, conectarse a otros dispositivos de ayuda. En ocasiones, una ortesis combina varias de
estas funciones.
Las ortesis de soporte o inmovilización de hombro se han
usado tradicionalmente en una amplia variedad de patologías
que afectaban dicha articulación, como fracturas proximales
de húmero, luxaciones recidivantes, la parálisis braquial y la
subluxación glenohumeral que aparece en el hemipléjico.
Estas ortesis, genéricamente denominadas slings (v. figura 28-1), se fabrican en un material blando y flexible que engloba la región proximal del húmero y mediante bandas anteriores y posteriores lo suspenden de la axila contralateral.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Principios biomecánicos
En la ortésica del miembro superior existen cinco conceptos primordiales que deben ser comprendidos adecuadamente para lograr un correcto diseño y fabricación [5]: el
diseño de control en tres puntos, optimizar la tolerancia a
las fuerzas de presión, mecánica de las palancas y momentos de fuerza, selección adecuada de materiales, control
estático frente a control dinámico.
Prescripción ortésica
Una adecuada prescripción ortésica requiere un buen conocimiento de la anatomía y función del miembro superior,
de la terminología para una correcta definición de la ortesis
y una anamnesis y exploración clínica que ayude a determinar el objetivo de la ortesis. Debe considerarse, además,
la voluntad del paciente para usar la ortesis y la necesidad
de recibir un entrenamiento en su uso. Otro aspecto a considerar, antes de su prescripción, es el coste económico y
su rentabilidad.
Medida de los resultados funcionales
La valoración de los resultados funcionales de una intervención terapéutica realizada sobre la extremidad superior debe contemplar costes, complicaciones, satisfacción
del médico y/o el paciente, función, calidad de vida o
estado general de salud [6]. Existen numerosos cuestionarios estandarizados –la mayoría autocumplimentados–
para medir la funcionalidad del miembro superior y su
repercusión en la vida cotidiana. La escala de discapacidad de brazo, hombro y mano (DASH) [7] está validada
al castellano y se ha publicado la edición reducida denominada QUIK-DASH. La escala de Constant, que valora
dolor, actividad de la vida diaria, movilidad y fuerza, es
una de las escalas de hombro más utilizada [8]. Una de
las escalas utilizadas en la valoración del codo [9] es la
Mayo Elbow Performance Store [10]. Cuestionarios utilizados para la muñeca y mano son el Patient-Rated Wrist
Evaluation (PRWE) y el Michigan Hand Outcomes Questionnaire (MHQ) [11].
La férula de abducción de hombro (ortesis
en aeroplano)
Es una ortesis hombro-codo-muñeca-mano que mantiene
el hombro en abducción de 90º, sin permitir la movilidad
glenohumeral, y el codo en flexión de 90º; se ha empleado
el manejo de la parálisis braquial alta con el objetivo de
mantener el brazo abducido y externamente rotado, pero en
la actualidad no se recomienda su uso con este fin, sino que
se emplea en las quemaduras de miembro superior para
tratar de evitar retracciones (v. figura 28-2).
Ortesis balanceada de antebrazo (soporte
móvil del brazo)
Está indicada cuando existe una parálisis severa proximal del
miembro superior. Puede incrementar el uso y mejorar la función de la extremidad superior cuando el paciente está sentado (adaptándose la ortesis a una mesa o a la silla de ruedas);
en pacientes deambulantes puede adaptarse a un «body jacket», descansando en la cresta ilíaca. El paciente debe tener
una fuerza muscular de 2+/5 o superior en la musculatura del
cuello, tronco, hombro o codo. Esta ortesis no es útil a menos
que exista una adecuada función en la mano. La ortesis es
muy complicada y generalmente necesita un entrenamiento
previo y motivación por parte del paciente para realizar un
adecuado uso de la misma. Posee dos componentes distintos
que soportan el miembro, el proximal del brazo y el distal
del brazo, facilitando este último los movimientos necesarios para que la mano realice su función.
ORTESIS EN PARÁLISIS BRAQUIAL
TRAUMÁTICA
El objetivo de las ortesis en esta patología es la prevención
de contracturas, el mantenimiento de las articulaciones en
una posición funcional o neutra, la reducción del edema y
la mejora de la funcionalidad del paciente.
246
Figura 28-1 Ortesis de soporte del hombro.
Ortesis funcional de brazo (dinámica)
Se trata de una ortesis hombro-codo que puede emplearse
temporalmente. Es útil en las lesiones del plexo braquial
que afectan severamente a nivel proximal (hombro y codo),
siempre que los músculos de la muñeca y mano se encuentren respetados o al menos preserven cierta capacidad funcional. Puede ser utilizada también en pacientes con lesión
del SNC por accidente cerebrovascular (ACV) o traumatismo craneoencefálico. Tiene como objetivo sustituir la musculatura ausente o débil del hombro y codo y facilitar las
actividades de la vida diaria (AVD). Consiste en dos manguitos (en húmero y en antebrazo), suspendidos por una
correa o cable del hombro y con una bisagra en codo. Proporciona un soporte proximal que previene la subluxación
del hombro y permite el balanceo del brazo. Puede añadirse una ortesis de antebrazo-muñeca cuando la extensión de
la muñeca es débil o ayudas elásticas para los flexores
débiles.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Ortesis «flail arm»
Slings u ortesis de suspensión del brazo
Aunque existen diversos modelos de slings, no existe consenso sobre si deben utilizarse, en qué momento y cuál es
el tipo más adecuado. Han sido desaconsejados por algunas
escuelas del neurodesarrollo que pretenden normalizar el
tono inhibiendo los patrones reflejos primitivos, al considerar que estos dispositivos pueden favorecer la aparición del
patrón de sinergia flexora y favorecer la aparición de contracturas. Lo que sí parece lógico considerar es que el uso
de esta ortesis no debe interferir la función y crear nuevos
problemas tales como edema en la mano dependiente, estimular patrones reflejos o llevar al húmero fuera de la fosa
glenoidea.
Uno de los más utilizados es el sling de soporte de antebrazo, que inmoviliza el brazo y restringe el movimiento
activo colocando el húmero en aducción y rotación interna
y el codo en flexión, suspendiendo el miembro desde el
antebrazo. Algunos autores critican que la posición en la
que coloca la extremidad podría reforzar el patrón reflejo,
Existe una ortesis funcional de hombro-codo-muñecamano articulada que copia el funcionamiento de las prótesis del miembro superior (v. figura 28-3). Se emplea en
pacientes sin ningún movimiento en la extremidad superior
(parálisis braquial traumática total). Mediante un sistema
de cables controlados desde un arnés de hombro, permite
posicionar el codo y activar un mecanismo de prensión en
la mano o una pinza protésica que se activa por un cable
que va por la ortesis, pasa detrás de la espalda y se une al
hombro sano. La abducción del hombro sano abrirá el garfio, mientras que se cerrará de forma automática por una
banda de goma cuando el hombro se relaja.
ORTESIS EN EL MIEMBRO SUPERIOR
HEMIPLÉJICO
El ACV y otras lesiones cerebrales no progresivas pueden
causar anomalía del tono muscular del miembro superior,
Figura 28-3 Ortesis funcional de hombro-codo-muñeca y mano.
247
28
Ortesis de hombro y codo
Figura 28-2 Ortesis de inmovilización del hombro en abducción.
que se suele asociar a un patrón motor flexor característico (aducción del hombro, flexión de codo y muñeca con
los dedos flexionados y dentro de la palma) y debilidad
muscular. La combinación de debilidad y espasticidad
lleva a contracturas y cambios posturales, que impactan
la funcionalidad del miembro y terminan abocando a
deformidades permanentes. La hipotonía muscular provoca el desplazamiento inferior de articulación glenohumeral, denominada subluxación del hombro, provocando
dolor y estiramiento de las estructuras blandas periarticulares. Una de las estrategias para manejar las anormalidades posturales resultantes de las alteraciones del tono y la
debilidad es el uso de ortesis. Las ortesis de miembro
superior se recomiendan, en estos pacientes, generalmente con los objetivos de prevenir complicaciones y corregir
o compensar deformidades [12]. Además, se está introduciendo el uso de nuevas tecnologías para mejorar la funcionalidad.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
aunque puede ser útil como soporte temporal durante el
comienzo de la reeducación de la marcha. Los slings de
soporte de brazo o tipo Roylan (v. figura 28-1) dejan al
brazo libre para la función, intentando copiar la acción del
deltoides tirando la cabeza humeral hacia arriba. La ortesis
en ocho de guarismo, utilizada habitualmente en el tratamiento de las fracturas claviculares, también se ha utilizado como sistema de soporte humeral en el hombro del
hemipléjico. El sling o rodillo axilar de Bobath consiste en
una cubierta de gomaespuma colocada bajo la axila sobre
la que se suspende y abduce el hombro. Originalmente se
usó en pacientes con espasticidad en aducción del brazo y
posteriormente como soporte del hombro subluxado.
Actualmente se ha dejado de utilizar al observarse que no
sólo fracasa al corregir la subluxación, sino que produce un
desplazamiento lateral de la cabeza humeral.
Sistemas de soporte de brazo
A menudo se prefieren al uso de swing. Se componen de
una tabla de brazo (armboard) que se une generalmente al
reposabrazos de la silla de ruedas o de sistemas elevadores
de antebrazo, como el sistema de soporte modular de Otto
Bock. Estos dispositivos deben elevar y rotar externamente
la escápula, mientras mantienen alineada la articulación
glenohumeral, evitando la subluxación y reduciendo el
edema, al aproximar la cabeza humeral a la fosa glenoidea
en un ángulo más natural y mantener elevado el antebrazo
y la mano. Una alternativa a la tabla de brazo es el uso de
una bandeja de sobremesa (lapboard), que puede usarse
cuando el paciente tiene un control de tronco disminuido o
necesita una superficie de trabajo sobre la que apoyarse.
Férulas reductoras del tono
Se ha pensado que las férulas inflables de aire (air splint)
ayudan a reducir el tono flexor, mejorando el patrón de
sinergia flexora. La manga circunferencial inflable
se extiende desde los dedos a la axila y antes de inflarla se
coloca el brazo en una posición de leve rotación externa y
aducción, con el antebrazo supinado a 45º y el codo extendido. Con el mismo fin y para reducir el edema se han utilizado prendas de compresión circunferencial de intensidad
baja a moderada (10-15 mm Hg); también se han utilizado
prendas de licra reforzadas con bandas que intentan corregir el patrón espástico flexor, actuando como si fueran férulas dinámicas.
En la National Clinical Guidelines for Stroke [13], el
Royal Collage of Physicians da dos recomendaciones sobre
el manejo del dolor de hombro, el uso profiláctico de soporte de hombro y la inyección intraarticular de esteroides.
Además apoya la utilización de un soporte bajo el brazo
para el mantenimiento del miembro superior en la posición
adecuada. En el hombro del hemipléjico distinguimos dos
etapas, una fláccida, donde el hombro está expuesto a la
subluxación y daño de los tejidos, y una espástica, donde los
movimientos pueden estar severamente limitados, en la que
el enfoque terapéutico es diferente. Una revisión no sistemática [14] concluye que los soportes axilares tipo Bobath son
248
inefectivos en el control del hombro de estos pacientes,
mientras que los soportes humerales tipo Roylan producen
cierta reducción de la subluxación de la cabeza humeral. En
pacientes en silla de ruedas la utilización de soporte de brazo o bandeja de rodilla proporciona soporte para un brazo
fláccido y produce una reducción efectiva de la subluxación,
mientras permite actividades bilaterales de los miembros
superiores. Su peligro radica en la sobrecorrección de la
subluxación que se produce si el paciente está situado
excesivamente bajo en la silla, por lo que se debe tener
cuidado al elegir la altura del asiento y vigilar su posición
en la silla. La evidencia sugiere que existen diferente
soportes que se adaptan al individuo en los distintos estadios de recuperación, por lo que es necesaria una cuidadosa evaluación de todos los factores antes de su prescripción. Dado que el sling o el soporte, de un modo u otro,
pueden reducir la subluxación, parece práctico aconsejar
su uso, aunque las evidencias existentes sean limitadas.
Una reciente revisión sistemática [15] apoya la efectividad
de un tipo de sling en la corrección de la subluxación
radiológica sin producir sobrecorrección. Otra revisión [16] aconseja, cuando el paciente está sentado, el uso
de ortesis para mantener la posición, aunque apunta la
necesidad de evaluar programas globales de prevención y
tratamiento del dolor de hombro. Una revisión de la
Cochrane [17] y otra revisión sistemática [18] no encuentran suficiente evidencia para afirmar que los slings disminuyan el dolor, prevengan la subluxación o mejoren la
funcionalidad. Una revisión no sistemática [19] sí encuentra evidencia de la utilidad de alguno de estos dispositivos
en la fase hipotónica del hombro del hemipléjico.
Una revisión no sistemática [20] no encuentra que las
férulas inflables del miembro superior produzcan ninguna mejoría en la función de la mano; por el contrario,
un ensayo controlado y aleatorizado (ECA) [21] sí encuentra que las prendas de licra pueden ser de ayuda en
pacientes severamente afectados con miembro superior
espástico tras ACV de más de 3 meses de evolución.
ORTESIS DE MIEMBRO SUPERIOR
EN LA LESIÓN MEDULAR
Ortesis de suspensión del brazo (ortesis
suspendida por encima de la cabeza)
Posiciona el brazo para permitir el empleo de la mano
cuando la fuerza de la musculatura proximal no vence la
gravedad. Requiere alguna función C5 para colocar el
miembro y se emplea primariamente para ejercicios terapéuticos (v. figura 28-4).
Ortesis suspendida del antebrazo (soportes
móviles del brazo)
Ortesis dinámica que ayuda a la musculatura proximal
débil para permitir usar la mano. La ortesis soporta el peso
del brazo, permitiendo movimientos controlados de la
mano; para esto estabiliza el miembro superior en una
28
que, de las ortesis de muñeca, sólo la de diseño en circunferencial genera una disminución significativa en la actividad de la musculatura extensora. Un ECA [26] concluye
que la efectividad de la ortesis, a corto plazo, es superior
cuando se combina con terapia física.
Figura 28-4 Ortesis de suspensión de brazo.
posición neutra (mantiene el antebrazo en posición de 45º
de flexión en la horizontal con el hombro en 45º de abducción). Se emplea a menudo en la tetraplejía C5-C6 y se
adapta a la silla de ruedas.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
ORTESIS PARA EPICONDILITIS
La abrazadera o cincha epicondilar (v. figura 28-5) es una
banda elástica que se coloca en el antebrazo, intentando
comprimir el músculo o tendón para disminuir la tensión
sobre epicóndilo o epitróclea. En el tratamiento de las epicondilitis y epitrocleítis también se han usado ortesis estáticas de muñeca-mano, que colocarían la muñeca en flexión
o extensión, reduciendo la tensión de los flexores o extensores de muñeca, respectivamente. La cincha de antebrazo
afecta a la propiocepción de la muñeca y aumenta el umbral
de dolor a la extensión pasiva de la misma en pacientes con
epicondilitis, pero no tiene efecto sobre la fuerza de extensor de muñeca [22]. Un análisis de la regresión lineal múltiple concluye que la ortesis de muñeca-mano no es más
eficaz que la cincha del codo como un tratamiento para la
epicondilitis [23].
La revisión sistemática de la Cochrane [24], referida a
la utilización de ortesis en la epicondilitis, concluye que la
diversidad de ortesis y de la población estudiada hace difícil extraer conclusiones acerca de su eficacia. Otra revisión
sistemática [25] concluye que la cincha de antebrazo disminuye el dolor y la carga a nivel del epicóndilo, mientras
ORTESIS EN LESIONES TRAUMÁTICAS
DEL CODO
Las ortesis dinámicas de codo se utilizan frecuentemente
para tratar las contracturas en flexión. También se usan
ortesis dinámicas de codo con resortes de ayuda para la
flexoextensión en pacientes con debilidad muscular,
empleándose ocasionalmente trinquetes de retención que
permiten bloquear la articulación en una determinada posición funcional y que suplen la debilidad de un grupo
muscular. Las ortesis circunferenciales (brace) articuladas
a nivel de codo se utilizan en el tratamiento de fracturas de
codo: inicialmente la articulación se mantiene bloqueada y,
según avanza el proceso de curación, se van permitiendo
rangos de movilidad. Cuando la fractura afecta al cúbito y
al radio, la ortesis se prolonga a la mano para controlar la
pronosupinación.
BIBLIOGRAFÍA
1. Toledo Gonzalez Miguel. Patomecánica de la parálisis
cerebral. Sevilla: Ed. I.D.E.O; 2000.
2. Prat J, Coordinador. Guía de uso y prescripción de productos
ortoprotésicos a medida. Valencia: Publicaciones IBV; 1999.
3. Harris EE. A new orthotic terminology: a guide to its use for
prescription and fee schedules. Orth Prosth Int. 1973; 27: 6-9.
Prat J, Coordinador. Guía de uso y prescripción de productos
ortoprotésicos a medida. Valencia: Publicaciones IBV; 1999.
4. Mc Gregor SA. Principles of Splinting for the hand. En:
Lusardi MM, Nielsen CC, editors. Orthotics and Prosthetics
in Rehabilitation. Woburn, MA: Butterworth-Heinemann;
2000. p. 271-89.
5. Uustal H. Upper extremity orthotics. En: DeLisa JA, Gangs
BM, Walsh NE, editores. Physical Medicine and
249
Ortesis de hombro y codo
Figura 28-5 Cincha epicondilar.
6.
7.
8.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
9.
10.
11.
12.
13.
14.
15.
16.
Rehabilitation: principles and practice. Philadelphia, PA:
Lippincott Williams and Wilkins; 2005. pp. 1367-76.
Rodríguez Piñero Durán M, Rodríguez Burgos C, CardenasClemente J, Echevarria Ruiz de Vargas C. Artroplastias de
hombro. Rehabilitación (Madr) 2007; 41(6):248-257.
Escala DASH en castellano. Disponible en www.dash.iwh.
on.ca/assets/images/pdfs/SpanishDASH.pdf. Consulta
realizada 29 de mayo 2008.
Rodríguez Piñero Durán M, Bringas Grande A, Molina
Crespo L, Benito Caparrós M, De Pablos Rioboo R.
Rehabilitación y valoración funcional de la artroplastia de
hombro. Rehabilitación (Madr) 2000; 34:153-158.
Miranda-Mayordomo M, de Miguel Jimeno JM, ChaparroRecio M. Artroplastia de cocdo. 2007; 41:258-265.
Mayo Elbow Performance Store Scale. Disponible en www.
secec.org/fileviewer.aspx?fileid. Consulta realizada 29 de
mayo 2008.
Arteaga Domínguez A, Zarco Periñán MJ, García González
C. Dolor de muñeca y mano. En Sánchez I, Ferrero A,
Aguilar JJ, Climent JM, Conejero JA, Flórez MT, Peña A,
Zambudio R. Manual SERMEF de Rehabilitación y
Medicina Física. Editorial Médica Panamericana S.A. 2006.
p. 421-425.
Conejero Casares JA. Prescripción de ortesis y otro material
de adaptación en pacientes con hemiparesia. Rehabilitación
(Madr) 2000; 34:438-445.
Royal College of Physicians. National clinical guidelines for
stroke, 2nd edition. Prepared by the Intercollegiate Stroke
Working Party. London: RCP, 2004.
Turner-Stokes L, Jackson D. Shoulder pain after stroke: a
review of the evidence base to inform the development of an
integrated care pathway. Clinical Rehabil 2002; 16: 276-298.
Dieruf K, Poole JL, Gregory C, Rodriguez EJ, Spizman C.
Comparative effectiveness of the GivMohr sling in subjects
with flaccid upper limbs on subluxation through radiologic
analysis. Arch Phys Med Rehabil. 2005; 86:2324-9.
Bender L, McKenna K. Hemiplegic shoulder. Disabil
Rehabil 2001; 23: 698-705.
250
17. Ada L, Foongchomcheay A, Canning C. Supportive devices
for preventing and treating subluxation of the shoulder after
stroke. Cochrane Database Syst Rev. 2005 Jan 25;
(1):CD003863.
18. Van Peppen RP, Kwakkel G, Wood-Dauphinee S, Hendriks
HJ, Van der Wees PJ, Dekker J. The impact of physical
therapy on functional outcomes after stroke: what’s the
evidence? Clin Rehabil 2004; 18:833-62.
19. Turner-Stokes L, Jackson D. Shoulder pain after stroke: a
review of the evidence base to inform the development of an
integrated care pathway. Clinical Rehabil 2002; 16: 276-298.
20. Lannin NA, Herbert RD: Is hand splinting effective for adult
following stroke? A systematic review and metodological
critique of Publisher research. Clin Rehabil 2003; 17: 807.
21. Gracies JM, Marosszeky JE, Renton R, Sandanam J,
Gandevia SC, Burke D. Short-term effects of dynamic lycra
splints on upper limb in hemiplegic patients. Arch Phys Med
Rehabil 2000; 81:1547-55.
22. Ng GY, Chan HL. The immediate effects of tension of
counterforce forearm brace on neuromuscular performance
of wrist extensor muscles in subjects with lateral humeral
epicondylosis. J Orthop Sports Phys Ther. 2004; 34:72-8.
23. Van De Streek MD, Van Der Schans CP, De Greef MH,
Postema K. The effect of a forearm/hand splint compared
with an elbow band as a treatment for lateral epicondylitis.
Prosthet Orthot Int. 2004; 28:183-9.
24. Struijs PA, Smidt N, Arola H, Dijk CN, Buchbinder R,
Assendelft WJ. Orthotic devices for the treatment of tennis
elbow. Cochrane Database Syst Rev 2002;(1):CD001821.
25. Borkholder CD, Hill VA, Fess EE. The efficacy of splinting
for lateral epicondylitis: a systematic review. J Hand Ther
2004; 17:181-99.
26. Struijs PA, Kerkhoffs GM, Assendelft WJ, Van Dijk CN.
Conservative treatment of lateral epicondylitis: brace versus
physical therapy or a combination of both-a randomized
clinical trial. Am J Sports Med 2004; 32:462-9.
30
Ortesis para las
deformidades torácicas.
Escoliosis y cifosis
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Miguel Ángel González Viejo y Judith Sánchez Raya
El diagnóstico de las escoliosis ha sufrido cambios notables en los últimos años. Los avances biomecánicos y las
posibilidades que ofrece la informática han permitido
comprender mejor la realidad tridimensional de la deformidad [1,2]. Los estudios de cribado de la población pediátrica han permitido detectar curvas de menor valor angular
y, junto al conocimiento más profundo de la historia natural de todas las formas de escoliosis, infantil, juvenil y del
adolescente, ha posibilitado actuar dentro de la mejor evidencia científica disponible.
En el área terapéutica se han producido cambios notables, tanto en la vertiente conservadora, mediante ortesis,
como en la quirúrgica [3]. El tratamiento ortésico ha pasado de un extremo del péndulo, de ser poco aceptado, especialmente en los países anglosajones, en donde la máxima
era observar y esperar a que la curva tuviera indicación
quirúrgica, al otro extremo, en los países mediterráneos,
donde se hacía un uso excesivo de los mismos. A partir de
1995, cuando Nachemson y Peterson [4] demostraron que
el tratamiento ortésico era efectivo y modificaba la historia
natural de la enfermedad, empezó a centrarse el tratamiento y a utilizarse las ortesis con un sentido clínico más juicioso.
Debido al número importante de ortesis existentes, con
aparición de nuevos diseños, con el intento de reducir el
impacto psicológico y la merma de calidad de vida que
producen, es preciso conocer la efectividad inmediata y a
largo plazo de las mismas, para utilizar sólo aquellas que
realmente sean efectivas.
El tratamiento conservador de la escoliosis y de la cifosis mediante ortesis presenta tres cuestiones relevantes que
debemos conocer [1,5]: 1. ¿Qué tipo de deformidad estamos tratando? 2. ¿Por qué debemos tratarla? 3. ¿Cuándo
debemos hacerlo?
QUÉ TIPO DE DEFORMIDAD ESTAMOS
TRATANDO
Aunque la escoliosis idiopática se describe, frecuentemente, como la desviación lateral de la columna asociada a un
fenómeno rotacional [6,7], en realidad se trata de una alteración tridimensional. Desde el punto de vista biomecánico, mientras la cifosis es una deformidad uniplanar, en el
plano sagital la escoliosis es una deformidad tridimensional cuyos elementos fundamentales son la deformidad lateral, la rotación-torsión y la traslación [1], representadas
estas últimas por la lordosis y la gibosidad.
Esta anormalidad del tronco se acompaña de una deformidad de la caja torácica [8], que provoca una alteración
estética importante y es una de las causas habituales de
consulta médica. El complejo biomecánico formado por la
259
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
columna y la caja torácica está íntimamente relacionado,
pero pobremente explicado en la bibliografía científica
[9,10].
Muchos estudios han encontrado una alta correlación
entre la rotación vertebral, a nivel del axis de la escoliosis,
la rotación de la superficie del dorso del tórax y la rotación
de la caja torácica [7,11,12]. Sin embargo, otros autores,
como Thulbourne y Gillispie [8], no han hallado una relación lineal clara entre la rotación vertebral y el valor de la
gibosidad, sugiriendo que esta no es únicamente el resultado directo de la rotación vertebral, aunque técnicas como
la topografía de superficie, utilizada para investigar la relación entre el tórax y la columna, ha mostrado que sí existe
tal relación [13,14].
La Scoliosis Research Society (SRS) define la escoliosis
como una desviación lateral del raquis superior a 10º de
valor angular (VA). La prevalencia en adolescentes, al finalizar el crecimiento, es de un 2%-3%. Mucho más frecuentes son las asimetrías de tórax, actitudes escolióticas o
pequeñas curvas. Estos defectos habitualmente son irrelevantes y no requieren ningún tratamiento.
En la escoliosis idiopática la biomecánica tiene que responder a tres preguntas. La primera: ¿en qué situación
mecánica articular se coloca el raquis escoliótico?; la
segunda: ¿cómo se produce la progresión de la curva?, y
la tercera: ¿cuáles son los elementos mecánicos que permiten la progresión de la escoliosis?
De forma muy esquemática se habla de la escoliosis
como la desviación lateral, en oposición a las desviaciones
anteroposteriores, que son la cifosis y la lordosis; pero esto
es una simplificación, porque en la escoliosis no se produce
una desviación lateral simple, sino que es una deformidad
tridimensional. Decimos que es una deformidad tridimensional porque se produce a través de tres movimientos: en
primer lugar hay una inflexión lateral en el plano frontal
–la inclinación–, después un movimiento en el plano horizontal –la rotación– y más tarde se produce la traslación.
Todo esto se traduce en una modificación espacial del tronco, que alcanza a las curvas sagitales, de forma que hay una
reducción o desaparición de la cifosis dorsal fisiológica y
de la lordosis lumbar [15].
Si pudiéramos observar la columna desde arriba, veríamos que se produce una torsión sobre la base de la pelvis,
porque la suma de un giro (rotación) más una traslación da
como resultado una torsión [16]. Es muy importante tener
claro este concepto, porque las fuerzas necesarias para
corregir, mantener o detener la evolución de una escoliosis
mediante una ortesis [17] deben contemplar esta visión tridimensional de la deformidad.
La inclinación lateral no existe de forma aislada, siempre se asocia a un grado de traslación lateral del cuerpo
vertebral y a una rotación entre los cuerpos, motivo por el
cual debe medirse siempre la posición de los pedículos y de
la apófisis espinosa para determinar la rotación. Es necesario, igualmente, medir la desviación de la vértebra ápex
con respecto al eje occipitosacro, o eje que va desde la apófisis espinosa de la séptima vértebra cervical al centro de la
260
base del sacro, y así poder evaluar el desequilibrio estático
que provoca la escoliosis.
El desequilibrio generado por la torsión de la columna
modifica las cualidades estáticas y dinámicas de la misma
y entraña una alteración en su capacidad de carga, de forma
que en los extremos de la curva, en las denominadas vértebras límite, se produce una compensación que tiende a
mantener la curva en equilibrio. Esto tiene importancia en
el tratamiento, ya sea conservador o quirúrgico, y una mala
interpretación ha llevado a muchos errores terapéuticos.
La región lordótica del ápex de la curva es inestable desde el punto de vista biomecánico e intenta irse del plano
sagital, situación que podemos evaluar clínicamente a través del test de inclinación hacia delante, o test de Adams,
y que se expresa en forma de gibosidad.
Mientras la deformidad contraria a la escoliosis, la cifosis, se produce en un solo plano, es estable desde el punto
de vista rotacional y progresa sólo en el plano sagital, la
escoliosis es multiplanar, inestable rotacionalmente y progresa en todos los planos del espacio, por lo cual en su
tratamiento debe contemplarse esta concepción multiplanar de la escoliosis.
Últimamente está aflorando un nuevo concepto, muy
llamativo, es la denominada cuarta dimensión de la escoliosis [18]. Según el autor que lo preconiza, el crecimiento
del tórax forma parte del crecimiento de la columna y es un
elemento dentro de la deformidad. En condiciones normales, el perímetro torácico crece de forma exponencial entre
el nacimiento y los 5 años. Entre los 5 y los 10 años lo hace
de forma lenta, acelerándose, a partir de este momento,
hasta los 18 años, especialmente durante la pubertad, obteniéndose antes de la madurez ósea el 96% de la talla final
sentado. La cuarta dimensión de la escoliosis sería, entonces, la falta de desarrollo torácico debido a la deformidad
vertebral.
En el tratamiento ortésico hay que tener en cuenta que
la pubertad se caracteriza por tres picos de crecimiento:
primero crecen los miembros inferiores, después el tronco
y finalmente el tórax, por lo que no debe considerarse solamente el test de Risser para evaluar el crecimiento, sino
que además deben medirse, como factores indicativos del
crecimiento del sujeto, la talla de pie, la talla sentado, el
perímetro torácico y el test de desarrollo madurativo de
Tanner.
Esta cuarta dimensión es el resultado de la ley de Hueter-Volkman [19,20], de tal forma que las vértebras que
son bloques rectangulares, al movilizarse en el plano
sagital, comienzan a deformarse progresivamente en los
tres planos del espacio, debido a la inclinación, rotación y
traslación, y obviamente la ortesis debe actuar claramente en este sentido, para evitar la deformación torsional.
Debido a esto, las ortesis que no contemplen de forma
correcta la deformidad, fracasarán y su índice de efectividad se verá reducido [21]. En principio, las ortesis cuyo
molde negativo se realice en bipedestación, contemplando sólo la desviación lateral, tendrán un efecto muy
pequeño sobre la escoliosis.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
POR QUÉ TRATARLA
En las décadas de los años setenta y ochenta se decía, de
forma empírica, que debía impedirse que las curvas torácicas o dorsales evolucionaran más allá de 60º, por el riesgo
de incrementar la morbilidad y mortalidad, derivada de los
problemas respiratorios que podían presentarse en el futuro [23,24]. También se afirmaba que los jóvenes con escoliosis tenían un futuro precario. Estas presunciones se
hicieron entonces, sin evidencia científica suficiente, porque no se valoraron dos datos, la edad y la magnitud de la
curva. Hoy sabemos que no son ciertas.
Los niños al nacer tienen un árbol bronquial y unos
alvéolos hipoplásicos, que tienden a reduplicarse hasta que
alcanzan los 6 a 8 años de edad. Este desarrollo puede verse afectado por la presencia de una deformidad torácica
progresiva [25], y aunque Branthwaite [26] indicó que no
había un detrimento de la salud de estos pacientes, hoy
debemos reconocer que puede producir una deformidad de
la caja torácica, que contribuye a la ineficacia mecánica
de la misma y a la discapacidad pulmonar [27].
El tratamiento de la escoliosis debe hacerse, no sólo por
razones sociales, psicológicas y cosméticas, sino también
CUÁNDO DEBEMOS TRATARLA
Existen tres parámetros que no admiten discusión cuando
se discute acerca del tratamiento en medicina: uno es el
tiempo, otro el sentido común y el tercero la evidencia científica disponible. En la escoliosis sucede lo mismo, porque
en caso contrario se ortetizarán más pacientes de los necesarios, con lo que esto supondrá para el desarrollo psicológico de los mismos [5,29-31].
En primer lugar, las curvas menores de 20º no deben
ortetizarse, y las superiores a este valor angular deben cumplir una serie de requisitos. Estos requisitos son que tengan
más de 25º, que hayan evolucionado más de 5º desde el
último control y que el sujeto esté en crecimiento, es decir,
que sus cartílagos vertebrales sean fértiles. Hemos de contar también con el cumplimiento del paciente, porque existen diversos estudios que indican que el uso del corsé no se
adecua al tiempo prescrito, ni a lo que dicen los pacientes
ni sus familias [32,33].
Otro asunto importante es la calidad de vida, en relación
con el cumplimiento de la prescripción ortésica. Hasta ahora los estudios clínicos han mostrado unos resultados
pobres [34], por lo cual es fácil el rechazo del uso del corsé,
por lo que debemos insistir en el mismo y, si es necesario,
plantear un apoyo psicológico. En resumen, aunque podemos influir sobre la historia natural de la escoliosis, es
necesario contemplar todos los elementos anteriormente
descritos [4] para tomar una decisión juiciosa, basada en el
sentido común y en la evidencia científica, para prescribir
una ortesis en estas deformidades.
El objetivo del tratamiento ortésico de la escoliosis idiopática es evitar la progresión de las curvas y que los resultados se mantengan tras la retirada del corsé [1,5].
Existen varios criterios para valorar los resultados de la
ortetización. Uno de los métodos más utilizados para valorar estos es comparar el valor angular medio de las curvas
antes de colocar el corsé, con el que se obtiene tras un
período razonable después de haberlo retirado y definir la
diferencia de valor angular existente. Este método tiene el
inconveniente de que cuando existe una gran dispersión de
los datos de la muestra (es decir, cuando no sigue una distribución normal), no resulta representativo de los valores
extremos de la misma y no refleja las variaciones individuales de cada curva, pues no tiene la misma importancia
clínica, ni pronóstica, una curva que evoluciona de 20º a
35º de valor angular, que otra que pasa de tener 30º inicia-
261
30
para evitar la discapacidad que produce, por lo cual debe
informarse correctamente, indicando que es para evitar llegar a 60º de valor angular, porque a partir de este, los
movimientos torácicos son limitados y poco eficientes y
hay riesgo de discapacidad de origen pulmonar [28].
También debemos tratarla porque, a la luz de los conocimientos actuales, puede modificarse la historia natural
mediante la ortetización [4], impidiendo su progresión y que
tenga, a largo plazo, que intervenirse quirúrgicamente.
Ortesis para las deformidades torácicas. Escoliosis y cifosis
Se dice que las curvas de gran valor angular son rígidas, porque no se estiran bajo tracción o inclinación lateral, pero esta definición es semánticamente incorrecta. La
realidad es que no hay un acortamiento mayor de los tejidos blandos en las curvas de más valor angular, lo que hay
es una asimetría debida a la deformidad de las vértebras
que participan en la curva y, consecuentemente, dificultan
el enderezamiento de la misma. La palabra correcta para
definir esta situación debe ser amontonamiento o reunión
desordenada de las vértebras [22].
El mayor problema a la hora de tratar las escoliosis de gran
magnitud es contemplar la deformidad sólo en el plano frontal, generalmente medida a través del ángulo de Cobb, pero
este no tiene un valor lineal, de forma que el valor angular 60º
no muestra clínicamente más deformidad que dos veces 30º;
por tanto, no debemos tomar sólo como indicativo el ángulo de Cobb, porque no es un valor matemático absoluto, a
pesar de que se acepta como el método más universal para
medir la deformidad desde el punto de vista radiológico.
Es preciso recordar que no deben hacerse intervalos
del ángulo de Cobb, como por ejemplo catalogar las mejorías entre 5º-10º, porque es evidente que no significa lo
mismo el intervalo situado entre 11º-15º que entre 41º-45º
o 61º-65º, pues aunque son de la misma cuantía significan
cosas diferentes, por eso muchos estudios han podido llevar a conclusiones erróneas y poco relevantes [21].
Para abordar la escoliosis desde el punto de vista ortésico, debemos contemplarla desde la rotación, inclinación y
traslación e intentar corregir o minimizar estas alteraciones, y no pensar de forma simplista que con el sistema de
los tres puntos podemos actuar sobre una deformidad tridimensional.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
les a 45º a fin de seguimiento, a pesar de que ambas han
incrementado su valor angular en 15º.
Otra forma de evaluar los resultados es a través de la
inferencia estadística. Según esta, encontrar diferencias
estadísticamente significativas sólo indica que el azar no
explica la discrepancia entre la hipótesis alterna y la hipótesis nula, pero no permite afirmar de forma categórica si
los resultados obtenidos son debidos al tratamiento aplicado o a la propia historia natural de la enfermedad.
Este punto tiene especial importancia en la escoliosis idiopática, pues aunque la etiopatogenia sigue siendo desconocida, sabemos que su historia natural no es aleatoria y que la
progresión de las curvas viene determinada por unos factores
concretos, como la edad, el sexo, el valor angular en el
momento del diagnóstico, la madurez ósea y la edad de presentación de la menarquía [29,30]. Estos factores condicionarán el éxito o fracaso del tratamiento ortésico [35,36], además
de una indicación correcta del corsé, de un uso continuado
del mismo y de una retirada en el momento oportuno.
Finalmente, una manera de evaluar los resultados es a
través del índice de efectividad, que puede determinarse
a su vez de dos formas, una como el índice de efectividad
inmediato (IEI), indicado por Kehl y Morrissy [29], y que
es la capacidad para reducir el valor angular de la curva en
la primera aplicación de la ortesis. Según estos autores,
toda ortesis debe conseguir en la primera aplicación una
reducción del valor angular superior al 30%.
Otro criterio es el de la evaluación del índice de efectividad (IE) de la ortesis al final del tratamiento. El IE es el
resultado de sumar las curvas que permanecen estables y
las que mejoran y dividirlas entre el número total de curvas
analizadas, incluidas las que empeoran.
Para establecer los criterios cualitativos de progresión
de las curvas [4,37,38] se considera que una curva progresa
si su valor angular final ha aumentado en 6º o más respecto
al inicial, mejora si disminuye 6º o más, y permanece estable si la variación se sitúa entre ⫾5º. Con estos intervalos
quedan incluidos los errores intra e interobservador que se
producen en las mediciones.
TIPOS DE CORSÉS
El objetivo desde el punto de vista biomecánico de la aplicación de los corsés (v. tabla 30-1), para el tratamiento de
la escoliosis, es forzar al sujeto que presenta una escoliosis
a adoptar una postura contraria a la que tiene. Actúan por
el efecto que ejercen tres momentos de fuerza [39,40], la
principal lo más cerca del ápex y en sentido contrario a la
convexidad de la curva y las otras dos distales en el lado
opuesto a esta, a nivel de axilar y pélvico.
Ortesis para escoliosis infantiles
Lecho de reclinación de Dennis Brown
Se usa para tratar las escoliosis del lactante, tanto las de origen congénito como las de origen idiopático. Está construido
262
Tabla 30-1 Indicaciones de las diferentes ortesis
en las escoliosis
Tipo escoliosis
Ortesis
Lactante
Lecho reclinación Dennis- Brown
Infantil menos 3 años
Lecho reclinación Dennis-Brown,
Boston Soft, Charleston
Infantil más 3 años
Milwaukee, CCR, Wilmington,
Chêneau, Boston Soft,
Charleston
Juvenil y adolescente
Milwaukee
VLS encima D4
CCR, Chêneau, Wilmington, Boston
VLS debajo D4
Supraestructura, Wilmington,
VLS debajo D8
CCR, Chêneau, Boston,
SpineCor, Providence, TriaC
Wilmington, SpineCor,
Providence, TriaC
Lumbares
Michel, Michel-ITO, Boston,
SpineCor, Providence
VLS, vértebra límite superior.
en material rígido y translúcido a los rayos X. Tiene forma de
media luna, la parte lateral corresponde a la concavidad de la
curva escoliótica que contacta con una pared de unos 15 cm
de altura, con una abertura a nivel del brazo, para pasarlo a
través de ella, que obliga al niño a inclinarse en sentido contrario a la concavidad de la curva escoliótica (v. figura 30-1).
Una cincha o faja de cuero de presión regulable, que
tiene su origen en el borde interno de la pared lateral del
lecho, pasa por debajo de la región lumbotorácica y ventralmente por la parte inferior del tórax para insertarse en
la parte superior de la pared lateral, con objeto de incidir
sobre el ápex de la convexidad de la curva y corregirla
durante el tiempo que el niño permanece en el lecho.
Todo el interior del lecho va forrado de una capa gruesa
de gomaespuma con el fin de evitar decúbitos. La gomaespuma va recubierta de escay o plástico similar para impermeabilizarla y facilitar su higiene.
Arnés de Kalabis
Es una ortesis que se emplea a partir de los 11 meses, cuando el niño empieza a incorporarse y camina y que se puede
utilizar hasta los 2 años, cuando se puede cambiar por una
ortesis toraco-lumbo-sacra (OTLS) de polipropileno. Tiene las mismas indicaciones que el lecho de Denis Brown.
Está formado por un arnés que consta de una anilla y dos
bandas, construidas en su parte externa con cuero flexible
y forrado en su parte interna con material blando. La parte
que está en contacto con el cuerpo está cubierta con piel de
guante muy suave. La anilla se sitúa alrededor del hombro
y existe una banda a nivel de la cadera, por debajo del ala
ilíaca y por encima del trocánter mayor, en el lado de la
30
Corsés para la escoliosis juvenil puberal
y del adolescente
Se utilizan a partir de los 3 años y pueden usarse hasta el
fin del crecimiento óseo. Existen dos formas básicas de
corsés: simétricos y asimétricos. Los corsés simétricos son
los que, divididos por un plano sagital, muestran dos mitades iguales, mientras que los corsés asimétricos son los
que, divididos por un plano sagital, muestran dos mitades
desiguales. Tanto unos como otros pueden construirse por
el sistema clásico de toma de molde de escayola o por el
sistema CAD-CAM.
Corsés simétricos
Figura 30-1 Lecho de reclinación de Dennis Brown.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
concavidad de la curva, y otra en la parte contralateral
correspondiente a la convexidad de la curva, a un nivel
situado sobre la parte inferior de la parrilla costal. Las tres
piezas se unen en sentido diagonal mediante correas regulables que permiten conectar tanto la parte anterior como
la posterior. El sistema se complementa con una banda
inguinal que pasa por debajo de la nalga que se inicia y
termina en la pieza pélvica (v. figura 30-2).
Arnés de Moe
Es una variante propuesta por Moe que elimina el efecto de
las fuerzas verticales sobre el cuerpo incorporando una
barra metálica rígida, que une la anilla del hombro y la
banda pélvica, con lo que estas fuerzas son absorbidas por
dicha barra (v. figura 30-3).
Arnés de ITO
El Instituto Técnico Ortopédico (ITO) de Barcelona modificó el corsé de MOE aplicando una barra metálica flexible,
de curvatura inversa a la curva escoliótica, con un soporte
axilar en su parte superior y otro pélvico en la inferior y una
sola banda central. Con la deformación de la barra flexible
se producen fuerzas verticales de elongación que colaboran
con las fuerzas horizontales a la corrección de la curva.
Corsé de Milwaukee (MW)
Los primeros prototipos fueron diseñados y experimentados por Blount y Schmidt en 1945 y su empleo clínico se
inició 5 años más tarde (v. figura 30-4).
Ha sido el corsé más utilizado hasta hace pocos años,
pero actualmente se ha sustituido por las ortesis de efecto
tridimensional, más por su falta de aceptación entre los
pacientes, especialmente las adolescentes, por su aparatosidad que por su efectividad, que ha sido universalmente
reconocida.
Es el prototipo de corsé activo/pasivo, que asocia a un
sistema de extensión y desrotación activa, que realiza el
paciente al intentar escapar del corsé, con un sistema de
presión mediante placas a nivel del ápex de la curva. La
subestructura es una cesta pélvica, que originalmente estaba confeccionada en cuero y ahora en polietileno. La
supraestructura son tres barras verticales y un aro metálico
occipitomentoniano.
La cesta pélvica es simétrica, con un cierre posterior
mediante bandas de velcro y que se apoya sobre la pelvis.
Se considera como la base o subestructura del corsé, donde
se montan las dos barras posteriores, paralelas, que van
desde la cesta al apoyo occipital y que producen el efecto
de extensión. El corsé se construye sobre un molde tomado
sobre el paciente en bipedestación, con la lordosis ligeramente corregida, nunca hipercorregida. Desde la cara anterior de la cesta pélvica parte una barra que termina en su
263
Ortesis para las deformidades torácicas. Escoliosis y cifosis
Figura 30-2 Corsé de Kalabis.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Figura 30-3 Arnés de Moe.
extremo superior en un apoyo preglótico, que se une por un
aro cervical a los apoyos occipitales, donde un cierre posterior del aro cervical fija el corsé en esta región. En las
barras posteriores se colocan las almohadillas de presión
sobre las gibosidades. En la barra anterior se coloca un
vástago metálico de protección torácica para evitar la presión de las cinchas sobre las costillas o la mama.
Corsé de Boston
Diseñado por J. E. Hall y cols. en el Children’s Hospital de
Boston en 1973. Es un corsé modular de polipropileno
(v. figura 30-5A), del que existen distintas tallas prefabricadas de forma modular y que se aplica en función de las
medidas del paciente. También puede realizarse sobre molde obtenido del paciente o con un protocolo de medidas y
realizarlo en CAD-CAM.
El corsé debe respetar la lordosis fisiológica lumbar de
15º. Se colocan unas almohadillas de presión sobre los
arcos costales que corresponden a las vértebras ápex y en
la zona posterior y lateral, y en el lado contrario a estos
puntos se abren ventanas de expansión. En su parte anterior
se realiza presión abdominal ligera hasta el apéndice xifoides del esternón.
Este es el modelo clásico para las escoliosis que tienen
su vértebra límite superior por debajo de T8; pero cuando
esta se encuentra por encima de este nivel se añade una
estructura, y pasa a denominarse corsé de Boston con
supraestructura.
Existe una modificación (v. figura 30-5B) para las
escoliosis neuromusculares: es el denominado Boston
Soft, que es semirrígida pero flexible, fabricada en aliplasto-polietileno y con refuerzos de la estructura rígidos
Figura 30-4 Corsé Milwaukee.
264
30
B
Figura 30-5 Corsé Boston. A. Corsé
Boston clásico. B. Corsé Boston Soft.
o semirrígidos, que permite una más fácil aplicación,
menor limitación de la expansión torácica y una reducción de presiones sobre la piel, que además permite en
estas curvas neuromusculares una correcta estabilidad y
alineación del tronco en la silla de ruedas y usarse con
todo tipo de sillas, y está indicado porque produce un
posicionamiento postural, corrige la escoliosis, mejora la
posición sedente, previene y corrige deformidades, alivia
el dolor y permite utilizarse después de la cirugía de la
escoliosis.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Corsé lionés
También conocido como corsé de Stagnara, fue presentado
en Lyon en el año 1950 por A. Bouillant y R. Pedriolle bajo
la dirección de Stagnara (v. figura 30-6). Se trata de un corsé pasivo, cuyo principio de aplicación es la acción ejercida
por la aplicación de tres puntos de fuerza, con unas fuerzas
laterales secundarias a nivel de las vértebras neutras y otra
principal en dirección contraria a las secundarias, sobre la
vértebra ápex. Las placas que presenta en su interior también ejercen unas fuerzas en sentido desrotador. La placa
dorsal empuja la gibosidad de atrás hacia adelante. La placa del hemitórax opuesto empuja a este de adelante hacia
atrás.
Este corsé forma parte de un sistema de tratamiento que
incluye la realización de unos yesos previos de corrección,
realizados en la mesa de Cotrel en elongación, desrotación
de columna y flexión de caderas. El corsé está formado por
una cesta pélvica constituida por dos valvas y dos placas:
una dorsal, una lumbar y un contraapoyo axilar. En ocasiones se coloca una cincha de equilibración en el lado opuesto al apoyo axilar.
Figura 30-6 Corsé lionés.
265
Ortesis para las deformidades torácicas. Escoliosis y cifosis
A
El material de las placas antes era de plexidur termoconformable y las barras o arbotantes de acero o duraluminio, hoy se realiza de polipropileno.
El molde negativo se efectúa en tracción cervical. Sobre
el positivo se rebajan las gibosidades y se moldea el termoplástico. Es imprescindible probar el corsé al paciente antes
de terminarlo para regular las presiones y las alturas de las
valvas sobre las barras.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Corsé Olympia
Inspirado en el corsé lionés y en el de Saint Etienne, comprende una cesta pélvica de plexidur termoconformable, con
unas bandas elásticas lumbar y torácica, un apoyo axilar termoconformado y una contención esternal que controla la
cifosis torácica (v. figura 30-7). Todo el conjunto lo unen dos
barras de duraluminio, una anterior y otra posterior.
Se construye a partir de un molde obtenido en discreta
tracción cervical. Su objeto es la corrección propioceptiva
del raquis en curvas de poca entidad.
Corsés asimétricos
Corsé de Chêneau
Inspirándose en los yesos de elongación y de desrotación,
Chêneau ha ido desarrollando y perfeccionando un corsé,
que en principio se denominó CTM (Chêneau-ToulouseMünster) y que puede considerarse como uno de los prototipos de acción tridimensional (v. figura 30-8).
Actúa a través de los principios de la hipercorrección
tridimensional desrotadora. Se trata de un corsé activo,
que utiliza la autocorrección a través de la respiración con
la ocupación de zonas de expansión y presión sobre las
Figura 30-7 Corsé Olympia.
Figura 30-8 Corsé Chêneau.
266
Corsé Michel (3 valvas)–Corsé Michel-ITO
Este corsé de tres valvas fue desarrollado en el centro de
Massues en Lyon por Michel, Allegre y Lecante (v. figura 30-10). El original se fabricaba con tres valvas de plexidur unidas por barras de duraluminio anterior y posterior.
Las valvas se regulaban gracias a la sujeción mediante tor-
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Figura 30-9 Corsé Chêneau, vista interna y posterior.
Figura 30-10 Corsé Michel.
267
30
Las zonas de expansión no pueden estar nunca en contacto con el cuerpo, por lo que debe añadirse volumen en el
momento de confeccionar el molde positivo. A veces en la
zona de máxima expansión pueden haber 3 y 4 cm de distancia entre la piel y el corsé en situación de espiración, de
aquí la asimetría del corsé (v. figura 30-9).
No hay que confundir la zona de expansión con una
ventana. Los orificios de las ventanas ayudan simplemente a visualizar el cuerpo y las reacciones del mismo
en los movimientos respiratorios, que realizan una
corrección y traslación activa. El punto de máxima
expansión debe distar como mínimo 7 cm de cualquier
zona de presión.
Su actuación es mixta, pasiva y activa, corrigiéndose la
gibosidad a través del efecto que producen los movimientos
de expansión torácica durante la inspiración.
Ortesis para las deformidades torácicas. Escoliosis y cifosis
zonas de gibosidad. Está realizado en politeno de alta
densidad, en una sola pieza, y se construye por la modificación de un molde positivo, que requiere el conocimiento de las teorías de Chêneau sobre la escoliosis. El autor
cita 48 zonas del cuerpo que están interrelacionadas, 12
de las cuales forman el anillo pelviano y fijan y estabilizan la pelvis. Cada zona es un apoyo, una pieza de enlace
o una zona de expansión. No hay ninguna zona neutra
sobre el cuerpo escoliótico.
El tamaño y la localización de las zonas son distintos en
cada corsé, porque dependen del tipo y número de curvas.
La zona número 1 corresponde a la presión de la gibosidad
provocada por la curva primaria, la 2 a la gibosidad secundaria. A cada una le corresponderá una zona de expansión
en diagonal hacia el lado contrario y en la cara anterior, y
así sucesivamente.
Las fuerzas de presión se efectúan directamente sobre la
gibosidad, con la máxima presión en la vértebra ápex, en
una dirección de 45º sobre el eje longitudinal del cuerpo,
en sentido de abajo hacia arriba y de atrás hacia adelante.
Las zonas de presión tienen forma convexa y ovalada y a
partir de un punto central decrece la presión en todas direcciones.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
nillos con las barras que tienen diferentes agujeros, tanto
en el plano frontal, como horizontalmente y en altura.
Su acción se ejecuta al aplicar tres fuerzas para enderezar una curva, incorporando la pelvis como parte integrante de dicha curva. La fuerza lateral, que es la principal para la corrección, se aplica sobre la base de la
columna y en menor grado sobre las últimas costillas,
mediante la placa ileolumbar, con lo que se provoca la
traslación y horizontalización de las vértebras. La base de
la placa siempre se halla en la misma posición, con independencia de dónde esté situado el ápex de la curva lumbar, lo que varía es la altura o tamaño de dicha placa, para
presionar o no sobre algunas costillas. Esta placa realiza
además una presión sobre la cresta ilíaca superior, para
estabilizar el corsé y la pelvis, evitando que se inclinen, y
ejerce también presión en sentido posteroanterior sobre la
gibosidad lumbar para conseguir desrotar la columna.
Las dos fuerzas de reacción lateral se aplican sobre la
pieza contralateral, la inferior sobre la pelvis y la superior
sobre el tórax, además la parte inferior estabiliza la pelvis
en el sentido anteroposterior, para contrarrestar las fuerzas desrotadoras de la placa ileolumbar. En general, no
debe presionarse sobre la parte anterior del tórax con la
placa ileolumbar para mejorar el efecto desrotador del
corsé sobre una curva lumbar, pero en cambio la parte
anterosuperior de la pieza contralateral sí debe presionar
sobre la zona de las costillas.
El modelo Michel-ITO está construido tanto en plexidur
como en polipropileno y se realiza en dos piezas: la contralateral, que sustituye la placa pélvica, la placa torácica, la
barra posterior y los arbotantes, dejando una amplia ventana
para permitir la expansión torácica, y la ileolumbar, que se
prolonga posteriormente hacia abajo, para mejorar su efecto
desrotador y que por detrás se une a la pieza contralateral
con una bisagra y por delante con unos cierres de velcro.
El corsé Michel-ITO (v. figura 30-11) también puede
realizarse en polipropileno moldeado al vacío, reforzando
los contornos, tanto de la pieza contralateral como de la
placa ileolumbar, con dos nervios: uno en el borde interno
y otro en el borde externo.
Corsé de Can Ruti (CCR)
Inspirado en los yesos correctores de Abbot, es una ortesis
de acción tridimensional, diseñada por González Viejo en
el Servicio de Rehabilitación del Hospital Germans Trias i
Pujol (Can Ruti) de Badalona. El molde del corsé se realiza con el paciente en el marco de Cotrel (v. figura 30-12).
Para ello previamente se colocan dos camisetas de algodón
en las que se señalan como puntos de referencia el borde
superior del manubrio esternal, el ombligo, las gibosidades, el borde inferior de los arcos costales y el surco submamario en las mujeres. Se sitúa, entonces, al paciente en
la mesa de Cotrel en decúbito supino, en flexión de caderas, y se realiza una tracción longitudinal al menos
10 minutos, mediante un barbuquejo mentooccipital y
unas cinchas ancladas a nivel de las crestas ilíacas. Posteriormente se colocan unas cinchas largas de loneta de algodón, que se insertan en la zona media del bastidor de la
mesa, en el lado de la concavidad de la curva, que pasan
por debajo del paciente y se insertan en el bastidor superior
en el lado de la convexidad de la curva, adoptando la forma
de L (v. figura 30-12). Con este sistema se ejerce presión
en la vértebra ápex de la o las convexidades de la escoliosis, a través de la parrilla costal en las curvas dorsales y de
la masa muscular de la fosa lumbar en las lumbares, creando una fuerza de desrotación. Una cincha adicional de tres
cabos que rodea al tórax, que pasa por debajo de las axilas
y el cinturón escapular y que sirve de contratracción a la
cincha dorsal, mantiene el equilibrio del tronco en el plano
coronal. La corrección se obtiene ajustando la tracción y la
Figura 30-11 Corsé Michel-ITO.
268
tensión de las cinchas por medio de fiadores y poleas. Con
el paciente en esta situación se confecciona un yeso que
incluye desde los hombros hasta por debajo del pliegue
glúteo inferior. Este molde se considera el negativo y una
vez fraguado se retira. A partir del mismo se construye un
molde positivo del que se obtendrá el corsé definitivo. El
corsé CCR es una ortesis monovalva (v. figura 30-13),
fabricada en polipropileno, sin tutores, que presenta en su
cara anterior una abertura longitudinal con cierres ajustables no radioopacos, una zona de expansión mamaria regulable mediante un cierre a través de las prolongaciones
deltopectorales que siguen hasta la zona medial, con un
apoyo preesternal a nivel del manubrio. En la parte interna
presenta una placa de plastazote en la zona costal de la
convexidad de la curva que presiona sobre la gibosidad,
dejando libre la escápula y progresando hasta el espacio
comprendido entre la línea axilar media y anterior y una
placa a nivel lumbar, en la zona de la gibosidad de esta
curva, que progresa también hasta el mismo límite anterior. En ambas zonas dorsal y lumbar, y en el lado opuesto
a las placas, se sitúan las ventanas de expansión. En pacientes con notable tejido celular subcutáneo, en lugar de la
placa lumbar se realiza una reducción en el molde positivo
para aumentar la presión, sin que la misma se disipe en
dicho tejido.
El ajuste debe ser perfecto en las crestas ilíacas, para
evitar rotaciones que puedan provocar roces.
Su actuación es mixta, tanto pasiva como activa, dinámica, corrigiendo la gibosidad a través del efecto de la
reconstrucción de la asimetría, durante los movimientos de
expansión torácica durante la inspiración.
Body Jacket de Wilmington
Figura 30-13 Corsé CCR. Vista anterior e interna.
Figura 30-14 Corsé Charleston.
Es un corsé asimétrico para la contención del raquis que se
construye sobre un molde obtenido con el enfermo colocado en la mesa de Abbot, después de ejercer correcciones
adecuadas a través de lateralización, elongación y desrotación de las curvas. Se retoca el positivo aumentando la presión sobre las gibosidades y liberando las zonas correspondientes a las ventanas de expansión. Existe un apoyo tipo
Jewett sobre manubrio esternal para control anteroposterior de la zona dorsal.
Corsé Charleston
Está realizado en politeno de alta densidad y de una sola
pieza (v. figura 30-14); su mecanismo de actuación se efec-
269
Ortesis para las deformidades torácicas. Escoliosis y cifosis
30
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Figura 30-12 Toma de molde del corsé
CCR en el marco de Cotrel.
túa a través de la inclinación lateral, en el sentido de la convexidad. Tiene escasas indicaciones, sólo para escoliosis de
escaso valor angular entre 20º-30º y en uso nocturno.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Corsé Spinecor
Está compuesto por dos elementos. El primero es una base
pélvica consistente en unas bandas situadas en la zona perineal y alrededor del muslo, cuya función es servir de anclaje y soporte a las bandas elásticas del tronco. Cuando la
base pélvica es estable puede moverse sin limitación,
anclándose entonces las bandas elásticas correctoras que
tienen como misión aplicar fuerzas dinámicas.
El segundo elemento son las bandas laterales elásticas
lumbar y torácica (v. figura 30-15), diferentes según la
localización, número de curvas y lateralidad de las mismas, con una contención axilar única o doble o preesternal,
que se anclan sobre la base pélvica. La toma de medida se
hace a través de ordenador y no por un molde enyesado y
actúa a través del mecanismo de propiocepción, pues las
pacientes tienden a ir en sentido contrario a las bandas elásticas.
Su indicación es para escoliosis dorsales, dobles o dorsolumbares con vértebra límite superior por debajo de la
octava vértebra dorsal, en curvas con un valor angular de
15º-50º, con un Risser 0-2, y debe utilizarse en períodos
de más 20 horas diarias hasta la madurez ósea.
Corsé Providence
Este corsé se desarrolló utilizando un marco acrílico que
sirve para aplicar fuerzas correctoras, inicialmente con el
paciente en posición decúbito supino, para demostrar la
flexibilidad de la curva preoperatoria. Este marco sirvió
para aplicar fuerzas directas, controladas, en dirección
lateral y rotacional sobre el tronco.
Para su confección, el paciente se coloca en un marco de
policarbamato y, a través de unos vástagos que terminan en
unas placas, se ejerce presión sobre las curvas, estabilizando la columna en la línea media.
Posteriormente se desarrolló un sistema CAD-CAM
para la fabricación del mismo, en el que unos travesaños de
delrin sirven como punto de presión en el ápex de las curvas, efectuándose el control de la rotación a través de dos
métodos. En las curvas lumbares la presión se realiza entre
la cresta ilíaca y la duodécima costilla, creando una presión
lateral. En la zona dorsal la desrotación se consigue a través del modelo diseñado por el sistema CAD-CAM. Este
método puede utilizarse en el 95% de los casos.
Últimamente se ha desarrollado el Providence Brace
CFR, o corsé con refuerzos de fibra de carbono, que permite reducir diferentes áreas del corsé, manteniéndolo igual
de reforzado y rígido, pero permitiendo más refrigeración
en la piel. Ambos son de uso nocturno.
Corsé TriaC
Confeccionado y producido en Holanda, se diseñó en 1997
por Veldhuizen y cols. y se presentó por primera vez en la
bibliografía en 2002 [41]. Toma su nombre de un acrónimo
formado por tres C: confort, control y cosmética.
Lo característico de esta ortesis es que está formada por
dos piezas separadas, una dorsal y otra lumbar, que se unen
a través de un mecanismo flexible que está colocado en la
parte contraria de la placa de presión de la convexidad de
la curva dorsal. Esta parte flexible permite que el paciente se
mueva en flexión, extensión e inclinación lateral del tronco.
La almohadilla de presión torácica, localizada en el
ápex de la curva de esta localización, se encuentra por
debajo del hombro y aplica una fuerza en sentido lateral
anterior. La almohadilla de presión lumbar está colocada
en la zona pélvica, por debajo de las costillas, actuando
sobre los músculos lumbares en sentido lateral. Existe una
tercera fuerza, situada en la cadera, que asegura el equilibrio de la ortesis respecto al plano horizontal. El mecanismo flexible de unión de ambos elementos, dorsal y lumbar,
determina un patrón único de fuerza.
Esta ortesis sirve para cualquier curva, excepto aquellas
que tienen el ápex situado en la duodécima dorsal o en la
primera lumbar. En este caso la almohadilla lumbar debería colocarse en el lugar donde iría el mecanismo flexible
de unión y, al no ser esto posible, no puede utilizarse en
este modelo de curvas.
Figura 30-15 Corsé Spinecor.
270
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Controles específicos de los corsés
NORMAS DE SEGUIMIENTO
DE LOS CORSÉS
Cada corsé tiene unas características especiales que deben
controlarse.
Una vez aplicada la ortesis es necesario realizar un control
y seguimiento de la misma. No puede asumirse, si no se
evalúa, que el corsé está actuando de forma correcta; además, el corsé es un elemento estático, mientras que la escoliosis y el paciente son dinámicos y tienden a incrementar
su valor angular y a crecer, mientras que el corsé no modifica sus medidas, lo que provocará fácilmente desajustes.
Una vez el paciente se adapte a la ortesis deberá efectuarse el primer control cuando sea portador de la misma
7 días a tiempo completo. El control incluirá una exploración clínica y radiológica convencional.
La exploración clínica valorará el tamaño del corsé,
donde se observará la concordancia entre las presiones y
gibosidades, si las zonas de expansión están situadas en la
zona contralateral a las de presión y si los apoyos axilares,
submamarios, la apertura anterior y las zonas de presión y
expansión son correctas.
En todos los corsés es necesario determinar si hay problemas en la piel, con zonas de presión, úlceras o eccemas
de contacto, si los bordes del mismo son agudos o romos y
si las cintas y hebillas sufren deterioros que impidan un
correcto ajuste.
La exploración radiológica se realizará mediante dos placas, una anteroposterior y otra lateral en bipedestación, donde se evaluará la incidencia que tiene el corsé sobre el valor
angular, y el porcentaje de reducción del mismo. Al menos
debe reducir este un 30% según Kehl y Morrisy [29].
Como norma general, en todos los corsés se determinarán las rotaciones y el porcentaje de reducción de las mismas, el test de Risser y el ángulo de inclinación pélvica.
Debe contemplarse la actitud personal del paciente
hacia el uso de la ortesis, su aceptación o rechazo, reacción
catastrófica, simulación o engaño en su utilización, para
arbitrar las medidas necesarias, desde el punto de vista
familiar o psicológico, para corregirlas.
Es importante, también, determinar la actitud familiar,
en concreto el apoyo a su uso, inhibición o confrontación,
para implementar medidas para que el paciente utilice a
tiempo completo la ortesis. Si es necesario, se mantendrán
reuniones con la familia y la paciente, para explicar la
necesidad de utilizar correctamente la ortesis.
Milwaukee
Debe determinarse que la cesta pélvica del corsé es simétrica y se apoya correctamente en las crestas, que mantiene
a estas niveladas y que las espinas ilíacas anterosuperiores
y posterosuperiores quedan libres y sin molestias.
La barra anterior debe ser perpendicular al suelo, centrada sobre la parte anterior de la cesta pélvica, y las barras
posteriores estarán paralelas entre sí, a la misma distancia
de las prominencias de las apófisis espinosas y suficientemente separadas del tórax, para que en la inspiración no
contacten con este. Las costillas y esternón deben estar
libres de presión.
El apoyo preglótico estará correctamente situado, de forma que no provoque compresión en la glotis, y colocado a
dos traveses de dedo de la base del mentón. Las almohadillas
occipitales deben tener una inclinación suficiente, conservando la inclinación de la lámina del occipital del paciente.
Es necesario determinar si la almohadilla dorsal y la
placa lumbar están bien situadas efectuando la presión en
el ápex de la curva. Finalmente, es necesario comprobar si
los tornillos están ajustados y si estos y las barras metálicas
están cubiertos.
Controles generales de todos los corsés
Chenêau
La cesta pélvica del corsé es asimétrica, se apoyará
correctamente en las crestas permitiendo su equilibrio
El borde inferior de la parte posterior de la cesta del corsé
debe situarse a 2,5 cm a 3 cm por encima del isquion, de
CCR
La cesta pélvica del corsé debe ser simétrica y apoyarse
correctamente en las crestas, de forma que nivele las mismas,
sin que en las espinas ilíacas anterosuperior y anteroposterior
se provoquen molestias y queden libres de presión.
La ventana de expansión torácica permitirá la libertad de
las mamas, sin que presione en las mismas. La placa deltopectoral debe estar situada apoyada en el manubrio esternal,
sin que haya más de dos traveses de dedo entre el inicio del
mismo y el borde superior del apoyo deltopectoral.
Las almohadillas de apoyo se situarán en el ápex de las
curvas y en la parte anterior de la misma deberá alcanzar
la línea axilar anterior y la posterior la línea que prolonga
el vértice inferior de la escápula.
Las ventanas de expansión estarán situadas en la parte
opuesta a las almohadillas de apoyo de las curvas y serán
lo suficientemente amplias para permitir la expansión del
tórax durante la inspiración.
271
30
forma que al sentarse el paciente la cesta quede al menos dos
traveses de dedos, por encima del plano de sedestación.
El plano lateral de la misma debe estar situado por
encima del trocánter. El borde inferior del plano anterior
estará situado al menos 2,5 cm por encima de la sínfisis
púbica, permitiendo la sedestación con una flexión de
caderas de 90º.
Ortesis para las deformidades torácicas. Escoliosis y cifosis
Se define como ortesis dinámica porque cuando el paciente se mueve en flexión, extensión o inclinación lateral, las
fuerzas ejercidas por la ortesis se mantienen constantes, porque se desplazan las almohadillas de presión con el paciente,
situación que no ocurre con las ortesis rígidas, en las que las
almohadillas de presión no siguen al paciente, sino que se
mantiene su presión en un punto de forma constante.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
coronal, sin que las espinas ilíacas anterosuperiores y
posterosuperiores sufran presiones. Las zonas de apoyo
deben situarse en el ápex de las curvas, con las ventanas
de expansión en la parte opuesta, y han de ser lo bastante
amplias para permitir la expansión del tórax en la inspiración.
El corsé en la parte anterior se sitúa por debajo de las
mamas, sin que exista apoyo deltopectoral.
Boston
La cesta pélvica del corsé se apoyará correctamente en las
crestas, será simétrica y permitirá que estén niveladas, sin
que las espinas ilíacas anterosuperiores y posterosuperiores sufran presiones.
La zona de apoyo presionará en el ápex de la curva y la
ventana de expansión situada en la parte opuesta debe tener
la suficiente amplitud para permitir la expansión de la zona
dorso, lumbar.
Michel
La cesta pélvica del corsé es asimétrica y se apoyará
correctamente en las crestas, permitiendo que estén niveladas sin que las espinas ilíacas anterosuperiores y posterosuperiores sufran presiones.
La parte superior de la zona contralateral a la curva escoliótica es más alta que la zona de apoyo situada sobre el ápex
de la curva.
La ventana de expansión también se situará en la parte
opuesta a la curva y debe tener una amplitud suficiente para
permitir la expansión de la zona lumbar.
Providence
Colocando al paciente en posición de decúbito supino se
evaluará que no provoca presión sobre las costillas ni las
crestas ilíacas, que las zonas de presión coinciden con
las convexidades de las curvas y que en el lado contralateral existen ventanas de expansión suficientes y localizadas a la misma altura que las zonas de presión. La
parte anterosuperior no debe presionar sobre las mamas
y la zona posteroinferior no debe alcanzar el pliegue
glúteo inferior.
Charleston
Colocando al paciente en posición de decúbito supino se
evaluará que no provoca presión sobre las costillas ni las
crestas ilíacas, que la zona de inclinación coincide con la
convexidad de la curva, que en la parte anterosuperior no
presiona sobre las mamas y que la zona posteroinferior
no llega alcanzar el pliegue glúteo inferior.
TriaC
Se objetivará que la almohadilla de presión torácica se
sitúa en el ápex de la curva dorsal, que se encuentra por
debajo del hombro y está provocando una fuerza en sentido lateral anterior.
También que la almohadilla de presión lumbar está colocada en la zona pélvica, justo por debajo de las costillas, y
272
que actúa sobre los músculos lumbares en sentido lateral y
que la tercera fuerza está situada sobre la cadera, que asegura el equilibrio de la ortesis respecto al plano horizontal,
de forma que la paciente tiene un equilibrio estático del eje
occipitosacro. Finalmente, el mecanismo flexible deberá
estar colocado en la parte contraria a la placa que ejerce
presión sobre la convexidad de la curva dorsal.
CONTROLES POSTERIORES
Deben efectuarse controles rutinarios a los 3 meses del primer control y posteriormente cada 6 a 9 meses hasta el fin de
crecimiento. Es muy importante efectuar un control 2 años
después de haber finalizado el crecimiento y haber retirado
la ortesis, para conocer la efectividad real del mismo.
Asimismo, es necesario evaluar la calidad de vida del
paciente en relación con su deformidad con los cuestionarios específicos, diseñados y validados en castellano:
SRS 22 y el Cavidra [42-44].
ÍNDICE DE EFECTIVIDAD DE LOS CORSÉS
Un criterio para evaluar los corsés, como ya hemos indicado antes, es conocer su índice de efectividad (IE) [1,4,21]
al finalizar el tratamiento.
El IE es el resultado de sumar las curvas que permanecen estables y las que mejoran y dividirlas entre el número
total de curvas analizadas, incluidas las que empeoran y
las pérdidas de seguimiento.
Para establecer los criterios cualitativos de progresión
de las curvas se considera que una curva progresa si su
valor angular final ha aumentado en 6º o más respecto
al valor inicial, mejora si disminuye 6º o más, y permanece
estable si la variación se sitúa entre ⫾5º. Con estos intervalos quedan incluidos los errores intra e interobservador que
se producen en las mediciones.
Los índices de efectividad (IE) de los diversos corsés se
observan en la tabla 30-2. Gardner y cols. [45] publicaron
en 1986 los resultados de 70 pacientes tratados con corsé
de Boston y muestran un IE de 0,67, aunque no puede
saberse qué patrones de curvas analizan.
Otros autores [46] que también han utilizado como tratamiento el corsé de Boston en 280 pacientes y que estimaron un criterio de progresión de las curvas de 6º o más,
indican un IE global de 0,90, que era de 0,97 en las escoliosis con doble curva y de 0,75 en las triples, aunque sólo
tuvieron en cuenta la curva de mayor valor angular. En este
estudio, un 43% de los pacientes fueron tratados con corsé
de Boston con superestructura, lo que provoca un sesgo de
los resultados, por no haber utilizado el corsé en su versión
original.
Para este mismo corsé [47] también se ha obtenido un
IE de 0,76, muy pobre a pesar de usar un criterio de progresión demasiado laxo, como es la variación del valor angular de 10º o más.
N.º
casos
IE
Wilmington
48
0,90
Gardner
Boston
70
0,67
1986
Emans
Boston
295
0,90
1986
Basset
Wilmington
79
0,71
1988
Hanks
Wilmington
100
0,81
1988
Durand
Milwaukee
477
0,88
1990
Boulot
Chêneau
64
0,90
1993
Willers
Boston
25
0,76
1995
Nachemson
OTLS
111
0,80
1996
Salanova
Milwaukee
761
0,79
1996
Guibal
Wilmington
69
0,81
1997
Rowe
OTLS/23 horas
Año
Autor
Corsé
1980
Bunnell
1986
Milwaukee/
0,91
1459
0,99
23 horas
OTLS/16 horas
0,62
Charleston/
0,65
Tabla 30-3 Índice de efectividad (IE) del tratamiento
según el número de estudio
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
8 horas
1998
Charlopain
Lionés
237
0,70
1999
González
Viejo
CCR
25
0,88
2001
Katz
Boston
55
0,61
2001
D’Amato
Providence
102
0,74
2001
Triverdi
Charleston
42
0,60
2002
Rigo
Chêneau
37
0,83
2004
Gabos
Wilmington
91
0,71
2005
Weiss
SpineCor
12
0,08
2007
Janicki
Providence
TLSO
35
48
0,31
0,15
Tipo corsé
N.º
Estudios
N.º
casos
IE
Rango IE
Milwaukee
4
1248
0,88
0,79 - 0,99
Wilmington
5
387
0,71
0,71 - 0,90
Boston
5
444
0,68
0,61 - 0,90
OTLS
3
159
0,75
0,15 - 0,91
Charleston
3
98
0,60
0,45 - 0,85
CCR
1
25
0,88
Chêneau
2
101
0,86
Lionés
1
237
0,70
0,83 - 0,88
2007
Coillard
SpineCor
170
0,59
Providence
2
137
0,52
0,31 - 0,74
2007
Yrjönen
Boston
51
0,68
SpineCor
2
182
0,33
0,08 - 0,59
2008
Bulthuis
TriaC
63
0,76
TriaC
1
63
0,76
273
30
Tabla 30-2 Índice de efectividad (IE) del tratamiento
de los diferentes corsés
que en las mujeres, por el menor uso del corsé que hacen
aquellos (v. tabla 30-3).
Con el corsé de Wilmington, un autor [50] ofrece un IE
global de 0,90, pero no desglosa el patrón de curva y no
puede saberse cuál es el de las distintas localizaciones. Con
este mismo corsé, otro autor [35] obtiene un IE global en
las escoliosis combinadas de 0,71, que corresponde a 0,62
para el componente dorsal y 0,81 para el lumbar. Hanks y
cols. [51] encuentran un IE de 0,83 para este patrón de
escoliosis con este corsé, aunque el criterio de progresión
que utilizan es de 10º o más y el 25% de los pacientes se
trataron en régimen de tiempo parcial. Otro estudio con el
corsé de Wilmington [52] obtiene un IE de 0,81, aunque en
él no se ha incluido ninguna escoliosis combinada. Es preciso destacar que los resultados se han obtenido a fin de
crecimiento y por tanto analizan el verdadero efecto de
esta ortesis. Finalmente, Gabos [53] con este corsé obtuvo
con 91 pacientes un IE de 0,77.
El corsé MW [54] ha sido durante muchos años el patrón
de referencia en el tratamiento conservador de la escoliosis
idiopática y autores como Durand [55] han alcanzado un
IE de 0,88 a fin de crecimiento, mientras que Salanova y
cols. [56] sólo han conseguido un IE de 0,79, aunque ninguno de ellos especifica los resultados en función del patrón
de curva.
En el metaanálisis de Rowe [38], el IE del corsé MW
se eleva a 0,99. Estas diferencias pueden deberse a que
no están incluidos en el resultado las pérdidas de seguimiento, ni los casos que terminan siendo intervenidos
quirúrgicamente y que en nuestro criterio, y el de otros
autores [4], deberían incluirse como fallos terapéuticos.
Ortesis para las deformidades torácicas. Escoliosis y cifosis
En 2001, Katz [48], en un estudio realizado con
55 pacientes, objetivó un IE de 0,61 para el corsé de Boston, que es inferior a los obtenidos en los años noventa,
siendo menor el IE de efectividad en los varones [49]
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Para las ortesis toracolumbosacras (OTLS) [38] utilizadas en régimen de tratamiento de 23 horas/día, se obtiene
un IE de 0,91, mucho más alto que el 0,80 que indican
Nachemson y cols. [4]. Esta discrepancia se debe a que
este [4] sí incluye las pérdidas de seguimiento.
En relación con la ortesis de Charleston [57], diseñada
para utilizarse 8 horas/día, u otras OTLS que sólo se usan
16 horas /día, sus IE son muy bajos, entre 0,65 [57] y
0,61 [58], aunque ya había quedado demostrado que las
ortesis no son efectivas como forma de tratamiento de la
escoliosis idiopática cuando se usan menos de 22 horas al
día [4,38].
Respecto a otras ortesis que se usan con profusión en
nuestro medio, como el corsé lionés y el Chêneau-Toulouse-Münster (CTM), los únicos estudios que ofrecen
resultados comparativos, como el de Boulot y cols. [59,60],
tienen dificultades para efectuar un análisis adecuado porque utilizan criterios de ortetización muy poco difundidos
a nivel mundial, ya que aplican el corsé CTM a pacientes
con valores angulares inferiores a 20º y no queda claro si
los resultados los obtienen durante el tiempo de ortetización, al finalizar el tratamiento o tras un período de seguimiento sin corsé, lo que incapacita para obtener un IE real.
Existe un estudio del año 2002 de Rigo [61] que obtiene
resultados muy prometedores con este corsé en 37 pacientes, alcanzando un IE de 0,83 y además, según un estudio
reciente de 2008 [62], parece que no tiene influencia sobre
la calidad de vida de este grupo poblacional.
Con el corsé lionés [63] se ha obtenido un IE global de
0,70, que asciende a 0,91 en las dobles curvas mayores.
Aunque los resultados son buenos, la utilización de vendajes enyesados previos al corsé definitivo supone importantes incomodidades para el paciente y no queda justificado
su uso a la luz de estos resultados.
El corsé CCR ha mostrado en un número limitado de
pacientes su eficacia y efectividad tanto en el período inmediato [64] como 2 años después de su colocación y 2 años
después de finalizado el tratamiento [65]. El IE al finalizar
el tratamiento es igual con el CCR que el que se obtiene
con el corsé MW.
El corsé Providence tiene un solo estudio del que se puedan extraer los datos del IE [66], pudiendo concluirse, en
35 pacientes, un IE bajo de 0,35.
El corsé TriaC ha demostrado en un estudio realizado en
2008 [67] con 63 en pacientes, con un Risser 0-1, es decir,
inmaduros esqueléticamente y con curvas de 20º-40º, un
IE de 0,76 al finalizar el crecimiento.
No se sabe aún cuál es el IE mínimo que puede aceptarse para mantener un corsé dentro del arsenal terapéutico, pero basándonos en el metaanálisis de Rowe y cols.
[37] el IE para las OTLS debería ser al menos de 0,80, es
decir, que debería mostrar su efectividad en el 80% de
los pacientes.
Otro punto a tener en cuenta es saber cómo influye el
corsé en la rotación vertebral. Hasta el momento sólo se ha
evaluado este índice con el CCR y con el corsé de Boston.
El CCR [65] muestra un IE para la rotación del componen-
274
te dorsal de 0,68, y de 0,96 para el lumbar, siendo el IE
global de 0,82.
Con el corsé de Boston, en un estudio realizado con
295 pacientes [47], el IE en la rotación es de 0,88 para la
globalidad de las escoliosis. Una crítica a este último estudio es que utilizan para medir la rotación el método de
Nash y Moe, y este método, al ser cualitativo, da lugar a
mayores errores, intra e interobservador [68], que el método de Perdriolle, utilizado en la valoración del CCR y más
reconocido internacionalmente para medir la rotación, lo
que lleva a cuestionarnos el IE que refieren estos últimos
autores.
Sin despreciar los análisis del valor angular pensamos
que debería prestarse mayor atención a la rotación y a la
traslación del eje occipitosacro en la escoliosis idiopática,
para comprobar si los corsés son efectivos en su control,
porque la rotación vertebral es el factor preponderante en
la alteración estética y estática del tronco escoliótico, ya
que condiciona la gibosidad y es una de las mayores preocupaciones de los pacientes, habiéndose demostrado que
existe correlación entre esta y la velocidad de progresión de
la escoliosis [69].
Hoy tenemos claro que las ortesis, cuando están bien
diseñadas, aplicadas y controladas, pueden servir para
evitar la progresión del valor angular de la curva en la
escoliosis [70,71], aunque algunos autores [72] indican
que, basados en la evidencia disponible, no puede recomendarse el tratamiento con corsé frente a la observación; como método para prevenir la cirugía en la escoliosis, hay que indicar que este análisis presenta muchas
deficiencias metodológicas.
Por ello es necesario realizar estudios homogéneos,
usando los criterios estrictos definidos por las Scoliosis
Research Society (SRS) y Spinal Orthopaedic and Rehabilitation Treatment (SOSORT) [73].
En cualquier caso es necesario, en el futuro, evaluar la
incidencia que tienen sobre la calidad de vida [74-76] de
estas pacientes, que tienen que ser portadoras de la misma
durante largo tiempo.
HIPERCIFOSIS
La enfermedad de Scheuermann u osteocondrosis vertebral es una patología del desarrollo de la infancia y adolescencia. Es la causa más frecuente de cifosis estructural en
la adolescencia. Fue definida en 1910 por Schanz como el
desequilibro de la columna en el sagital, aunque posteriormente, en 1920, Scheuermann [77] la definió como una
deformidad vertebral y describió todas las alteraciones
radiológicas. Más tarde, en 1964, Sorensen [78] definió a la
misma como una cifosis estructural con acuñamiento vertebral anterior de 5° en tres o más vértebras torácicas adyacentes. Así se diferencia de la actitud hipercifótica en donde no existirá la deformidad vertebral.
La incidencia va del 0,4% al 8,3% de la población. Hay
discrepancia entre los distintos autores que citan un predo-
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
CUÁNDO TRATAR LA CIFOSIS
La cifosis menor de 45º no causa alteraciones estéticas o
funcionales; sobre los 60º puede producir alteraciones, que
tienden a progresar hasta la maduración esquelética en un
porcentaje todavía no determinado, ya que la evolución
natural de la enfermedad no está bien definida.
El diagnóstico precoz y la flexibilidad de la curva son
los factores que sirven para obtener los mejores resultados
con el tratamiento.
El tratamiento con corsé puede ser considerado como el
gold standard en curvaturas con >45º, si el diagnóstico se
realiza antes de la maduración esquelética. Si la deformación
30
progresa entre 60º-80º en la curva torácica o mayor de 65º en
la curva toracolumbar, debe realizarse estabilización quirúrgica para evitar complicaciones cardiopulmonares [85]. Las
indicaciones para el tratamiento quirúrgico son similares al
resto de las deformidades del raquis: progresión de la deformidad con pérdida del balance sagital, dolor refractario,
compromiso neurológico y/o alteración cosmética [86-88].
TIPOS DE ORTESIS PARA LA CIFOSIS
Los únicos que aportan referencias sobre su evidencia en
el tratamiento de la enfermedad de Sheuermann son el
Milwaukee y el corsé Boston, aunque muchos clínicos
manejan con experiencia otros tipos de ortesis toracolumbares (TLSO), aunque no se ha demostrado su efectividad
en la bibliografía. Citaremos los más relevantes:
Milwaukee
Descrito en el apartado anterior, para el tratamiento de la
escoliosis, tiene las mismas características y está indicado
en curvas con ápex superior a D8. Además de reducir la
cifosis dorsal puede corregir la hiperlordosis lumbar. Debe
ser usado permanentemente durante el día, por un período
mínimo aproximado de 6 meses, para impedir la progresión del acuñamiento vertebral y después realizar una retirada parcial del corsé con control radiográfico permanente
[89-92], para ver si es factible la retirada completa.
Boston
Descrito en el tratamiento de la escoliosis, cumple las mismas características, y se caracteriza porque se añade una
placa descifosante en el ápex de la curva cifótica [93-94].
Perricone
Es una ortesis bivalva, de cuya parte anterior sale una pletina en duraluminio o acero que alcanza el manubrio esternal y actúa como contrapresión de la placa situada sobre el
ápex de la curva cifótica.
Maguelone
Es una modificación del Milwaukee, donde cambia la cesta
pélvica y las placas de apoyo, que pueden ser planas o curvas, y el collarín, que se sitúa más bajo y no se apoya ni en
mentón ni occipucio.
Swain
Ortesis bivalva (v. figura 30-16), con una valva posterior
que va desde los glúteos hasta situada por debajo del ápex
de la curva, mientras que la valva anterior va de pubis a
esternón. Está fabricada en termoplástico rígido, sobre
molde de escayola positivo obtenido del paciente, con cierres
metálicos mediante bisagras, progresivos laterales o posteriores. El apoyo posterior se realiza en la apófisis espinosa
inferior a la vértebra ápex de la curva y el apoyo anterior se
lleva a cabo a nivel del manubrio esternal y permite incorporar aditamentos de los hombros. Lleva añadida una
275
Ortesis para las deformidades torácicas. Escoliosis y cifosis
minio del sexo masculino (3:1) [78], otros defienden
2,2:1 [79] y algunos [80] otros igualan el ratio a 1:1.
La clínica suele presentarse entre los 10 y 15 años, y la
queja principal de los pacientes es la deformidad de
la espalda y el dolor que suele localizarse en el ápex de la
curvatura en la séptima u octava vértebra dorsal en el
20%-60% de casos, ocasionalmente en la charnela toracolumbar. Tiene la característica de ser intermitente, sin irradiaciones y no incapacita para las actividades diarias ni
físicas. La sintomatología se exacerba a medida que va produciéndose la maduración esquelética de la columna dorsolumbar [81,82].
Clínicamente se presenta como aumento de la cifosis
dorsal y la lordosis lumbar, con aumento de la distancia de
la plomada, en el plano sagital, a los puntos de referencia y
con la maniobra de hiperextensión la cifosis dorsal no
desaparece por completo. El examen neurológico es normal y fundamental para excluir otras etiologías de hipercifosis secundarias.
Deben realizarse radiografías de columna de frente y
perfil ortostáticas, con los brazos extendidos a 90º de antepulsión. En la radiografía posteroanterior se evidencia
escoliosis asociada en el 20%-30 % de casos. En la radiografía de perfil deben valorarse los ángulos de la cifosis y
lordosis. La cifosis torácica se mide entre los segmentos D4
a D12, y el acuñamiento vertebral debe ser medido en las
vértebras ápex de la deformidad. Lo más frecuente es entre
D7-D9. Además, debe realizarse un estudio radiográfico
con apoyo en el vértice de la curvatura en posición de decúbito dorsal para valorar la flexibilidad de la deformación.
Los criterios radiológicos para su diagnóstico son [83]:
cifosis de más de 50º en la columna torácica calculada con
método de Cobb, acuñamiento anterior de 5º o más en tres
vértebras adyacentes, irregularidad de los platillos vertebrales, disminución de la altura de los discos intervertebrales y nódulos de Shmorl.
Iemolo [84] propuso recientemente, para un mejor
manejo práctico de las diferentes variantes clínicas que
pueden encontrarse en los pacientes con hipercifosis, siete
criterios: cuatro clínicos: edad, nivel (clásico o atípico),
dolor y rigidez vertebral, y tres radiológicos: valor angular
Cobb, irregularidad vertebral y acuñamientos.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Figura 30-16 Corsé de Swaim.
Figura 30-17 Corsé de Maria Adelaida.
articulación de Rolando adaptada a ambos lados de la zona
de apoyo del manubrio esternal
Maria Adelaida
Diseñado en el Instituto Maria Adelaida de Torino (v. figura 30-17). Se trata de una ortesis con una cesta pélvica que
consigue el control de la lordosis y la anteversión pélvica,
que en su parte posterior llega hasta el ápex de la cifosis,
mientras que la pieza anterior y el marco pectoral anterior
son regulables para corregir la hipercifosis y descargar la
porción anterior del cuerpo vertebral. Es un corsé más ligero y bien aceptado por los adolescentes [95].
Hay diferencias en el manejo ortopédico de la escoliosis
y de la hipercifosis [96]. En la escoliosis para obtener un
resultado exitoso debe actuarse mientras está activa la maduración ósea, mientras que en la enfermedad de Sheuermann
sólo se requiere actuar cuando está activo el crecimiento de
los cuerpos vertebrales, e incluso es efectivo actuar después
del cese del crecimiento vertical. No hay estudios que
demuestren más eficacia por el uso a tiempo completo, pero
se prescribe el tratamiento durante 23 horas al día.
En pacientes con acuñamientos uniformes la corrección
se consigue rápidamente en un período entre 9 y 18 meses,
y puede retirarse en intervalos de 2-4 horas. Mantenida la
corrección, el cumplimiento se logra en un tiempo medio
aproximado de 9 meses. En pacientes con acuñamientos
apicales excesivos, >8º de valor angular, se requiere un
período más largo de tratamiento, que incluso alcanza los
34 meses. En esta situación, la retirada se iniciará cuando
el acuñamiento conseguido sea igual o inferior a 5º [97].
La evidencia de la necesidad de tratar a los pacientes
con enfermedad de Sheuermann es todavía débil en térmi-
276
nos de rentabilidad y riesgo [97]. Mientras en la escoliosis
se requiere llevar una ortesis en la preadolescencia y en la
adolescencia, con el impacto psicosocial que conlleva, con
los objetivos de mejorar su alteración estética y tratar el
dolor, debemos preguntarnos: ¿por qué algunos empeoran
de todos modos? A diferencia de la escoliosis, no se conocen las secuelas que conlleva el no tratarlas y la evolución
a la historia natural del proceso, por eso se necesitan ensayos clínicos prospectivos para demostrar la eficacia del
tratamiento con TLSO en la enfermedad de Sheuerman.
BIBLIOGRAFÍA
1. González Viejo MA, Cohí Riambau O, Salinas Castro F.
Escoliosis: realidad tridimensional. Ed Masson 2001.
Barcelona. ISBN 84-458-1020-0.
2. Weiss HR. La rehabilitación de las escoliosis. Control de
calidad y tratamiento de los pacientes. Ed. Paidotribo 2003.
ISBN 84-8019-730-7.
3. King HA. Escoliosis idiopática. En: La Columna. Vol.1.
Rothaman-Simeone. Ed. Herkowitz HN, Garfin SR, Eismon
FJ, Bell GR, Balderston RA. Elsevier Saunders. 2007.
p. 515-534.
4. Nachemson L, Peterson LE and Members of the Brace Study
Group of the Scoliosis Research Society. Effectiveness of
the treatment with a brace in girls who have adolescent
idiopathic scoliosis. J Bone Joint Surg 1995;77A: 815-822.
5. Diméglio A, Hérisson Ch, Simon L. La Scoliose
idiopathique. Ed. Masson. Paris 1996:169-250
6. Keim HA. The adolescent spine. New York. Grune and
Straton. 1976.
7. Stokes IAF. Axial rotation component of thoracic scoliosis.
J Orthop Res 1989;7:702-708.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
277
30
29. Bunnell WP. The natural history of idiopathic scoliosis. Clin
Orthop 1988; 229: 20-25.
30. Weinstein SL. Idiopathic scoliosis. Natural History. Spine
1986;11: 780-783.
31. Houghton GR, McInerny A, Tew A. Brace compliance in
adolescent idiopathic scoliosis. J Bone Joint Surg
1987;69B:852.
32. Poussa M, Härkönene M, Mellin G. Spinal mobility in
adolescent girls with idiopathic scoliosis and structurally
normal controls. Spine 1989;14:217-219.
33. Saunders C, Egger M, Donovan J, Tallon D, Frankel S.
Reporting on quality of life randomised controlled trials:
bibliographic study. BMJ 1998;317:1191-1194.
34. Bunnell WP, MacEwen GD, Jayakumar S. The use of plastic
jackets in the non-operative treatment of idiopathic scoliosis.
J Bone Joint Surg 1980;62A: 31-38.
35. Gardner ADH, Burwell RG, Wozniak AP, MacPherson IS,
Denn PG, Pursell LM, Pursell AG. Some beneficial effects
of bracing and a search for prognostic indicators in
idiopathic scoliosis. Spine 1986;11: 779.
36. Yamauchi Y, Yamauchi T, Asaka Y. Prediction of curves
progression in idiopathic scoliosis based on initial
roentgenograms: A proposal of equation. Spine
1988;13:1258-1261.
37. Rowe DE, Bernstein SM, Riddick MF, Adler F, Emans JB,
Gardner-Boneau D. A meta-analysis of the efficacy of nonoperative treatment of idiopathic scoliosis. J Bone Joint Surg
1997;79A: 664-674.
38. Gavin TM, Patwardhan AG, Bunch WH, Gavin DQ, Levine
PD, Fenwick L. Principles and components of spinal
orthoses. En: Atlas of orthoses and assistive devices.
Golberg B, Hsu JD. Chapter 9. Mosby 1997. pp. 155-181.
39. Bunnell WP, MacEwen GD, Jayakumar S. The use of plastic
jackets in the non-operative treatment of idiopathic scoliosis.
J Bone Joint Surg 1980;62A: 31-38.
40. Veldhuizen AG, Cheung J, Bulthuis GJ, Nijenbanning G.
A new orthotic device in the non-operative treatment of
idiopathic scoliosis. Med Eng Phys 2002;24:209-218.
41. Climent JM, Reig A, Sánchez J, Roda C. Construction and
validation of a specific quality of life instrument for
adolescents with spine deformities. Spine 1995;
20(18):2006-11.
42. Climent JM, Bago J, Ey A, Perez-Grueso FJ, Izquierdo E.
Validity of the Spanish version of the Scoliosis Research
Society-22 (SRS-22) Patient Questionnaire. Spine 2005; 15;
30(6):705-9.
43. Bago J, Climent JM, Ey A, Perez-Grueso FJ, Izquierdo E.
The Spanish Version of the SRS-22 Patient
Questionnaire for idiopathic scoliosis. Spine 2004;
29(15):1676-80.
44. Gardner ADH, Burwell RG, Wozniak AP, MacPherson IS,
Denn PG, Pursell LM, Pursell AG. Some beneficial effects
of bracing and a search for prognostic indicators in
idiopathic scoliosis. Spine 1986;11: 779.
45. Emans JB, Kaelin A, Bancel P, Hall JE, Miller ME. The
Boston bracing system for idiopathic scoliosis. Follow-up
results in 295 patients. Spine 1986; 11: 792-801.
46. Willers U, Normelli H, Aaro S, Suensson O, Hedlund R.
Long-term results of Boston brace on vertebral rotation in
idiopathic scoliosis. Spine 1993;18: 432-435.
47. Katz D E , Durrani A A. Factors That Influence Outcome in
Bracing Large Curves in Patients With Adolescent
Idiopathic Scoliosis. Spine 2001;6:2354-2361.
48. Yrjönen T, Ylikoski M, Schlenzka D, Poussa M. Results of
brace treatment of adolescent idiopathic scoliosis in
Ortesis para las deformidades torácicas. Escoliosis y cifosis
8. Thulbourne T, Gillispie R. The rib hump in idiopathic
scoliosis. Measurement, analysis and response to treatment.
J Bone Joint Surg 1976;58B:64-71.
9. Aubin CE, Dansereau J, de Guise JA, Labelle H. Rib
cage-spine coupling patterns involved in brace treatament of
adolescent idiopathic scoliosis. Spine 1997;6:629-635.
10. Dikson RA. Conservative treatment for idiopathic scoliosis.
J Bone Joint Surg 1985;67B:176-181.
11. Agostini S, Tagliavoro G, Fabris D, Morumano S, Ferraro
C. Relationship between rib hump deformity and vertebral
rotatio in idiopathic scoliosis. Ital J Orthop Traumatol
1983;9:387-395.
12. Perdriolle R, Vidal J. Morphology of scoliosis: ThreeDimensional evolution. Orthopedics 1987;10:909-915.
13. Stokes IAF, Moreland MS, Pope MH, Cobb LC, Armstrong
JG. Correlation of back surface tomography with 3-D shape
in scoliosis. Proceeding of the 2nd International Conference
of Biomechanical measurement in Orthopaedic practice.
Oxford 1983.
14. Negrini S, Negrini A, Rainero G, Sibilla P, Santambrogio
C. Correlation between gibbosity and the spinal torsion
measurement by the AUSCAN system. En: Threedimensional analysis of spinal deformities. D’Amico M,
Mefolly A, Santambrogio GR, Eds. IOS Press Amsterdam
1995:279-283.
15. Perdriolle R, Vidal. Etude de la courbure scoliotique.
Importance de l’extension et de la rotation vertèbrale. Rev
Chir Orthop 1981;67:25-34.
16. Gignac D, Aubin CE, Dansereau J, Poulin F, labelle H. Étude
biomécanique de noveaux concepts de traitement orthotique
pour la correction 3D de la scoliose. Ann Chir 1998;52:795-800.
17. Chase AP, Bader DL, Houghton GR. The biomechanical
effectiveness of the Boston brace in the management of
Adolescent idiopathic scoliosis. Spine 1984;14:636-642.
18. Diméglio A. La croissance du thorax. La quatrième
dimension. En: La scoliose idiopathique. Diméglio A,
Hérisson Ch, Simon L Eds. Masson. París 1996:34-36.
19. Dickson RA. Spinal deformity. Adolescent idiopathic
scoliosis. Non operative treatment. Spine 1999;5:362-273.
20. Castro FP Jr. Adolescent idiophatic scoliosis, bracing and
the Hueter-Volkman principle. Spine 2003;3:180-185.
21. González Viejo MA, Catalán Esparducer MJ. Índice de
efectividad del tratamiento de la escoliosis idiopática
mediante el protocolo de ortetización de un servicio de
rehabilitación. TOI (Barc) 1999;12:83-98.
22. Dickson RA, Miller PA. Idiopathic scoliosis: Biomechanics
and biology. Eur Spine J 1996;5:362-273.
23. Nachemson A. Long term follow-up study of non-treated
scoliosis. Acta Orthop Scand 1968;39:466-476.
24. Nilssone U, Lundgren KD. Long term prognosis in
idiopathic scoliosis. Acta Orthop Scand 1968;39:456-465.
25. Reid L. Autopsy study of lungs in kyphoescoliosis. En:
Proceedings of a Symposium of scoliosis Action for the
Crippled Child Monography. Zorab PA Ed. London.
Academic Press 1965:71-77.
26. Branthwaite MA. Cardio-respiratory consequences of
unfused idiopathic scoliosis. Br J Disease of the Chest
1996;80:360-369.
27. Leong JCY, Lu WW, Luk KDK, Karlberg EM. Kinematics
of the chest cage and spine during breathing in healthy
individuals and in patients with adolescent idiophatic
scoliosis. Spine 1999;24:1310-1315.
28. Kehl DK, Morrissy RT. Brace treatment in adolescent
idiopathic scoliosis. An update on concepts and technique.
Clin Orthop 1988; 229: 34-43.
49.
50.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
51.
52.
53.
54.
55.
56.
57.
58.
59.
60.
61.
62.
63.
64.
65.
boys compared with girls: a retrospective study of 102
patients treated with the Boston brace. Eur Spine J.
2007;16:393-7.
Bassett GS, Bunnell WP, MacEwen GD. Treatment of
idiopathic scoliosis with the Wilmington brace. J Bone Joint
Surg 1986; 68A: 602-605.
Hanks GA, Zinner B, Nogi J. TLSO treatment of idiopathic
scoliosis. An analysis of the Wilmington jacket. Spine
1988;13: 626-629.
Guibal G, Pous JG. Le body jacket de Wilmington dans le
traitement des scolioses idiopathiques. En: La scoliose
idiopathique. Dimeglio A, Hérisson Ch, Simon L Ed.
Masson. Paris 1996:208-213.
Gabos PG, Bojescul JA, Bowen JR, Keeler K, Rich L.Longterm follow-up of female patients with idiopathic scoliosis
treated with the Wilmington orthosis. J Bone Joint Surg Am.
2004;86-A:1891-9.
Blount W, Moe J. The Milwaukee Brace. Ed Williams and
Wilkins. Baltimore 1980.
Durand H. Faut-il abandonner le traitement orthopédique de
la scoliose ?. Tesis doctoral. Toulouse 1988.
Salanova C, Celle Pouey M, Moreno P, Boulot J. Les
résultats lointains du corset de Milwaukee dans la
scoliose idiopathique. En: La scoliose idiopathique.
Dimeglio A, Hérisson Ch, Simon L.Ed. Masson. Paris
1996:226-233.
Katz DE, Richards S, Browne R, Herring JA. A comparison
between the Boston brace and the Charleston Bending
brace in adolescent idiopathic scoliosis. Spine
1997;2:21302-1312.
Trivedi JM, Thomson JD. Results of Charleston bracing in
skeletally immature patients with idiopathic scoliosis. J
Pediatr Orthop. 2001 May-Jun;21(3):277-80. Comment in:
J Pediatr Orthop. 2002 Jul-Aug;22(4):555; author reply
555.
Boulot J, Cahuzac JP, Clément JL, Gaubert J. Corset CTM.
Étude préliminaire. Résultats et indications thérapeutiques.
Ann Réadaptation Med Phys 1990;33: 291-301.
Rigo M. 3D Correction of trunk deformity in patients with
idiopathic scoliosis using Chêneau brace. En: Stokes I ed.
Research into Spinal deformities 2. Ed Amsterdam. IOS
Press 1999: 362-365.
Rigo M, Quera-Salvá G, Puigdevall N, Martínez M.
Retrospective results in immature idiopathic scoliotic
patients treated with a Chêneau brace. Stud Health Technol
Inform. 2002;88:241-245.
Pham VM, Houlliez A, Carpentier A, Herbaux B, Schill A,
Thevenon A. Determination of the influence of the Chêneau
brace on quality of life for adolescent with idiopathic
scoliosis. Ann Readapt Med Phys 2008;51:3-8.
Charlopain P, Biot B, Fauchet R. Le traitement orthopédique
Lyonnais: résultats à long terme (237 patients). Ann
Réadaptation Med Phys 1998;41: 147- 153.
González-Viejo MA, Dominguez M, Fernandez C, Tinoco J.
Tratamiento de las escoliosis combinadas mediante la
ortesis CCR. Estudio inicial. Rehab Fis 1991;2: 17-23.
González-Viejo MA, Perramón A, Domínguez M. Eficiencia a
medio plazo de un nuevo corsé (CCR) en el tratamiento de las
escoliosis idiopáticas. Rehabilitación (Madr) 1998; 32: 25-33.
Janicki JA, Poe-Kochert C, Armstrong DG, Thompson GH.
A comparison of the thoracolumbosacral orthoses and
Providence orthosis in the treatment of adolescent idiopathic
scoliosis: results using the new SRS inclusion and
assessment criteria for bracing studies. J Pediatr Orthop.
2007;27:369-374.
278
66. Bulthuis GJ, Veldhuizen AG, Nijenbanning G. Clinical
effect of continuous corrective force delivery in the nonoperative treatment of idiopathic scoliosis: a prospective
cohort study of the TriaC-brace. Eur Spine J
2008;17:231–239.
67. Gunzburg R, Gunzburg J, Wagner J, Fraser RD. Radiologic
interpretation of lumbar vertebral rotation. Spine 1991;16:
660-664.
68. Duval-Beaupére G. Rib hump and supine angle as a
pronostic factor for mild scoliosis. Spine 1992; 17:103-107.
69. Lenssinck MLB, Frijlink AC, Berger MJ, Sita MA BiermaZeinstra SMA, Verkerk K, and Arianne P Verhagen AP.
Effect of Bracing and Other Conservative Interventions in
the Treatment of Idiopathic Scoliosis in Adolescents: A
Systematic Review of Clinical Trials. Phys Ther. 2005;
85:1329-39.
70. Weiss HR .Is there a body of evidence for the treatment of
patients with Adolescent Idiopathic Scoliosis (AIS)?.
Scoliosis 2007, 2:19.
71. Dolan LA, Weinstein SL. Surgical rates after
observation and bracing for adolescent idiopathic scoliosis:
an evidence-based review. Spine 2007 Sep 1;32(19
Suppl):S91-S100.
72. Richards BS, Bernstein RM, D’Amato CR, Thompson GH.
Standardization of criteria for adolescent idiopathic scoliosis
brace studies: SRS Committee on Bracing and nonoperative
Management. Spine 2005 Sep 15; 30(18):2068-75;
discussion 2076-7.
73. Climent JM, Sanchez J. Impact of the type of brace on the
quality of life of adolescents with spine deformities. Spine
1999; 24:1903-1908.
74. Vasiliadis E, Grivas TB, Gkoltsiou K. Development and
preliminary validation of Brace Questionnaire (BrQ): a new
instrument for measuring quality of life of brace treated
scoliotics. Scoliosis. 2006; May 20;1:7.
75. Danielsson A. What impact does Spinal deformity
correction for adolescent idiopathic scoliosis make on
quality of life? Spine 2007; 32(19)suppl: S101-S108).
76. Scheuermann H.W: Kyphosis dorsalis juvenilis.
UgeskrLaeger 1920; 82:385-93.
77. Sorensen KH: Scheuermann’s Juvenile Kyphosis: Clinical
appearances, radiography, aetiology and prognosis.
Copenhagen: Munsksgaard; 1964.
78. Murray PM, Weinstein SL, Spratt KF. The natural history
and long-term follow-up of Scheuermann kyphosis. J Bone
Joint Surg [Am] 1993;75: 236-48.
79. Winter R. The treatment of spinal kyphosis. Int Orthop
1991;15:265-71.
80. Epps HR, Salter RB. Trastornos ortopédicos de la columna
cervical y el hombro. Edición Española Clin Pediatr N Am.
1996; 4: 857-67.
81. Leroux MA, Zabjek K, Simard G, Badeaux J, Coillard
C,Rivard Ch H. A non invasive Anthropometric
technique formeasuring kyphosis and lordosis. An
application foridiopathic scoliosis. Spine 2000; 25.13:
1689-94.
82. Bradford D. Vertebral osteochondrosis (Scheuermann’s
kyphosis). Clin Orthop 1980; 122:83-90.
83. Iemolo B. Seven criteria to treat Scheuermann’s disease.
Scoliosis 2007;2 (1S):S39.
84. Lowe TG. Sheuermann’s kyphosis. Neurosurg Clin N Am
2007;18(2):305-15.
85. Tribus CB. Scheuermann’s kyphosis in adolescents and
adults: diagnosis and management. J Am Acad Orthop Surg
1998; 6:36-43.
279
30
Ortesis para las deformidades torácicas. Escoliosis y cifosis
92. Labelle H, Dansereau J, Bellefleur C, Poitras B. Threedimensional effect of the Boston brace on the thoracic spine
and rib cage. Spine 1996; 21(1):59-64. Erratum in: Spine
1996 Apr 1; 21(7):890.
93. Gutowki WT, Renshaw TS.Orthotic results in adolescent
kyphosis. Spine 1988;13(5):485-9.
94. Cohí Riambau O, Ximeno L. En: Actualizaciones en técnica
ortopédica. Ed. Masson-Barcelona. 2001.
95. Lonstein JE. Orthotic treatment of spinal deformities. En:
American Academy of Orthopaedic Surgeons, Ed. Atlas of
Orthotics: CV Mosby. St. Louis; 1985; pp. 371-385.
96. Bradford DS, Moe JH, Montalvo FJ, et al. Scheuermann’s
kyphosis and roundback deformity: results of Milwaukee
brace treatment. J Bone Joint Surg [Am] 1974; 56:740-58.
97. Gavin T. The Etiology and Natural History of
Scheuermann’s Kyphosis. J Am Acad Orthop Surg 2003; 15
(4S):11-14.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
86. Schwend RM, Geiger J. Ortopedia ambulatoria:
padecimientos frecuentes e importantes. Edición Española.
Clin Pediatr N Am. 1998; 4:933-64.
87. Tachdjian MO. En:Ortopedia Pediátrica. Ed:
Interamericana. México. 1987. p. 446.
88. Bradford DS, Moe JH, Montalvo FJ, Winter RB.
Scheuermann’s kyphosis and round back deformity -results
of Milwaukee brace treatment. J Bone Joint Surg 1947; 56:
740-758.
89. Sachs B, Bradford D, Winter R, Lonstein J, Moe J,
Willson S. Sheuermann kyphosis. Follow up of
Milwakee-brace treatment. J Bones and Joint Surg 1987;
69(1):50-7.
90. Elias N, Gameiron VS, Enokibara RT, Gouveia BVF.
Cifosede Scheuermann: resultados precoces com o uso
docolete de Milwaukee. Rev. Brás Ortop 1990; 25: 229-234.
91. Montgomery SP, Erwin WE: Scheuermann’s kyphosis. Long
term results of Milwaukee brace treatment. Spine. 1981 ;6: 5-8.
31
Ortesis cervicales
Ramón Zambudio Periago
Las ortesis de columna se denominan según la zona de la
columna donde van a actuar. Algunas de estas ortesis tienen también nombre propio. Siguiendo la nomenclatura
anglosajona, que es la más utilizada en la bibliografía, las
ortesis de columna se pueden clasificar en:
tiene una gran movilidad flexoextensora, estando más limitada la flexión lateral y la rotación. Entre la primera y
la segunda vértebras cervicales se desarrolla el 50% de la
rotación en la columna cervical. Entre la segunda y la cuarta vértebras se producen los movimientos de flexión lateral
y rotación y entre la quinta y la sexta vértebras cervicales
es donde ocurre la mayor parte del movimiento de flexión
y extensión.
• Ortesis cervical: CO (Cervical Orthotics).
• Ortesis craneocervical: HCO (Head Cervical
ORTESIS DE COLUMNA CERVICAL
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CLASIFICACIÓN
Orthotics).
• Ortesis cervicotorácica: CTO (Cervical Thoracic
Orthotics).
• Ortesis dorsolumbar: TLO (Thoraco Lumbar
Orthotics).
• Ortesis dorsolumbosacra: TLSO (Thoraco
Lumbosacral Orthotics).
• Ortesis lumbosacra: LSO (Lumbosacral Orthotics).
• Ortesis cervicotoracolumbosacra: CTLSO (Cervical
Thoracic Lumbosacral Orthotics).
• Halo: HD (Halo Device).
La columna cervical es el segmento de mayor flexibilidad
de toda la columna. En el movimiento de la cabeza intervienen todas las vértebras de la columna cervical. La charnela formada por el occipital y la primera vértebra cervical
La función fundamental de las ortesis de columna cervical
es restringir la movilidad (v. tabla 31-1) y disminuir la presión sobre los discos intervertebrales al liberar parcialmente el peso cefálico [1]. La columna cervical está rodeada de
estructuras blandas (vasos, esófago y tráquea), lo cual dificulta la obtención de una buena inmovilización al no poder
ejercer presiones fuertes que podrían lastimarlas. Por otra
parte, la gran movilidad de todos los segmentos de la
columna cervical dificulta la restricción del movimiento.
Collarín blando
Está fabricado en espuma de poliuretano recubierto de una
funda de algodón y cerrado con un velcro posterior (v. figura 31-1A). Existen varias tallas que se aplicarán dependiendo del tamaño del cuello del paciente. Proporciona escaso
281
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Tabla 31-1 Inmovilización de las ortesis de columna cervical
Ortesis
Flexoextensión
Lateralización
Rotación
Promedio
Sin ortesis
100
100
100
100
Collarín blando
85
90
85
86
Collarín semirrígido
70
90
85
81
Collarín Filadelfia
35
45
50
43
Collarín Miami
35
35
45
38
Collarín Aspen
35
45
50
43
Minerva Miami
15
35
25
25
Minerva Aspen
15
40
30
28
Ortesis 4 barras
20
30
35
28
Somi
25
60
40
40
Minerva con corsé
14
15
15
14
Halo
8
7
2
6
A
B
soporte mecánico, da una sensación agradable de calor y
actúa como recuerdo para el paciente limitando muy poco
la movilidad (23): flexión (5%-15%), lateralización
(5%-10 %), rotación (10%-17%). Está indicado en el dolor
cervical acompañado de contractura y en el síndrome del
latigazo cervical, aunque no existe una evidencia clara
sobre la efectividad de estos tratamientos [2]. Tampoco se
conoce con certeza cuál es el tiempo idóneo de utilización
de los collarines blandos. En un estudio realizado sobre
pacientes con síndrome de latigazo cervical [3], a un grupo
se le prescribió el collarín durante dos días y a otro duran-
282
Figura 31-1 Ortesis cervicales. A. Collarín blando. (Por cortesía de Otto Bock.)
B. Collarín semirrígido. (Por cortesía de
EMO.)
te 10 días; en los resultados finales no se encontraron diferencias en los resultados obtenidos.
Collarín semirrígido sin apoyos
Está fabricado en polipropileno y formado por dos piezas regulables en altura con velcro (v. figura 31-1B). Los bordes superior e inferior están almohadillados. El cierre es posterior con
velcro. Consigue una limitación de la flexoextensión en un
10%-15%. Está indicado en el dolor cervical acompañado de
contractura, en el síndrome del latigazo cervical y tras usar
collarín rígido [1,4,5], como paso previo a el cuello libre.
Es una ortesis que se utiliza para lesiones más graves de la
columna cervical:
Ortesis craneocervicotorácicas
• Fusión cervical anterior.
• Discectomía anterior [5].
• Fractura de la segunda vértebra cervical tipo 1.
• Cuando existe sospecha de traumatismo cervical en un
paciente inconsciente.
• En las fracturas de cuerpo vertebral estables.
• En casos graves de síndrome de latigazo cervical [1].
• Después de la retirada de un halo de inmovilización.
• En las lesiones estables de los cuerpos vertebrales o
del aparato ligamentario que las rodea.
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El collarín rígido consigue un grado de inmovilización
muy superior a los anteriores al disponer de apoyos suplementarios en manubrio esternal, base del mentón, base del
occipital y base posterior del cuello.
Uno de los modelos más utilizados es el collarín de Filadelfia (v. figura 31-2A). Este collarín está confeccionado en
dos piezas de material plástico blando (una anterior y otra
posterior) unidas por un velcro, con refuerzos anteriores y
posteriores de plástico rígido para proporcionarle más firmeza. Para lavar el collarín se utiliza detergente suave y
agua fría. Para secarlo se debe colocar al aire sobre una
toalla.
Modelos de collarín similares a este, en cuanto a la forma y función, son: el collarín de Miami, el collarín de
Malibú y el collarín de Aspen. En la tabla 31-2 puede verse
A
B
También llamadas minervas, consiguen superar a los anteriores en grado de inmovilización [1]. Las más conocidas son:
la minerva tipo SOMI (Sternal-Occipital-MandibularInmobilizer) (v. figura 31-2B), el minerva de cuatro barras y
el collarín de Filadelfia con estabilizador de tronco.
El minerva tipo SOMI es una ortesis prefabricada disponible en varias tallas, que se adapta individualmente a
cada paciente. Está fabricado en aluminio maleable para
adaptarlo al paciente y forrado de material blando en las
zonas que contacta con la piel, con una placa anterior de
una forma especial para que pueda adaptarse a pacientes
de distinto sexo y que apoya sobre el esternón, y de la que
salen:
• Dos varillas metálicas que sujetan la placa de apoyo
occipital.
• Una pletina que sujeta el apoyo mandibular.
Tabla 31-2 Inmovilización de los collarines rígidos
Inmovilización
Filadelfia
Miami, Malibú, Aspen
Flexoextensión
65%-70%
50%-75%
Rotación
60%-65%
70%
Lateral
30%-35%
60%
Figura 31-2 Ortesis cervicales. A. Collarín de Filadelfia. (Por cortesía de Otto
Bock.) B. Minerva SOMI. (Por cortesía de
EMO.)
283
31
Collarín rígido
un estudio comparativo sobre el grado de inmovilización
que consigue cada uno de ellos.
El collarín de Miami se compone de una estructura de
dos piezas fabricadas en polietileno con un almohadillado
en la zona de contacto con el cuello. La pieza anterior
tiene una abertura por si fuera necesaria una traqueotomía. Se le puede añadir una extensión torácica para inmovilizar lesiones situadas entre C6 y D2. Está disponible en
varias tallas y la estructura de polietileno se puede moldear con calor para conseguir una mejor adaptación al
paciente.
Está fabricado en polipropileno y consta de dos piezas
regulables en altura mediante alargaderas metálicas y un
apoyo suplementario en mentón y opcional en base del
occipital. Los bordes superior e inferior están almohadillados. El cierre es posterior con velcro. Inmoviliza la flexoextensión un 15%-25%. Está indicado en el dolor cervical
acompañado de contractura, y después de utilizar collarín
rígido [1,4,5].
Ortesis cervicales
Collarín semirrígido con apoyos
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Tabla 31-3 Inmovilización de las ortesis craneocervicotorácicas
Inmovilización
Somi
4 barras
Collarín con prolongación
Flexoextensión
70%-75%
80%
85%
Lateralidad
35%
55%-80%
60%
Rotación
60%-65%
70%
70%-75%
• Dos tirantes metálicos que pasan por encima de los
hombros y se unen a unas cinchas que a su vez se
anclan en la placa esternal. Los dos apoyos, esternal y
occipital, se pueden regular y además se les puede
añadir un dispositivo de apoyo frontal para retirar el
apoyo mentoniano en el momento de la comida para
que pueda realizar la masticación sin dificultad.
El minerva de Filadelfia consiste en un collarín de Filadelfia al que se le añaden dos prolongaciones a nivel esternal
y dorsal, consiguiendo así aumentar la inmovilización.
Los minervas controlan muy bien la flexión en C1-C2 y
C2-C3. Un estudio comparativo sobre la inmovilización
que consiguen los distintos tipos de minervas se puede
observar en la tabla 31-3 [6].
Las indicaciones de los minervas son: inestabilidad
atloaxoidea en la artritis reumatoide, fracturas estables de
cuerpos vertebrales cervicales y dorsales altos y fractura
del arco neural en C2.
Halo
Es una ortesis que consigue una inmovilidad de la columna
cervical casi completa [2,5]. La flexoextensión queda limitada en un 90%-96%; la lateralización, en un 92%-96%, y
la rotación, en un 98%-99%. Se compone de un soporte
adaptado a los hombros y al tórax, del que parten cuatro
tornillos distractores fabricados en carbono para ser compatible con la exploración con resonancia magnética (RM).
La fijación en el cráneo se realiza con anillo que portan
cuatro tornillos de fijación a la calota craneal. Antes de su
colocación es necesaria una pequeña intervención quirúrgica para fijar los tornillos en el cráneo en las zonas frontal
y parietooccipital. En los niños, al ser más fina la calota
craneal, no se pueden poner los tornillos de fijación, por lo
que existe un halo especial pediátrico (Lerman noninvasive pediatric halo system) que sujeta el cráneo mediante un
dispositivo especial.
284
El halo está indicado en:
• Fracturas tipo I y II de la 2.ª vértebra cervical.
• Fracturas del atlas con ruptura del ligamento
transverso.
• Fracturas del arco neural en la 2.ª vértebra cervical.
• Después de la artrodesis cervical.
• Después de una resección tumoral con inestabilidad de
columna.
• Después de una lesión medular cervical con fractura
inestable.
• Fracturas inestables de columna cervical hasta D3.
• Inicialmente en fracturas de odontoides.
Su uso se prolongará durante 3 meses, que es el tiempo que
transcurre hasta la formación del callo óseo.
BIBLIOGRAFÍA
1. Salvador S, Juan J, Montoto A, Figueroa J. et all. Ortesis en
los traumatismos cervicales: clasificación y aspectos
prácticos. Médula espinal 1995;4:275-82.
2. Benzel EC, Hadden TA, Saulsbery CM. A comparison of
the Minerva and halo jacket for stabilization of the cervical
spine. J Neurosurg 1989;70:411-414.
3. Dehner C, Hartwig E, Strobel P, Scheich M, Schneider F, Elbel
M, Kinzl L, Kramer M. Comparison of the relative benefits of 2
versus 10 days of soft collar cervical immobilization after acute
whiplash injury. Arch Phys Med Rehabil 2006; 87:1423-7.
4. Person L, Carlsson CA, Carlsson J. Long-lasting cervical
radicular pain management with surgery, physiotherapy or a
cervical collar. Spine 1997;22:751-58.
5. Johson RM, Owen JR, Hart Dl, Callahan RA. Cervical
orthoses. Clinical orthopaedics and Related Research
1981;154:34-45.
6. Zambudio R. Manual SERMEF de rehabilitación y medicina
física. En: Sánchez I, Ferrero A, Aguilar JJ, Climent JM,
Conejero JA, Flórez MT et al. Madrid, Panamericana, 2006;
191-197.
32
Ortesis dorsolumbares
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Ramón Zambudio Periago
La columna es una estructura compuesta por una serie
de elementos óseos rígidos (vértebras) y elementos flexibles (discos intervertebrales, ligamentos y músculos).
A efectos anatómicos se divide en tres secciones: cervical, dorsal y lumbar. La columna debe ser a su vez resistente y elástica. La sección correspondiente a la columna dorsal es la menos móvil, tiene tres componentes de
movilidad: flexoextensión, rotación y movimiento lateral. El movimiento de flexión es mucho más amplio que
el de extensión, y el movimiento lateral aumenta al ir
descendiendo en altura, al contrario de lo que ocurre
con el movimiento de rotación. La columna lumbar tiene
muy poco movimiento de rotación, y los movimientos
de flexión y extensión son mucho más amplios.
FUNCIÓN DE LAS ORTESIS
DORSOLUMBARES
Las funciones que tienen las ortesis dorsolumbares son:
• Control del movimiento más o menos intenso
dependiendo de la ortesis que utilicemos. Con
esto conseguiremos disminuir el dolor y
favorecer la cicatrización de las estructuras
lesionadas.
• Mejorar la alineación de la columna, intentando
mantener siempre la cifosis fisiológica dorsal y la
lordosis lumbar.
• Reducir las presiones sobre los discos intervertebrales.
• Corrección de las deformidades del raquis.
El tratamiento con ortesis siempre va a ser temporal y
acompañado de otro tipo de terapia: fisioterapia, medicación o cirugía.
Ninguna ortesis consigue una inmovilización completa
del raquis debido a que no podemos actuar directamente
sobre la columna, sino que las ortesis presionan sobre
estructuras adyacentes, generalmente partes blandas.
Las ortesis de tronco pueden tener efectos secundarios:
molestias al utilizarlas, osteopenia secundaria, atrofia muscular cuando se utilizan mucho tiempo, disminución de la capacidad pulmonar, aumento del gasto energético con la marcha,
a veces lesiones en la piel, compresiones nerviosas, dificultad
para ponerlas y quitarlas, dependencia física y psicológica.
Las ortesis dorsolumbares pueden ser prefabricadas o
confeccionadas a medida. Las prefabricadas existen en distintas tallas y se debe intentar buscar la más cercana a las
medidas del paciente. Cuando la morfología del paciente se
sale de las normas estándar será necesario fabricarla a
medida. Algunas ortesis, por sus propias características,
han de fabricarse siempre a medida.
285
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Las ortesis dorsolumbares actúan sobre la zona lumbar, dorsal baja y sacroilíaca. Atendiendo a su biomecánica, las podemos clasificar en: ortesis flexibles (también
llamadas fajas), ortesis semirrígidas (que tienen algún
refuerzo posterior o lateral) y ortesis rígidas (lumbostatos
y corsés).
Aunque la gran mayoría de pacientes sienten alivio de
sus molestias de espalda al colocarse una ortesis [1,2,3], se
desconoce con precisión el mecanismo de acción de las
mismas.
en la Clínica Mayo se pudo comprobar que en las lumbalgias aumenta el error de reposición y que este mejora al
colocar una ortesis [8]. Esta podría ser la explicación de
por qué los pacientes que padecen dolor de espalda se sienten mucho más seguros al colocarse una ortesis lumbar: al
mejorar la propiocepción consiguen un mejor control de
sus movimientos.
MECANISMO DE ACCIÓN DE LAS ORTESIS
DORSOLUMBARES
• Atrofia muscular producida por la limitación de la
Existen diversas teorías para explicar cómo actúan las
ortesis dorsolumbares. La teoría más antigua lo explica por
el aumento de presión abdominal que se produce al llevar
una ortesis dorsolumbar. Este aumento de presión ocasiona
a nivel abdominal el mismo efecto que si inflamos un cilindro neumático, es decir, aumenta su rigidez y limita parcialmente la movilidad de la columna. Este aumento de
presión produce una fuerza distractora que actúa a nivel
de la columna, al presionar por un lado sobre el suelo pélvico inferiormente y por otro sobre la cara inferior del diafragma a nivel superior. Con este efecto distractor parece
que se consigue disminuir la presión que soportan los discos intervertebrales [3,4].
Una segunda teoría se basa en la limitación de la movilidad [6,7] que producen estas ortesis. Esta restricción,
dependiendo del modelo, puede variar entre un 30% y un
50%. Con esta limitación se sustituye en parte la función
de los músculos extensores del tronco, consiguiendo secundariamente una relajación de los mismos. Al relajarse los
músculos erectores del tronco se produce una disminución
de las fuerzas de compresión a nivel de columna lumbar y,
secundariamente, una disminución de la presión intradiscal. Todo esto logra disminuir el espasmo muscular provocado para proteger la zona dañada de la columna.
Otros efectos beneficiosos de las ortesis dorsolumbares
son debidos al aumento de la temperatura en la zona y,
posiblemente, al efecto placebo que producen estas ortesis
y un dudoso efecto de micromasaje.
Más recientemente existe una teoría nueva para explicar el efecto beneficioso de las ortesis lumbares: el aumento
de la sensibilidad propioceptiva [7]. En la actualidad,
muchos programas de rehabilitación de la espalda van
encaminados a mejorar la propiocepción por la idea de que
la sensibilidad propioceptiva está disminuida en el dolor
de espalda.
Es conocido que las vías propioceptivas informan de la
posición y del movimiento en el espacio del sistema musculoesquelético. Se dice que existe un «error de reposición»
cuando existe dificultad para reconocer la orientación del
cuerpo en el espacio. En la actualidad existen aparatos que
nos miden el «error de reposición» que se produce con los
movimientos de columna. En una investigación realizada
286
EFECTOS NEGATIVOS DE LAS ORTESIS
LUMBARES
actividad muscular del tronco [9,10], aunque algunos
autores no están de acuerdo con esta afirmación [3].
• En ocasiones, lesiones de la piel por el roce o
reacciones alérgicas.
• A veces cierta dependencia psicológica.
ORTESIS DORSOLUMBARES FLEXIBLES
Ortesis sacroilíaca
Consiste en una pequeña faja que rodea la pelvis. Posteriormente presiona sobre el sacro y ambas zonas glúteas,
lateralmente pasa entre las espinas ilíacas anterosuperior
y anteroinferior, y ventralmente presiona sobre la zona
suprapúbica. Actúa disminuyendo la movilidad de las articulaciones sacroilíacas. Está indicada en las sacroileítis
dolorosas.
Faja lumbosacra
Actúa sobre el segmento (L1-S1). Existen distintos modelos prefabricados disponibles en varias tallas. Abarca dorsalmente la región lumbosacra y por la parte anterior el
abdomen bajo desde las últimas costillas flotantes hasta la
sínfisis del pubis. El cierre es anterior con sistema autoadhesivo tipo velcro. En función del material con el que
están fabricadas producen un efecto inmovilizador más o
menos intenso.
• Faja tubular: es la más ligera, está fabricada en
material elástico sin cierre anterior.
• Faja lumbosacra elástica (v. figura 32-1A): es un poco
más consistente, tiene una abertura anterior cerrada
con velcro y está fabricada en material elástico, a
veces con refuerzos para darle más consistencia.
• Faja semirrígida (v. figura 32-1B): está reforzada en la
zona lumbosacra con varillas metálicas moldeables o con
una placa rígida de plástico moldeable para darle más
capacidad de inmovilización; es posible quitarle los
refuerzos posteriores para que pase a ser una faja elástica.
• Cinturón dorsolumbar: también llamado lumbostato
laboral; puede estar fabricado en tela o en cuero
resistente; actúa sobre los últimos discos lumbares y la
charnela lumbosacra. Al ser más corto que las fajas
anteriores, no limita tanto la movilidad y permite así
32
Figura 32-1 Fajas: A. Faja lumbosacra
fl exible. (Por cortesía de Otto Bock.)
B. Faja lumbosacra semirrígida. (Por cortesía de Otto Bock.) C. Faja dorsolumbar
flexible. (Por cortesía de Orliman.) D. Faja
dorsolumbar semirrígida. (Por cortesía de
Orliman.)
C
realizar trabajos pesados y actividades deportivas.
Actúa sobre todo aumentando la presión abdominal e
indirectamente disminuye las presiones intradiscales.
Faja dorsolumbar
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
B
Ortesis dorsolumbares
A
Actúa sobre el segmento D8-L5. Esta faja cubre una zona
más amplia de la columna, llegando hasta los ángulos inferiores de las escápulas posteriormente y cubriendo las últimas costillas anteriormente; se complementa con dos cinchas que abrazan los dos hombros, continuando por debajo
de las axilas, permitiendo una pequeña fijación de los mismos en extensión, ayudando de esta forma a controlar el
movimiento en la región dorsal alta. Igualmente se dispone
de la faja dorsolumbar elástica (v. figura 32-1C) y la semirrígida reforzada posteriormente por varillas metálicas o de
plástico (v. figura 32-1D).
D
columna lumbosacra. Existen estudios clínicos contradictorios sobre la efectividad de las ortesis lumbares en el
dolor de espalda. Un ensayo clínico realizado por Oleske
[11] concluye que los trabajadores que sufren dolor lumbar,
si utilizan fajas consiguen una reincorporación más rápida
al trabajo. Hasta la fecha actual no existe evidencia científica que soporte esta terapia [12,13].
ORTESIS DORSOLUMBARES RÍGIDAS
Las ortesis dorsolumbares rígidas están fabricadas en tela
o lona reforzadas con materiales más rígidos, como el plástico o el metal. Limitan la movilidad más que las fajas y
existen dos modelos, los lumbostatos y los corsés.
Lumbostato Knigh
Normas de utilización de las fajas
Es conveniente llevar debajo de la faja una camiseta de
algodón para absorber el sudor y evitar posibles reacciones
alérgicas.
El lavado de la faja debe hacerse a mano con agua fría y
jabones neutros.
Deben retirarse en posición de decúbito.
Es conveniente realizar algunos ejercicios de potenciación lumboabdominal para evitar atrofia muscular.
Se compone de una estructura rígida posterior y otra flexible anterior o peto que realiza la presión abdominal. La
estructura rígida se compone de:
• Dos barras horizontales situadas una inferior a nivel
Indicaciones de las fajas
del sacro y otra superior a nivel dorsal bajo (2 cm por
debajo del ángulo de la escápula).
• Dos barras verticales paralelas situadas a ambos lados
de la columna lumbar.
• Dos barras laterales verticales situadas a nivel de la
línea media axilar.
Las fajas se prescriben en las lumbalgias y lumbociáticas
que no ceden con reposo y/o tratamiento médico y en
la profilaxis en profesiones o deportes que sobrecargan la
Esta estructura rígida puede estar fabricada en plástico o
metal.
287
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
fracturas de cuerpos vertebrales. En estos pacientes se utilizarían al principio el modelo lumbostato y después se
quitarían algunos elementos para dejarla más flexible como
una faja. Esta ortesis tiene la ventaja de que no son necesarias dos prescripciones de lumbostato y faja.
El lumbostato Chairbak es muy similar, la única diferencia es que en este último faltan las dos barras laterales
situadas en la línea axilar media.
La restricción del movimiento se realiza en el segmento
vertebral L1-L4 , actuando parcialmente sobre la flexoextensión y el movimiento lateral, pero no limita los movimientos de rotación a nivel lumbar. Al faltarle las barras
laterales, el lumbostato Chairbak no limita los movimientos laterales.
Las indicaciones más comunes son: en la inmovilización después de laminectomia lumbar y cuando existe
dolor lumbar resistente a las fajas semirrígidas.
Marco de Jewett
Está construido en aluminio forrado con material blando.
La parte anterior forma una especie de marco (por eso su
nombre) con una zona superior que se apoya en el manubrio esternal, una zona inferior que se apoya en la zona
suprapúbica y dos barras laterales que descienden lateralmente por la línea axilar media. Dorsalmente consiste en
una placa almohadillada que va unida con una pieza graduable a las dos barras verticales. El borde superior de
esta placa queda aproximadamente a 2-3 cm de las escápulas y el borde inferior alcanza la zona lumbar (v. figura 32-2C).
El marco de Jewett limita el movimiento de flexión de
la columna entre D6 y L1 y parcialmente el movimiento
lateral, pero no actúa sobre los movimientos de extensión
y de rotación. Tampoco actúa sobre las vértebras lumbares por debajo de L1. Está indicado en las fracturas por
aplastamiento (no osteoporóticas) [15,16,17,18,19] y en la
inmovilización después de la estabilización quirúrgica de
fracturas en columna dorsolumbar. Está contraindicada
por no conseguir una inmovilización suficiente en las
fracturas de columna que afectan a los tres pilares: anterior, medio y posterior, y en las fracturas por aplastamiento superiores a D6.
Lumbostato Taylor
Esta ortesis es más alta, alcanzando la columna dorsal
mediante la prolongación de las dos barras posteriores del
lumbostato Knigh y dos cintas que rodean la cara anterior
de los hombros y las axilas. En cambio, no dispone de las
barras laterales. Por tanto, esta ortesis consigue limitar la
movilidad de flexoextensión a nivel lumbar y dorsal mientras la movilidad lateral y la rotación están limitadas.
Lumbostato Knigh-Taylor
Este lumbostato es una fusión de los dos anteriores (v. figura 32-2A), consiguiendo controlar el movimiento de la
columna dorsal y lumbar. Controla parcialmente la flexión,
extensión y flexión lateral. Controla muy poco la rotación.
Está indicado en las fracturas de cuerpos vertebrales lumbares y torácicos [14] por debajo de D6.
Lumbostato Williams
Corsé de extensión en tres puntos
o cruciforme
Se utiliza poco en la práctica clínica. Limita la extensión
pero no la flexión mediante las articulaciones situadas en las
barras laterales. Realiza una acción deslordosante mediante
la presión de una cincha abdominal. Está indicado en: espondilolistesis y espondilólisis y en aquellas circunstancias en
las que necesitemos deslosar la columna lumbar. No se debe
utilizar nunca en las fracturas vertebrales.
Es parecido al anterior. Se compone de un apoyo en manubrio esternal unido a un apoyo suprapúbico mediante una
pletina graduable en longitud y una placa posterior que se
une a la pletina anterior por unas correas graduables
(v. figura 32-2B). Biomecánicamente este corsé actúa
mediante un sistema de tres fuerzas que actúan en sentido
opuesto y provocan una hiperextensión de la columna.
Estas fuerzas operan a nivel del manubrio esternal, pubis y
zona dorsal media.
El corsé cruciforme limita la flexión entre D6 y L1. No
limita las rotaciones ni el movimiento lateral. Está indicado
en las fracturas del cuerpo vertebral lumbar entre D6 y L1 y
Ortesis dorsolumbosacras mixtas
Son unas ortesis modulares de aparición más reciente que
permiten la adaptación de más o menos elementos dependiendo del grado de inmovilización que se pretenda. Pueden ejercer el efecto de un lumbostato o una faja dependiendo de los módulos que coloquemos. Están indicados en
A
288
B
C
Figura 32-2 Ortesis dorsolumbares rígidas. (Por cortesía de EMO.) A. Lumbostato
Knigh-Taylor. B. Corsé cruciforme. C. Marco de Jewett.
Esta ortesis tiene por objetivo estabilizar y realinear la
columna lumbosacra. Su fabricación requiere la toma de un
molde de escayola y posterior rectificación del positivo
obtenido. Se fabrica en material termoplástico de 4 mm
(polietileno, alkatene), con un forro interior blando de plastazote, y la abertura suele hacerse por delante con cierres
de velcro. Limita todos los movimientos de la columna
mucho más que los corsés vistos anteriormente [20].
El borde inferior llega hasta la sínfisis del pubis (se debe
vigilar que en la posición sedente no moleste en la cara
anterior de los muslos). El borde superior se queda a 2 cm
de las escápulas.
Este es un corsé de contacto total, sobre todo el tronco,
aplicando fuerzas sobre toda la superficie de contacto,
limitando la movilidad de la columna lumbar en los planos frontal y sagital. La limitación de la flexoextensión se
consigue mediante un sistema combinado de fuerzas en
tres puntos: zona glútea, espalda (debajo de las escápulas)
y zona abdominal. Este último apoyo en la zona abdominal consigue aumentar la presión abdominal descargando
los discos intervertebrales lumbares. Aunque parcialmente, también limita los movimientos de rotación a nivel
lumbar.
Está indicado en:
• Los aplastamientos vertebrales por osteoporosis o
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
metástasis.
• Después de la cirugía de columna.
• En las fracturas inestables en el tramo de columna
comprendido entre D3 y L3.
• Escoliosis lumbares dolorosas.
• Espondilitis infecciosas.
• Escoliosis paralíticas.
Normas de utilización de las ortesis
dorsolumbares rígidas
Con estos corsés se intenta evitar fundamentalmente el
movimiento de flexión de la columna. Dependiendo de la
gravedad de la lesión, será conveniente utilizarlos también
en la cama.
En cualquier caso, las ortesis se deben de poner antes de
colocarse en bipedestación. Cuando están fabricadas en
material termoplástico deben lavarse diariamente con agua
y jabón.
No se deben utilizar cremas o lociones debajo del corsé
porque podrían producir una maceración de la piel.
Se debe utilizar una camiseta de algodón debajo de la
ortesis.
Se debe aflojar la presión abdominal después de comer
para facilitar la digestión.
1. Ahlgren SA, Hansen T. The use of lumbosacral corsets
prescribed for low back pain. Prosthet Orthot Int
1978;2:101-4.
2. Alaranta H, Hurri H, Compliance and subjetive relief by
corset treatment in chronic low back pain. Scand J Rehabil
Med 1988;20:133-6.
3. Van Poppel MN, De Looze MP, koes BW et al. Mechanisms
of action of lumbar supports: a systematic review. Spine
2000;25:2103-13.
4. Rohlmann A, Bergmann G, Graichen F, Neff G. Braces do
not reduce loads on internal spinal fixation devices. Clin
Biomech 1999;14:97-102.
5. Axelsson P, Jonson R, Stromquist B. Effect of lumbar
orthosis on intervertebral mobility. A Roentgen
stereophotogrammetric analysis. Spine 1992;17:678-81.
6. Tuong NH, Dansereau J, Maurais G, Herrera R. Threedimensional evaluation of lumbar orthosis effects on spinal
behavior. J Rehabil Res Dev 1998;35:34-42.
7. McNair PJ, Heine PJ, Trunk propioception: enhancement
trough lumbar bracing. Arch Phys Med Rehabil
1999;80:96-9.
8. Newcomer K, Laskowski E, Yu B, Larson D, An K.
Repositioning Error in Low Back Pain: Comparing
Trunk Repositioning Error in Subjects With
Chronic Low Back Pain and Control. Spine
2000;25:245-50.
9. Cholewicki J, Juluru K, Radebold A, et al. Lumbar spine
stability can be augmented with an abdominal belt and/or
increased intrabdominal pressure. Eur Spine J
1999;8:388-95.
10. Lavender SA, Shakeel K, Andersson GB, Thomas JS.
Effects of a lifting belt on spine moments and muscle
recruitmens alter unexpected sudden loading. Spine
2000;25:1569-78.
11. Oleske DM, Lavender SA, Andersson GB, Kwasny MM.
Are back supports plus education more effective than
education alone in promoting recovery from low back pain?
Results from a randomized clinical trial. Spine 2007;
32:2050-7.
12. Pope M, Phyllips R, Haugh L, Hsich CH, Mac Donald L,
Haselman S. A prospective randomized three-week trial of
spinal manipulation, transcutaneous muscle stimulation,
massage and corset in the treatment of subacute low back
pain. Spine 1994;22:2571-77.
13. Jellena P, Tulder M, Poppel M, Nachemson A, Bouter L.
Lumbar supports for prevention and treatment of low back
pain. Spine 2001;26:377-78.
14. Knight RQ, Stornelli DP, Chan DP, Devanny JR.
Comparison of operative versus nonoperative
treatment of lumbar burst fractures. Clin Othop
1993;293:112-21.
15. Chow GH, Nelson BJ, Gebhard JS, Brugman JL. Funtional
outcome of thoracolumbar burst fractures managed with
hiperextension casting or bracing and earling mobilization.
Spine 1996;21:2170-5.
16. Cantor JB, Lebwohl NH, Garvey T, Eismont FJ.
Nonoperative management of stable thoracolumbar burst
fractures with early ambulation and bracing. Spine
1993;18:971-6.
17. Mumford, J Weinstein JN, Spratt KF, Goel VK.
Thoracolumbar Bursa fractures. The clinical efficacy and
outcome of nonoperative management. Spine
1993;18:955-70.
289
32
Ortesis dorsolumbosacra rígida:
corsé de sostén, body jacket, TLSO
BIBLIOGRAFÍA
Ortesis dorsolumbares
en cifosis de pacientes con osteoporosis [14,15,16,17,18,19].
Está contraindicado en las fracturas que afectan a los tres
pilares de la columna y en las fracturas por compresión en
pacientes osteoporóticos.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
18. Reid DC, Hu R, Davis LA, Saboe LA. The nonoperative
treatment of burst fractures of thoracolumbar juntion.
J Trauma 1988;28:1188-94.
19. Shen WJ, Shen YS. Nonsurgical treatment of three.column
thoracolumbar junction Bursa fractures without neurologic
déficit. Spine 1999;24:412-5.
290
20. Zambudio R. Manual SERMEF de rehabilitación y medicina
física. En: Sánchez I, Ferrero A, Aguilar JJ, Climent JM,
Conejero JA, Florez MT et al. Madrid, Panamericana, 2006;
191-197.
33
Ortesis
para deformidades
craneales
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Jesús Salcedo Luengo
INTRODUCCIÓN
ANATOMÍA DEL CRÁNEO DEL RECIÉN
NACIDO
Una deformidad craneal es una alteración morfológica que
se produce en algunos bebés que han sufrido o sufren sobre
su cráneo la acción mecánica de una fuerza externa. Se
denomina deformidad craneal posicional o postural.
Existe otro tipo de deformidad craneofacial de origen
congénito, conocida como craneoestenosis, consecuencia
del cierre prematuro, o sinostosis, de una o varias suturas
de la bóveda craneal, la base del cráneo y la cara.
La incidencia de la craneoestenosis es del 1 por 20003000 recién nacidos, mientras que la plagiocefalia posicional se manifiesta en el 12%-13% de recién nacidos [1,2,3].
Costa [4] propone la siguiente clasificación de las deformidades craneales.
La estructura craneal del feto se origina a partir de una
membrana fibrosa que se va osificando en diversos puntos
para formar los huesos que constituirán el cráneo. Estos
están unidos por conexiones fibrosas no osificadas que
reciben el nombre de suturas [5]. Permiten al cráneo del
feto comprimirse cuando atraviesa el canal del parto y crecer cuando el cerebro se desarrolla y la presión intracraneal
aumenta.
El cráneo del bebé está formado por nueve huesos: dos
frontales, dos parietales, un occipital, dos temporales y un
esfenoides (v. figura 33-1).
Las suturas más importantes son: la sagital, situada en
la línea media, entre los huesos parietales; la sutura coronal, entre el hueso frontal y los huesos parietales; la sutura
lamboidea, entre los huesos parietales y el occipital; la
sutura metódica, entre los dos huesos frontales en la parte
anterior y media del cráneo.
Al no estar terminada la osificación en el recién nacido,
las zonas blandas donde convergen varios huesos reciben
el nombre de fontanelas, cuyo número normalmente es de
seis.
En la línea media se encuentra la fontanela mayor o
bregmática, donde convergen los dos huesos frontales y los
dos parietales. En el recién nacido tiene forma romboidea,
• Posicional.
• Estenótica no sindrómica, que a su vez se subdivide:
en simple y compleja.
• En la simple se incluyen: escafocefalia, plagiocefalia
coronal, trigonocefalia y plagiocefalia lambdoidea.
• Estenótica sindrómica, en la que se incluyen algunos
síndromes como el de Apert, Crouzon, etc.
• Secundarias: mucopolisacaridosis, trastornos
del metabolismo del Ca, hematológicos,
farmacológicos, etc.
291
Cráneo del recién nacido
7
1
2
8
9
3
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
10
4
Figura 33-2 Escafocefalia.
5
6
11
Figura 33-1 1. Hueso frontal. 2. Fontanela mayor. 3. Sutura temporoparietal. 4. Sutura sagital. 5. Fontanela menor. 6. Occipital.
7. Sutura metópica. 8. Sutura coronal. 9. Parietal. 10. Temporal.
11. Sutura lambdoidea.
midiendo de delante atrás 4-5 cm y transversalmente
2,5-4 cm. Se cierra a los 2 años de edad.
La fontanela posterior, llamada fontanela menor o lambdoidea, corresponde al punto de unión de los parietales con
el occipital. Es un pequeño espacio triangular, que al nacimiento o en unos meses posteriores se oblitera.
Las funciones del cráneo son proteger el cerebro,
los ojos y los oídos. También proporciona inserciones a los
diversos músculos que mueven los ojos, la mandíbula y la
cabeza.
CRANEOESTENOSIS
El cierre prematuro (craneosinostosis) de una sutura da origen a una deformidad característica.
Para comprender la patogenia de la craneoestenosis, se
debe recordar que los huesos craneales crecen perpendiculares a las suturas que forman.
Cuando una sutura se cierra prematuramente, los huesos
pasan a crecer paralelos a ella, siguiendo la ley de Virchow [6]. El ejemplo más claro que describiera por primera vez este autor es la sinostosis de la sutura parietal, que
da lugar a un cráneo alargado anteroposteriormente
(v. figura 33-2).
Figura 33-3 Trigonocefalia.
Escafocefalia
La sinostosis de la sutura sagital da lugar a un cráneo alargado y estrecho. Es la más frecuente de las estenosis y en
un 6% puede ser familiar.
No produce hipertensión intracraneal y es, por tanto, un
problema estético.
Craneoestenosis simples
Braquicefalia
Se produce por el cierre de toda la sutura coronal en ambos
lados. El cráneo no puede crecer en el sentido anteroposterior y queda acortado. La frente está aplanada y ensanchada y las órbitas tienen el aspecto de «órbitas de arlequín».
Trigonocefalia
La sinostosis de la sutura metópica origina una frente estrecha y triangular (v. figura 33-3).
Plagiocefalia
Se origina por el cierre de la sutura coronal en un lado. Es
una craneoestenosis asimétrica, apreciándose aplanamien-
292
Craneoestenosis complejas
El cierre de varias suturas da lugar a la oxicefalia. La cabeza es muy alargada y de forma cónica. En la turricefalia, la
cabeza crece con forma de torre por predominio de fusión
de la sutura coronal. Ambas formas son situaciones graves
en las que no hay compensación del crecimiento craneal,
provocándose una situación de serio compromiso del desarrollo cerebral.
Craneoestenosis sindrómicas
Agrupan una serie de síndromes poliformativos, conocidos
algunos de ellos como acrocefalosindactilias y otros como
acrocefalias.
El síndrome de Apert se caracteriza por un cierre prematuro de la sutura coronal, lo que da lugar a una braquicefalia. Se asocia a malformaciones de manos y pies, fundamentalmente sindactilias (unión de los dedos). Cursa con
hipertensión intracraneal, hipertelorismo y retraso psicomotor (v. figura 33-5).
Existen otras acrocefalosindactilias, como el síndrome
de Crouzon (disostosis craneofacial), que presenta sinostosis de varias suturas, lo que origina una braquicefalia o una
turricefalia. Se asocia con hipertelorismo, exoftalmos,
frente prominente y nariz ganchuda, protusión mandibular,
sordera de transmisión y nasofaringe de pequeño tamaño.
Diagnóstico
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
El diagnóstico precoz es fundamental para poder realizar
un tratamiento exitoso.
Algunas deformidades craneales son evidentes al nacer
y un pediatra con experiencia realizará un diagnóstico pre-
Figura 33-4 Esquema de plagiocefalia posicional con forma romboidal (izquierda). Esquema de una plagiocefalia anterior estenótica de forma trapezoidal (derecha).
Tratamiento
El tratamiento de la craneoestenosis es quirúrgico, a realizar entre los 3 y 6 meses de edad en pacientes con sinostosis metópica, coronal o lambdoidea. Debe realizarse antes
de los 3 meses si la sinostosis es sagital, y muy precozmente, en las dos primeras semanas de la vida, cuando el bebé
padece una craneoestenosis sindrómica con cierre múltiple
de suturas [7].
Dos principios conforman el tratamiento: el primero es
corregir los defectos estéticos y el segundo permitir el desarrollo normal del cerebro y las estructuras faciales [8].
Las técnicas quirúrgicas pueden ser suturectomías, craneoplastias o craneostomías entre otras, acompañadas de
reposicionamientos óseos de otras zonas del cráneo [9].
Para conseguir una morfología lo más normal posible, en ocasiones se colocan microplacas u otros sistemas de fijación para evitar que se desplacen los huesos
cortados [6,7].
Figura 33-5 Síndrome de Apert, intervenido quirúrgicamente,
protegido el cráneo por un casco protector (año 1982).
293
33
ciso y diferencial entre una craneoestenosis o una plagiocefalia posicional. Hay cabezas deformadas en el nacimiento que no son el resultado de una sinostosis, sino de
una posición fetal anormal, como veremos más adelante.
En un lactante, cuando en vez de palpar las suturas
como pequeñas depresiones se encuentran elevaciones más
o menos claras (crestas) y no se palpan, o se palpan de
tamaño muy reducido, las fontanelas, el pediatra debe sospechar.
Aparte de una historia clínica lo más completa posible,
la cabeza del niño debe examinarse desde todos los ángulos y deben medirse los parámetros antropométricos para
evaluar la gravedad de la deformidad.
Debe examinarse también la orientación y alineamiento
de los pabellones auriculares, la simetría de la cara y el
control y posicionamiento de la cabeza.
El TAC (tomografía axial computarizada) es el método
más fiable para diagnosticar la fusión prematura de una
sutura (v. figura 33-6).
Una vez establecido el diagnóstico de craneoestenosis,
o ante la duda, el niño debe pasar lo antes posible a manos
de un neurocirujano pediátrico, que decidirá las pruebas
diagnosticas pertinentes y la intervención quirúrgica a
realizar.
Ortesis para deformidades craneales
to del lado afecto y abombamiento de la frente en el lado
sano. Se acompaña a veces de alteraciones faciales. Es la
verdadera plagiocefalia anterior (v. figura 33-4).
El cierre de una hemisutura lambdoidea da lugar a un
aplanamiento occipital y frontal de ese lado, junto con una
protrusión occipitomastoidea y un desplazamiento posterior del pabellón auricular.
En el lado sano se produce un abombamiento frontal y
occipital. Esta es la plagiocefalia posterior, muy rara de ver.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
El problema actual consiste en que en un plazo de tiempo relativamente breve, de unos 15 años, las deformidades
craneales posicionales, principalmente el aplanamiento
posterior o plagiocefalia, han aumentado exponencialmente [12]. La Academia Americana de Pediatría relacionó
este aumento con la prevención postural en decúbito supino, del síndrome de la muerte súbita del lactante que se
producía en los bebés que dormían boca abajo. La iniciación del programa Back to Sleep, recomendando que los
niños durmieran de espaldas o de lado, hizo disminuir
rápidamente las muertes en un 40%, mientras que las
deformidades craneales aumentaron proporcionalmente [13,14,15].
La posición citada, el tiempo diurno que los niños permanecen en «carritos», «cochecitos» o «sillitas», e incluso los
juegos de los papás con los niños en decúbito supino exponen al bebé a desarrollar una plagiocefalia posicional [16].
Tipos de deformidad craneal posicional
Figura 33-6 TAC craneal en el que se ve claramente la desaparición de la hemisutura coronal derecha y las modificaciones del
cráneo, en especial la órbita derecha.
Las técnicas endoscópicas en los niños menores de
3 meses, acompañadas de una ortesis craneal protectora o
incluso correctora, se muestran muy eficaces [10] (v. figura 33-7).
Nunca se deben utilizar ortesis craneales antes de la
cirugía.
El término plagiocefalia se refiere a la cabeza con un aplanamiento unilateral del occipital, un adelantamiento del
pabellón auricular y un abultamiento de la frente del mismo lado. Puede coexistir con grados diversos de asimetría
facial. La continua presión en la zona occipital obliga a
todos los huesos del mismo lado a trasladarse hacia delante, creando un cráneo en forma de rombo (v. figura 33-8).
El término braquicefalia posicional se refiere a una
cabeza corta y ancha, con la zona posterior aplanada. La
frente se encuentra abombada y la bóveda craneal posterior
está incrementada en altura (v. figura 33-9).
La escafocefalia se refiere a un cráneo alargado y estrecho. Los niños prematuros que por su estado hipotónico
tienden a estar de lado en la incubadora, desarrollan fácilmente este tipo de deformidad. Son los niños que los pediatras americanos denominan «NICU babies» (Neonatal
Intensive Care Unit).
Etiología de las deformidades craneales
posicionales
DEFORMIDADES CRANEALES
POSICIONALES
Las deformidades craneales han existido siempre y en
muchos casos se han producido intencionadamente con
resultados predecibles [11].
Ya hemos dicho que la causa de las deformidades craneales
de este tipo se encuentra en fuerzas externas que actúan
sobre el cráneo en crecimiento. Estas fuerzas pueden producirse antes y después del parto.
Las deformidades prenatales se producen por la acción
del útero sobre el feto o por la acción de la pelvis sobre la
Figura 33-7 Escafocefalia intervenida con
técnica endoscópica y tratada con ortesis
craneal activa. Resultado excelente.
294
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Figura 33-9 Braquicefalia posicional, gran altura de la bóveda
craneal e índice craneal por encima del 78%.
cabeza del feto. La disminución del espacio intrauterino en
el embarazo múltiple o gemelar es frecuente [17].
Fetos grandes (macrosomía), cabeza grande del feto o
pelvis pequeña de la madre no son más que un problema
entre continente y contenido.
Posiciones anormales durante el embarazo, como la
presentación de cara y frente o posición transversa, pueden dar lugar a deformidades de la cara y el cráneo. En
algunos niños en presentación de nalgas pueden originar
una escafocefalia.
En estos casos, la constricción uterina impide que el feto
pueda adoptar la posición fetal.
El oligohidramnios (líquido amniótico disminuido)
puede hacer que el útero presione excesivamente sobre el
tórax con hipoplasia pulmonar, compresión de cara y cráneo e incluso metatarsus adductus.
El encajamiento prematuro con expulsión prolongada
durante el parto, puede dar lugar a un gran hematoma y
aplastamiento craneal que afortunadamente se resuelven
bien, en un par de semanas, después del parto.
Malformaciones de la columna cervical tales como el
síndrome de Klippel-Feil o escoliosis congénitas se
acompañan de asimetrías faciales y deformidades craneales.
Las plagiocefalias posnatales son mucho más frecuentes
que las anteriores, debidas a causas muy constantes. Ya
hemos señalado anteriormente que el decúbito supino con
apoyo del occipucio hacia un lado conduce al aplanamiento craneal [15].
Clínica
Cuando una deformidad se presenta en el nacimiento como
consecuencia de una constricción prenatal o de un parto
prolongado, el bebé se acostumbrará a dormir sobre la zona
aplanada, y resistirá cualquier cambio postural que se
intente realizar, por lo cual muchos de ellos, a pesar de los
esfuerzos de los padres, continuarán con su asimetría craneal e incluso la aumentarán [21].
En la mayoría de los casos, los bebés nacen con buena
morfología craneal, pero la posición «boca arriba» mientras duermen, como recomiendan los programas «back to
sleep», originan aplanamiento posterior del cráneo. Si el
bebé tiene tendencia a dormir apoyando la cabeza en oblicuo, se establecerá un aplanamiento occipital lateral.
El uso y abuso de sillas y cochecitos infantiles, tan
cómodos que los bebés permanecen en ellos la mayor parte del día, son una importante ayuda en la formación de la
plagiocefalia [22].
Figura 33-10 Tortícolis congénito ligero.
295
33
Ortesis para deformidades craneales
Figura 33-8 Plagiocefalia posicional derecha con aplanamiento
del occipucio y adelantamiento del pabellón auricular con abombamiento de la frente en el mismo lado.
El tortícolis congénito está presente en el 70%-85% de
las plagiocefalias [18] y tiene lugar en el parto o hasta los
2 meses de edad. Se teoriza también sobre la posibilidad
que las restricciones intrauterinas puedan producir un
acortamiento del músculo esternocleidomastoideo [16]
(v. figura 33-10).
Los casos de tortícolis con tumor o contractura fibrosa
en el esternocleidomastoideo inician y agravan la plagiocefalia [19].
En la mayoría de las plagiocefalias asociadas a tortícolis
congénitos tienen un músculo blando, suave no tirante y
libre de masas. Desconocemos si la limitación de giro
y lateralidad en estos casos es previa o secundaria a la
deformidad [20].
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Diagnóstico
La historia clínica, la inspección y palpación del cráneo y
cara buscando cualquier asimetría, las medidas antropométricas correspondientes, junto con las pruebas de imagen, nos conducirán al diagnóstico (v. tabla 33-1).
Teniendo en cuenta la frecuencia con que el tortícolis
congénito acompaña a la plagiocefalia posicional, concederemos mucha atención a la exploración del cuello.
Se observará que estos bebés tienen limitación de la
rotación activa de la cabeza hacia el lado contrario del occipucio aplanado. Los movimientos laterales serán desiguales en cada lado [23].
Es importante el análisis de la situación de las órbitas, de
los arcos ciliares y de la región cigomática. Cualquier alteración de la simetría del cráneo y de la cara debe ser valorada
cuando se explora la cabeza, de frente, desde atrás, desde los
lados y sobre todo desde arriba. Es importante realizar las
fotografías correspondientes con soporte digital.
Al menos se tomarán cinco medidas antropométricas
para documentar la forma de la cabeza y el grado de asimetría (v. figura 33-11).
• Circunferencia de la cabeza obtenida en el ecuador por
encima de las cejas y paralela al suelo.
• Medida diagonal derecha. Distancia de la diagonal
desde el arco frontocigomático derecho al área
parietooccipital contralateral.
• Medida diagonal izquierda. Distancia diagonal desde
el arco frontocigomático izquierdo al área parieto
occipital contralateral.
• Anchura craneal. Medida en la zona más ancha del
cráneo en los puntos más próximos al oído (punto
eurión a punto eurión).
• Longitud craneal. Medida en la zona más larga del
cráneo desde el punto intermedio entre las cejas al
occipital.
El índice craneal se establece dividiendo la anchura craneal por la longitud craneal y multiplicando por 100. La
medida normal es de 78%-80%.
Los parámetros a valorar son la edad del niño y el grado
de deformidad leve, moderada o grave según las medidas
adaptadas por las diversas publicaciones y que se evalúan
en milímetros para los casos de plagiocefalia (diferencia
entre las medidas de la diagonal mayor y menor y medidas
del índice craneal establecidas para el resto de las deformidades [4].
Tratamiento
Se iniciará el tratamiento inmediatamente de establecer el
diagnóstico y se prolongará durante los 3 o 4 primeros
meses de la vida del bebé.
Lo primero que se debe intentar es la corrección del
tortícolis para prevenir que el bebé continúe descansando
sobre la zona de aplanamiento craneal. Para ello se realizarán estiramientos del músculo esternocleidomastoideo
afecto. Se enseñará a los padres los dos ejercicios principales [24].
Lo normal es realizar los estiramientos, 15 veces por
sesión, coincidiendo con el cambio de pañales [22].
Junto con los ejercicios se debe acostumbrar al bebé a
dormir en la posición correcta, en la cuna y en el cochecito
de paseo, evitando en lo posible toda presión sobre la zona
aplanada. Es necesario posicionar la cabeza hacia el lado
contrario al habitual del niño mientras duerme. Si es una
braquiocefalia, el niño tendrá que dormir con la cabeza
una vez hacia un lado y otra hacia el lado contrario [16].
Cuando el bebé está despierto, se le situará en decúbito
prono y se le estimulará con ruidos, juguetes o luces para
que extienda la cabeza y la gire de un lado hacia el otro.
No siempre es fácil que los bebés acepten los cambios
de posición al dormir, incluso cuando están boca abajo.
Los padres deben armarse de paciencia y resistir a los llantos de queja.
Tabla 33-1 Evaluación de las deformidades craneales
Diagnóstico
Leve
Moderado
Grave
Plagiocefalia
0-10 mm
10-20 mm
+20 mm
Escafocefalia
70%-80%
60%-70%
–60%
Braquiocefalia
80%-90%
90%-100%
+100%
Figura 33-11 Medidas de la circunferencia del cráneo y anteroposterior.
296
CLASES DE ORTESIS CRANEALES
Ortesis pasivas o estáticas
Diseñadas para proteger el cráneo, se asemejan al primitivo casco de Clarren. Suelen estar manufacturadas en serie,
aunque las protectoras posquirúrgicas se manufacturan
según medidas individuales y aun en ellas se pueden aplicar los principios correctores biomecánicos.
Ortesis activas
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Son las que se manufacturan especialmente para cada
paciente, aplicando en ellas los principios biomecánicos
expuestos anteriormente. Habitualmente, estas ortesis
Figura 33-12 Ortesis activa. Obsérvese el grosor del foam y las
prolongaciones anterolaterales contactando sin presionar.
Figura 33-13 El borde anterior desciende hasta las cejas. La zona suboccipital
debe estar perfectamente moldeada.
297
33
dejan sin cubrir la parte superior del cráneo, por lo que
también reciben el nombre de «bandas».
Hay empresas especializadas en la manufactura de ortesis craneales, según las medidas y dirección de un técnico
ortésico preparado y capacitado por dichas casas.
Una ortesis bien hecha no es sinónimo de buen resultado. La ortesis craneal es dinámica y hay que reformarla
según avanza el tratamiento, para lo cual se requiere un
técnico con experiencia, práctica y capacitación.
La ortesis craneal consta de una almohadilla interior de
foam de polietileno de 12 mm de grosor y una capa exterior
de copolímero de 4 mm. Para una mejor adaptación va
abierto a un lado con un cierre de velcro (v. figura 33-12).
La zona superior puede ir más o menos abierta, pero
nunca más allá del 50% de las medidas AP y ML (v. figura 33-12).
Por delante llega hasta las cejas y por detrás hasta la
zona proximal del cuello, estando perfectamente adaptado
a la zona suboccipital (v. figura 33-13).
Ortesis para deformidades craneales
Si pasados 3 o 4 meses no se ha obtenido el resultado esperado, se hará una reevaluación de la deformidad craneal. Si
esta es moderada o grave y no es una craneosinostosis, se
procederá a prescribir una ortesis craneal correctora.
Se puede afirmar que si las cosas se hacen bien en estos
primeros meses, la posibilidad de prescribir una ortesis
craneal no llega al 10% de todas las deformidades craneales [4].
El tratamiento ortésico de la plagiocefalia posicional
fue introducido por el cirujano Sterling Clarren [25], que
en 1979 publicó el primer trabajo al respecto.
Sentó la hipótesis de que si una presión plana sobre un
cráneo en crecimiento deformaba y aplanaba la zona de apoyo, de la misma forma, el apoyo de un cráneo aplanado sobre
una superficie cóncava haría que la presión intracraneal y el
crecimiento del cerebro empujaran la colota craneal hacia la
superficie cóncava remodelando así el cráneo.
Los principios biomecánicos de las ortesis craneales
actuales se basan en que estas crean espacios para permitir el crecimiento de las partes deprimidas, mientras que
el contacto con las zonas abombadas impide su crecimiento. La simetría de las ortesis conduce a la simetría
del cráneo. En suma, la ortesis craneal no altera el crecimiento craneal, sino su dirección, aprovechando el crecimiento expansivo del cerebro del niño y la presión
intracraneal.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Figura 33-14 Resultado normal, cuando
el tratamiento ortésico se inicia no más
allá de los 4 meses.
Figura 33-15 Caso grave de braquicefalia bien resuelto.
Se ajustará alrededor de los pabellones auditivos, a los
que protegerá pero no rozará, y las extensiones antero y
posterolaterales contactarán sin presionar [26].
Para controlar el desarrollo del cráneo se deben tomar
todas las medidas antropométricas en cada revisión.
RESULTADOS
INDICACIONES Y USO DE LAS ORTESIS
CRANEALES
Las ortesis están indicadas en niños de 4 a 9 meses, tiempo
en que el crecimiento craneal es más rápido.
Cuanto mayor es el niño, menos posibilidades tiene de
corregirse la deformidad. Tanto es así que más allá de los
18 meses es poco útil su uso. Las ortesis, como ya hemos
avanzado, no están indicadas en las craneoestenosis no intervenidas quirúrgicamente, ni en los cráneos con hipertensión
intracraneal. Por último, y como recordatorio, nunca se adaptará una ortesis a un niño menor de 3 meses de edad.
La primera semana debe ser de acostumbramiento,
empezando por horas alternas y llegando al final de la
semana a 23 horas. En este período el casco no tiene que
estar muy ajustado.
Al principio de la segunda semana, el técnico ortésico
revisará la adaptación de la ortesis y los puntos de presión,
si los hubiere.
A partir de la tercera semana se puede revisar cada 2 o
3 semanas y de urgencia si se producen sobre el cráneo
presiones indebidas.
En cada revisión debe observarse la cabeza del niño y
comprobar que no hay erosiones en las zonas de contacto,
ni falta de pelo, que nos dará una idea de la presión, tanto
en las zonas prominentes como en las aplanadas. Si se produce erosión se rebajará el foam en la zona correspondiente de la ortesis para darle más amplitud. En algunos casos
será necesario hacer rellenos de foam dentro de la ortesis.
298
La utilidad tanto de los métodos profilácticos antes de los
4 meses de edad, como de las ortesis craneales, está suficientemente demostrada en la bibliografía consultada tanto
para las deformidades craneales posicionales, como para
complementar los resultados de la cirugía en la craneoestenosis [18,19,20,22,24,25].
El 80% de estas deformidades craneales pueden ser
mejoradas, si se utilizan los medios ortésicos apropiados,
en el momento adecuado [16] (v. figuras 33-14 y 33-15).
Posiblemente estas cifras puedan mejorarse en un futuro
próximo. Se requerirá una unificación de criterios entre los
pediatras de asistencia primaria respecto al tratamiento de
la plagiocefalia postural. Es indispensable un diagnóstico
lo más precoz posible y remitir de urgencia el bebé al especialista más adecuado (neurocirujano infantil) salvando
listas de espera prolongadas [27].
BIBLIOGRAFÍA
1. Panero A Hernández A, Dorado MJ, García C. Plagiocefalia
sin sinostosis y posición durante el sueño. Rev. Ped Aten
Prim. 1999; 1 (4): 553-559.
2. Peitsh WK, Keefer CH, La Brie RA, Mulliken Jb. Incidence of
cranial asymetry in the newborns. Pediatric. 2002; 11(6): 72
3. Boere-BooneKamp MM, Van Der Kinden Kuiper LT.
Positional preference in infants and follow-up after two
years. Pediatrics 2001; 107:339-343
4. Costa JM. Craneoestenosis y plagiocefalias. Incidencia y
clasificación de las anomalías craneofaciales. Comunicación
7.
8.
9.
10.
11.
12.
13.
14.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
15.
299
33
6.
16. Deanna Fish M S, C P O, Dulcey LIMA Co, OTR/L. An
Overview of Positional Plagiocephaly and Cranial remolding
Orthoses. J P O, 2003; 15:2:37-45.
17. Littlefield TR, Kelly KM, Pomato JK, Manwaring KH,
Beals SP. Multiple-birth infanth at higher risk for
development of deformational plagioceplaly/ Pediatrics
1999; 103: 565-569
18. Clarren SK. Plagiocephaly and torticolis: etiology,
natural history and helmet treatment J. Pediatry 1981; 98;
91-95.
19. Binder H. Eng G. Gaiser J F, Koch B. Congenital muscular
torticolis: results of of conservative management with longterm, follow-up in 85 cases. Arch. Phys. Medical Rehab.
1987; 68:222-225.
20. Pinyot. M.D. Plagiocefalia. Com: http:www.Plagiocefalia.
com
21. Pollak IF, LoskenHW, Fasick P. Diagnosis and management
of posterior plagiocephaly: Pediatrics. 1997; 99: 180-185.
22. Lima D. Ortesis craneal correctora. Ponencia EfmoOrthomerica. WWW. Orthomerica.com.
23. Cheng JCY, Tang SP, Cen TMK, Wong MWN, Wong EMC.
The clinical presentation and out come of treatment of
congenital muscular torticollis in infants. A study of 1086
cases J. Pediatric. Surg. 2000; 35: 1091-1096.
24. Emery C. The determinants of treatment duration for
congenital muscular torticollis. Phys ther 1994;
74:921-929.
25. Clarren S, Smith D, Hanson J. Helmet treatment for
plagiocephaly and congenital muscular tortícolis.J Pediatric
1979; 94(1):43-46.
26. Sorensen Aaron J, Phillips Melody R. Obtaining a Positive
Model for cranio facial Deformities. An Empire Review of
Casting Procedures JPO. 2004, 16, (45) P. 39-42.
27. Costa JM. Informe de la Jornada de Consenso sobre
deformidades craneales, 20 de octubre 2006. Hospital de
San Joan de Deu. Barcelona.
Ortesis para deformidades craneales
5.
personal. Jornadas de consenso sobre Deformidades
craneofaciales. Aula de Pediatría del Hospital San Juan de
Deu. Universidad de Barcelona, 20 de octubre 2006.
Testut L., LaTarjet A. Tratado de Anatomía Humana.
Tomo I. Salvat Editores, 1951.
Virchow. Locus citatum. Guerrero. Fernández J, Guerrero
Vázquez J., «Craneosinostosis». http://aeped.es//
infofamilia//temas//cranenosinostosis. Htm.
Texas Pediatric Surgical Associates. Craneosinostosis. http://
www.pedisurg.com/spanish Pedisug/sp-Craneosinostosis.htm
Neurosg. Información al paciente. Malformaciones
craneofaciales. http:www.neurorgs.com/inf/Pediatric/malfor.
Craneo, asp
Mulliken JB,Wander Woude DL, Hansen M, La Brie RA,
Scott RM. An analysis of Posterior Plagiocephaly:
Deformational versus Synostotic. Plastic y Reconstructive
Surgery 1999; 103(2)371-380(1990).
David F. Jiménez, MD, Constance M. Barone, M.D.
Endoscopy-Asisted Wide Vertex Craniotomy, Barral-Sleve
Osteotomies, and Postoperative Helmet Molding Therapy in
the Early Management of Sagittal Suture Craneosinostosis.
Neurosurg. Focus 9 (3) 2000.
Gerszten PC, Gerszten E. Intentional craneal deformation.
A disappearing fom of self-mutilation. Neurosurgery. Sept.
1995;37(3):374-381.
Kane AA. Mitchell LE, Craven KP, Marsh JL. Observations
on a recent increase in plagiocephaly without synostosis.
Pediatrics; 1996; 97:877-885.
AAP Task Force on Infant Positioning and SIDS. Paediatrics
1992; 89:1120-1126
AAP Task Force on Infant Sleep Position and sudden Infant
Death Syndrome: Implication for Infant Sleeping.
Environment and Sleep Position. Pediatrics: 105(3) 650-656.
Davis BE, Moon RY, Sach HC, Ottoleni MC. Effects of
sleep position on infant motor development. Pediatrics 1998;
102: 1135-1140.
34
Ayudas para la marcha
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Ramón Zambudio Periago
Su uso se describe por primera vez en la historia en el
año 2380 a. C. en una imagen donde aparece representada una persona que utiliza un bastón con apoyo en la
axila.
Las ayudas para la marcha son necesarias cuando una
persona no puede realizar la marcha sin ayuda debido a la
presencia de dolor, falta de equilibrio, inestabilidad o
parálisis. Esta ayuda puede ser, a veces, una persona cercana, familiar o amigo. Para no tener que depender de
otra persona se prescriben las ayudas técnicas para la
marcha.
La pérdida parcial o total de la utilización de uno o
ambos miembros inferiores obliga a la persona afecta a
recurrir a los miembros superiores. Se puede decir que la
función principal que tienen las ayudas para la marcha es
prolongar los miembros superiores hasta el suelo, con lo
que se consigue aliviar la carga soportada por uno o los
dos miembros inferiores de forma parcial o completa [1,2].
Al mismo tiempo, las ayudas para la marcha aumentan
la información sensitiva que recibe el paciente, al conseguir dos, tres o cuatro puntos de contacto con el suelo, y
mejorando sensiblemente el equilibrio y la seguridad en la
marcha.
Por último, también tienen una función de propulsión y
freno durante la marcha.
¿QUÉ MUSCULOS INTERVIENEN
EN EL CONTROL DE LAS AYUDAS
PARA LA MARCHA?
Es importante conocer los músculos que participan en el
control de las ayudas para la marcha, para potenciarlos, en
el caso de que sean deficitarios, en los pacientes que van a
necesitar este tipo de ayuda. Los más importantes son:
• Flexores de dedos. Se utilizan para sujetar bien la
empuñadura.
Extensores
de muñeca. Son importantes para
•
mantener la muñeca estable cuando las manos
soportan el peso del cuerpo.
Extensores
de codo (tríceps braquial). En las muletas
•
axilares, pero sobre todo en los bastones canadienses,
ejercen la función de soporte del peso corporal. Sin
tríceps es imposible realizar la marcha con bastones
canadienses o muletas axilares.
Pectoral
mayor y menor. Tienen una función
•
importante, sobre todo en las muletas axilares, para
mantener la muleta pegada al tórax.
Dorsal
ancho. Cuando se realiza la marcha pendular
•
en lesiones medulares de nivel superior a D12 va a ser
este el músculo que tira del tronco y extremidades
inferiores para elevarlos del suelo.
301
CLASIFICACIÓN DE LAS AYUDAS
PARA LA MARCHA
Las ayudas de marcha se pueden clasificar en fijas y móviles.
Dentro de las fijas están los pasamanos y las barras paralelas,
y como móviles (v. figura 34-1) disponemos de andadores,
muletas axilares, bastones canadienses y bastones de mano.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Pasamanos
Son barras de apoyo sujetas a una pared o al suelo. Se suelen utilizar en escaleras, rampas o en lugares públicos
cuando existe algún obstáculo en el suelo que puede provocar una caída a los viandantes.
Barras paralelas
Se componen de cuatro barras verticales sobre las que se
colocan dos pasamanos. Pueden ser de madera o metálicas.
Según su estructura, las barras paralelas podemos clasificarlas en: fijas, móviles, plegables y regulables en altura y
anchura. La ventaja más importante es que proporcionan
una gran seguridad y, por tanto, facilitan el control del
equilibrio; sin embargo, tienen el inconveniente de que
ocupan mucho espacio. Está indicada su utilización en
pacientes ancianos o con gran minusvalía física y al
comienzo de la marcha en pacientes con necesidad de prótesis o grandes aparatos de marcha.
Andadores
Tienen cuatro pies de apoyo o patas y dos empuñaduras
que deben quedar aproximadamente a la altura del trocánter mayor. La estructura puede ser de acero, aluminio o
hierro. Proporcionan una amplia base de sustentación,
aportando una gran seguridad a sus usuarios.
Clasificación
Se pueden clasificar en: fijos o plegables; articulados o no,
con ruedas o sin ruedas.
Andador sin ruedas. Son ligeros de peso, con la posibilidad de regular la altura. Para su utilización es necesario que
el usuario tenga la suficiente fuerza en miembros superiores
para levantarlo y desplazarlo.
A
302
B
C
D
Andador plegable. Es igual que el anterior pero con la
ventaja de que se puede plegar cuando no se utiliza para
que ocupe menos espacio en la casa.
Andador con ruedas. El apoyo sobre el suelo lo hace por
medio de dos o cuatro ruedas. Los de cuatro ruedas son más
inestables y se requiere un buen control para su utilización.
Generalmente se usan con dos ruedas delanteras y dos apoyos traseros en forma de contera; para realizar el desplazamiento los apoyos traseros resbalan sobre el suelo.
Andador articulado. Este modelo está articulado en los
soportes anteriores y permite ejecutar un modelo de marcha más fisiológico al facilitar el avance con el miembro
inferior y el superior contralateral al mismo tiempo.
Andador con apoyo en antebrazo y con ruedas. Está
indicado en pacientes que no son capaces de soportar la
carga sobre sus manos por dolor (mano reumática), por
falta de fuerza para realizar el agarre o en los que tienen
un flexo de codo superior a 30º. En estos casos tenemos
que recurrir a los antebrazos como zona de soporte de la
carga, quedando los codos con un ángulo de 90º.
Andador con apoyo axilar y con ruedas. Como en el
caso anterior, se utiliza en manos debilitadas o dolorosas
y cuando queremos conseguir un mejor control del equilibrio ya que este modelo arropa mucho mejor al paciente.
Andador con asiento (v. figura 34-1D). Es un complemento que llevan algunos andadores para permitir sentarse cuando el paciente se encuentra cansado. Este modelo
proporciona un radio de acción mucho más amplio al
usuario.
Andadores con frenos. Algunos andadores que se utilizan para salir fuera del domicilio por superficies con pendientes deben llevar frenos para un mejor control. Los
frenos son parecidos a los de una bicicleta y están situados en ambas empuñaduras.
Andadores infantiles. En los niños los andadores tienen
unas características similares a los adultos, solamente
cambia el tamaño. Existe un modelo de andador infantil
sin retroceso (v. figura 34-2), con una estructura cerrada
por detrás y abierta por delante. Las ruedas traseras tienen un dispositivo que permite el avance del andador,
pero no el retroceso, para evitar caídas.
Figura 34-1 Ayudas para la marcha.
A. Bastón canadiense. B. Muletas axilares. C. Bastón de mano. D. Andador con
asiento.
Las ventajas de la muleta axilar son:
Las indicaciones son las mismas de los bastones canadienses.
Figura 34-2 Andador infantil sin retroceso.
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Ventajas e inconvenientes de los andadores
Tienen como ventajas: una amplia base de sustentación que
proporciona una gran estabilidad [3]; el permitir la descarga de hasta el 50% del peso corporal, y la posibilidad de
sentarse.
Los inconvenientes más importantes son: un uso limitado casi exclusivamente al interior de la casa, la dificultad
para su utilización en escaleras, terreno irregular o espacios estrechos, la adquisición de un esquema de marcha
anómalo que es difícil modificar después y, por último, que
su uso requiere igualdad motriz en miembros superiores.
Bastón canadiense
Al bastón canadiense (v. figura 34-1A) se le conoce también como bastón inglés, bastón de codo o bastón de Lofstrad. Puede fabricarse en aluminio, acero o carbono. Se
compone de los siguientes elementos:
Indicaciones de los andadores
Pacientes con equilibrio deficiente y marcha insegura.
Poliartrosis. Edad avanzada. En niños ortetizados o protetizados que comienzan la marcha. Debilidad muscular
acompañada de insuficiencia cardiorrespiratoria. Parkinson. Ataxia.
Muleta axilar
Permiten realizar la marcha repartiendo el apoyo entre las
axilas, el tronco y las manos (v. figura 34-1B). Pueden estar
fabricados de aluminio, acero o madera. Los más utilizados son los de aluminio al ser más ligeros de peso.
Se componen de: un apoyo axilar, que debe estar bien
almohadillado para evitar compresiones nerviosas a
nivel de la axila; el ancho del apoyo axilar debe ser entre
15 a 20 cm. El resto de los componentes son una empuñadura, dos tubos de soporte que en la parte inferior
finalizan en uno, con un sistema telescópico para ajustar
la longitud.
Figura 34-3 Marcha con muletas axilares.
303
Ayudas para la marcha
cercana al 80%.
• La estabilidad y el control del tronco para el paciente
también es más fácil porque, además del apoyo axilar,
tiene un apoyo en ambos lados del tórax
(v. figura 34-3) y el agarre que le da una sensación de
seguridad superior a las otras ayudas de marcha al
tener tres puntos de contacto con el cuerpo [4].
• Es posible tener las manos libres durante la
bipedestacion permitiendo realizar actividades
manuales sin soltar las muletas.
• La marcha pendular se realiza con más facilidad que con
los bastones canadienses. Sin embargo, tiene también
grandes inconvenientes. El más importante es la
posibilidad de que aparezcan lesiones nerviosas en el
plexo braquial y de que aparezcan también lesiones
vasculares al mismo nivel [5,6], y son mas pesados que
los bastones y menos estéticos que los bastones
canadienses.
34
• Permiten una mayor descarga del peso corporal
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
• Abrazadera de antebrazo. Sirve para ayudar a la
descarga y a la propulsión y da estabilidad a la
muñeca. En algunos modelos tiene una articulación
basculante hacia atrás para poder soltar los bastones
cuando se necesitan las dos manos, quedando estos
sujetos a los antebrazos por las abrazaderas.
• Brazo. Es la porción que une la abrazadera con la
empuñadura. En algunos modelos tiene la longitud
regulable. Tiene un ángulo de inclinación de 30º sobre
la vertical.
• Empuñadura. Es la zona de agarre con la mano del
bastón. Puede ser de forma cilíndrica o anatómica para
adaptarse mejor a la mano. Existen protectores blandos
que se pueden acoplar a la empuñadura para hacer la
marcha más confortable, sobre todo a los que usan los
bastones durante gran parte del día.
Caña.
Sirve para transmitir la carga que soporta el
•
bastón al suelo. Puede ser fija o regulable en longitud
para adaptar la altura del bastón a la altura del paciente
o en el caso de los niños para ir alargando conforme va
creciendo en altura.
• Contera. Consiste en un elemento de caucho colocado
al final de la caña que sirve para amortiguar el impacto
sobre el suelo del bastón y como sistema
antideslizante. Existen conteras especiales que se
adhieren mejor al suelo para evitar caídas; otras
conteras con una superficie de apoyo más amplia
sirven para caminar con bastones por la arena de la
playa y otras con clavos para utilizarlos por la nieve.
Ventajas
e inconvenientes. Consiguen una descarga
•
máxima del 40%-50% del peso corporal; la ambulación
es fácil y segura; son menos pesados que las muletas.
Los inconvenientes son: la posibilidad, aunque más
remota que en las muletas, de que aparezcan lesiones
nerviosas como la neuropraxia del cúbito [7,8]. Para su
uso se requiere un buen control del tronco.
da se puede ajustar cortando la longitud; en algunos modelos
se puede regular con un sistema de doble tubo telescópico.
Son más ligeros de peso y más estéticos que el resto de las
ayudas para la marcha; pero su principal inconveniente es que
únicamente permiten el apoyo manual, mientras que las muletas y los bastones tienen dos apoyos. El máximo apoyo manual
confortable es del 25% del peso corporal, cuando se aplican
pesos superiores al 20%-25% resultan inestables y cuando se
usan mucho tiempo aparecen molestias en la mano.
Están indicados cuando existen trastornos leves del equilibrio y cuando se necesitan pequeñas descargas de peso en
las articulaciones de los miembros inferiores. Es importante
señalar que su utilización ayuda a prevenir caídas en ancianos y pacientes con neuropatías periféricas. En estos últimos
existe un déficit de aferencias sensitivas que podemos completar con las aferencias recibidas a través del contacto del
bastón con el suelo.
Una variante del bastón de mano es el bastón multipodal
o trípode, que consigue una mayor seguridad del paciente,
aunque a expensas de una disminución de la longitud del
paso, haciendo más lenta la marcha. Pueden estar indicados en hemipléjicos y pacientes ancianos con deficiente
equilibrio.
Bastón con asiento
Es parecido a un bastón de mano pero permite desplegar un
asiento que tiene incorporado cuando el paciente lo desea.
Es muy útil para pacientes que no pueden esperar mucho
tiempo de pie en una cola o simplemente necesitan sentarse
de forma periódica (v. figura 34-4).
Soportes
Son una alternativa a los bastones (v. figura 34-5). El peso
es soportado por la rodilla del miembro inferior afecto,
permiten tener mayor libertad de movimientos con las
manos y son fáciles de utilizar en interiores. Su indicación
sería cuando es necesaria una descarga total de uno de los
Bastón de apoyo en antebrazo
Este bastón consta de un soporte de antebrazo y una empuñadura vertical de tal forma que el codo está en flexión de
90º al utilizarlo. Están indicados cuando la mano no puede
soportar el peso del cuerpo, como ocurre en las artritis de
mano, cuando existe un flexo de codo de más de 40º que
imposibilita para utilizar un bastón canadiense, cuando
existe una parálisis del tríceps o en el caso de debilidad en
los flexores de mano. Los inconvenientes son que al utilizarlos la marcha se hace con una ligera inclinación hacia
delante y es más difícil dirigirlos.
Bastón de mano
En el bastón de mano (v. figura 34-1C) las variantes corresponden al material con el que está fabricado (madera, plástico, aluminio, acero, carbono) y al tipo de empuñadura. La
empuñadura sirve para sujetar el bastón; existen diversas
formas: curvas (la típica garrota), en T o la empuñadura anatómica con depresiones para facilitar el agarre. La caña del
bastón generalmente tiene una longitud de 50 cm. Esta medi-
304
Figura 34-4 Bastón con asiento.
Regulación del bastón de mano
• El codo debe estar flexionado (15º-20º).
• La empuñadura a la altura del trocánter mayor
(v. figura 34-6).
Influencia de la longitud de los bastones en la marcha
Si los bastones son cortos y se utilizan dos, la marcha se
hace con inclinación hacia delante y los codos en extensión. Al estar los codos en extensión se disminuye la capacidad de impulso y amortiguación que se puede ejercer con
los bastones. En cambio, si los bastones son largos la marcha se hará con excesiva flexión de codos, disminuyendo
así la potencia del tríceps.
Figura 34-5 Soporte.
Tipos de marcha con bastones
miembros inferiores por un problema situado debajo del
nivel de rodilla.
Marcha en cuatro puntos
Es una marcha muy lenta pero a la vez muy segura para
el paciente por tener siempre sobre el suelo tres puntos de
apoyo. Esto le da mucha estabilidad. Sin embargo, tiene
los inconvenientes de que, además de ser lenta, no se descarga completamente ninguno de los miembros inferio-
Regulación en altura de las ayudas
para la marcha
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Para que las ayudas para la marcha consigan una máxima
eficacia desde el punto de vista funcional y biomecánico,
deben adaptarse a la altura de cada paciente [9]. La obligación de esta adaptación la tiene el técnico ortopédico
que entrega los bastones, pero es también obligación del
médico y del fisioterapeuta controlar que este ajuste esté
bien realizado.
Regulación de bastón canadiense
• El borde superior de la abrazadera de antebrazo debe
quedar a 3-5 cm del olécranon.
• El ángulo de flexión del codo debe estar entre 20º-30º [3].
• La empuñadura debe estar a la altura del trocánter
mayor [10].
Regulación de la muleta axilar
• El ángulo de flexión de codo debe ser igual que en los
bastones canadienses (20º-30º).
• La empuñadura debe quedar a la altura de los
trocánteres.
• En posición de bipedestación la axila debe quedar a
3-5 cm de distancia de la superficie de apoyo.
• El paciente debe ser capaz de elevarse del suelo 2 a
4 cm al extender los codos.
Figura 34-6 Regulación en altura del bastón de mano.
305
Ayudas para la marcha
la distancia desde el borde anterior de la axila a un
punto situado 15 cm lateral al 5.° dedo con el
paciente en bipedestación o con las fórmulas
siguientes:
◗ Altura del paciente multiplicado por 0,77. Válido
para niños y adultos.
◗ Altura del paciente menos 40,6. Válido sólo para
adultos.
34
• Se puede calcular la longitud de la muleta midiendo
res y el aprendizaje es difícil para pacientes de edad
avanzada.
La secuencia de marcha se compone de los siguientes
pasos:
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
• Avance con bastón derecho.
• Avance con pie izquierdo.
• Avance con bastón izquierdo.
• Avance con pie derecho.
Está indicada en: paraplejías con nivel inferior a D12,
pacientes con debilidad o dolor en los cuatro miembros
y pacientes con déficit de coordinación (ataxia).
Marcha en tres puntos
Se utiliza cuando interesa descargar uno de los dos miembros inferiores de forma parcial por presencia de dolor,
pérdida de fuerza o intervención quirúrgica reciente. Es
muy fácil de aprender. Está indicada especialmente en
secuelas traumáticas o quirúrgicas de un miembro inferior
y en amputados unilaterales que requieren la ayuda de bastones para caminar.
La secuencia de marcha es la siguiente:
• Avance a la misma vez con los dos bastones y el
miembro inferior afecto.
• Una vez que están apoyados en el suelo el miembro
afecto y los dos bastones, se avanza con el miembro
inferior sano.
Se puede regular la cantidad de carga sobre miembro afecto graduando la carga que ejecutamos sobre los bastones.
Marcha en dos puntos
Está indicada cuando es necesaria una descarga parcial en
ambos miembros inferiores. Por ejemplo, en una artrosis bilateral de rodilla o caderas, en un amputado bilateral, etc. Su
principal virtud es que consigue una velocidad de progresión
de la marcha normal. El inconveniente es que, al existir solamente dos puntos de apoyo, es necesario un mejor equilibrio.
La secuencia de la marcha es:
• Avance simultáneo con MI izquierdo y MS derecho.
• Avance con el MI derecho y el MS izquierdo.
Marcha pendular unilateral
Con este tipo de marcha se consigue una descarga completa del miembro afecto. Para poder realizarla es imprescindible que los brazos sean capaces de poder soportar todo
el peso del cuerpo. Se avanza a la misma vez con el miembro normal y los dos bastones. El miembro afecto es necesario llevarlo con una ligera flexión de rodilla para que no
roce con el suelo o poner un alza de 2 cm en la suela del
zapato del miembro sano para evitar el apoyo o el roce con
el suelo.
Está indicada en amputados unilaterales antes de colocarle la prótesis (esta es la única posibilidad que tienen
306
para hacer la marcha) y en lesiones graves de un miembro
inferior que precisan de una descarga completa.
Marcha pendular bilateral
Este tipo de marcha supone un coste energético muy alto, se
utiliza solamente para desplazamientos cortos. Requiere
unos miembros superiores muy potentes porque van a ser los
motores del desplazamiento. Para realizarla se avanza con
los miembros inferiores a la vez pivotando sobre los bastones.
Está indicada en lesionados medulares con nivel superior a D12 y en amputaciones dobles a nivel de desarticulación de caderas protetizados.
Marcha con un bastón
Cuando se utiliza solamente un bastón, este en la mayoría
de las ocasiones irá situado en el lado contralateral al
miembro afecto por varias razones:
• Se aumenta la base de sustentación [10]. Si lo llevamos
en el mismo, la base de apoyo es más reducida,
generando más inestabilidad en la marcha.
• La marcha es más fisiológica al avanzar con el bastón
y el miembro opuesto a la vez siguiendo con la
cadencia fisiológica en el movimiento de los miembros
superiores e inferiores.
• Disminuye la actividad muscular a nivel de cadera del
miembro afecto evitando sobrecargas de esta
articulación [11,12]. Cuando el glúteo mediano está
afectado evitaremos la marcha en Trendelenburg al
suplir el bastón en parte la función que tiene este
músculo para estabilizar la pelvis durante el apoyo
unilateral.
BIBLIOGRAFÍA
1. Brand RA, Crowninshield RD. The effect of cane use on hip
contact force. Clin Orthop 1980;47:181-4.
2. Engel J, Amir A, Messer E, Caspi I. Walking cane designed
to assist partial weight bearing. Arch Phys Med Rehábil
1983;64:386-8.
3. Ministerio de Trabajo y Asuntos Sociales. Catálogo valorado
de ayudas para caminar I. Instituto de Biomecánica de
Valencia, 1998.
4. Hartmann M, McManus J. E-medicine. Crutches function.
(Accedido en Marzo de 2005). Disponible en URL:
www.emedicinehealth.com
5. Platt H. Occlusion of the axillary artery due to pressure by a
crutch. Arch Surg 1930;20:314-6.
6. Rudin LN, Levine L. Bilateral compression of the radial
nerve. Phys Ther Rev 1951;31:229-31.
7. Waring W, Werner R. Clinical management of carpal tunnel
syndrome in patients with long-term sequelae of
poliomyelitis. J Hand Surg 1989;14A:865-9.
8. Malkan D. Bilateral ulnar neuroapraxia: a complication of
elbow crutches. Injury 1992;23:426-9.
9. Simpson C, Pirrie L. Walking sticks: a survey of suitability
and supply. Physiother 1991; 77:231-4.
10. Joyce BM. Canes, crutches and walkers. Am Fam Physician
1991:535-42.
12. Neumann D. Hip abductor muscle activity as subjets with
hip prostheses walk with different methods of using cane.
Phys Ther Rev 1998; 78:490-501.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Ayudas para la marcha
34
11. Neumann D, Krebs D, McGibbon C, Fagerson L.: An
electromyographic study of the hip abductor muscles as
subjects with a hip prosthesis walked with different methods
of using a cane and carrying a load. Phys Ther Rev 1999;
79:1163-71.
307
35
Sillas de ruedas
Carlos Sotos Portalés
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
INTRODUCCIÓN
Es bien conocido que, a lo largo de su historia, el ser humano
ha sabido idear y construir una gran variedad de elementos,
más o menos sofisticados, con los cuales ha podido hacerse un
entorno más confortable, superando así infinidad de barreras.
En el campo de la salud y del bienestar de aquellas personas
aquejadas por diferentes enfermedades y dolencias, también
ha desarrollado una gran variedad de utensilios y dispositivos
con los cuales ayudarles, compensando sus carencias o deficiencias y contribuyendo de este modo a la normalización de
sus vidas, dotándolas de una mayor calidad.
La silla de ruedas (en adelante SR) es uno de estos dispositivos, de orígenes inciertos pero con un claro objetivo:
permitir la movilidad y el desplazamiento a aquellas personas incapaces de llevarlo a cabo por sí mismas debido
a sus mermas funcionales u orgánicas [1]. No sabemos a
ciencia cierta cuándo surgió la primera SR, pero sí podemos constatar la espectacular evolución que han experimentado estos dispositivos a lo largo de su historia, en
especial durante las últimas décadas, en las cuales la aparición y utilización de nuevos materiales en su fabricación,
así como la aplicación de rigurosos estudios biomecánicos,
sobre sedestación y rendimiento de los diferentes componentes, han hecho que el uso de las SR actuales sea mucho
más eficaz y confortable.
Otro aspecto importante de las SR en la actualidad es su
especificidad en función del usuario y la deficiencia que
este padezca; este hecho ha dado lugar al desarrollo de
modelos concretos para cubrir necesidades concretas;
del mismo modo estos dispositivos llevados al mundo del
deporte han originado una amplia gama de SR con características muy diferentes en función de la disciplina deportiva que vaya a practicarse, siendo muy importante, en ocasiones, pequeños detalles que pueden llegan a influir de
manera decisiva en el rendimiento y obtención de marcas
durante el desarrollo de la competición.
Así pues, y ante tanta variedad de modelos, componentes y materiales existentes, se hace preciso un conocimiento y puesta al día periódica, que nos permita saber con qué
dispositivos contamos para cubrir las necesidades de nuestros pacientes y así poder realizar una prescripción con
garantías de éxito, pero siendo concientes de que muchas
veces habrá que realizar modificaciones sobre la marcha,
ante necesidades concretas que puedan ir apareciendo
durante el proceso de adaptación al dispositivo.
COMPONENTES Y ASPECTOS
BIOMECÁNICOS
Se dice de la silla de ruedas que es una prolongación del
usuario que la utiliza [2], la cual le permite desplazarse por
309
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
el entorno, ocupando un rol dentro de la sociedad y favoreciendo de esta forma la participación e integración en la misma. Así pues, si consideramos a las SR como las «piernas»
de quienes las utilizan, para que estas funcionen correctamente y resulten eficaces debemos prestar atención a la
correcta elección y adaptación de sus principales componentes; esto nos permitirá conseguir en el usuario una postura
adecuada y confortable, lo cual redundará en una mayor eficacia durante los desplazamientos, tanto si el usuario impulsa
por sí mismo la silla como si es empujado por un asistente.
Tomando como base de estudio la estructura plegable,
normalmente fabricada con tubo de acero o aluminio, de una
SR convencional (v. figura 35-1) y aunque se hagan referencias puntuales a otros modelos, repasaremos a continuación
todos sus componentes, prestando una atención especial en
aquellos que puedan requerir con más frecuencia una adaptación personalizada al usuario final; del mismo modo se
realizará una valoración de las diferentes opciones existentes en el mercado de algunas de ellas y cómo pueden estas
repercutir, para bien o para mal, en el rendimiento final del
dispositivo con las repercusiones correspondientes sobre el
usuario.
En principio, la correcta sedestación del usuario se conseguirá –salvo que por sus características precise de algún
accesorio especial– mediante las adecuadas dimensiones
del asiento y el respaldo, así como la adaptación en altura
de los reposapiés [1] en la cual habrá que tener en cuenta
varios factores que más adelante serán revisados.
El respaldo
Tiene por misión aportar un soporte posterior al tronco;
la altura del mismo puede ser variable y vendrá determi-
Figura 35-1 Silla plegable por cruceta en tubo de acero, modelo
Atlas, con reposabrazos cortos. Este modelo y similares son los
más extendidos entre los usuarios de sillas de ruedas. Con pequeñas variaciones se puede adaptar para patologías concretas,
como pacientes amputados o hemipléjicos.
310
nada por la capacidad de control y equilibrio del usuario; así pues, el tipo de patología y el grado de recuperación si lo hubiese (p. ej. una lesión medular), influirán
en las dimensiones de este elemento que algunas veces
deberá ser modificado, a medida que el usuario vaya
adquiriendo tono muscular en su tronco. Por norma
general se recomiendan los respaldos cuyo borde superior quede unos 2,5 cm por debajo de las escápulas [3],
pues de esta manera se facilitará la movilidad del brazo
y cintura escapular durante la impulsión de la SR; no
obstante, en ocasiones la altura requerida puede ser
mucho mayor e incluso puede que se necesite un prolongador de respaldo o reposacabezas, para dar soporte a
esta última cuando el control muscular sea precario o
esté anulado. En otras ocasiones el respaldo puede ser
más reducido, dando tan sólo soporte a la región lumbar,
como ocurre en muchas sillas activas o las utilizadas
para prácticas deportivas.
Las dimensiones en anchura de los respaldos deben
ajustarse a las características del tronco al que van a dar
soporte; un respaldo demasiado ancho hará que este se
abombe en sentido posterior, de forma similar al efecto
hamaca que tiene lugar en los asientos, y como consecuencia el ocupante se hundirá hacia atrás adoptando una mala
postura, que en ocasiones, y si se prolonga a lo largo del
tiempo, puede llegar a forzar hacia dentro los extremos
superiores de los tubos del chasis sobre los que va fijado el
respaldo; hoy en día esto se evita en muchas SR mediante
la colocación de una barra metálica horizontal en algún
punto del tercio superior de la estructura tubular, actuando
a modo de tensor de este último.
En relación con estas últimas consideraciones es importante llamar la atención sobre dos aspectos a tener en cuenta; hay veces que un respaldo ligeramente cedido será más
confortable para el usuario. Si además este no posee un
buen equilibrio de tronco, los tubos a ambos lados entre los
que irá «encajado» el tronco pueden servirle como soportes
laterales ayudándole a controlar la inclinación en ese sentido. Por otro lado, también es cierto que tapizados de respaldo muy tensos pueden llegar a dar la sensación subjetiva
en muchos usuarios de «empuje» en sentido anterior, por lo
cual obligan a estos a estar constantemente haciendo fuerza
contra el respaldo para evitar caer hacia delante, con la
consecuente falta de confort y seguridad; esta situación es
más frecuente en usuarios con un precario equilibrio de
tronco.
Si la estructura tubular sobre la que se fija el respaldo
es totalmente vertical (ángulo respaldo-asiento a 90º)
también puede dar esa sensación de «empuje» antes
comentada; para evitarla, algunos fabricantes diseñan
esta parte del chasis con una ligera angulación posterior
que consigue una sedestación más confortable para
muchos usuarios. Otros modelos, sobre todo en SR de
gama alta, ya poseen entre sus opciones un sistema para
poder regular el grado de inclinación del respaldo ajustándolo de esta forma a las necesidades de cada usuario;
una excepción a estas SR de gama alta son algunas sillas
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El asiento
Su función es aportar soporte al tronco a través de los glúteos
y la cara posterior de los muslos, procurando que la presión
se distribuya por la mayor superficie posible de estas estructuras. Este elemento, junto con el visto anteriormente, son
básicos para el mantenimiento de una postura correcta; una
mala adaptación de ambos puede llevarnos a desarrollar desviaciones importantes o a un agravamiento de las ya existentes si las hubiera. Al igual que con el respaldo, debemos
atender a una serie de medidas a la hora de la adaptación al
usuario final: anchura, profundidad e inclinación.
La anchura del asiento marca en cierta forma las medidas de la silla. Los fabricantes suelen guiarse por esta
medida para catalogar los tamaños de sus diferentes modelos. Así pues, las dimensiones más usuales son 38, 40, 42 y
44 cm, que no equivalen al ancho total de la silla, sino sólo
al ancho de asiento. Algunos fabricantes disponen de tallas
especiales para cuando las medidas del usuario así lo
requieran.
311
35
El ancho del asiento debe adaptarse a las dimensiones
pélvicas, teniendo en cuenta que ha de existir un espacio a
cada lado (2-2,5 cm) que evite la compresión con los elementos laterales de la SR, lo cual podría crear roces o
incluso UPP en las zonas del troncánter. Si el ancho es
excesivo o el tapizado ya está cedido por el uso, se creará
el citado efecto hamaca, con el cual se impedirá un apoyo
equilibrado de ambas nalgas y una desigual concentración
de presiones en las tuberosidades isquiáticas, cuya consecuencia directa será nuevamente un mayor riesgo de desarrollar UPP o la adquisición de hábitos posturales inadecuados debido a la oblicuidad pélvica [4] que puede
desarrollarse.
Del mismo modo, un asiento excesivamente ancho favorecerá la desviación lateral de muslos incluso una rotación
pélvica, induciendo al roce en la cara interna de las rodillas
y hasta produciendo un aumento de la espasticidad, si la
hubiera, debido todo ello a la falta de soporte lateral por
parte de los elementos correspondientes de la SR.
En cuanto a la profundidad del asiento, esta debe valorarse teniendo el usuario bien apoyado en el respaldo su
tronco y en especial la región lumbar, debiendo quedar el
borde anterior a una distancia mínima de 2,5 cm. del hueco
poplíteo [1], evitándose de esta forma posibles roces o dificultades circulatorias en la cara posterior de las rodillas. La
profundidad debe ser la adecuada para dar soporte, al
menos, a los dos tercios proximales de los muslos, favoreciéndose así un reparto uniforme de presiones por una
amplia superficie de sus caras posteriores. En caso de
asientos excesivamente profundos, el usuario suele tender
a resbalarse sobre ellos para evitar el roce en la cara posterior de sus rodillas, lo que dará lugar a un aumento de las
fuerzas de cizallamiento en las nalgas y a la adopción de
posturas incorrectas con un mal apoyo lumbar sobre el respaldo.
El tercer parámetro a considerar es la inclinación del
asiento. Esta suele utilizarse para ayudar a estabilizar el
tronco contra el respaldo ayudando a evitar deslizamientos
hacia delante. Esta inclinación posterior del asiento suele
estar alrededor de los 5º, y no debe nunca superar los 10º,
pues en este caso se crearía una zona de hiperpresión a
nivel sacro [1].
Normalmente, la mayoría de SR estándares no presentan inclinación en el asiento, estando ambos extremos prácticamente a la misma altura; por el contrario, las SR activas
y ligeras todas llevan como mínimo sus 5º de inclinación o
incluso en ocasiones más. Muchos de estos modelos permiten regular este parámetro para ajustarlo y así buscar una
mayor comodidad en su usuario.
Los modelos convencionales de SR suelen presentar
escasas posibilidades de configuración, por lo cual, en caso
de precisarse una cierta inclinación en el asiento, esta
podría conseguirse mediante la colocación de una cuña que
puede hacer las veces de almohadón o algún tipo de cojín
postural con la forma deseada.
Dado que algunos usuarios de SR presentan problemas
de incontinencia, es importante que los materiales con que
Sillas de ruedas
geriátricas y modelos convencionales provistos de respaldos altos, a veces con prolongador para la cabeza, que por
la precariedad de equilibrio de sus usuarios van siempre
provistas de respaldos regulables en inclinación, unas
veces por medio de palancas en la base del respaldo y
otras por medio de empuñaduras provistas de palancas
similares a los frenos de las bicicletas, que ayudan a desbloquear el respaldo e inclinarlo hasta el punto deseado.
Es importante tener en cuenta que una excesiva inclinación del respaldo (>110º) mantenida en el tiempo puede
ser peligrosa, pues esto hará que aumenten las fuerzas de
cizallamiento a nivel de las nalgas al favorecer el deslizamiento de estas sobre el asiento [3], con el consiguiente
riesgo de desarrollar úlceras por presión (UPP).
Está claro que, con el uso, los tapizados irán cediendo y
abombándose hasta llegar el momento de tener que ser sustituidos; algunos fabricantes dotan a sus respaldos de un
sistema de tensores consistente en una serie de cinchas
horizontales regulables y dispuestas a lo largo de toda la
altura del respaldo, de esta forma el usuario puede darle
más o menos tensión a su respaldo ajustando cada una de
estas cinchas de manera independiente, hasta encontrar el
punto de tensión más confortable.
Cuando se precise evitar las inclinaciones laterales del
usuario, bien sean estas por falta de tono muscular o debidas a desviaciones de índole variada en el tronco, la estructura tubular del respaldo puede servirnos de base para
adaptar soportes laterales en el lugar y a la altura que nos
convenga. De esta forma crearemos un punto de apoyo que
ayudará a mantener una postura correcta o, si ya hay desviación, evitará que esta empeore.
En cuanto a los materiales utilizados en la fabricación
tanto de respaldos como de asientos, estos pueden ser muy
variados, aunque predominan los tejidos plastificados;
durante mucho tiempo se utilizaron tejidos con un recubrimiento de escay, pero en la actualidad suele utilizarse el
nailon, más transpirable e ignífugo [1].
se fabriquen los tapizados, aun siendo los mismos de los
respaldos, añadan propiedades de impermeabilidad y fácil
limpieza. En muchas ocasiones será conveniente la incorporación de un cojín: unas veces ayudará a mejorar la postura, en otras proporcionará mayor comodidad y, según qué
patologías, protegerá del posible desarrollo de úlceras por
decúbito.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Reposapiés
Este elemento está destinado a dar soporte a casi el 20%
del peso corporal a través de los pies [3], los cuales descansarán sobre las paletas destinadas a tal fin con un reparto
uniforme de las presiones a este nivel. En los modelos convencionales las paletas son independientes para cada pie.
En prácticamente todas las sillas, el conjunto del reposapiés es extraíble, lo que en ocasiones puede llegar a ser una
ventaja en caso de necesitar reducir el largo total de la SR
(ascensores, vehículos…). Otras veces, en cambio, van
fijos al resto del armazón de la silla. Los modelos de SR
con chasis fijo, así como muchas sillas activas y toda la
gama de sillas deportivas, montan una paleta única de
reposapiés; en ocasiones esta paleta tan sólo está representada por dos tubos paralelos que cierran la estructura del
chasis a este nivel dándole robustez al conjunto. Este tipo
de sillas ya no suelen ser plegables.
Un mal apoyo de los pies en estos elementos puede
tener diversas consecuencias como un aumento de presiones en algún punto del pie, una mayor facilidad para
desencadenar crisis espásticas o repercutir en mayor o
menor medida sobre la correcta sedestación [5] como a
continuación se explica. Un individuo correctamente sentado en su SR deberá presentar ángulos articulares en sus
caderas y rodillas de 90º o muy próximos a esta medida;
para lograr estos parámetros influye de manera decisiva
la altura a la que ajustemos los reposapiés a la hora de
realizar su adaptación.
Unos reposapiés excesivamente bajos tenderán a crear
una mayor presión en la cara posterior de los muslos, en
especial a nivel del borde anterior del asiento, al favorecer
que el usuario se resbale hacia delante en el asiento buscando el apoyo de los pies; por el contrario, si estos componentes están demasiado altos repercutirá en el correcto apoyo
de los muslos, los cuales estarán elevados en su parte
media-distal sin hacer contacto con el asiento y, por tanto,
se trasladará la carga hacia las nalgas produciéndose un
aumento de la concentración de presión en las tuberosidades isquiáticas [3] (v. figura 35-2); el resultado de esta
situación es un mayor riesgo de desarrollar lesiones dérmicas por hiperpresión.
A la hora de llevar a cabo la adaptación en altura de los
reposapiés y teniendo en cuenta el ángulo que deben conservar caderas y rodillas, se medirá la distancia entre la
parte más alta de la cara posterior de la rodilla y el talón
con el zapato puesto. Dicha distancia es utilizada al encargar la silla para que esta venga ya con la medida adecuada.
Aquí también deben tenerse en cuenta dos factores que
influirán en la posición final: por un lado, la altura del cojín
312
Figura 35-2 Efectos de una incorrecta adaptación en altura de
los reposapiés en una silla de ruedas. Altura elevada implica mayor
concentración de presiones en zonas isquiáticas con riesgo de
UPP; el reposapiés bajo implica una tendencia a resbalar sobre el
asiento buscando el apoyo con mayor presión a nivel del borde
anterior del asiento.
utilizado, que hará al usuario estar más alto y que por tanto obligará a subir en una medida equivalente a los reposapiés (muchos fabricantes requieren esta distancia o tipo de
cojín en sus hojas de medida); en caso de no tenerse en
cuenta, nos encontraremos los inconvenientes de unos
reposapiés bajos; por otro lado, el cambio de calzado, sobre
todo si aumenta el grosor de la suela (p. ej., algunos calzados deportivos), hará subir la pierna reduciendo el ángulo
de rodilla y aumentando la carga en sentido posterior a lo
largo de los muslos y nalgas, y el efecto será equivalente al
de unos reposapiés altos.
En cuanto al ángulo pie-tobillo, 90º o algo menos será
lo adecuado, lo que conseguiremos mediante la inclinación
de las paletas, que suelen ser regulables en muchos modelos; estas nunca serán horizontales y paralelas al suelo,
pues en estos casos es fácil que la mayor flexión plantar
favorezca el desplazamiento anterior del pie mientras circulamos con la SR por las posibles irregularidades del
terreno. En caso de necesitar asegurar el pie a la paleta,
podemos contar con cinchas de antepié fijadas al soporte
donde apoya, que nos aseguren una posición correcta y
limiten el movimiento; normalmente la cincha que cruza
por detrás de las pantorrillas o las de tipo talonera bloquean este desplazamiento en sentido posterior.
Apoyabrazos y elementos relacionados
Este componente en principio está destinado a dar soporte al brazo [3] en su conjunto por medio del apoyo del
codo y antebrazo, además es utilizado como punto de
agarre por muchos usuarios para realizar tanto las pulsiones a la hora de llevar a cabo los cambios posturales,
como las transferencias hacia o desde la silla. Para que
este elemento cumpla su función de manera eficaz debe
tener la altura adecuada, que será aquella que con el antebrazo totalmente apoyado mantiene un ángulo de 90º en
el codo; de esta forma no sólo reposa el antebrazo, sino
que también lo hace el brazo y, a través de él, las estructuras del hombro, que se verán liberadas de las tensiones
generadas por el propio peso del miembro superior. Esto
es especialmente significativo en usuarios que, por sus
patologías, presentan debilidad muscular en cintura esca-
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Ruedas, rozamiento y estabilidad
Las ruedas son el componente que permite el desplazamiento a la SR, pero su función va más allá de esta acción,
de manera que el tipo de ruedas, su posición, el reparto
del peso sobre las mismas o la distancia entre ejes son
algunos de los factores que pueden influir de manera
decisiva en que este desplazamiento resulte eficaz, seguro
y confortable.
Según el tipo de cubierta que monte la rueda podemos
diferenciar dos grupos: neumáticas o macizas; ambos presentarán ventajas e inconvenientes y su elección en principio debería estar en función del terreno por el que se vaya
a circular. Las ruedas neumáticas presentan un mayor
rozamiento, ofreciendo más resistencia y por tanto requieren un mayor esfuerzo de impulsión por parte del usuario,
sobre todo si las ruedas no tienen la presión adecuada; por
otro lado requieren de un mayor mantenimiento; no obstante, su uso hace más confortable el desplazamiento al
tener un papel amortiguador sobre las irregularidades del
terreno. Por su parte, las ruedas macizas están libres de
Figura 35-3 Silla Spazz G con ruedas Y-360 de diseño novedoso;
este modelo de chasis rígido ultracorto es muy eficaz en los giros;
puede ir dotado de sistema de amortiguación en ruedas delanteras, reduciendo en gran medida la sensación displacentera al circular por terrenos irregulares.
313
35
mantenimiento, tan sólo habría que sustituirlas cuando su
estado de deterioro así lo precise, pero hacen que el usuario
perciba las irregularidades del terreno al ser más duras y
no adaptarse a él, situación que muchas veces resulta
molesta. Además, en caso de que este, por su patología,
posea cierta espasticidad, la continua vibración al circular
puede hacer que esta se dispare, con riesgo de caída si no
se va bien sujeto. Las ruedas macizas son más cómodas en
terrenos duros y lisos, por eso son las más adecuadas para
interiores e instalaciones deportivas, pero a pesar de ello lo
más común es que las SR lleven macizas las ruedas delanteras y neumáticas las traseras, salvo que el usuario solicite las cuatro ruedas en el mimo formato.
En los últimos años han aparecido en el mercado un tipo
de cubiertas denominadas «antipinchazos», que, aun siendo neumáticas, poseen un mayor grosor en la capa de caucho que contacta con el suelo, admitiendo que se clave una
chincheta sin llegar a perforar la cámara interior; están
teniendo una gran aceptación entre los usuarios y algunos
fabricantes ya las montan en algunos de sus modelos de
gama media-alta de serie.
El otro componente básico de las ruedas es la llanta
sobre la que va montada la cubierta; especialmente en las
ruedas grandes, estas han experimentado grandes avances, tanto en diseños como en los materiales utilizados en
su fabricación. Dado que la rueda en su conjunto es uno
de los elementos más visibles de las SR, era lógico pensar
que la tendencia a personalizarlas llegaría tarde o temprano (v. figura 35-3); si bien las sillas convencionales han
seguido utilizando la clásica llanta de radios acerados o
como mucho han dado el salto a las llantas de materiales
plásticos fabricadas por inyección, la mayoría de sillas de
gama alta cuentan entre sus opciones de configuración
con una gran variedad de llantas. Las hay con un número
variable de radios de calibre superior a los convencionales, elaborados con carbono o kevlar y con la posibilidad
de elegir entre varios colores; las podemos encontrar con
Sillas de ruedas
pular siendo propensos a dolores crónicos, contracturas…
a este nivel (hemipléjicos, tetrapléjicos, etc.). Por otro
lado, si el apoyo se realiza demasiado bajo, además de
crear las citadas tensiones, el codo para buscar el reposabrazos obliga a inclinar lateralmente al tronco, motivo
por el cual podría desarrollarse un mal hábito postural
con repercusiones en la columna [1].
Existen diferentes modelos de reposabrazos, pero los
más clásicos y utilizados en las sillas convencionales son
los largos, que cubren toda la profundidad del asiento
aportando apoyo al antebrazo en su totalidad; los cortos
o de escritorio, en donde el apoyo queda reducido a la
mitad posterior de su longitud total, estando la parte anterior más baja, lo cual permite una aproximación a las
mesas al quedar este segmento por debajo de ellas; en
tercer lugar, y mucho menos difundido, contamos con el
graduable en altura, normalmente de uso temporal; aquí
podemos variar el rango de elevación por medio de un
tornillo o pasador y ajustarlo a las necesidades de cada
momento. En ocasiones este tipo de reposabrazos puede
servirnos como un soporte lateral, ayudando a evitar
inclinaciones laterales.
En la actualidad y ante tanta variedad de SR, sobre todo
entre las de gama media y alta, han aparecido reposabrazos
con mil y una formas; el más extendido entre ellos es el de
forma tubular sujeto tan sólo por un pasador trasero a nivel
del chasis, en donde se fija el respaldo; no obstante, son
muchos los usuarios que prefieren prescindir de este componente y lo limitan a un salvarropas (placa lateral de forma más o menos triangular) con o sin antisalpicadura la
diferencia entre ambos está en que mientras el primero, se
limita a una simple placa de materiales plásticos, metales
como el aluminio o fibra de carbono, el segundo en su borde superior se curva cubriendo en parte la cubierta de la
rueda, evitando así las posibles salpicaduras de las ruedas
al circular.
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
trenzados especiales de sus radios, normalmente de aluminio, o alineaciones diversas de estos (Twister, Ambrosio, Camel); las de tipo araña en aluminio o aleaciones de
metales ligeros; con tres vástagos bien de titanio, molibdeno o fibra de carbono (Karma, Y-360 o X-Core) por
citar algunos ejemplos.
Fijados a las llantas, en sus laterales, van a ir montados
los aros impulsores; a través de ellos el usuario dirigirá su
silla, utilizándolos también junto con las ruedas en
muchas ocasiones, como punto de apoyo para realizar las
regulares pulsiones en los cambios posturales. Los materiales utilizados son muy diversos, si bien aluminio o acero son los más comunes. En ocasiones estos aros impulsores pueden ir engomados para favorecer la adherencia
a la mano, lo cual es útil en usuarios con problemas de
agarre; antiguamente en estos casos el problema se resolvía mediante la colocación sobre los aros de unas prolongaciones sobre las que era apoyada la mano a la hora de
impulsar la silla; los problemas de anchura que generaban
sobre todo los inclinados a 45º, hicieron optar por otras
soluciones; a pesar de ello aún pueden verse en algunos
hospitales.
El tamaño de las ruedas puede llegar a ser muy variable.
Normalmente en la SR estándar las ruedas traseras son de
600 mm y las delanteras de 200 mm. Estas últimas son las
que más variaciones presentan en los diferentes modelos de
SR, y las sillas activas y deportivas son las que más reducen el tamaño de este componente, a veces de forma considerable. Por su parte, las sillas geriátricas de interior suelen
utilizar las cuatro ruedas de 125 mm.
El último componente íntimamente relacionado con
las ruedas son los elementos de frenado, que aseguran
que la SR no vaya a desplazarse en terrenos con pendiente o en el momento de realizar las transferencias. Existen
variantes de este componente, pero las más comunes son
los de «palanca con zapata», que algún fabricante consigue últimamente que sea escamoteable (se pliega hacia
atrás) para evitar interferencias durante las transferencias; también contamos con el modelo «de tijera», que
puede ser doble o monofreno, sólo en un lado, pero que
al accionarlo actúa sobre ambas ruedas, y que normalmente van colocados debajo del asiento; otro tipo es el
freno de «tambor», en cuyo caso el mecanismo será
accionado por el acompañante de modo similar a los frenos de bicicleta.
La distancia entre los ejes de las ruedas delanteras y
traseras influirá en la maniobrabilidad de la silla. Así
pues, una distancia corta, además de reducir la longitud
total de la silla, la hará más fácil de manejar, algo que se
notará especialmente en los giros; por el contrario, si esta
distancia es larga, ayudará a mantener la dirección en largas distancias de manera eficaz [3]. Estas características
se notan de manera especial en los modelos de sillas activas y deportivas; la de baloncesto sería un claro ejemplo
de lo que ocurre en el primer caso y las utilizadas en
maratón u otras carreras del segundo, al ser estas sillas
más alargadas.
314
Normalmente, la mayor parte de las SR montan las ruedas grandes en posición trasera y las pequeñas delante; en
alguna ocasión esta disposición puede invertirse. Los
modelos de SR convencionales suelen llevar una angulación neutra en las ruedas traseras (paralelas a la silla); sin
embargo, los modelos activos y sobre todo las sillas para el
deporte llevan una angulación positiva (más separadas en
la base), a veces muy acusada; de esta forma se consigue
que sean más estables y mantengan mejor la dirección al
ser impulsadas; como inconveniente está el que las hace
más anchas, con los problemas que esto puede acarrear;
por este motivo en las SR activas y ligeras suele estar alrededor de los 3º, dejando mayores ángulos para las sillas
utilizadas en la práctica deportiva.
Otro aspecto importante y que influye de manera especial en la estabilidad de las sillas es el reparto del peso
entre ruedas delanteras y traseras. Muchos usuarios,
cuando cambian de una silla convencional de acero a otra
activa mucho más ligera, refieren la facilidad con la que
se les levantan las ruedas delanteras, y algunos llegan
incluso a caerse de espaldas. Contrariamente a como suele pensarse, esta situación se debe básicamente a la distribución del peso [6], no al material con el que está fabricada la silla, aunque este también tenga su parte de
influencia.
En las SR convencionales la distribución del peso sobre
las ruedas suele estar equilibrado entre las traseras y delanteras; a medida que el peso se desplace hacia estas últimas
se irá aumentando el rozamiento, pero también se ganará
estabilidad; en las sillas activas, que suelen tener amplias
posibilidades de configuración, este peso está desplazado
hacia las ruedas traseras a veces hasta en una proporción
de 80%-20%, y esto hace que su desplazamiento sea más
suave y eficaz pero con una menor estabilidad [3].
SILLAS DE RUEDAS: VARIANTES
MÁS COMUNES
Si bien la SR convencional es la más extendida, siendo sus
principales usuarios personas de edad avanzada, existen
variantes de esta destinadas a necesidades concretas resultado de ciertos procesos patológicos. El paciente hemipléjico puede ver notablemente mejorada su movilidad, al
menos en recorridos largos, con el uso de una silla dotada
de un sistema de impulsión situado en el lado indemne de
su cuerpo; clásicamente contamos con dos opciones, el
doble aro impulsor homolateral y el de palanca. El primero
de ellos monta ambos aros en el lado útil del paciente. Cada
aro controla y hace rodar una rueda mediante un sistema
de transmisión que las une; los aros están superpuestos,
siendo de menor diámetro el que controla la rueda del lado
afecto. Según el aro sobre el que actuemos giraremos a
izquierda o derecha. Si actuamos sobre ambos a la vez nos
desplazaremos en línea recta.
Respecto al sistema de palanca, aquí el usuario no
actúa sobre los aros, sino sobre un brazo metálico acaba-
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35
Sillas de ruedas
do en una empuñadura, que se articula con un conjunto de
flejes y engranajes que movilizan la rueda trasera del lado
en el que vaya montado el sistema; el usuario sujeta la
empuñadura y bracea (como si remara) adelante y hacia
atrás, con lo que la silla avanza o retrocede según la posición en la que coloque un resorte con tal fin; la dirección
del desplazamiento se controla girando la empuñadura a
izquierdas o derechas ya que la base de la palanca se une
mediante un tornillo-espárrago a la rueda directriz. El
esfuerzo requerido es menor con el sistema de palanca
que con el de doble aro, motivo por el cual la eficacia de
los desplazamientos es apreciada por los usuarios, que se
fatigan menos y pueden desplazarse a mayores distancias;
esto les ayuda a mejorar su autoestima, cosa importante
teniendo en cuenta su mermado estado físico.
Otra variante de la SR convencional es la destinada a
pacientes amputados de miembro inferior, normalmente de
etiología vascular. Estas sillas llevan retrasado el eje de las
ruedas traseras para compensar la falta de peso anterior del
paciente producto de su amputación; de esta forma trasladamos el centro de gravedad del mismo en sentido posterior, evitando así que la silla vuelque hacia atrás debido al
erróneo reparto del peso.
En este apartado de variantes de la SR convencional
cabría añadir la típica silla geriátrica, diseñada para interiores. Consta de cuatro ruedas de pequeñas dimensiones,
respaldo y asiento almohadillados. El asiento lleva incorporada una cubeta inodoro sujeta a unas guías por las que
se facilita su extracción. Podemos encontrar modelos con
el respaldo fijo o regulable en inclinación, lo cual favorece el descanso del usuario evitándole la necesidad de transferirse a la cama. Normalmente esta variante de SR es desmontable, pero no plegable, como el resto de las sillas
convencionales, dado que, como suele utilizarse en residencias o dentro del domicilio, la necesidad de reducir su
tamaño para su transporte no es tan importante.
A partir de las SR convencionales y basándose en ellas,
surgieron las llamadas sillas ligeras o activas, con una
configuración inicial similar a sus antecesoras; estos
modelos tienen como primera característica diferencial el
tipo de materiales utilizados en la fabricación tanto del
chasis como de muchos de sus componentes. El resultado
conseguido es una considerable reducción del peso global
de la silla, que puede llegar a un tercio del mismo en relación a las SR de acero. Los materiales empleados para
conseguirlo son el aluminio como principal representante
debido a su difusión; pero también el titanio, la fibra de
carbono o el molibdeno; estos últimos materiales encarecen notablemente el precio final de la silla; por lo que
suelen ser utilizados en los modelos de gama alta (v. figura 35-4).
Si hasta hace relativamente poco tiempo predominaba
el chasis plegable en este tipo de sillas, las últimas tendencias están llevando a un progresivo aumento del chasis
rígido, lo cual las hace más compactas y resistentes y al
mismo tiempo hace que el usuario logre un mejor aprovechamiento de la energía empleada en la propulsión [3],
Figura 35-4 Silla Küschall Champion de carbono, modelo plegable sin cruceta y con respaldo abatible sobre asiento; ruedas traseras extraíbles mediante sistema quick release, lo que la hace
adquirir unas reducidas dimensiones una vez plegada y facilita su
transporte. Por sus características es una silla ligera para usuarios
con una vida activa.
que puede llegar a ser del doble que con una de chasis
plegable, haciéndola más eficaz. Esto es debido a que en
una silla plegable, todas las juntas y articulaciones del
armazón son puntos de fuga de la energía utilizada para
desplazarse, cosa que no ocurre en los chasis rígidos, por
tener mucha menos holgura en su estructura y desplazarse como un bloque compacto.
Otro grupo de sillas con una importante relevancia son
las que incorporan un motor eléctrico para propulsarse;
alimentadas por baterías con diferente autonomía, estos
modelos dan una gran independencia a los usuarios que
las precisan. Para su conducción se puede utilizar cualquier resto funcional del individuo. En caso de importante restricción de la movilidad, el joystick a la mano o al
mentón es lo más frecuente. Existen sillas básicamente
para exteriores, dado su gran tamaño, o modelos mixtos
que pueden funcionar por cualquier entorno; algunos de
ellos pueden modificar eléctricamente la posición del
respaldo, asiento o reposapiés y están dotados con una
gran variedad de prestaciones, entre las que cabe destacar
asientos elevables, giratorios 360º, sistema de iluminación (v. figura 35-5).
Al calor de estas sillas han surgido una gran variedad de
vehículos eléctricos de tres o cuatro ruedas comúnmente
conocidos como «scooters», los cuales suelen ser utilizados
por gente con una deambulación precaria en sus recorridos por exteriores. Provistos de asientos confortables y
envolventes, equipados con sistema de iluminación y cestas portaobjetos, eliminan la fatiga que puede aparecer al
315
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Figura 35-6 Silla anfibia modelo Playa. Las características de
sus ruedas le permiten desplazarse sobre la arena, a la vez que
actúan como flotadores una vez se encuentra dentro del agua;
puede ir provista de tres tipos de ruedas con diferentes dimensiones según el tipo de terreno por el que vaya a circular.
Figura 35-5 Silla eléctrica de exterior B600, provista de un chasis
telescópico que le permite un posicionamiento personalizado del
centro de gravedad del cuerpo. Sistema de basculación del conjunto
asiento-respaldo que puede accionarse a través del joystick o por
medio de un display LCD que a su vez controla hasta nueve motores
con opciones de control del entorno. (Por cortesía de Otto Bock.)
caminar y que muchas veces imposibilita a estos usuarios
los desplazamientos.
Un paso más en la ampliación de horizontes para las
personas con movilidad reducida se consiguió con la aparición de las sillas anfibias; esta variante de SR permite
desplazarse por la arena gracias al tipo de ruedas que utilizan, e introducirse en el mar y flotar mediante unos componentes laterales que actúan a modo de boyas. El usuario
se reencuentra con un medio que hasta hace pocos años le
estaba vetado por sus características orográficas (v. figura 35-6).
Por último, y sin entrar en detalles, hay que destacar la
amplia gama de sillas deportivas, que cuentan con numerosas características diferentes en función del tipo de
deporte que vaya a practicarse. Su estudio detenido nos
llevaría muchas páginas y sería motivo de un monográfico
sobre el tema.
PRESCRIPCIÓN DE SILLAS DE RUEDAS
Es frecuente encontrarnos con pacientes o familiares de
estos, que llegan a la consulta o sobre todo a la ortopedia y
exponen la necesidad de una silla en la que el afectado vaya
cómodo y holgado pero que «les pase por las puertas de
casa». Como digo, esta situación es muy común, pero debemos centrarnos en el paciente y no dejarnos influir por los
posibles problemas arquitectónicos que pueda tener en la
vivienda, pues no es esta nuestra competencia. No obstante, y como es lógico, siempre que se pueda se intentará
316
compaginar ambas cosas, pero siempre siendo coherentes
con el límite hasta el que podemos llegar.
Ante todo una SR debe adaptarse a las medidas antropométricas del usuario y cubrir al máximo todas las necesidades que este pueda presentar, para lo cual, muchas
veces deberemos contar con accesorios que no incluye el
modelo básico (apoyacabezas, cinturones, apoyos especiales, etc.). Al margen del tipo de patología que presente
el usuario, que normalmente nos va a dar el modelo básico
de silla a prescribir, es importante conocer el pronóstico
que puede tener el cuadro clínico, pues conocer la evolución del proceso, si la hubiera, puede permitirnos incorporar algún elemento que nos haga anticiparnos a la aparición
de nuevas necesidades, evitando de esta forma nuevos gastos futuros. Es, por tanto, conveniente tener un conocimiento lo más amplio posible de los modelos de SR más
utilizados en cada caso o situación, así como de sus características, al mismo tiempo que contamos con un buen
asesoramiento por parte del técnico ortopédico y/o terapeuta ocupacional, que son los encargados de la adaptación
final del dispositivo al usuario y, si fuera preciso, los
responsables del adiestramiento en el uso del mismo.
BIBLIOGRAFÍA
1. Sotos C. Sillas de ruedas. En: Manual SERMEF de
medicina física y rehabilitación. Madrid, Panamericana,
2006; 245-252.
2. Hale G. ¿Minusválidos o impedidos? En: Hale G. Manual
para minusválidos. Madrid, H Blume Ediciones, 1980; 8-41.
3. Sunrise Medical. Consideraciones biomecánicas en la silla
de ruedas manual. [Acc. 2008 abril 25] Disponible en: URL:
http://www.imagina.org/archivos/biomecanica.htm
4. Bea M, Gil A, Sotos C. Adaptación de una silla de ruedas
convencional al adulto discapacitado. Rehabilitación
(Madrid) 1995; 29: 455-464.
6. Portell E. Sillas de ruedas y asientos. En: Portell E. Ayudas
técnicas en la discapacidad física. Barcelona, Fundació
Institut Guttmann, 1996; 15-72.
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Sillas de ruedas
35
5. Poveda R, Lafuente R, Sánchez J, Romanach J, Soler C,
Belda J. M. et al. ¿Cómo adaptar la silla de ruedas a las
necesidades del usuario? En: Guía de selección y uso de
sillas de ruedas. Madrid, Ministerio de Trabajo y Asuntos
Sociales, 1998; 57-90.
317
36
Ayudas técnicas versus
productos de apoyo
Felipe Pascual Gómez
CONCEPTO Y CLASIFICACIÓN
© ELSEVIER. Es una publicación MASSON. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Estas dos denominaciones pueden parecer similares en su
contenido. Y en cierto modo lo son, pero conviene que
aclaremos la razón por la que ambas abren este apartado,
matizando, en lo posible, sus diferencias.
La UNE-EN ISO 9999, en su edición de 2003, define
una ayuda técnica como «cualquier producto, instrumento,
equipo o sistema técnico, utilizado por personas con discapacidad, fabricado especialmente o disponible en el mercado para prevenir, compensar, mitigar o neutralizar la deficiencia, discapacidad o minusvalía».
AYUDAS TÉCNICAS
DE LAS «AYUDAS TÉCNICAS»
A LOS «PRODUCTOS DE APOYO»
En su acepción más general, puede considerarse ayuda técnica a todo dispositivo o producto que permite o facilita, a cualquier persona, realizar ciertas actividades con mayor comodidad. Todos usamos ayudas técnicas en nuestra vida diaria
de la forma más natural (mando a distancia, teléfono, etc.).
Desde la perspectiva de la rehabilitación, las ayudas
técnicas se relacionan con la discapacidad. Son, por tanto,
todos aquellos dispositivos, aparatos o equipos utilizados
por personas discapacitadas que sirven para tener un mayor
grado de independencia en las actividades de la vida diaria
y proporcionan una mayor calidad de vida.
Para un discapacitado, acciones como subir una escalera, marcar un teléfono, levantarse de la cama, desplazarse,
leer un libro, etc., pueden suponer un gran problema. Para
ayudar a vencer estas dificultades existen las ayudas técnicas.
En el concepto de ayuda técnica se marca el punto de máximo interés en neutralizar la discapacidad y la minusvalía.
Esta terminología, que entendemos bien desde el punto de
vista médico y rehabilitador, no es plenamente aceptada
por todos, y tampoco se corresponde con el sentir de la
última Clasificación Internacional del Funcionamiento, de
la Discapacidad y de la Salud, en donde se hace más insistencia en la limitación de la actividad y en la restricción en
la participación, evitando el concepto de discapacidad o
minusvalía, para centrarse más en el de diversidad funcional. El cambio no ha sido caprichoso. Las ayudas técnicas
se iniciaron en el campo de la rehabilitación médica, como
ayudas para la salud. Hace unos años se hablaba de «tecnología de la rehabilitación». Con el desarrollo de los conceptos de autodeterminación y plena participación, se han ido
acercando a otros ambientes más cotidianos y generalistas.
319
Prótesis, ortesis y ayudas técnicas
Ahora se habla más de «productos de apoyo». Estos productos sirven para conseguir metas personales. El usuario
ya no es, o no es sólo, un paciente. Es también un consumidor. Con ello se ha pasado de bienes para la salud a herramientas para la vida.
La UNE-EN ISO 9999, en su 4.ª edición de 2007, deja
de referirse a estos productos como «ayudas técnicas» y lo
hace como «productos de apoyo»
«Productos de apoyo» «cualquier producto (incluyendo
aparatos, equipos, instrumentos, tecnología y software)
producido especialmente o disponible en el mercado, para
prevenir, compensar, controlar, aliviar o neutralizar deficiencias, limitaciones en la actividad y restricciones en la
participación».
CLASIFICACIÓN DE LAS AYUDAS
TÉCNICAS/PRODUCTOS DE APOYO
La UNE-EN ISO 9999, en su 4.ª edición (BOE 30 octubre
2007), que reemplaza a anterior sobre ayudas técnicas,
hace la siguiente clasificación.
Productos de apoyo para personas con discapacidad:
• 04 Productos de apoyo para tratamientos médicos
personalizados.
• 05 Productos de apoyo para el entrenamiento en
habilidades.
• 06 Ortesis y prótesis.
• 09 Productos de apoyo para el cuidado y protección
personal.
• 12 Productos de apoyo para la movilidad personal.
• 15 Productos de apoyo para tareas domésticas.
• 18 Mobiliario, adaptaciones de vivienda y de otros
establecimientos.
• 22 Productos de apoyo para la comunicación e
información.
• 24 Productos de apoyo para manejar objetos y aparatos.
• 27 Productos de apoyo para mejorar el entorno,
herramientas y máquinas.
• 30 Productos de apoyo para la recreación.
En la clasificación existen tres niveles jerárquicos:
• Clase.
◗ Subclase.
- División.
Ejemplo:
• 09 Productos de apoyo para el cuidado y protección
personal.
◗ 09 33 Productos de apoyo para lavarse, bañarse y
ducharse.
- 09 33 03 Sillas para baño/ducha (con o sin
ruedas), taburetes, respaldos y asientos.
Dispositivos para mantenerse sentado durante el baño o la
ducha.
320
Los objetivos de la clasificación ISO 9999 son:
• Facilitar la búsqueda y elección de los diversos
productos.
• Disponer de una terminología uniforme que favorezca
la comunicación.
• Facilitar la confección de guías, catálogos, etc.
• Proporcionar uniformidad en los documentos oficiales.
Como puede verse en la clasificación, los productos de
apoyo, derivados del desarrollo tecnológico, van desde
las prótesis y las ortesis hasta un sinfín de productos desarrollados especialmente o puestos a disposición del
discapacitado para facilitarle las actividades de la vida
diaria.
La prescripción de productos de apoyo o ayudas técnicas debe ser individualizada, teniendo en cuenta las limitaciones, posibilidades de recuperación y/o capacidades residuales del sujeto que será beneficiario. Su aplicación
específica supone también el estudio del medio o entorno,
ya que este puede determinar la elección.
CATALOGACIÓN DE LOS PRODUCTOS
DE APOYO/AYUDAS TÉCNICAS
El intento de catalogación de estos productos, que se inició
en la Unión Europea con el proyecto Handinet en 1990, ha
experimentado un extraordinario desarrollo, hasta culminar en nuestros días con las posibilidades de acceso a innumerables catálogos a través de Internet. Hay disponible
información científica, información comercial, información por parte de las instituciones e información por parte
de las asociaciones.
Para movernos en este campo, en España es referencia
obligada el catálogo de ayudas técnicas desarrollado por el
CEAPAT (Centro Estatal de Autonomía Personal y Ayudas
Técnicas) (www.ceapat.org/catalogo). La información incluye características técnicas, fotografías, datos sobre fabricantes, distribuidores, etc.
En este ámbito, el CEAPAT no ha caminado solo. Su
conexión permanente con grupos europeos con las mismas inquietudes ha dado como resultado la información
que podemos obtener de EASTIN (la European Assistive
Technology Information Network), que se puede considerar como la red a nivel europeo para la información sobre
las tecnologías para la autonomía en la discapacidad
(www.eastin.info). A través de este portal podemos acceder a una orientación muy útil sobre los productos tecnológicos para las personas con discapacida