UNIVERSIDAD SIMÓN BOLÍVAR DECANATO DE ESTUDIOS PROFESIONALES COORDINACIÓN DE INGENIERÍA MECÁNICA

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1 UNIVERSIDAD SIMÓN BOLÍVAR DECANATO DE ESTUDIOS PROFESIONALES COORDINACIÓN DE INGENIERÍA MECÁNICA DISEÑO Y CONSTRUCCIÓN DE UNA PRÓTESIS ORTOPÉDICA MODULAR PARA AMPUTADO TRANSTIBIAL Realizado por: Ulises Rafael Lanza Medina Sartenejas, Marzo de 2006

2 UNIVERSIDAD SIMÓN BOLÍVAR DECANATO DE ESTUDIOS PROFESIONALES COORDINACIÓN DE INGENIERÍA MECÁNICA DISEÑO Y CONSTRUCCIÓN DE UNA PRÓTESIS ORTOPÉDICA MODULAR PARA AMPUTADO TRANSTIBIAL Realizado por: Ulises Rafael Lanza Medina PROYECTO DE GRADO Presentado ante la ilustre Universidad Simón Bolívar como requisito parcial para optar al título de Ingeniero Mecánico Realizado bajo la tutoría de: Prof. Carmen Müller-Karger, Ph.D. Prof. Carlos Graciano, Ph.D. Sartenejas, Marzo de 2006

3 i UNIVERSIDAD SIMÓN BOLÍVAR Decanato de Estudios Profesionales Coordinación de Ingeniería Mecánica DISEÑO Y CONSTRUCCIÓN DE UNA PRÓTESIS ORTOPÉDICA MODULAR PARA AMPUTADO TRANSTIBIAL PROYECTO DE GRADO presentado por: Ulises Rafael Lanza Medina REALIZADO CON LA ASESORÍA DE: Carmen Müller-Karger Carlos Graciano Resumen En Venezuela los casos de personas amputadas, y en general con algún tipo de discapacidad física son muy altos y alarmantes. Cifras no oficiales indican que cerca del 6% de la población total del país padece algún tipo de limitación física que impide el desarrollo normal de sus quehaceres diarios. Si además se tiene en cuenta que la industria nacional de ingeniería médica es escasa y la poca que existe es insuficiente, se está en presencia de un gran problema nacional que hasta los momentos no ha sido tomado en cuenta con la importancia y la prioridad que amerita. En este trabajo se realizó, con la ayuda de programas CAD, el diseño de una exo-prótesis transtibial con sistemas de adaptadores modulares novedosos, adecuados a la anatomía particular de un paciente que sufre de Genu Recurvatum y Genu Valgus en la pierna afectada y que no posee los recursos económicos necesarios para suplir su necesidad. Luego se llevó a cabo la construcción con procesos de fabricación sencillos y con la selección y uso de materiales que no son utilizados comúnmente en dispositivos ortopédicos comerciales, pero que por sus excelentes propiedades técnicas y económicas, y por los satisfactorios resultados obtenidos en esta investigación, son elegibles como alternativas factibles para su utilización en dispositivos protésicos con el fin de sustituir la importación con productos nacionales. Además, los resultados de este trabajo son escalables a la mayoría de personas amputadas de miembros inferiores. PALABRAS CLAVES: Prótesis Ortopédica, Adaptadores Modulares, Transtibial.

4 ii Dedicatoria A mi madre que es pilar fundamental de mi vida. Por mantener siempre su arduo empuje y esa incansable lucha que me hace estar orgulloso de ella ya empiezas a cosechar buenos frutos.

5 iii Agradecimientos A todas esas personas e instituciones que fueron colaboradores o que de alguna forma contribuyeron a la realización de este trabajo: Doctor Hazem Nicola del Hospital San Juan de Dios, por su desinteresada ayuda en el área médica. Doctora Olga Román de IDACA C.A. por su apoyo en los estudios tomográficos. Técnico Humberto Mota del Instituto de Ingeniería, por invertir parte de su preciado tiempo en ayudar a la construcción del producto. Un especial agradecimiento al C.P.O. Fernando Carvalho y a su joven grupo de ayudantes en BIOTECPRO C.A., por la bonita labor que llevan a cabo en su taller ofreciendo nuevas esperanzas y cooperando con tantas personas discapacitadas, por siempre estar dispuestos a ofrecer ayuda y por haber compartido conmigo todos sus conocimientos de ortopedia sin ningún recelo. Al Banco de Proyectos del Decanato de Extensión de la USB, por el interés que tienen en contribuir al desarrollo social del país y por haber financiado este proyecto. A los profesores Carmen Müller-Karger y Carlos Graciano del Grupo de Biomecánica USB, por asesorarme en cada momento y por apoyar trabajos como éste, con resultados tangibles que producen los importantes y satisfactorios beneficios que tanto necesita el país. A todo el CIS (Centro de Ingeniería de Superficies), profesores, técnicos y estudiantes, por el incomparable ambiente fraternal que conservan y por ser una fuente importante de conocimientos, aprendizaje y desarrollo personal. A mis familiares, madre, hermano, abuela, tíos y primos, por siempre estar pendientes y presentes con su actitud solidaria. A todos, muchísimas gracias.

6 iv Índice de Contenidos RESUMEN...I DEDICATORIA...II AGRADECIMIENTOS... III ÍNDICE DE CONTENIDOS...IV ÍNDICE DE FIGURAS... VII ÍNDICE DE TABLAS... XI LISTADO DE SÍMBOLOS Y ABREVIATURAS... XIII CAPÍTULO INTRODUCCIÓN...1 CAPÍTULO MARCO TEÓRICO BIOMECÁNICA DE EXTREMIDADES INFERIORES Cinemática de la Articulación de Rodilla (Tibio-Femoral) Deformaciones Traumatológicas de la articulación Tibio-Femoral AMPUTACIÓN Y PÉRDIDA DE EXTREMIDADES PRÓTESIS Definición Historia [] Clasificación PRÓTESIS TRANS-FEMORAL [] Partes de una Prótesis Trans-Femoral PRÓTESIS TRANS-TIBIAL Partes de una Prótesis Trans-Tibial CONSTRUCCIÓN DE LA PRÓTESIS Soporte de Sujeción de la Prótesis, Encaje o Socket ARTICULACIONES Articulación de Rodilla Articulación de Tobillo y Pies Artificiales ADAPTADORES PROTÉSICOS...22

7 v 2.9 CARACTERÍSTICAS, VENTAJAS Y DESVENTAJAS DE PRÓTESIS CONVENCIONALES Y PRÓTESIS DE ALTA TECNOLOGÍA Prótesis de Baja Tecnología o Convencionales Prótesis de Alta Tecnología PRÓTESIS EN VENEZUELA...26 CAPÍTULO HISTORIA MÉDICA DEL PACIENTE...28 CAPÍTULO DISEÑO CONCEPTUAL DISEÑO CONCEPTUAL DEL ENCAJE DISEÑO CONCEPTUAL DEL PIE ARTIFICIAL DISEÑO CONCEPTUAL DE ADAPTADORES Y PILÓN DISEÑO CONCEPTUAL FINAL Encaje Adaptadores Protésicos Pie Artificial...38 CAPÍTULO MATERIALES Y CONSTRUCCIÓN DE LA PRÓTESIS MATERIALES Y CONSTRUCCIÓN DEL SOCKET MATERIALES Y CONSTRUCCIÓN DE ADAPTADORES PROTÉSICOS Construcción de Adaptador Superior o del Encaje Construcción de Adaptador Inferior o de Pie Construcción de Adaptador tipo Abrazadera PIE ARTIFICIAL ALINEACIÓN Y ENSAMBLAJE...46 CAPÍTULO ESTUDIO DE FACTIBILIDAD PARA LA CREACIÓN DE UN TALLER DE FABRICACIÓN DE ADAPTADORES PROTÉSICOS DEFINICIÓN DEL PRODUCTO ESTUDIO DE MERCADO Análisis de la Demanda Análisis de la Oferta...50

8 vi 6.3 PRECIOS ESTUDIO TÉCNICO. COSTOS DE PRODUCCIÓN Costo de Materia Prima Costo de Empaque Costo de Consumo de Energía Eléctrica Costo de Consumo de Agua Salarios Costos de Mantenimiento Depreciación de los equipos Otros Materiales Costo Total de Operación INVERSIÓN INICIAL DE ACTIVO FIJO Y DIFERIDO FINANCIAMIENTO DE LA INVERSIÓN CRITERIOS PARA EVALUACIÓN ECONÓMICA...56 CAPÍTULO RESULTADOS Y DISCUSIÓN...58 CAPÍTULO CONCLUSIONES Y RECOMENDACIONES...62 REFERENCIAS BIBLIOGRÁFICAS...64 APÉNDICE A PLANOS DE FABRICACIÓN DE ADAPTADORES PROTÉSICOS...67 APÉNDICE B FLUJO DE EFECTIVO DE LA EVALUACIÓN ECONÓMICA...75 APÉNDICE C PROPIEDADES DE LOS MATERIALES USADOS...76

9 vii Índice de Figuras Fig. 1 Planos Anatómicos del Cuerpo Humano [1]...3 Fig. 2 Grados de libertad de la articulación tibio-femoral [1]...4 Fig. 3 Rotación de la Rodilla en plano transversal [2]...5 Fig. 4 Ejes Anatómicos del fémur y la tibia [3]...5 Fig. 5 Valores Antropométricos de la Extremidad Inferior [2]...6 Fig. 6 Deformación Genu Recurvatum [4]...7 Fig. 7 Deformación Genu Valgus [3]...7 Fig. 8 Desplazamiento medial del Centro de la Articulación [2]...8 Fig. 9 Genu Varus [3]...8 Fig. 10 Prótesis Antigua del siglo XV [8]...10 Fig. 11 Prótesis Interna de Rodilla [10]...11 Fig. 12 Prótesis externa de Dedos [11]...11 Fig. 13 Prótesis Trans-Radial [11]...12 Fig. 14 Prótesis Trans-Femoral [12]...13 Fig. 15 Amputación Trans-Femoral [13]...13 Fig. 16 Partes de Prótesis Trans-Femoral [12]...14 Fig. 17 Encaje de Silicón [14]...15 Fig. 18 Rodilla Hidráulica [15]...15

10 viii Fig. 19 Pie Artificial [16]...15 Fig. 20 Amputación Trans-Tibial [13]...16 Fig. 21 Partes de Prótesis Trans-Tibial [12]...17 Fig. 22 Esquema de Construcción de una Prótesis [17]...18 Fig. 23 Rodilla Artificial con Freno de Peso [18]...19 Fig. 24 Rodilla Poli céntrica [18]...19 Fig. 25 Rodilla Hidráulica [18]...20 Fig. 26 Pie de un Eje [17]...20 Fig. 27 Pie Multi-Eje [17]...20 Fig. 28 Pie SACH [17]...21 Fig. 29 Pie SAFE [17]...21 Fig. 30 Pies Acumuladores de Energía [17]...21 Fig. 31 Pie no Articulado [17]...21 Fig. 32 Adaptadores Protésicos de Encaje y de Pie [19]...22 Fig. 33 Adaptador Protésico Hembra tipo abrazadera [19] Fig. 34 Prótesis TIDF...24 Fig. 35 Prótesis C-Leg...26 Fig. 36 Taller de BIOTECPRO...26 Fig. 37 Fotografía de la Anatomía del Paciente....28

11 ix Fig. 38 Tomografía Axial Computarizada del Paciente en plano frontal...29 Fig. 39 Medidas y alineación de la articulación tibio-femoral del paciente...30 Fig. 40 Prótesis Antigua del Paciente...30 Fig. 41 Socket de Geometría Simétrica...32 Fig. 42 Pie Artificial de Láminas...33 Fig. 43 Diseño de Pie Artificial...33 Fig. 44 Adaptador de socket y pie, con rosca...34 Fig. 45 Adaptadores tipo abrazadera, para socket y pie Fig. 46 Reconstrucción 3D de la anatomía del muñón Fig. 47 Adaptador protésico superior o de Encaje...36 Fig. 48 Adaptador protésico Inferior o de Pie...36 Fig. 49 Ensamblaje de los adaptadores protésicos...37 Fig. 50 Adaptador tipo abrazadera...37 Fig. 51 Pie Niagara [23]...38 Fig. 52 Termoformado por Drapeforming [24]...39 Fig. 53 Toma negativa del Muñón...41 Fig. 54 Horno Eléctrico, Biotecpro C.A...41 Fig. 55 Laminación del Recubrimiento Suave de Polyfoam...41 Fig. 56 Termoformado de PP copolímero...42

12 x Fig. 57 Encaje de dos capas de PP copolímero (sin el recubrimiento suave)...42 Fig. 58 Elementos Mecánicos fabricados en Nylon Fig. 59 Adaptador Protésico Superior o de Socket...44 Fig. 60 Adaptador Protésico Inferior o de Pie...45 Fig. 61 Adaptador Tipo Abrazadera...45 Fig. 62 Pie SACH de Otto Bock [16]...46 Fig. 63 Detalle de Quilla Rígida de Pie SACH [16,17]...46 Fig. 64 Alineación de la Prótesis...46 Fig. 65 Ensamblaje del Adaptador Superior...47 Fig. 66 Ensamblaje del adaptador inferior o de pie...47 Fig. 67 Ensamblaje de los adaptadores con abrazadera...47 Fig. 68 Vista lateral del ensamble final Fig. 69 Vista posterior del ensamblaje final...48 Fig. 70 Kit de Adaptadores Protésicos estándar Fig. 71 Gráfica de la tendencia de precios durante varios años Fig. 72 Prótesis Terminada...58 Fig. 73 Gráfica del Flujo Descontado Anual...60 Fig. 74 Punto de Equilibrio de ingresos y costos....60

13 xi Índice de Tablas Tabla 1 Rango de Movimientos de la Articulación Tibio-Femoral durante actividades comunes [1]...4 Tabla 2 Propiedades Típicas de materiales Termoplásticos usados en Sockets o encajes [24,25,26] Tabla 3 Propiedades típicas de termoplásticos usados en Dispositivos Protésicos [24,25] Tabla 4 Precios de distintos adaptadores protésicos...51 Tabla 5 Costo anual de materia prima para 20 kits diarios...52 Tabla 6 Costos de embalaje para una producción de 20 kits diarios Tabla 7 Consumo eléctrico de los equipos Tabla 8 Costos de consumo eléctrico Tabla 9 Costos de consumo de agua...53 Tabla 10 Costos por salarios...54 Tabla 11 Costos de Mantenimiento de los equipos Tabla 12 Costos por materiales varios...55 Tabla 13 Costo Total de Operación...55 Tabla 14 Inversión de activo fijo...55 Tabla 15 Inversión de Activo Diferido...56 Tabla 16 Inversión Total...56 Tabla 17 Pago a interés, a capital y anualidad de pago de deuda...56

14 xii Tabla 18 Pagos realizados a diferentes compañías para la compra de los materiales de fabricación....59

15 xiii Listado de Símbolos y Abreviaturas CAD TAC PTB 3D MPa GPa PP HDPE PMMA PETG CNC PE VS VPN TIR Computer Aided Design (Diseño Asistido por Computador) Tomografía Axial Computarizada Patellar Tendon Bearing (Encaje de Tendón Patelar) Tres Dimensiones Mega-Pascales Giga-Pascales Polipropileno Polietileno de Alta Densidad Polimetilmetacrilato Polietilentereftalado Modificado con Glicol Control Numérico por Computadora. Polietileno Valor de Salvamento Valor Presente Neto Tasa Interna de Retorno

16 Introducción 1 CAPÍTULO 1 Introducción La alta incidencia de casos de pérdidas de miembros del cuerpo humano por causa de accidentes y otros hechos violentos, muy comunes hoy día en nuestras ciudades, determina una creciente demanda de dispositivos ortopédicos para un sector de la población carente de recursos económicos. En relación a la producción de prótesis para este sector, se ha hecho muy poco y no ha sido tomado en cuenta con la importancia que amerita el tema. En la actualidad existen varias instituciones nacionales (hospitales, clínicas y universidades) retomando el interés de desarrollar nuevas y económicas alternativas para cubrir ese gran mercado de demandas. Por otra parte, en la USB se cuenta con el personal preparado y capacitado, los equipos necesarios, la colaboración de personal médico, el apoyo financiero de instituciones de la universidad, así como el asesoramiento de empresas y compañías especialistas en el área, que con su soporte hacen factible la realización de trabajos como éste, de prioritario interés y con resultados beneficiosos a la sociedad. Sin embargo, antes de adentrarse en el diseño de un dispositivo ortopédico como los son las prótesis, hay que estar muy claros en el Qué? Para qué? y Cómo? del dispositivo particular. Por lo dicho anteriormente, se trata de explicar más a fondo lo que representa una prótesis, familiarizándose con los términos técnicos médicos, su utilización y clasificación dependiendo de las características del paciente y algunos métodos de construcción y confección utilizados por empresas destacadas en el ramo, tanto de países líderes en altas tecnologías en ortopedia como Alemania y Estados Unidos, así como de aquellos no tan desarrollados pero si con mucha experiencia, India, Tailandia, El Salvador, entre otros. Esta investigación tiene como objetivo fundamental el diseño y construcción de una prótesis trans-tibial para ser usada por un paciente que no posee los recursos económicos suficientes para suplir esta necesidad. Con esto se busca optimizar la calidad de vida del mismo, mejorando la funcionalidad de su cuerpo, permitiéndole insertarse en la sociedad como un individuo útil y competente.

17 Introducción 2 Adicionalmente este trabajo se basa en la búsqueda de soluciones económicas y nacionales, a la gran demanda de dispositivos biomédicos que posee el país, con materiales y procesos de fabricación sencillos, que permitan sustituir las importaciones con productos hecho en casa que cumplan eficientemente su función y tengan buena calidad. Algunos de los objetivos específicos de este trabajo son: Revisión bibliográfica extensa de prótesis ortopédicas. Familiarización con los términos médicos ortopédicos. Estudio traumatológico y diagnóstico de lesiones del paciente. Estudio y evaluación de diferentes soluciones a la necesidad del paciente. Diseño conceptual de la prótesis. Selección de materiales y procesos de fabricación para la construcción de la prótesis. Escogencia del pie artificial acorde con las necesidades del paciente. Estudio de factibilidad para la creación de un taller de fabricación de adaptadores protésicos. En el Capítulo 2 se describen los términos técnicos usados, la revisión bibliográfica y la familiarización con el problema y sus soluciones, que permiten un abordaje posterior de los objetivos planteados. El estudio médico, el diagnóstico y la identificación del problema particular del paciente son expuestos en el Capítulo 3, para luego presentar y evaluar las posibles soluciones y los diferentes diseños de prótesis en el Capítulo 4. En el Capítulo 5 se especifican y describen los materiales y los procesos de fabricación del diseño conceptual final. Se realiza además, en el Capítulo 6, un estudio económico para evaluar la factibilidad de la creación de un taller para la construcción de adaptadores protésicos para suplir la demanda nacional de dichos dispositivos. Los resultados de este trabajo y sus respectivas discusiones son presentados en el Capítulo 7 para posteriormente exponer las conclusiones y formular algunas recomendaciones para futuros trabajos en el Capítulo 8.

18 Marco Teórico 3 CAPÍTULO 2 Marco Teórico Este capítulo presenta un resumen de los fundamentos teóricos necesarios para que el lector se familiarice con el tema y el propósito del presente trabajo. 2.1 Biomecánica de Extremidades Inferiores Cinemática de la Articulación de Rodilla (Tibio-Femoral) La cinemática especifica y describe los posibles movimientos y sus rangos, en los tres planos de la articulación de rodilla o articulación tibio-femoral. En la mayoría de los casos se usan los planos anatómicos para la medición clínica [1] (Fig. 1). Fig. 1 Planos Anatómicos del Cuerpo Humano [1] La articulación tibio-femoral tiene movimiento en los tres planos anatómicos y posee seis grados de libertad posibles [1] tal como muestra la Fig. 2.

19 Marco Teórico 4 Fig. 2 Grados de libertad de la articulación tibio-femoral. [1] De los seis grados de libertad, el más importante y el que tiene mayor rango de movimiento es la rotación sobre el plano sagital, y con un rango bastante menor la rotación sobre el plano transversal. En el plano sagital se lleva a cabo la rotación de flexión-extensión cuyos valores durante diferentes actividades comunes se muestran en la Tabla 1. Tabla 1 Rango de Movimientos de la Articulación Tibio-Femoral durante actividades comunes [1]. Actividad Rango de Movimiento desde Extensión hasta Flexión (Grados) Caminar 0-67º Subir Escalones 0-83º Bajar Escalones 0-90º Sentarse 0-93º Probarse un Zapato Subir un Obstáculo 0-106º 0-117º La rotación en el plano transversal ocurre sólo cuando la rodilla se encuentra flexionada y los valores normales son 30º y 40º para rotación medial (Fig. 3A) y rotación lateral (Fig. 3C) comparados respectivamente con la posición de alineación anatómica (Fig. 3B) [2].

20 Marco Teórico 5 Fig. 3 Rotación de la Rodilla en plano transversal [2]. A pesar de que en el plano frontal no ocurren movimientos de importancia, es de especial interés pues describe el eje de carga de las extremidades inferiores que soportan el peso del cuerpo. Anatómicamente el eje del fémur no coincide con el eje de la tibia y forman un ángulo obtuso lateral que normalmente va de 170º a 175º (185º-190º medial como muestra la Fig. 4) [2,3]. Esto es denomina valgo anatómico. Como se puede apreciar en la Fig. 5, el eje mecánico de la articulación tibio-femoral (señalado en color verde) pasa virtualmente por la articulación de cadera, la articulación de rodilla y la articulación de tobillo. El eje mecánico coincide con el eje anatómico de la tibia, mas no con el del fémur (señalado en color rojo), con el cual forma un ángulo de 6. Fig. 4 Ejes Anatómicos del fémur y la tibia [3]

21 Marco Teórico 6 Adicionalmente el eje mecánico de la articulación tibio-femoral forma un ángulo de 3 con el eje vertical. Fig. 5 Valores Antropométricos de la Extremidad Inferior [2]

22 Marco Teórico Deformaciones Traumatológicas de la articulación Tibio-Femoral Existen varias deficiencias traumatológicas asociadas a la desviación de los valores normales o anatómicos de los ejes de la articulación tibio-femoral. Tienen sus causas en patologías músculo-esqueléticas o neuro-motoras que pueden ser congénitas o adquiridas. Generalmente tienen como consecuencia un anormal ciclo de marcha desmejorando la calidad de vida de quien las padece. [4] Genu Recurvatum Es una deformidad que se caracteriza por una excesiva hiperextensión en el plano sagital de la articulación tibio-femoral, cuando sobrepasa los valores de 5-10 anatómicamente normales [3] (Fig. 6). Fig. 6 Deformación Genu Recurvatum [4] Genu Valgus Esta deformidad toma lugar en el plano frontal de la articulación y se puede cuantificar de dos formas: Cuando el ángulo lateral que forman los ejes anatómicos del fémur y de la tibia es menor que el valor normal de 170, por ejemplo 165 [2] (Fig. 7). Fig. 7 Deformación Genu Valgus [3] Midiendo el desplazamiento medial del centro de la articulación de rodilla con respecto al eje mecánico de la extremidad inferior, de 10 a 20 mm [2], como se muestra en la Fig. 8.

23 Marco Teórico 8 Fig. 8 Desplazamiento medial del Centro de la Articulación [2] Genu Varus. Igual que el Genu Valgus es una deformidad que se manifiesta en el plano frontal de la articulación, (Fig. 9) De forma contraria al valgus, se produce un desplazamiento lateral del centro de la articulación de rodilla de 10 a 20 mm con respecto al eje mecánico de la extremidad inferior [2], formando un ángulo lateral mayor al normal, por ejemplo valores de Fig. 9 Genu Varus [3] 2.2 Amputación y Pérdida de Extremidades. Las primeras amputaciones, con el fin de salvar vidas fueron realizadas por Ambroise Pare ( ) quién es conocido como el padre de ortopedia moderna. Pare era un médico militar francés que introdujo en 1529 técnicas que se describieron mucho antes por Hipócrates (época de la antigua Grecia y Roma), quienes encontraron que la proporción de supervivencia aumentada cuando procedimientos quirúrgicos eran usados para eliminar extremidades dañadas e infectadas [5]. La amputación es un método quirúrgico extremo que consiste en eliminar o cortar alguna parte del cuerpo afectada, ya sea por enfermedad (infección, cáncer o problemas

24 Marco Teórico 9 circulatorios) o traumatismo, que por lo contrario, el no eliminarlo significaría un riesgo mayor e importante para el resto del organismo [6]. Los causales de una amputación y de la pérdida de extremidades son muchos y muy diversos, pero entre los más comunes e importantes se pueden nombrar [6] : La Gangrena - decaimiento o muerte de un tejido del cuerpo debido al flujo de sangre restringida. Artereoesclerosis - estrechamiento de las arterias debido al espesar de la pared arterial causado por la grasa, el tejido fibroso y las sales que se depositan en él. Esta enfermedad causa gangrena. Defectos de Nacimiento - anormalidades congénitas e imperfecciones físicas o mentales que ocurren en los bebés recién nacidos. Enfermedad de Buergers - condición donde se inflaman los vasos de la sangre (las arterias y venas) y nervios en las piernas que causan dolor en el área afectada, causa gangrena. La Diabetes - enfermedad en que el azúcar y almidón no son absorbidos apropiadamente por el cuerpo como resultado de una disminución de insulina o la hormona ADH, causa gangrena. Congelamiento - se refiere a la lesión o muerte del tejido del cuerpo debido a las bajas temperaturas, causa gangrena. Tumor - crecimiento extraño de células en el cuerpo debido a una mutación. Traumatismos y Quemaduras - pérdida del miembro debido a razones repentinas, como lo pueden ser accidentes de tránsito, accidentes laborales y quemaduras. 2.3 Prótesis Definición. Una prótesis es un dispositivo artificial creado por el hombre, con la finalidad de suplir o reemplazar alguna parte del cuerpo que haya sido perdida (por algunas de las razones descritas anteriormente) o aquellas partes que no se encuentran realizando su función tan bien como deberían [7].

25 Marco Teórico 10 Las prótesis ayudan a las personas a recuperar y mejorar la funcionalidad de su miembro perdido, o los miembros que nunca han funcionado por defectos de nacimiento. Por otra parte también cumplen el carácter estético al suplir partes que mejoran el aspecto anatómico normal humano Historia [8] En la antigüedad, la humanidad tenía que tratar con accidentes, guerras, y deformidades genéticas, por lo que también aprendieron a solucionar estos problemas con alguna clase de prótesis. La mejor evidencia que tenemos de esto son los archivos escritos. Aproximadamente en el 450 A.C., Herodotus cuenta en sus historias como un soldado persa escapa de las cadenas de sus enemigos cortando parte de su pie, para más tarde ser remplazado por una prótesis de madera [6]. La prótesis más antigua de la que se tiene registro escrito se encuentra en un poema sagrado de la India el Rig-Veda, escrito en sánscrito entre 3500 y 1800 A.C., cuenta como la reina Vishpla perdió la pierna izquierda en batalla y fue reparada con una prótesis de hierro para volver a la batalla [9]. En los siglos XV y XVI muchas prótesis eran hechas de hierro (Fig. 10). Estas eran construidas por los mismos artesanos que hacían los trajes y las armaduras para los soldados. Fig. 10 Prótesis Antigua del siglo XV [8] El avance de las prótesis se quedó estancado hasta las guerras más modernas, cuando se creó la necesidad por la gran cantidad de soldados amputados. Durante la Guerra Civil de Estados Unidos hubo una gran demanda por los miembros artificiales, lo cual aumentó el número de compañías que fabricaban estos miembros artificiales. Entre la Primera Guerra Mundial y Segunda Guerra Mundial, las personas que hacían prótesis y extremidades artificiales estaban empezando a ser vistas más profesionalmente en lugar de simples artesanos.

26 Marco Teórico 11 Después de la Segunda Guerra Mundial, más investigaciones fueron hechas para mejorar las prótesis y como resultado, los dispositivos actuales fueron mejorados enormemente Clasificación. Las prótesis son clasificadas de muchas formas dependiendo de su ubicación, tipo, función y demás características. Comenzando desde lo más general, las prótesis son divididas en dos grandes grupos Prótesis Internas: [10] Son aquellas que se introducen o tienen lugar dentro del organismo, pueden ser parte de órganos como válvulas del corazón o sustitutos como la articulación de rodilla (Fig. 11) o la articulación de cadera Prótesis Externas: Fig. 11 Prótesis Interna de Rodilla [10] Sustituyen partes externas del cuerpo, como pueden ser brazos, orejas, dispositivos de audición, prótesis externas de mamas, prótesis de dedos (Fig. 12) etc. Dentro de la clasificación de las prótesis externas se encuentran las extremidades artificiales, tales como manos, brazos, piernas, pies, etc. Las prótesis de extremidades se dividen en dos grupos: extremidades superiores y extremidades inferiores. Fig. 12 Prótesis externa de Dedos [11]

27 Marco Teórico 12 Prótesis de Extremidades Superiores: como su nombre lo indica, son aquellas utilizadas para remplazar la totalidad o parte del brazo perdido. Hay varios tipos dependiendo de la anatomía, y del lugar anatómico de la falta del miembro. [11] Parcial de Mano: entre la articulación de la muñeca y la parte distal de los dedos. Articulación de Muñeca: a partir de la articulación de la muñeca. Fig. 13 Prótesis Trans-Radial [11] Trans-Radial: entre la articulación de la muñeca y la articulación del codo (Fig. 13). Articulación del Codo: a partir de la articulación del codo. Trans-Humeral: entre la articulación del codo y la articulación del hombro. Articulación del Hombro: a partir de la articulación del hombro, el brazo completo.

28 Marco Teórico 13 Prótesis de Extremidades Inferiores: aquellas prótesis que se utilizan para suplir la carencia de cualquier parte del cuerpo entre la cadera y la parte distal del pie. Se clasifican de acuerdo el lugar anatómico de la falta del miembro. [12] Parcial del Pie: entre el tobillo y la parte distal de los dedos. Articulación de Tobillo: a partir de la articulación del tobillo. Trans-Tibial: también conocida como Bajo Rodilla, entre la rodilla y el tobillo. Articulación de Rodilla: a partir de la articulación de rodilla. Trans-Femoral: conocida también como Sobre Rodilla, entre la cadera y la rodilla, (Fig. 14). Articulación de Cadera: desde la articulación de la cadera, toda la pierna. Fig. 14 Prótesis Trans-Femoral [12] De todos los tipos de prótesis antes expuestas para la falta de extremidades inferiores, las más comunes y las más utilizadas son las Trans-Femoral y Trans-Tibial. 2.4 Prótesis Trans-Femoral [13] Anatómicamente es aquella prótesis que comienza o tiene su origen más arriba de la rodilla, por lo que abarca desde parte del fémur hasta el pie (como muestra la Fig. 15). La construcción de este tipo de prótesis exige el diseño de un mecanismo que funja como rodilla, además de la articulación de tobillo. Fig. 15 Amputación Trans-Femoral [13]

29 Marco Teórico Partes de una Prótesis Trans-Femoral. Como muestra la Fig. 16 las partes de una prótesis trans-femoral se pueden agrupar en cuatro grandes grupos: La sujeción y el encaje o socket (24, 29, 30) se encarga de sujetar la prótesis al muñón del paciente. Usualmente se usan válvulas de succión que retiran el aire entre la pierna residual y el encaje, sosteniendo el muñón por vacío. Articulación de Rodilla (2, 6, 7, 9, 10, 11, 12, 13) diseño mecánico formado por varias partes, para permitir el movimiento de flexión y extensión. Pilón o Tibia (13, 14, 15, 16) es la parte más grande y la que simula el hueso de la tibia. Articulación de Tobillo y Pie (17-27) es la parte más distal de la prótesis, incluye el diseño de la articulación del tobillo para darle la movilidad al pie, y el pie para el apoyo en el suelo. Fig. 16 Partes de Prótesis Trans- Femoral [12] Medias y Sujeción al Muñón, Encaje o Socket. Lo más común en las prótesis de miembros inferiores es la media de succión. Los dos problemas más grandes de este método son que al sudar se suelta la conexión, por otra parte conseguir colocarse la media en la misma posición todos los días es muy difícil.

30 Marco Teórico 15 Fig. 17 Encaje de Silicón [14] La nueva tendencia son las mangas de silicón (Fig. 17), estas son hechas a la medida del paciente (copiando la anatomía del muñón) y tienen grandes beneficios. Se pueden enrollar y rodarse como una media, no hay problemas de pérdida de sujeción o deterioro por el sudor, además que garantiza siempre la posición y colocación adecuada de la prótesis. [14] Articulación de Rodilla. Sin duda es el componente más complejo de la prótesis. Hay varios tipos, desde los más sencillos (un eje que sirve como pivote para que la prótesis se mueva) hasta los más sofisticados que incluyen rodillas hidráulicas y mecatrónicas. En la Fig. 18 se puede observar una rodilla hidráulica, ésta permite regular los ángulos del movimiento de la prótesis durante el caminar. Normalmente son de un solo eje, pero hay algunas multiejes que se asemejan más a una rodilla natural. [15] Fig. 18 Rodilla Hidráulica [15] Articulación de Tobillo y Pie. En casi todos los casos son diseñados como una pieza única. Esta parte de la prótesis es muy importante ya que proporciona el apoyo en el piso y además le da movilidad al pie. Son fabricados con gomas que permiten a su vez servir como amortiguador en la acción del caminar, (Fig. 19). [16] Fig. 19 Pie Artificial [16]

31 Marco Teórico Prótesis Trans-Tibial A diferencia de la Trans-Femoral, el paciente carece o le falta la extremidad bajo la rodilla. La persona mantiene su articulación natural de rodilla, (Fig. 20). Su diseño es más sencillo ya que no exige el diseño de la articulación de rodilla. Fig. 20 Amputación Trans-Tibial [13]

32 Marco Teórico Partes de una Prótesis Trans-Tibial. Como este tipo de pierna artificial no necesita el diseño de articulación de rodilla, las partes se clasifican en tres grupos, (Fig. 21): Encaje o socket, a diferencia de la prótesis transfemoral, permite la sujeción por una precompresión del muñón del paciente realizada por ajustes en el encaje. Comúnmente no usan válvulas de succión. Pilón o Tibia (15-18), imita al hueso de la tibia, su altura varía del nivel de la amputación del paciente. Articulación de Tobillo y Pie (19-27), permiten la movilidad del pie y el apoyo de la prótesis en el suelo respectivamente. Para las prótesis transtibial la descripción de las partes se ajusta idénticamente a las partes de una prótesis transfemoral, con la única diferencia que no requieren el diseño de la articulación de rodilla. Fig. 21 Partes de Prótesis Trans-Tibial [12] 2.6 Construcción de la Prótesis Soporte de Sujeción de la Prótesis, Encaje o Socket El diseño y la construcción de una prótesis van a depender de la disponibilidad económica y del material que se tenga al alcance. Sin embargo, algunos de los pasos y técnicas más utilizadas son repetitivas, ya que son muy pocas las compañías que fabrican prótesis de alta tecnología. A diferencia del diseño de las articulaciones y los adaptadores, el encaje no presenta significativas variaciones entre los fabricantes. A continuación en la Fig. 22 se muestra el esquema de construcción más utilizado [17] :

33 Marco Teórico 18 A. Un molde negativo del muñón es hecho envolviéndolo con una venda de yeso mojada. B. Modelo positivo del muñón es hecho llenando el molde anterior de una mezcla de yeso y agua. C. Después de que se han hecho las modificaciones al modelo asegúrese que las presiones para el ajuste sea correcto, una prueba de ajuste es hecha formando un soporte con una hoja calentada de plástico claro encima del modelo. D. El soporte plástico es probado en el paciente asegurándose que encaja apropiadamente. agua. E. Un nuevo modelo positivo es hecho llenando el soporte de una mezcla de yeso y F. El soporte o molde a ser usado en la prótesis definitiva se forma encima del modelo E, usando una mezcla de resina plástica y tela o una hoja calentada de plástico encima del modelo. Fig. 22 Esquema de Construcción de una Prótesis [17]

34 Marco Teórico Articulaciones Articulación de Rodilla. Para las articulaciones no hay un patrón establecido y depende de la creatividad y el conocimiento del diseñador, siempre y cuando se mantengan los rangos normales de movilidad de la articulación natural y no moleste al paciente. Articulación de Rodilla con Freno de Peso. Se usan dos ballestas en la articulación, para que cuando el paciente esté de pie y su peso recaiga sobre la prótesis, la fuerza del peso del cuerpo accione un freno (por el principio de la fricción) que impide el movimiento de la rodilla, (Fig. 23). [18] Fig. 23 Rodilla Artificial con Freno de Peso [18] Articulación de Rodilla Multi-Eje. Para proporcionar un mejor manejo de la prótesis Sobre Rodilla durante la posición de pie y al subir una escalera, los diseñadores han usado uniones mecánicas que cambian su centro de rotación dependiendo de la posición. También son conocidas como rodillas poli céntricas, (Fig. 24). Usado originalmente para el caso de desarticulación de la rodilla, ahora son usadas en prótesis cuando se desea más estabilidad del talón. La limitación primordial es que el rango de movimiento puede restringirse bastante, pero no para ser inaceptable en la mayoría de los usuarios. Fig. 24 Rodilla Poli céntrica [18]

35 Marco Teórico 20 Articulación de Rodilla Hidráulica. Para permitirle al amputado variar su velocidad de caminar, varios dispositivos hidráulicos están disponibles. En el sistema más simple, el pistón se sujeta a un pivote en la sección del muslo de la prótesis detrás de la articulación de la rodilla, y el cilindro se ancla a un pivote en el pilón o pierna artificial, (Fig. 25). Debido al flujo forzado de aceite a través de un agujero pequeño, la cantidad de resistencia requerida para una velocidad dada de caminar se proporciona automáticamente. Fig. 25 Rodilla Hidráulica [18] Articulación de Tobillo y Pies Artificiales El pie de un solo eje, (Fig. 26), proporciona la acción del tobillo por dos topes de caucho que pueden cambiarse para permitir más o menos movimiento según la necesidad del paciente. Fig. 26 Pie de un Eje [17] Fig. 27 Pie Multi-Eje [17] Un pie multi-eje como el de la Fig. 27, se recomienda a menudo para las personas que tienen que caminar en superficies desiguales e irregulares porque permite movimiento sobre todas las libertades del tobillo. Es ligeramente más pesado que los otros tipos de pies y requiere más mantenimiento.

36 Marco Teórico 21 El tipo más simple de pie no articulado es el SACH (solid ankle-cushion heel) tobillo sólido-talón acolchado, ver Fig. 28. En este pie la quilla es rígida. La acción del tobillo se proporciona por el talón de caucho suave que es comprimido durante la parte temprana de la fase del caminar. Las cuñas de caucho están disponibles en tres densidades: suave, medio, y duro. Fig. 28 Pie SACH [17] Fig. 29 Pie SAFE [17] SAFE (solid ankle-flexible-endoskeletal), (Fig. 29) tobillo sólido-parte interna flexible el Pie tiene la misma acción del SACH más la habilidad que tiene la planta del pie de confrontar superficies ligeramente irregulares (efecto amortiguador) y así hace más fácil para el amputado caminar encima de terreno desigual. En los recientes años, ha habido una proliferación de nuevas ideas para los pies artificiales. La mayoría se basa en la cantidad de energía absorbida. Estos pies acumulan energía en ciertas fases del caminar para luego ser entregada en las fases en el que el pie se ve más exigido. Aunque la idea original era proporcionarle más funcionalidad al atleta activo, los pacientes que son mucho menos activos han encontrado estos diseños útiles (Fig. 30). Fig. 30 Pies Acumuladores de Energía [17] Los pies no articulados (Fig. 31) son los más antiguos y los menos funcionales. Su carácter es más estético que funcional. Fig. 31 Pie no Articulado [17]

37 Marco Teórico Adaptadores Protésicos Hay muchos tipos de estos adaptadores, así como empresas que los fabrican, sin embargo, se puede decir que ya se han estandarizado en la mayoría de sus modelos, logrando compatibilidad entre componentes de diferentes fabricantes. Existen principalmente tres tipos de adaptadores: el Adaptador de Encaje (Fig. 32a) que permite la conexión del mismo al resto de la prótesis, el Adaptador de Pie (Fig. 32b) que permite conectar el pie artificial a la prótesis y el Adaptador Hembra (Fig. 33), que conecta a los dos primeros con el pilón o tibia artificial. Los materiales usados para la fabricación de estas piezas son principalmente acero inoxidable, aleaciones de aluminio y titanio, y su elección depende de la resistencia del material y el peso de la pieza. El más usado es el acero, ya que permite buena resistencia (mayor que la del aluminio) y es más económico que titanio. [19] Fig. 32 Adaptadores Protésicos de Encaje y de Pie [19]. a b Fig. 33 Adaptador Protésico Hembra tipo abrazadera [19].

38 Marco Teórico Características, Ventajas y Desventajas de Prótesis Convencionales y Prótesis de Alta Tecnología Prótesis de Baja Tecnología o Convencionales. Comprenden la mayoría de las empresas dedicadas a la construcción de prótesis y no requieren mucho dinero para su diseño ni estudios muy especializados. Entre alguna de las ventajas y desventajas de estas prótesis se encuentran: Pueden producirse con tecnología económica. Se hacen parecidas a los miembros naturales. Son cómodas para los usuarios. Los usuarios pueden acostumbrarse a las prótesis en pocos días. La parte del miembro debajo de la rodilla puede producirse en 2 horas. La parte sobre la rodilla puede producirse en 3 horas. Las prótesis pueden fabricarse en serie. Son muchísimas más económicas que las de Alta Tecnología. No tienen ningún tipo de actuador que facilite el movimiento. No se ajustan automáticamente según el requerimiento de la situación, velocidad del caminar, superficies accidentadas o irregulares, etc.

39 Marco Teórico 24 Ejemplo de Prótesis de Baja Tecnología. Fig. 34 Prótesis TIDF Las piernas artificiales producidas por TIDF, como la Fig. 34, no se oxidan porque el pie es hecho de plástico y es cubierto por fuera con poliuretano. El pilón es hecho de acero limpio y aluminio. Los miembros artificiales tienen el peso conveniente. Encaja bien y no lacera la piel de la pierna debido al poliuretano. Permiten la ventilación porque tienen más tela que resina. Pueden reducir la presión en la pierna ya que tienen cuatro juntas flexibles en el tobillo hecho de poliuretano que actúa como amortiguador. La longitud es ajustable en la parte de la pierna que es hecha de aluminio. Cada una de las partes es ajustable. Las partes son completamente hechas por el equipo de TIDF dentro del Reino de Tailandia.

40 Marco Teórico Prótesis de Alta Tecnología Son muy pocas las compañías que las producen por su elevado costo, aun están en procesos de investigación y son muy recientes. Pueden poseer todas las ventajas de las prótesis de baja tecnología en cuanto a comodidad. Su elaboración es más compleja y por ende requiere más tiempo. Pueden ser un poco más pesadas por tener otros elementos. Ayudan de forma activa al caminar, ajustándose automáticamente a las necesidades del paciente. El tiempo para acostumbrarse a usarlas es mayor. Su principal desventaja son sus elevados costos, inaccesibles para la mayoría de las personas que las necesitan. Ejemplo de Prótesis de alta Tecnología C-Leg. (Fig. 35) de Otto Bock (Alemania), Primera pierna computarizada. Se pueden fijar parámetros de seguridad dependiendo del paciente. Se adapta a los movimientos de la persona. Automáticamente se adapta a la velocidad haciendo 50 mediciones por segundo y 50 regulaciones de la válvula hidráulica en el mismo tiempo. El software puede ajustarse individualmente según los requisitos de seguridad y nivel de actividad del paciente. Estos ajustes hacen posible caminar fácilmente y de forma natural en niveles y superficies desiguales. Debido a la fiabilidad alta y las experiencias del fabricante, la garantía de la C- Leg puede extenderse de 4 a 5 años. Costo alrededor de $

41 Marco Teórico 26 Fig. 35 Prótesis C-Leg 2.10 Prótesis en Venezuela Como en la mayoría de los países en vías de desarrollo, Venezuela no cuenta con grandes empresas para la construcción de prótesis. Los problemas de falta de extremidades son resueltos principalmente con la importación de otros países y con la realización de prótesis convencionales por parte de hospitales, como el Hospital Ortopédico Infantil. Algunas universidades del país realizan investigación en el área, pero aun ningún proyecto es de carácter comercial. Actualmente se están creando otros centros de importación y de elaboración de prótesis en el país. Hay que destacar la labor del Técnico Fernando Carvalho, (Técnico Superior en Ortopedia, Universidad de Nueva York, y miembro de la Asociación de Técnicos Ortoprotésicos de Venezuela ATOPOV), corresponsal del Servicio Informativo Iberoamericano de la OEI, Caracas, Venezuela, que desde hace varios Fig. 36 Taller de BIOTECPRO

42 Marco Teórico 27 años tiene un taller en Los Flores de Catia (BIOTECPRO C.A., Fig. 36), un sector del oeste de la ciudad donde se concentra parte de la población caraqueña de precarios recursos económicos, en el cual elabora prótesis de bajos costos y que además con la ayuda del INCE se viene impartiendo enseñanza y adiestramiento en este programa, único para la fabricación de prótesis en el país.

43 Historia Médica del Paciente 28 CAPÍTULO 3 Historia Médica del Paciente Se está en presencia de un paciente de sexo Femenino de 15 años de edad con amputación congénita del miembro inferior izquierdo a nivel trans-tibial (entre la articulación de rodilla y la articulación de tobillo). Presenta un muñón largo que constituye aproximadamente 2/3 de la longitud total de la extremidad sana. El muñón tiene forma cónica (Fig. 37) y hay una distancia de 14cm desde la parte distal del muñón hasta el nivel plantar de la extremidad sana o el nivel del suelo. Para conocer el problema particular del paciente se realizó un estudio médico a partir de tomografías, se identificaron deformidades posturales existentes en la pierna afectada y las posibles causas asociadas al caso de estudio. Fig. 37 Fotografía de la Anatomía del Paciente. En la Fig. 38-a se muestra una Tomografía Axial Computarizada (TAC) en el plano frontal donde se puede apreciar de forma más clara la anatomía de la extremidad afectada. En la Fig. 38-b hay un detalle que muestra la amputación trans-tibial y la ausencia, por defecto de nacimiento, del peroné o fíbula.

44 Historia Médica del Paciente 29 Fig. 38 Tomografía Axial Computarizada del Paciente en plano frontal El paciente padece de Genu Recurvatum (deformación en el plano sagital de la articulación tibio-femoral) y Genu Valgus en el plano frontal. En la Fig. 39-a las líneas azules representan los ejes anatómicos del fémur y la tibia, mientras la línea verde corresponde al eje mecánico de la extremidad. Se puede apreciar que la medida del ángulo lateral correspondiente a la extremidad sana (pierna derecha) presenta un valor normal de 170, mientras que el ángulo de la extremidad amputada tiene un valor anormal de 165. Adicionalmente hay un desplazamiento medial (señalado en color rojo), del centro de la articulación de rodilla, de 20.5mm respecto al eje mecánico de la extremidad inferior, lo que ratifica la existencia de Genu Valgus [2]. La presencia en conjunto de estas dos deformidades es llamada ERD (External Rotary Deformity Recurvatum) y generalmente es asociada a una rotación externa de la articulación de tobillo debida a la rigidez de los músculos elevadores anteriores de la parte delantera del pie o pérdida de los músculos elevadores posterior laterales de la parte trasera del pie [20]. La deficiencia de estos músculos induce un movimiento de supinación en el pie que a su vez causa una rotación externa de la tibia [21]. Esto produce un momento de hiperextensión en la articulación de rodilla y un desplazamiento medial de centro de dicha articulación.

45 Historia Médica del Paciente 30 Fig. 39 Medidas y alineación de la articulación tibio-femoral del paciente Aunque la deformación se encuentra en la pierna amputada y ésta carece de los músculos elevadores que causan la patología, es posible que el paciente haya adquirido esta deformidad por el uso prolongado de una prótesis ineficiente. Un examen visual de la prótesis que usaba el paciente, reveló inestabilidad al nivel del tobillo causada por una ruptura. Adicionalmente la prótesis fue construida cinco años atrás cuando la paciente tenía 10 años de edad, con lo que las medidas antropométricas del paciente no correspondían a las actuales y han experimentado un crecimiento significativo por estar en pleno desarrollo. Con lo expuesto anteriormente, se puede decir que muy probablemente las deformidades sean adquiridas, y se deben al uso prolongado de una prótesis deteriorada y con medidas no acordes a la anatomía de la paciente. Esto se ratifica con el testimonio de la paciente, el cual ha Fig. 40 Prótesis Antigua del Paciente

46 Historia Médica del Paciente 31 manifestado una desmejora gradual en su ciclo de marcha, así como dolencias e incomodidades al usar la prótesis, evidenciado con necrosis, callosidades y ampollas en algunas zonas del muñón.

47 Diseño Conceptual 32 CAPÍTULO 4 Diseño Conceptual Luego que fue establecido y conocido el problema, y la necesidad de la paciente, se procedió a realizar un prediseño conceptual que contemplara las ideas básicas para resolver o suplir la necesidad. Se usaron varios mecanismos para generar ideas [22], un Brainstorming o tormenta de ideas permitió obtener un significativo número de propuestas, ignorando o descartando las soluciones ya existentes en el mercado. En este nivel no se emitió ningún juicio de carácter ingenieril que cuestionara la factibilidad del diseño. Se obtuvieron diferentes ideas en cada una de las tres partes principales de la prótesis: 4.1 Diseño Conceptual del Encaje Para el Encaje o Socket las ideas se generalizaron en dos: Una pieza rígida de geometría simétrica (Fig. 41) con un recubrimiento interno suave (como foamy o poliuretano) que se adapte a la anatomía del paciente, para permitir confort y evitar ampollas, callosidades y maltratos. Tanto la pieza rígida como el recubrimiento suave deben copiar, lo más posible la geometría anatómica del muñón del paciente sin descuidar su función estructural de contener y soportar el peso del mismo. Fig. 41 Socket de Geometría Simétrica

48 Diseño Conceptual Diseño Conceptual del Pie Artificial Se tuvieron varios diseños de pies artificiales con movimiento en la articulación de tobillo. En un primer modelo se pensó utilizar láminas de metal de espesor suficiente para soportar el peso del cuerpo, dobladas de forma tal, que existiera movimiento relativo entre la parte superior e inferior y que pudieran imitar el movimiento natural de la articulación, restringiendo los desplazamientos con unos resortes axiales como muestra la Fig. 42. Fig. 42 Pie Artificial de Láminas Fig. 43 Diseño de Pie Artificial Otro modelo consistió en una parte inferior maciza con una superficie cóncava donde pudiera deslizar una pieza con forma de medio cilindro. A su vez sobre esta pieza superior se colocó una pieza de material flexible, como una goma, que permitiera amortiguación y de esta forma disminuir el esfuerzo sobre el muñón. Un adaptador se sujetaría a la pieza superior en forma de medio cilindro y a la goma por medio de tornillos. La estabilidad del conjunto se pensó darla con un resorte de torsión que además restringiera los ángulos de movimiento de la articulación artificial. Una tercera opción fue comprar algún pie artificial de los disponibles en el mercado, evaluando los precios y la funcionalidad del mismo, adaptándolo a la necesidad del paciente.

49 Diseño Conceptual Diseño Conceptual de Adaptadores y Pilón Las ideas resultantes para los adaptadores y pilón (mecanismo de soporte) fueron las siguientes: Un primer modelo de los adaptadores se diseñó para que se unieran al pilón por medio de rosca. El adaptador del encaje en forma de copa, que ocuparía un área significativa, y se uniría al mismo por medio de remaches, mientras que el adaptador de pie se uniría a la parte superior del pie artificial por medio de tornillos, como se puede ver en la Fig. 44 Fig. 44 Adaptador de socket y pie, con rosca. Otro modelo, generado por analogía y similitud con adaptadores prostéticos ya existentes, consistió en adaptadores tipo abrazadera, donde el pilón fuese sujetado por presión debida a la compresión. El adaptador del encaje posee una superficie cóncava y se une al mismo por medio de un tornillo, mientras que el adaptador de pie es plano en la parte en contacto con el pie, también es sujetado por tornillo, como se muestra en la Fig. 45. Fig. 45 Adaptadores tipo abrazadera, para socket y pie.