Figura 1: "Tipos de socket". Fuente: Propia
Por Breno Muñoz
El socket es la parte más importante de una prótesis. El uso de esta depende de que el socket sea cómodo (Wagner, L., 2007, p.51). Tanto es así que el 20% de los usuarios abandonan sus prótesis debido a problemas asociados del socket (Biddiss, E., & Chau, T. , 2007, p.978). Por eso, se debe ser muy cuidadoso en su diseño.
La comodidad de un socket gira en torno a la temperatura, el agarre, el peso, la libertad de movimiento, la facilidad para colocarla y retirarla; y el dolor, la irritación, la aparición de ampollas, alergias, entre otros fenómenos similares, que llegue a experimentar el usuario (Ravensbergen, L., p.12). Entonces, existen ciertas consideraciones.
1. El agarre (presión contra el residuo) del socket es el canal de transmisión de fuerzas hacia el miembro residual. Mejor agarre es mejor propiocepción. (Sang, Y., et al, 2014, p.811).
2. El extra de carga durante actividad debe concentrarse en las zonas más tolerantes de residuo. El aumento del agarre será proporcional a la intensidad de la actividad (Sang, Y., et al, 2016, p. 247).
3. El volumen del residuo cambia incluso durante el mismo día. Esto altera el agarre (Paterno, L., et al, 2018, p.9).
4. La mayoría de los materiales usados en sockets, liners y prótesis son malos conductores de calor y acumulan desechos y sudor. Sin embargo, las siliconas y poliuretanos muestran mejor desempeño (Klute, G., et al, 2007, pp.296-298; Lafiti, R., et al, 2015, p.613).
5. La temperatura, el sudor y la fricción piel-socket son directamente proporcionales (Klute, G., et al, 2007, pp.297).
Actualmente, ningún socket comercial puede resolver todos los problemas asociados a su uso. Esto se debe a la complicada interdependencia entre requerimientos de diseño. Por ejemplo, para evitar el sobrecalentamiento podría diseñarse hoyos en la estructura del socket. Sin embargo, hacer esto significaría exponer la interfaz a contaminaciones externas y a una disminución del área de contacto, es decir, a menos distribución de las fuerzas que ejerce la prótesis sobre el residuo cuando este se mueve. Es decir, sus calidades se encuentran en relación inversa.
La oferta actual de sockets puede categorizarse en sockets cerrados y abiertos. Los primeros envuelven todo el miembro residual y los segundos no, pues poseen hoyos para la ventilación y/o la libertad de movimiento [ver figura 1-14]. Según la suspensión que utilicen, serán endógenos (liners, vacío o compresión) o exógenos (correaje estilo 8 y/o 9).
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Patentes en suspensión
Por Fernando Leiva, Sergio Castillo y Tyrone Morales
Accesorio de placa/socket para bomba de vacío de miembro artificial
Se usa un liner con un volumen menor al del muñón para revestimiento total de este; luego se posiciona el socket, el cual está conectado a una máquina de vacío que succiona el aire para que este y el linner puedan estar en total contacto. (Caspers and MacKenzie, 2002)
Socket protésico modular y métodos para hacer lo mismo
Socket para miembro superior que se adapta biomecánicamente al individuo, formado por componentes de ensamblaje como “struts” a lo largo del socket conectados mediante un soporte que los rodea a estos y al socket. (Hurley and Williams, 2012)
Socket de respuesta variable activado dinámicamente, con bomba hidráulica
Socket para miembro inferior que regula su forma mediante un mecanismo que genera vacío, este se activa cuando se aplica fuerza en sentido contrario al peso de la persona. A su vez tiene un sistema hidráulico que ayuda al soporte y a la estabilidad de la persona en el socket. (Caspers, 2009)
Socket autoinflable con gel encapsulado
Socket para miembro inferior que posee un centro gelatinoso, rodeado por una cubierta interior flexible que protege el centro gelatinoso evitando que el sudor estropee su composición. Además, entre la cubierta interior y la exterior se encuentra una esponja autoinflable que se ajusta de acuerdo a los cambios volumétricos del muñón.
Prótesis ajustable
Socket de miembro inferior con una ventana en el costado que permite la vista del mecanismo de autoajuste, que funciona con el uso de una cuerda, de la cual al tirar, permite aumentar la presión del socket al muñón, consiguiente un mejor agarre de este. (Pacanowsky et al., 2010)
Sistema de encaje interior de prótesis
Sistema de encaje interior que con receptáculos para componentes de la prótesis, de los cuales uno de ellos es una escotadura para la transmisión de señales mioeléctricas la cual cierra herméticamente. (Klein, 2016)
1. Autoajuste al miembro residual
2. Costo total menor a 100 dólares
3. Ajuste variable por tecnología de compresión-liberación
4. Peso menor o igual a la porción amputada
5. Debe conservar por lo menos el 60% del rango de movimiento
6. Debe soportar como mínimo 0.5 kg de carga distal, de acuerdo a la actividad de la paciente
6. Presión total dentro del socket debe ser alrededor de 4,6 kPa (Sang, Y. et al., 2014)
7. Uso fácil
8. Material hipoalergénicos
9. Control de la temperatura alrededor de los 30ºC
10. Control de la sudoración
11. Control bacteriano
12. Mínimo mantenimiento posible
13. Mínimo tiempo de manufactura posible
Referencias
Biddiss, E., & Chau, T. (2007). Upper-Limb Prosthetics. American Journal of Physical Medicine & Rehabilitation, 86(12), 977–987. doi:10.1097/phm.0b013e3181587f6c
Caspers, C. (2009). Dynamically-activated variable response socket with hydraulic pump. US 2010/0312360 A1.
Caspers, C. and MacKenzie, M. (2002). Plate/Socket attachment for artificial limb vacuum pump. US 6,926,742 B2
Hurley, G. and Williams, J. (2012). Modular prosthetic socket and methods for making same. US 2013/0123940 A1.
Klein, C. (2016). Sistema de encaje interior de prótesis. 2 592 715.
Klute, G. K., Rowe, G. I., Mamishev, A. V., & Ledoux, W. R. (2007). The thermal conductivity of prosthetic sockets and liners. Prosthetics and Orthotics International, 31(3), 292–299. doi:10.1080/03093640601042554
Latifi, R., et al. (2015). Advances in Surgery Trauma and Critical Care. New York, USA: Springer Science+Business Media LLC New York.
Murphy, D.(1a.). (2013). Fundamentals of amputation care and prothetics [figura 4 y 5]. New York, USA: Demos Medical Publishing LLC.
Pacanowsky, A., Glaister, B., Schoen, J. and Mulholland, K. (2010). Adjustable prosthesis. US 2010/0274364 A1.
Paterno, L. et al. (2018). Sockets for Limb Prostheses: A Review of Existing Technologies and Open Challenges. IEEE Transactions on Biomedical Engineering, 65(9), 1996–2010. doi:10.1109/tbme.2017.2775100
Ravensberger, L.(2010). Design of a transradial socket (Tesis de pregrado)[figuras 2 y 3]. Recuperado de http://citeseerx.ist.psu.edu/viewdoc/download?doi=10.1.1.897.3818&rep=rep1&type=pdf
Sang, Y., Li, X., & Luo, Y. (2016). Biomechanical design considerations for transradial prosthetic interface: A review. Proceedings of the Institution of Mechanical Engineers, Part H: Journal of Engineering in Medicine, 230(3), 239–250. doi:10.1177/0954411915624452
Sang, Y. et al. (2014). A novel socket design for upper-limb prosthesis. International Journal of Applied Electromagnetics and Mechanics. 45(1), 881–886. doi: 10.3233/JAE-141920
Wagner, L. et al. (2007). Reasons for prosthetic rejection by children with unilateral congenital transverse forearm total deficiency. Journal of Prosthetics and Orthotics, 19(2): 51–54.