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INDICE

INTRODUZIONE…………………………………………………………...…………..pag. 2 SCOPO DELL’ ELABORATO…………………………………………………..……pag. 3 Ia SEZIONE: Ambito della ricerca

1.1 Definizione e storia della disabilità………………...………..……………….pag. 3

1.2 Dati sui disabili…………………………………………….………………...…pag. 5

1.3 Classificazione IPC……………………………………………………………pag. 6

1.4 L'amputato transtibiale e transfemorale……………………………..……..pag. 7

1.5 La struttura della protesi (da cammino e da corsa)………………...……..pag. 8

IIa SEZIONE: Strumenti e Metodi

2.1. Strumenti e tecniche di analisi del movimento…………………….……..pag. 11

2.2 Analisi della corsa di atleti normodotati…………………….….…………..pag. 13

IIIa SEZIONE : Risultati e discussione

3.1 Analisi della corsa di atleti amputati monolaterale ……...…….……….pag. 15

3.3 Analisi della corsa di atleti amputati bilaterale ……….…………………pag. 20

IVa SEZIONE: CONCLUSIONI

4.1 Il caso Pistorius, proposta di uno studio più approfondito……………….pag. 23

BIBLIOGRAFIA………………………………………………………………...…….pag. 25

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INTRODUZIONE

La prestazione atletica viene influenzata e condizionata da una serie di fattori che

hanno un peso diverso a seconda dell’attività sportiva svolta: fattori anagrafici,

antropometrici, psicologici (attitudine, motivazione) ambientali (temperatura,

altitudine), organico-funzionali (caratteristiche metaboliche) e fattori specifici di ogni

sport (attrezzi da gara, tattica di gara) [1]. L’intervento di tutti questi fattori e il ruolo

da essi svolto è sintetizzato valutando la prestazione come il prodotto tra la potenza

che l’atleta è in grado di esprimere e il costo energetico della prestazione [2]. Nel

caso di atleti amputati esiste un fattore aggiuntivo che influenza la prestazione:

l’ausilio protesico. A tal proposito, viste le molte possibilità di scelta tra i componenti

della protesi, è di grande utilità, per un corretto allenamento statico e dinamico,

l’analisi della corsa con i sistemi optoelettronici. I risultati di alto livello in ogni sport, al

giorno d’oggi, sono il frutto, non solo di talento naturale, ma di una preparazione

tecnico atletica sempre più scientifica e metodica: i sistemi optoelettronici sono ausili,

che consentono di valutare la prestazione e di monitorare l’allenamento al fine di

ottimizzare la performance dell’atleta, sia questo normodotato o protesizzato.

Sull’ analisi della corsa di atleti amputati monolaterali, esperti del settore del calibro

di Buckley, Cerniecky o Geil, hanno compiuto studi pubblicati nel corso degli ultimi

dieci anni sulle più autorevoli riviste scientifiche mondiali [3,4,5,6,7,8,9,10,11,12,13].

Questi studi ci dicono che l’efficienza dei piedi meccanici è dell’ 80% contro il 241%

della caviglia umana e l’articolazione dell’anca di un soggetto protesizzato compie un

lavoro di circa tre volte superiore rispetto al lato dell’arto sano. Sono pochi invece gli

studi relativi a soggetti amputati bilaterali, se si escludono quelli fatti relativamente al

cammino e l’indagine commissionata dalla IAAF dopo il caso Pistorius.

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SCOPO DELL’ELABORATO

Sono pochi i disabili che praticano sport ad alti livelli e, forse per questa ragione,

sono pochi gli studi in letteratura sull’analisi della corsa di atleti amputati.

Nei paesi di cultura anglosassone (Usa,Gran Bretagna,Australia) esistono dei

programmi di inserimento sportivo subito dopo il trauma nel caso di soggetti invalidi

in seguito ad incidente e fin dall’infanzia nel caso di disabilità dalla nascita, mentre

invece negli altri paesi occidentali la diffusione dello sport tra i disabili è inferiore

perché meno supportata dalle istituzioni: infatti in Italia solo 20.000 disabili praticano

lo sport agonistico come iscritti al Comitato Paralimpico [23], solo l’1% dei 2.600.000

disabili presenti in Italia, secondo il censimento ISTAT del 2001 [24].

Per quanto riguarda poi gli amputati bilaterali, la carenza di studi scientifici e la

questione relativa alla partecipazione di Pistorius alle Olimpiadi di Pechino con i

normodotati, ha reso necessario un approfondimento sull’argomento.

Partendo quindi dagli studi presenti in letteratura, da quelli compiuti dall’Ing. Bonacini

e dal Dott. Brüggemann, si vuole elaborare una proposta di uno studio più

approfondito sul caso Pistorius.

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Ia SEZIONE: AMBITO DELLA RICERCA

1.1 Definizione e storia della disabilità

La definizione di disabile si basa sulla proposta dell’Organizzazione mondiale della

sanità che nel 1980 pubblicò un primo documento dal titolo International

Classification of impairments, Disabilities and Handicaps (ICDH) [25]. In tale

documento si faceva l’importante distinzione tra “menomazione” (impairment), intesa

come qualsiasi perdita o anomalia a carico di strutture o funzioni psicologiche o

anatomiche; la disabilità (disability) è considerata come qualsiasi limitazione o

perdita della capacità di compiere attività considerate normali e l’handicap come la

condizione di svantaggio sociale che si manifesta a seguito dell’interazione con

l’ambiente. Mentre la menomazione ha carattere permanente, la disabilità dipende

dall’attività che l’individuo deve esercitare e l’handicap esprime lo svantaggio che ha

nei riguardi degli altri individui. Nel 2001 l’Organizzazione Mondiale della Sanità ha

elaborato un nuovo strumento, l’ICF: International Classification of Functioning,

Disability and Healt. Il nuovo documento sostituisce i vecchi termini “impairment,

disability e handicap” con altri termini, che fanno riferimento ad uno stato più

generale di salute: le funzioni corporee sono le funzioni fisiologiche dei sistemi

corporei, incluse le funzioni psicologiche; le strutture corporee sono le parti

anatomiche del corpo; l’ attività è l’esecuzione di un compito o di un’azione, la

partecipazione è il coinvolgimento di un individuo in una situazione di vita. Si tratta

quindi di una classificazione “positiva”, che parte dal funzionamento, per dire se, e

quanto, ciascuno se ne discosta: la limitazione delle attività implica le restrizioni alla

partecipazione. La classificazione elenca anche i fattori contestuali che interagiscono

a determinare una situazione di disabilità. La disabilità viene infatti definita come la

conseguenza di una complessa relazione tra la condizione di salute di un individuo, i

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fattori personali e i fattori ambientali. [14] L’inserimento di individui con disabilità in un

contesto sportivo è un fatto recente: ha inizio dopo la seconda guerra mondiale in

Inghilterra, presso l’ospedale militare di Stoke Mandeville ad opera del prof. Ludwing

Guttman che avviò la sport-terapia come attività riabilitativa per lesionati midollari e

amputati, dando il via anche ai primi Giochi Internazionali per Disabili (le

Paraolimpiadi). In Italia, il prof. Manlio Antonio, allora direttore del centro INAIL [26]

di Ostia, negli anni ’50 iniziò un lavoro specifico di riabilitazione basato anche

sull’attività sportiva. Nel 1960 si svolse la prima Olimpiade per disabili a Roma. Alle

Paraolimpiadi del 1976 a Toronto parteciparono per la prima volta anche atleti ciechi

e amputati. Nel 1982 le varie associazioni per disabili (amputati, ciechi, para-

tetraplegici e cerebrolesi) si unirono fondando un loro comitato internazionale (ICC)

per il coordinamento delle manifestazioni internazionali. Negli anni il movimento

Paraolimpico è notevolmente cresciuto e nel 1989 fu fondato a Düsseldorf, in

Germania, il Comitato Paraolimpico Internazionale (international Paralympic

Committee – IPC) che sostituì il precedente ICC. [27] In Italia, all’inizio degli anni ’80,

la vecchia Federazione Italiana Sportiva Disabili (ANSPI), si trasformò in FISHa –

Federazione Italiana Sport handicappati – in seguito riconosciuta dal CONI. La

circolare del Ministero della sanità (24 ottobre del 1988) sulla “Tutela sanitaria dello

sportivo portatore di Handicap” ha dato un nuovo riconoscimento all’attività sportiva

degli atleti disabili, riconoscendo agli sportivi disabili la qualifica di atleti agonisti a

pieno titolo e comunicando le norme relative alla concessione dell’idoneità sportiva.

Nel 1990 la FISHa ha cambiato nuovamente nome diventando FISD, Federazione

Italiana Sport Disabili che rappresenta e riunisce tutte le disabilità in campo sportivo.

Lo Stato ha attribuito compiti aggiuntivi alla FISD individuandola quale Comitato

Italiano Paraolimpico [23] (legge istitutiva del CIP: n° 189 del 15 luglio 2003) e ha

riconosciuto a questo organismo una valenza sociale, il cui obiettivo è di promuovere

6

la massima diffusione della pratica sportiva per disabili in ogni fascia di età e

popolazione.

1.2 Dati sui disabili

È molto difficile riuscire a reperire dati quantitativi e qualitativi affidabili sulla

popolazione disabile in Italia e ancor più difficile avere un numero degli sportivi non

agonisti; è inoltre difficile per gli operatori che effettuano questo tipo di censimenti,

ottenere informazioni più dettagliate e precise delle famiglie dei disabili (tante

famiglie compilano i questionari dei censimenti omettendo la disabilità dei figli) [24].

NUMERO DI PERSONE DISABILI DI 6 ANNI E PIU’ CHE VIVONO IN FAMIGLIA, PER SESSO E CLASSI DI ETA’. ANNO 1999-2000. DATI IN MIGLIAIA. Età 6-14 15-24 25-44 45-64 65-74 75 e più totale Maschi 40 27 81 153 204 389 894 Femmine 40 32 82 209 323 1.035 1.721

Totale 80 59 163 362 527 1.424 2.615

Tab. 1 Censimento ISTAT 2001, indagine sulle condizioni di salute e ricorso ai servizi sanitari, 1999-2000

La principale fonte di dati utilizzata per stimare il numero di disabili presenti in Italia è

l’Indagine ISTAT sulle condizioni di salute e il ricorso ai servizi sanitari. Da quanto

risulta da questi documenti i disabili sono circa 2.615.000, pari quasi al 5% della

popolazione e di essi 1.204.000 hanno disabilità motorie e il 5% ha meno di 44 anni.

La categoria degli amputati di arto inferiore comprende individui amputati in seguito

ad incidenti stradali, ad infortuni sul lavoro e in seguito a problemi vascolari, in

prevalenza dovuti a diabete. La fascia più numerosa è quella di anziani soggetti a

diabete. Secondo le certificazioni INAIL nel 2006 i soggetti con lesione di arto

inferiore, in seguito ad infortunio sul lavoro erano 144.000. Non si conosce la cifra

relativa ai soggetti amputati. Per quanto riguarda gli invalidi civili non abbiamo dati

precisi, ma secondo stime ufficiose, in funzione dei dati forniti dalle officine

ortopediche e dal Fioto [28] si raggiunge quasi il mezzo milione di individui. L’1% di

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disabili pratica attività sportiva ed il 60% di questi ha un’età compresa tra i 6 e i 44

anni. Sono circa 20.000 i disabili tesserati al CIP (Comitato Italiano Paraolimpico)

che praticano sport nel nostro paese.

1.3 Classificazione IPC

L’obiettivo di ogni sistema di classificazione è raggruppare insieme atleti con lo

stesso potenziale motorio, psichico e sensoriale, in modo da consentire un confronto

equo tra atleti con le stessa capacità funzionali residue. La classificazione di un

atleta (disabile fisico) si effettua con una valutazione di carattere medico (forza

muscolare e mobilità articolare) e una di carattere funzionale (gesto atletico). [27]

Ad oggi si distinguono le seguenti categorie ( T : Track, la corsa, F: Field, i lanci):

tetraplegici T51 – T52 paraplegici T53 – T54 amputati T41 – T42 – T43 – T44 – T45 – T46 nani T40 cerebrolesi T31 – T32 – T33 – T34 – T35 – T36 – T37 – T38 dir-a T20 ipovedenti e non vedenti T11 – T12 – T13 Dopo Seul 1988 la riduzione delle categorie ha comportato l’emarginazione delle

patologie più gravi nell’ambito di una stessa disabilità: purtroppo il fine agonistico e

spettacolare promuove la ricerca del limite della performance dell’atleta e perciò

favorisce individui con limitazioni funzionali inferiori.

Ecco una descrizione più dettagliata delle categorie degli amputati: [27]

T40 Nani (Dwarf athletes), T41 bilaterali trans femorali, T42 Unilaterali trans femorali, T43 bilaterali trans tibiali, T44 Unilaterali trans tibiali, T45 bilaterali di braccio T46 Unilaterali di braccio Vengono inseriti in queste classi i Les Autres, ossia coloro che hanno una

funzionalità articolare compromessa a livello di ginocchio o caviglia, considerati

equivalenti, dal punto di vista funzionale, agli atleti amputati di coscia o gamba.

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1.4 L’amputato transtibiale e transfemorale

La perdita di un arto o di una parte di esso in seguito a processi patologici, traumi o

malformazioni, sconvolge il normale modello motorio di un individuo e rappresenta

oltre ad una limitazione funzionale dell’autonomia personale, anche un grave trauma

psicologico. Il recupero psico-fisico deve essere accompagnato dalla presa di

coscienza e dalla consapevolezza dei movimenti che il moncone, la parte residua

dell’arto amputato, può svolgere [16,17]. Con il termine amputazione s’intende la

resezione del segmento distale di un arto, ottenuta sezionando lo scheletro nella sua

continuità; per disarticolazione invece si intende la demolizione fatta attraverso

un’interlinea articolare. Il chirurgo deve conoscere il grado di vitalità dei tessuti

dell’arto ed in particolare della cute: tale conoscenza influenza direttamente il livello

di amputazione. La ferita infatti, può non cicatrizzarsi con successo se la cute ed i

tessuti più profondi non hanno una sufficiente irrorazione sanguigna. L’amputazione

dovrebbe essere eseguita in modo tale da fornire un moncone che conservi una

buona mobilità con una muscolatura funzionale e con un efficiente circolazione. Le

cicatrici operatorie devono essere perfettamente chiuse e non dolenti, in modo da

permettere l’utilizzo di una protesi ben tollerata e funzionalmente efficace. La ricerca

in campo protesico nasce dall’esigenza di fornire all’amputato una protesi idonea dal

punto di vista anatomico, biomeccanico ed estetico, in grado di consentire il recupero

dell’autonomia compromessa e quindi di favorire il suo reinserimento nella vita

sociale e lavorativa. L’efficacia della protesizzazione del paziente dipende dalla

fornitura di un efficiente e confortevole prodotto e allo stesso tempo da un buon

addestramento all’uso della protesi: solo dal connubio tra il trattamento protesico e

quello riabilitativo si ottiene un buon risultato. Tra le amputazioni di arto inferiore

distinguiamo a seconda del livello: le amputazione di piede, di gamba, le

disarticolazione del ginocchio, le amputazione di coscia e le disarticolazione

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dell’anca. La scelta del tipo di protesi dipende da numerosi fattori: dalle condizioni

del moncone, dal numero e dalla mobilità delle articolazioni residue, dall’unilateralità,

dalla mono o bilateralità dell’amputazione, dal livello dell’amputazione, dalle

condizioni psicofisiche del paziente, dall’età, dal peso e dallo stile di vita del paziente

prima del ricovero.

1.5 La struttura della protesi

I componenti principali delle protesi ortopediche di arto inferiore sono I seguenti:

cuffia, invaso, struttura tubolare, piede e cover (rivestimento estetico).

Fig 1 Protesi Fig 2 Protesi trans femorale Fig3 Cuffia e invaso Fig 4 Allineamento invaso-piede Transtibiale per transfemorale protesi trans tibiale da correre

L’invaso è la parte soggettiva della protesi, realizzata su misura del paziente su

modello di gesso positivo del moncone. L’invasatura può essere realizzata a pareti

rigide o flessibili: l’invasatura a pareti rigide è realizzata con calze tubolari di fibra di

carbonio (per creare un invaso sottile e leggero, ma resistente) con resina acrilica da

laminazione. L’invasatura a pareti flessibili (ISNY) fu ideata nei primi anni ’80

dall’islandese Ossur Kristinsson in collaborazione con G.Holmgren (Svezia) e

l’University Medical School di New York. Questo tipo di invasatura è costituita da

pareti flessibili, sottili, trasparenti, e da un telaio portante in fibra di carbonio che

trasmette i carichi alla parte meccanica della protesi. L’adozione dell’invasatura

10

flessibile comporta una riduzione del peso della stessa, pari circa al 12-15% rispetto

a quella a pareti rigide e una maggiore adattabilità, seppur limitata, alle variazioni di

volume del moncone a seguito delle contrazioni muscolari. [16,17]

Le cuffie o liner sono “calze” di materiali morbidi ed elastici (polimerici, silicone,

urtano e stirene), con la funzione di proteggere il moncone da traumi e urti durante la

camminata. Per la corsa, l’applicazione più utilizzata è la cuffia in poliuretano di Otto

Bock [29], che garantisce un buon confort e soprattutto piccole deformazioni sotto i

carichi elevati esercitati durante la corsa. L’invaso e il piede sono collegati da tubi di

titanio o fibra di carbonio (struttura tubolare) con attacchi a piramide o a forma di “L”

o “T” a seconda delle esigenze. La parte attiva della protesi è rappresentata dai

piedi, ormai, quasi tutti realizzati in fibra di carbonio, che sono definiti dinamici o “a

restituzione di energia”. L’utilizzo dei tessuti in fibra di carbonio deriva da

un’applicazione tecnologica del settore aeronautico militare: i famosi B52 e gli

Stealth dell’aviazione statunitense. Questa innovazione ha comportato un sensibile

miglioramento nella qualità della vita degli individui amputati, perché il piede assorbe

energia nel caricamento del peso durante la fase di stance e restituisce questa

energia durante la fase di swing che consente una camminata più fluida, con una

maggiore stabilità e una riduzione dei traumi al moncone e della fatica per l’utente.

La struttura delle protesi da correre è differente e più semplice rispetto a quelle da

camminare perché comprende solamente una cuffia, un invaso e un piede in fibra di

carbonio a forma di falce , fissato all’invaso tramite una staffa.

I piedi più utilizzati per la corsa da soggetti amputati trans tibiali sono il Cheetah di

Ossur (Fig 6) e lo Springlite di Otto Bock (Fig 7) che si differenzia dal precedente per

un flesso in prossimità del punto di contatto con il terreno in modo da offrire

un’ammortizzazione maggiore. Gli amputati transfemorali utilizzano piedi a forma di

“L” o “C”. Le protesi transfemorali da cammino sono costituite dalle stesse

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componenti di quelle transtibiali con l’aggiunta del ginocchio che può essere

meccanico o elettronico, mentre quelle da correre utilizzano solo ginocchi meccanici.

Fig. 5 Esempio piede cammino Fig 6 Piede da correre Cheetah Fig 7 Piede da correre Springlite

Il peso corporeo viene trasmesso all’invasatura quasi esclusivamente tramite la

tuberosità ischiatica. Il ginocchio tecnologicamente più avanzato per il cammino è

quello a controllo elettronico, il C-LEG, che dispone di un sistema elettronico capace

di controllare automaticamente l’articolazione (flessione e estensione) in funzione

delle sollecitazioni, grazie ad un sofisticato microprocessore.

IIa SEZIONE: STRUMENTI E METODI

2.1 Strumenti e tecniche di analisi del movimento

La Gait analysis (GA) o analisi computerizzata della deambulazione [18] è un’analisi

integrata multifattoriale che permette di acquisire contemporaneamente dati relativi

alla cinematica (per es. le traiettorie del movimento e gli angoli delle articolazioni),

alla dinamica (per es. lo scambio di forze al terreno) ed all’attivazione muscolare

(elettromiografia o EMG). L’unità di misura di base della Gait Analysis è il gait cycle,

definito dall’istante di contatto di un piede con il terreno, fino al contatto successivo

dello stesso piede al suolo. Il Gait cycle può essere diviso in due fasi principali:

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� La stance phase o fase di appoggio: l’intervallo di tempo durante il quale il piede

è a contatto con il terreno. Nel cammino di soggetti normali è circa 60%

� La swing phase o fase di volo: l’intervallo di tempo durante il quale il piede non è

a contatto con il suolo, rappresenta circa il 40% del gait cycle.

Tra le tecniche di studio del movimento ci sono i sistemi optoelettronici, tra cui il

sistema VICON (di cui è distributore per l’italia l’azienda AURION [30] e l’ELITE di

BTS [31]). I sistemi optoelettronici sono in grado di misurare le coordinate

tridimensionali di marker cioè elementi di materiale catarifrangente che vengono

apposti in particolari punti di repere anatomici (landmarks). I marker sono illuminati

ad intervalli regolari da una sorgente di luce in prossimità dell’infrarosso proveniente

da ciascuna telecamera ed il riflesso viene “catturato” dalla telecamera stessa che

attraverso la Workstation ricava elabora la posizione dei marker. Note le coordinate

tridimensionali dei marker è possibile quindi calcolare traiettorie, gli angoli (flesso-

estensione, abdo-adduzione e extra-intra rotazione), le velocità e le accelerazioni di

tutte le articolazioni (cinematica del movimento). Le telecamere devono essere

disposte in modo che in ogni momento sia possibile vedere una coppia di marker e

ciascun marker deve essere visibile da almeno una coppia di telecamere (analisi

simultanea da più punti di vista). [18] E’ stato utilizzato per l’analisi cinematica il

sistema optoelettronico VICON Motion System. Per ricavare i dati relativi alla

dinamica, vengono utilizzate le piattaforme di forza Kistler, sistemi in grado di

misurare le forze scambiate al terreno quando il piede va a contatto con la pedana.

Le pedane di forza misurano la forza in Newton (0,986 kg = 1N), lungo tre assi: X,

asse antero-posteriore, Y, asse medio-laterale, Z, asse verticale. Il risultato della Gait

Analysis è quindi un report che contiene:

� I parametri antropometrici, nel caso del Vicon, secondo il protocollo Kadaba:

altezza, peso, lunghezza gamba (distanza tra cresta iliaca ed il punto intermedio

13

tra malleolo interno ed esterno), distanza tra i condili femorali (diametro del

ginocchio), distanza tra i malleoli (diametro della caviglia), distanza tra le creste

iliache anteriori (larghezza del bacino) e spessore del bacino per quanto riguarda

gli arti inferiori.

� I parametri spazio temporali: larghezza e lunghezza del passo dei due arti,

cadenza (numero di passi al minuto – 129 step/min nella norma), velocità del

cammino (1m/s nella norma), durata della fase di stance e della fase di swing.

� I grafici degli angoli (cinematica), delle forze e dei momenti (dinamica) del bacino,

dell’anca, del ginocchio e della caviglia sui diversi piani.

� I dati elettromiografici: acquisizione del segnale elettronico associato alla

contrazione dei muscoli, su cui vengono posizionati degli elettrodi superficiali

(forniscono una misura del lavoro muscolare).

2.2 Analisi della corsa di atleti normodotati

La corsa è una consecuzione di passi in cui, a momenti di appoggio singolo dei piedi

a terra, si succedono momenti di volo, in una sequenza di movimenti delle gambe

che si ripetono in maniera omologa alternata. Lo sprint è un tipo di corsa che si

sviluppa su brevi distanze ad alte velocità: l’obiettivo dello sprint è coprire brevi

distanze nel minor tempo possibile. [19] La durata della fase di stance diminuisce in

modo inversamente proporzionale alla velocità della corsa: da circa il 60% durante la

camminata, al 30% nel running (mezzofondo e fondo), fino a circa il 20% nello sprint

di atleti professionisti. Di conseguenza, la fase di swing aumenta (diventa circa il

80%) e non esiste più la fase di double support, in quanto il contatto avviene sempre

solo con un piede, anzi esiste la fase di double swing in cui entrambi gli arti sono in

volo. [2] Il ciclo dello sprint di un atleta normodotato inizia quando un piede tocca il

terreno e termina quando lo stesso piede dopo la fase di volo entra nuovamente in

14

contatto con il terreno (fasi di stance e swing). La stance phase è a sua volta

suddivisa in due sottofasi: absorpition phase, dall’initial contact (IC) al Mid Stance

(MSt) e generation phase o fase propulsiva, dal Mid Stance al Toe-Off (TO). Allo

stesso modo avviene per la fase di Swing.

Fig. 8 Suddivisione in fasi dello sprint cycle Fig 9 Variazione della quota del COG rispetto al terreno

Nell’initial contact, il centro di massa (COG) assume la posizione più vicina al

terreno, quando l’avampiede tocca il suolo, l’anca è flessa, il ginocchio quasi

completamente esteso e la caviglia, grazie alla contrazione del tibiale anteriore è in

posizione dorsiflessa. Questa fase è definita come “absorption phase”, fase di

assorbimento, poiché prevalgono le forze di decelerazione: infatti la forza propulsiva

è anteriore rispetto alle articolazioni anca e ginocchio, eccetto alla caviglia rispetto

alla quale è posteriore e crea un momento di flessione plantare. La forza propulsiva è

uguale e contraria alla forza di reazione scaricata al terreno ed è responsabile della

flessione o estensione delle articolazioni. Nell’istante di Mid Stance quando le

articolazioni di anca e ginocchio avanzano rispetto alla caviglia e soprattutto rispetto

alla forza di reazione scaricata al terreno, inizia la “generation phase”, la fase

propulsiva. La fase di stance termina con il toe-off, il momento di distacco del piede

dal terreno. Nella fase di Mid Swing l’anca è flessa e la tibia è in posizione verticale

e perpendicolare al terreno sotto controllo del quadricipite; in questo momento finisce

la fase di swing generation e inizia la fase di swing absorption. In questa ultima fase

l’arto si trova ormai in avanzamento, si prepara al contatto con il terreno; gli estensori

15

dell’anca favoriscono la ricerca dell’appoggio nel più breve tempo possibile (evitando

eccessiva decelerazione). In preparazione allo shock per l’impatto al suolo, si attiva

il quadricipite e l’anca, che prima era in abduzione, si avvicina alla mediana in

adduzione. Per massimizzare la propulsione orizzontale ed evitare perdite di velocità

il bacino ruota esternamente prima dell’initial contact.

IIIa SEZIONE : RISULTATI E DISCUSSIONE

3.1 Analisi della corsa di atleti amputati monolaterali

Le analisi che verranno descritte sono il risultato dell’attività di ricerca svolta dall’ Ing.

Bonacini durante il Dottorato di Ricerca in Disegno e Metodi di Sviluppo prodotto

presso il Politecnico di Milano, con referente il Prof. Cugini, mirato alla realizzazione

di un nuovo piede da correre in fibra di carbonio. Gli studi e le acquisizioni sono state

realizzate con la collaborazione di Aurion,Kistler e dell’Istituto di Scienza dello Sport

del CONI. Daniele Bonacini, oltre che ingegnere meccanico è un atleta di alto livello:

amputato sotto il ginocchio da ormai 15 anni in seguito ad un incidente stradale, è

campione italiano 2007 dei 100m ed ha partecipato alle olimpiadi di Atene 2004. Il

suo lavoro si basa sugli studi scientifici compiuti negli ultimi venti anni in questo

campo e sull’analisi della corsa lanciata di un campione di quattro atleti amputati (tre

sotto il ginocchio e uno sopra il ginocchio) in confronto con tre atleti normodotati.

La strumentazione utilizzata per effettuare l’analisi comprende il sistema

optoelettronico VICON a 10 telecamere e una pedana piezoelettrica KISTLER. Sono

state effettuate tre sessioni di acquisizione: presso il palazzetto indoor della

Fratellanza di Modena (24 novembre 2005), presso il Centro di preparazione

Olimpica di Formia (15-18 dicembre 2005) e presso il palazzetto indoor della Società

Osa Saronno (20 gennaio 2006) . Durante il ciclo della corsa di atleti amputati, come

16

avviene per i normodotati, si verificano fasi di assorbimento e generazione di energia

durante lo stance e lo swing. Per gli amputati si ha una riduzione del valore

massimale della forza di reazione dell’arto protesico rispetto all’arto sano che genera

chiaramente un’asimmetria delle spinte propulsive dei due arti. [3,5,15].

La riduzione della forza propulsiva dell’arto protesico è dovuta ad una serie di fattori:

Meccanici: minor efficienza e quindi minor risposta elastica del piede in fibra di

carbonio rispetto al piede sano: infatti i piedi da corsa hanno un’efficienza (rapporto

tra potenza assorbita e potenza rilasciata) di circa l’80% rispetto al 241% di un piede

umano con un attiva e efficace plantarflessione. [10,12,13]

Ortopedici: l’efficacia della protesi dipende da un corretto allineamento del piede

rispetto all’invaso e dalla scelta della classe di piede, infatti la rigidità del piede

dipende dal peso e dalla forza muscolare dell’atleta .e nel caso trans femorale del

ginocchio.

Energetici: l’assorbimento di energia da parte del moncone e della cuffia di

materiale polimerico all’interno dell’invaso diminuisce l’efficienza della corsa.

Muscolari: la muscolatura dell’anca dal lato della protesi deve avanzare in modo

compensare una forza contraria alla direzione di avanzamento, ricevuta dal terreno

nel momento del contatto al suolo: infatti la forza di reazione è anteriore rispetto alle

articolazioni di anca e ginocchio e per questo motivo l’articolazione dell’anca dal lato

della protesi compie un lavoro di due o tre volte superiore rispetto al lato dell’arto

sano (compensa l’ assenza della plantarflessione propulsiva del piede meccanico).

Inoltre, i piedi in commercio presentano una componente negativa della forza

contraria alla direzione di avanzamento durante il caricamento che comporta un

maggior lavoro per l’articolazione dell’anca. [15]

Tecnico-atletici:Utilizzo poco efficace della protesi (atleti principianti) e un recupero

dal trauma/potenziamento muscolare non efficace.

17

La completa estensione del ginocchio durante il contatto iniziale con il terreno

comporta un grande dispendio energetico per l’amputato in assenza di

plantarflessione della caviglia. Quando l’articolazione dell’anca e ginocchio avanzano

rispetto alla caviglia, inizia la “generation phase”, in cui, gran parte della forza

propulsiva è generata dal volo dell’arto controlaterale e dal movimento degli arti

superiori. Dopo la fase di distacco da terra avviene la massima flessione del

ginocchio in fase di calciata dietro: nel caso di protesi transtibiale il valore massimale

è inferiore a quello dell’arto sano a causa dei vincoli dell’invaso. L’angolo di flessione

del ginocchio dell’arto protesizzato dipende dalla lunghezza del moncone e dalla

tipologia dell’invaso utilizzata: per monconi corti la flessione del ginocchio è inferiore

di 20-30° e nel caso di amputati transfemorali si aggiunge il rendimento

dell’articolazione meccanica del ginocchio. Nell’analisi dello sprint sono necessarie

almeno 10 telecamere a infrarossi con una frequenza di 100-400 Hz. L’area di

performance o area di cattura utilizzata è lunga 12m e larga 5m; l’altezza massima

coperta è di 2 metri ed è scelta in funzione dell’altezza degli atleti. Dopo la

misurazione dei parametri antropometrici sono stati posizionati i marker nei punti di

repere previsti dal protocollo Kadaba. L’acquisizione consiste in una serie di corse

lanciate con riconoscimento dei marker da parte delle telecamere e successiva

ricostruzione in grafica 3D delle figure segmentarie.

Tab 2 parametri spazio-temporali

18

Per quanto riguarda i parametri spazio temporali ecco le considerazioni rilevate:

l’amputato allarga la corsa rispetto al normodotato, per ricercare un maggior

equilibrio e per ragioni morfologiche del moncone (nei casi di monconi prossimale è

evidente la postura leggermente a “X”); l’amputato rimane un tempo più lungo

sull’arto sano per effettuare tutte le correzioni d’equilibrio dovute all’utilizzo della

protesi; la lunghezza della falcata è inferiore ai soggetti normali per i limiti funzionali

legati alla protesi, limitata flessione di ginocchio e anca e assenza di plantarflessione

alla caviglia; la velocità dello sprint è inferiore per i limiti funzionali legati alla protesi.

Tra gli amputati transtibiali, l’asimmetria tra l’arto protesizzato e l’arto sano è ben più

marcata rispetto alla differenza fisiologica tra i due arti degli atleti normodotati. Ecco i

dati relativi alle articolazioni dell’arto inferiore:

Bacino: Il Range of Motion del Pelvic Tilt ossia l’oscillazione del tronco durante la

corsa, è proporzionale al consumo energetico. Gli atleti protesizzati presentano un

Range of Motion (ROM) di circa 25, mentre la media degli atleti normali è di 10. Il

bacino si abbassa in maniera accentuata dal lato della protesi durante la fase di

stance e presenta una intrarotazione che compensa l’abduzione dell’anca in modo

da consentire l’avanzamento. Rispetto all’arto protesizzato, il bacino nella fase di

swing presenta una andamento accentuato di arretramento del tronco dovuto ad una

scarsa flessione dell’anca e del ginocchio [21].

Fig 10 Pelvic Tilt Fig 11 Flesso-estensione ginocchio Fig 12 Dorsi-plantarflessione della caviglia

19

Anca: l’arto sano presenta un anticipo nel raggiungimento della massima flessione

dovuta ad una strategia di compensazione (a causa del vincolo dell' invaso). L’anca

dell’arto amputato evidenzia una estensione prossima allo zero, minore rispetto ai

normodotati (60°) in corrispondenza del toe-off e un valore minore del picco di

flessione durante la fase di swing dovuta ai limiti biomeccanici della protesi.

Nel piano frontale durante la fase di contatto al terreno, l’anca dell’arto amputato va

in abduzione, contrariamente alla normalità, per compensare l’intrarotazione del

ginocchio e nel piano orizzontale compensa l’abduzione del ginocchio con una

extrarotazione.

Ginocchio: Il ginocchio dell’arto sano evidenzia un andamento sinusoidale nella

norma, con la sola eccezione di un lieve anticipo nel raggiungimento del picco di

massima della flessione (140°) dovuto ad un meccanismo di compensazione dell’arto

protesizzato: l’invaso della protesi non consente una flessione del ginocchio

superiore a 110° e per questo motivo il ginocchio dell’arto sano deve ruotare più

velocemente. Il ginocchio dell’arto amputato non presenta l’andamento discendente

in estensione dell’arto sano per il fatto che l’allineamento tra invaso e piede conserva

sempre una certa flessione di circa 30°. Il ginocchio dell’arto amputato presenta una

intra-rotazione costante dovuta al scarsa lunghezza e alla morfologia del moncone.

Caviglia: Il grafico dell’angolo della caviglia del piede meccanico presenta un tratto

iniziale durante la fase di appoggio con una minore dorsiflessione dovuta alla forma a

“J” e dall’elasticità del piede meccanico, un tratto quasi orizzontale durante la fase di

volo dovuto al mantenimento dell’angolo fissato dal profilo del piede. [15]

Per quanto riguarda le forze scaricate al terreno, misurate con le pedane di forza

KISTLER, si può affermare che le forze scaricate dal piede protesico sono inferiori

all’arto sano (15-30% in più rispetto al piede protesico). Inoltre è presente una

componente negativa della Fx contraria alla direzione dell’avanzamento legata al

20

caricamento del piede protesico pari a circa il 10% della Forza Fx massima (2/3 del

lavora a carico della muscolatura dell’amca). Anche il tipo di piede utilizzato incide

sulla forza scaricata al terreno: nel caso del Cheetah (Ossur) la forza (Kgf) in

rapporto al peso del soggetto, è circa il 60% della forza scaricata con il piede umano

e nel caso dello Springlite (Otto Bock) il

70 %.

Fig. 13 Confronto fra Fz arto protesi di diversi atleti Fig 14 Confronto fra arto sano e piedi diversi dello stesso atleta

Dalle Fig.13 e 14 si può notare l’assenza di un picco massimo della curva della Fz in

funzione di una curva più ampia e più bassa, indice di una minor efficienza di corsa.

E’ evidente l’asimmetria nelle spinte propulsive tra i due arti durante la corsa: i

normali hanno una Fz pari a 2600-3500 N, gli amputati di 2500- 3200 N per l’arto

sano e di solo 2400-2550 N nel caso di arto con protesi.

3.2 L’ amputato bilaterale (Gli studi del Dott. G.P. Brüggemann)

Per quanto riguarda l’analisi della corsa di atleti amputati bilaterali non ci sono molti

studi in letteratura, ma dalla ormai celebre gara dei 400m dell’atleta paraolimpico

sud africano Oscar Pistorius al Golden Gala del 13 Luglio a Roma, è nata

l’esigenza di approfondire l’argomento. La IAAF (International Association of Athletics

21

Federations) si è avvalsa della consulenza del Dott. Gert Peter Brüggemann,

direttore dell’istituto di biomeccanica dell’università di Colonia, per redigere una

relazione tecnica sui vantaggi/svantaggi che l’atleta ha nei confronti di atleti normali

[22]. L’analisi è stata effettuata sull’ atleta amputato transtibiale bilaterale Oscar

Pistorius (medaglia d’oro alle paraolimpiadi di Atene 2004, best time sui 400m:

46.34) e cinque atleti normodotati con prestazioni più scarse rispetto a Pistoius

(range best time 46.50- 49.26). E’ stata effettuata l’analisi cinematica, il confronto

della potenza metabolica tra l’atleta amputato e i normodotati, l’analisi delle forze

scaricate al terreno e l’esame delle caratteristiche meccaniche dei piedi da correre

utilizzati da Pistorius (le “Cheetah”). Per valutare la capacità aerobica e anaerobica

degli atleti, è stato chiesto loro di eseguire una prova sottomassimale di 400m (con

maschera K4) per rilevare il consumo di ossigeno (VO2), prelevando un campione di

sangue prima e dopo la prova, per la valutazione del lattato prodotto. Pistorius ha

compiuto la prova in 51,3 s e gli altri normodotati tra 50,5s e 55,4 s. I dati respiratori

(VO2, VCO2, VE) e cardiaci sono stati misurati anche attraverso un test a rampa su

cicloergometro e con il Wingate test (pedalare con cadenza costante per 60s contro

alta resistenza). Per questi ultimi due test, l’atleta amputato ha utilizzato le protesi da

cammino e quelle da correre con le famose “Cheetah”. Dai test in pista e sul

cicloergometro con protesi da cammino è emerso che il consumo di ossigeno di

Pistorius è circa il 25% inferiore rispetto agli altri atleti, quindi secondo Brüggemann,

Pistorius riuscirebbe a correre con le protesi alla stessa velocità degli altri ,ma con

minore spesa energetica. La valutazione del lattato post esercizio non ha

evidenziato differenze tra l’atleta amputato bilaterale e i controlli, ma secondo

Bruggeman, vista la minore massa muscolare di Pistorius rispetto ai soggetti sani,

Oscar avrebbe una produzione relativa inferiore di lattato, rapportata alla massa

inferiore e perciò compierebbe lo stesso forzo dei soggetti normali con un minor

22

dispendio energetico. Ecco altre considerazioni evidenziate nel report di

Brüggemann: l’arto artificiale ha una massa di circa il 48% inferiore rispetto alla

gamba di un arto sano, che comporta una minore resistenza alla rotazione sul piano

sagittale. Dalle prove meccaniche effettuate sulle Cheetah è emerso che, se

sottoposte ad una forza di 1550 N, si ha una piccola dissipazione di energia che si

traduce in un alta percentuale di energia di ritorno (92% contro il 41.4 %

dell’articolazione della caviglia). [22]

Fig 15 Consumo ossigeno prova 400m (Report Bruggemnan)

Non è stata valutata la deformazione del piede e la dissipazione di energia in

condizioni di esercizio, a circa 2500N-3000 N. Il test non tiene conto della

plantarflessione della caviglia dell’arto sano e del fatto che il piede protesico può

solamente flettersi come una molla, ma non può ruotare. Per l’analisi biomeccanica

della corsa e delle forze scambiate con il terreno, i soggetti presi in esame hanno

compiuto degli sprint massimali e sub-massimali su 70m e 50m. I dati sono stati

rilevati utilizzando il Vicon Motion System con 12 telecamere al alta velocità (250 Hz)

e quattro pedane di forza (Kistler AG).

La lunghezza del passo di Oscar Pistorius è inferiore (2.26 m di media),come già

scritto sulla Gazzetta dello Sport dall’equipe dell’Istituto di Scienza dello Sport del

CONI, in seguito al Golden Gala, ma secondo Bruggeman in modo non significativo.

23

Il picco di forza verticale registrato da Pistorius nella fase di stance è minore rispetto

ai soggetti normododati (2600N contro 3100 N, quasi il 20% in meno); la forza in

direzione di avanzamento scaricata al terreno da Pistorius è pari a 800 N contro

1600 N dei normali, di conseguenza è minore la forza propulsiva e la potenza

sviluppata per avanzare da parte di Pistorius. E’ minore anche l’accelerazione

orizzontale del CoG. La perdita di energia durante la fase di stance delle lamine delle

Cheetah è valutata intorno all’8% ed è più bassa di quella della caviglia umana

(41.1%) Inoltre, il lavoro positivo e la restituzione di energia è quasi tre volte

maggiore con la “caviglia artificiale” rispetto all’articolazione dell’atleta sano; questo

significa che c’è un vantaggio meccanico di oltre il 30%. Durante la fase di recupero,

il 92% dell’energia immagazzinata è riutilizzata attraverso i piedi protesici.

Brüggemann conclude affermando che correre con le “gambe artificiali” (Cheetah) è,

da un punto di vista biomeccanico, una “bouncing locomotion” ed è

significativamente differente dalla corsa di atleti normodotati, è un tipo diverso di

locomozione ad un minore costo metabolico. [22]

VIa SEZIONE: CONCLUSIONI

4.1 Il caso Pistorius, proposta di uno studio più approfondito

La carenza di studi scientifici sull’analisi della corsa degli atleti amputati bilaterali e la

questione relativa alla partecipazione Pistorius alle Olimpiadi di Pechino con i

normodotati ha occupato per lungo tempo le pagine dei giornali e reso necessario un

approfondimento sull’argomento. Pistorius (primato sui 400m: 46,34) ha nel tratto

finale dei 400m una velocità di corsa costante rispetto agli atleti normali, corre veloce

quando gli altri rallentano; il tutto è provato dai rilevamenti fatti dall’ equipe del dott.

Faina dell’Istituto di Scienza dello Sport del CONI al Golden Gala 2007 e contenuti

24

nell’articolo apparso il giorno dopo sulla Gazzetta dello Sport. Pistorius, come da

report dell’ Ing. Dalla Vedova, è più lento nei primi 200m perché ha una falcata

inferiore ai soggetti normali (causata dall’instabilità nei primi appoggi con i piedi

protesici) e solo nei secondi 200m, avvicina solamente, senza mai raggiungere i

tempi e le velocità dei soggetti normodotati di primo livello. E’ comparso sui giornali

un confronto tra la performance di Pistorius e una delle migliori di Wariner che era

stata analizzata: attraverso il confronto dei parziali è possibile comprendere le

differenze tra l’atleta amputato e normodotato: nei 400m Jeremy Wariner con un

parziale di 44,12 s compie i primi 200m con un tempo di 21,64 s ed una velocità di

9,24 m/s e nei secondi 200m con un tempo di 22,48 s e una velocità di 8,89 m/s

(tratto 200-300m con un tempo di 10,68 s e una velocità di 9,36 m/s e ultimi 100m

con un tempo di 11,80 sec e una velocità di 8,47 m/s), mentre Oscar Pistorius

(Golden Gala 2007) ha realizzato un tempo di 46, 90 s con i primi 200m tempo 24,06

s e una velocità 8,31 m/s, i secondi 200m in 22,72s e una velocità di 8,80 m/s ( tratto

200-300m in 10,84 s e velocità 9,22 m/s e ultimi 100m tempo 11,88 s e velocità 8,41

m/s). Emerge che Pistorius nel tratto più veloce, il terzo dai 200 ai 300m, avvicina

solamente la velocità tenuta da Wariner sui tutti i primi 200m. Rapportato agli

antagonisti del Golden Gala è utile fare un confronto con l’atleta che vince la batteria,

per capire che Pistorius non riesce a guadagnare nei secondi 200m ciò che perde

nei primi 200m. Per valutare la prestazione di Pistorius la domanda che ci si

dovrebbe porre è: Oscar è facilitato rispetto ai normodotati in una gara di 400m?

Prendendo in esame i singoli tratti e facendo un bilancio globale è avvantaggiato?

Ecco il tipo di valutazione proposta da un gruppo di esperti a Milano, formata da

Capozzo, Frigo, Alberti e Bonacini con l’ausilio di AURION e KISTLER:

25

innanzitutto si intende valutare una corsa massimale sui 400m (non sottomassimale

come effettuato da Bruggemann) e di questa corsa analizzare i singoli tratti di

maggiore interesse, che hanno caratteristiche diverse.

Nel tratto 0 – 80m c’è il problema dell’uscita dai blocchi con l’instabilità dei primi

appoggi con i piedi protesici per mancanza della dorsi-plantarflessione della caviglia

e dei fini recettori dei piedi. Un atleta nomodotato ha una falcata quasi a regime già

dopo i primi 30-40m (2,5m) mentre per l’atleta protesizzato è minore nel tratto iniziale

(1,2 – 1,5m) e a regime arriva al massimo a 2,30 m. Nel secondo tratto l’atleta

amputato riesce a raggiungere una velocità di regime e negli ultimi due tratti, 200 –

300m e 300 – 400m riesce a mantenere la velocità raggiunta (rilevamenti fatti anche

dal Sig. Locatelli della IAAF). Quindi, un primo punto di acquisizione della corsa

andrebbe posto in uscita dai blocchi (8-10 telecamere che coprono i prima 15m e

due pedane per rilevare le forze scambiate al terreno), per arrivare agli altri punti di

acquisizione posti in prossimità dei 100m, 200m, 300m e a 20m dalla fine.

In corrispondenza di questi punti di acquisizione sarebbe interessate rilevare: il

lavoro muscolare (con elettrodi senza fili Zerowire), la cinematica della corsa, le forze

scaricate al terreno. Inoltre bisognerebbe rilevare il lattato in partenza e alla fine della

corsa e il consumo di ossigeno (VO2). Tutti questi dati vanno confrontati con i dati di

un campione simile a Pistorius, con gli stessi tempi in modo da poter confrontare

atleti dello stesso livello e con le stesse performance. Sarebbe interessante rilevare

questi dati durante l’intera gara dei 400m, ma anche in tratti parziali della corsa,

percorsi alla stessa velocità tenuta nei 400m.

26

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29. www.ottobock.de, www.ossur.com

30. www.aurion.it

31. www.bts.it

RINGRAZIAMENTI

Ringrazio l’ingegnere Daniele Bonacini per l’aiuto e il materiale offerto per realizzare

questa tesi, ma anche per avermi trasmesso la carica emotiva per affrontare questo

tipo di argomento, che solo una persona amputata può dare.

Ringrazio il “mio piccolo mondo” dell’atletica leggera e soprattutto le persone che mi

hanno seguito in questi anni, che mi hanno permesso di imparare molte cose e che

mi hanno aiutato a diventare quella che sono, perché l’atletica non insegna solo a

correre, ma insegna a vivere.