ANALISI CINETICA DELLO SPRINT DI ATLETI AMPUTATI E CONFRONTO CON ATLETI NORMODOTATI

Transcript

1 Knowledge Aided Engineering Manufacturing and Related Technologies ANALISI CINETICA DELLO SPRINT DI ATLETI AMPUTATI E CONFRONTO CON ATLETI NORMODOTATI Ing. Bonacini Dottorato in Disegno e Metodi di sviluppo prodotto- Ref. Prof.Cugini Dip. di Meccanica, Facoltà di Ingegneria, Politecnico di Milano

2 Schema della presentazione Sezioni: 1. Introduzione allo sprint di atleti normali e amputati 2. Struttura di una protesi da camminare e da correre 3. Acquisizione della corsa 4. Interpretazione dei dati 5. Sviluppi futuri 6. Conclusione

3 Lo sprint CHRISTINE ARRON Camp Europea 100m 10,95 s POWELL ASAFA World Record 100m 9,74 s Rieti 9 settembre 2007 Lo sprint è un tipo di corsa, che si sviluppa su distanze brevi e ad alte velocità. L obiettivo dello sprint è coprire la distanza (100m 200m) nel minor tempo possibile. Velocità media nel cammino m/s Velocità media nello sprint 7 10,27 m/s

4 Lo sprint di atleti amputati transtibiali (sotto il ginocchio) MARLON SHIRLEY (USA) 27 years old cat. T44 unilateral BK Recordman and Gold Medal Athens m 11,08s Tab.1 Differenti performances tra atleti normali e atleti amputati OSCAR PISTORIUS (RSA) 20 years old cat.t43 bilateral BK 10,91 s 100m,21,68 s 200m (world and gold medal paralymic games Athens 2004) 46,34 s 400m (min Bejing 2008 di 46s)

5 La struttura di una protesi di arto inferiore: da camminare Invaso Cuffia Tubolare Piede Cover contenitore della parte residua arto amputato, realizzato su misura del moncone del paziente dal tecnico ortopedico (Fibra di carbonio e resina da laminazione). protegge il moncone da traumi e urti durante la camminata. (Poliuretano, silicone e stirene) collegamento invaso-piede (leghe di titanio o fibra di carbonio) accumula e restituisce energia in modo da consentire una camminata confortevole. (fibra di carbonio). rivestimento estetico, in gomma espansa o PVC. Ginocchi meccanici o elettronici nel caso di amputazioni transfemorali Cuffie in silicone e stirene

6 La struttura di una protesi di arto inferiore: da correre Allineamento del piede di Ossur INVASO INVASO Applicazione del piede nel caso di distanza apice monconeterra inferiore a 25 cm con attacco posteriore all invaso Applicazione del piede nel caso di distanza apice monconeterra superiore a 25 cm con attacco posto sotto l invaso Protesi da correre con piede Springlite (Otto Bock)

7 I piedi per protesi da correre Piedi per soggetti amputati transtibiali Piede Flex Run della Ossur a forma di C per distanze lunghe Piede Cheetah della Ossur a forma di falce per transtibiali Piede Flex Sprint della Ossur a forma di L per amputati transfemorali Piede Springlite della Otto Bock con flesso

8 I piedi per protesi da correre Tecnologia del settore aeronautico e militare. Assorbe e accumula energia durante il caricamento del peso sul tallone Design del tallonetallone-avampiede consente efficace e graduale rilascio di energia che consente una camminata fluida e senza fatica per l utente. Numero di strati e spessore del laminato proporzionali al peso utente e livello di attività fisica MODULAR III: il primo piede utilizzato per correre

9 Acquisizione della corsa: definizione del volume di acquisizione ANALISI CINETICA DELLA CORSA DI TRE ATLETI AMPUTATI SOTTO IL GINOCCHIO E DI TRE ATLETI NORMODOTATI TRAMITE IL SISTEMA OPTOELETTRONICO VICON E PEDANE PIEZOELETTRICHE KISTLER. TRE ACQUISIZIONI: Ia presso il palazzetto indoor della Fratellanza di Modena, (24 novembre 2005), IIa presso il Centro di preparazione Olimpica di Formia con analisi cinetica (15-18 dicembre 2005), IIIa presso il palazzetto indoor della Società Osa Saronno con analisi cinetica. (20 gennaio 2006) NELL ANALISI DELLO SPRINT ALMENO 8 TELECAMERE A INFRAROSSI f= HZ. VOLUME DI ACQUISIZIONE: VOLUME ALL INTERNO DEL QUALE IL SOFTWARE PROCEDE ALLA CATTURA DEL SEGNALE RIFLESSO DAI MARKER. L'AREA DI PERFORMANCE O AREA DI CATTURA È LUNGA 12M E LARGA 5 M. L'ALTEZZA MASSIMA COPERTA È DI 2 METRI ED È SCELTA IN FUNZIONE DELL'ALTEZZA DEGLI ATLETI.

10 Misurazione dei parametri antropometrici Diametro ginocchio Determinazione punto di repere per misurare lunghezza gamba

11 Markerizzazione dei soggetti: Kadaba, protocolllo utilizzato I punti di repere anatomici sugli arti inferiori: 1. Bacino (RASI, LASI, LPSI, RPSI) Dx e sn spine iliache anteriori e posteriori 1. Gamba (LKNE, LTHI, LANK, LTIB) Epicondilo femorale, 1/3 della coscia, malleolo esterno, 1/3 della tibia 1. Piede (LTOE, LHEE) secondo metatarso e calcagno

12 Adattamenti alla protesi del protocollo Kadaba Per posizionare i marker sulla protesi viene adottato l accorgimento di Bucley con l atleta amputato sulle punte dei piedi: Marker sull invaso in corrispondenza dell epicondilo femorale e dell appoggio sottorotuleo sei markers sul piede: tallone virtuale, malleolo virtuale, punta, secondo metatarso, 1/3 della gamba virtuale sull attacco a T e 1/3 della gamba virtuale sul piede.

13 Limiti biomeccanici della protesi Meccanici Minor efficienza e quindi minor risposta elastica del piede protesico in fibra di carbonio rispetto ad un piede sano: infatti i piedi da corsa hanno una efficienza (rapporto fra potenza assorbita e potenza rilasciata) di circa l 80%% rispetto al 241% di un piede umano con una attiva ed efficace plantarflessione. L angolo di flessione del ginocchio dell arto protesizzato dipende dalla lunghezza del moncone e quindi dalla tipologia di invaso utilizzata: le invasature senza presa sui condili femorali, a forma di cono, realizzate per monconi tibiali di almeno 15 cm, consentono la completa flessione del ginocchio, nella fase di calciata dietro il gluteo. Per monconi più corti la flessione del ginocchio è inferiore di Ortopedici L efficienza della protesi dipende da un corretto allineamento del piede rispetto all invaso e dalla corretta scelta della classe del piede (lo spessore identifica la rigidezza del piede). Energetici L assorbimento di energia da parte del moncone e della cuffia in materiale polimerico all interno dell invaso. Muscolari L eventuale presenza di una contrazione isometrica da parte dei muscoli residui del moncone; Quando il piede meccanico della protesi tocca il terreno, la muscolatura dell anca dal lato della protesi deve avanzare in modo compensare una forza contraria alla direzione di avanzamento, ricevuta dal terreno: infatti la forza di reazione è anteriore rispetto alle articolazioni di anca e ginocchio; 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 in modo da aiutare il corpo nell avanzamento e in modo da compensare l assenza della plantarflessione propulsiva del piede meccanico. Tecnico-atletici Nel caso di atleti principianti sono dovuti ad un utilizzo poco efficace della protesi e un recupero/potenziamento muscolare non efficace.

14 Le acquisizioni della corsa

15 Parametri spazio-temporali: asimmetria arto sano-protesi Larghezza della falcata : l amputato allarga la corsa rispetto al normodotato, per ricercare un maggior equilibrio e per ragioni morfologiche del moncone (nei casi di monconi prossimali è evidente la postura leggermente ad X della protesi). Lunghezza della falcata inferiore ai soggetti normali per i limiti funzionali legati alla protesi: limitata flessione di ginocchio e anca e assenza di plantarflessione alla caviglia. Durata fase d appoggio sull arto sano, l amputato rimane un tempo più lungo sull arto sano per effettuare tutte le correzioni d equilibrio dovute all utilizzo di protesi. Cadenza e velocità dello sprint sono inferiori per i limiti funzionali legati alla protesi

16 Le differenti fasi dello sprint Initial contact CoG nella posizione più bassa, anca flessa e ginocchio quasi completamente esteso, caviglia dorsiflessa (a martello) Mid Stance anca e ginocchio avanzano rispetto alla caviglia, inizia la fase propulsiva Toe off istante in cui il piede si stacca dal terreno Mid Swing dopo la massima flessione del ginocchio in calciata dietro, la coscia raggiunge la posizione orizzontale Initial contact il ginocchio si estende e si prepara al nuovo contatto con il terreno Nel cammino la fase di stance è circa il 60%, nel running il 30% e nello sprint il 20%. La principale caratteristica dello sprint è la mancanza del double support in funzione del double swing e il contatto a terra a partire dall avampiede invece che dal tallone.

17 Le convenzioni degli angoli delle articolazioni ZERO di RIFERIMENTO: coscia e tibia allineate e perpendicolari durante la fase di appoggio al terreno. CAVIGLIA se ruota verso l alto formando un angolo positivo è dorsiflessa, ruotando verso il basso è plantarflessa GINOCCHIO in condizione di completa estensione è pari a 0, ogni sua variazione positiva denota la flessione del ginocchio; sul piano orizzontale si considera positiva la rotazione verso l interno e negativa la rotazione verso l esterno;sul piano frontale positiva la adduzione e quindi il varismo, negativo il valgismo ANCA l angolo formato dalla coscia rispetto alla verticale è positivo e indica flessione dell anca durante la fase di spinta, se negativo indica l estensione; sul piano frontale viene considerato positivo l angolo di avvicinamento della coscia rispetto alla verticale in fase di adduzione, negativo in fase di abduzione; sul piano orizzontale consideriamo positiva l intrarotazione e negativa l extrarotazione PELVIS per quanto riguarda il bacino vengono attribuiti valori positivi all obliquity sul piano frontale nel caso di rotazione verso l alto, al tilt sul piano sagittale nel caso di basculamento verso il basso, alla rotation nel caso di intrarotazione.

18 Analisi dei dati: bacino arto sano arto con protesi Gli angoli del bacino sono gli unici calcolati rispetto ad un riferimento assoluto, mentre tutti gli altri sono angoli relativi ossia calcolati rispetto ad altre articolazioni. Il Range of Motion del Pelvic Tilt è proporzionale al consumo energetico, infatti durante la corsa l atleta normodotato conserva una postura costante con il tronco leggermente inclinato in avanti. Gli atleti protesizzati presentano un ROM di circa 25, mentre la media degli atleti normali presenta un ROM di 10. Per quanto riguarda il grafico dell obliquity il bacino si abbassa in maniera accentuata dal lato della protesi durante la fase di stance presentando un picco minimo in fase di caricamento del piede che si comporta come una molla. 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. Durante la fase di stance, sul piano orizzontale, il bacino presenta una intrarotazione che compensa l adbuzione dell anca in modo da consentire l avanzamento durante lo sprint, mentre presenta una scarsa extrarotazione durante lo swing rispetto alla norma.

19 Analisi dei dati: anca arto sano arto con protesi Nel piano sagittale l arto sano presenta un anticipo nel raggiungimento della massima flessione dovuta ad una strategia di compensazione (dovuta al vincolo 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 (circa meno dei normali) dovuta ai limiti biomeccanici della protesi. Nel piano frontale durante la fase di contatto al terreno, l anca dell arto amputato va, contrariamente alla normalità in abduzione, per compensare l intrarotazione del ginocchio e nel piano orizzontale compensa l abduzione del ginocchio con una extrarotazione.

20 Analisi dei dati: ginocchio arto sano arto con protesi 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 durante la fase di stance per il fatto che l allineamento tra invaso e piede conserva sempre una certa flessione di circa 30. Il comportamento del ginocchio dell arto sano sul piano orizzontale è nella norma. Differentemente il ginocchio dell arto amputato presenta una intra-rotazione costante dovuta al scarsa lunghezza e alla morfologia del moncone.

21 Analisi dei dati: caviglia arto sano arto con protesi La rotazione della caviglia dell arto sano rientra nella norma. 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 e all elasticità del piede meccanico, un tratto quasi orizzontale durante la fase di volo dovuto al mantenimento dell angolo fissato dal profilo del piede.

22 Confronto tra i tre atleti amputati Le differenze fra i tre amputati per quanto riguarda anca, ginocchio e caviglia, sono all interno del 10% max, ad eccezione di dei grafici del bacino che presentano una maggiore dispersione.

23 Forze scaricate al terreno GROUND REACTION FORCE Piede sano % BW 230 Kgf 180 Piede Springlite Piede Cheetah FASE DI STANCE FASE DI STANCE ASSENZA DI UN PICCO MASSIMO DELLA CURVA DELLA FZ, CURVA PIÙ AMPIA E PIÙ BASSA INDICE DI UNA MINOR EFFICIENZA DI CORSA. ASIMMETRIA NELLE SPINTE PROPULSIVE DEI DUE ARTI DURANTE LA CORSA N normalità N arto sano amputati N arto con protesi CONFRONTO DELLE FORZE SCARICATE AL TERRENO DA UNO STESSO ATLETA CON DIFFERENTI PIEDI 1 ARTO SANO (3234 N); 0,7 SPRINGLITE (2254 N); 0,6 CHEETAH (1960 N)

24 Componente negativa della Forza in direzione di avanzamento FASE DI CARICAMENTO: FLESSIONE PIEDE ABBASSAMENTO E ARRETRAMENTO VERTICE CURVA POSTERIORE DEL PIEDE (marker corrispondente al tallone virtuale) A CAUSA DELLA GEOMETRIA DEL PIEDE E ROTAZIONE CONGIUNGENTE PUNTO DI CONTATTO AL SUOLO-TALLONE DI 5 IN SENSO ORARIO. GENERAZIONE UNA COMPONENTE DELLA FORZA NEGATIVA, CONTRARIA ALLA DIREZIONE DI AVANZAMENTO. (2/3 lavoro muscolare muscolatura anca) COMPONENTE NEGATIVA CESSA QUANDO LA PERPENDICOLARE AL PUNTO DI CONTATTO PASSA PER CIR GINOCCHIO

25 Progettazione di un nuovo piede ELIMINARE LA COMPONENTE NEGATIVA IN DIREZIONE DI AVANZAMENTO (GRAZIE AD UNA NUOVA MORFOLOGIA E UNA DIFFERENTE RIGIDEZZA DEI TRATTI DEL PIEDE) MORFOLOGIA DEL PIEDE DEVE CONSENTIRE UNA MAGGIORE PLANTARFLESSIONE (40 atleti normodotati) RISPOSTA ELASTICA E QUINDI PICCO DI MASSIMO DELLE FORZE Fz/Fx IN CORRISPONDENZA DEL MID STANCE FUNZIONALITA DEL PIEDE SIMILE AL TENDINE D ACHILLE (responsabile del 90% dell efficienza della gamba) ALLINEAMENTO PIEDE-INVASO PER SCARICARE UNA MAGGIOR FORZA AL TERRENO (FINE ASIMMETRIE TRA ARTI) LARGHEZZA SEZIONE TRASVERSALE SUFFICIENTE DA GARANTIRE UN MAGGIOR EQUILIBRIO

26 Obiettivi e Sviluppi futuri OBIETTIVO: FORNITURA DEI PIEDI AGLI ATLETI ITALIANI PER PECHINO 2008 Possibili sviluppi futuri: Analisi dello stacco nel salto in lungo Testare un campione più ampio di atleti Definire un protocollo di testing con il Comitato Paralimpico, per il monitoraggio dell allenamento e della preparazione degli atleti di interesse nazionale in differenti periodi dell anno

27 Pubblicazioni 17 Ingegraf2005 e XV ADM SivigliaPoster Tools and methods to optimize lower limb prosthesis design 1-3 giugno 2005 (Bertetti,Bonacini,Colombo,Magrassi) - IST-SPIEE Three Dimensional Image Capture and Applications VI Reverse engineering and rapid prototyping techniques to innovate prosthesis socket design gen2006 in California (Bertetti,Bonacini,Colombo,Magrassi) - ART ABILITATION settembre 2006 Esbjerg Danimarca Innovative implementation in socket design: testing and validation product (Bertetti,Bonacini,Colombo,Corradini,Cugini,Magrassi) - 5THCONGRESS OF BIOMECHANICS 29 luglio-4 Agosto 2006 Monaco Biomechanics of sprinting amputees athletes (Bertetti,Bonacini,Cugini) - XXIV INTERNATIONAL SYMPOSIUM ON BIOMECHANICS IN SPORTSJuly 14-18, 2006 Salzburg -Kinematics of sprinting: comparison between normal and amputeesathletes (Bertetti,Bonacini,Cugini,Zanetti)

28 Pubblicazioni correlate Novacek The Biomechanics of Running Gait and Posture 7 (1998)77-95 A.J. Harrison, J. Coghlan: A comparison of torque- velocity- power characteristics of maximal knee extension in sprint and endurance trained athletes Amelia Ferro, Alicia Rivera, A kinematic study of the sprint events at the 1999 world championships in athletics in sevilla Yuichi Haneda, Michiyoshi Changes in running velocity and kinetics of the lower limb joints in 100 m sprint running John G. Buckley, Sprint Kinematics of Athletes With Lower-Limb Amputations, Arch Phys Med Rehabil 1999;80: D. Pailler,P. Sautreuil, J.-B. Piera, M. Genty, H. Goujon Evolution in prostheses for sprinters with lower-limb amputation, Annales de réadaptation et de médecine physique 47 (2004) John G. Buckley Biomechanical adaptations of transtibial amputee sprinting in athletes using dedicated prostheses Czernieck, j. m.; Gitter, A. G. Insights into amputee running: A muscle work analysis. American Journal of Physical Medicine and Rehabilitation, Baltimore, v.71, p , Czerniecki, j. m.; Gitter, a. j.; Beck, j. c. Energy transfer mechanisms as a compensatory strategy in below knee amputee runners. Journal of Biomechanics, New York, v.29, n.6, p , Michael R. Menard, D. Duncan Murray, Subjective and Objective Analysis of an Energy-Storing Prosthetic Foot Sreesha S. Rao, Lara A. Boyd, Sara J. Mulroy, Segment Velocities in Normal and Transtibial Amputees: Prosthetic Design Implications IEEE Transaction on Rehabilitation Engineering Vol6,June Thomas Schmalz, Siegmar Blumentritt, Rolf Jarasch, Energy expenditure and biomechanical characteristics of lower limb amputee gait: The influence of prosthetic alignment and different prosthetic components, Gait and Posture 16 (2002) 255_/263 H. Amy Tsai, R. Lee Kirby, Donald A. MacLeod, Monette M. Graham, Aided Gait of People With Lower-Limb Amputations: Comparison of 4-Footed and 2-Wheeled Walkers, Arch PhysMed Rehabil 2003;84: Mark D. Geil, PhD Energy Loss and Stiffness Properties of Dynamic Elastic Response Prosthetic Feet

29 Pubblicazioni correlate Enoka, r. m.; Miller, d. i.; Burgess, M. D. Below-knee amputee running gait. American Journal of Physical Medicine, Baltimore, v.61, n.2, p.66-84, Fergason, j.r.; Boone, D.A. Custom design in lower limb prosthetics for athletic activity. Physical Medicine and Rehabilitation Clinics of North America, Philadelphia, v.11, n.3, p , Miller, d.i. Resultant lower extremity joint moments in below-knee amputees during running stance. Journal of Biomechanics, New York, v.20, n.5, p ,1987. Postema, K.; Hermens, H.J.; De vries, J.; Koopman, H.F.J.M.; Eisma, W.H. Energy storage and release of prosthetic feet Part 1: biomechanical analysis relatede to user benefits. Prosthetics and Orthotics International, v.21, n.1, p.17-27, 1997a. Energy storage and release of prosthetic feet Part 2: subjective ratings of 2 energy storing and 2 conventional feet, user choice of foot and deciding factor. Prosthetics and Orthotics International, v.21, n.1, p.28-34, 1997b. Prince, f.; allard, p.; therrien, r.g.; mcfadyen, B.J. Running gait impulse asymmetries in below-knee amputees. Prosthetics and Orthotics International, v.16, n.1, p.19-24,1992. Sin, s.w.; chow, d.h.k.; cheng, j.c.y. A new alignment jig for quantification and prescription of three-dimensional alignment for the patellar-tendon-bearing trans-tibial prosthesis. Prosthetics and Orthotics International, v.23, n.3, p , Wing, d.c.; hittenberger, D.A. Energy-storing prosthetic feet. Archives of Physical Medicine and Rehabilitation, Chicago, v.70, n.4, p , Winter, d.a.; sienko, s.e. Biomechanics of below-knee amputee gait. Journal of Biomechanics, New York, v.21, n.5, p , Zahedi, m.s.; spence w.d.; solomonidis, s.e.; paul J.P. Alignment of lower-limb protheses. Journal of Rehabilitation Research & Development, Baltomore, v.23, p.2-19, 1986.