Analisi muscoloscheletrica di un paziente neurologico durante la camminata

SCUOLA DI INGEGNERIA

DIPARTIMENTO DI INGEGNERIA DELL'INFORMAZIONE

Corso di Laurea in Ingegneria Biomedica

Analisi muscoloscheletrica di un paziente neurologico durante la

camminata

Tesi di Laurea Magistrale

RELATORI

CANDIDATA

Ing. Francesca Di Puccio Maria Grazia Colistra

Ing. Cristina Curreli

Lavoro svolto in collaborazione con Cinzia Piccenna

II

Indice

Introduzione………... 2

Capitolo 1: Analisi del cammino………... 4

1.1. Il ciclo del passo……….……….………..…... .... 4

1.2. Strumenti per l’analisi del cammino……….……….……..……….. ... 7

1.2.1 Sistemi non ottici……….……….…... ... 8

1.2.2 Sistemi ottici………. ... 9

1.2.3 Piattaforme di forza……… . 11

1.2.4 Elettromiografi……….. ... 12

1.3 Errori ed artefatti……….……….... 13

Capitolo 2: Stato dell’arte sull’analisi del cammino in pazienti con disturbi neurologici…….. 16

2.1. Patologie neuromotorie………..…………...…. . 16

2.1.1. Sclerosi Multipla……….……… 16

2.1.2. Morbo di Parkinson……… . 18

2.1.3. Ictus……… . 19

2.2. Analisi del cammino in pazienti con patologie neuromotorie………..…….… .. 20

2.2.1. Analisi del ciclo del passo in pazienti con sclerosi multipla……….….. .... 20

2.2.2. Analisi del ciclo del passo in pazienti affetti da morbo di Parkinson………....… 26

2.2.3. Analisi del ciclo del passo post ictus……….………….… 31

Capitolo 3: OpenSim 3.3 ® ………..….. 34

3.1 Il software……….………... 34

3.1.1 Potenzialità di OpenSim………. 35

3.1.2 Come lavora OpenSim……….…………... 35

3.1.2.1 File marker (.trc) ……….……...……….……… 37

3.1.2.2 File motion (.mot e .sto) ………....……….…………. 38

3.1.2.3 Rappresentazione delle forze di reazione……….…... 38

3.2 Scalatura del modello………..….………….… 39

3.3 Cinematica Inversa………..………….……. 40

3.4 Dinamica inversa e diretta……….…….……….. . 41

3.5 Algoritmo di riduzione dei residui - RRA………..……….. . 42

III

3.6.1 Calcolo delle attivazioni e forze muscolari – SO ..……… . 44

3.6.2 Calcolo delle attivazioni e forze muscolari – CMC ………... 45

Capitolo 4: Materiali e Metodi: analisi del cammino nel laboratorio di Neuroriabilitazione…. . 49

4.1 Sistema di visione SMART BTS………... 49

4.2 Protocollo Davis ’91……… 51

4.3 Traiettorie dei marker……….. 53

4.4 Pedane di forza Kistler, USA………..………... 53

4.5 Elettromiografo FREEEMG 300 (BTS S.p.A., Italia)……….………….. . 54

4.6 Software utilizzati………..…… . 56

4.7 Caso di studio………..….. . 57

Capitolo 5: Elaborazione del caso di studio………..………. . 60

5.1. Valutazione dati acquisiti e selezione prove da elaborare………..……….. . 60

5.2. Modello utilizzato in OpenSim………..………... . 61

5.3. Scalatura del modello………..………. . 62

5.4. Cinematica Inversa………..……. . 65

5.5. Dinamica Inversa………..…… . 69

5.6. Algoritmo di riduzione dei residui – RRA………..…….… . 72

5.7. Calcolo delle forze e attivazioni muscolari – CMC..………..……. . 75

5.8. Calcolo delle forze e attivazioni muscolari – SO………... . 79

Capitolo 6: Risultati e conclusioni.………..……. ... 83

6.1. Confronto tra dati ottenuti e dati clinici………..…………. .. 83

6.2.1 Report clinico……… ... 83

6.2.2 Confronto tra dati ottenuti con OpenSim e report clinico……….… ... 86

6.2 Conclusioni………..….…… ... 96

6.3 Sviluppi futuri………..….…… .. 97

Bibliografia………..……….. . 99

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Introduzione

Il presente lavoro di tesi è stato svolto nell’ambito di una collaborazione tra il Dipartimento di Ingegneria Civile e Industriale e il Laboratorio di Neuro-riabilitazione dell’Ospedale Cisanello. L’obiettivo della collaborazione è abbinare alla analisi cinematica della camminata in pazienti con disturbi neurologici, normalmente fatta nel laboratorio, una più approfondita indagine muscoloscheletrica.

L’importanza di questo studio consiste nella possibilità di poter indagare gli aspetti neuromotori di una patologia, analizzare l’effetto di un trattamento o semplicemente seguire un paziente e il decorso della sua patologia nel tempo. Questo permette inoltre una più mirata diagnosi medica o trattamento.

Nella pratica clinica, i pazienti vengono monitorati effettuando un’analisi del cammino, nota anche come Gait Analysis, in laboratorio, per la ricostruzione della cinematica articolare. Vengono utilizzati anche dei sensori per la rilevazione del segnale elettromiografico, per trarre informazioni sulla funzionalità dei muscoli coinvolti nel movimento. Tuttavia, l’elettromiografia (EMG) può indicare quando un muscolo è attivo, ma non consente di conoscere quale sia la forza da esso esercitata. Questa può essere stimata con modelli muscoloscheletrici messi a disposizione dai software appositi per l’analisi del movimento 3D. Assieme alle misure sperimentali, le simulazioni aiutano a chiarire come e quali elementi del sistema muscolo-scheletrico interagiscono tra loro per produrre il movimento. L'accuratezza di una simulazione dipende dalla fedeltà del modello matematico che descrive il modello muscolo-scheletrico, quindi dai parametri che tengono conto delle misurazioni sperimentali fatte sul paziente circa la geometria del sistema, delle sue proprietà meccaniche e di deficit già presenti nel soggetto a livello del sistema scheletrico e muscolare.

Nel contesto appena descritto, si inserisce il presente elaborato di tesi. In esso, si propone uno studio nel quale si applica un modello muscolo-scheletrico definito nel software multi-body OpenSim 3.3 ad un modello reale e patologico; nel caso specifico, con tale simulazione si vuole riprodurre e analizzare la camminata di un paziente affetto da sclerosi multipla.

In particolare tale studio è il proseguimento di un lavoro di tesi precedente che ha visto la raccolta dati in laboratorio e l’implementazione di un modello scalato con dimensioni personalizzate e coincidenti con quelle del paziente preso in esame. La particolarità consiste nell’analisi e nel miglioramento della dinamica inversa, cinematica inversa nonché nella riduzione degli errori residui che permettano di avere un modello virtuale il più simile

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possibile con quello reale e nella valutazione delle attivazioni e delle forze muscolari. È stata effettuata una prima fase di scalatura durante le quale è possibile riportare il modello utilizzato nel software alle dimensioni del paziente sotto esame, successivamente è stato risolto il problema di cinematica inversa calcolando così gli angoli ai giunti, in seguito è stata effettuata la dinamica inversa, a seguire l'esecuzione di un algoritmo (RRA) che ha avuto lo scopo di ridurre le differenze inevitabilmente esistenti tra il modello reale e quello virtuale ed infine, con l'utilizzo dello Static Optimization (SO) e del Computed Muscle Control (CMC), è stato effettuato il calcolo delle attivazioni e forze muscolari, argomento non del tutto chiaro dal punto di vista medico e per questo molto interessante. Inoltre, è stato confrontato quanto ottenuto in OpenSim con i dati derivati da una simulazione biomeccanica dello stesso gesto motorio effettuata in laboratorio con il sistema EliteClinic della BTS.

Nel primo capitolo si riportano gli aspetti di base dell'analisi del cammino, degli strumenti utilizzati. Il secondo capitolo riporterà lo stato dell'arte sull'analisi del cammino in pazienti affetti da disturbi neurologici anticipata da una breve descrizione delle patologie. Nel quarto capitolo si parlerà dell'Opensim3.3 e dei Tools che fornisce in vista di un'analisi del cammino. Nel quarto capitolo si descriverà il laboratorio e gli strumenti utilizzati per la rilevazione dei dati. Il quinto capitolo tratterà delle operazioni compiute in Opensim per l'analisi del caso di studio, entrando nello specifico del trattamento dei dati di settings, input e output ai diversi Tools utilizzati. Infine nel sesto capitolo verranno mostrati i risultati ed i confronti con dati clinici dello stesso paziente. Il settimo capitolo inoltre tratterà delle conclusioni e degli sviluppi futuri suggerendo qualche piccolo accorgimento utile per dei risultati migliori.

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Capitolo 1.

Analisi del cammino

L’analisi del cammino, nota anche come Gait Analysis, è di importanza sempre più rilevante in campo medico perché consente una dettagliata diagnosi funzionale, attraverso l’analisi di variabili cinematiche, dinamiche ed elettromiografiche.

L'analisi del cammino richiede un sistema di motion capture, tipicamente installato in un laboratorio dedicato. Quello che si vuole determinare è la cinematica articolare ossia l'andamento degli angoli ai giunti (articolazioni). Studiandone gli andamenti e analizzando il comportamento dei vari muscoli coinvolti durante il movimento o durante una particolare fase del ciclo del passo, è possibile trarre caratteristiche importanti in ambito di ricerca nonché medico-clinico.

1.1 Il ciclo del passo

Un parametro importante per l’analisi è il ciclo del passo definito in letteratura come l’intervallo di tempo compreso tra due appoggi successivi del tallone dello stesso piede, permettendo così un'identificazione in maniera oggettiva ed un successivo confronto tra ciclo del passo destro e ciclo del passo sinistro. Per la stessa ragione in diversi studi è stato possibile notare come l'asse delle ascisse dei grafici, nei quali sono riportati gli angoli ai giunti ad esempio, sia normalizzato ad 1 o riportato in percentuali facilitando l'identificazione delle stesse fasi per cicli del passo diversi.

Le fasi del ciclo del passo, riportate in figura 1.1, comprendono una fase di swing o di volo, durante la quale il piede non è a contatto con il terreno e da una posizione posteriore rispetto all'asse verticale del corpo passa in una posizione anteriore concludendosi con l'appoggio del tallone, e una fase di stance successiva o antecedente alla fase di swing, durante la quale il piede è sempre a contatto con il terreno.

5 Fig.1.1: Fasi della camminata bipede [15].

La camminata bipede presenta delle fasi in cui l'appoggio con il terreno avviene da parte di entrambi i piedi (bipodalico) e fasi in cui il contatto avviene da parte di un solo piede (monopodalico), quest'ultima coincidente con il momento in cui l'altro piede è in fase di swing. In particolare in letteratura è stato visto che il doppio appoggio corrisponde al 10% e si riduce all’aumentare della velocità [15].

I muscoli hanno un ruolo importante nell'analisi del cammino considerato che controllano il movimento, smorzano l'impatto con il terreno e realizzano la propulsione per attuare il movimento. I muscoli convolti durante la camminata sono molteplici, quelli di cui di tiene conto sono riportato in figura 1.2.

In letteratura alcuni dei muscoli considerati sono:

• Gluteo massimo; • Vasto mediale; • Tibiale posteriore; • Soleo; • Gastrocnemio; • Perone lungo; • Perone breve.

6 Fig.1.2: muscoli coinvolti nel ciclo del passo.

Di tali muscoli vengono riportati in figura 1.3 gli istanti in cui sono attivi in funzione della percentuale del ciclo del passo:

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1.2 Strumenti per l’analisi del cammino

La fase sperimentale di analisi del cammino consiste nell’acquisizione delle posizioni dei marcatori posti sul soggetto durante il movimento e delle forze scambiate con il suolo rilevate dalle pedane di forza. Dalle traiettorie dei marcatori, tramite cinematica inversa, è possibile risalire agli angoli assunti dai vari segmenti corporei durante il cammino. Le forze di reazione del terreno, permettono di passare dalla cinematica alla dinamica e di calcolare le forze e le attivazioni esercitate dai muscoli.

Le prove sperimentali vengono svolte in laboratori opportunamente attrezzati, un esempio è riportato in figura 1.4.

Fig.1.4: Laboratorio per l’analisi del cammino

Come si può vedere in figura, il laboratorio è costituito da sistemi di motion capture tra cui: un sistema di telecamere dotate di un sensore CCD sensibile alla radiazione luminosa infrarossa, da piattaforme di forza per la rilevazione di dati relativi alle forze di reazione con il terreno. Il soggetto è strumentato con marker che riflettono infrarosso e sensori per l’acquisizione di segnali elettromiografici.

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I parametri rilevati dai sistemi di motion capture che consentono di ottenere i dati cinematici fondamentali per l'analisi del movimento e, in alcuni casi, di ottenere anche dati dinamici si distinguono principalmente in sistemi ottici e non ottici (Fig.1.5); di seguito saranno riportate le caratteristiche.

Fig.1.5: sistemi di Motion Capture.

1.2.1 Sistemi non ottici

I sistemi di analisi del movimento non ottici si distinguono nelle seguenti tipologie: sistemi elettromeccanici, magnetici, inerziali, acustici e a fibre ottiche. I sistemi elettromeccanici sono costituiti da elettrogoniometri, che sono strumenti che sfruttano l'effetto Hall. Le due estremità di ogni elettrogoniometro vengono fissate ciascuna su uno dei due segmenti ossei tra i quali si vuole misurare l'angolo. Queste estremità sono costituite da conduttori elettrici, nei quali scorre corrente e nei quali si forma una differenza di potenziale (grazie all'effetto Hall), che viene misurata e dalla quale si ricava l'angolo d'interesse. I sistemi elettromagnetici sono sistemi economici e facili da usare, ma hanno come principale svantaggio la scarsa accuratezza che riescono a garantire. I sistemi inerziali di analisi del movimento sono costituiti da accelerometri e giroscopi; questi strumenti, infatti, possono essere integrati all'interno dello stesso sistema di Motion Capture. Gli accelerometri rilevano le accelerazioni lungo uno o più assi, i giroscopi rilevano l'accelerazione angolare.

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Dai dati ottenuti da entrambi (relativi alle accelerazioni dei segmenti corporei d'interesse), è possibile risalire alla posizione e all'orientamento dei segmenti. Gli accelerometri impiegati in questi sistemi possono essere di vario tipo: dato che un accelerometro rileva l'inerzia di una massa sottoposta ad un'accelerazione, si hanno accelerometri estensimetrici, piezoresistivi, LVTD, capacitivi (impiegati per accelerazioni "statiche", in sistemi passa basso, con frequenza da 0 a 500 Hz) e piezoelettrici (impiegati per accelerazioni "dinamiche", in sistemi passa banda, con frequenza da 500 Hz a 50 kHz). I sistemi inerziali di analisi del movimento sono sistemi economici, con ingombro ridotto e che non presentano il problema delle occlusioni; tuttavia, sono anch'essi sistemi che garantiscono una scarsa accuratezza. I sistemi magnetici sono invece costituiti da un magnete, che genera un campo, e da un sensore magnetico, che viene collocato sul segmento d'interesse. Si tratta di sistemi che non soffrono del problema delle occlusioni, ma, oltre ad avere scarsa accuratezza, presentano anche il problema della scarsa portabilità, dovuta al magnete, necessario per generare il campo. A questi due aspetti poco favorevoli, si aggiunge anche il fattore costo, che è elevato. I sistemi a fibre ottiche sono sistemi nei quali si sfrutta la capacità di rivelare le perdite nella trasmissione del segnale ottico all'interno della fibra; dalla valutazione delle perdite di segnale è poi possibile risalire alla curvatura del segmento corporeo. All'interno di un sistema di Motion Capture, si integrano vari sensori tubolari a fibre ottiche. Si tratta di sistemi che non risentono di problemi di occlusione e non hanno problemi di portabilità, ma che, comunque, presentano svantaggi dovuti alla scarsa accuratezza e all'ingombro costituito dai sensori tubolari. I sistemi acustici, infine, sono sistemi ancora in fase di sviluppo e impiegati soprattutto in ambito di ricerca; utilizzano generatori di ultrasuoni, abbinati ad appositi sensori, per misurare il movimento umano.

1.2.2 Sistemi ottici

I sistemi ottici utilizzano fotocamere o videocamere per lo studio del movimento umano. Si distinguono in sistemi ottici con marker e sistemi ottici senza marker. I sistemi ottici senza marker sono sistemi costituiti da un set di telecamere pre-calibrate che riprendono la scena nella quale si muove il soggetto; le immagini acquisite vengono poi elaborate per determinare il movimento. Questi sistemi sono in grado di riconoscere i vari segmenti corporei e di determinarne poi la posizione e l'orientamento nello spazio, oppure riconoscono l'intera figura del soggetto in movimento e determinano, in ogni istante, il volume occupato nello spazio. L'elaborazione dei dati è però un passaggio computazionalmente dispendioso,

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per cui questo tipo di sistemi, per quanto promettenti, sono ancora in fase di sviluppo. Essi, inoltre, non riescono a garantire elevata accuratezza. I sistemi ottici con marker si distinguono in sistemi che utilizzano marker passivi e sistemi che utilizzano marker attivi: i marker passivi, utilizzati per le acquisizioni del nostro studio e riportati in figura 1.6 [15], sono oggetti sferici, ricoperti da materiale riflettente, che vengono posizionati su punti precisi del soggetto, i marker attivi sono, in genere, LED (Light Emitting Diodes), che emettono luce propria ad una determinata lunghezza d'onda. Il ricorso a marker attivi permette di indentificare univocamente ogni marker, in ogni istante del movimento, e, all'occorrenza, di selezionare solo alcuni marker, tra tutti, spengendo quelli di non interesse, nelle varie fasi di cattura del movimento. Entrambi i sistemi sono costituiti da un set di videocamere e da un elaboratore che riceve le immagini da queste ultime, estraendo i marker dalle immagini e ricostruendone poi la posizione 3D per ogni istante. Nei sistemi a marker passivi è presente anche una luce (flash) per illuminare la scena e far riflettere i marker. Sia i sistemi a marker passivi, sia quelli a marker attivi hanno elevata accuratezza (da questo punto di vista, sono il miglio tipo di sistemi di Motion Capture) e non presentano problemi di ingombro; tuttavia, non risolvono il problema delle occlusioni e la loro maggiore complessità nella fase di elaborazione dei dati determina costi più elevati rispetto agli altri tipi di sistemi. Tra i sistemi ottici con marker, sono più diffusi, attualmente, quelli a marker passivi, nonostante i marker attivi presentino i vantaggi sopra descritti.

Fig.1.6: Marker ottici passivi sferici [15].

Gli attuali sistemi di analisi del movimento che forniscono informazioni quantitative sulla meccanica dei sistemi muscolo-scheletrici utilizzano, ad esempio nel caso di un sistema SMART BTS, telecamere con illuminatore infrarossi, dotate di un sensore CCD sensibile

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alla radiazione luminosa infrarossa per acquisire le immagini ad una frequenza di 100 Hz. Per avere delle riprese 3D soddisfacenti sono necessarie un minimo di 2 telecamere. Generalmente nella prassi di laboratorio vengono utilizzate un numero di telecamere multiplo di 4, posizionate in modo che il singolo marker possa essere inquadrato da tutte le telecamere evitando così l'occlusione dei marcatori.

Fig.1.7: Telecamere e illuminatore SMART BTS [15].

1.2.3 Piattaforme di forza

Le pedane vengono utilizzate sia per la valutazione che per allenamento in ambito clinico. Tramite esse si può valutare la forza di un gesto atletico, la potenza, il tempo di produzione della forza, la direzione della forza espressa oltre alla capacità di stabilizzazione delle articolazioni. Quello che interessa è stata la possibilità valutare le reazioni vincolari scambiate con il terreno durante la camminata. La conoscenza di tali forze è importante per tenere conto dello stress al quale sono sottoposti i muscoli e poter calcolare le forze muscolari.

Ogni sistema di forze, può essere scomposto in una forza e una coppia equivalente, quindi è necessario conoscere completamente la forza applicata sulla pedana e di conseguenza le tre componenti nello spazio della forza e della coppia. I trasduttori utilizzati per tali misurazioni possono essere a 3 o 6 componenti. Il principio fondamentale per la misurazione della forza si basa sulla variazione delle proprietà elettriche del sensore conseguente alla deformazione meccanica del materiale, che risulta direttamente proporzionale all’intensità della forza misurata. Le tecnologie più utilizzate per la costrizione dei trasduttori di forza si basano su cristalli piezoelettrici e estensimetri.

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I trasduttori piezoelettrici misurano la forza sfruttando le proprietà di alcuni cristalli come il quarzo di generare una tensione nel momento in cui vengono sottoposti a sollecitazioni meccaniche. Risultano molto sensibili anche se non risultano idonei per misurare carichi statici poiché la carica accumulata si disperde a causa della sollecitazione.

Un estensimetro permette di valutare la forza applicata convertendo la variazione di lunghezza in un segnale elettrico attraverso la variazione della sua resistenza elettrica. Questo sensore presenta una sensibilità maggiore lungo la sua direzione principale, infatti per poter misurare una forza nelle tre componenti risulta opportuno posizionare più trasduttori nella stessa piattaforma [15].

Fig.1.8: Piattaforma di forza Kistler [15].

Negli ultimi anni sono state realizzate delle passerelle sulle quali eseguire prove per l’analisi del cammino completamente sensorizzate le quali forniscono una valutazione valida e affidabile dei parametri clinicamente rilevanti per la gait analysis, tra cui la velocità dell'andatura, la lunghezza dei passi, il tempo di supporto singolo e il tempo di oscillazione. La precisione fornita da una passerella strumentata può essere preziosa per individuare il trattamento più adeguato e per valutare l'impatto che hanno gli interventi per la disfunzione dell'andatura in pazienti con disturbi neurologici [12].

1.2.4 Elettromiografi

L’elettromiografo viene utilizzato per la misurazione dei potenziali elettrici che si formano durante la contrazione di un muscolo. In particolare esso deve trasformare la corrente ionica tipica dei tessuti in corrente elettrica che quindi può essere misurata e elaborata più

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facilmente. Gli elettrodi vanno inseriti nei punti di maggiore tono e possibilmente o prossimali o mediali. La dimensione del tipo di elettrodo varia a seconda del punto, sui punti peritoneali sono più piccoli. Esistono diversi tipi di elettromiografi: ad ago e di superficie. Gli elettromiografi ad ago prevedono l’utilizzo di aghi inseriti nei muscoli da studiare per registrarne l’attività sia in fase di riposo che durante il movimento. L’elettromiografia di superficie misura il segnale dato dall’attività di un gruppo di unità motorie [15]. Tra tutti i tipi di elettrodi disponibili quelli che hanno maggiori applicazioni per l’EMG sono sicuramente gli elettrodi di superficie. Nelle prove fatte sono stati utilizzati elettrodi di superficie in quanto hanno il vantaggio di essere già pronti all’uso, di facile applicazione e soprattutto non sono invasivi. Il segnale che riescono ad estrarre è di carattere generale, visto che hanno il problema di scarsa selettività dell’area da misurare, e scarsa precisione quando il muscolo da monitorare è di piccole dimensioni o molto in profondità nella pelle. Nell’uso di questi elettrodi un problema che si presenta è il cosiddetto cross-talk, cioè il disturbo (rumore) creato dall’attività degli altri muscoli sul segnale del muscolo in esame. Poter utilizzare il segnale EMG durante questi tipi di analisi è di fondamentale importanza nel momento in cui vengono calcolate le attivazioni e le forze muscolari consentendo una verifica dei risultati ed un'analisi più approfondita del comportamento muscolare.

1.3 Errori ed artefatti

Per stimare le quantità elencate, non osservabili direttamente, i software impiegati per la ricostruzione della cinematica sfruttano dei modelli antropometrici. Tali modelli sono costituiti da catene cinematiche chiuse, caratterizzate da un certo numero di link, tra loro collegati mediante dei giunti. I link, corrispondono ai segmenti ossei e, pertanto, sono rappresentati con corpi rigidi, in base alla meccanica classica. I giunti, invece, corrispondono alle articolazioni, delle quali riproducono i vari gradi di libertà. I tessuti molli (cute, muscoli, grasso) intorno ai segmenti ossei possono essere considerati deformabili o meno. Nella maggior parte della letteratura sono considerati non deformabili e, quindi, tutto il segmento è considerato rigido. In studi più recenti, però, si è iniziato a considerare la deformabilità dei tessuti molli, per ottenere una modellizzazione più realistica del movimento, è stato infatti dimostrato che, trascurando questa deformabilità, sia in senso assoluto, sia rispetto ad ogni singolo segmento osseo, i dati ottenuti, relativi alla cinematica, sono affetti da inaccuratezze che possono anche arrivare a invalidare l'utilizzabilità dei risultati.

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Durante il movimento si possono registrare dei movimenti spuri dei marker: movimenti apparenti dovuti ad errori strumentali, movimenti reali dei marcatori rispetto il segmento corporeo dove sono stati applicati dovuti al tessuto molle della pelle e al grasso sotto cute, o ancora, errori derivanti da un errata determinazione dei vari punti di repere anatomici. Prima di elencare questi errori è però opportuno richiamare alcune definizioni. Si definisce accuratezza di una misura la dispersione dei valori delle vare misurazioni effettuate, intorno al valore corretto della misura. Si definisce precisione di una misura la lontananza delle varie misure ottenute, rispetto al valore corretto. Si definisce, infine, risoluzione la minima variazione della grandezza da misurare percepibile dallo strumento. Accuratezza, precisione e risoluzione sono caratteristiche di ogni sistema di analisi del movimento; gli errori che interessano questi sistemi incidono su queste caratteristiche. I sistemi di analisi del movimento sono affetti da vari tipi di errori strumentali, che si distinguono in due tipi: errori strumentali sistematici ed errori strumentali random.

Gli errori da artefatto da tessuto molle invece sono dovuti al movimento dei marker rispetto al segmento osseo di cui si vuole mimare la cinematica a causa di tessuti molli intermedi. Per ovviare a tale problema si è soliti perciò applicare i marcatori su particolari punti di repere anatomici, palpabili e quindi ben distinguibili, in modo da rendere più solidale possibile il movimento dei marker con quello dei vari segmenti ossei. Talvolta però è possibile che l’individuazione di questi repere sia errata incorrendo perciò ad ulteriori errori, infatti, un'errata individuazione dei repere anatomici comporta un errore nell'attribuzione dei marker del modello.

Gli errori sistematici sono associati ad un modello di limitata validità del sistema di misurazione e possono essere dovuti sia ad inaccuratezze della fase di calibrazione (cattiva stima dei parametri del modello), sia a non linearità non considerate nella calibrazione stessa (modello non adeguato). Gli errori strumentali possono essere sistematici dovuti a problemi relativi all’ottica delle telecamere o ancora, ad una frequenza di acquisizione troppo bassa oppure possono essere casuali dovuti alla presenza di rumore elettronico all’interno dell’ambiente dove si effettuano le acquisizioni oppure ad una frequenza di acquisizione troppo alta; elementi questi che portano ad avere un basso rapporto di segnale-rumore (SNR). Le soluzioni ai due tipi di errore sono una ricalibrazione e l’utilizzo di tecniche appropriate di filtraggio.

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Gli errori random sono dovuti al rumore elettronico caratteristico della strumentazione e a imprecisioni con le quali le immagini dei marker sono convertite in punti immagine, mediante un processo di digitalizzazione.

Più in dettaglio, gli errori di un sistema di analisi del movimento sono dovuti a:

• stima dei parametri nella procedura di calibrazione;

• distorsioni (ricorso a funzioni di correzione) e approssimazione del punto focale, all'interno del modello;

• numero e posizionamento delle telecamere; • dimensioni del volume di misura;

• dimensioni e forma dell'oggetto di calibrazione; • condizioni di luce;

• accuratezza nel posizionamento dei marker: questo aspetto porta a considerare altre due possibili cause di errore, la calibrazione anatomica, nella quale si individuano i repere anatomici sul soggetto e si collocano i marker in corrispondenza di questi punti, e gli artefatti da tessuto molle.

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Capitolo 2.

Stato dell’arte sull’analisi del cammino in pazienti con disturbi

neurologici

In letteratura sono stati trovati numerosi studi effettuati su pazienti con disturbi neuro-muscoloscheletrici. Si stima che oltre un miliardo di persone soffra di questi tipi di disturbi e l'assenza di procedure diagnostiche adeguate influenza i risultati terapeutici. Pertanto, è necessario caratterizzare le patologie del controllo motorio per associare più appropriate diagnosi che possano essere utili nel monitoraggio del progresso della malattia e della pianificazione del trattamento.

L’analisi del ciclo del passo costituisce un fattore importante dato che l'andatura umana è stata considerata una delle caratteristiche biometriche più interessanti. Molti studi sui disturbi neuro-muscoloscheletrici sono stati sviluppati con particolare attenzione sulla sclerosi multipla, sul morbo di Parkinson e sull'ictus emiparetico. In letteratura inoltre è stato possibile osservare come tali patologie siano state trattate in laboratori allo scopo di analizzarne la camminata ed in particolare compiere un'analisi del ciclo del passo del paziente. La gait analysis svolta in questo lavoro di tesi sarà ugualmente valida per qualsiasi tipo di patologia che induca problematiche agli arti inferiori e nella camminata.

A tal fine di seguito saranno riportati gli studi più recenti che hanno visto l'analisi del ciclo del passo delle patologie sopra nominate, dopo avere riportato le caratteristiche, le cause, gli effetti di tali patologie e gli studi che sono stati condotti fin ora sull’analisi della camminata di soggetti patologici sottoposti a vari tipi di trattamenti.

2.1 Patologie neuromotorie

2.1.1 Sclerosi Multipla

La sclerosi multipla (SM) è una malattia neurodegenerativa demielinizzante, cioè con lesioni a carico del sistema nervoso centrale. Per molti anni è stata considerata una malattia della sostanza bianca del sistema nervoso centrale, tuttavia un numero sempre maggiore di studi

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ha dimostrato anche un coinvolgimento della sostanza grigia. Alla base della SM vi è un processo di demielinizzazione che determina danni o perdita della mielina e la formazione di lesioni che potrebbero dar luogo ad una prima fase infiammatoria alla quale potrebbe seguire una fase cronica, da cui deriva il termine «sclerosi».

Secondo recenti stime, ci sono 400.000 persone che vivono con SM negli Stati Uniti oggi e oltre 2,5 milioni di persone con SM in tutto il mondo. Quasi 200 nuovi casi di SM vengono diagnosticati ogni settimana, e la maggior parte di questi sono in giovani donne. L'età media della diagnosi di SM è di circa 30 anni e la SM è da 2 a 4 volte più frequente nelle donne che negli uomini [12].

Le cause rimangono ancora in parte sconosciute nonostante alcuni studi condotti indichino che la malattia è originata da una combinazione di fattori come quelli ambientali nonché genetici, per tale ragione la SM fa parte del gruppo delle malattie multifunzionali cioè di un gruppo di patologie dovute a più fattori.

Le persone con sclerosi multipla presentano differenti sintomi in base alla diversa possibile localizzazione delle lesioni nel sistema nervoso centrale. La frequenza dei sintomi può aumentare in genere con la gravità e la durata della malattia anche se, in alcuni casi, non vi sono chiare correlazioni.

I sintomi più frequenti nella SM sono fatica, disturbi della sensibilità, disturbi visivi, dolore, spasticità, disturbi intestinali, disturbi cognitivi, depressione, disturbi della coordinazione come il tremore, disturbi del linguaggio. Considerando la variabilità della sclerosi multipla e delle caratteristiche specifiche della singola persona, il trattamento deve essere individuato da caso a caso.

Diversi trattamenti come ad esempio le terapie farmacologiche, i trattamenti fisici e riabilitativi sono utilizzati per gestire i sintomi della SM sulla base di un approccio interdisciplinare. In questo ambito di notevole importanza è la ricerca dedicata alla riabilitazione: nel corso degli ultimi anni sono stati pubblicati lavori che dimostrano l’efficacia del trattamento riabilitativo in questa patologia. Una buona gestione dei sintomi attraverso un approccio interdisciplinare può portare a migliorare la qualità della vita per i pazienti affetti da SM.

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2.1.2 Morbo di Parkinson

Il Parkinson è una malattia neurodegenerativa, ad evoluzione lenta ma progressiva, che coinvolge, alcune funzioni quali il controllo dei movimenti e dell'equilibrio. La malattia è tra le più frequenti facente parte di un gruppo di patologie definite "Disordini del Movimento". Il nome è legato ad un farmacista chirurgo londinese del XIX secolo, James Parkinson, che in un famoso libro per primo descrisse gran parte dei sintomi della malattia, il libro fu il "Trattato sulla paralisi agitante".

La malattia è presente in tutto il mondo ed in tutti i gruppi etnici. Si riscontra in entrambi i sessi, con una lieve prevalenza, forse, in quello maschile.

Le strutture coinvolte nella malattia di Parkinson si trovano nei gangli della base, aree profonde del cervello, che partecipano alla corretta esecuzione dei movimenti. La malattia di Parkinson si manifesta quando la produzione di dopamina, neurotrasmettitore endogeno, cala consistentemente nel cervello. I livelli ridotti sono dovuti alla degenerazione di neuroni, in un'area chiamata Sostanza Nera. La durata della fase preclinica (periodo di tempo che intercorre tra l'inizio della degenerazione neuronale e l'esordio dei sintomi motori) non è nota, ma alcuni studi la datano intorno a 5 anni [13].

Le cause non sono ancora note. Sembra che vi siano molteplici elementi che concorrono al suo sviluppo. Fattori tossici, esposizione lavorativa: il rischio di malattia aumenta con l'esposizione a tossine quali alcuni pesticidi o idrocarburi-solventi. L'esposizione al fumo di sigaretta riduce probabilmente la comparsa di malattia di Parkinson.

I principali sintomi motori della malattia di Parkinson sono il tremore a riposo, la rigidità, la lentezza dei movimenti automatici e, in una fase più avanzata, l'instabilità posturale (perdita di equilibrio); questi sintomi si presentano in modo asimmetrico rispetto al lato del corpo. Il tremore non è presente in tutti i pazienti.

Tra i diversi sintomi, sono tipici del morbo di Parkinson episodi di blocco motorio improvviso durante il cammino (freezing gait o congelamento della marcia) in cui i piedi del soggetto sembrano incollati al pavimento. Il fenomeno si può manifestare come un'improvvisa impossibilità ad iniziare la marcia o a cambiare la direzione. Oppure, si osserva quando il paziente deve attraversare passaggi ristretti (come una porta od un corridoio) o camminare in uno spazio affollato da molte persone. Il freezing è una causa importante di cadute a terra, per questo è importante riconoscerlo. Questa difficoltà può

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essere superata adottando alcuni "trucchi", quali alzare le ginocchia, come per marciare o per salire le scale oppure considerare le linee del pavimento come ostacoli da superare. Anche l'utilizzo di un ritmo verbale, come quello che si utilizza durante la marcia militare, può risultare utile. Il freezing della marcia non si manifesta salendo le scale o camminando in acqua [3].

Alcune tecniche riabilitative prendono spunto da ciò per rieducare al passo il paziente. Si osserva inoltre una riduzione del movimento pendolare delle braccia (in genere più accentuato da un lato), una postura fissa in flessione e un passo più breve.

Talvolta si presenta quella che viene chiamata "festinazione", cioè il paziente tende a strascicare i piedi a terra e ad accelerare il passo, come se inseguisse il proprio baricentro, per evitare la caduta. In questo modo la camminata diventa simile ad una corsa a passo molto breve. Per il paziente con festinazione diviene difficile arrestare il cammino una volta che è arrivato a destinazione [3].

2.1.3 Ictus

L’ictus si verifica quando i rifornimenti di sangue che irrorano il cervello si interrompono o sono fortemente ridotti. Senza questo apporto sanguigno fondamentale, il tessuto cerebrale comincia a morire per l'assenza di ossigeno e nutrienti. Si distingue per l'insorgenza improvvisa e richiede un intervento immediato a causa degli effetti deleteri che esso può avere. Infatti, maggiore sarà la tempestività minori saranno i danni cerebrali.

L'ictus è la principale causa di morte nonché la principale causa di disabilità neurologica a lungo termine in tutto il mondo. Circa i due terzi dei pazienti con ictus hanno una funzione motoria gravemente compromessa. La riduzione della funzione degli arti superiori e inferiori porta a una significativa disabilità che colpisce la vita quotidiana. Tuttavia, vari schemi di riorganizzazione neurale si verificano dopo l'ictus, e il recupero funzionale è associato a cambiamenti di tipo plastico a livello neurale nel cervello [14].

Considerato che regioni diverse dell'encefalo controllano distretti differenti del corpo, i dipendono dall'area di cervello coinvolta dal disturbo per cui ha un'importanza fondamentale l'entità del danno. Ciò implica che ogni paziente colpito da ictus rappresenta un caso a sé stante. La terapia più appropriata si pianifica, caso per caso, in base alle caratteristiche dell'ictus, che colpisce un individuo.

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La sintomatologia tipica è la seguente:

• Paralisi e intorpidimento della faccia o degli arti: l'episodio è improvviso e il paziente mostra il disturbo su un lato soltanto del corpo.

• Difficoltà a camminare: il paziente comincia improvvisamente a soffrire di vertigini e a perdere l'equilibrio e la coordinazione

• Difficoltà a parlare e a capire: il paziente è confuso e non riesce a capire ciò che gli altri dicono; parla farfugliando e in modo ingarbugliato.

• Difficoltà visive: il paziente, sempre all'improvviso, comincia a vedere in modo annebbiato o offuscato. Il disturbo può insorgere a carico di uno o di entrambi gli occhi.

Stanno emergendo nuove strategie che migliorano i benefici di questi tipi di cambiamenti plastici che si hanno a livello neurale atti a migliorarne il recupero motorio [14].

2.2 Analisi del cammino in pazienti con patologie neuromotorie

2.2.1 Analisi del ciclo del passo in pazienti con sclerosi multipla

I pazienti affetti da sclerosi multipla mostrano generalmente notevoli disfunzioni nelle estremità inferiori, portando a numerose disabilità e anomalie nella camminata. In uno studio del 2017 è stato notato come nell'ambiente clinico tali anomalie sono di solito valutate usando test funzionali quali il test del passeggio in 6 minuti (6MWT- 6 Minutes Walking Test), il test del passeggio in 10 metri utilizzando strumenti di auto-reporting. Il 6MWT consiste nel far camminare i pazienti per 6 minuti in modo da poterne notare il livello di disabilità. Allo stesso scopo viene effettuato il test del passeggio in 10 metri durante il quale viene registrata la camminata dei soggetti. Gli esami di Clinical Gait Analysis (CGA) vengono spesso utilizzati per misurare e aggiungere informazioni sui motivi cinematici e cinetici specifici associati a disturbi neurologici e ortopedici. La CGA è un esame strumentale sulle caratteristiche ambulatorie dei pazienti che, mediante tecniche di analisi del movimento, consente di stimare i parametri del cammino tempo / distanza, cinematica e cinetica dei pazienti. È possibile estrarre diversi parametri dalla cinematica e dalla dinamica

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utilizzando CGA, parametri che hanno dimostrato una correlazione con diversi aspetti della camminata umana e possono essere applicati nell'ambiente clinico, come evidenziato in [1]. Lo scopo di questo studio trasversale, effettuato presso l'Unità di Riabilitazione dell'Ospedale Universitario di Ferrara tra il 2004 e il 2015, è stato quello di esaminare la correlazione tra un insieme di 51 pazienti (30 donne, 21 maschi, età media 51 (SD 9.6 anni) basato su CGA con i diversi livelli di invalidità stimati utilizzando la scala EDSS (Expanded Disability Status Scale-Scala di stato di disabilità estesa) e velocità di 6MWT in un ampio campione di pazienti con sclerosi multipla (MS). Tra i soggetti, 21 ha utilizzato un dispositivo assistito (AD, unilaterale o bilaterale canne o stampelle) durante l'analisi dell'andatura. Inoltre, è stato scelto anche un campione di 10 soggetti di controllo (CS, 2 femmine, 8 maschi, età media 36.7 (SD 18.9) anni) come riferimento [1].

Nello studio appena citato sono stati esaminati i parametri relativi alla durata / distanza e alle caratteristiche cinematiche dell'andamento dei pazienti con MS, al fine di comprendere quali di questi parametri si correlano meglio con la velocità di andata e il livello di disabilità nella popolazione MS generale. Per questo motivo abbiamo deciso di limitare l'analisi a parametri cinematici e tempo / distanza, esclusi gli aspetti della CGA correlati alla cinetica, in quanto questi parametri non possono essere stimati con precisione quando si utilizzano dispositivi ausiliari.

I parametri valutati comprendono:

• parametri Time / Distance;

• Parametri cinematici, estratti dagli angoli di giunzione nel piano sagittale e coronale e per tutti e tre i piani del bacino;

• Parametri temporali, che corrispondono agli eventi temporali, espressi in% del ciclo di passaggio, dei parametri cinematici (esclusi gli intervalli).

Un sistema di telecamere (Vicon Motion Systems Ltd., Oxford, UK) è stato utilizzato per l'acquisizione della cinematica degli arti inferiori. I dati cinematici sono stati acquisiti ad una frequenza di campionamento di 100 Hz. Il montaggio degli indicatori riflettenti e la stima degli angoli di giunzione sono stati basati sul modello Plug-In-Gait. Ogni soggetto ha eseguito una serie di prove camminando ad una velocità scelta a piacere. Durante ogni prova, i soggetti sono stati invitati a camminare nel Laboratorio di Motion Capture, ogni soggetto ha eseguito da 3 a 5 prove a piedi in una passerella di 15 m.

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Tutti i parametri Time / Distance hanno mostrato una forte correlazione lineare con la velocità di 6MWT e le differenze statisticamente significative tra i gruppi distinti sulla base dell'EDSS. Durata della posizione e durata del ciclo aumentano con la disabilità e sono correlati negativamente con la velocità di avanzamento. La lunghezza, la cadenza e la velocità del passeggio sono diminuiti con la disabilità e hanno mostrato una correlazione positiva con la velocità di 6MWT. Nella classificazione EDSS abbiamo osservato interazioni significative tra CS e i gruppi di pazienti per tutti i parametri. Sono state osservate correlazioni lineari e differenze statistiche in diversi parametri cinematici dell'anca, del ginocchio, della caviglia e del bacino. Le caratteristiche temporali all'anca non presentavano differenze statistiche per entrambe le stratificazioni [1].

Sempre nel 2017 è stato effettuato un ulteriore studio [2] incentrato sulla difficoltà, causate da deficit motori che interessano le estremità inferiori, che hanno le persone affette da SM nel camminare su superfici impegnative o irregolari, tra cui la sabbia. L'obiettivo dello studio era quello di caratterizzare gli adattamenti cinematici del cammino effettuati da PWMS quando camminavano sulla sabbia per descrivere gli immediati effetti post-adattamento. Sono state analizzati 17 pazienti con PWMS (età media 51.4 ± 5.5, passi di malattia 2.4 ± 1.0) e 14 adulti sani (HA) che hanno partecipato al gruppo di controllo. Ogni partecipante ha effettuato delle prove camminando lungo il livello del suolo (linea di base), sulla sabbia (risposta all'adattamento) e di nuovo a livello del suolo (post-adattamento). Sono stati registrati dati spazio temporali e dati cinematici per il ginocchio e la caviglia. Dall’analisi del ciclo del passo è stato riscontrato che all'inizio il PWMS ha mostrato una diminuzione totale della flessione dell'arto inferiore (p <0.05) rispetto all' HA. Il gruppo PWMS si è adattato a camminare sulla sabbia aumentando significativamente la flessione dell'anca, del ginocchio e la dorsi-flessione della caviglia (p <0.05) durante l'oscillazione, con una flessione complessiva totale dell'arto inferiore di 23 ° (p <0.05), raggiungendo valori all'interno della gamma normale. Durante il ritorno ai valori di camminata a terra, i parametri temporali-spaziali e cinematici sono tornati nei valori di base [2].

L'analisi dell'andatura 3D è stata condotta utilizzando un sistema di 8 telecamere Vicon MX3 (Vicon, Oxford, UK), registrando le traiettorie di marcatori riflettenti e utilizzando il set e il metodo dei marcatori di Helen Hayes (come riportato in [2]). Le prove a piedi sono state completate su una pedana da laboratorio e una passerella di sabbia lunga 6,2 m e profonda 0,1 m. Dati spaziotemporali e dati cinematici per il ginocchio e la caviglia sono stati raccolti durante la camminata in avanti a velocità scelta a piacere secondo il seguente ordine: 1)

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livello di terra (linea di base), 2) sabbia (risposta adattamento del passo) e 3) Livello di terra (post-adattamento). Da tale studio è stato dedotto che i pazienti affetti di sclerosi multipla, che si adattano a camminare sulla sabbia aumentando la flessione degli arti inferiori durante l'oscillazione, una volta tornate al loro modello di andatura a livello base del terreno, raggiungono valori simili ma non uguali a HA [2].

Un ulteriore studio condotto nel 2017 da parte del Laboratorio di Biomeccanica ed Ergonomia Industriale dell'Università di Cagliari [16] ha visto l’analisi del cammino di pazienti con sclerosi multipla con lo scopo di valutare l'esistenza di possibili differenze nei modelli di andatura tra uomini e donne analizzando i parametri spazio-temporali e la cinematica nel piano sagittale delle articolazioni dell'anca, del ginocchio e della caviglia. Così è stato considerato un gruppo di 124 pazienti, tra questi sono stati scelti coloro che riuscivano a deambulare senza l’utilizzo di un ausilio. La selezione ha prodotto un sottogruppo composto da 60 PWMS (32F, 28M).

I partecipanti sono stati inoltre divisi in due gruppi in base al livello di disabilità valutato attraverso il punteggio EDSS (Expanded Disability Status Scale) come segue:

• Bassa disabilità (EDSS 1.0 - 3.0, n = 28, 16F, 12M)

• Disabilità da lieve a moderata (EDSS 3.5-5.5, n = 32, 16F, 16M)

L'acquisizione dei parametri cinematici e spazio-temporali dell'andatura è stata eseguita utilizzando un sistema di motion capture composto da 8 telecamere a infrarossi (SMART-D, BTS Bioengineering, Italia) impostate a una frequenza di 120 Hz. Preliminarmente, i dati relativi all'altezza, al peso, alla distanza del dorso iliaco anteriore (ASIS), allo spessore del bacino, alla larghezza della gamba e del ginocchio, alla lunghezza della gamba (distanza tra ASIS e malleolo mediale) sono stati acquisiti utilizzando una scala digitale, un dispositivo di misurazione dell'altezza ultrasonica, un pelvimetro e un metro flessibile. Quindi, 22 marker sferici passivi (con diametro di 14 mm) sono stati posizionati sulla pelle degli arti inferiori e del tronco degli individui in punti di riferimento seguendo il protocollo Davis del 1991 [6]. Successivamente, i partecipanti sono stati invitati a camminare a una velocità scelta a piacere nel modo più naturale possibile su una passerella di 10 metri per almeno 6 volte, consentendo tempi di riposo adeguati tra le varie prove.

I dati grezzi sono stati elaborati con il software dedicato Smart Analyzer (BTS Bioengineering, Italia) per calcolare i seguenti parametri:

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• Spazio-temporali: velocità dell'andatura, lunghezza del passo, cadenza, posizione, oscillazione e durata delle doppie fasi di supporto. I parametri noti dipendenti dall'antropometria delle persone (ad esempio velocità, cadenza e lunghezza del passo) sono stati normalizzati secondo la procedura descritta di Pinzone [16].

• Cinematica sul piano sagittale: flessione dell'anca e del ginocchio, estensione e variazioni dell'angolo per la dorsi-plantafessione durante il ciclo del passo e dinamica del movimento (ROM) sono state calcolate durante l'intero ciclo del passo come differenza tra il valore massimo e il valore minimo dell’angolo registrato durante una prova.

Le possibili differenze introdotte nei modelli di andatura tra individui di sesso maschie e femminile sono state analizzate utilizzando due approcci statistici: per i parametri spazio-temporali e la ROM dinamica, è stata eseguita un'analisi di varianza multivariata a una o due vie (MANOVA) considerando il sesso del gruppo dei partecipanti e il livello di disabilità come variabili indipendenti e come variabili dipendenti i 6 parametri spazio-temporali precedentemente elencati o la ROM dinamica alle articolazioni dell'anca, del ginocchio e della caviglia.

Le differenze associate ai dati cinematici sono state valutate confrontando le curve degli angoli ai giunti degli uomini e delle donne punto per punto utilizzando un ANOVA unidirezionale per ciascuna delle tre articolazioni di interesse. In questo modo, è stato possibile definire in quali periodi del ciclo del passo erano presenti differenze significative associate al sesso dei partecipanti [16].

Dall’analisi svolta è stato rilevato solo l'effetto del livello di disabilità, ossia i partecipanti con disabilità lieve o moderata hanno mostrato che alcuni parametri spazio-temporale dell’andatura erano peggiori rispetto a quelli con disabilità bassa. In particolare, nei maschi con EDSS> 3, la velocità, cadenza e lunghezza del passo diminuivano significativamente rispetto a pwMS con bassa disabilità, mentre la posizione e la durata in fase bipodalica aumentavano. Nelle femmine, la durata della fase di swing e velocità sono state significativamente ridotte mentre la durata della fase bipodalica è aumentata. Non sono state rilevate differenze correlate al sesso nei gruppi di disabilità di livello basso e medio-lieve.

Con il test statistico MANOVA, dopo un’analisi dinamica dei dati, è stato rilevato un significativo effetto legato al sesso. In particolare, le donne presentavano ROM significativamente più elevato sull'articolazione della caviglia rispetto agli uomini. Le donne

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con disabilità da lieve a moderata mostravano ROM significativamente ridotto in anca, ginocchio e caviglia rispetto al gruppo con bassa disabilità, mentre negli uomini tale riduzione era stata trovata per ginocchio e caviglia.

Una ROM significativamente superiore sull'articolazione del ginocchio è stata riscontrata nei maschi del gruppo di disabilità compresa tra lieve a moderata rispetto alle femmine.

L’analisi cinematicadi anca, ginocchio e caviglia sul piano sagittale per l'intero campione ha rivelato una flessione dell'anca significativamente più grande negli uomini corrispondente al 26% del ciclo del passo e all'89%. Sono stati anche riscontrati un aumento della flessione negli uomini sul 17% del ciclo del passo e un'aumentata Plantaflessione nelle donne tra il 55% e il 72% del ciclo del passo [16].

In una certa misura, tali differenze appaiono dipendenti dal livello di disabilità. Infatti, nel gruppo con disabilità bassa non sono state trovate differenze tra i sessi nella cinematica dell'articolazione dell'anca, mentre gli uomini mostravano una flessione del ginocchio più ampia all’inizio (0-9% del ciclo dell'andatura) e alla fine della fase di swing (85-100% del ciclo del passo). Nelle donne è stato anche osservato una maggiore flessione plantare della caviglia sul 46% e 74% del ciclo dell'andatura. Al contrario, negli uomini con disabilità compresa tra lieve a moderata mostravano una maggiore flessione dell'anca dal primo appoggio del tallone fino a metà (0-18% del ciclo del passo) nonché sul secondo appoggio (99-100%) e una maggiore flessione del ginocchio nella fase iniziale di swing (64-75% del ciclo del passo). Non sono state riscontrate differenze per quanto riguarda la flessione caviglia-dorso-plantare.

I dati ottenuti in parte supportano l’ipotesi iniziale: mentre i parametri spazio-temporali normalizzati dell'andatura sono stati trovati sostanzialmente simili in entrambi i gruppi, sono state osservate differenze significative nella cinematica dell'articolazione in porzioni specifiche del ciclo dell'andatura per tutte le articolazioni indagate. Anche se diversi studi riportano che l’esistenza di differenze significative tra uomini e donne in termini di velocità assoluta dell'andatura, lunghezza del passo e cadenza, la maggior parte di questi è dovuta alla diversa antropometria (cioè gli uomini sono generalmente più alti delle donne) e quindi tendono a svanire quando le variabili vengono normalizzate tenendo conto della lunghezza o altezza della gamba, sono state trovate differenze significative correlate al sesso per la cinematica dell'andatura sul piano sagittale. In particolare, gli uomini mostravano una flessione dell'anca e del ginocchio più ampia dalla fase di appoggio del tallone, in fase di

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swing e nella fase terminale del ciclo del (solo dell'anca), mentre le donne apparivano caratterizzate da una maggiore flessione plantare alla caviglia al momento del distacco del piede, nella parte iniziale della fase di oscillazione [16].

Un ulteriore studio recente [12] è stato focalizzato sulla valutazione della disfunzione dell'andatura nelle persone con SM e sulla selezione degli interventi in base ai risultati della stessa valutazione. Le prove a cui sono stati sottoposti i pazienti, utilizzate per valutare aspetti quantificati dell'andatura come la velocità e la resistenza, consistono in un test nel quali il soggetto percorre 25 piedi (7.62 m, T25FWT, Timed 25-Foot Walk Test) e il test di camminata in 6 minuti (6MWT, 6-minute walk test) come visto anche in [1]. Il T25FWT viene utilizzato per valutare la massima velocità di deambulazione ed è un componente del MSFC. Per eseguire il T25FWT, al paziente viene chiesto di camminare su un percorso contrassegnato per 25 piedi il più rapidamente possibile, in modo sicuro e di tornare sullo stesso percorso. Il punteggio per il T25FWT è il tempo medio dei due studi. Il 6MWT è utilizzato per valutare la resistenza a piedi. Per eseguire il test, si chiede al paziente di camminare il più velocemente possibile per 6 minuti. La distanza totale percorsa viene registrata e utilizzata come punteggio.Il punteggio totale viene calcolato e riportato su una scala da 0 a 100, con i valori più elevati corrispondenti a una maggiore disabilità nella deambulazione.Per raccogliere misure dettagliate durante test clinici standardizzati come il T25FWT o durante l'OGA (Observational Gait Analysis) è stata utilizzata una piattaforma di forza strumentata. Successivamente è stata eseguita l'analisi del cammino 3-D posizionando dei marker riflettenti sul paziente e registrando i loro movimenti con le telecamere a infrarossi. Il software ricostruisce quindi i marcatori per produrre un'immagine tridimensionale della persona in movimento. Questo metodo ha fornito misure quantitative dettagliate dei parametri cinematici, cinetici e spaziotemporali dell'andatura e può quindi fornire informazioni sui meccanismi alla base della disfunzione dell'andatura nonché dati precisi spaziotemporali. Questo tipo di analisi del cammino può essere utilizzato per identificare le alterazioni dell'andatura e le strategie di controllo posturale anormali non rilevate da altri metodi di analisi dell'andatura [12].

2.2.2 Analisi del ciclo del passo in pazienti affetti da morbo di Parkinson

In uno studio recente [3] effettuato a Padova nel 2015 si vede un primo protocollo in cui è stato considerato un primo gruppo di 24 soggetti affetti da Parkinson (PDS1) e un secondo

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gruppo composto da 12 persone sane (CS1, gruppo di controllo) per ricevere un programma di idroterapia in piscina. Il PDS1 è stato diviso in 2 gruppi (ognuno compreso 12 soggetti): un gruppo è stato sottoposto sia alla camminata su terra (LBW) che in acqua (PDS1-UW) e l'altro gruppo solo LBW (PDS1-LBW). CS1(gruppo di controllo) è stato sottoposto a camminare sia in UW che in LBW. Nel programma UW i soggetti sono stati invitati a camminare a velocità di propria scelta, avanti e indietro con un livello di immersione sulla linea mammellare, per 40 minuti su base giornaliera ogni mattina per un totale di 3 settimane. La piscina idroterapica era lunga 8 m, larga 4 m e aveva una profondità variabile da 1.10 m a 1.50 m, la temperatura dell'acqua è stata impostata a 32 ° C. Le prove sono state effettuate sa in 2D che in 3D con appositi sistemi che hanno permesso una successiva gait analysis. Nel secondo protocollo sono stati considerati 20 individui, divisi in due gruppi, 10 soggetti come gruppo di controllo (CS2) e 10 soggetti patologici (PDS2) che hanno ricevuto solo un programma di idroterapia nella stessa modalità del primo protocollo. Nelle sessioni UW i soggetti sono stati invitati a camminare ad una velocità scelta a piacere rispettivamente avanti e indietro contemporaneamente lungo la piscina ogni mattina come descritto nel protocollo precedente [3].

Per le prove in 2D è stato utilizzato un sistema a tenuta stagna in acciaio (174x 164x 460) che conteneva una videocamera analogico-digitale Canon MV30PAL con frequenza di campionamento di 25 Hz. La videocamera è stata fissata a un metro dalla superficie dell'acqua. I marcatori passivi sono stati precedentemente collegati sulla cute dei pazienti con materiale adesivo, sono stati posizionati sui seguenti punti di riferimento anatomici: spalla, gomito, polso, colonna vertebrale anteriore-superiore, grande trocantere, testa di fibula, malleolo laterale. I dati sono stati elaborati con il software KineView 3.1 per riprodurre la sequenza dei movimenti e di conseguenza la velocità e l'accelerazione del singolo marcatore.

28 Fig.2.1: Esempio di soggetto durante l'analisi del cammino

subacqueo ricostruito dal software per la gait analysis (vista anteriore e posteriore) [3].

Per le prove in 3D, i soggetti hanno camminato ad una velocità scelta a piacere in due differenti impostazioni: in acqua (3D UWGA) e in un laboratorio di addestramento (3D OLGA). Sono stati raccolti almeno 3 studi per soggetto in ogni condizione, assicurando un minimo di 30 passi per ogni paziente [3].

In 3D UWGA è stato eseguito con 4 telecamere GoPro Hero 3 (1080x 1920 pixel di risoluzione, 30 fps) che sono state automaticamente sincronizzate e poste a 10 cm dalla superficie dell'acqua. I marcatori impermeabili sono stati fissati alla pelle dei soggetti in base alla [9] e alla cinematica 3D ricostruita mediante un software di inseguimento automatico sviluppato (Fig.2.1).

In 3D OLGA è stato utilizzato un sistema stereofotogrammetrico di 8 fotocamere (BTS, Italia) sincronizzato con 2 bits-p-6000 piastre di forza e marcatori retroriflettenti sferici (1 cm di diametro) sono stati fissati al corpo come in [9]. I dati sono stati elaborati in MatlabR.13.

I risultati confrontati con l'analisi della camminata sul terreno in 3D e in 2D hanno mostrato che la velocità di avanzamento è aumentata significativamente dopo l'idroterapia sia in PDS2 che in PDS1 UW. Inoltre, un importante miglioramento è stato osservato sulla cinematica

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delle articolazioni degli stessi gruppi di soggetti dopo l'idroterapia, in particolare per quanto riguarda la rotazione dell'anca e l'abduzione/adduzione della caviglia, la flessione del ginocchio e della caviglia. Il programma di riabilitazione è stato ritenuto soddisfacente con elevata aderenza sia sul terreno che sott’acqua con conseguente miglioramento delle principali variabili cliniche dopo l'idroterapia. Il seguente studio pilota ha mostrato il miglioramento dell’andatura durante la riabilitazione condotta nella piscina con effetti significativi nei soggetti PDS con difficoltà [3].

In un ulteriore studio recente [4] è stata presa in considerazione la passeggiata curva, la quale comporta un controllo complesso del tronco ed è accompagnata da un movimento asimmetrico degli arti inferiori. La passeggiata curva è ancora più impegnativa per i pazienti con PD, a causa delle loro disfunzioni nel bilanciamento e nel controllo della postura e dei muscoli, ciò comporta difficoltà nel spostare il peso corporeo per contrastare la forza centrifuga e produrre lunghezze diverse tra le gambe.

I soggetti sono stati raggruppati in un gruppo di controllo (CE) e in un gruppo di soggetti affetti da morbo di Parkinson (CWT). I partecipanti a ciascun gruppo sono stati sottoposti a 30 minuti di CWT (curved-walking training) o di esercizio generale, secondo la loro assegnazione di gruppo, seguiti dallo stesso fisioterapista hanno effettuato l’esercizio di camminata a terra in 10 minuti per un totale di 12 sessioni in un periodo da 4 a 6 settimane. Tutti i risultati sono stati misurati il giorno prima dell'intervento (pre), il giorno dopo l'intervento (post) e il trentesimo giorno dopo aver completato in trattamento (follow-up). La prestazione della camminata-curva è stata valutata come la capacità di camminare lungo un percorso curvo di circa 5 m di lunghezza e una circonferenza con un raggio di 80 cm (Fig.1.2).

30 Fig.1.2: Il tapis roulant circolare con corrimano e

sistema di sospensione per impedire ai soggetti di cadere [4].

I partecipanti sono stati invitati a camminare ad una velocità scelta a piacere tre volte in ogni direzione in ordine casuale. Sono stati registrati i tempi necessari per camminare lungo il percorso curvato e la media di tre prove è stata utilizzata per l'analisi dei dati. Per valutare la prestazione diritta, i partecipanti sono stati invitati a percorrere 6 m lungo una passerella a tre velocità confortevoli. Sono stati registrati i tempi necessari per completare questa attività di rettilineo e la media dei tre trial è stata utilizzata per l'analisi dei dati.

In questo studio è stato dimostrato che la capacità nella camminata curva e il FOG possono essere migliorate da CWT in base al tipo di soggetto, insieme a miglioramenti nella prestazione diritta e mobilità funzionale in individui con PD [4].

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2.2.3 Analisi del ciclo del passo post-ictus

Per un particolare soggetto o popolazione patologica che ha avuto un ictus, i parametri muscolari possono differire notevolmente dai valori definiti per un gruppo di individui sani, tali parametri muscolari possono avere un impatto rilevante sui risultati della simulazione. La debolezza muscolare, caratterizzata da forze inferiori durante una contrazione volontaria massimale, è un importante fattore limitante che influisce sulla prestazione dell'andatura post-ictus. Le due cause principali della debolezza muscolare post-ictus sono l'atrofia in disuso e l'attivazione muscolare compromessa dal sistema nervoso centrale. Diversi studi hanno dimostrato una riduzione della massa muscolo scheletrica e un aumento del grasso intramuscolare nell'arto paretico dei sopravvissuti all'ictus. Inoltre, l'elettromiografia (EMG) è stata utilizzata per dimostrare un deficit di attivazione nei sopravvissuti all'ictus, con un'ampiezza EMG più bassa misurata sui muscoli laterali paretici rispetto al lato non paretico [8].

In questo studio sono stati reclutati quattro individui che hanno avuto l'ictus (65 ± 8 anni, 9 ± 4 mesi dopo l'ictus). I soggetti sono stati inclusi in questo studio solo se possedevano i seguenti criteri:

• 6 mesi dopo un ictus che coinvolge regioni cerebrali;

• in grado di camminare per 5 minuti a velocità scelta a piacere senza un tutore o dispositivo di supporto;

• gamma passiva di flessione paretica alla caviglia dorsi-flessione per raggiungere almeno 5° _{di flessione plantare con il ginocchio flesso;}

• presenza di deficit nella funzione di deambulazione.

I soggetti sono stati esclusi dallo studio utilizzando i seguenti criteri:

• afasia grave;

• deficit cognitivi sostanziali; • coinvolgimento cerebellare;