• baricentro
• cammino
• perturbazioni
• piano frontale

STATO DELL’ARTE. Uno degli effetti collaterali dell’aumento dell’aspettativa di vita è rappresentato dall’incremento del rischio di caduta e dalle conseguenze ad esso associate nella popolazione degli anziani. Studi epidemiologici hanno infatti evidenziato che un anziano su tre cade almeno una volta l’anno, riportando danni che, nel peggiore dei casi, comportano il decesso [1, 2]. Le cause di questo fenomeno sono da ricercare nelle ridotte capacità del sistema neuromuscolare di reagire efficacemente agli stimoli esterni e nella fragilità del sistema scheletrico, dovuta a processi degenerativi quali l’osteoporosi.
Oggigiorno, l’unica arma disponibile per ridurre l’incidenza delle cadute è la prevenzione: da una parte si cerca di minimizzare il rischio connesso a fattori ambientali come superfici scivolose o ostacoli poco visibili; dall’altra si cerca di intervenire con programmi riabilitativi che si propongono di contrastare gli effetti dell’invecchiamento mediante esercizi in grado di migliorare prontezza di riflessi e forza muscolare. Questo ultimo obiettivo ha spinto molti gruppi di ricerca ad investigare la risposta reattiva di soggetti anziani mediante protocolli sperimentali che emulano eventi quali inciampo o scivolamento.
Un aspetto ancora poco investigato è rappresentato dalla risposta neuromuscolare rispetto alla direzione di perturbazione. Numerosi studi [3, 4] hanno evidenziato che la stabilità dinamica del cammino bipede sul piano frontale è più bassa di quella sul piano sagittale. Pertanto, una perturbazione dell’equilibrio sul questo piano mette maggiormente a rischio l’equilibrio inducendo più facilmente i soggetti a cadere. Questo limite intrinseco del sistema muscolo-scheletrico, associato al fatto che alcune prominenze ossee sono esposte sul piano frontale (per esempio, la superficie esterna del grande trocantere), aumenta significativamente il rischio che un impatto con il suolo possa tradursi in una frattura, in caso di urto laterale.
OBIETTIVO DELLA TESI. Sviluppare, ex-novo, un protocollo sperimentale per la caratterizzazione della risposta neuromuscolare di soggetti sottoposti ad una perturbazione istantanea del baricentro mediante una forza che agisce nel piano frontale.
PROGETTAZIONE E SVILUPPO DELLA PIATTAFORMA PERTURBANTE. Il set-up sperimentale consiste in un dispositivo in grado di rilasciare un peso collegato alla cintura di un soggetto mediante una corda, così da emulare una forza istantanea applicata al baricentro (Fig. 1). Più in dettaglio, la struttura è composta da un telaio avente due aste (A1 e A2) fisse in posizione verticale, allineate sul piano frontale del soggetto: alla prima asta, quella più vicina al soggetto, è fissato il primo modulo slitta-motore (SL-M1, Fig. 2) che funziona da perno per il rilascio di un occhiello; sulla seconda è alloggiato il secondo modulo slitta-motore (SL-M2, Fig.2) che controlla il sistema di rilascio della corda (C).
Il funzionamento del dispositivo può essere sintetizzato come segue. In condizioni di riposo (Figura 1A) il peso è sospeso mediante una corda che passa attraverso il meccanismo di rilascio controllato da SL-M2 ed è connessa ad un occhiello (F) imperniato alla slitta del modulo SL-M1 (Fig. 2). Dall’altra parte dell’occhiello è legata un’altra corda, lasca (Fig. 2), che raggiunge la cinta del soggetto senza alterarne la dinamica (Fig. 1A). La perturbazione viene somministrata mediante il modulo SL-M1: la slitta viene ritirata dal servomotore rilasciando l’occhiello che, a sua volta, viene trascinato dal peso e trasmette la forza applicata alla cintura del soggetto (Fig. 1B). Durante questa fase, lo stato del soggetto viene perturbato con una forza che agisce come un gradino (Fig. 1B). Prima che il peso raggiunga il pavimento, il modulo SL-M2 sgancia il meccanismo di rilascio così da scaricare la tensione dalla corda: la forza che agisce su soggetto si riduce immediatamente a zero consentendo al soggetto il recupero dell’equilibrio (Fig. 1C).
Il tempo che intercorre tra l’istante di somministrazione della perturbazione (Fig. 1B) e lo sgancio del meccanismo di rilascio della corda (Fig. 1C) può essere controllato (nell’ordine delle decine di millisecondi) in modo da generare una perturbazione pressoché impulsiva. Inoltre, la struttura modulare dei gruppi di azionamento delle slitte fa sì che lo stesso principio di funzionamento possa essere valido anche variando l’altezza della perturbazione, garantendo una buona versatilità del dispositivo.
La rotazione dei servomotori viene controllata da Arduino [5] sulla base di un segnale di abilitazione ottenuto da un sensore di pressione, applicato sotto il tallone del soggetto. In particolare, questo sensore identifica l’istante del ciclo di passo in cui si vuole somministrare la perturbazione e, quindi, la innesca.
Il set-up sperimentale prevedeva la registrazione di segnali EMG sui principali gruppi muscolari della gamba destra e su entrambi i glutei medi, principali artefici del controllo dell’equilibrio del baricentro nel piano frontale (Fig. 3). Al soggetto veniva chiesto di camminare sul tapis-roulant alla velocità preferita senza supporto, e di contrastare la perdita di equilibrio qualora la perturbazione fosse stata innescata.
RISULTATI. Per lo svolgimento dei test sono stati esaminati 4 soggetti giovani sani sottoposti a 3 ripetizioni per ciascuna delle seguenti prove: assenza di perturbazione, forza da 3 kg, e forza da 6 kg. I segnali EMG registrati durante la perturbazione sono stati confrontati con quelli ottenuti durante il cammino non perturbato, dopo essere stati opportunamente pre-processati (filtraggio passa banda 10-500 Hz, rettifica, filtraggio passa basso 5 Hz). La Fig. 4 mostra un esempio rappresentativo relativo al confronto tra i segnali EMG.

Inoltre sono stati estratti i picchi massimi di attivazione per ogni muscolo per tutte le prove, e gli istanti di tempo in cui si verificano all’interno del ciclo di passo. Questi dati sono stati mediati su tutti i soggetti.

L’analisi dei dati ha evidenziato che i muscoli che maggiormente risentono della perturbazione sono GML, GMR e TA (Fig. 5); per questi tre muscoli l’attivazione massima risulta statisticamente maggiore (il confronto è stato svolto tramite un test di Mann-Whitney, α=0.05) rispetto al caso non perturbato. La massima attivazione del RF è statisticamente maggiore, rispetto al caso non perturbato, solo in caso di risposta a perturbazioni di 6 kg. Il test di Mann-Whitney applicato agli istanti di attivazione massima dà esito positivo (p<0.05) in un solo confronto: l’attivazione massima del GasL è ritardata in caso di perturbazione più intensa.
CONCLUSIONI. Sotto il profilo fisiologico, i risultati mostrano che i due glutei medi reagiscono contemporaneamente per riposizionare il baricentro all’interno della base di appoggio del soggetto. Inoltre, tibiale anteriore e retto femorale, in accordo con i rispettivi muscoli antagonisti, contribuiscono a stabilizzare le articolazioni di ginocchio e caviglia. Infine, la risposta neuromuscolare sembra indicare un prolungamento temporale della fase di appoggio della gamba perturbata, confermato dal consistente ritardo nell’attivazione del gastrocnemio laterale, in risposta a perturbazioni di maggiore entità. Per quanto concerne l’aspetto ingegneristico, la congruenza dei risultati tra i soggetti dimostra che il dispositivo soddisfa le specifiche di progetto consentendo un’ottima ripetibilità delle condizioni sperimentali. Pertanto, la piattaforma rappresenta un ottimo punto di partenza da cui proseguire in un’analisi più approfondita della risposta neuromuscolare evocata da perturbazioni medio – laterali del cammino.

Bibliografia
1. T. Masud and R. O. Morris, “Epidemiology of Falls,” 2001.
2. J. A. Stevens, P. S. Corso, E. A. Finkelstein, T. R. Miller. "The costs of fatal and nonfatal falls among older adults," 2006.
3. V. Vashista, X. Jin, and S. K. Agrawal, “Active Tethered Pelvic Assist Device (A-TPAD) to study force adaptation in human walking,” 2014.
4. A. L. Hof, S. M. Vermerris, and W. A. Gjaltema, “Balance responses to lateral perturbations in human treadmill walking.,” 2010.
5. https://www.arduino.cc/en/Main/ArduinBoardUno