analisi cinetica dello sprint di atleti amputati e

Transcript

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
 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
Analisi cinetica dello sprint di atleti amputati
Ing.Bonacini
Lo sprint
CHRISTINE ARRON Camp Europea 100m 10,95 s
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.
POWELL ASAFA
World Record 100m
9,74 s
Rieti 9 settembre 2007
Velocità media nel cammino 1.10 - 1.40 m/s
Velocità media nello sprint
7 – 10,27 m/s
Ing.Bonacini
Lo sprint di atleti amputati transtibiali (sotto il ginocchio)
MARLON SHIRLEY (USA)
27 years old cat. T44 unilateral BK
Recordman and Gold Medal Athens 2004
100m 11,08s
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)
Tab.1 Differenti performances tra atleti normali e atleti amputati
Ing.Bonacini
 La struttura di una protesi di arto inferiore: da camminare
Invaso
“contenitore” della parte residua arto amputato, realizzato
su misura del moncone del paziente dal tecnico ortopedico
(Fibra di carbonio e resina da laminazione).
Cuffia
protegge il moncone da traumi e urti durante la camminata.
(Poliuretano, silicone e stirene)
Tubolare
collegamento invaso-piede (leghe di titanio o fibra di carbonio)
Piede
accumula e restituisce energia in modo da consentire una
camminata confortevole. (fibra di carbonio).
Cover
rivestimento estetico, in gomma espansa o PVC.
Ginocchi meccanici o elettronici
nel caso di amputazioni transfemorali
Cuffie in silicone e stirene
Ing.Bonacini
 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
Ing.Bonacini
Protesi da correre con piede Springlite
(Otto Bock)
I piedi per protesi da correre
Piedi per soggetti amputati
transtibiali
Piede Flex Run della
Ossur a forma di
“C” per distanze
lunghe
Piede Flex Sprint della Ossur a
forma di “L” per amputati
transfemorali
Piede Cheetah della Ossur
a forma di falce per
transtibiali
Piede Springlite della Otto
Bock con flesso
Ing.Bonacini
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
Ing.Bonacini
 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= 100-400 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.
Ing.Bonacini
 Misurazione dei parametri antropometrici
Determinazione punto di repere per
misurare lunghezza gamba
Diametro ginocchio
Ing.Bonacini
 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
Ing.Bonacini
 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.
Ing.Bonacini
 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 20-30°.
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.
Ing.Bonacini
 Le acquisizioni della corsa
Ing.Bonacini
 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
Ing.Bonacini
 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
Toe off
Mid Swing
anca e ginocchio
avanzano rispetto alla
caviglia, inizia la fase
istante in cui il piede si
dopo la massima
flessione del ginocchio in
calciata dietro, la coscia
raggiunge la posizione
orizzontale
stacca dal terreno
propulsiva
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.
Ing.Bonacini
Initial contact
il ginocchio si estende e
si prepara al nuovo
contatto con il terreno
 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.
Ing.Bonacini
 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.
•
Ing.Bonacini
 Analisi dei dati: anca
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 10-20° 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.
Ing.Bonacini
 Analisi dei dati: ginocchio
Il ginocchio dell’arto sano evidenzia un andamento sinusoidale nella norma, con la sola eccezione di un lieve anticipo nel
raggiungimento del picco di massima della flessione (140°) dovuto ad un meccanismo di compensazione dell’arto
protesizzato: l’invaso della protesi non consente una flessione del ginocchio superiore a 110° e per questo motivo il
ginocchio dell’arto sano deve ruotare più velocemente. Il ginocchio dell’arto amputato non presenta l’andamento
discendente in estensione dell’arto sano 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.
Ing.Bonacini
 Analisi dei dati: caviglia
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.
Ing.Bonacini
 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.
Ing.Bonacini
 Forze scaricate al terreno
GROUND REACTION FORCE
330
Piede sano
280
% BW
Piede Springlite
230
Kgf
180
130
80
Piede Cheetah
30
-20
FASE DI STANCE
6 10
11
20
16
30
21
40
26
50
31
60
36
70
41
80
46 90
51 100 56
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.
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)
2600-3500 N normalità
2500- 3200 N arto sano amputati
2400-2550 N arto con protesi
01
Ing.Bonacini
 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
Ing.Bonacini
 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
Ing.Bonacini
 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
Ing.Bonacini
 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 15-19 gen2006 in California
(Bertetti,Bonacini,Colombo,Magrassi)
- ART ABILITATION 18-20 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)
Ing.Bonacini
 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;80:501-508.
·
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) 374–381
·
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.209-218, 1992.
· 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.717-722, 1996.
· 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 1998 219
· 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;84:584-91
· Mark D. Geil, PhD Energy Loss and Stiffness Properties of Dynamic Elastic Response Prosthetic Feet
·
Ing.Bonacini
 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, 1982.
·
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.684-699, 2000.
·
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.529-541,1987.
·
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.225-230, 1999.
·
Wing, d.c.; hittenberger, D.A. Energy-storing prosthetic feet. Archives of Physical Medicine and Rehabilitation,
Chicago, v.70, n.4, p.330-335, 1989.
·
Winter, d.a.; sienko, s.e. Biomechanics of below-knee amputee gait. Journal of Biomechanics, New York, v.21, n.5,
p.361-367, 1988.
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.

Ing.Bonacini

analisi cinetica dello sprint di atleti amputati e

Transcript

Documenti analoghi

PAPERISSIMA SPRINT

"ACCELERAZIONI E SPRINT NEL GIOCO DEL CALCIO DALLA

SAM- SOCIETÀ ATLETICA MASSAGNO

2011 - 27 - Federazione Italiana Sport Orientamento

guida alla vestibilità calzature uomo donna ragazzi

ALLA CORTESE ATTENZIONE DELLA REDAZIONE DI MILLELUCI

Al centro del cAmbiAmento - Sprint Production Agency

Napoli, Hotel Palazzo Alabardieri - 22 Febbraio 2014 TOPICS

Organizzato da

Volantino_Campus_M° Rafael Aghayev