Vertical jumps and tendon stiffness - Sport Biomechanics and Methods modul Lab 2- Stavros Litsos (Norwegian)
•
1 like•865 views
Recommended
Recommended
More Related Content
More from Stavros Litsos
More from Stavros Litsos (9)
Vertical jumps and tendon stiffness - Sport Biomechanics and Methods modul Lab 2- Stavros Litsos (Norwegian)
- 1. Vertikale hopp og senestivhet Lab 2 – IBI312 Idrettsbiomekanikk og metoder Stavros Litsos Norges Idrettshøgskole B.Sc Idrettsvitenskap -‐ Idrettsbiologi 2013
- 2. 2 Innholdsfortegnelse 1. INTRODUKSJON 3 2. MATERIAL OG METODE 4 2.1 UTSTYR 4 2.1.1 Senestivhet 4 2.1.2 Vertikale Hopp 4 2.2 GJENNOMFØRINGSPROTOKOLL 4 2.1.3 Senestivhet 4 2.1.4 Vertikale Hopp 5 3. RESULTATER 6 4. DISKUSJON 8 5. LITERATURLISTE 11
- 3. 3 1. INTRODUKSJON Hva er bevegelse, hva vil muskelaktivering si for selve bevegelsesgjennomføringen og hvordan er samspillet mellom nervesystemet, den myotendinøse forbindelsen og kraftoverføringen fra muskel til skjelettmuskulatur. I den anledning er det av betydning å nevne at signalet som gir opphav til en somatisk eller viljestyrt bevegelse vil gå gjennom flere signalledd fra hjernebarken til myofibrillene som utvikler kontraksjonskraften [1], [2]Det er sener, ligamenter og aponevroser som står som et mellomledd og tar seg av overføring av den kontraktile kraften til skjelettmuskulatur. De mekanoegenskapene til de overnevnte strukturene spiller en sentral rolle for bevegelsesprestasjon med tanke på energilagring og sammenhengen mellom senenes mekaniske egenskap og den kontraktile muskel-‐output under en dynamisk bevegelse [3]. I følge Lieber vil del av den elastiske egenskapen til senene under belastning skyldes den bølge-‐ organiseringen av kollagenfibrene [1], [4]. Det er også viktig å merke seg at under isometriske forhold er kontraksjonskraften en reel parameter, men effekten muskelen yter, er i følge Dahl viktig under de fleste praktiske omstendighetene i dagliglivet [1]. Dette kommer til utrykk via MVC1, eller maksimal voluntær kontraksjon, som er definert som ”Kraften som er generert med tilbakemelding og oppmuntring, når subjektet føler at det er maksimal innsats”. For å muliggjøre kvalifisering av bevegelsesprestasjon har man fra et historisk perspektiv gjort bruk av GRF2, Hopphøydemaks, Power3, kraft-‐hastighet-‐relaterte og determinanter. Dette skapte behov for bruk av utstyr sånn som ergometersykkel, kraftplatform og lineære posisjontransdusører[5], samt EMG4 og MR5 [3]. Forskjellige testmetoder ble så brukt rettet mot databehandling. Studium gjennomført i 2001,[6], tok seg av en validering av ulike testmetoder og grad av feilkilder som kan forekomme under justering, kalibrering og ikke minst avhengig av testmetoden, samt kom den med forslag om hvordan man kunne redusere feilkildene. Dette ga opphav til økning i forskningskvaliteten og dermed studiereliabiliteten (ibid). Maksimal power-‐ output av under extremitetenes muskelextensorer er en vanlig testing for å indikere fysiskprestasjon[5]. Derfor er det anvendt ulike hopptyper for å måle de overnevnte parameterne. Sist, men ikke minst, er det viktig å nevne at under dette forsøket var vi opptatt av å se på sammenhengen mellom kraftutvikling, senestivhet og hopphøyde. Det er tidligere påvist[3], [7]at det er en høy sammenheng mellom økt senestivhet og kraftutvikling, og som følge økt hopphøyde. Ved riktig bruk av den teknologien som var tilgjengelig og behandling av datamaterialet, vil det gis en oversikt over resultatene våre, samt en diskusjon og konklusjon. 1 MVC: Maximal Voluntary Contraction 2 GRF: Ground reaction Force 3 Power=ΔW/Δt, W:work, t:time 4 EMG:Electromyography 5 MR:Magnetic Resonance
- 4. 4 2. MATERIAL OG METODE Denne labøvelsen besto av to forskjellige tester. Den første handlet om å måle vertikal kraft generert ved ulike hopptyper og den andre gikk ut på at man skule måle patellasenens stivhet ved hjelp av ultralyd. 2.1UTSTYR Følgende utstyr ble brukt under gjennomføring av de to testene, som så nevnt ovenfor, utgjorde denne labøvelsen: 2.1.1 Senestivhet Testene for å kvalifisere stivheten til patellasenen ble gjennomført på fysiologisklab på NIH (Norges Idrettshøgskole). Under oppvarming ble det brukt en ergometersykkel (Monark Ergomedic 818E (Vargberg, Sverige)), mens under forsøket av MVC ble både en selvdesignet kneekstensjonsapparat (Gym 2000, Geithus, Norge), en kraftcelle (U2A, Hottinger Baldwin Messtecknik GmbH, Darmstadt, Tyskland) og en M-‐Mode ultralydsystem (HD11 XE, Philips, Bothell, WA, USA) benyttet. Under ultralydforsøket ble det brukt en nøytral gel mellom ultralydhodet (UH) og patellasenen. Kraftdata og ultralydvideoen ble synkronisert ved hjelp av en mottaker (Mini-‐Receiver for TeleMyo G2, Noraxon Inc., Scottsdale, AZ, USA), mens kraftdata og ultralydvideoen fra den stigende kontraksjonen ble lagret i et Noraxon programvare (MyoResearch XP Master Edition Version 1.08.17, Noraxon Inc., Scottsdale, AZ, USA). 2.1.2 Vertikale Hopp Gjennomføring av de ulike hopptestene tok sted på den biomekaniskelaben på NIH. Under selve forsøkene ble det brukt markører. Det ble festet to på foten og en på henholdsvis kne, hofte, skulder, albue, håndledd. På hodet ble det brukt en hodemarkør, som FP (forsøkspersonen) tok på seg, med flere små markører festet på seg. En kraftplatform (AMTI LG6-‐4-‐1, Watertown, USA), festet på en forsterker (AMTISGA6-‐3, Watertown, USA), ble benyttet. Output-‐signalen, som representerer den vertikale reaksjonskraften (GFR), ble gjort fra analog til digital ved bruk av en konverter (PCI-‐ Das6402/16, Norton, USA) med en forsterkning på 2000 og filter:LP 1050Hz. Datainnsamling foregikk ved hjelp av programvarene Qualisys Tracker Manager 2.7 (QTM) (Gøteborg, Sverige) med en opptaksfrekvens på 960Hz, mens databehandling foregikk ved hjelp av programvaren Matlab (Natick, USA) ved en low-‐pass filter på 100Hz. 2.2GJENNOMFØRINGSPROTOKOLL 2.1.3 Senestivhet En 5 min generell oppvarming på ergometersykkel ble gjennomført. Oppvarming er, ifølge [8] «en aktivitet som går forut for trening eller konkurranse for å gjøre en mer psykisk forberedt til å starte trening, forebygge skader og øke den idrettslige prestasjonsevnen». I tillegg er det viktig å varme opp de store muskelgruppene med «øvinger som aktiviserer muskulatur i beina og omkring hoftepartiet»[8]. Bruk av Monark Ergomedic 818E ergometersykkel muliggjorde at vi kunne still inn sykkelsetet på bakgrunn av FP1 og 2 sine biomekanoanatomiske strukturer under oppvarmingsfasen. Etter at FP1 gjennomførte oppvarmingsfasen gikk han rett til kne-ekstensjonsaparatet. Forsøkspersonen ble plassert i kne-ekstensjonsaparatet med 90° i kneet, og spent fast. Strain-gaugen ble stilt inn sånn at det stemte i overens med forsøkspersonens anatomiske forutsetninger. Ytre momentarm ble målt ved å måle avstanden fra strain-gauge til den laterale epikondylen til femur (knee-joint-line) [3].
- 5. 5 Neste steget på forsøket var å fortsette med en spesifikk oppvarming som gikk ut på at FP utførte 4-5 isometriske kontraksjoner. Dette hadde til hensikt å venne FP med øvelsen, sjekke om kraft og ultralyd bilde ble registrert og ikke minst var det en tilvenningsprosess for ultralyd-testlederen. Det var av stor betydning at både Tibia og Patella var synlige i ultralydbildet. Etter gjennomført spesifikk- oppvarmingsfase kom vi i gang med forsøket. UH ble plasser over patellasenen. Testlederen på datamaskinen instruerte FP ved å igangsette forsøket og motivere FP slik at kraft øktes gradvis og at maksimal kraft ble oppnådd. For at FP skulle ha et godt bilde av den ønskede kraftøkningen, hadde forsøksveilederen tegnet en visuell gradvis økning av kraften på en gjennomsiktig ark (Bildet 1) som FP skulle forsøke å følge. Det ble gjennomført 4 forsøk til sammen, og ramp-‐ kontraksjoner med ultralyd ble gjennomført for hvert av de. Kraften øktes gradvis, fra hvile til maksimal kraft. Det beste forsøket ble bestemt ut ifra det forsøket der kraftøkningen økte gradvis, maksimal kraft var oppnådd og en oversiktlig video hadde blitt tatt. Kraftsignalen var på forhånd blitt omregnet til N, ved å kalibrere kraftmåleren, og legge alle kalibreringsverdiene inn i Noraxon. Senekraften (N) regnet vi ut ved å bruke følgende formel: F6=(N*rytre)/rindre. For å kvalifisere senedeformasjonen brukte vi programvaren Tracker og databehandling foregikk ved hjelp av Excel. 2.1.4 Vertikale Hopp Etter gjennomført test for senestivhet, gikk vi videre til måling av ulike typer av vertikale hopp. Det var viktig å ta hensyn til ulike parametere under gjennomføring av prosessen ved å slavisk følge testens protokoll. Vi var 6 stykk i den biomekaniske laben, derav 2 var FP, en som tok seg av notering av prosessen og evt kommentarer. En testleder sto ansvarlig for bruk av datamaskinen og opptak av den 3D videoen og dataene. Ikke minst skulle testlederen gi beskjed til FP når den skulle starte. Den femte tok seg av klistring av markeringspunktene på FP-‐ene og tilstede var også testveilederen vår, professor Vidar Eivind Jakobsen, som sørget for at alt ble gjennomført på bakgrunn av protokollen, samt ga feedback i forhold til riktig bruk av utstyret, kom med evt kommentarer under prosessen om selve forsøket og satt alle de parameterne i en idrettssammenheng. Det var av stor betydning for det kan studentene bruke som et referansepunkt for å huske viktige elementer som er involvert i en bevegelse, prosess eller idrett. Følgende opptak måte gjennomføres for å grunnlegge en riktig gjennomføring av prosessen. Først og fremst skulle vi lagre et kalibreringsopptak av plattformen med nullbelasting og et kalibreringsopptak av plattformen med en kjent vekt. Deretter kom vi i gang med de vertikale hopptypene. Hvert hopp skulle gjennomføres to ganger, og evt flere etter behov. Vi startet med SJ (Squat Jump), eller knebøyhopp, fra stillestående med ca. 90° i kneleddet og overkroppen loddrett. Hoftefeste med armene. Samme øvelse ble gjort, men med god bøy i hofta, og SJ ble avsluttet ved å gjennomføre den siste varianten, nemlig en SJ med armsving. Etter SJ, gikk vi over til en Countermovement Jump (CMJ), eller svikthopp med overkroppen loddrett. Hoftefeste med armene. Akkurat som på den forrige testen, to ulike CMJ varianter ble anvendt her også. Den første med god bøy i hofta og den andre med armsving. Den siste øvelsen som både FP1 og FP2 gjennomførte var et Fallhopp fra en 30cm-‐kasse. Det var en Fri utførelse og FP fikk lov til å venne seg til riktig bruk av armene under hoppet. To ordentlige opptak ble tatt. Det er viktig å nevne her at opptakene ble gjort på Qualisys Track Manager (CTM), dataene ble 6 F:kraften i senen, N: kraft registrert i aparatt, r: momentarm Bilde 1:Gjennomsiktig ark og visualisering av en gradvis økning i kraft.
- 6. 6 eksportert i tsv-‐format og ble deretter behandlet i Matlab for så å finne nettoimpuls, vertikal utgangskraft, amaks (maksimal akselerasjon), hopphøyde, satstid og skyvtid. 3. RESULTATER Forsøkspersonen Høyde Vekt Alder Kjønn FP1 1,85 85 22 M FP2 1,76 67 22 M FP3 1,90 79 22 M FP4 1,81 77 25 M FP5 1,70 63 23 K FP6 1,68 64 22 K FP7 1,74 67 22 M FP8 1,91 84 22 M FP9 1,93 90 21 M FP10 1,77 83 23 M Tabell 1: Oversikt over høyde, vekt, alder og kjønn til FP-‐ene Stiffness (N/mm) Makskfraft (N) FP1 2047,40 5531,88 FP2 1243,89 3059,78 Tabell 2: Oversikt over Senestivhet og maksimalkraft under MVC for FP1 og FP2 Figur 1: Grafisk fremstilling av senedeformasjon over kraft for FP1 Figur 2: Grafisk fremstilling av senedeformasjon over kraft for FP1
- 7. 7 Figur 3: Grafisk fremstilling av senedeformasjon over tid for FP1 (venstre) og FP2 (høyre) Squat Jump (SJ) FP1 FP2 7 OL 8 GBH ARMSVING 7 OL 8 GBH ARMSVING Nettoimpuls (N/s) 216,14 229,10 250,15 143,10 165,84 168,92 Hastighet z (m/s) 2,51 2,67 2,90 2,04 2,28 2,30 aMAKS (m/s2 ) 22,64 22,70 27,18 20,47 23,06 23,09 Hopphøyde (cm) 32 36 43 21 28 30 Satstid (sek) 0,38 0,44 0,44 0,42 0,46 0,46 Skyvtid (sek) 0,38 0,44 0,44 0,42 0,46 0,46 Tabell 3: Tabellfremstilling fra databehandling fra SJ for FP1 og FP2 Qounter Movement Jump (CMJ) FP1 FP2 7 OL 8 GBH ARMSVING 7 OL 8 GBH ARMSVING Nettoimpuls (N/s) 221,20 229,23 250,60 149,62 165,62 171,23 Hastighet z (m/s) 2,56 2,66 2,92 2,16 2,40 2,48 aMAKS (m/s2 ) 22,72 23,27 23,25 19,91 20,63 23,73 Hopphøyde (cm) 33 36 43 23 29 33 Satstid (sek) 0,38 0,39 0,45 0,33 0,35 0,36 Skyvtid (sek) 0,36 0,37 0,43 0,29 0,33 0,32 Tabell 4: Tabellfremstilling fra databehandling fra SJ for FP1 og FP2 Fallhopp FP1 FP2 Nettoimpuls (N/s) 259,73 167,07 Hastighet z (m/s) 3,03 2,42 aMAKS (m/s2 ) 43,32 26,41 Hopphøyde (cm) 47 29 Satstid (sek) 0,14 0,21 Skyvtid (sek) 0,14 0,21 Tabell 5: Tabellfremstilling fra databehandling fra SJ for FP1 og FP2 7 OL: Overkropp loddrett 8 GBH: God bøy i hofte
- 8. 8 Figur 4: Grafisk fremstilling av senedeformasjon over tid for FP1 Figur 5: Grafisk fremstilling av senedeformasjon over tid for FP1 4. DISKUSJON For å begynne med er det viktig å ta opp at det kommer til å skje en kort og presis tolking av resultatene med utgangspunkt i at det finnes en øvre grense på hvor mye man kan skrive. Dessuten, og etter en samtale med vår veiledende professor Vidar Eivind Jakobsen, bestemte jeg å bruke mine egne data for fjærstivhet pga at finaleresultatene gir en bedre korrelasjon, samt kan jeg ha en bedre oversikt over feilkildene. Nedenfor vil dere likevel få en oversikt over denne forskjellen. På bakgrunn av tabell 2, ser vi at det er en sammenheng mellom senestivhet og makskraft 2047N/mm – 5521N og , 1243 N/mm – 3059N for henholdsvis FP1 og FP2. Forholdet mellom stivhet og økning i makskraft ligger på henholdsvis 38% og 40%. Studier som har sett på forholdet mellom senestivhet of RTD9 tilsier dette [3], [7], [9]. Senedeformasjon i forhold til kraftutvikling ser ut til å stemme med litteraturen [10], som viser en lineær økning mellom kraft mens senen deformeres. Ved å bruke regresjonslinje på Excel får vi en moderat/høy korrelasjon-‐høy korrelasjon med en R2=0,88 og R2=0,0,99 for henholdsvis FP1 og FP2. På FP2, men ikke på FP1, ser man at det forekommer en reduksjon i senedeformasjonen, mellom 2.5mm og 3.4mm, til tross for kraftøkning. Her er det viktig å nevne noen feilkilder som spiller en viktig rolle i endring av resultatene våre. 9 RTD: Rate of Torque Development
- 9. 9 Susana Martin-‐Garre, assisterende professor i Medisin – Radiologi ved Universitetet La Complutense og lege radiolog ved San Carlos Sykehus i Madrid, hjalp til i forhold til gjennomføringsprotokollen, riktig bruk av ultralyd og evt feilkilder under tolking av våre resultater. I følge henne har ultralydbilde ikke vært på forhånd kalibrert slik at selve bildet er skjevt (bilde 2) sammenlignet med andre studier [11][12][11][3], noe som fører til skjevt fremstilling av senens longitudinelle plassering. Fysisk sporing av senen, altså å forsøke å holde UH stabilt på patellasenen uten en tilvenningsprosess, kan føre til rotasjoner av UH og dermed modifisering av dataene. Dessuten skulle denne videoen benyttes til videre sporing av patella og tibia for å finne senedeformasjon. Videre sporing av de overnevnte strukturene kan øke sannsynligheten for at sluttresultatene modifiseres. Disse feilene går under målingsfeil eller ”Measurements Errors” som i følge Glenn [6] kan stå for 27% av feilkildene. Dette kunne tas i betraktning til andre fremtidige forsøk. Videre er det viktig å nevne hennes forslag om bruk av et nål eller PC-‐MRI10 og MR-‐Kompatible dynamometer til sporing av senens deformasjon som er sett til å gi veldig reliable resultater [10][12][13] og ikke minst kan man feste UH på patella senen som også er sett i bruk [11]. Samme feilkilder gjelder figur 3, der man ikke ser det typiske kraftøkningsmønsteret [4] sett i forhold til tid (Bilde 1) man ser i figur 4. Ustabil UH under forsøket kan føre til modifiserte resultater som gjenspeiles i den grafen. La oss nå se på resultatene fra testhoppene representert i tabell 3,4 og 5. Vi ser en lineær økning i hopphøyden SJ med 32cm, 36cm, 43cm og 21cm, 28cm, 30cm for henholdsvis FP1 og FP2 og 33cm,36cm,43 og 23cm,29cm,33cm i CMJ. Dette tyder på at armbruk øker den totale hopphøyden [14–21]. Følgende grunner ser ut til å stå for det: 1) Armsving øker CM8 under take-‐off fasen med omtrent 54% [14] pga elevasjon av de ulike armsegmentene. [15] [14] 2) Øker den vertikale kraften under take-‐off fasen [14] [15] noe som skyldes en kompleks serie av hendelser som tillater armene til å bygge på energi tidlig ved hoppet og overføre den til resten av kroppen under de siste fasene. Bidraget ser i hovedsak ut til å komme fra skuldrene, albuene og delvis fra hofte [15]. Energien ble brukt til i) å øke KE og PE(kinetisk og potensiell energi) under take-‐off, ii) lagre og frigjøre elastisk energi fra muskler og sener rundt ankel, kne og hofte og ikke minst iii) ”dra” kroppen oppover ved bruk av en oppover kraft som påføres trunkus rett ved skuldernivå. [15]. På bakgrunn av tabell 1 og 2 ser vi at den vertikale hastigheten er på 0,39m/s (13%) og 0,26m/s (11%) i SJ og 0,34m/s (11%) og 0,32m/s(12%) i CMJ for henholdsvis FP1 og FP2 større ved armsving enn uten, mens den totale hopphøyden er ca. 10cm større med armbruk enn uten. Tallene ser ut til å stemme i overens med studie gjort før[14]. I følge den vil 54% kommer fra kroppsstilling og 46% fra den vertikale hastigheten. [14]. Peak hopphøyden så ut til å øke med ca 25-‐30% på de ulike hoppene når bruk av armer anvendes enn når de ikke er til stede. Studier gjort tidligere, med en litt mindre prosentandel, tilsier dette [14], [16], [17], [19–21]. 3) Øker nettoimpuls grunnet økt varighet (0,021sek) under den propulsive fasen [14] 4) Reduserer eksentrisk dreiemoment til hofte, kne og ankel under den tidlige propulsive fasen for så å øke den mot slutten av den propulsive fasen noe som vil øke den totale hopphøyden [14][16]. 5) Forbedrer størrelsen på reaksjonskraften fra underlaget som vil i sin tur føre til økt hopphøyde [17][18][14] 10 MRI: Magnetic Resonance Imaging, CM: Center of Mass Bilde 2:Ultralydbilde fra fosøket
- 10. 10 Når vi ser på forskjellen mellom SJ, CMJ og Fallhopp (FH) i seg selv, ser vi at dette ikke helt stemmer med litteraturen, nettopp pga at FP1 hopper like høyt i SJ og CMJ (SJ/CMJ* 32/32, 36/36, 43/43 for FP1), mens FP1 håper lavere i FH enn på de andre[22]. FP1 hopper likevel høyere i CMJ enn i SJ. Hva det angår FP1 oppnår han 59% høyere akselerasjon i fallhopp enn i CMJ med mindre skyvtid i fallhopp enn i CMJ (F*t=mv0-‐mv1). Han kommer høyere opp, men kunne ha gjort det bedre om han hadde satset lengre-‐bedre. I følge Moran [22] vil man hoppe høyere ved 70˚ enn ved 90˚. Grunnet et høyere arbeid gjort av de tre leddene sammen i 70˚ enn i 90˚, der kun ankel og hofte så ut til å bidra. På bildet ser vi at FP2 har ikke en gang kommet i 90˚, og har dermed mistet litt pga det. Likheten mellom SJ og CMJ kan også skyldes en kompensasjon, der riktig bruk av armer har kompensert en 90˚i kneet, eller at 70˚i kneet har kompensert dårligere bruk av armer [22]. I følge vår professor, Vidar Eivind Jakobsen, ville et ordentlig forsøk være preget av motivasjon og en tilvenningsprosess under selve gjennomføringen, noe som kan ha hatt sitt bidrag på våre resultater. Det er flere faktorer som spiller en viktig rolle for god spenst. De er følgende: -‐ Muskelens PSCA [3] -‐ Slow og Fast twitch-‐fordeling [3], [23–25] -‐ Fast og slow motoriske enheter[3], [23–25] -‐ Størrelsen på de motoriske enhetene[23] -‐ Sensomotorisk interaksjon[3], [7], [23], [26–28] -‐ CPG (central pattern generator) som sørger for en høy koordinasjon mellom agonister og antagonister[23] -‐ Postural regulering[23][3] Sist, men ikke minst kan vi se på sammenhengen mellom senestivhet og hopphøyden vist i figur 5 og 6 for henholdsvis SJ og CMJ. Etter en samtale med Vidar Eivind Jakobsen, og pga at jeg får veldig god korrelasjon når jeg bruker mine resultater, bestemte jeg meg for å bruke mine egne. Det kommer en R2=0,70 og R2=0,83 når jeg bruker mine egne resultater for FP1 (som ser ut til å påvirke hele regresjonslinja) enn når jeg bruker fellesresultatene da jeg får en R2=0,55 og R2=0,34. Denne sammenhengen ser ut til å stemme i overens med tidligere studier som er gjort [3]. På spørsmålet om det finnes en optimal senestivhet i forhold til hopphøyde, fant Harvard Rowland Institute [29] at det ikke finnes en optimal senestivhet med tanke på optimalisering av hopphøyden. Lichtward sin studie kommer og bekrefter dette og legger til at det ikke kun er senestivheten med på å optimalisere hopphøyden, men snarere en kombinasjon av all de elastiske strukturene i serie med hverandre[30], [31]. Likevel finnes det en øvre og nedre grense som varierer fra person til person. På dette forsøket regnet vi ikke senens PCSA11. Tilleggsinformasjon vi kunne ha fått, er arealet som vi videre kunne ha brukt for å regne ut stress12 og Young Modulus13. Dette kunne ha hjulpet oss med å normalisere senens stivhet og få en relativ verdi av senestivheten. På den måten kan vi sammenligne forskjellige sener (som varierer i lengde), eller andre biologiske materialer, med hverandre [4]. Dessuten ved å benytte oss av senens PCSA, kan vi i etterkant mer nøyaktig se på om økning i senens størrelse har forekommet distalt eller proksimalt eller midt på senen [7]. I følge Seynes kan man, ved å ha en oversikt over senens PCSA, finne ut den såkalte optimale muskel-‐sene arealforholdet, som vil si oss noe om den myotendinøse koordinasjonen og interaksjonen[7], [32–34]. 11 PCSA: Physical Cross Sectional Area 12 σ=F/A, F:kraft (N), A: arealet (m2) 13 E=σ/ε Bilde 3:FP2 høyre og FP1 venstre.
- 11. 11 5. LITERATURLISTE [1] H. Dalh, Mest om muskel. Essensiell muskelbiologi. Oslo, Norway: Cappelen Damm AS., 2008. [2] M. A. P. Mark F. Bear, Barry W. Connors, Neuroscience: Exploring the Brain, 3d Edition. Philadelphia, USA: Lippincott Williams & Wilkins., 2007. [3] J. Bojsen-‐Møller, S. P. Magnusson, L. R. Rasmussen, M. Kjaer, and P. Aagaard, “Muscle performance during maximal isometric and dynamic contractions is influenced by the stiffness of the tendinous structures.,” Journal of Applied Physiology, vol. 99, no. 3, pp. 986–994, Sep. 2005. [4] R. L. Lieber, Skeletal muscle structure, function and plastisity, 2nd Editio. Philadelphia, USA: Lippincott Williams & Wilkins., 2002, p. 115. [5] P. Samozino, J.-‐B. Morin, F. Hintzy, and A. Belli, “A simple method for measuring force, velocity and power output during squat jump.,” Journal of Biomechanics, vol. 41, no. 14, pp. 2940–5, Oct. 2008. [6] G. M. Street, S. McMillan, W. Board, M. Rasmussen, and J. M. Heneghan, “Sources of error in determining countermovement jump height with the impulse method,” Journal of Applied Biomechanics, vol. 17, no. 1, pp. 43–54, 2001. [7] O. R. Seynnes, R. M. Erskine, C. N. Maganaris, S. Longo, E. M. Simoneau, J. F. Grosset, and M. V Narici, “Training-‐induced changes in structural and mechanical properties of the patellar tendon are related to muscle hypertrophy but not to strength gains.,” Journal of applied physiology (Bethesda, Md. : 1985), vol. 107, no. 2, pp. 523–30, Aug. 2009. [8] S.-‐H. S. Eystein Enoksen, Treningslære. Oslo, Norway: Cappelen Damm AS., 1995. [9] M. Watsford, M. Ditroilo, E. Fernández-‐Peña, G. D’Amen, and F. Lucertini, “Muscle stiffness and rate of torque development during sprint cycling.,” Medicine and science in sports and exercise, vol. 42, no. 7, pp. 1324–32, Jul. 2010. [10] S. P. Magnusson, P. Hansen, P. Aagaard, J. Brønd, P. Dyhre-‐Poulsen, J. Bojsen-‐Moller, and M. Kjaer, “Differential strain patterns of the human gastrocnemius aponeurosis and free tendon, in vivo.,” Acta physiologica Scandinavica, vol. 177, no. 2, pp. 185–95, Feb. 2003. [11] M. Kongsgaard, S. Reitelseder, T. G. Pedersen, L. Holm, P. Aagaard, M. Kjaer, and S. P. Magnusson, “Region specific patellar tendon hypertrophy in humans following resistance training.,” Acta physiologica (Oxford, England), vol. 191, no. 2, pp. 111–21, Oct. 2007. [12] K. G. Campbell, “An investigation into strain within the patellar tendon,” The University of Nottingham, 2011. [13] D. Shin, T. Finni, S. Ahn, J. A. Hodgson, H.-‐D. Lee, V. R. Edgerton, and S. Sinha, “Effect of chronic unloading and rehabilitation on human Achilles tendon properties: a velocity-‐ encoded phase-‐contrast MRI study.,” Journal of applied physiology (Bethesda, Md. : 1985), vol. 105, no. 4, pp. 1179–86, Oct. 2008. [14] M. E. Feltner, E. J. Bishop, and C. M. Perez, “Segmental and kinetic contributions in vertical jumps performed with and without an arm swing.,” Research quarterly for exercise and sport, vol. 75, no. 3, pp. 216–230, 2004. [15] A. Lees, J. Vanrenterghem, and D. De Clercq, “Understanding how an arm swing enhances performance in the vertical jump.,” Journal of Biomechanics, vol. 37, no. 12, pp. 1929– 1940, Dec. 2004. [16] M. E. Feltner, D. J. Fraschetti, and R. J. Crisp, “Upper extremity augmentation of lower extremity kinetics during countermovement vertical jumps.,” Journal of sports sciences, vol. 17, no. 6, pp. 449–66, Jun. 1999. [17] A. H. Payne, W. J. Slater, and T. Telford, “The use of a force platform in the study of athletic activities. A preliminary investigation.,” Ergonomics, vol. 11, no. 2, pp. 123–43, Mar. 1968. [18] D. . Miller, A biomechanical analysis of the contribution of the trunk to standing vertical jump take-‐off In Physical education, sport and the sciences. Eugene, OR: Microform Publication, 1976, pp. 354–374.
- 12. 12 [19] E. A. Harman, M. T. Rosenstein, P. N. Frykman, and R. M. Rosenstein, “The effects of arms and countermovement on vertical jumping.,” Medicine and science in sports and exercise, vol. 22, no. 6, pp. 825–33, Dec. 1990. [20] P. Luhtanen and P. V. Komi, “Segmental contribution to forces in vertical jump,” European Journal of Applied Physiology and Occupational Physiology, vol. 38, no. 3, pp. 181–188, 1978. [21] A. B. Shetty and B. R. Etnyre, “Contribution of arm movement to the force components of a maximum vertical jump.,” The Journal of orthopaedic and sports physical therapy, vol. 11, no. 5, pp. 198–201, Jan. 1989. [22] K. a Moran and E. S. Wallace, “Eccentric loading and range of knee joint motion effects on performance enhancement in vertical jumping.,” Human movement science, vol. 26, no. 6, pp. 824–40, Dec. 2007. [23] Y. Hong and R. Bartlett, Routledge Handbook of Biomechanics and Human Movement Science. New York: Rourledge, 2008, p. 89. [24] K. Häkkinen, M. Alén, and P. V Komi, “Changes in isometric force-‐ and relaxation-‐time, electromyographic and muscle fibre characteristics of human skeletal muscle during strength training and detraining.,” Acta physiologica Scandinavica, vol. 125, no. 4, pp. 573– 85, Dec. 1985. [25] S. D. Harridge, R. Bottinelli, M. Canepari, M. A. Pellegrino, C. Reggiani, M. Esbjörnsson, and B. Saltin, “Whole-‐muscle and single-‐fibre contractile properties and myosin heavy chain isoforms in humans.,” Pflügers Archiv : European journal of physiology, vol. 432, no. 5, pp. 913–20, Sep. 1996. [26] P. Aagaard, E. B. Simonsen, J. L. Andersen, P. Magnusson, and P. Dyhre-‐Poulsen, “Increased rate of force development and neural drive of human skeletal muscle following resistance training.,” Journal of applied physiology (Bethesda, Md. : 1985), vol. 93, no. 4, pp. 1318–26, Oct. 2002. [27] K. Häkkinen, P. V Komi, and M. Alén, “Effect of explosive type strength training on isometric force-‐ and relaxation-‐time, electromyographic and muscle fibre characteristics of leg extensor muscles.,” Acta physiologica Scandinavica, vol. 125, no. 4, pp. 587–600, Dec. 1985. [28] M. Cutsem, J. Duchateau, and K. Hainaut, “Changes in single motor unit behaviour contribute to the increase in contraction speed after dynamic training in humans,” The Journal of Physiology, vol. 513, no. 1, pp. 295–305, Nov. 1998. [29] C. T. Richards, A. R. V Rivera, U. Choudhury, T. Rowland, H. Edwin, and H. L. Blvd, “Modeling the benefits and detriments of tendon elastic recoil,” no. 2011, p. 2142, 2013. [30] G. A. Lichtwark and A. M. Wilson, “Optimal muscle fascicle length and tendon stiffness for maximising gastrocnemius efficiency during human walking and running.,” Journal of theoretical biology, vol. 252, no. 4, pp. 662–73, Jun. 2008. [31] R. M. Alexander and H. C. Bennet-‐Clark, “Storage of elastic strain energy in muscle and other tissues.,” Nature, vol. 265, no. 5590, pp. 114–7, Jan. 1977. [32] A. A. Biewener, “Biomechanical consequences of scaling.,” The Journal of experimental biology, vol. 208, no. Pt 9, pp. 1665–76, May 2005. [33] D. H. Elliott and G. N. C. Crawford, “The Thickness and Collagen Content of Tendon Relative to the Cross-‐Sectional Area of Muscle during Growth,” Proceedings of the Royal Society B: Biological Sciences, vol. 162, no. 987, pp. 198–202, Apr. 1965. [34] R. F. KER, R. M. ALEXANDER, and M. B. BENNETT, “Why are mammalian tendons so thick?,” Journal of Zoology, vol. 216, no. 2, pp. 309–324, Oct. 1988.