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.