Vertikale  hopp  og  senestivhet  Lab  2  –  IBI312  Idrettsbiomekanikk  og  metoder  

Stavros  Litsos                                                                                                                                                                                            Norges  Idrettshøgskole                                                                                                                                  

B.Sc  Idrettsvitenskap  -­‐  Idrettsbiologi  

2013

  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  

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  

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.

2.1 UTSTYR    

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.    

2.2 GJENNOMFØRINGSPROTOKOLL  

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  

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  

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  

 Figur  3:  Grafisk  fremstilling  av  senedeformasjon  over  tid  for  FP1  (venstre)  og  FP2  (høyre)    

        Squat  Jump  (SJ)  

     

    FP1           FP2      

 

7OL   8GBH   ARMSVING   7OL   8GBH   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      

 

7OL   8GBH   ARMSVING   7OL   8GBH   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  

 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  

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  

 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  

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  

[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.