خصوصیت بیومکانیکی و فیزیولوژیکی حرکات ایزوکلینیک

این کتاب عمدتا به اندازه گیری و شرایط عملکرد عضله ایزوکلینیکی در کارهای کلینیکی می پردازد اصطلاح Isokinetic به شرط خاصی اطلاق می گردد که در آن یک عضله یا گروه عضلانی در برابر یک مقاومت تطبیق یافته و کنترل شده که سبب حرکت بخشی از عضو تحت یک زاویه پایدار و یا سرعت خطی بر بخشی از دامنه حرکت آن عضوی شود، مقابله می کند در این فصل برخی از موضوعات مستقل

دسته بندی	فنی و مهندسی
فرمت فایل	doc
حجم فایل	45 کیلو بایت
تعداد صفحات فایل	46

دریافت فایل

فروشنده فایل

کد کاربری 8044

تمام فایل ها

فصل اول : خصوصیت بیومکانیکی و فیزیولوژیکی حرکات ایزوکلینیک

این کتاب عمدتا به اندازه گیری و شرایط عملکرد عضله ایزوکلینیکی در کارهای کلینیکی می پردازد. اصطلاح Isokinetic به شرط خاصی اطلاق می گردد که در آن یک عضله یا گروه عضلانی در برابر یک مقاومت تطبیق یافته و کنترل شده که سبب حرکت بخشی از عضو تحت یک زاویه پایدار و یا سرعت خطی بر بخشی از دامنه حرکت آن عضوی شود، مقابله می کند. در این فصل برخی از موضوعات مستقل بیومکانیکی و فیزیولوژیکی در باب استفاده از سیستم های Isokinetic بحث می شود.

قبل از پرداختن به موضوع اصلی این فصل نیاز به اندازه گیری می بایست روشن و واضح شود. قدرت عضله که فاکتور اصلی در قلمرو عملکردی عضلات عمومی می باشد نزدیک به یک قرن در استفاده از تکنیک MMT (ارزیابی دستی عضله) مورد ارزیابی قرارگرفت. ارتباط مشخص MMT با Isokinetic درجات 3، 4و 5 می باشند که تحت عنوان توانایی یک عضله (گروه عضلانی) برای غلبه بر مقاومت جاذبه (درجه 3) غلبه بر مقاومت جاذبه و مقاومت اندک (درجه 4) و غلبه بر حداکثر مقاومت اعمالی (درجه 5) تعریف می گردند. این درجات بطور عمده به استاتیک Isokinetic مربوط می شوند تا ظرفیت دینامیکی. می بایست مدنظر داشت اگرچه درجه 3 یک اندازه قابل مشاهده می باشد. اما درجات 4و5 با توجه به حدت (تیزی) حسی منعکس شده از طرف بیمار و توسط افراد متخصص تعیین می شوند بهرحال توانایی بشر در تشخیص دقیق میزان مقاومت در هر دو منظر مطلق و نسبی ضعیف می باشد. (Sepega , 1995) بعنوان مثال تفاوتهای موجود به میزان قدرت کمتر از 25% بطور کلی غیرقابل شناسایی می باشند.در نتیجه و با توجه به تعریف اگر عضله طرف درگیر با عضله مرجع (طرف غیر درگیر) با عضله مرجع (طرف غیردرگیر) به توازن برسد و یا بخشی از قدرت آن را گرفته باشد. از تکنیک MMT نمی توان به تصمیم غیری قابل اتکائی دست یافت. علاوه براین پیشرفت عملکرد عضله را نمی توان بطور موثر تخمین زد.

این مشکل با این حقیقت که درجه 4 مسئول %90-60 قدرت عضلانی است، پیچیده تری شود. این عدد از آنالیز (حداکثر) قدرت انتهایی عضلات استنتاج گردیده است که به سنجش Isokinetic در برابر قدرت مورد نیاز برای مقاومت کردن در برابر گرانش اشاره می کند. بعبارت دیگر به ترتیب درجه s دوبرابر درجه 3 (Dvir 1997a). جدول 1-1 محدوده شاخص هایی را ترسیم می نماید که برای درجه 3 بر اساس وضعیت عضوی که حداکقر نیروی جاذبه وارد شود، محاسبه گشته است. نمرات درجه 5 بر x منابع منتشره متنوع متکی می باشد. بوضوح به استثناء فلکسورها و ابداکتورهای hip که در وضعیت sidelying , supine برای متعادل ساختن حرکات قابل توجه و اعمال شده توسط وزن اندام تحتانی مورد نیاز می باشند. در سایر نمونه ها مقاومت جاذبه معادل %20-4 حداکثر حرکت (قدرت) اعمالی توسط عضلات مربوط می باشد.در نتیجه اکثر پتانسیل هی عضلاتی در درجه 4 قرارمی گیرند. اگرچه این موضوع به ناچار منجر به تقسیمات جزئی (بعنوان مثال +3 و -5) می شود که کاربرد این تقسیمات نه تجدیدشدنی می باشند و نه معتبر. بواسطه سلولهای حساس به فشار آنها و خلاقیت های تکنولوژی مرتبط، سنجش پویایی Isokinetic می تواند بطور موثرتر و دقیق تری حداکثر ظرفیت حقیقی عضلات را بخوبی تفاوتهای ظریف موجود در مراحل عملکردی عضله اندازه بگیرد آنها می توانند این عمل را تحت فشارهای استاتیک و نیز دینامیک انجام دهند و اطلاعاتی را بدست آورند که به مراتب افزون تر از اطلاعاتی است که با استفاده از سایر تکنیک های دستی یا دستگاهی حاصل می گردد.

اصول پایه

اربطه کشش – طول

عملکرد عضلات ارادی و غیرارادی

دینامومتری Isokinetic منحصرا برای عملکرد عضلات ارادی بکار برده می شود. این بدان معنا می باشد که علاوه بر عوامل مکانیکی و فیزیولوژیکی عوامل روانی نیز دخیل می باشند به راستی اشتیاق و میل به همکاری از افراد ضروری آزمون Isokinetic می باشند. به هر حال ممکن است از سنجش پویایی Isokinetic برای سنجش عملکرد عضلانی که ممکن است در ابتدا غیرارادی باشند، بعنوان مثال در مریض هایی که از فلج های spasdic ناشی از سکته مغزی رنج می برند، استفاده شود.

رابطه اصلی

اساسی ترین رابطه حاکم بر عملکرد عضله رابطه بین طول عضله و حجم کشش ناشی از آن می باشد. دانش ما در این زمینه منحصرا متکی بر آزمایشات صورت گرفته برروی حیوانات می باشد. در نمونه های اندک آزمایش شده برروی انسان یافته ها در داوطلبانی با قطع عضو (Rolston etal 1949) Cineplastic با اصول اثبات شده حاصله از آزمایشات انجام شده برروی حیوانات مطابقت داشته است.

اصول انقباض های Isometric

تحلیل انقباضات Isometric بر پایه تنظیمات تجربی استوار می باشد که در آن طول عضله (متغیر مستقل) توسط آزمایش کننده تعیین می شود و کشش تحت فشار Passine یا تحریک الکتریکی (متغیر وابسته) توسط دستگاه اندازه گیری نیرو ضبط می گردد. (Hill 1953)

بدلیل شروع حرکت در وضعیت Slack بطوری که فاصله بین دو انتهای عضله از طول کلی عضله کوتاهتر است، عضله به استفاده از تحریک الکتریکی وادار می شود. کشش حاصله توسط یک سلول فشاری متصله به مجموعه ای از عضلات اندازه گیری می گردد. فاصله بین دو انتهای عضله اندکی افزایش می یابد و در یک نقطه معین مقاومت Passive حتی قبل از تحریک توسط سلول فشاری ضبط می ردد. این روند تا توقف افزایش آشکارای کشش تکرار می گردد.

کشش ضبط شده توسط پویا سنج دو منبع مستقل را بیان می کند. (شکل 1-1)

1- کشش active ایجاد شده توسط ارکان قابل انقباض عضله

2- کشش passive ایجاد شده توسط ارکان غیرقابل انقباض عضله

از آن جایی که دو مورد ذکر شده بطور فیزیکی بهم متصل اند، اندازه گیری همزمان عملکرد مستقل آنها غیرممکن است. به هر حال کشش active با کاهش مقدار کشش passive حاصل می شود. بعنوان مثال در ثبت کردن قبل از تحریک ناشی از مقدار متشابهی از کشش کلی خط منحنی توصیف کننده جزء active تقریبا شکل U معکوس کاملا قرینه دارد. (شکل 1-1)

طول عضله مطابق با حداکثر کشش active بعنوان length resting شناخته می گردد که نبایستی آنرا با طول عضله در حالت آناتومیک اشتباه گرفت. بنابراین قدرت (به پایین نگاه کنید) افزایش یافته توسط عضله در length resting با حداکثر میزان خود یکسان نمی باشد.

رابطه کشش – طول تمامی عضلات منعکس کننده رفتار مکانیکی فیبر عضلانی است. (Gordon et al 1969) . میزان افزایش کشش به تعداد پل های عرضی موجود بین رشته های active و myosin‌ مرتبط می باشد که در جای خود به میزان هم پوشانی آنها نیز مرتبط می باشد.

قدرت عضله

حداکثر گشتاور

تکنیک های Isometricو Isokinetic و یا سایر تکنیک ها که برای اندازه گیری نیرو – عضله در موجودات زنده بکار می روند، همگی بر پایه روش های گوناگونی استوار می باشند. بجای نیرو که اصولا یک عامل خطی است، اصطلاح قدرت مناسب تر است. قدرت بعنوان اثر چرخشی نیرو، تولیدشده توسط یک عضله یا گروه عضلانی اطراف مفصل مورد بررسی و نیز با نام حرکت عنوان می گردد. گرچه قدرت نسبت به هر نقطه ای درامتداد دامنه حرکت مفصل (Rom) و در محل اعمال اثر عضلات معرفی می گردد. ولی معنای رایج قدرت نقطه ای از Rom می باشد که در آن جا قدرت به حداکثر مقدار خود می رسد و از این رو اصطلاح اوج حرکت یا اوج گشتاور نامیده می شود. قدرت همچنین شامل مفهوم Synergy ( کار توام) مرجع ایجادی محل کاربرد، تلفیق حرکت تعدادی عضله نسبت به یک عضله می باشد. (Herzog etal 1991) .

بدون درنظرگرفتن اثر جاذبه در یک حرکت، قدرت با ثبت نیروی اعمال شد، توسط عضو distal بدن بر مفصل و توط یک حس گر پویاسنج و افزایش حجم محدود شده توسط طول بازوی اهرمی س گر نیرو اندازه گرفته شود. (2-1fig) تا ایجاد حرکت نماید. (M). بعبارت دیگر ظرفیت مکانیکی عضله تنها از روش اندازه گیری مستقیم بدست می آید. علاوه براین ملاحظات مکانیکی ساده نشان می دهد که میزان نیروی اعمالی بر حس گر نیرو رابطه معکوسی با فاصله بین محور مفصل ونقطه اعمال نیرو دارد.

بدلیل کوچکی کلی بخش های بدن، حتی انحراف cm1 از placement اصلی حس گر ممکن است به محص ارزیابی دوباره خطاهای تقریبی %5-5/2 با تاثیر مشابه بر قابلیت تکثیر یافته های ارزیابی ایجاد شود.

نیروی کلی و نیروی قابل اندازه گیری

به هر حال تفاوت اساسی دیگری میان روشهای رایج و مستقیم می باشد بدین معنا که روش آخر تنها بخشی از نیروی کلی عضله می باشد که قابل اندازه گیری است. بعنوان مثال شکل 3-1 که قیاسی از نمای planer مفصل آرنج است. نیروی F ، توسط عضله brachialis ایجاد ودر این جا با نیروی flenor کلی نشان داده شده است. برداری با دو جز» نیروی (F_ta) transarticular و نیروی چرخشی (F_r) جزء transarticular بعنوان تثبین کننده مفصل عمل می کند اما در ایجاد حرکت در اطراف آرنج مداخله نمی کند.

در شرایط پویا dynamic : عمل خم کردن و یا جلوگیری از entersior باز و توسط جزء چرخشی (rotatory) نیروی brachialis انجام می شود. میزان حرکت (M) با افزایش جزء چرخشی(F_r) (3-1 fig) توسط طول اهرم d محدود می گردد. طول اهرم d فاصله عمودی میان (F_r) تا مرکز چرخشی در مفصل آرنج می باشد. M=F_rd و از دیدگاه مثلثات که جهتی است که F در ان اعمال شود و یا زاویه کاربرد (AOA) (3-1 fig) و بطور کلی

منحنی حرکت – وضعیت زاویه ای

بنابراین با افزایش طول d حرکت عضلانی وابسته به دو عامل است: نیروی عضله وسینوس زاویه کاربرد. . این تنوعات تا حدی در روش مخالف کاربرد دارد. وقتی که عضله بر بیشترین حالت اتساع خود می باشد و با توجه به کاهش حجم AOA , M بسیار کوچک می شود و از این رو سینوس زاویه در حداقل مقدار خود می باشد. و هنگامی که عضله کوتاهتر می شود. کشش عضله توانایی کم شدن را کسب می کند بعنوان مثال F کم شده اما AOA متناسب با آن و از این رو sin افزایش می یابند. در خلال بخشهای اولیه ROM کلی میزان افزایش سریعتر از میزان افزایش نیروی عضله متناسب F و حرکت M ایجاد شده توسط عضله عموما براین بش افزایش می یابد. این دلیلی است برای افزایش مشاهده شده در قدرت عضله ناشی از گذر از موقعیت لبه خارجی به دامنه میانی است.

عکس این موضوع ممکن است در بخش بعدی غالب گردد و ناشی ازگذر از موقعیت دامنه میانی به لبه داخلی است که منسجم به کاهش حرکت M می گردد.

شکل منحنی حرکت – وضعیت زاویه ای در شکل 4-1 نشان داده شده است که این منحنی متکی بر ارزیابی Isokinetic و pronatorها و supinatorها آرنج می باشد.

اصلاح نیروی جاذبه:

در انقباض های dynamic حرکت خارجی یعنی حرکتی که بر عضله غلبه می کند توسط سه جزء مجزا ایجاد می شود:

1. وزن قسمتهای dital مفصل
2. فشار برخلاف عملی که انجام گیرد. بعنوان مثال بلندکردن یک شیء.
3. مقاومت ثابت اندام (Ia)

به محض رسیدن به شرایط Isokinetic یعنی بازو اهرمی به یک سرعت زاویه ای پایدار برسد، اجزاء شتاب بی اهمیت می شوند.بنابراین به منظور تعیین نیروی خالص عضله در نظرگرفتن تاثیر وزن ضروری است. شکل 15-1 به اندازه گیری Isometric قدرت flenorها و entersorهای زانو سر وضعیت نشسته اشاره دارد. Entersorها سر جهت مخالف وزن پا و مقاومت dynamometer عمل می کند. حرکت اعمالی توسط Entersorها و M_e (پاد ساعتگرد در شکل 5-1) می بایست با مجموع حرکات وزن پا (ساق و foot) M_leg و حرکت اعمالی توسط مقاومت dynamometer و M_d (هر دو ساعتگرد در شکل 5-1) برابر باشد. این رابطه در معادله زیر آمده است: M_e = M_d + M_leg

از طرف دیگر وقتی flenorها بصورت Isometric انقباض می یابند، حرکت ایجادی ناشی از این عمل M_f و حرکت اعمالی توسط وزن پا در یک جهت عمل می کنند. (ساعتگرد در شکل 5-1). و از این رو معادله زیر برقرار است: M_f + M_leg = M_d و یا بعبارتی M_f =M_d- M_leg

بنابراین در gravitional position قدرت entensor ها ممکن است ناچیز گرفته شوند و قتر flenorها با حرکتی برابر با حرکت جاذبه زیاد برآورد شوند. در ارزیابی Isokinetic موارد ذکرشده در موارد متشابه entensor و انقباضات هم مرکز flenor یافت می شوند. بعنوان مثال در جایی که عضله بر وزن عضو و مقاومت dynamometer غلبه می کند. به منظور دستیابی به میزان صحیح قدرت عضله، اجرای مرحله ای مرسوم به gravity correction ضروری است که این روند در سیستم های تجاری موجود Isometric دخالت دارد. این روند بر پایه سنجش وزن عضو دریک موقعیت ثبت شده و ارائه شده (هرچه نزدیک تر به افق) که توسط سیستم سلول فشاری و یک محاسبه مثلثاتی ساده که در پردازش اطلاعات حرکت یا نیرو توسط کامپیوتر دخالت می کند،انجام می گیرد.

همانگونه که در تعدادی از صفحات آخر Bygottet al 2001: رجوع به فصل 9 برای توضیحات بیشتر) روند اصلاح گرانش دارای خطا می باشد. این خطا عمدتا به دو عامل وابسته است:

1. یک مفصل دولایی کامل که بعنوان فرض پایه ای روند software عمل می کند نمی تواند نقش مفاصل بیولوژیکی را ایفا نماید.
2. مقادیر موجود برای مقاومتهای passive , active و نیز جاذبه می باید محاسبه شوند و یا ممکن است نباشد.

عنصر active توسط عضلات اطراف حمایت می شود که ممکن است که این عضلات ممکن است تحریک شوند وحتی اگر زمانی اندازه گیری انجام شوند فرد نیازمند آرامش کامل است.

عنصر passive ناشی از stretch کپسول ، تاندونها و رباط هاست. بنابراین بجای یک جز Sinusoidal (مسطح) مقاومت یک الگوی متفاوت درنظر گرفته شود.

یک نمونه موثر توسط Wessel و همکارانش (1992) شرح داده شد که در آن قدرت flexor تنه مورد ارزیابی قرارگرفت و جزء گرانش تنه اندازه گرفته شد. اگرچه راه حل تناوبی – حرکت passive جز ارزیابی شده در طول ROM و کاهش مقاومت حاصله از قدرت active به منظور دستیابی به قدرت خالص بطور جزئی مشکل اول را حل می کند. (حرکت (Non – anital و اما این مشکل دارای مشکلات یکسانی است که به اجزاء active و passive مربوطند. در نتیجه ارزیابی های Isokinetic می بایست در شرایط فاقد گرانش انجام پذیرند. هرچند این روش در تمامی نمونه ها قابل اجرا نیست اما نیازمند وضعیت ناآگاهانه فرد و وسایل ویژه می باشد. اصلاح گرانش مسلما در مراحل انتهایی ارزیابی فاقد مشکل است چون در صورت کاهش میزان آن، جزء طرف غیر درگیر بعنوان اساس سنجش ایفای نقش می کند. بجز درموارد اشاره شده که نیروی وزن اجزاء متقارن بصورت یکسان درنظر گرفته می شوند. از طرف دیگر در جایی که جز ثانویه موجود نیست، نظیر مواردی در تنه، دقت کم مراحل رایج به کار گرفته شده برای اصلاح این اثر یا امتناع کردن از استفاده از آن، تبعات مهمی در هنگام تفسیر اصلاح کلینیکی دارد.

نسبت قدرت عضلات antagonist agonist :

واضح است که درنظرگرفتن جاذبه در محاسبه حرکت خالص حاصله از عضلات ارزیابی شده در نسبت حرکت (قدرت) antagonist agonist موثر است. این موضوع بطور کلی در آن دسته از عضلاتی که اندام را در صفحات frontal , sagital را در نظر گیریم Ent / flex که در آن flex و Ent حرکات عضلانی نسبی می باشند. و وزن اعمالی توسط عضو را در یک نقطه مشخص از ROM مورد ارزیابی 2ONM در نظر بگیریم و آن که هر عضله در این نقطه حداکثر Nm60 حرکت uncorrected دارد. (برای مباحث جزئی تر از بحث اندازه گیری به فصل 2 رجوع کنید). براساس این مقادیر uncorrected :

و اگر چنانچه میزان گرانش به entensor ها اضافه کنیم و از ها بکاهیم، نتیجه حاصل از این قرار است:

این یک تفاوت مهم می باشد که می تواند در مورد نسبت قدرت flexor به entensor تنه به مقادیر بیشتری برسد.

نسبت بین حرکت – سرعت زاویه ای در انقباضات دینامیک

اگر نسبت بین نیرو و طول (نسبت حرکت به زاویه) اساسی ترین پارامتر فیزیولوژیکی عضلات اسکلتی باشد، پارامتر اساسی دیگر ارتباط بین نیرو یا کشش، ایجادی در طول عضله و میزان سرعت انقباض آن عضله است. عملکرد عضله دینامیک (پویا) ممکن است با کمک عوامل زیر اندازه گیری شود:

1. کنترل اندازه گیری و فشار خارجی و یا محاسبه سرعتها و شتابهای حاصله و یا
2. کنترل اندازه و سرعت نیرو (حرکت) برون ده (بازده).

مورد دوم که برای پویا سنج های Isokinetic مناسب است از اواخر دهه 1960 . برای تعیین کیفیت عملکرد عضله مورد پذیرش قرارگرفت.

در مبحث سرعت – کشش در رابطه با انقباض عضله یافته ها بر پایه آمادگی عضله مورد مطالعه باشد که خود این کار بر پایه تشخیصات حاصله از آزمایش برروی موجودات زنده می باشد. در نمونه آخر رابطه حرکت – سرعت زاویه ای باید درنظر قرارگیرد.

توصیف ریاضی

فرمول توصیف کننده نسبت نیرو- سرعت توسط Hill(1953) پیشنهاد گردید:

که در آن T کشش، T₀ کشش Isometric و V سرعت کاهش و b,a مقادیر ثابتی می باشند و نیز داریم U_max=bT₀/a که V_max سرعت کاهش بدون اعمال فشار است.

صورت دیگر این معادله عبارتست از: که در آن و و .

بازده و توان

بازده قدرت p ناشی از عضله توسط (McMahan 1984) ارائه گشت: سرعت کاهش × کشش = قدرت یا P=T_v

و با جایگزاری فرمول Hill داریم:

هنگامی که سرعت کاهش %33-25 سرعت حداکثر (V_max) باشد این مقدار به حداکثر مقدار خود می رسد.

نمودار معادلات فوق در شکل 1.6 ارائه شده اند ((McMahan 1984 که در آن K=0.25 می باشد. به این نکته می بایست توجه کرد که معادله بین نیرو و سرعت برای افزایش طول active عضله بکار می رود (که در آن active یک حالت انقباضی است) در این مورد افزایش کشش عضله بعنوانی یک عملکرد از سرعت اتساع active تخمینی دارای شیب بیشتری از موارد کاهش مشابه می باشد.

حرکت عضله و سرعت زاویه ای

در مطالعات انجام شده برروی موجودات زنده هیچ تناسبی میان نیرو و سرعت خطی برقرار نیست. حرکت جایگزین مورد اول می گردد که تحت عنوان نیروی گشتاور شناخته می شود. وسرعت زاویه ای (W) بازوی اهرمی جایگزین مورد دیگری شود که این سرعت تحت عنوان سرعت زاویه ای مفصل (اما از نظر مقدار با آن متفاوت است) بیان می گردد. براین نکته تاکید می شود که این بیان برای ارزیابی حرکت زاویه ای بکار می رود که تحت عنوان نادرست زنجیره حرکتی باز) شناخته می شود و نبایستی در ارزیابی زنجیره حرکتی بسته (close kinetic chion) بکاربرده می شود. بعلاوه اصطلاحات کاهش و کشش active با عبارات انقباضات متحدالمرکز و گریز از مرکز جایگزین می گردند. (رجوع کنید به Box 1.1)

قابلیت کاربرد عضله در آزمایشگاه:

مطالعات انجام شده بر پایه اندازه گیریهای Isokinetic گروههای عضلانی مختلف به این نکته اشاره دارد که اصول حاکم بر رفتار عضله in vitro که نسبت به نیرو – سرعت نامیده می شود فقط بصورت جزئی در نقاط مقابل داخل بدن خود عکس العمل نشان میدهد. عمدتا با توجه به فعالیت متحدالمرکز در سرعت خطی پایین (perrine & Edgerton 1978 & Houston1985) و در انقباضات گریز از مرکز eccentric (به پایین رجوع کنید) استثنائی موجود است.

وقتی سرعت ارزیابی تحمیل افزایش می یابد:

1. کاهش در حداکثر حرکت ایجادی توسط عضله یا گروه عضلانی در انقباضات متحدالمرکز (شکل های 7-1 تا 9—1) این نسبت معکوس به یک مفصل تنها محدود نمی شود. بلکه برای عضلات دو مفصلی نظیر همسترینگ و بصورت کلی تر برای سیستم های چند مفصلی نظیر entensorهای تند نیز صدق می کند. (Timm 1988)
2. درانقباضات گریز از مرکز حداکثر حرکت در ابتدا افزایش می یابد اما در سرعتهای بالاتر ثابت می ماند یا حتی کاهش می یابد (شکل های 10-1 و 14-1) بعلاوه

1- در سرعت یکسان ثدرت eccentric بیشتر از قدرت concentric می باشد.

2- براساس اصل ارائه شده توسط Elfman (1966) و ترتیب قدرت، وابسته به طرز انقباض بدین شرح می باشد:

این ترتیب و با توجه به قدرت ربایش در شکل 12-1 ارائه شده است (Dvir 1977b) . (برای اطلاع از مقادیر حداکثر و متوسط نیروی قدرت ربایش حاصله از این مطالعه جدول 9-11 را مطالعه کنید).

گشتاور در طول انقباضات eccentric

رفتار شاخه eccentric منحنی حرکت – سرعت زاویه ای (M-W) از مدل تئوریکی ونیز یافته های آزمایشگاهی حاصل می شود. این رفتار با عدم یکنواختی، منحنی مشخص می شود که حتی در سرعتهای نسبی پایین نیز این عمل رخ می دهد. این یافته ها در تعدادی از مطالعات مربوط به آرنج (Griffin 1987 , Hortobagyi & Kateh 1990) ، شانه (Shkar & Dvir 1995) ، زانو (Rizzardo) و همکاران 1989 Ghena , Colliander & Tesch و همکاران 1991) و تنه (Dvir & Keating 2003) نیز صدق می کند.

توضیح این پدیده که احتمالا بیشترین پذیرش را دارا است یک خمیدگی feedback منفی را فرض می کند که شامل تعدیل فقراتی ومحیطی به منظور اجتناب از واردشدن فشارهای اضافی بر خود عضله می باشد. (Staubar 1989) . با توجه به این توضیح، سیستم عصبی مرکزی تمام کشش ها (tension) را در تمام طول نگرانی کنترل می کند (انتگرال کشش- زمان یا برانگیختگی) و ظرفیت eccentric عضله ای که می تواند در حدود %100 بر قدرت Isometric بالغ گردد ، محدود نماید. (Edman و همکاران 1979).

براستی هنگامی که میزان این خمیدگی برای عملکرد صحیح کاهش یابد مانند حالتی که ممکن است در کشش شدید و ناگهاین یک عضله active رخ دهد، پارگی بخش عضلانی – تاندونی می تواند ایجاد گردد. یک نمونه شاخص این حالت، پارگی تاندون آشیل در هنگام زمین خوردن ناگهانی و به طرف جلو است.

نسبت قدرت eccentric به Concentric((E/C

نسبت ((E/C نقش مهمی را در مطالعات Isokinetic ایفا می کند. بطور رایج این نسبت با درنظرگرفتن سرعت ثابت تعریف می شود. (بطور مثال E/C در 30 یا s/ 120) قدرت مطرح شده در این نسبت ممکن است حداکثر حرکت (pM) باشد و یا میانگین حرکت (AM) بدلیل این که تحت شرایط عادی و عملکرد نهایی قدرت eccentric مطلقا از قدرت Concentric مربوط بیشتر است. نسبت حاصله می بایست بیشتر از یک باشد. این اصل کلی تنها در یک مطالعه Trudelle – Jackson) و همکاران در سال 1988). صدق نکرده که درمطالعه مذکور حد پایین طیف سرعت مدنظر قرارگرفته بود. مطالعه مذکور بیان داشت که در %54-33 موارد عادی نسبت E/C کمتر از 0.85 می باشد. از طرف دیگراین پیشنهاد در بسیاری در مقالات و حتی در آسیب شناسی های کنونی Conway) و همکاران در سال 1992) صدق می کند. علاوه براین با درنظرگرفتن منحنی M-W نسبت E/C باید به تناسب سرعت ارزیابی افزایش یابد. اطلاعات مربوط راجع به دامنه این نسبت اکثرا مربوط به بخشهای نیمه تحتانی طیف سرعت می باشند. جدول 2-1 نتایج نسبت E/C را به افراد عادی نشان می دهد. برخی استثنائات بایست مدنظر قرارگیرد. با یک تمایل کلی بطرف مقادیر بالاتر اما حد فوقانی دربیشتر از 2.0 ثابت می ماند.

اعداد حاکی از نسبت E/C تنها به موارد تک مفصلی محدود نمی شوند. عملکرد عضله در شرایط Concentric و eccentric فرمان با entension لگن و زانو و با تاکید ویژه بر تنوع نسبت مورد مطالعه قرارگرفت. (Dvir , 1966) اندازه گیری در وضعیت Supine و با قرارگرفتن hip و زانو در100 و حمایت foot بوسیله attachment مخصوص انجام گرفت. بازوی اهرمی با قوسی حدود 3- جابجا شد. با حرکت برگشتی بازوی اهرمی به وضعیت اولیه بصورت eccentric این مقادیر برای سرعتهای چنین پائینی، زیادی باشند. اما بایست در وهله اول این موضوع را مدنظر قرارداد که نیرویی که پس از حرکت اندازه گیری می شود از دیدگاه ترکیبات عضلانی – مفصلی افراد دارای تفاوت بیشتری است.

آسیب های پاتولوژی در رابطه با نسبت E/C

انحراف در دامنه ذکر شده در بالا، منجر به عوارض آسیب زا می شود. بعنوان مثال نسبتهای پایین E/C (کمتر از 0.85 بعنوان یک عامل بر مشکلات Patellofemoral توسط Stubar , Bennett (1986) بیان شد. این پیشنهاد که بر پایه یک اشکال در کنترل حرکتی عصبی عضله 4 سر رانی متکی است، در فصل 6 بطور مفصل بیان می شود. توصیف دیگری یک جلوگیری انتخابی از عملکرد eccentric وابسته به برد را بیان می دارد. این تئوری بر فشارهای بالای حاصله درانقباضات eccentric بخوبی حرکت مخالف کشکک (مراجعه کنید به فصل 6) استوار است. از طرف دیگر مقادیر بسیار بالای گزارش شده با توجه به عملکرد افراد مریض دارای کمردرد مزمن می باشد. (Shrado و همکارانش 1995) در این نمونه توضیح موجهی برای محدودکردن ارادی بازده قدرت Concentric وابسته به عوامل فرهنگی و تشویش بیان شده است. (Shrado و همکارانش 1995)

مقادیر بسیار بیشتر نسبت E/C، در موارد فلج اسپاستیک و تالاسمی ماژور B یافت می شود. پاتولوژی قبلی یک واسط نوروفیزیولوژیکی می باشد. عملکرد عضله Quodri caps در افراد دارای فلج اسپاستیک مورد بررسی قرارگرفت. در این افراد انقباض های eccentric مستلزم پاسخ های اسپاستیک عضلات antagonistic نمی باشندز یرا حرکت ایجادی به جای کشش وارن این عضلات آنها را سست می کند. علاوه براین شاهد افزایش میزان بازده از انتهاهای اولی درک عضلات agonist خواهیم بود. (Knutsson 1987).

شکل 14-1 منحنی قدرت Concentric و eccentric عضله چهار سر ران را در یک مریض فلج اسپاستیک نشان میدهد. افزایش سریعی ودر حدود %10 مقدار معمول در قدرت Concentric وجود دارد (برای سن و جنس مناسب) از طرف دیگر قدرت eccentric مطابق با میزان نرمال خودی باشد. بدین ترتیب نسبت E/C بطورقابل ملاحظه ای بالا می باشد. بین 4و5.

پدیده افزایش سریع میزان E/C همچنین در موارد کلینیکی که در انها هیچ اختلال نورولوژیکی موجود نمی باشد، صدق می کند. درافرادی که بیماری تالاسمی ماژور B رنج می برند (بیماری ناشی از کم خونی موروثی که منجر به تضعیف بافت عضلانی می شود) استفاده از اعمال نیرو Concentric و eccentric عضله Quadriceps مورد ارزیابی قرارگرفته است و دراین افراد که دارای کاهش شدید قدرت Concentric باشند و قدرت eccentric خود را گرچه در حد نرم نیست حفظ می کنند، نسبت E/C بیشتر از حالت طبیعی می باشد (شکل 15-1) اتصال بیشتر اجزا بافت به یکدیگر می تواند دلیلی بر این امر باشد.

نسبت کنترل پویا (دینامیک)

اگرچه نسبت E/C بعنوان یک پارامتر عملکردی عضلات داخلی مورد استفاده قرارگرفت (بعنوان مثال در عضله یا گروه عضلانی مشابه) اطلاعات حاصله حاکی از آن است که این نسبت می تواند توضیح روابط بین عضلانی به همان نسبت موثر باشد. بخصوص با درنظرگرفتن حرکت eccentric عضلات نسبت به حرکت Concentric عضلات agonis که ناشی از نسبت کنترل دینامیک Dvir : DCR) و همکارانش 1989) می باشد. Aagaarel و همکارانش (1998) این نسبت را تحت عنوان Functional و در برابر نسبت قرادادی Concentric/ eccentric پیشنهاد کردند. DCR جز مهمی در ان دسته از شرایطی است که عضلات agonis و antagonist بطور همزمان فعالیت می کنند تا مفصل را از خطرهای احتمالی حفظ کنند. نمونه ای از این موارد در مفاصل زانو (Dvir و همکارانش 1989) و شانه (1997 Magnusson , Bak) که فعالیتهای مستلزم نیروی زیاد و یا ناپایدارهای ذاتی، جزء ویژگیهای مفصل می باشد، موجود می باشد. بعنوان مثال شانه را در Internal Rot , Add در نظر بگیرد. این چنین فعالیتی ممکن است حاصل از فعالیت Concentric عضلات agonis پکتورالیس ماژور توام با ساب اسکاپولاریس باشد. (Glousman و همکارانش 1988). اگر برون گرداننده ها بصورت همزمان از حرکت به جلو سر هومروس پیش گیری نمی کردند احتمال نیمه دررفتگی قدامی بسیار زیاد می شد. بدلیل این که سرانجام عضلات agonis بر antagonist غلبه می کند و عضلات antagonist کشش بسیاری را تحمل می کنند. هر دو نوع عضله بصورت eccentric منقبض می شوند. DCR فعال که رابطه حرکتی بین عضلات agonis و antagonist در طول اجرای فعال حرکت نامیده می شود نمی تواند از یک تجاوز کند و یا به بیان دیگر حرکتی رخ نمی دهد. از طرف دیگر DCR ایزوکینتیک وابسته به رابطه قدرت عضلات agonis و antagonist می باشد.

تفاوتهای دوطرفه دینامیک در برابر استاتیک

یافته های حاصله از اندازه گیری عملکرد عضلات (قدرت و یا سایر پارامترهای مکانیکی) ممکن است بصورت مستقل و یا وابسته بیان شوند که مورد دوم ذکر شده بصورت رایج تر و در زمانی که سازش یک طرفه حاکم باشد، بکارمی رود. مخصوصا اگر این تسلط جزئی بر عملکرد عضلات منقبض شده و پارامترهای مکانیکی داشته باشد. همواره قدرت بین دو طرف درگیر وغیردرگیر مقایسه می شود و با استفاده از فرمول زیر میزان تفاوت آنها بصورت درصد بیان می شود:

= = تفاوت %

که در این فرمول SI , SU یعنی قدرت عضله (عضلات) طرف غیردرگیر و طرف درگیر و موثر برطرف مقابل. یکی از سوالات اصلی که حتی متخصصین امروزه نیز با آن مواجه می باشند ؛ طریقه انقباض اتخاذی برای محاسبه تفاوت ذکر شده می باشد. علاوه براین طریق ایزومتریک نه تنها در تکنیک MMT بعنوان معیار درنظر گرفته می شود بلکه بعنوان یک معیار قابل تعریف در اختلالات دست نیز بکار می رود. وجود وسایل دقیق و ساده – پویاسنج دست Jamar- که بطور موثری با عملکرد عمده gross ساختمان عضلانی دست مطابقت دارد. می تواند دلیلی بر قانون دوم ذکر شده باشد: grip استاتیک. به هرحال بجز دست که خصلت های عملکردی و موروفولوژیکی خاص آن که امکان این چنین اندازه گیری را می دهد. سایر گروههای عضلانی عمده نیازمند نوع متفاوتی از اندازه گیری می باشند که این نوع توسط پویاسنجی ایزوکینتیک حاصل می شود. اما علیرغم استفاده شایع از این روش و مطالعات بسیار زیاد ایزوکنیتیکی مشتمل بر پاتولوژی های گوناگون پاسخ روشنی به این سوال که آیا می شود تفاوتهای یک طرفه را تنها و توسط هریک از سه روش انقباضی بیان کرد، نداده اند. بعبارت دیگر آیا با وجود تفاوت عضلانی، احتمال استفاده بیشتر از روشهای ایزومتریک Concentric یا eccentric می باشد و یا خیر؟

این سوال مقایسه های بین چند مدل را نیز شامل می شود: تفاوت بین استاتیک Isometric در برابر دینامیک Isokinetic تفاوت بین Concentric و eccentric .

در مقایسه های اساسی تر این سوال نهفته است: ایا قدرت محلولی مستقل است و یا وابسته به شرایط و روش؟ این نکته لازم به ذکر است که اگر حتی جواب منطقی برای این سوالات موجود باشد، سوالات مربوطه بیشتر در مورد رابطه بین کمبود قدرت خالص (ایزومتریم Concentric یا eccentric و کاهش میزان عملکرد همچنان بدون پاسخ می ماند.

مقایسه بین Intermodal

با درنظرگرفتن اولین موضوع Intermodal شواهد حاکی از کاهش بیشتر قدرت به زمانیکه محاسبات بر پایه مقایسه روش ایزوکینیتیک یا ایزومتریک انجام می شود، می باشند. در مطالعه ای در مورد عملکرد عضله quadriceps برابر 15% و در روش ایزوکینیتیک 40% بود. Madsen) و همکارانش 1995). علاوه براین که ارزیابی ایزوکینیک قدرت زانو قابل پذیرش می باشد. در مقایسه با قدرت ایزومتریک ، میزان قدرت ایزوکنتیک مقیاس مناسب تری برای پیش بینی درد و ناتوانی ناشی از آن می باشد. مبحث ذکر شده عامل مهمی در اتخاذ تصمیم در مورد این که کدام نوع از کاهش قدرت می تواند بعنوان معیار بکار رود، در مطالعه دیگری Carter و همکارانش افرادی را که از اختلال عصبی حسی و حرکتی ارثی نوع II,I مورد ارزیابی قرارداد و عملکرد عضلانی آنها را با درنظرگرفتن سن و جنس نمونه مورد بررسی قرارداد. نتایج حاصله حاکی از این امر بود که کاهش میزان قدرت وابسته به اندازه گیری ایزومتریک با تقریب %30 مشابه نتایج حاصله از اندازه گیریهای ایزوکینیتیک می باشد. یافته های حاصله از مطالعه برروی افرادی که آسیب یک طرفه عضو دارند حاکی از این امر بود که قدرت ایزوکینیتیک عضله quaeiricaps اندکی کمتر از قدرت Concentric و eccentric بود. (Holder-Powell و Rtherford 1999)

مقایسه Intermodal

با درنظرگرفتن این مقایسه در مطالعه مشابهی که توسط Carter و همکارانش (1995) انجام پذیرفت. این نتیجه بیان شد که میزان کاهش در حالت eccentric کمتر از حالت Concentric مشاهده نشد. تا به امروز نتایج منتشرنشده از یک گروه عظیم از افرادی که از نقص یک طرفه قدرت ایزوکینیتیک در زانو، شانه، مچ پا و دست (grip) مشاهده نشده است تا به کمک آن بتوان میزان بیشتری از تفاوتهای انقباض های Concentricدر مقایسه با انقباضات eccentric کشف کرد. (2003Dvir). این اختلاف به کنترل محدودتر ایجاد تنش عضلانی ارتباط داده شده است.در نتیجه امکان تغییر در روش رایج کاربردی مدل Concentric به مانند روش eccentric می باشد. علاوه براین با درنظرگرفتن نقش عملکردی مرکزی انقباضات eccentric میانگین میزان E/C به مراتب منطقی تر و مناسب تر بدست می آید.

کنترل انقباضات eccentric

شاید مهمترین نقش پویاسنجی ایزوکینیتیک در مطالعه عملکرد عضله علاوه بر اندازه گیری صحیح امکان فعالیتهای Concentric معرفی و ایجاد وسایلی برای اندازه گیری انقباضات eccentric باشد. پارامترهای دافعی بدن در اعمال انقباضات eccentric یعنی عواملی که بصورت ارادی نمی توان از انجام آنها جلوگیری کرد. مثل توانایی کنترل خم شدن به جلو، فعالیت eccentric اکتنسورهای تند- تا ورود این پویاسنج های active در میانه دهه 1980، مدنظر قرارنمی گرفتند یکی از جذاب ترین موضوعات مطالعه شده در استفاده از تکنیک های نوروفیزیولوپیکی بر پایه این سوال بود که آیا سیستم عصبی در انقباض eccentric فرمان خاصی وجود دارد یا خیر؟

با مطالعات انجام شده توسط (Enoka) نکات زیر یادآوری شد که منجر به دادن پاسخ مثبت به این سوال بود.

1. نمونه های طبیعی نمی توانند در مقایسه با 100% حداکثر انقباضات ارادی با eccentric که بواسطه استفاده از محرکهای الکتریکی محدود شده است به میازن حتی %90 آن برسند. (westing و همکارانش 1990)
2. 2. وقتی که در نمونه ها ایجاد شده یک انقباض Concentric مدنظر باشد ولی بصورت eccentric به آنها نیرو وارد شود تحریکات EMG بدلیل تعدیل سازی روش انقباض بصورت مرکزی افزایش چشمگیری می یابند. (Grabiner و همکارانش 1995)
3. 3. در انقباضات eccentric ارتباط سن با کاهش قدرت کمتر واضح است. در حالی که این پدیده وابسته به شرایط عصبی است.Hortobagyi) و همکارانش 1995)
4. 4. کاهش میزان تحریکات EMG مشاهده شده در حداکثر میزان انقباضات eccentric احتمالا به نسبت کاهش هموژن در جمعیت به فعالیت یک subset از تجمع نورونی وابسته تری باشد. (Laidlaw و همکارانش 1994)
5. 5. بجای حرکت تجدید قوا سر طول انقباضات eccentric در مقایسه با انقباضات Concentric اصلاح می شود (Nardone و همکارانش 1989) و این عمل احتمالا با ارسال پیام های عصبی از مغز صورت می گیرد.(Tan و همکارانش 1990)
6. 6. درمطالعات در مورد خستگی این نکته حاصل شد که عملکرد eccentric اساسا با عملکرد Concentric متفاوت می باشد و بعنوان مثال کاهش بازده مکانیکی در حالت اول حداقل میزان خود بود. (Tesch و همکارانش 1990) این نکته نیز اشاره شد که منحنی fatigue ناشی از انقباضات eccentric دارای شیب متفاوتی از منحنی حاصله از انقباضات Concentric می باشد.(Lee , Binder – Maclead) 1996)
7. 7. علاوه بر موارد ذکر شده اگرچه ضعف ظاهری عضله که توسط میزان بازده قدرت Concentric بیان می شود قابل رفع می باشد، توانایی تعدیل بازده ظاهری eccentric محدود می شود. (به فصل 5 رجوع کنید) این پدیده حاکی از درگیری مرکزی در تعدیل سازی قدرت eccentric می باشد.

فی المجموع ما این یافته ها وجود یک استراتژی فعالیت عصبی غیرعادی را نشان می دهند. مفاهیم این چنین مکانیسم هایی از دیدگاه تعریف دقیق قدرت، تغییر یافته های حاصله از ارزیابی قدرت و درنظرگرفتنت یافته های optimal برای جبران آسیب ها و تروماهای حاصله ملموس تر می باشد.

رابطه بین حرکت – سرعت زاویه ای در حرکت passive

کشش passive در افراد سالم

هنگامی که بخشی از یک عضو فرد سالم بصورت passive در مسیری که گرانش بر آن اعمال می شود، جابجا می گردد حرکت مقاومتی حاصله بر نیروی گرانش و نیز خصوصیات ویسکوالاستیک عضله و بافت پیوندی مربوط به آن عضله نسبت داده می شود. ولی از آن جایی که جزء دوم تنها به محض رسیدن به طول ایستا شروع به اعمال نیروی محسوس می کند. وضعیت مناسبی برای افزایش ROM مفصل، امکان ایفای یک نقش قطعی درمداخله حرکت نیست.

عامل دیگر انقباض رفلکسی در برخی عضلات که بصورت عادی عضو را در جهت مخالف حرکت می دهند. (فعالیت antagonist) می باشد. این پدیده به ندرت در موارد نرمال رخ می دهد و تنها در حرکات passive اینکه با بالاترین سرعتها انجام می گیرند، رخ می دهد. (Thilmann و همکارانش 1991)

جلوگیری از ایجاد فعالیت antagonist:

براستی یکی از خصوصیات یک سیستم عصبی عضلانی بسیار هماهنگ، توانایی این سیستم در عملکرد یکنواخت حتی در بالاترین سرعتها و بواسطه جلوگیری از ایجاد فعالیت antagonist می باشد. بعنوان مثال یک فرد بسیار ماهر در پرتاب توپ بیس بال، انقباض Concentric فروبندهای گلنوهومرال ممکن است بدلیل cocking طولانی مدت برای پرتاب با حداکثر نیرو Glousman) و همکارانش 1988) باشد که خود این عامل ناشی از سرعتهای زاویه ای بازو در تامین این حرکت بدون تحریکات محسوس فعالیت antagonist باشد. Cocking به معنای کشش پشت بازو قبل از وکت به طرف جلو آن مفهومی بر پایه عمل شلیک اسلحه. یکی از عللی که در ورزشکاران غیرحرفه ای با عملکرد دینامیک معادل عضلات پیشین که امکان ایجاد سرعت زاویه ای بازویی یکسان با مشکل روبرو می باشد فعالیت معکوس عضلات پسین می باشد. این عدم فعالیت آنتاگونیست ها از تمرین های مخصوص و شدید زیر حاصل میش ود.

اسپاستسیته و فلج عضلانی

فعالیت antagonist عضله

بدون شرح دقیق مکانیسم های پیچیده ای موجود در مورد اسپاسیته عملکرد عضلات antagonist در افرادی که دارای اختلاف نورولوژیکی می باشند. ناقص می باشد. این مکانیسم در افرادی که دچار فلج اسپاستیک ناشی از آسیب در سیستم عصبی مرکزی می باشند، آشکارتر می باشند و اسپاستیسیته بعنوان یک اختلال حرکتی مشخص شده بوسیله افزایش پیوسته سرعت در رفلکس های کششی تونیک (تن عضلانی) بهمراه کشش بیش از حد تاندون ناشی از قابلیت تحریک بیش از حد رفلکس کششی، و بعنوان جزئی از سندرم عصب حرکتی بالایی توصیف می شود. (1980 Lance)

جزء فلج عضلانی یا ضعف عضلانی در حرکات ارادی-بخوبی حرکات غیرارادی و نیمه غیرارادی- زندگی روزمره مثل راه رفتن موجود می باشد (1987Knutson)

یکی از علل این ضعف که قبلا نیز ذکر شد، ممانعت اسپاستیک اعمالی توسط فعالیت antagonist می باشد.در چنین موردی عملکرد عضلات antagonist ممکن است سالم باشد اما حرکت مخالف ممکن است کاهش سراسری در قدرت را ایجاد نماید.

ارزیابی با استفاده از دینامومتر های ایزوکینتیکی:

ارزیابی دقیق اسپاستیه و فلج عضلانی در تعیین وضعیت ناتوانی و کلینیکی مریض ضروری می باشد. روشهای رایج بر پایه کلینیکی (دستی) و وسایل مکانیکی و الکتروفیزیولوژیکی استوار می باشند. در مورد دوم نقش پویاسنج های ایزوکینتیک کلیدی است. این وسایل در حرکت passive بخشی از عضو در سرعت از پیش تعیین شده و در اندازه گیری سیستمیک مقاومت عضلانی غیرارادی نیز بکار می روند. براستی این یکی از اولین کاربردهای سیستم Kincon که خود این سیستم نمونه اولیه سیستم های active می باشد، بود.

اگرچه پیوستگی سرعت اسپاسیته مورد تردید قرارگرفته است (Rymer , Katz 1989) اما توانایی این پویاسنج ها در اندازه گیری دقیق، مقاومت اسپاستیک و با درنظرگرفتن موقعیت زاویه ای در تمام ROM موجود آنها را به ابزار مهمی در این زمینه تبدیل کرده است.

اثبات فعالیت غیرطبیعی عضلات antagonist

از سیستم های ایزوکینتیک active در مطالعات اولیه Knutsson و همکارش در موسسه Karolinska سوئد، به منظور اثبات کردن اثر فعالیت غیرطبیعی عضلات antagonist استفاده شد. ((1987 Knutsson , 1980 Martensson , Knutsson) شکل 16-1 . منحنی قدرت فلکسور در طول انقباض ارادی عضله همسترنیک در فردی مبتلا به فلح اسپاستیک را نشان می دهد. کاهش شیب در حرکت با سرعت 120⁰/S مربوط به افزایش شدید حرکت الکترومایوگرافیک عضله quadriceps می باشد. فعالیت این عضله حجیم در افراد طبیعی و در چنین سرعت پایینی رخ نمی دهد و حرکت برعکس عضله همسترینگ در اکتسنشن active و passive زانو فعال می شود. (شکل 17-1)

تغییرپذیری میزان اسپاستیسیتی عضله:

اگرچه کاربرد دینامومتری ایزوکینتیک در اندازه گیری اسپاستیسیته واضح می باشد در مطالعاتی که از این پویاسنج ها استفاده شده است، همگی در این نظر که این موارد دارای تغییرپذیری زیادی در میان نمونه ها می باشند، متفق القول می باشند. (1993 Panturin , Dvir 1987 Knutsson) پیشنهاد کردند که در مریض هایی با اختلالات پیشرفته،سرعت بحرانی در برانگیزش رفلکس شدید کششی حدود 180⁰/S می باشد با این حال در برخی از مبتلایان ماضر سرعت 120⁰/S در برانگیزش رفلکس ذکر شده، کافی نیست.

انواع ارزیابی

حرکت چند مفصلی

طرح اغلب پویاسنج های موجود بر پایه حرکت زاویه ای (AM) بازوی اهرمی می باشد. از آن جایی که حس گر نیرو (در اغلب سیستم ها) به این بازو متصل می باشد، نیمروی اندازه گیری شده در جابجایی بخش در روش ایستاده اعمال شده است. این وضعیت در ارزیابی حرکات لولایی که نمونه ی بارزش زانو می باشد، مناسب است. بنابراین وقتی که ساق پا در هر دو حالت eccentric و Concentric برخلاف بازوی اهرمی حرکت می کند. نیروی مخالف اعمالی توسط حرکت تقریبا در سمت راست تیبیا عمل می کند. این اصل در تمامی ارزیابی های AM صادق می باشد و بدین سان میزان عرف انقباض ایزوکینتیک حاصل می شود. لازم به یادآوری است که تعداد عضلات درگیر در اجرای چنین حرکتی حداقل مقدار خود است.

به هر حال عملکردهای متمایل به حرکت ندرتا در تک مفصلی ها رخ می دهد و بیشتر ترکیبی از حرکت هماهنگ چندین مفصل می باشد. نه تنها امکان ایجاد چنین حرکتی ضرورتی نیست، بلکه این حرکت در مقایسه با حرکات لولایی که در بالا ذکر شد، مستلزم یک الگوی حرکتی بسیار هماهنگ در تعداد زیادی از عضلات می باشد. علاوه براین اگرچه بازده کلی حرکت بصورت ایزوکینتیک محاسبه می شود، نقش اختصاصی گروه عضلانی مسئول در اجرای حرکت را نمی توان در گروههای بیشتر و یا حداقل در راههای امکان انجام وکات تک مفصلی ها و paner بصورت تجربی بیان نمود.

استفاده عملی و آنالیز حرکت چند مفصلی ها بدلیل افزایش آگاهی نسبت به نیاز به حرکات مکمل و تاکید بر همه به جای جزء در توانبخشی مدنظر قرارمی گیرد. پویاسنجی های ایزوکینتیک می توانند به تعیین دقیق محدودیتها و کاربردهای آن نقش مهمی را در این راستا اجرا کند. برای رسیدن به این مقصود، تعریف مفهوم زنجیره حرکتی باز و بسته ضروری است. اگرچه در مفهوم ذکر شد، بخوبی در مقالات توانبخشی فیزیکی توصیف شده اند. اما بنظر می رسد این مفهوم دچار برخی ابهامات گشته است.

زنجیره حرکتی باز (OKC) بعنوان سلسله ای از اجزای مفصلی تعریف شده است: انتهای جزء nام به (1-n) ام و سر آن به جزء (1+n) اممتصل می شوند. اولین جزء معمولا ساکن در نظرگرفته می شود و frame نامیده می شود ولی آخرین جز آزادانه حرکت می کند. نمونه کلاسیک OKC اندام فوقانی است که در آن ribcage بعنوان فرم ودست بعنوان جز انتهایی درنظر گرفته می شود.

زنجیره حرکتی بسته (CKC) ترتیبی از اجزاء مفصلی سلسله وار است که در آن جزء انتهایی و فرم هر دو مفصل می شوند. وقتی که حرکت جز انتهایی در OKC اتفاق نمی افتد. هر جزئی در CKS ممکن است بعنوان انتها یا tail درنظر گرفته می شود. بنابراین معمولا CKC , OKC به ترتیب بعنوان انتها آزاد و انتها مسدود معرفی می شوند. نمونه از CKC عمل ترکیبی کل اعضای بدن در استفاده از دست برای بلندشدن از روی صندلی می باشد. در تمام مدتی که دست در حال انجام عمل grip می باشد و ساعد استراحت می کند زنجیره شامل مفصل بین زمین و پا، مفاصل سایر بدن در ارتباط با دستها، از پشت تا پایین صندلی می باشد.

OKC یا CKC ؟

بدن انسان توالی های پیچیده ای از CKC , OKC را نشان می دهد. بعنوان نمونه اگرچه بودن دست به یک وضعیت خاص ممکن است یک فعالیت OKC باشد. عملکردی مثل گرفتن (pinch) یک شیء انجام شده بوسیله دو انگشت، بعنوان یک فعالیت CKC در نظر گرفته می شود. در فاز swing راه رفتن foot (gait) (پا) در حال حرکت در حالت OKC می باشد اما به محض برخورد آن با زمین CKC رخ می دهد. و نیز در خلال پایین آمدن یا بالارفتن از پله، فاز swing (یعنی جابجایی اندام تحتانی از یک پله به پله بعدی) ، ران ، ساق پا و پا آزادانه در فضا حرکت می کنند. و بنابراین حرکت اتفاق افتاده در روش CKC جای دارد. به هر حال به محض تماس با پله و قبل از بلندشدن انتهای طرف مقابل از پله مثلا در زمان فاز تحمل وزن، بدلیل تماس هر دو پا با پله که جز رایجی از این CKC می باشد. حرکت تمام مفاصل به یکدیگر وابسته می شود. دلیل مشابه علت ذکر شده در حین انجام اعمالی مثل بلندشدن از صندلی، دوچرخه سواری ، بلندکردن اشیاء و غیره بکار می رود.

بنابراین هنگامی که بخش انتهایی شروع به حرکت می کند (و نیز اجزاء دیگر) سیستم مشابه CKC رفتار می کند، در حالی که اگر بخش انتهایی حرکت نکند، این جزء به عنوان خصوصیت OKC درنظر گرفته می شود. و نیز با توجه به حالت موقتی مفاصل / اجزاء بجای مفاصل آناتومیکی آنها نوع وضعیت موجود که CKC است یا OKC مشخص می شود.

OKC یا CKC ؟حرکت چند مفصلیجلوگیری از ایجاد فعالیت antagonist