خصوصيت بيومكانيكي و فيزيولوژيكي حركات ايزوكلينيك

فصل اول : خصوصيت بيومكانيكي و فيزيولوژيكي حركات ايزوكلينيك
اين كتاب عمدتا به اندازه گيري و شرايط عملكرد عضله ايزوكلينيكي در كارهاي كلينيكي مي پردازد. اصطلاح Isokinetic به شرط خاصي اطلاق مي گردد كه در آن يك عضله يا گروه عضلاني در برابر يك مقاومت تطبيق يافته و كنترل شده كه سبب حركت بخشي از عضو تحت يك زاويه پايدار و يا سرعت خطي بر بخشي از دامنه حركت آن عضوي شود، مقابله مي كند. در اين فصل برخي از موضوعات مستقل بيومكانيكي و فيزيولوژيكي در باب استفاده از سيستم هاي Isokinetic بحث مي شود.

قبل از پرداختن به موضوع اصلي اين فصل نياز به اندازه گيري مي بايست روشن و واضح شود. قدرت عضله كه فاكتور اصلي در قلمرو عملكردي عضلات عمومي مي باشد نزديك به يك قرن در استفاده از تكنيك MMT (ارزيابي دستي عضله) مورد ارزيابي قرارگرفت. ارتباط مشخص MMT با Isokinetic درجات ۳، ۴و ۵ مي باشند كه تحت عنوان توانايي يك عضله (گروه عضلاني) براي غلبه بر مقاومت جاذبه (درجه ۳) غلبه بر مقاومت جاذبه و مقاومت اندك (درجه ۴) و غلبه بر حداكثر

مقاومت اعمالي (درجه ۵) تعريف مي گردند. اين درجات بطور عمده به استاتيك Isokinetic مربوط مي شوند تا ظرفيت ديناميكي. مي بايست مدنظر داشت اگرچه درجه ۳ يك اندازه قابل مشاهده مي باشد. اما درجات ۴و۵ با توجه به حدت (تيزي) حسي منعكس شده از طرف بيمار و توسط افراد متخصص تعيين مي شوند بهرحال توانايي بشر در تشخيص دقيق ميزان مقاومت در هر دو منظر مطلق و نسبي ضعيف مي باشد. (Sepega , 1995) بعنوان مثال تفاوتهاي موجود به ميزان

قدرت كمتر از ۲۵% بطور كلي غيرقابل شناسايي مي باشند.در نتيجه و با توجه به تعريف اگر عضله طرف درگير با عضله مرجع (طرف غير درگير) با عضله مرجع (طرف غيردرگير) به توازن برسد و يا بخشي از قدرت آن را گرفته باشد. از تكنيك MMT نمي توان به تصميم غيري قابل اتكائي دست يافت. علاوه براين پيشرفت عملكرد عضله را نمي توان بطور موثر تخمين زد.
اين مشكل با اين حقيقت كه درجه ۴ مسئول %۹۰-۶۰ قدرت عضلاني است، پيچيده تري شود. اين عدد از آناليز (حداكثر) قدرت انتهايي عضلات استنتاج گرديده است كه به سنجش Isokinetic در برابر قدرت مورد نياز براي مقاومت كردن در برابر گرانش اشاره مي كند. بعبارت ديگر به ترتيب درجه s دوبرابر درجه ۳ (Dvir 1997a). جدول ۱-۱ محدوده شاخص هايي را ترسيم مي نمايد كه براي درجه ۳ بر اساس وضعيت عضوي كه حداكقر نيروي جاذبه وارد شود، محاسبه گشته است. نمرات درجه ۵ بر x منابع منتشره متنوع متكي مي باشد. بوضوح به استثناء فلكسورها و ابداكتورهاي hip كه در وضعيت sidelying , supine براي متعادل ساختن حركات قابل توجه و اعمال شده توسط وزن اندام تحتاني مورد نياز مي باشند. در ساير نمونه ها مقاومت جاذبه معادل %۲۰-۴ حداكثر حركت (قدرت) اعمالي توسط عضلات مربوط مي باشد.در نتيجه اكثر پتانسيل هي عضلاتي در درجه ۴ قرارمي گيرند. اگرچه اين موضوع به ناچار منجر به تقسيمات جزئي (بعنوان مثال +۳ و -۵) مي شود كه كاربرد اين تقسيمات نه تجديدشدني مي باشند و نه معتبر. بواسطه سلولهاي حساس به فشار آنها و خلاقيت هاي تكنولوژي مرتبط، سنجش پويايي Isokinetic مي تواند بطور موثرتر و دقيق تري حداكثر ظرفيت حقيقي عضلات را بخوبي تفاوتهاي ظريف موجود در مراحل عملكردي عضله اندازه بگيرد آنها مي توانند اين عمل را تحت فشارهاي استاتيك و نيز ديناميك انجام دهند و

اطلاعاتي را بدست آورند كه به مراتب افزون تر از اطلاعاتي است كه با استفاده از ساير تكنيك هاي دستي يا دستگاهي حاصل مي گردد.
اصول پايه
اربطه كشش – طول
عملكرد عضلات ارادي و غيرارادي
دينامومتري Isokinetic منحصرا براي عملكرد عضلات ارادي بكار برده مي شود. اين بدان معتي اشتياق و ميل به همكاري از افراد ضروري آزمون Isokinetic مي باشند. به هر حال ممكن است از سنجش پويايي Isokinetic براي سنجش عملكرد عضلاني كه ممكن است در ابتدا غيرارادي باشند، بعنوان مثال در مريض هايي كه از فلج هاي spasdic ناشي از سكته مغزي رنج مي برند، استفاده شود.
رابطه اصلي
اساسي ترين رابطه حاكم بر عملكرد عضله رابطه بين طول عضله و حجم كشش ناشي از آن مي باشد. دانش ما در اين زمينه منحصرا متكي بر آزمايشات صورت گرفته برروي حيوانات مي باشد. در نمونه هاي اندك آزمايش شده برروي انسان يافته ها در داوطلباني با قطع عضو (Rolston etal 1949) Cineplastic با اصول اثبات شده حاصله از آزمايشات انجام شده برروي حيوانات مطابقت داشته است.
اصول انقباض هاي Isometric
تحليل انقباضات Isometric بر پايه تنظيمات تجربي استوار مي باشد كه در آن طول عضله (متغير مستقل) توسط آزمايش كننده تعيين مي شود و كشش تحت فشار Passine يا تحريك الكتريكي (متغير وابسته) توسط دستگاه اندازه گيري نيرو ضبط مي گردد. (Hill 1953)
بدليل شروع حركت در وضعيت Slack بطوري كه فاصله بين دو انتهاي عضله از طول كلي عضله كوتاهتر است، عضله به استفاده از تحريك الكتريكي وادار مي شود. كشش حاصله توسط يك سلول فشاري متصله به مجموعه اي از عضلات اندازه گيري مي گردد. فاصله بين دو انتهاي عضله اندكي افزايش مي يابد و در يك نقطه معين مقاومت Passive حتي قبل از تحريك توسط سلول فشاري ضبط مي ردد. اين روند تا توقف افزايش آشكاراي كشش تكرار مي گردد.
كشش ضبط شده توسط پويا سنج دو منبع مستقل را بيان مي كند. (شكل ۱-۱)

۱- كشش active ايجاد شده توسط اركان قابل انقباض عضله
۲- كشش passive ايجاد شده توسط اركان غيرقابل انقباض عضله
از آن جايي كه دو مورد ذكر شده بطور فيزيكي بهم متصل اند، اندازه گيري همزمان عملكرد مستقل آنها غيرممكن است. به هر حال كشش active با كاهش مقدار كشش passive حاصل مي شود. بعنوان مثال در ثبت كردن قبل از تحريك ناشي از مقدار متشابهي از كشش كلي خط منح

ني توصيف كننده جزء active تقريبا شكل U معكوس كاملا قرينه دارد. (شكل ۱-۱)
طول عضله مطابق با حداكثر كشش active بعنوان length resting شناخته مي گردد كه نبايستي آنرا با طول عضله در حالت آناتوميك اشتباه گرفت. بنابراين قدرت (به پايين نگاه كنيد) افزايش يافته توسط عضله در length resting با حداكثر ميزان خود يكسان نمي باشد.
رابطه كشش – طول تمامي عضلات منعكس كننده رفتار مكانيكي فيبر عضلاني است. (Gordon et al 1969) . ميزان افزايش كشش به تعداد پل هاي عرضي موجود بين رشته هاي active و myosin‌ مرتبط مي باشد كه در جاي خود به ميزان هم پوشاني آنها نيز مرتبط مي باشد.
قدرت عضله
حداكثر گشتاور
تكنيك هاي Isometricو Isokinetic و يا ساير تكنيك ها كه براي اندازه گيري نيرو – عضله در موجودات زنده بكار مي روند، همگي بر پايه روش هاي گوناگوني استوار مي باشند. بجاي نيرو كه اصولا يك عامل خطي است، اصطلاح قدرت مناسب تر است. قدرت بعنوان اثر چرخشي نيرو، توليدشده توسط يك عضله يا گروه عضلاني اطراف مفصل مورد بررسي و نيز با نام حركت عنوان مي گردد. گرچه قدرت نسبت به هر نقطه اي درامتداد دامنه حركت مفصل (Rom) و در محل اعمال اثر عضلات معرفي مي گردد. ولي معناي رايج قدرت نقطه اي از Rom مي باشد كه در آن جا قدرت به حداكثر مقدار خود مي رسد و از اين رو اصطلاح اوج حركت يا اوج گشتاور ناميده مي شود. قدرت همچنين شامل مفهوم Synergy ( كار توام) مرجع ايجادي محل كاربرد، تلفيق حركت تعدادي عضله نسبت به يك عضله مي باشد. (Herzog etal 1991) .
بدون درنظرگرفتن اثر جاذبه در يك حركت، قدرت با ثبت نيروي اعمال شد، توسط عضو distal بدن بر مفصل و توط يك حس گر پوياسنج و افزايش حجم محدود شده توسط طول بازوي اهرمي س گر نيرو اندازه گرفته شود. (۲-۱fig) تا ايجاد حركت نمايد. (M). بعبارت ديگر ظرفيت مكانيكي عضله تنها از روش اندازه گيري مستقيم بدست مي آيد. علاوه براين ملاحظات مكانيكي ساده نشان مي دهد كه ميزان نيروي اعمالي بر حس گر نيرو رابطه معكوسي با فاصله بين محور مفصل ونقطه اعمال نيرو دارد.
بدليل كوچكي كلي بخش هاي بدن، حتي انحراف cm1 از placement اصلي حس گر ممكن است به محص ارزيابي دوباره خطاهاي تقريبي %۵-۵/۲ با تاثير مشابه بر قابليت تكثير يافته هاي ارزيابي ايجاد شود.
نيروي كلي و نيروي قابل اندازه گيري
به هر حال تفاوت اساسي ديگري ميان روشهاي رايج و مستقيم مي باشد بدين معنا كه روش آخر تنها بخشي از نيروي كلي عضله مي باشد كه قابل اندازه گيري است. بعنوان مثال شكل ۳-۱ كه قياسي از نماي planer مفصل آرنج است. نيروي F ، توسط عضله brachialis ايجاد ودر اين جا با نيروي flenor كلي نشان داده شده است. برداري با دو جز» نيروي (Fta) transarticular و نيروي چرخشي (Fr) جزء transarticular بعنوان تثبين كننده مفصل عمل مي كند اما در ايجاد حركت در اطراف آرنج مداخله نمي كند.
در شرايط پويا dynamic : عمل خم كردن و يا جلوگيري از entersior باز و توسط جزء چرخشي (rotatory) نيروي brachialis انجام مي شود. ميزان حركت (M) با افزايش جزء چرخشي(Fr) (3-1 fig) توسط طول اهرم d محدود مي گردد. طول اهرم d فاصله عمودي ميان (Fr) تا مركز چرخشي در مفصل آرنج مي باشد. M=Frd و از ديدگاه مثلثات كه جهتي است كه F در ان اعمال شود و يا زاويه كاربرد (AOA) (3-1 fig) و بطور كلي
منحني حركت – وضعيت زاويه اي

بنابراين با افزايش طول d حركت عضلاني وابسته به دو عامل است: نيروي عضله وسينوس زاويه كاربرد. . اين تنوعات تا حدي در روش مخالف كاربرد دارد. وقتي كه عضله بر بيشترين حالت اتساع خود مي باشد و با توجه به كاهش حجم AOA , M بسيار كوچك مي شود و از اين رو سينوس زاويه در حداقل مقدار خود مي باشد. و هنگامي كه عضله كوتاهتر مي شود. كشش عضله توانايي كم شدن را كسب مي كند بعنوان مثال F كم شده اما AOA متناسب با آن و از اين رو sin افزايش مي يابند. در خلال بخشهاي اوليه ROM كلي ميزان افزايش سريعتر از ميزان افزايش نيروي عضله متناسب F و حركت M ايجاد شده توسط عضله عموما براين بش افزايش مي يابد. اين دليلي است براي افزايش مشاهده شده در قدرت عضله ناشي از گذر از موقعيت لبه خارجي ب

ه دامنه مياني است.
عكس اين موضوع ممكن است در بخش بعدي غالب گردد و ناشي ازگذر از موقعيت دامنه مياني به لبه داخلي است كه منسجم به كاهش حركت M مي گردد.
شكل منحني حركت – وضعيت زاويه اي در شكل ۴-۱ نشان داده شده است كه اين منحني متكي بر ارزيابي Isokinetic و pronatorها و supinatorها آرنج مي باشد.
اصلاح نيروي جاذبه:
در انقباض هاي dynamic حركت خارجي يعني حركتي كه بر عضله غلبه مي كند توسط سه جزء مجزا ايجاد مي شود:
۱٫ وزن قسمتهاي dital مفصل
۲٫ فشار برخلاف عملي كه انجام گيرد. بعنوان مثال بلندكردن يك شيء.
۳٫ مقاومت ثابت اندام (Ia)
به محض رسيدن به شرايط Isokinetic يعني بازو اهرمي به يك سرعت زاويه اي پايدار برسد، اجزاء شتاب بي اهميت مي شوند.بنابراين به منظور تعيين نيروي خالص عضله در نظرگرفتن تاثير وزن ضروري است. شكل ۱۵-۱ به اندازه گيري Isometric قدرت flenorها و entersorهاي زانو سر وضعيت نشسته اشاره دارد. Entersorها سر جهت مخالف وزن پا و مقاومت dynamometer عمل مي كند. حركت اعمالي توسط Entersorها و Me (پاد ساعتگرد در شكل ۵-۱) مي بايست با مجموع حركات وزن پا (ساق و foot) Mleg و حركت اعمالي توسط مقاومت dynamometer و Md (هر دو ساعتگرد در شكل ۵-۱) برابر باشد. اين رابطه در معادله زير آمده است: Me = Md + Mleg

از طرف ديگر وقتي flenorها بصورت Isometric انقباض مي يابند، حركت ايجادي ناشي از اين عمل Mf و حركت اعمالي توسط وزن پا در يك جهت عمل مي كنند. (ساعتگرد در شكل ۵-۱). و از اين رو معادله زير برقرار است: Mf + Mleg = Md و يا بعبارتي Mf =Md- Mleg
بنابراين در gravitional position قدرت entensor ها ممكن است ناچيز گرفته شوند و قتر flenorها با حركتي برابر با حركت جاذبه زياد برآورد شوند. در ارزيابي Isokinetic موارد ذكرشده در موارد متشابه entensor و انقباضات هم مركز flenor يافت مي شوند. بعنوان مثال در جايي كه عضله بر وزن عضو و مقاومت dynamometer غلبه مي كند. به منظور دستيابي به ميزان صحيح قدرت عضله، اجراي مرحله اي مرسوم به gravity correction ضروري است كه اين روند در سيستم هاي تجاري موجود Isometric دخالت دارد. اين روند بر پايه سنجش وزن عضو دريك موقعيت ثبت شده و ارائه شده (هرچه نزديك تر به افق) كه توسط سيستم سلول فشاري و يك محاسبه مثلثاتي ساده كه در پردازش اطلاعات حركت يا نيرو توسط كامپيوتر دخالت مي كند،انجام مي گيرد.
همانگونه كه در تعدادي از صفحات آخر Bygottet al 2001: رجوع به فصل ۹ براي توضيحات بيشتر) روند اصلاح گرانش داراي خطا مي باشد. اين خطا عمدتا به دو عامل وابسته است:
۱٫ يك مفصل دولايي كامل كه بعنوان فرض پايه اي روند software عمل مي كند نمي تواند نقش مفاصل بيولوژيكي را ايفا نمايد.
۲٫ مقادير موجود براي مقاومتهاي passive , active و نيز جاذبه مي بايد محاسبه شوند و يا ممكن است نباشد.

عنصر active توسط عضلات اطراف حمايت مي شود كه ممكن است كه اين عضلات ممكن است تحريك شوند وحتي اگر زماني اندازه گيري انجام شوند فرد نيازمند آرامش كامل است.
عنصر passive ناشي از stretch كپسول ، تاندونها و رباط هاست. بنابراين بجاي يك جز Sinu

soidal (مسطح) مقاومت يك الگوي متفاوت درنظر گرفته شود.
يك نمونه موثر توسط Wessel و همكارانش (۱۹۹۲) شرح داده شد كه در آن قدرت flexor تنه مورد ارزيابي قرارگرفت و جزء گرانش تنه اندازه گرفته شد. اگرچه راه حل تناوبي – حركت passive جز ارزيابي شده در طول ROM و كاهش مقاومت حاصله از قدرت active به منظور دستيابي به قدرت

خالص بطور جزئي مشكل اول را حل مي كند. (حركت (Non – anital و اما اين مشكل داراي مشكلات يكساني است كه به اجزاء active و passive مربوطند. در نتيجه ارزيابي هاي Isokinetic مي بايست در شرايط فاقد گرانش انجام پذيرند. هرچند اين روش در تمامي نمونه ها قابل اجرا نيست اما نيازمند وضعيت ناآگاهانه فرد و وسايل ويژه مي باشد. اصلاح گرانش مسلما در مراحل انتهايي ارزيابي فاقد مشكل است چون در صورت كاهش ميزان آن، جزء طرف غير درگير بعنوان اساس سنجش ايفاي نقش مي كند. بجز درموارد اشاره شده كه نيروي وزن اجزاء متقارن بصورت يكسان درنظر گرفته مي شوند. از طرف ديگر در جايي كه جز ثانويه موجود نيست، نظير مواردي در تنه، دقت كم مراحل رايج به كار گرفته شده براي اصلاح اين اثر يا امتناع كردن از استفاده از آن، تبعات مهمي در هنگام تفسير اصلاح كلينيكي دارد.
نسبت قدرت عضلات antagonist agonist :
واضح است كه درنظرگرفتن جاذبه در محاسبه حركت خالص حاصله از عضلات ارزيابي شده در نسبت حركت (قدرت) antagonist agonist موثر است. اين موضوع بطور كلي در آن دسته از عضلاتي كه اندام را در صفحات frontal , sagital را در نظر گيريم Ent / flex كه در آن flex و Ent حركات عضلاني نسبي مي باشند. و وزن اعمالي توسط عضو را در يك نقطه مشخص از ROM مورد ارزيابي ۲ONM در نظر بگيريم و آن كه هر عضله در اين نقطه حداكثر Nm60 حركت uncorrected دارد. (براي مباحث جزئي تر از بحث اندازه گيري به فصل ۲ رجوع كنيد). براساس اين مقادير

uncorrected :
و اگر چنانچه ميزان گرانش به entensor ها اضافه كنيم و از ها بكاهيم، نتيجه حاصل از اين قرار است:
اين يك تفاوت مهم مي باشد كه مي تواند در مورد نسبت قدرت flexor به entensor تنه به مقادير بيشتري برسد.
نسبت بين حركت – سرعت زاويه اي در انقباضات ديناميك
اگر نسبت بين نيرو و طول (نسبت حركت به زاويه) اساسي ترين پارامتر فيزيولوژيكي عضلات

اسكلتي باشد، پارامتر اساسي ديگر ارتباط بين نيرو يا كشش، ايجادي در طول عضله و ميزان سرعت انقباض آن عضله است. عملكرد عضله ديناميك (پويا) ممكن است با كمك عوامل زير اندازه گيري شود:
۱٫ كنترل اندازه گيري و فشار خارجي و يا محاسبه سرعتها و شتابهاي حاصله و يا
۲٫ كنترل اندازه و سرعت نيرو (حركت) برون ده (بازده).

مورد دوم كه براي پويا سنج هاي Isokinetic مناسب است از اواخر دهه ۱۹۶۰ . براي تعيين كيفيت عملكرد عضله مورد پذيرش قرارگرفت.
در مبحث سرعت – كشش در رابطه با انقباض عضله يافته ها بر پايه آمادگي عضله مورد مطالعه باشد كه خود اين كار بر پايه تشخيصات حاصله از آزمايش برروي موجودات زنده مي باشد. در نمونه آخر رابطه حركت – سرعت زاويه اي بايد درنظر قرارگيرد.
توصيف رياضي
فرمول توصيف كننده نسبت نيرو- سرعت توسط Hill(1953) پيشنهاد گرديد:
كه در آن T كشش، T0 كشش Isometric و V سرعت كاهش و b,a مقادير ثابتي مي باشند و نيز داريم Umax=bT0/a كه Vmax سرعت كاهش بدون اعمال فشار است.
صورت ديگر اين معادله عبارتست از: كه در آن و و .
بازده و توان
بازده قدرت p ناشي از عضله توسط (McMahan 1984) ارائه گشت: سرعت كاهش × كشش = قدرت يا P=Tv
و با جايگزاري فرمول Hill داريم:
هنگامي كه سرعت كاهش %۳۳-۲۵ سرعت حداكثر (Vmax) باشد اين مقدار به حداكثر مقدار خود مي رسد. باشد. به اين نكته مي بايست توجه كرد كه معادله بين نيرو و سرعت براي افزايش طول active عضله بكار مي رود (كه در آن active يك حالت انقباضي است) در اين مورد افزايش كشش عضله بعنواني يك عملكرد از سرعت اتساع active تخميني داراي شيب بيشتري از موارد كاهش مشابه مي باشد.
حركت عضله و سرعت زاويه اي

در مطالعات انجام شده برروي موجودات زنده هيچ تناسبي ميان نيرو و سرعت خطي برقرار نيست. حركت جايگزين مورد اول مي گردد كه تحت عنوان نيروي گشتاور شناخته مي شود. وسرعت زاويه اي (W) بازوي اهرمي جايگزين مورد ديگري شود كه اين سرعت تحت عنوان سرعت زاويه اي مفصل (اما از نظر مقدار با آن متفاوت است) بيان مي گردد. براين نكته تاكيد مي شود كه اين بيان براي ارزيابي حركت زاويه اي بكار مي رود كه تحت عنوان نادرست زنجيره حركتي باز) شناخته مي شود و نبايستي در ارزيابي زنجيره حركتي بسته (close kinetic chion) بكاربرده مي شود. بعلاوه اصطلاحات كاهش و كشش active با عبارات انقباضات متحدالمركز و گريز از مركز جايگزين مي گردند. (رجوع كنيد به Box 1.1)
قابليت كاربرد عضله در آزمايشگاه:
مطالعات انجام شده بر پايه اندازه گيريهاي Isokinetic گروههاي عضلاني مختلف به اين نكته اشاره دارد كه اصول حاكم بر رفتار عضله in vitro كه نسبت به نيرو – سرعت ناميده مي شود فقط بصورت جزئي در نقاط مقابل داخل بدن خود عكس العمل نشان ميدهد. عمدتا با توجه به فعاليت

متحدالمركز در سرعت خطي پايين (perrine & Edgerton 1978 & Houston1985) و در انقباضات گريز از مركز eccentric (به پايين رجوع كنيد) استثنائي موجود است.
وقتي سرعت ارزيابي تحميل افزايش مي يابد:

۱٫ كاهش در حداكثر حركت ايجادي توسط عضله يا گروه عضلاني در انقباضات متحدالمركز (شكل هاي ۷-۱ تا ۹—۱) اين نسبت معكوس به يك مفصل تنها محدود نمي شود. بلكه براي عضلات دو مفصلي نظير همسترينگ و بصورت كلي تر براي سيستم هاي چند مفصلي نظير entensorهاي تند نيز صدق مي كند. (Timm 1988)
2. درانقباضات گريز از مركز حداكثر حركت در ابتدا افزايش مي يابد اما در سرعتهاي بالاتر ثابت مي ماند يا حتي كاهش مي يابد (شكل هاي ۱۰-۱ و ۱۴-۱) بعلاوه
۱- در سرعت يكسان ثدرت eccentric بيشتر از قدرت concentric مي باشد.
۲- براساس اصل ارائه شده توسط Elfman (1966) و ترتيب قدرت، وابسته به طرز انقباض بدين شرح مي باشد: <isometric<eccentric Concetric .
اين ترتيب و با توجه به قدرت ربايش در شكل ۱۲-۱ ارائه شده است (Dvir 1977b) . (براي اطلاع از مقادير حداكثر و متوسط نيروي قدرت ربايش حاصله از اين مطالعه جدول ۹-۱۱ را مطالعه كنيد).
گشتاور در طول انقباضات eccentric

رفتار شاخه eccentric منحني حركت – سرعت زاويه اي (M-W) از مدل تئوريكي ونيز يافته هاي آزمايشگاهي حاصل مي شود. اين رفتار با عدم يكنواختي، منحني مشخص مي شود كه حتي در سرعتهاي نسبي پايين نيز اين عمل رخ مي دهد. اين يافته ها در تعدادي از مطالعات مربوط به آرنج (Griffin 1987 , Hortobagyi & Kateh 1990) ، شانه (Shkar & Dvir 1995) ، زانو (Rizzardo) و همكاران ۱۹۸۹ Ghena , Colliander & Tesch و همكاران ۱۹۹۱) و تنه (Dvir & Keating 2003) نيز صدق مي كند.