Bio Mecca Nica

biomeccanica

Università degli Studi di Perugia

Facoltà di Medicina e Chirurgia

biomeccanicadel sistema muscolo-scheletrico

Prof. Andrea Biscarini

Capitolo 1:

INTRODUZIONE

1.1 - La biomeccanica: definizione e campo di indagine

1.2 - La biomeccanica del sistema muscolo scheletrico

Capitolo 2:

RICHIAMI DI MECCANICA DEI SISTEMI

2.1 - Braccio e momento di una forza

2.2 - Le leve: definizione, regola di equilibrio, classificazione

2.3 - Le leve: proprietà dinamiche

Capitolo 3:

FORZE ESTERNE

3.1 - Classi di forze esterne

3.2 - Momento delle forze esterne

3.3 - Misura delle forze esterne

Capitolo 4: Capitolo 4:

FORZA MUSCOLARE

Aspetti geometrici:

4.1 - Punto di applicazione, direzione, verso

4.2 - Braccio della forza muscolare

4.3 - Angolo di trazione

Intensità e regolazione della forza muscolare:

4.4 - Curva lunghezza-tensione

4.5 - Curva forza-velocità

4.6 - Livello di attivazione

4.7 - Parametri dell’architettura del muscolo

4.8 - Momento della forza muscolare

Valutazione della forza muscolare:

4.9 - Elettromiografia

4.10 - Modelli biomeccanici

Capitolo 5:

CARICHI ARTICOLARI

1.1 - La biomeccanica: definizione e campo di indagine

1.2 - La biomeccanica del sistema muscolo scheletrico

Capitolo 6

APLLICAZIONI

6.1 - Strength training equipment (leg extension modificato)

6.2 - Ergonomia

6.3 - Supporti per la riabilitazione del ginocchio in acqua

6.4 - Cardio equipment (cardio wave)

Capitolo 7

ASPETTI FUNZIONALI

7.1 - Ciclo allungamento-accorciamento

7.2 - Biomeccanica dei muscoli poliarticolari

7.3 - Co-contrazione

Capitolo 1:

INTRODUZIONE

1.1 - La biomeccanica: definizione e campo di indagine1.1 - La biomeccanica: definizione e campo di indagine

1.2 - Biomeccanica del sistema muscolo-scheletrico

Definizioni generali:

“Biomechanics is the science that study

structures and functions of biological systems

using the knowledge and methods of mechanics.”

(Hatze, 1971)

1.1 La biomeccanica: definizione e campo di indagine

Definizioni specifiche:

“Biomechanics is the science that examines

forces acting upon and within a biological structure

and the effects produced by such forces.”

(Hay, 1973)

Società:

European Society of Biomechanics

International Society of Biomechanics

International Society of

Biomechanics in Sports

American Society

of Biomechanics

Canadian Society

of Biomechanics

Journal of Biomechanics Clinical Biomechanics

Impact Factor 2.4 Impact Factor 1.5

Riviste:

Journal of

Applied BiomechanicsJournal of

Biomechanical Engineering

Impact Factor 0.5 Impact Factor 1.7

Campo di indagine:

Fundamental Topics - Biomechanics of the musculoskeletal, cardiovascular, and respiratory systems,

mechanics of hard and soft tissues, biofluid mechanics, mechanics of prostheses and implant-tissue

interfaces, mechanics of cells.

Cardiovascular and Respiratory Biomechanics - Mechanics of blood-flow, air-flow, mechanics of the soft

tissues, flow-tissue or flow-prosthesis interactions.

Cell Biomechanics - Biomechanic analyses of cells, membranes and sub-cellular structures; the relationship

of the mechanical environment to cell and tissue response.

Dental Biomechanics - Design and analysis of dental tissues and prostheses, mechanics of chewing.

Functional Tissue Engineering - The role of biomechanical factors in engineered tissue replacements andFunctional Tissue Engineering - The role of biomechanical factors in engineered tissue replacements and

regenerative medicine.

Injury Biomechanics - Mechanics of impact and trauma, dynamics of man-machine interaction.

Molecular Biomechanics - Mechanical analyses of biomolecules.

Orthopedic Biomechanics - Mechanics of fracture and fracture fixation, mechanics of implants and implant

fixation, mechanics of bones and joints, wear of natural and artificial joints.

Rehabilitation Biomechanics - Analyses of gait, mechanics of prosthetics and orthotics.

Sports Biomechanics - Mechanical analyses of sports performance.

Definizione:

“Biomechanics of the musculo-skeletal system is the science that examines

forces acting on the musculo-skeletal system

(external loads, muscular forces and joint load)

and the effects produced by such forces

(movements, deformations, biological change in tissues).”

1.2 Biomeccanica del sistema muscolo-scheletrico

Tre tipi di forze:

• Forze esterne

• Forze muscolari

• Carichi articolari

Capitolo 2:

RICHIAMI DI MECCANICA DEI SISTEMI

2.1 - Braccio e momento di una forza2.1 - Braccio e momento di una forza

2.2 - Le leve: definizione, regola di equilibrio, classificazione

2.3 - Le leve: proprietà dinamiche

asse di rotazione

corpo rigido

FbM a ±=

Definizione

Dato un corpo rigido vincolato a ruotare attorno ad un asse fisso,

e una forza agente sul corpo e appartenente a un piano perpendicolare a tale asse,

si definisce momento della forza rispetto all’asse

il prodotto del modulo della forza per il suo braccio.

Il braccio è la minima distanza fra l’asse e retta di applicazione della forza.

2.1 Braccio e momento di una forza

corpo rigido

Fr

[ ] [ ] [ ] [ ]222 −− === TMLLMLTFLM a

Dimensioni ed unità di misura

22 −= smkgNm

corpo rigido

Fr

Il braccio della forza (ed il momento)

aumenta all’aumentare della distanza

fra punto di applicazione della forza e

centro di rotazione

Il braccio della forza (ed il momento)C

C

corpo rigido

Fr

Il braccio della forza (ed il momento)

aumenta all’aumentare quanto più la

forza è perpendicolare alla retta fra il

punto di applicazione della forza e il

centro di rotazione

Il braccio della forza (e il momento) è nullo quando la retta di applicazione della forza passa per il centro di rotazione C

C

Definizione:

Corpo rigido vincolato ad asse fisso (fulcro) sollecitato da due forze (dette forza F e resistenza R) che producono

momenti assiali di segno opposto (rotazioni di verso opposto).

gmRr=F

rBraccio della

resistenza, bR

φr

2.2 Le leve: definizione, regola di equilibrio, classificazione

retta di applicazione

della resistenza

Rb

bFRbFbRbFbM

F

RRFRF

esta ===−= 00)(

Regola d’equilibrio:

RFbb RF 10

110 =⇒= (per equilibrare la resistenza basa una forza 10 volte più piccola).Se

Utilità:

E’possibile equilibrare/spostare un carico elevato con una forza minima

r bRbFr

Rr

bRbF

Leve di primo tipo

Fulcro in posizione intermedia fra forza e resistenza

Leve di secondo tipo

Resistenza in posizione intermedia fra forza e fulcro

Leve di terzo tipo

forza in posizione intermedia fra resistenza e fulcro

Leve vantaggiose

Braccio della forza è maggiore del braccio della resistenza

1° tipo

Fr

Fr

Rr

Classificazione:

Leve svantaggiose

Braccio della forza è miniore del braccio della resistenza

* * *

• Le leve di primo genere possono essere vantaggiose

o svantaggiose

• Le leve di secondo genere sono in genere vantaggiose

• Le leve ti terzo genere sono in genere svantaggiose

2° tipo

3° tipo

Fr

Rr

Rr

RFbb RF <⇒>

RFbb RF >⇒<

Fr

Leve di forza e leve di velocità

Le leve anatomiche sono in maggioranza svantaggiose. Ciò appare un controsenso. In realtà una leva svantaggiosa dal

punto dinamico(delle forze) è vantaggiosa dal punti di vista cinematico (degli spostamenti e delle velocità) e viceversa.

∆sF

RFRF

RFRF

LLsRsF

snsen

RFnbb

=⇒∆=∆⇒

∆=∆=⇒=

gmRr=

∆sR

Il lavoro compiuto dalla forza e la resistenza è lo stesso.

Una piccola forza può spostare una grande resistenza, ma

lo spostamento della resistenza è piccolo rispetto a quello

del punto di applicazione della forza.

Momento di inerzia:

Data un asse a, si definisce momento di inerzia di un sistema rispetto all’asse a, e si indica con il simbolo Ia ,

la somma dei prodotti delle masse dei punti del sistema per i quadrati delle rispettive distanze dall’asse.

2211

211 NNa dmdmdmI +++= L ( )

∫∆

→∆

≡

∆++∆+∆=

m

NNm

a

dmr

rmrmrmIi

2

2211

211

0lim L

Sistema continuoSistema particellare

2.3 Le leve: proprietà dinamiche

m2

m1

mi

mN

d1

d2

di

dN

∆midi


gmRr=F

rBraccio della

resistenza, bR

φr

Equazione del moto:


della resistenza

F

RRF

esta b

IRbFIRbFbIM

α+=α=−α=)(

diminuisceRbFb

costanteRbFb

aumentaRbFb

RF

RF

RF

ω⇒<α⇒<ω⇒=α⇒=ω⇒>α⇒>

0

0

0 ω =cost: movimento isocinetico

In particolare:

ω=0: equilibrio statico

α = accelerazione angolare

ω = velocità angolare

Capitolo 3:

Forze esterne agenti sul sistema

muscolo-scheletrico

3.1 - Classi di forze esterne

3.2 - Momento delle forze esterne

3.3 - Misura delle forze esterne

• Pesi liberi o vincolati

• Forze elastiche

• Resistenze di mezzi fluidi

• Razioni vincolari di appoggio (“ground reaction”)

Le forze esterne, sono note a priori (pesi liberi o vincolati, forze elastiche) o possono essere misurate

(resistenze di mezzi fluidi, reazioni vincolari). Possono quindi essere considerate note in modulo

direzione e verso.

3.1 Classi di forze esterne

Forza peso

Intensità: prodotto della massa del corpo per l’accelerazione di gravità;

Direzione e verso : verticale discendente.

g = 9.81 m/s2 alle nostre latitudini

g = 9.78 m/s2 all’equatore

g = 9.83 m/s2 ai poli

Esempio (pesi liberi):

Esercizi con manubri.

gmr

gmPrr

=

gmr

Implicazioni biomeccaniche:

Durante un esercizio con pesi liberi la resistenza

mantiene direzione ed intensità invariate.

gmr

gm

Esempio (pesi vincolati al moto di leve):

Esercizi al la leg extension.


Durante un esercizio quasi-statico alla leg extension la resistenza

mantiene intensità R invariata ma cambia la sua direzione.

Rr

Rr

Rr

Rr

Esempio (pesi vincolati a cavi):

Esercizi ai cavi.

Rr


Durante un esercizio ai cavi la resistenza mantiene intensità R

invariata (R=mg) ma cambia la sua direzione.

gmrR

r

Forza elastica di centro O

Forza sempre diretta verso un punto fisso O (detto centro

della forza elastica) in modulo proporzionale alla distanza

di P da O

rkrrkkOPFel ˆ−=−=−= rr

O

Pr

r̂

k = costante elastica

banda elastica a riposoEsempio (bande elastiche):

Forza esercitata da una molla compressa o

rrrOP ˆ== r

elFr

banda elastica allungata

OP

Forza esercitata da una molla compressa o

allungata, o da una banda elastica

allungata rispetto alla configurazione a

riposo (assenza di sollecitazione).

banda elastica allungata

OP


Durante un esercizio con bande elastiche

varia sia la direzione che l’intensità della

resistenza.

vvAfF ˆ)(γρ−=r

Resistenze di mezzi fluidi

Quando un corpo si muove all’interno di un fluido esercita una forza sulle particelle del fluido. Le

particelle, per il terzo principio, esercitano sul corpo forze uguali e contrarie: la somma di queste forze

costruisce la resistenza offerta dal mezzo fluido al moto del corpo.

ρ = densità del fluido

γ = coefficiente di forma

A = superficie investita

smvvvf

smvvvf

/2002)(

/20)(2 ≤<=

≤≤= (regime viscoso)

(regime idraulico)

Avr

vr

fluido

Esempio:

I due corpi rappresentati

hanno lo stesso valore di

A ma differenti valori di γ.


Durante un esercizio in acqua l’intensità della resistenza può essere

modulata variando la velocità dell’esercizio e la superficie esposta.

Ground reaction

Forza esercitata dal piano di appoggio sulla zona di contatto fra piede e piano di appoggio. Per il terzo

principio della dinamica è uguale ed opposta alla forza esercitata dal piede sul piano

bR bR

gmr

3.2 Momento delle forze esterne

Estensione del ginocchio con cavigliera

MgbM RR =La resistenza mg resta costante,

il braccio della resistenza bR cresce,

quindi il momento della resistenza cresce

gmr gm

r

bR

bR

gmr

gmr

gmr

bR

Estensione del ginocchio con leg-extension

MgbM RR =La resistenza mg resta costante e pari al peso del pacco di piastre selezionate,

il braccio della resistenza bR resta costante,

quindi il momento della resistenza resta costante

gmr

gmr

bR

bR

r

bR

elFr

elFr

Estensione del ginocchio con elastici

MgbM RR =La resistenza elastica aumenta all’aumentare della lunghezza dell’elastico,

il braccio della resistenza bR diminuisce,

Momento della resistenza????

elFr elF

Pedane di forzaPedane di forza

3.3 Misura delle forze esterne

Pedane Pedane baropodometrichebaropodometriche

Capitolo 4:

FORZA MUSCOLARE

Aspetti geometrici:





4.4 - Curva lunghezza-tensione4.4 - Curva lunghezza-tensione








Parametri noti (studi anatomici):

• Punto di applicazione: inserzione (e origine)

• Direzione: tangente alla linea inserzione - origine nel punto di inserzione (e di origine)

• Verso: inserzione → origine (origine → inserzione)

• Braccio della forza rispetto all’asse di rotazione articolare

• Angolo di trazione rispetto all’asse meccanico del segmento anatomico su cui il muscolo si inserisce

4.1 Punto di applicazione, direzione e verso

Fr

Fr

− Fr

Definizione

Il braccio della forza muscolare

è la minima distanza fra la retta di applicazione della forza muscolare

ed il centro di rotazione articolare

Fr

4.2 Braccio della forza muscolare

Fr

Fr

Forza muscolareBraccio della forza

muscolare

aF

Fr

M = ± aF F

Determina l’accelerazione angolare a del

segmento anatomico in accordo alla seconda

equazione cardinale della dinamica dei sistemi:

Importanza

Il momento assiale M della forza muscolare è

definito come il prodotto del braccio della forza

muscolare per l’intensità della forza muscolare:

F

Iα = M

M = momento assiale della forza

I = momento di inerzia


Variazione del braccio della forza muscolare

Il braccio della forza muscolare varia al variare dell’angolo articolare

Forza del quadricipite

femoraleBraccio

a

Fr

Esempio

Il braccio della forza del quadricipite femorale varia al variare dell’angolo di flessione del ginocchio.

aF

Esempio

Braccio dei muscoli flessori ed estensori del gomito.

Angolo di

trazione

Forza muscolare

Fr

4.3 angolo di trazione

Definizione

Angolo individuato della forza muscolare e l’asse meccanico longitudinale del segmento

anatomico su cui il muscolo si inserisce

ϕ

Variazione dell’angolo di trazione

L’angolo di trazione varia al variare dell’angolo articolare

Angolo di

trazione

Forza del

quadricipite

femorale

Fr

Esempio: quadricipite femorale

Angolo individuato dal tratto rettilineo di tendine rotuleo che si inserisce sulla tibia e

l’asse meccanico longitudinale della tibia

ϕ

ϕ

Importanza

Determina la componente rotatoria e componente stabilizzatrice della forza muscolare

Fr

ϕ

Fr F

r

Componente stabilizzatrice e de-stabilizzatrice

Nel caso del bicipite brachiale la componente stabilizzatrice, ad elevati angoli di flessione del gomito,

diviene de-stabilizzatrice (lussante)

Gomito: Angolo di flessione 70° Gomito: Angolo di flessione 135°

Funzione meccanica della rotula

Funzione meccanica dei condili mediali e dei malleoli

Capitolo 4:

FORZA MUSCOLARE

Aspetti geometrici:













1ce

fg

d

4.4 Curva lunghezza-tensione

Curva lunghezza tensione del sarcomero e sua interpretazione

La forza che il sarcomero è in grado di produrre dipende dalla sua lunghezza. Si possono individuare 4 regimi:

4.052.652.051.651.25

Lunghezza del sarcomero (µm)

0

bh

ai

4.05

2.65

2.45

2.05

µm1.21.2 1.6

0.2

a

b

c

d

0.025 0.025

2.05

1.65

e

f

g

h

1.25i

• Since sarcomeres are arranged in series, the force that a muscle fiber can generate is independent of the

number of sarcomeres, i.e. provided that sarcomere length is not-changing, the force produced by each

sarcomere will be equal. The force produced by the muscle fiber will be equal to the sarcomere force.

LFIBER = NSARC LSARC

• Because the maximum force which can be produced by a sarcomere depends on sarcomere length, themaximum force which can be produced by a muscle fiber will depend on its length. The relationshipbetween maximum force and muscle fiber length will depend on the number of sarcomeres that make upthe fiber.

Forza delle fibre muscolari

FFIBER = FSARC

FMAX depends on:LSARC = LFIBER / NSARC

the fiber.

• Sarcomeres may not be uniform and homogeneous. Sarcomere diameter, myofilament length and

myofilament density may vary along the length of the muscle fiber. This will result in different length-

tension relations for different sarcomeres.

Curva lunghezza tensione del muscolo

When a muscle fiber is stretched beyond a certain point, the structural proteins acting in parallel with

contractile proteins begin to be stretched. The force produced by these parallel elastic structures then

increases rapidly with muscle length. Consequently, the total sarcomere force (active + passive) is

generally a monotonically increasing function of length, despite the fact that myofilament overlap

decreases at long lengths.

Esempio: muscoli che attraversano il

gomito

Estimated operating ranges of the

elbow flexors over 100° of elbow

flexion and of the extensors over 90°

flexion. Estimated fascicle excursions

were normalized by optimal fascicle

length (l0M) and super-imposed on a

normalized force-length curve based

on the sarcomere lengths measured

from the five extended specimens.

The variation in force-generating

capacity during elbow flexion is

expressed as a proportion of peakexpressed as a proportion of peak

isometric force (F0M). Results shown

are averages of the 10 extremities in

this study. Both muscle moment arm

and optimal fascicle length determine

how much of the isometric force-

length curve each muscle uses.

4.5 Curva forza-velocità

• When a muscle fiber is activated to produce a steady force while being held isometric and is thenstretched at constant velocity, the resulting force is greater than the isometric force (Fig. 2.1).

Fase eccentrica (allungnamento)

• For low velocities of stretch the force increases with velocity, but as the velocity increases further the forcelevels off or drops slightly, reaching a maximum of between 1.2-1.8 times the isometric force (Fig 2.3).

The increase in force with muscle lengtheningvelocity is probably largely due to stretching ofattached cross-bridges (Fig. 1.6).

Cross-bridges, which are being stretched, willgenerate a greater average force during theirperiod of attachment than crossbridges which areisometric.

The higher the lengthening velocity, the greaterthe amount of stretch that will occur during theperiod of attachment and hence, the greater theaverage force during the period of cross-bridgeattachment.

Interpretation

When the lengthening velocity becomes too high,cross-bridges are stretched beyond the limits thatcan be supported by the binding force betweenactin and myosin, resulting in forcible detachment.This limits the maximum force during musclelengthening.

• When a muscle fiber is held isometric and is then released and allowed to shorten at a constantvelocity, the contractile force produced by the muscle fiber drops to a lower relatively constant value.The higher the shortening velocity the lower the force (Fig. 2.2).Conversely, by decreasing the load on amuscle fiber, its shortening velocity can be increased.

Fase concentrica (accorciamento)

• If contractile force is plotted against shortening velocity a hyperbolic relation is obtained where force isinversely proportional to velocity, decreasing continuously from its isometric value to zero at maximumshortening velocity (Fig. 2.3).

Interpretation

There are several possible reasons why muscle force drops as the velocity of shortening increases.

• First, there are fewer cross-bridges attached during shortening and their number decreases as thevelocity of shortening increases. It has been suggested that this is a consequence of an increase in therate of cross-bridge detachment during muscle shortening and a decrease in the rate of attachment.Both of these rates may be functions of velocity.

• Second, shortening likely reduces the tension in attached myosin cross-bridges (Fig. 1.6). Cross-bridges, which are shortening, will generate a smaller average force during their period of attachmentthan cross-bridges which are isometric. The higher the shortening velocity, the greater the amount ofshortening that will occur during the period of attachment and hence, the lower the average forceduring the period of crossbridge attachment.

• Third, some cross-bridges may be compressed as the result of shortening before they detach. Thesecross-bridges would generate negative force, thereby reducing the overall tension developed by thefiber. The higher the shortening velocity the more quickly cross-bridges would compress, resulting incross-bridges would generate negative force, thereby reducing the overall tension developed by thefiber. The higher the shortening velocity the more quickly cross-bridges would compress, resulting ina greater number of cross-bridges generating negative force before detachment.

Maximum velocity of muscle fiber shortening

• The maximum velocity of muscle fiber shortening occurs when there is no load on the muscle fiber.

• Conversely, when the muscle fiber is shortening at maximum velocity it does not generate anycontractile force.

The maximum shortening velocity of a muscle fiber depends

• on the number of sarcomeres that make up the muscle fiber

• their average length of sarcomeres that make up the muscle fiber

Velocity of muscle fiber shortening and fiber length

• The velocity of muscle fiber shortening (V) is the sum of the shortening velocities of the individualsarcomeres (vsarc). Each sarcomere has a maximum shortening velocity. Therefore, the maximumshortening velocity of the muscle fiber will be equal to the sum of the maximum shortening velocities ofthe sarcomeres. The greater the number of sarcomeres the higher the maximum velocity.

fiber shortening (s )

t

t + ∆t

Long fiber: number of sarcomeres nlong ; length llong = nlonglsarc

sarclongsarclonglong

long vnt

sn

t

sV =

∆=

∆= sarcshort

sarcshortshortshort vn

t

sn

t

sV =

∆=

∆=

short

long

short

long

short

long

l

l

n

n

V

V==

Short fiber: number of sarcomeres nshort ; length lshort = nshortlsarc

fiber shortening (slong)

fiber shortening (sshort)sarcomere shortening (ssarc)

t

t + ∆t

At sarcomere lengths that are long

enough to stretch the parallel elastic

structures of the muscle fiber,

passive tension acts as a driving

force on the contractile system and

increases the speed of shortening

above its maximum value at zero

load.

For very short sarcomere lengths,

the maximum shortening velocity

decreases in parallel with the

isometric tension (Fig. 2.4).

Velocity of muscle fiber shortening and sarcomere length

isometric tension (Fig. 2.4).

Motor unit: functional unit of neuro-muscular systems

• A muscle consists of thousands of muscle fibers organized into motor units. Each motor unit comprisesa group of muscle fibers, often several hundred, which are innervated by a single motoneuron. Themuscle fibers belonging to one motor unit may be distributed throughout a large region of the muscle,i.e., they need not be adjacent to one another.

• A motor unit is activated in an all-or-none fashion by a single action potential, which travels from themotoneuron along the axon to the muscle fibers. The neural action potential leads to an actionpotential in each muscle fiber innervated by that motoneuron.

4.6 Livello di attivazione

Twitch

• A single muscle action potential produces a brief contraction of the muscle fiber called a twitch. Theduration of the twitch depends on the muscle fiber type. The duration of both the contraction andrelaxation phases of the twitch are longer for slow-twitch (type I) than fasttwitch (type II) fibers (Fig.2.8).

• In skeletal muscle the range of contraction times (time to peak) is from 7.5 ms for fast (extraocularmuscle: IR- internal rectus); 40 ms for intermediate (G - gastrocnemius); to 90 ms for slow (S - soleus)muscle fibers. Most skeletal muscles have a mixture of different types of fibers: slow; fast oxidativeglycolytic (rare); or fast glycolytic. However, all fibers in a given motor unit are of the same type - thetype being determined to some extent, by the nature of the motoneurone. Small tonically activemotoneurones prompt development of slow fibre types; large, phasic motoneurones favour fastglycolytic fibres.

Frequency of activation (firing rate)

• Motor unit force is a function of the frequency of activation (firing rate) of the innervating motoneuron.Firing rate is defined as number of action potentials per second.

• The force produced by each muscle fiber, innervated by the motoneuron, increases with firing ratebecause of the accumulation of intracellular calcium (Ca+2). Each action potential depolarizes the musclemembrane, which results in more Ca+2 being released from the terminal cisternae, diffusing through theintracellular space and activating more actin-binding sites.

time

T

1 second

Action potential

T: period νννν: Frequency of activation. Numbers of action potential

per second

Mechanical summation (temporal summation)

• The intracellular calcium concentration produced by a single action potential, increases and decreases morerapidly than the isometric twitch force. Therefore, the amount of force added by a second action potentialoccurring immediately after the first will depend on the time interval between them, i.e., on the amount ofintracellular calcium at the time of occurrence. The additional force contribution by a second action potentialdrops steeply as a function of the interval between two successive action potentials.

Slowunits

Fastunits

Twitch sequences of fast and slow motor units. Numbers to the right of each trace indicate the time interval in ms, betweensuccessive action potentials.

Tetanus

• If a motor unit is activated at a steady frequency, the force will initially rise and then oscillate about a newmean value at the frequency of activation, producing what is called an unfused tetanus. Both the meanforce and the initial rate of force development will increase as firing rate increases. The higher the firingrate the smaller the oscillation with respect to the mean force. At high firing rates, there is no noticeableoscillation in force. This smooth steady force is called tetanus. Because type I motor units have longertwitch contraction times than type II units they reach tetanus at lower frequencies.

Fastunits

Slowunits

Unfused and fused tetanus of fast and slow motor units. Numbers to the right of each trace indicate the time interval in ms,between successive action potentials. At low stimulation rates (long intervals between action potentials) tetanus is unfused

Characteristic frequencies

• Humans can voluntarily activate motor units briefly at instantaneous firing rates of about 100 Hz duringbrief forceful contractions.

• The maximum firing rates that they can sustain during steady contractions are considerably lower andgenerally do not exceed 30 Hz. However, these rates are sufficiently high that several action potentialscan occur before the twitch force from the first action potential has dropped to zero. Whereas themuscle action potential has a duration of less than 10 ms, the twitch duration for skeletal muscle fibersis of the order of 100-200 ms. Action potentials which arrive before the twitch force has dropped to itspre-activation level produce additional force by causing more Ca+2 to be released.

ν = 30 Hz

T = 1/ 30 s = 0.033 s = 33 ms

ν = 100 Hz

T = 1/ 100 s = 0.01 s = 10 ms

Motor unit time-tension curve

Single stimulus

Twitch

Double stimulus

Summation

Slow train

Un-fused tetanus

Fast train

Fused tetanus

Motor unit recruitment: size principle

• When a muscle is activated voluntarily under isometric conditions, motor units tend to becomeactive in a fixed order.

• The recruitment order is correlated with the amount of force that a motor unit can produce.

• Motor unit force is related to the number of muscle fibers and the size of the muscle fibers that itcomprises.

• The motor unit that produces the smallest force is recruited first. It remains active and the nextmotor unit is recruited as the total muscle force increases. The motor units that produce the largestforces are the last to be recruited. As total muscle force increases, each newly recruited unitcontributes an increment in force, which is a similar percentage of the total muscle force. In this wayforce can be increased smoothly.

Muscular force regulation:

• frequency of activation

• recruitment strategy of

different motor units

La forza muscolare dipende anche dai parametri dell’architettura del muscolo:

• Sezione fisiologica del muscolo

• Angolo di pennazione

• Lunghezza delle fibre muscolari (numero di sarcomeri in serie)

• Lunghezza del tendine

• Braccio della forza muscolare

4.7 Parametri dell’architettura del muscolo

Pennation angle

• The arrangement of the muscle fibres has an important role to play. The muscle fibre direction is not always

in the same direction as the line of pull of the muscle.

• When the line of action of the muscle does not match the line of action of the fibres then the muscle is

known as pennate.

• There are a number of sub-classifications but the important property of these pennate muscles is the angle

of pennation: the angle between the two lines of action.

Fig.1. The internal architecture of skeletal muscles: (A) non-pennate; (B, E, F) unipennate; (C) bipennate.

Physiological cross-section

• The maximum force a muscle can generate depends on its physiological cross-section area (PCA): area of the

fibers perpendicular to fiber direction.

• In a non-pennate muscle this is simply the area of a slice taken in the middle of a muscle perpendicular to the

line of pull (fig.1A).

• In a pennate muscle this would miss some of the muscle fibers (fig.2). In this case the cross-sectional area would

need to be taken perpendicular (at right angles) to the average fiber direction so as to include all the fibers in the

muscle (fig.1B,1C).

Fig.2Fig.1: PCA for fusiform (A), unipinnate (B) and bipinnate (C) muscles.

• Relation between Physiological cross-section and pennation angle:

PCSA increases with increasing the pennation angle

Fiber length

• Long fibers have more sarcomeres in series

• Long fibers are capable of shortening over a greater distance

• Long fibers have greater maximum velocity of shortening

if 30000 sarcomeres shorten 1 mm if 20000 sarcomeres shorten 1 mm

total fiber shortens 3 cm total fiber shortens 2 cm

• Relation between fiber length and pennation angle:

Fiber length decreases with increasing the pennation angle

Fig.1 Schematic representation of muscle with different architecture:

muscles with short fibers and a large PCA (A);

muscles with long fibers and a small PCA (B);

Length-tension and force-velocity curves for muscles with different architectural properties:

• Long fibers

• Short fibers

• Large PCSA

• Small PCSA

Short fibers, Large PCA

Short fibers, Large

Mus

cle

For

ce

Length-tension and force-velocity curves for muscles with different architectural properties:

• Long fibers and Small PCSA

• Short fibers and Large PCSA

Muscle Shorthening

Long fibers, Small PCA

Mus

cle

For

ce

Short fibers, Large PCA

Long fibers, Small PCA

Muscle VelocityM

uscl

e F

orce

Example: Muscles that cross the elbow

Biceps brachii

(BIC, long and short heads),

brachialis

(BRA)

brachioradialis

(BRD)

extensor carpi radialis longus

(ECRL)

pronator terespronator teres

(PT)

and triceps brachii

(TRI, long and lateral heads)

W.M. Murray et al.

Journal of Biomechanics

33 (2000) 943-952

Tendon slack length

Diagram illustrating the relationships between

optimal muscle-fiber length (LOM) tendon slack

length (LST) and the minimum and maximum

physiological lengths of a muscle (LminM) and

(LmaxM) and a musculotendon actuator, (Lmin

MT)

and (LmaxMT) respectively. For the purpose of

illustration, pennation angle is assumed to be

zero.

• When tendon slack length is large, muscle-

fiber length is small; thus, muscle excursion

will be small.

• When tendon slack length is small, muscle-

fiber length is large, and muscle excursion

will be large

B. A. Garner and M. G. Pandy. Annals of Biomedical Engineering, Vol. 31, pp. 207–220, 2003

Muscle

force

Muscle force

moment arm

Fr

Braccio della forza muscolare

minima distanza fra la retta di applicazione della forza muscolare

ed il centro di rotazione articolare

aF

Joint center of

rotation

Example

Biceps brachii

Fr

Fr

small muscle moment arm large muscle moment arm

Effect of muscle moment arm on muscle shortening

With increasing muscle moment arm the muscle shortens further for a given range of motion

(say from 20° to 120°) of joint angles and utilizes a greater portion of the force-length curve

muscle shortening

muscleshortening

ROM ROM

Effect of muscle moment arm on joint angular velocity and range of motion

With increasing muscle moment arm joint angular velocity increases

small muscle moment armlarge muscle moment arm

shortening

lengthen muscle

contracted muscle

large ROM

small ROM

Example:

Muscles that cross the elbow

Estimated operating ranges of the

elbow flexors over 100° of elbow

flexion and of the extensors over 90°

flexion. Estimated fascicle excursions

were normalized by optimal fascicle

length (l0M) and super-imposed on a

normalized force-length curve based

on the sarcomere lengths measured

from the five extended specimens.

The variation in force-generating

capacity during elbow flexion is

expressed as a proportion of peakexpressed as a proportion of peak

isometric force (F0M). Results shown

are averages of the 10 extremities in

this study. Both muscle moment arm

and optimal fascicle length determine

how much of the isometric force-

length curve each muscle uses.

Example: upper limb

B. A. Garner and M. G. Pandy. Annals of Biomedical Engineering, Vol. 31, pp. 207–220, 2003

Forza muscolareBraccio della forza

muscolare

Fr

M = ±aF F

Momento assiale M della forza muscolare

prodotto del braccio della forza muscolare

per l’intensità della forza muscolare:

4.8 Momento della forza muscolare

aF

Centro di rotazione

articolare

Regola di equilibrio:

In esercizi con sovraccarico, in condizioni di equilibrio articolare, il momento della forza muscolare è uguale

in modulo al momento della forza esterna.

Rb

bFRbFbRbFbM

F

RRFRF

esta ===−= 00)(

r

Sistema meccanico = avambraccio + manubrio

Fr

Forza muscolare

Fr

Rr

Carico esterno = peso

dell’avambraccio e del manubrio

applicato nel cenrto di massa del

sistema avambraccio + manubrio

Rr

bF bR

Equazione del moto:

Determina l’accelerazione angolare a

del segmento anatomico in accordo

alla seconda equazione cardinale della

dinamica dei sistemi:

Fr

bF bR

α=−α= IRbFbIM RFest

a)(

IRb α+


Ι = Momento di inerzia

Rr

diminuisceRbFb

costanteRbFb

aumentaRbFb

RF

RF

RF

ω⇒<α⇒<ω⇒=α⇒=ω⇒>α⇒>

0

0

0 ω =cost: movimento isocinetico

In particolare:

ω=0: equilibrio statico

(ω = velocità angolare)

F

R

b

IRbF

α+=

La forza muscolare dipende anche dall’accelerazione articolare

Architecture parameters, joint angular velocity and moment generating capacity

• PCA (number of fibers in parallel)

• Fiber length (number of sarcomeres in series)

• Pennation angle (arrangement of the fibers)

• Moment arm

• Tendon length

can be thought of as being designed for:

• Moment generating capacity

- short fibres, large pennation angle, large PCA- large moment arm

• Joint angular velocity

- long fibres, small pennation angle, small PCA

- small moment arm

• Compromise between two capacities

- short fibres, large pennation angle, large PCA (more fibres in parallel)

- small moment arm

or

- long fibres, small pennation angle, small PCA (more fibres in series)

- large moment arm

W.M. Murray et al. / Journal of Biomechanics 33 (2000) 943-952

Example of collection of architectural parameters

Capitolo 4:

FORZA MUSCOLARE

Aspetti geometrici:













Elettromiografia di superficieElettromiografia di superficie

4.9 Elettromiografia

Elettrodi

Unità

centrale

SoftwareScatola

interconnessione

Risultati dell’indagine elettromiografica

Valori sincronizzati nel tempo dell’attività elettrica dei principali muscoli agonisti, sinergici,

stabilizzatori, antagonisti.

Estensione del ginocchio: muscoli agonisti

4.10 Modelli biomeccanici

vastus medialis (VasMed), vastus intermedius (VasInt), vastus lateralis (VasLat), rectus femoris (RF).

RF Vas

Estensione del ginocchio: muscoli antagonisti, …

vastus medialis (VasMed), vastus intermedius (VasInt), vastus lateralis (VasLat), rectus femoris (RF), biceps femoris

long head (BFLH), biceps femoris short head (BFSH), semimembranosus (MEM), semitendinosus (TEN), medial

gastrocnemius (GasMed), lateral gastrocnemius (GasLat), and tensor fascia latae (TFL). Also included in the model

but not shown are sartorius (SAR) and gracilis (GRA).

GasBFLHBFSH TENMEMTLF & SAR

GRA

Modello biomeccanico

The muscles of the leg is modeled by thirteen actuators (34):

vastus medialis (VasMed), vastus intermedius (VasInt), vastus

lateralis (VasLat), rectus femoris (RF), biceps femoris long head

(BFLH), biceps femoris short head (BFSH), semimembranosus

(MEM), semitendinosus (TEN), medial gastrocnemius

(GasMed), lateral gastrocnemius (GasLat), and tensor fascia

latae (TFL). Also included in the model but not shown are

sartorius (SAR) and gracilis (GRA).

Capitolo 5:

CARICHI ARTICOLARI

5.1 - Carico articolare: forze di contatto e tensione dei legamenti5.1 - Carico articolare: forze di contatto e tensione dei legamenti

5.2 - Determinazione del carico articolare

Il carico articolare è la risultante delle

• Forze di contatto di compressione che si esplicano frasegmenti anatomici adiacenti attraverso le superficiarticolari di contatto. Si oppongono alle sollecitazionidi compressione

• Forze attivate dalla tensione dei legamenti. Sioppongono alle sollecitazioni di trazione e discorrimento.

5.1 Carico articolare: forze di contatto e tensione dei legamenti

Esempio:

Forze di contatto

tibiofemorali

Superficie di contatto

tibiofemorale

Forze di contatto (di

compressione)

tibiofemorali

The ligaments of the tibiofemoral joint can be modeled by 14

elastic bundles: anterior (aACL) and posterior (pACL) bundles of

the anterior cruciate ligament; the anterior (aPCL) and posterior

(pPCL) bundles of the posterior cruciate ligament; the anterior

(aMCL), central (cMCL), and posterior (pMCL) bundles of the

superficial medial collateral ligament; the anterior (aCM) and

posterior (pCM) bundles of the deep medial collateral ligament;

the lateral collateral ligament (LCL); the popliteofibular ligament

(PFL); the anterolateral structures (ALS); and the medial (Mcap)

and lateral (Lcap) posteriorcapsule.

Esempio

Legamenti che contribuiscono al carico articolare

dell’articolazione tibiofemorale

and lateral (Lcap) posteriorcapsule.

* Kevin B. Shelburne, Michael R. Torry, Marcus G. PandyMed. Sci. Sports Exerc., Vol. 37, No. 11, pp. 1948–1956, 2005.

Parametri noti:

• Punto di applicazione:

Superfici articolari di contatto

Punti di inserzione dei legamenti

• Verso

Dalla superficie articolare verso il segmento anatomico adiacente

Dall’inserzione del legamento verso l’origine

5.2 Determinazione del carico articolare

Incognite:

• Intensità

• Direzione

• Misure in vivo mediante strain gauge impiantati

nell’articolazione

• Modelli biomeccanici

Problema della dinamica diretta

“Note le forze attive (carichi esterni e forze muscolari),

ricavare il moto e le reazioni vincolari”

Noti:

• Carichi esterni

• Parametri anatomici: bracci a angoli di trazione delle forze

• Intensità delle forze muscolari (misure elettromiografiche, modelli meccanici del muscolo)• Intensità delle forze muscolari (misure elettromiografiche, modelli meccanici del muscolo)

Ricavare:

• Cinematica: traiettorie, velocità ed accelerazioni angolari

• Intensità, direzione dei carichi articolari

Problema della dinamica inversa

“Noto il moto del sistema ed alcune forze attive (carichi esterni),

ricavare le altre forze attive (forze muscolari) e le reazioni vincolari”

Noti:

• Carichi esterni

• Parametri anatomici: bracci a angoli di trazione delle forze muscolari

• Cinematica: traiettorie, velocità ed accelerazioni angolari• Cinematica: traiettorie, velocità ed accelerazioni angolari

Ricavare:

• Intensità delle forze muscolari

• Intensità, direzione dei carichi articolari

L’analisi cinematica nel problema della dinamica inversaL’analisi cinematica nel problema della dinamica inversa

Risultati dell’analisi cinematica

Velocità angolari e accelerazioni angolari articolari in funzione dell’angolo articolare

Capitolo 6:

APPLICAZIONI

6.1 - Strength training equipment (leg-extension modificato)6.1 - Strength training equipment (leg-extension modificato)

6.2 - Ergonomia

6.3 - Supporti per la riabilitazione del ginocchio in acqua

6.4 - Cardio equipment (cardio wave)

6.1 Strength training equipment

Ottimizzazione della forza muscolare

Most selectorized equipments provide a fine

control and optimization of the muscular force,

through the entire range of motion (ROM), by

including a cam in their mechanics, and

selecting properly:

• the shape and the dimension of the cam,

• the spatial configuration of the cam around itsaxis of rotation in a given reference workingposition,

• the radius of the first re-directional pulley(connected by the cable to the cam), the(connected by the cable to the cam), theposition of this pulley with respect to the cam.

selected weight stack

first re-directional pulley

cable

Rr

hip

cam

selected weight stack

knee

resistance pad

resistance rod

shankθ

Progettazione del profilo della cam

Typically, the system is configured to reproduce the user’s strength curve, such that the greatest (least)

amount of resistance torque is felt at the user’s strongest (weakest) point in the ROM.

This kind of calibration may be obtained by replacing the weight stack with an isokinetic dynamometer and

modifying the geometrical parameters of the cam/pulley system until a constant torque is provided by the

dynamometer within the entire ROM during maximal effort trials.

first re-directional pulley

cable

Rr

hip

camknee

resistance pad

resistance rod

shankθ

Iso

kin

etic

d

ynam

om

eter

Progetto di ricerca

Calcolo delle componenti di (compressione, trazione e taglio) delle sollecitazioni articolari mediante modelli

biomeccanici.

Ottimizzazione dei carichi articolari

Unfortunately,

a general procedure

for the optimization

(minimization)

of the joint load

is lacking.

biomeccanici.

Minimizzazione delle componenti delle sollecitazioni articolari.

Progetto meccanico per la realizzazione di attrezzature per il potenziamento o la riabilitazione che

minimizzano la sollecitazione articolare complessiva o la sollecitazione su specifiche strutture articolari.

Leg extension equipment

γ

PTFr

φr Sistema = gamba + piede

Fr

Forza muscolare

φr

Carico articolare

Carico esternoRr

Schema meccanico

Rr

θ

x

γ angolo di trazione

θ angolo articolare

RFa RbFbI −=θ&&

( )RaF

F RbIb

F +θ= &&1

Fr

Braccio della forza muscolare (bPT)

Determinazione della forza muscolare

La forza muscolare può essere determinata mediante la seconda equazione cardinale

Rr

Braccio del carico esterno (bR) RF RbFb = R

b

bF

F

R=

Esercizi quasi-statici o isocinetici

RFbb FR >>→>>

FTG FRam φ++=rrrr

GFTTF amFRrrrrr

−+=φ−=φ

FRrrrr

+=φ−=φ

Fr

TFφr

φ

Aφ

Esercizi quasi-statici o isocinetici

Determinazione del carico articolare

Nota la forza muscolare, il carico articolare può essere determinato mediante prima equazione cardinale

FRFTTF

rrrr

+=φ−=φ

Rr

φT = componente di taglio

del carico articolare

φA = componente assiale

del carico articolare

Tφ

Rr

Fr

TFφr

Componente di taglio della sollecitazione sull’ articolazione tibiofemorale

PCL stress ACL stress

aR Rr

aR

ε+θ++θ

θ+θ

θ++

ε+θ+ε+θ++θ

θ+θ

θ++

ε+γ−

ε+θ+θ=φ

)sin(1

)sin()sin()sin(

)sin(

22

2

22

2

MM

SSMM

S

SS

GGMWCWCWCMR

GGSGGMWCWCWCMSPT

G

GSGSt

glmgmad

ydma

d

dymaI

a

glmglmgmad

ydma

d

dymaII

a

gmlm

&&&

&&&

&&

Rr

Rr

PCL stress

ACL stress

90° flex full ext. 90° flex full ext.

ε+θ++θ

θ+θ

θ++

ε+θ+ε+θ++θ

θ+θ

θ++

ε+γ−

ε+θ+θ=φ

)sin(1

)sin()sin()sin(

)sin(

22

2

22

2

MM

SSMM

S

SS

GGMWCWCWCMR

GGSGGMWCWCWCMSPT

G

GSGSt

glmgmad

ydma

d

dymaI

a

glmglmgmad

ydma

d

dymaII

a

gmlm

&&&

&&&

&&

Minimizzazione della componente di taglio della sollecitazione sull’ articolazione tibiofemorale

)sin()sin()sin()sin(

)sin()(

22

2

22

2

SSSSMM

S

MM

GSGSGGSGGMWCWCWCMSPT

G

GGMWCWCWCM

OPTR

gmlmglmglmgmad

ydma

d

dymaII

a

glmgmad

ydma

d

dymaI

a

ε+θ−θ−

ε+θ+ε+θ++θ

θ+θ

θ++

ε+γ

ε+θ++θθ

+θ

θ+

=&&&&&

&&&

Calcolo del valore di aR per cui φt = 0

Rr

aR

ε+θ+ε+θ++θ

θ+θ

θ++= )sin()sin(

1 22

2

SSM GGSGMGMWCWCWCMSPT

PT glmglmgmad

ydma

d

dymaII

aF &&&

Tensione del tendine rotuleo, ovvero, forza complessiva del quadricipite femorale

E’ indipendente da aR

E’possibile minimizzare il carico articolare

(spostamento del punto di applicazione della resistenza)

senza interferire con l’ottimizzazione della forza muscolare (progettazione del profilo della cam)

Rr

aR

ε+θ+ε+θ++θ

θ+θ

θ++

ε+γ−

ε+θ+θ=φ

)sin()sin()cos(

)cos(

22

2

2

SSMM

S

SS

GGSGGMWCWCWCMSPT

G

GSGSn

glmglmgmad

ydma

d

dymaII

a

gmlm

&&&

&

Componente assiale della sollecitazione sull’ articolazione tibiofemorale

E’ indipendente da aR

ed approssimativamente coincide

con la tensione del tendine rotuleo

Rr

aR

Compressione assiale esterna

Pad mobile e compressione assiale esterna

6.2 Ergonomia

Lx

hipknee

ϕPTFr

ϕ: traction angle

6.3 Supporti per la riabilitazione del ginocchio in acqua

θ x

z Lz

z: flexion-extension axis

θ : joint angle

x: longitudinalshank axis

Conclusions

… In conclusion, this work highlights that aquatic exercises can be safely and usefully utilized in the

rehabilitation program following ACL surgery. However, the shape, the dimensions, the density, the surface

roughness and the location of the resistive device must be carefully selected, according to the indications

established in the present study.

6.4 Cardiovascular equipments

Cardio wave presentation

Conclusioni

I modelli biomeccanici consentono

• di valutare in modo non invasivo i carichi articolari durante esercizi statici o dinamici

in presenza di carichi esterni

• di progettare nuove attrezzature per il potenziamento muscolare o la riabilitazione

che simultaneamente ottimizzano la forza muscolare e minimizzano i carichi articolari

Capitolo 7:

ASPETTI FUNZIONALI

7.1 - Ciclo allungamento-accorciamento7.1 - Ciclo allungamento-accorciamento

7.2 - Muscoli poliarticolari

7.3 - Co-contrazione

Definition:

A common pattern (scheme) of muscle activation in which an activated muscle first lengthens (is stretched) before it shortens.

Importance:

It occurs in most movements that we perform, for example:

− in the knee extension and ankle plantarflexor muscle after footstrike in runing

− in the knee extensor muscles during kicking

− In the trunk and arm muscles during throwing

− In the hip, knee, and ankle extensor muscles during the countermovement jump and long-jump takeoff.

Advantages:

1. It can enhance the positive work done by muscle during the shortening contraction.

2. It can lower the metabolic cost of performing a prescribed amount of positive work.

7.1 Stretch-shorten cycle

2. It can lower the metabolic cost of performing a prescribed amount of positive work.

Mechanisms underlying the enhancement of performance with the stretch-shorten cycle:

− Time to develop force (1): increased time that the muscle has to become fully activated when there is an initial

lengthening contraction, and consequet increase in the muscle force at the beginning of the shortening contraction.

− Elastic energy (1,2): storage of elastic energy in tendon (and muscle connective tissue) during the lengthening contraction,

and subsequent use of this energy in the shortening contraction. This capability is greatest in muscles with long tendons.

− Force potentation (1): force from individual cross-bridges is enhanced as a consequence of the preceding stretch.

− Reflexes (1): the stretch reflex may be evoked by the forced lengthening of the muscle at the beginning of the stretch-

shorten cycle.

Open questions:

− Incomplete description of muscle function during the task: the change in whole-muscle (muscle fibers and tendon) length

do not necessary coincide with or parallel the change in length experienced by the muscle fibers.

− In slow eccentric contractions and in muscle with long tendons, the increase in the whole-muscle length may be

accomplished by a fiber shortening (and a greater tendon lengthening).

Definition:

A muscle whose attachment sites span two joints.

Importance:

There are a significant number two joints muscles (biceps brachii, rectus femoris, gastrocnemius)

Advantages:

• Two-joint muscle couple the motion at the two joints that they cross.

Thus, two-joint muscle may refine the coordination.

• The shortening velocity of two-joint muscle may be less than that of its one-joint synergists.

Thus, the two-joint muscle are higher on the force-velocity relation compared with the one-joint muscle and hence are capable

of exerting a force that is a greater proportion of the isometric maximum within the joint ROM.

• Two-joint muscle can redistribute muscle torque, joint power, and mechanical energy throughout a limb

7.2 Two-joint muscles

Activation of one-joint muscles 1 and 3 produce extensor torque at knee and hip

Co-activation of two-joint muscle 5 results in a reduction in the net torque at the

hip but an increase in the net torque at the knee.

Thus, two-joint muscle 5 is described as redistributing some of the extensor torque

and power from the hip to the knee.

Definition:

Concurrent activation of the muscles around a joint, usually involving the agonist and antagonist muscles.

Importance:

It is frequently used in many different activities.

Advantages:

• Increases the stiffness and hence the stability of a joint .

− lift heavy loads

− lift loads about which the lifters are uncertain

− learn novel tasks

• Transfer of power from one joint to another

7.3 Co-activation

• Transfer of power from one joint to another

− coactivation at the hip joint can result in an increase of the torque at the knee joint: coactivation of a

single-joint hip extensor (e.g., gluteus maximus) and a two-joint hip flexor (e.g., rectus femoris) has the

net effect of increasing the extensor torque at the knee joint.

• Perform a movement requiring a high degree of accuracy

− fine movements of the finger require complex patterns of co-activation.

• Economize movements that involve changes in direction (e.g., extension to flexion).

− It is more economical to modulate the level of tonic activity in an agonist-antagonist set of muscle than

to alternately turn then on and off.

− Activation of the stretch-shorten cycle.

• Protect the joint at extreme joint angles

Disvantages:

Reduction of the net muscle torque.

Bio Mecca Nica

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