Støttevævene og deres belastnings- tolerance
Støttevævene og deres belastnings- tolerance
Støttevævene og deres belastnings- tolerance
Create successful ePaper yourself
Turn your PDF publications into a flip-book with our unique Google optimized e-Paper software.
KAPITEL 1<br />
<strong>Støttevævene</strong> <strong>og</strong><br />
<strong>deres</strong> <strong>belastnings</strong><strong>tolerance</strong><br />
Finn Bojsen-Møller
10<br />
<strong>Støttevævene</strong> <strong>og</strong> <strong>deres</strong><br />
<strong>belastnings</strong><strong>tolerance</strong><br />
<strong>Støttevævene</strong> <strong>og</strong> <strong>deres</strong><br />
<strong>belastnings</strong><strong>tolerance</strong><br />
Biomekanik er mekanisk fysik appliceret på levende organismer,<br />
typisk som analyser af belastninger, bevægelser <strong>og</strong> strømninger.<br />
Det er vigtigt at gøre sig klart, at præfikset “bio” ikke alene hentyder<br />
til, at det er biol<strong>og</strong>iske væv <strong>og</strong> delstrukturer, der undersøges.<br />
“Bio” står <strong>og</strong>så for, at denne videnskabsgren undersøger intakte<br />
<strong>og</strong> levende organismer, hvis celler reagerer på fysiske stimuli, <strong>og</strong><br />
hvis centralnervesystem sanser, anticiperer, modificerer <strong>og</strong> styrer<br />
begivenhederne <strong>og</strong> <strong>deres</strong> effektydelse. Centralnervesystemets<br />
præcision i dette sidste er formentlig afgørende for, om fysisk belastning<br />
på normal vis fører til opbygning af bevægeapparatet,<br />
eller om den - ved en slags paradoksal reaktion - fører til nedslidning.<br />
Interessant nok synes det i sidste ende at være materialets<br />
<strong>tolerance</strong> over for den påførte effekt, der er afgørende for udfaldet.<br />
<strong>Støttevævene</strong> <strong>og</strong> <strong>deres</strong> biomekaniske<br />
egenskaber<br />
Celler <strong>og</strong> intercellularsubstans<br />
Bevægeapparatet består af muskler <strong>og</strong> støttevæv, <strong>og</strong> det er de<br />
sidstnævnte omfattende bindevæv, bruskvæv <strong>og</strong> kn<strong>og</strong>levæv, som<br />
er emnet for nærværende kapitel.<br />
<strong>Støttevævene</strong> består som alle væv af celler <strong>og</strong> intercellularsubstans.<br />
Cellerne er de levende elementer, <strong>og</strong> en af <strong>deres</strong> livsytringer<br />
er at danne <strong>og</strong> modificere intercellularsubstansen. I støttevævene<br />
er det intercellularsubstansen, som volumenmæssigt <strong>og</strong> i
<strong>Støttevævene</strong> <strong>og</strong> <strong>deres</strong><br />
<strong>belastnings</strong><strong>tolerance</strong><br />
mekanisk henseende er afgørende, <strong>og</strong> ovennævnte modifikation<br />
sikrer inden for visse rammer, at egenskaber som styrke <strong>og</strong> stivhed<br />
løbende tilpasses det aktuelle <strong>belastnings</strong>niveau.<br />
Intercellularsubstansen kan betragtes som et komposit (sammensat)<br />
materiale, hvor en grundsubstans er forstærket af fibre,<br />
ofte i en bestemt mængde <strong>og</strong> i et bestemt mønster. Det kompositte<br />
vævs samlede mekaniske egenskaber vil derefter være afhængige<br />
af grundsubstansen, om den er en væske, en gel eller et fast<br />
stof, af fibrene, <strong>deres</strong> art, geometri <strong>og</strong> mængde, samt af en eventuel<br />
interaktion mellem fibre <strong>og</strong> grundsubstans (18).<br />
Grundsubstansen i bindevæv <strong>og</strong> bruskvæv er en viskøs væske<br />
eller en hydreret gel med et større eller mindre indhold af salte,<br />
prote<strong>og</strong>lykaner <strong>og</strong> ikke-specifikke glycoproteiner. I bruskvæv har<br />
grundsubstansen et særligt stort indhold af prote<strong>og</strong>lykaner samlet<br />
i kæmpemolekyler af en udformning, som gør dem ekstremt<br />
hydrofile <strong>og</strong> derfor i stand til at binde store mængder vand (3).<br />
Med dette indesluttet i et netværk af kollagene fibre tilføres<br />
brusken dens karakteristiske vævsspænding <strong>og</strong> kompressionsstivhed.<br />
I kn<strong>og</strong>levæv er grundsubstansen mineraliseret, hvilket i dette<br />
tilfælde giver materialet dets stivhed <strong>og</strong> styrke.<br />
Fibrene findes i to former, de kollagene fibre <strong>og</strong> elastinfibrene.<br />
De har forskellige mekaniske egenskaber <strong>og</strong> vil, afhængigt af<br />
<strong>deres</strong> volumenfraktion, tilføre det kompositte materiale disse<br />
egenskaber.<br />
Kollagene fibre - bevægeapparatets foretrukne elastik<br />
Kollagene fibre har traditionelt været sat i modsætning til “elastiske”<br />
fibre <strong>og</strong> derfor i sig selv betragtet som uelastiske. I de sidste<br />
tyve år har et stigende antal undersøgelser beskæftiget sig med<br />
belastning af kollagene fibre, som de findes i muskelsener <strong>og</strong> ligamenter,<br />
<strong>og</strong> det fremgår heraf, at fiberen ikke alene er elastisk,<br />
men må udnævnes til at være bevægeapparatets foretrukne elastik.<br />
Dette forhold har medført en del nytænkning vedrørende<br />
fibrenes betydning for bevægeapparatets mekanik, effektydelse<br />
<strong>og</strong> <strong>tolerance</strong> over for skader.<br />
De kollagene fibriller er komplekst opbyggede af venstre- <strong>og</strong><br />
højre-snoede molekylære helices holdt sammen af intermolekylære<br />
tværbindinger. Fibrillerne, som er 30 nm i diameter, <strong>og</strong> som<br />
kan være ubegrænset lange, holdes sammen i større enheder som<br />
fibre <strong>og</strong> fiberbundter. Der findes 5 eller 6 typer af kollagen, hvoraf<br />
i biomekanisk henseende især type 1 <strong>og</strong> type 2 er af betydning.<br />
Type 1, som udviser den største fiberdiameter, findes i ren<br />
11
Spænding<br />
▲<br />
12<br />
Deformation<br />
Figur 1. Spændings-deformationskurve<br />
for et ideelt<br />
elastisk legeme.<br />
▲<br />
<strong>Støttevævene</strong> <strong>og</strong> <strong>deres</strong><br />
<strong>belastnings</strong><strong>tolerance</strong><br />
form i sene- <strong>og</strong> kn<strong>og</strong>levæv <strong>og</strong> i blanding med andre typer i<br />
læderhud <strong>og</strong> ligamenter (ledbånd). Type 2 findes i ledbrusk, i<br />
rygsøjlens båndskiver (disci) <strong>og</strong> i glaslegemet i øjet, strukturer<br />
der i øvrigt er karakteriserede ved hverken at være forsynede<br />
med kar eller nerver (34).<br />
Elasticitet er et materiales eller en strukturs evne til at deformeres,<br />
når det/den udsættes for en ydre kraft, samt efterfølgende at<br />
genindtage sin oprindelige form <strong>og</strong> størrelse, når den ydre kraft<br />
ophører. I et ideelt elastisk legeme er der et lineært forhold mellem<br />
belastning <strong>og</strong> deformation, <strong>og</strong> der er ingen tøven hverken<br />
ved belastningen eller ved den efterfølgende aflastning. Dette er i<br />
1678 udtrykt ved Hooke’s lov: ut tensio sic vis (som deformationen<br />
således kraften).<br />
Fig. 1 viser en spændings-deformationskurve for et sådant legeme.<br />
På kurven aflæses samhørende værdier for spænding <strong>og</strong><br />
deformation. Hvis belastningen er gennemført til brud, vil endepunktets<br />
koordinater angive legemets <strong>tolerance</strong> som hhv brudstyrke<br />
<strong>og</strong> bruddeformation.<br />
For en struktur som en fjeder eller et bestemt ligament udtrykkes<br />
den løbende spænding <strong>og</strong> brudstyrken, som er lig med den<br />
maksimale spænding, i Newton. For et materiale må de to<br />
størrelser angives i Newton pr arealenhed, kun herved er sammenligninger<br />
mulige. På engelsk kaldes spænding pr arealenhed<br />
stress. I den internationale standard måles stress i enheden Pascal<br />
(= 1 Newton pr m 2 - 1 Pa = 1N·m -2). I biol<strong>og</strong>ien anvendes imidlertid<br />
oftest den umiddelbart mere forståelige enhed Newton pr<br />
cm 2 (= 10 4 Pa).<br />
Deformation udtrykkes i absolutte enheder som m eller mm,<br />
eller relativt som procent af udgangslængden. Det sidste er ligesom<br />
begrebet stress især anvendeligt ved sammenligning af materialer.<br />
På engelsk bruges her udtrykket strain, som er uden<br />
enhed, da det er længde divideret med længde.<br />
Stress-strain kurvens hældning angiver det pågældende materiales<br />
elastiske stivhed, <strong>og</strong>så kaldet Young’s modulus. For en struktur<br />
angives stivheden (fjederkonstanten) som spændingstilvæksten<br />
ved en given deformation, altså i newton pr m eller newton<br />
pr cm. Den kan <strong>og</strong>så angives som spændingstilvæksten ved en<br />
fordobling resp. halvering af udgangslængden (på engelsk = 1<br />
strain) eller ofte i praksis som spændingstilvæksten ved en forlængelse<br />
eller forkortelse på 1/1000 del af udgangslængden (= 1<br />
microstrain).<br />
Hvis deformationen ved tryk eller træk måles i meter <strong>og</strong><br />
spændingen i Newton, vil arealet under kurven være det matematiske<br />
udtryk for den ophobede elastiske energi udtrykt i joule<br />
(1 joule = 1 N·m). Som anden energi kan den omdannes til arbejde<br />
eller dissiperes som varme.
Parametrene maksimal spænding (F) <strong>og</strong> maksimal deformation<br />
(x) samt elastisk stivhed (k) <strong>og</strong> elastisk energi (E) er for et ideelt<br />
elastisk legeme tidsuafhængige <strong>og</strong> entydigt samhørende på den<br />
måde, at kendes to af værdierne, kan de to øvrige udregnes.<br />
F = k · x<br />
E = 0.5 · F · x = 0.5 · k · x 2<br />
<strong>Støttevævene</strong> <strong>og</strong> <strong>deres</strong><br />
<strong>belastnings</strong><strong>tolerance</strong><br />
Kollagent væv tåler en belastning på 6.000 til 8.000 N·cm -2<br />
(svarende til 8 · 10 7 Pa) <strong>og</strong> kan herunder forlænges 8-10%. Dets<br />
stivhed angives til omkring 1 GPa (= 10 9 Pa) (6). Ligamenter med<br />
meget bugtede fibre som visse af ankelleddets ledbånd (lig. talofibulare<br />
anterius) kan d<strong>og</strong> forlænges 20-30% (2, 28).<br />
Tolerancen kan d<strong>og</strong> <strong>og</strong>så <strong>og</strong> ofte med fordel angives som arealet<br />
under hele kurven, som vil være et udtryk for den maksimale<br />
elastiske energi, legemet kan rumme. Friskt kollagent væv kan<br />
optage op til 2.500 J/kg materiale, hvilket er 20 gange mere, end<br />
moderne fjederstål kan rumme pr samme vægtenhed (15, 27).<br />
Målt på denne måde er det et yderst effektivt materiale, naturen<br />
råder over.<br />
Kollagene fibre <strong>og</strong> væv er imidlertid kun lineært elastiske i et<br />
begrænset område (fig. 2). De har desuden viskøse egenskaber,<br />
<strong>og</strong> de taber energi under længerevarende udspændinger (stressrelaksation).<br />
De fire parametre (spænding, deformation, stivhed <strong>og</strong><br />
energiindhold) er ikke entydigt samhørende, <strong>og</strong> for organismen<br />
rummer dette både ulemper <strong>og</strong> fordele. Ligamenter, ledkapsler <strong>og</strong><br />
sener udviser typisk en <strong>belastnings</strong>-deformationskurve som fig. 2.<br />
Efter et fodparti, hvor de bugtede fibre udrettes <strong>og</strong> efterhånden<br />
alle begynder at bære spænding, ses det lineært elastiske område,<br />
hvis hældning angiver materialets eller strukturens egentlige stivhed.<br />
Hvis udspændingen fortsættes, nås <strong>belastnings</strong>grænsen, hvor<br />
stivheden begynder at aftage, hvor permanente forandringer <strong>og</strong><br />
skader udvikler sig, <strong>og</strong> hvor smertegrænsen i øvrigt ligger. Efter<br />
yderligere belastning nås brudgrænsen (6, 11, 33).<br />
En arealbetragtning viser, at der skal en vis mængde energi til<br />
at nå <strong>belastnings</strong>grænsen, men at der skal yderligere en relativt<br />
stor energimængde til for at nå brudgrænsen. I denne materialeegenskab<br />
ligger der en vigtig sikkerhedsmargin over for et totalt<br />
brud, en margin der ikke markerer sig, hvis man nøjes med at<br />
aflæse y-koordinaten for henholdsvis <strong>belastnings</strong>grænse <strong>og</strong> brudstyrke.<br />
Kollagene væv er effektive på den måde, at de er seje, <strong>og</strong><br />
at de kan rumme megen elastisk energi, men <strong>deres</strong> egenskaber<br />
er tidsafhængige, hvilket viser sig ved øgende stivhed <strong>og</strong> spænding<br />
ved øgende udspændingshastighed (fig. 3), samt ved <strong>deres</strong><br />
tilbøjelighed til at stressrelaksere <strong>og</strong> krybe ved længerevarende<br />
udspændinger (15).<br />
▲<br />
13<br />
Spænding<br />
Deformation<br />
Figur 2. Spændings-deformationskurve<br />
for ligament.<br />
Belastningsgrænse <strong>og</strong> brudgrænse<br />
er markerede.<br />
Spænding<br />
▲<br />
C B<br />
A<br />
Deformation<br />
Figur 3. Spændings-deformationskurve<br />
for ligament<br />
visende viskøse egenskaber.<br />
Stivhed <strong>og</strong> styrke tiltager<br />
ved stigende deformationshastighed<br />
fra A til C.<br />
▲<br />
▲
▲<br />
Spænding<br />
Tid<br />
Figur 4. Stressrelaksationskurve<br />
for ligament. Deformationen<br />
holdes konstant.<br />
Deformation<br />
▲<br />
14<br />
Figur 5. Krybningskurve for<br />
ligament. Spændingen holdes<br />
konstant.<br />
▲<br />
▲<br />
Tid<br />
<strong>Støttevævene</strong> <strong>og</strong> <strong>deres</strong><br />
<strong>belastnings</strong><strong>tolerance</strong><br />
Stressrelaksation er det fænomen, at den efter en bestemt<br />
deformation opnåede spænding i et viskoelastisk væv henfalder<br />
eksponentielt med tiden (fig. 4). I forsøg med fingersener har vi<br />
fx efter 20 s fundet en relaksation på 20%. Krybning (creep) er<br />
det tilhørende fænomen, at hvis spændingen over materialet holdes<br />
konstant, vil det forlænges eksponentielt ud over den i første<br />
omgang opnåede deformation (fig. 5) (18). Begge fænomener er<br />
almindeligt kendte jf strengeinstrumenter, der skal stemmes jævnligt,<br />
<strong>og</strong> et gammelt tag, der synker på midten.<br />
Ved en elastisk deformation tabes altid en vis del af den tilførte<br />
energi. Tabet kaldes hysterese <strong>og</strong> er for kollagene ligamenter i<br />
størrelsesordenen 20%.<br />
Elastinfibre<br />
Elastin findes som fibre <strong>og</strong> membraner i arterier, i lunger, i læderhuden<br />
<strong>og</strong> i ligamenter. Der findes kun få af de i anatomien<br />
benævnte ligamenter, som har overvægt af elastinfibre, således<br />
kun ligamenta flava, som indgår i bagvæggen af rygmarvskanalen<br />
i rygsøjlen, <strong>og</strong> et område i stemmebåndet (ligamentum vocalis).<br />
Mekanisk adskiller elastin sig fra kollagen ved at have en<br />
strækbarhed på op til 80-100%, ved at have en elastisk stivhed på<br />
kun 0,4 MPa, <strong>og</strong> ved kun at rumme en beskeden mængde elastisk<br />
energi (fig. 6). Hertil kommer, at elastinfibrenes tidsafhængighed<br />
er mindre, dvs de udviser ringe stressrelaksation <strong>og</strong><br />
hysterese (11, 22, 24, 26).<br />
Spænding<br />
▲<br />
·<br />
8<br />
Koll.<br />
Figur 6. Spændings-deformationskurve for kollagen- <strong>og</strong> elastinligament.<br />
·<br />
80<br />
El.<br />
Deformation (%)<br />
▲
Vand fungerer som nødvendig “plasticiser” for elastin-fibrillerne,<br />
<strong>og</strong> <strong>deres</strong> elastiske egenskaber påvirkes derfor stærkt af en evt<br />
dehydrering af organismen. Det afspejler sig eksempelvis i<br />
hudens spænding (turgor), som derfor bliver af betydning for<br />
bedømmelsen af en sådan tilstand (17).<br />
Elastinfibre er i organismen altid sikrede mod overstrækning af<br />
kollagene fibre, som i de nævnte ligamenter ligger i så store bugter,<br />
at de først anspændes ved 50-80% forlængelse af det samlede<br />
ligament.<br />
Bindevæv - løst <strong>og</strong> fast<br />
Bindevæv forekommer i en løs <strong>og</strong> en fast form afhængigt af den<br />
indbyrdes mængde af grundsubstans <strong>og</strong> fibre. Løst bindevæv findes<br />
især som fedtholdigt pakkemateriale i kropshulerne, som<br />
bevægelige vævsområder i <strong>og</strong> omkring leddene med indflydelse<br />
på disses passive stivhed, <strong>og</strong> som fokusområder ved en række<br />
gigtsygdomme.<br />
Fast bindevæv har et højt indhold af fibre. Disse kan være<br />
organiserede i et tre-dimensionalt fletværk som fx i læderhuden,<br />
eller mere eller mindre parallelt som i sener, fascier <strong>og</strong> ligamenter.<br />
Den pågældende strukturs samlede elastiske stivhed er i høj<br />
grad afhængig af fibrenes sammensætning <strong>og</strong> retningsmæssige<br />
organisation. Senevæv, som det mest organiserede <strong>og</strong> rene kollagene<br />
væv, har som nævnt en stivhed på omkring én GPa <strong>og</strong> en<br />
trækstyrke på 6-8.000 N . cm -2. Det sidste svarer til, at Akillessenen,<br />
som har et tværsnit på knap en cm 2, kan tåle 6-700 kg træk.<br />
Bruskvæv - en sump af bundet vand<br />
<strong>Støttevævene</strong> <strong>og</strong> <strong>deres</strong><br />
<strong>belastnings</strong><strong>tolerance</strong><br />
Hyalin brusk optræder tidligt i føtallivet som det første skelet.<br />
Brusk er et simpelt materiale forstået på den måde, at det kan<br />
vokse interstitielt ved celledeling <strong>og</strong> øgning af grundsubstansen.<br />
Det skal ikke først nedbrydes <strong>og</strong> nydannes, som fx kn<strong>og</strong>levæv<br />
skal. Brusk er derfor et velegnet voksemedie, <strong>og</strong> dette udnyttes<br />
både ved fosterets vækst <strong>og</strong> ved den postnatale længdevækst i<br />
epifyseskiverne.<br />
Brusk er som de andre støttevæv et komposit materiale, der i<br />
sin hyaline form består af 70-75% vand, 15-20% kollagen (type 2)<br />
<strong>og</strong> 2-10% prote<strong>og</strong>lykaner foruden enkelte andre bestanddele.<br />
Prote<strong>og</strong>lykanerne er kæmpemolekyler, som med en højt organiseret<br />
overflade af elektronegativitet er i stand til at binde de store<br />
mængder vand. Frastødning mellem de elektronegative overflader<br />
giver materialet en del af dets stivhed, der derfor øges i takt<br />
15
16<br />
<strong>Støttevævene</strong> <strong>og</strong> <strong>deres</strong><br />
<strong>belastnings</strong><strong>tolerance</strong><br />
med, at vandet under en kompression presses ud af brusken, <strong>og</strong><br />
de ladede overflader derved nærmer sig hinanden. Osmotiske<br />
kræfter giver yderligere materialet en tendens til at svulme op (7).<br />
Grundsubstansen er bundet <strong>og</strong> forstærket af et netværk af kollagene<br />
fibre, der i ledbrusk har et bueformet forløb fra <strong>deres</strong> forankring<br />
i den lednære kn<strong>og</strong>le til ledoverfladen, hvor fibrene<br />
kommer til at ligge tangentielt. Bruskens trækstyrke sikres herved.<br />
Ved belastning kan ledbrusk deformeres op til 50% af den<br />
oprindelige tykkelse. Under deformationen strækkes de kollagene<br />
fibre, det interstitielle tryk stiger, <strong>og</strong> grundsubstansens vand<br />
presses ud som af en sump, alt sammen d<strong>og</strong> i en elastisk, reversibel<br />
proces. Den store eftergivelighed (compliance) forhindrer, at<br />
kar <strong>og</strong> nerver kan eksistere i vævet. Materialet er derfor henvist<br />
til at ernære sig ved diffusion fra omgivelserne <strong>og</strong> ved den<br />
væsketransport, der fremkommer som resultat af bevægelser <strong>og</strong><br />
det osmotiske tryk. Varieret belastning dagen igennem er en<br />
betingelse for bruskens rette ernæring <strong>og</strong> funktion.<br />
Kn<strong>og</strong>levæv – et retnings-, steds- <strong>og</strong> tidsafhængigt materiale<br />
Kn<strong>og</strong>levæv er et elastisk faststof med stor materialestyrke <strong>og</strong> stor<br />
stivhed. Som en første tilnærmelse kan følgende værdier angives<br />
for frisk, ikke-tørret, human substantia compacta:<br />
Kompression Styrke 20.000 N·cm -2<br />
Eftergivelighed 1-2%<br />
Elastisk stivhed 20 GPa<br />
Tension Styrke 14.000 N·cm -2<br />
Eftergivelighed 0,7-3%<br />
Elastisk stivhed 17 GPa<br />
Tabel 1. Materialestyrke for longitudinel belastning af kompakt kn<strong>og</strong>levæv.<br />
Kn<strong>og</strong>levæv er imidlertid et anisotropt <strong>og</strong> inhom<strong>og</strong>ent materiale<br />
(anisotropt: forskellige egenskaber i forskellige retninger, inhom<strong>og</strong>ent:<br />
uensartet sammmensat). De anførte værdier gælder således<br />
kun for longitudinel belastning af kompakt væv. Ved transverselle<br />
belastninger <strong>og</strong> over for torsioner udviser kn<strong>og</strong>levæv<br />
mindre <strong>tolerance</strong>r. Materialet er yderligere viskoelastisk <strong>og</strong><br />
trætbart, værdierne er derfor <strong>og</strong>så afhængige af <strong>belastnings</strong>hastighed<br />
<strong>og</strong> de umidddelbart forudgående belastningers art <strong>og</strong> antal,
herunder evt vibrationer. Endelig er værdierne afhængige af<br />
mineraliseringsgraden, som igen er afhængig af køn, alder <strong>og</strong><br />
gennemsnitligt <strong>belastnings</strong>niveau (10, 31).<br />
Inhom<strong>og</strong>enitet findes både i det makroskopiske <strong>og</strong> det mikroskopiske<br />
område. Makroskopisk ved at kn<strong>og</strong>levæv forekommer i<br />
en kompakt <strong>og</strong> en spongiøs form, endda med forskellige grader<br />
af porositet. Inden for det kompakte væv er der osteoner (Haverske<br />
systemer) <strong>og</strong> områder af interstitielle lameller af forskellig<br />
alder <strong>og</strong> med forskellig mineraliseringsgrad. Endelig er materialet<br />
i det mikroskopiske område sammensat af to faser: de hårde<br />
hydroxyapatitkrystaller <strong>og</strong> de bløde kollagene fibre.<br />
For spongiøst kn<strong>og</strong>levæv, som fx træffes i enderne af rørkn<strong>og</strong>lerne<br />
<strong>og</strong> i hvirvellegemerne, findes, at styrken <strong>og</strong> stivheden er<br />
proportional med kn<strong>og</strong>ledensiteten i henholdsvis anden <strong>og</strong> tredje<br />
potens (8, 10). Brudrisikoen stiger derfor afgørende ved aftagende<br />
mineraliseringsgrad. Kn<strong>og</strong>lemineralindholdet er et tilgængeligt<br />
mål for densiteten hos levende <strong>og</strong> er dermed en parameter for<br />
brudrisiko. Måling af mineraliseringsgraden hos postmenopausale<br />
kvinder er aktuel for en vurdering af denne risiko.<br />
<strong>Støttevævene</strong>s funktion i organismen<br />
Ligamenter - belastning <strong>og</strong> mekanoreception<br />
<strong>Støttevævene</strong> <strong>og</strong> <strong>deres</strong><br />
<strong>belastnings</strong><strong>tolerance</strong><br />
Ligamenter forekommer som selvstændige strukturer <strong>og</strong> som forstærkninger<br />
i ledkapsler. Det er vigtigt at gøre sig klart, at en forstærkning<br />
af et ledkapselområde kan have to funktioner: en<br />
mekanisk <strong>og</strong> en mekanoreceptorisk, <strong>og</strong> i visse tilfælde synes det<br />
at være den sidste, der er den egentlige funktion. Ligamenter er<br />
til denne funktion udstyrede med spændingsreceptorer, der udviser<br />
forskel både i tærskelværdi <strong>og</strong> i den hastighed, hvormed de<br />
adapterer sig til konstante spændinger. Centralnervesystemet kan<br />
gennem disse receptorer følge leddenes stilling, <strong>deres</strong> bevægelsesretning<br />
<strong>og</strong> -hastighed, <strong>og</strong> afstand til en yderstilling (19).<br />
En forstærkning bestående af et øget antal fibre <strong>og</strong>/eller en<br />
øgning af de eksisterende fibres tykkelse vil medføre øget styrke,<br />
øget stivhed <strong>og</strong> øget kapacitet til at rumme elastisk energi. Det er<br />
den mekaniske del.<br />
For de ligamenter, hvor deformationen er den primære variable<br />
<strong>og</strong> spændingen den afledede variable (ut tensio sic vis), vil en<br />
øget stivhed alt andet lige give et øget spændingsområde <strong>og</strong> dermed<br />
en bedring af signalforholdet <strong>og</strong> mulighed for finere diffe-<br />
17
Spænding<br />
▲<br />
2.<br />
18<br />
forstærket<br />
normalt<br />
skadet<br />
1.<br />
Deformation<br />
Figur 7. Spændings-deformationskurve<br />
for forstærket,<br />
normalt <strong>og</strong> skadet ligament.<br />
Ved samme deformation<br />
(1) vil det forstærkede<br />
ligament kunne give en forstærket<br />
<strong>og</strong> mere differentieret<br />
spændingsregistrering til<br />
centralnervesystemet. Ved<br />
pludselig overgang fra normalt<br />
til skadet ligament vil<br />
spændingen <strong>og</strong> spændingsregistreringen<br />
ved samme<br />
deformation blive reduceret,<br />
<strong>og</strong> centralnervesystemet,<br />
som i begyndelsen er<br />
uvidende om de ændrede<br />
mekaniske forhold, vil<br />
undervurdere (2) den faktiske<br />
deformation <strong>og</strong> dermed<br />
den faktiske ledstilling.<br />
▲<br />
<strong>Støttevævene</strong> <strong>og</strong> <strong>deres</strong><br />
<strong>belastnings</strong><strong>tolerance</strong><br />
rentiering i perceptionen (fig. 7). Eksempelvis vil et kollateralt ligament<br />
i ankelleddet blive deformeret afhængigt af dets akseafstand<br />
<strong>og</strong> af leddets vinkelbevægelse, <strong>og</strong> den opnåede spænding<br />
<strong>og</strong> dermed mekanoreception vil blive afledt heraf. Hvis mekanoreceptionen<br />
kunne tænkes at være den egentlige funktion fx for<br />
lig. talofibulare anterius, som er det hyppigst skadede (forstuvede)<br />
<strong>og</strong> hyppigst behandlede ligament i ankelledskomplekset, så<br />
bliver det mindre mærkeligt, at ligamentets maksimale styrke kun<br />
ligger på omkring 20 kg (2, 28), mens belastningen på ankelleddet<br />
løber op til 4-6 gange legemsvægten, altså 3-400 kg. Mekanisk<br />
synes ligamentet helt utilstrækkeligt til at modstå denne<br />
belastning, <strong>og</strong> dets rolle kan bedst forstås, hvis dets elastiske stivhed<br />
er reguleret <strong>og</strong> bestemt af hensynet til differentieret mekanoreception.<br />
På samme måde vil det primære i skaden kunne forstås som en<br />
reduktion i stivheden med forstyrret mekanoreception til følge i<br />
stedet for en løshed eller anden mekanisk defekt (fig. 7). Og det<br />
ville give proprioceptiv træning en større plads i behandlingen<br />
(32).<br />
Muskelsener - modifikation af effektydelsen<br />
Musklerne fungerer i den levende organisme som bevægeapparatets<br />
fjedre, støddæmpere <strong>og</strong> effektgeneratorer, <strong>og</strong> senerne har en<br />
vigtig rolle i alle tre funktioner (9, 27).<br />
Nyttevirkningen for en isoleret muskel, dvs den del af den i<br />
musklen omsatte kemiske energi der bliver til mekanisk arbejde,<br />
angives at være 25-30%. Alligevel kan man ved spring <strong>og</strong> løb<br />
registrere nyttevirkninger på over 50%. Fænomenet forklares ved,<br />
at musklerne <strong>og</strong> især muskelsenerne er elastiske, <strong>og</strong> at n<strong>og</strong>et af<br />
det forudgående nedsprings energi optages som elastisk energi<br />
<strong>og</strong> genbruges i opspringet (fjedervirkning). Maksimering af nyttevirkningen<br />
ved personlig udvælgelse på baggrund af det kollagene<br />
vævs sammensætning <strong>og</strong> ved specifik træning, samt ved koordinering<br />
med materialeegenskaber i sko <strong>og</strong> underlag står i fokus i<br />
megen sportsbiomekanisk forskning.<br />
Organismens samlede effektydelse (power), der jo er mekanisk<br />
energi omsat pr tidsenhed <strong>og</strong> derfor måles i N · m · s -1, kan øges<br />
ved at øge brøkens tæller dvs øge den tilførte mekaniske energi,<br />
<strong>og</strong>/eller ved at reducere nævneren, tiden. En betragtelig effektforstærkning<br />
(poweramplification) opnås ofte ved at ændre tiden.<br />
Ved knæbøjningen i sidste skridt i indløbet til et højde- eller<br />
længdespring lægges der således elastisk energi ind i lårets store<br />
sener dels ved konvertering af løberens kinetiske energi <strong>og</strong> dels<br />
ved samtidig kontraktion af musklerne. Processen tager 4-500 ms,
mens udløsningen i afsættet kun tager omkring 100 ms (16). Det<br />
er senernes fordel, at de kan aflevere energien hurtigere end<br />
musklerne kan, <strong>og</strong> at der ved den midlertidige deponering af<br />
energien i senerne <strong>og</strong> efterfølgende hastige udløsning kan opnås<br />
den ønskede effektforstærkning. Ved forsøg med m.plantaris<br />
senen hos mennesker fandt vi, at der ved en sådan tidsreduktion<br />
er teoretisk mulighed for op til en 10 ganges forstærkning (29).<br />
Princippet er det samme som i en fiskestang, hvis virkning ligger<br />
i, at der i den sidste del af tilbagesvinget tilføres energi fra<br />
begge ender af stangen, <strong>og</strong> at energien derefter udløses på ganske<br />
kort tid i et svirp fremad. Ligesom i bevægeapparatet er<br />
timingen afgørende for effekten.<br />
I løft med et ryk bruges kroppens elastiske områder inkl. den i<br />
bughulen indesluttede luft til på lignende vis at opnå en effektforstærkning.<br />
Risikoen ved de således frembragte store, om end<br />
kortvarige effektydelser er, at de belaster <strong>og</strong> evt overbelaster de<br />
bærende strukturer i <strong>og</strong> omkring leddene <strong>og</strong> i rygsøjlen. Det<br />
tager lang tid (måske år) at opbygge støttevævene til de ydelser,<br />
der er aktuelle i visse dele af arbejdslivet, <strong>og</strong> det kræver fortsat<br />
træning at vedligeholde vævene i denne tilstand. Arbejdslivet<br />
burde i høj grad interessere sig for de principper <strong>og</strong> krav til<br />
træning, som er udviklet for sportsydelser.<br />
Støddæmpning (effektreduktion) er på sammme måde en vigtig<br />
del af bevægeapparatets funktion, både ved store amplituder som<br />
ved nedspring <strong>og</strong> ved små amplituder som ved vibrationer. Energien<br />
tages hovedsagelig ud via muskelfibrene, mens senerne,<br />
som ligger i serie med muskelfibrene, virker som midlertidige<br />
depoter ved de hastige ændringer.<br />
Ægte led - gnidningsfri præcisionsbevægelse<br />
<strong>Støttevævene</strong> <strong>og</strong> <strong>deres</strong><br />
<strong>belastnings</strong><strong>tolerance</strong><br />
De ægte led skal sikre organismen en gnidningsfri, mekanisk stabil<br />
bevægelighed med en høj grad af geometrisk præcision <strong>og</strong><br />
med et for belastningen passende kontaktareal.<br />
Præcisionen opnås, ved at ledfladerne har en vis dimension,<br />
således at bevægebaner <strong>og</strong> geometriske omdrejningsakser kan<br />
være tilpas veldefinerede. Leddene kan desuden være forsynede<br />
med ossøse føringskamme <strong>og</strong> styrekulisser samt ledbånd <strong>og</strong> kapselforstærkninger<br />
til sikring <strong>og</strong> begrænsning af bevægelserne.<br />
Væsentlig for stabiliteten er desuden den mekanoreception,<br />
som holder nervesystemet underrettet om hastigheder, bevægelsesretning<br />
<strong>og</strong> afstand til yderstillinger <strong>og</strong> dermed om behovet for<br />
støtte <strong>og</strong> korrektion fra musklernes side. Uden en løbende klarmelding<br />
fra mekanoreceptionen kan leddene i realiteten ikke<br />
belastes, hvilket man tydeligt ser ved ledbåndsskader i knæet.<br />
19
▲<br />
Spænding<br />
20<br />
Deformation<br />
Figur 8. Ved konstant<br />
spænding øges den optagne<br />
elastiske energi med<br />
aftagende elastisk stivhed.<br />
▲<br />
<strong>Støttevævene</strong> <strong>og</strong> <strong>deres</strong><br />
<strong>belastnings</strong><strong>tolerance</strong><br />
Friktionen i leddet er afhængig af synovialvæsken <strong>og</strong> specielt<br />
dennes indhold af hyaluronsyre. Synovialvæsken dannes af ledkapslernes<br />
karrige synovialmembran.<br />
Kontrol af slid <strong>og</strong> gnidningsmodstand i et led, der alternerer i<br />
sin bevægelsesretning <strong>og</strong> snart belastes statisk <strong>og</strong> snart under<br />
relativt stor bevægelseshastighed, er kendt som et stort problem i<br />
maskinkonstruktioner. I organismen er det løst ved forskellige<br />
principper eller metoder, som dominerer alt efter den øjeblikkelige<br />
opgave. Ved statisk belastning beskyttes overfladerne af en<br />
såkaldt grænselags-smøring fremkaldt af et molekylært lag af<br />
glycoproteiner adsorberet til ledoverfladerne. I dynamiske situationer,<br />
hvor der er en evt hastig bevægelse mellem ledfladerne,<br />
fanges den viskøse ledvæske som et smøringsmedie mellem de<br />
bærende flader <strong>og</strong> holder disse adskilte (oliebad eller hydrodynamisk<br />
smøring) (20).<br />
Endelig kan de biol<strong>og</strong>iske led udnytte den vævsvæske, der<br />
under belastningen presses ud af brusken, til yderligere at holde<br />
ledfladerne adskilte. Tilsammen opnås en smøringsgrad eller friktionskoefficient<br />
i de biol<strong>og</strong>iske led, som er en til to størrelsesordner<br />
bedre end forholdene i tekniske led <strong>og</strong> kuglelejer (20).<br />
Temperaturen, som er afgørende for smørende væskers viskositet,<br />
holdes rimeligt konstant <strong>og</strong>så ude i de store ekstremitetsled,<br />
som ellers er ret kuldeeksponerede, idet de er uden dække af<br />
varmende muskler <strong>og</strong> isolerende fedt. Temperaturbeskyttelsen<br />
sker ved et netværk af små arterier, som findes uden på ledkapslerne<br />
netop omkring ekstremitetsleddene, <strong>og</strong> som ved reguleret<br />
gennemblødning efter behov etablerer en slags varmekappe.<br />
Arbejdsbeklædning til kolde omgivelser kan passende indeholde<br />
speciel isolering omkring disse led.<br />
Skelettet - et kompromis i elastisk stivhed<br />
Rygsøjlen <strong>og</strong> de lange rørkn<strong>og</strong>ler belastes i en kombination af<br />
kompression, bøjning <strong>og</strong> torsion, <strong>og</strong> det giver strukturerne en<br />
elastisk instabilitet med risiko for udbøjningsbrud (buckling). Den<br />
kritiske faktor ved kompressionsbelastning af slanke søjler som<br />
de nævnte er ikke styrken, men materialets <strong>og</strong> strukturens samlede<br />
stivhed, som derfor søges så stor som muligt. Ved kollisioner<br />
med bøjning <strong>og</strong> torsion til følge er det imidlertid strukturens evne<br />
til at absorbere energi, der er det kritiske, <strong>og</strong> denne evne maksimeres<br />
for en given spænding ved aftagende stivhed, hvorved<br />
strukturen bliver mindre skør (fig. 8).<br />
For at skelettet kan udføre sine mangeartede funktioner som<br />
vægtstangsarme for musklerne, som bærer af tyngdekraft <strong>og</strong><br />
pludselige accelerationer samt som beskytter af de indre organer,
må det derfor fremstå med et <strong>belastnings</strong>afhængigt kompromis i<br />
sin elastiske stivhed. Kompromiset ændres d<strong>og</strong> med alderen,<br />
hvor kn<strong>og</strong>levæv efterhånden får øget stivhed <strong>og</strong> bliver skørt.<br />
Bevægeapparatet<br />
- en letvægtskonstruktion<br />
Masse er træghed i henseende til bevægelser <strong>og</strong> acceleration, <strong>og</strong><br />
for megen masse er således en negativ overlevelsesfaktor for de<br />
fleste organismer i frit liv. Bevægeapparatet er derfor udviklet<br />
som en letvægtskonstruktion med et i ethvert individ, patient,<br />
sportsperson eller arbejdstager <strong>og</strong> til enhver tid aktivt kompromis<br />
mellem tilstrækkelig masse (robusthed) <strong>og</strong> tilstrækkelig accelerationsevne.<br />
Ved ændret <strong>belastnings</strong>niveau ændrer støttevævene<br />
ligesom muskulaturen sig som oprindeligt udsagt i Wolff’s lov. I<br />
praksis er der d<strong>og</strong> betydelige forskelle på hastigheden i de enkelte<br />
vævs reaktioner. Ved øget træning øges således muskelstyrken<br />
sammen med konditallet i løbet af uger, mens kn<strong>og</strong>levæv, der<br />
først skal undergå en selektiv resorption, skal bruge 3-4 måneder,<br />
<strong>og</strong> de stofskiftemæssigt passive væv som sener <strong>og</strong> ligamenter<br />
behøver omkring et halvt år (4, 12, 35).<br />
Der er ikke ødslet med materialerne i bevægeapparatet, <strong>og</strong> som<br />
letvægtsstruktur er det karakteriseret ved sin evne til ved elastisk<br />
deformering at fordele de fysiske belastninger <strong>og</strong> undgå lokale<br />
overskridelser af <strong>belastnings</strong>grænserne. Da det er et levende<br />
system, kan det yderligere ved centralnervesystemets styring<br />
aktivt fordele en belastning i tid <strong>og</strong> rum.<br />
Bevægeapparatets strukturelle enheder som ryg, bækken <strong>og</strong><br />
fod deformeres efter en eksponentiel kurve (fig. 9), dvs under tiltagende<br />
stivhed. Enhederne synes som funktionsbetingelse at<br />
have en yderstilling, hvorudover <strong>deres</strong> ledkapsler, kar <strong>og</strong> nerver<br />
ikke tåler at blive strakt yderligere. Dette opnås, ved at strukturernes<br />
ligamenter indgår i et kontinuum, hvor flere <strong>og</strong> flere ligamenter<br />
<strong>og</strong> fibre inddrages under bevægelsen <strong>og</strong> derved øger den<br />
elastiske stivhed. Eksempelvis deformeres fodbuen ved belastning,<br />
men aldrig så meget, at man retter den ud <strong>og</strong> træder direkte<br />
ned på underlaget med svangen.<br />
Bevægemodus <strong>og</strong> <strong>belastnings</strong>modus<br />
<strong>Støttevævene</strong> <strong>og</strong> <strong>deres</strong><br />
<strong>belastnings</strong><strong>tolerance</strong><br />
En søjle, eksempelvis rygsøjlen, kan pålægges en belastende<br />
21
22<br />
Figur 9. Spændings-deformationskurver<br />
målt ved<br />
belastning af 5 forskellige<br />
præparater af fodbuer (F.<br />
Bojsen-Møller).<br />
Figur 10. Stress-fordelingen<br />
i en søjle ved central <strong>og</strong><br />
ved asymmetrisk belastning.<br />
<strong>Støttevævene</strong> <strong>og</strong> <strong>deres</strong><br />
<strong>belastnings</strong><strong>tolerance</strong><br />
1000 ·<br />
500 ·<br />
0 · .<br />
0<br />
Spænding<br />
(N)<br />
▲<br />
.<br />
1<br />
Deformation (mm)<br />
kraft, som måles i Newton. Nede i søjlen fordeles kraften over et<br />
areal, <strong>og</strong> hvis den applicerede kraft er nøje centreret, vil den fordeles<br />
ligeligt i et hvilket som helst tænkt eller reelt tværsnit (fig.<br />
10) (23). Belastningen skal her udtrykkes i N · cm -2 . En asymmetrisk<br />
appliceret kraft vil fordeles ujævnt <strong>og</strong> kan, hvis den angriber<br />
søjlen helt ude i periferien, endda fremkalde trækkræfter på den<br />
modsatte side <strong>og</strong> give tendens til en såkaldt udbøjningskollaps<br />
(fig. 10). Yderligere kan <strong>tolerance</strong>n blive overskredet lokalt med<br />
et vævsbrud til følge.<br />
De mere belastede dele i kroppen kan efter behov omstilles fra<br />
bevægelighed <strong>og</strong> eftergivelighed til stabilitet <strong>og</strong> stivhed. Ryggen<br />
holdes normalt S-formet krummet med lordoser <strong>og</strong> kyfoser, <strong>og</strong><br />
dette giver en for de fleste formål tilstrækkelig stivhed kombineret<br />
med evnen til fjedren <strong>og</strong> bevægelighed. Hvis en mekanisk Sformet<br />
søjle belastes, vil krumningerne øges, <strong>og</strong> der vil opstå<br />
lokale koncentrationer af tryk- <strong>og</strong> trækkræfter på henholdsvis de<br />
konkave <strong>og</strong> de konvekse sider. Ved at rette søjlen ud under<br />
belastningen opgives for en stund en del af de fjedrende egenskaber,<br />
til gengæld kan en jævn fordeling af trykkræfterne <strong>og</strong> en<br />
betydelig øgning af udbøjnings<strong>tolerance</strong>n opnås (fig. 11). Det<br />
sidste sker <strong>og</strong>så på grund af den samtidige opspænding af ligamenter<br />
<strong>og</strong> fascier på bagsiden (5). Vi kalder det at skifte fra<br />
bevægemodus til <strong>belastnings</strong>- eller løftemodus, <strong>og</strong> lignende<br />
1<br />
2<br />
3<br />
4<br />
5<br />
.<br />
2<br />
▲
omstillinger synes at kunne foregå i bækken <strong>og</strong> sacroiliacaleddet.<br />
Strategien for at undgå en skade ved longitudinel belastning af<br />
en søjle vil derfor gå ud på at skabe en så vidt muligt lige søjle<br />
<strong>og</strong> at centrere den af ydre byrde <strong>og</strong> egne posturale muskler<br />
resulterende kraftvektor bedst muligt. Det kan forventes, at der er<br />
store interindividuelle forskelle i nøjagtigheden, hvormed dette<br />
udføres, <strong>og</strong> derfor <strong>og</strong>så store forskelle i antallet af mindre <strong>og</strong><br />
større <strong>belastnings</strong>skader.<br />
Graden af foroverfældning af rygsøjlen i løftemodus bestemmes<br />
af projektionen af det samlede tyngdepunkt for krop, hoved,<br />
arme <strong>og</strong> ydre byrde. Hvis tyngdepunktet projiceres ned gennem<br />
midten af femur (fig. 12), vil momentbelastningen af hofte <strong>og</strong><br />
knæ være ensartet, <strong>og</strong> leddenes muskler kan udnyttes ligeligt.<br />
Yderligere foroverfældning vil aflaste knæene <strong>og</strong> belaste hofteleddet,<br />
mens en mere oprejst stilling vil aflaste hofteleddene <strong>og</strong><br />
belaste knæene.<br />
Kollisioner<br />
<strong>Støttevævene</strong> <strong>og</strong> <strong>deres</strong><br />
<strong>belastnings</strong><strong>tolerance</strong><br />
Figur 11. Røntgenbillede af normal rygsøjle. Ved drejning af bækkenet kan lændelordosen<br />
udrettes, <strong>og</strong> belastningen kan fordeles jævnt over de parallelt liggende<br />
endeflader af hvirvellegemerne.<br />
En kollision, et stød eller et slag er en kortvarig begivenhed, hvor<br />
en energimængde inden for den givne tid overføres fra et legeme<br />
til et andet eller fra en indre struktur til en anden. Under den til-<br />
23<br />
X<br />
X<br />
Tk<br />
▼<br />
Figur 12. I løftemodus skal<br />
lænderyggen rettes ud <strong>og</strong><br />
kroppen fældes så meget<br />
forover, at projektionen af<br />
det samlede tyngdepunkt<br />
(T k ) for krop <strong>og</strong> ydre byrde<br />
rammer midt imellem<br />
hofteled <strong>og</strong> knæled.
24<br />
<strong>Støttevævene</strong> <strong>og</strong> <strong>deres</strong><br />
<strong>belastnings</strong><strong>tolerance</strong><br />
hørende deformation må materialets molekyler ændre position i<br />
forhold til hinanden. Under ideelt elastiske forhold (som kun findes<br />
tilnærmet) er dette tidsuafhængigt, der er ingen tøven. I biol<strong>og</strong>iske<br />
materialer er det imidlertid en tidskrævende proces, hvorunder<br />
energi dissiperes som varme. Viskositeten viser sig her<br />
ved, at materialets modstand mod deformationen øges med<br />
øgende deformationshastighed. For disse materialer er afpasningen<br />
af energitilvæksten pr tidsenhed (de/dt) efter materialeegenskaberne<br />
derfor afgørende for udfaldet af en kollision.<br />
Små <strong>og</strong> store kollisioner forekommer i mange af livets forhold,<br />
<strong>og</strong> hvis de implicerede strukturer som nævnt er i stand til at optage<br />
den givne energimængde på den givne tid, vil begivenhederne<br />
opfattes som trivielle <strong>og</strong> hurtigt være glemte. I modsat fald<br />
optræder skader i makro- eller mikroområdet.<br />
Kortvarigheden må for levende organismer defineres både over<br />
for <strong>deres</strong> materialeegenskaber <strong>og</strong> over for centralnervesystemets<br />
reaktionstid. I praksis skal kollisionen være omkring 100 ms eller<br />
derunder for at være kortvarig.<br />
Ved en kollision afgives en energimængde ikke alene i et vist<br />
tidsrum, men <strong>og</strong>så over et bestemt areal (effektydelse pr areal,<br />
enhed: N · m · s -1 · cm -2). For at afbøde virkningen på bevægeapparatet<br />
må organismen for det første forsøge at kontrollere energimængden.<br />
For det andet må den gennem langvarig fysisk<br />
træning have opnået en passende kombination af strukturstivhed<br />
<strong>og</strong> styrke, så arealet under spændings-deformationskurven, dvs<br />
den maksimalt optagelige energi, bliver stort nok. For det tredje<br />
må den øge kollisionstiden mest muligt ved deformering <strong>og</strong>/eller<br />
ved at møde den ydre påvirkning tidligt <strong>og</strong> følge den længst<br />
muligt, eksempelvis som når man griber en bold eller afbøder et<br />
fald. Endelig må den maksimere det ydre <strong>og</strong> indre areal af overførende<br />
<strong>og</strong> bærende strukturer, for lænderygsøjlen fx ved udretning<br />
<strong>og</strong> ved nøje centrering af den resulterende <strong>belastnings</strong>vektor.<br />
Frakturmekanik<br />
En fraktur opstår, hvis spændingen i et materiale lokalt overstiger<br />
materialets indre kohæsion. Etablering af frakturflader er en energikrævende<br />
proces, <strong>og</strong> jo mere energi der er til rådighed, jo flere<br />
frakturflader kan der skabes, <strong>og</strong> jo mere splintret (komminut) bliver<br />
den endelige fraktur (1, 15, 18, 25).<br />
Brud deles i træthedsbrud, som udvikler sig over timer eller<br />
dage typisk i løbet af marchture eller distanceløb, <strong>og</strong> i de akutte<br />
brud, som igen kan deles i lav- <strong>og</strong> højenergibrud. Lavenergibrud<br />
kan fx opstå ved et vrid (skiløber), mens de mere energirige brud
ses ved trafikulykker <strong>og</strong> skudepisoder. Da bruddene oftest sker<br />
på betydeligt kortere tid end den forudgående elastiske deformering<br />
af kn<strong>og</strong>len, sker der en effektforstærkning ved udløsningen<br />
af den ophobede energi. Ved de energirige brud, hvor der tilmed<br />
er et stort overskud af energi, kan dette skabe en chokbølge i de<br />
omgivende bløddele med betydelige skader af disse til følge.<br />
Ved de helt energisvage brud, hvor der ikke tilføres tilstrækkelig<br />
energi, kan revneudviklingen gå i stå <strong>og</strong> de reparative processer<br />
få overtaget. Det sker netop ved den terapeutiske aflastning<br />
af et truende træthedsbrud.<br />
Som nævnt er kn<strong>og</strong>levæv to-faset. Ligesom i de moderne kompositte<br />
materialer som fx glasfiber-epoxyresin vil de blødere dele<br />
give sig, når spidsen af en frakturlinie når frem til et sådant område,<br />
<strong>og</strong> derved mindske eller ophæve den spændingskoncentration,<br />
der hele tiden befinder sig foran revnen. Frakturen bliver tilbøjelig<br />
til at gå i stå, <strong>og</strong> materialet kan betegnes som sejt. I glasfiberplader<br />
er det epoxyen, der er det bløde, afstressende materiale,<br />
mens det i kn<strong>og</strong>levæv er de eftergivelige, kollagene fibre.<br />
Mikrobrud er en relativt almindelig foreteelse i et normalt,<br />
aktivt liv. Bevægeapparatets sikkerhedsmargin er begrænset <strong>og</strong><br />
overskrides nu <strong>og</strong> da ved accidentelle hændelser, forventeligt<br />
især i arbejdsliv <strong>og</strong> sportsliv. Måske skal man se således på det,<br />
at de små overskridelser - uden at der forekommer ophobning af<br />
tilfælde - netop er de stimuli, der løbende justerer systemet, <strong>og</strong> at<br />
parathed <strong>og</strong> evne til at reparere <strong>og</strong> forstærke er en del af artens,<br />
slægtens <strong>og</strong> individets sundhed.<br />
Personligt sikkerhedsudstyr<br />
<strong>Støttevævene</strong> <strong>og</strong> <strong>deres</strong><br />
<strong>belastnings</strong><strong>tolerance</strong><br />
Sikkerhedsudstyr i denne sammenhæng er udstyr, der skal yde en<br />
mekanisk beskyttelse over for effektydelsen i slag, stød <strong>og</strong> vibrationer.<br />
Strategien må i princippet gå ud på at reducere energimængden<br />
<strong>og</strong>/eller øge kollisionstid <strong>og</strong> -areal. Ved vibrationer kan<br />
energien reduceres <strong>og</strong> desuden spredes over et større frekvensområde,<br />
så resonans undgås.<br />
En egentlig støddæmper, fx bestående af et stempel der<br />
bevæger sig i en væskefyldt cylinder, virker både ved at dissipere<br />
energien <strong>og</strong> ved at øge tiden. Kollisionsberedskabet i en moderne<br />
bil fungerer på lignende måde, ved at fronten under blivende<br />
deformation forbruger energien <strong>og</strong> øger kollisionstiden. En fjeder<br />
derimod, som skal genetablere sig efter kollisionen, virker ved at<br />
øge kollisionstiden, men vil i det efterfølgende tilbagespring på<br />
ny præstere en effektydelse <strong>og</strong> altså nok et stød.<br />
På lignende måde kan personligt sikkerhedsudstyr deles i<br />
udstyr, der fx ved knusning forbruger energien <strong>og</strong> derfor er et<br />
25
26<br />
<strong>Støttevævene</strong> <strong>og</strong> <strong>deres</strong><br />
<strong>belastnings</strong><strong>tolerance</strong><br />
éngangsudstyr beregnet til afværgning af en katastrofe, <strong>og</strong> i<br />
udstyr, der skal reducere utallige mindre påvirkninger <strong>og</strong> derfor<br />
fjederagtigt skal genetablere sin form.<br />
En styrthjelm er et eksempel på det første (21). Den består af<br />
en hård skal foret med et porøst materiale, som regel polystyrenskum.<br />
Skallen skal øge kollisionsarealet <strong>og</strong> forhindre en penetration,<br />
mens skummaterialet skal desintegreres <strong>og</strong> knuses under så<br />
stort et energiforbrug som muligt. Det sidste kræver til farten <strong>og</strong><br />
vægten individuelt afpassede materialeegenskaber, lagtykkelse <strong>og</strong><br />
porøsitet, <strong>og</strong> det er netop problemet ved standardiseret massefremstilling.<br />
Hvis porerne ved en kollision presses helt sammen,<br />
omdannes skummet pludseligt til et hårdt faststof, hvorved<br />
grænsen for virkningen sættes (14 pp 120-168 <strong>og</strong> pp 212-240).<br />
Hælmaterialet i en løbesko er et eksempel på en støddæmper,<br />
der skal genetablere sig efter hvert hælnedslag. Hvis der er tale<br />
om et skummateriale, vil det i længden tabe sine egenskaber <strong>og</strong><br />
specielt sin stivhed.<br />
Nedslidning<br />
Hermed kan vi diskutere det paradoksale i, at fysisk belastning i<br />
almindelighed <strong>og</strong> i motionssport i særdeleshed fører til opbygning<br />
af støttevævene <strong>og</strong> musklerne, mens fysisk belastning i<br />
andre situationer, typisk i arbejdslivet, kan føre til nedslidning<br />
(4). På det cellulære plan kan der jo ikke skelnes mellem de to<br />
former for belastning, medmindre der her i mikroområdet forekommer<br />
en ophobning af situationer, hvor effektydelsen (N · m ·<br />
s -1 · cm -2 ) gennem upræcis styring af stressfordeling <strong>og</strong> kollisionstid<br />
overskrider de lokale <strong>tolerance</strong>r.<br />
Det er centralnervesystemets opgave at gennemføre den løbende<br />
styring, <strong>og</strong> det har hertil dels en erfaring, hvorfra det kan anticipere<br />
en begivenhed <strong>og</strong> en passende reaktion, <strong>og</strong> dels en<br />
mekanoreception som konstant overvågning. Musklerne er udstyrede<br />
med længde- <strong>og</strong> spændingsreceptorer, <strong>og</strong> sammen med nervesystemets<br />
mulighed for tidsmæssig registrering giver dette netop<br />
de tre parametre, som vi kender fra en moderne materialeafprøvningsmaskine,<br />
<strong>og</strong> som er nødvendige for at følge med i<br />
effektydelsen.<br />
Øget reaktionstid eller bare nedsat præcision i nervesystemets<br />
selvovervågning <strong>og</strong> motorik forårsaget af træthed, monotoni,<br />
påvirkning af alkohol eller psykofarmaka mv kan så tænkes at<br />
være årsag til gentagne mikrotraumer med nedslidning i det lange<br />
løb til følge.<br />
Sportssituationen adskiller sig ofte herfra ved at være et tidspunkt<br />
med øget overvågning <strong>og</strong> mulighed for at afpasse effekty-
delse efter <strong>tolerance</strong>n. Ved overtræning <strong>og</strong> fejlagtig træning kan<br />
det d<strong>og</strong> <strong>og</strong>så gå galt her.<br />
Fire tidsdomæner<br />
<strong>Støttevævene</strong> <strong>og</strong> <strong>deres</strong><br />
<strong>belastnings</strong><strong>tolerance</strong><br />
Organismens reaktion <strong>og</strong> mulighed for at afbøde virkningen af en<br />
belastning varierer med begivenhedens hastighed. I hvert fald<br />
kan fire tidsdomæner nævnes:<br />
1. Under 100 ms: organismen afhænger af sine materialers <strong>og</strong><br />
strukturers indbyggede kapacitet over for en pludselig energitilvækst,<br />
en de · dt -1. Nervesystemet kan d<strong>og</strong> evt anticipere<br />
begivenheden.<br />
2. Fra 100 ms - n<strong>og</strong>le sekunder: nervesystemet kan nå at reagere<br />
<strong>og</strong> øge kollisionstid <strong>og</strong> -areal <strong>og</strong> derved nedsætte effektydelsen.<br />
3. Minutter - timer: træthed udvikler sig i muskler <strong>og</strong> i materialer,<br />
så <strong>tolerance</strong>n reduceres, <strong>og</strong> psykisk, så koordinationen bliver<br />
upræcis. Kredsløbet belastes.<br />
4. Uger - måneder: nervesystemet indlærer, <strong>og</strong> motorikken bedres,<br />
konditionen øges, bevægeapparatets celler reagerer <strong>og</strong><br />
opbygger vævene.<br />
En arbejdsinstruktion <strong>og</strong> et handlingspr<strong>og</strong>ram til nedbringelse af<br />
skader <strong>og</strong> overbelastning af bevægeapparatet må for det første<br />
sikre en grundkondition af styrke, hurtighed <strong>og</strong> udholdenhed, for<br />
det andet må selvovervågningen trænes ved at rette opmærksomheden<br />
på den løbende mekanoreception <strong>og</strong> med en evt smerteperception<br />
som et vigtigt advarselssignal. Til denne kategori<br />
hører <strong>og</strong>så viden om bevægeapparatets opbygning, funktion <strong>og</strong><br />
vedligeholdelse, samt om simple årsag-virknings-forhold i systemet.<br />
For det tredje må pr<strong>og</strong>rammet indeholde en træning i finkoordination<br />
<strong>og</strong> præcis timing <strong>og</strong>så inden for generel fald- <strong>og</strong> afværgeteknik.<br />
Og endelig for det fjerde må det tilgodese organismens behov<br />
for hvile- <strong>og</strong> restitutionsperioder. Som nævnt under materialeegenskaber<br />
er vævs<strong>tolerance</strong>rne afhængige af de umiddelbart forudgående<br />
belastningers art <strong>og</strong> antal. Tid til at normalisere <strong>tolerance</strong>rne<br />
<strong>og</strong> tid til, at cellerne kan opbygge vævene, er derfor<br />
nødvendig.<br />
Alt dette kan ikke tilgodeses alene gennem arbejdsinstruktion<br />
<strong>og</strong> arbejdstilrettelæggelse (13, 30). Det må accepteres, at det <strong>og</strong>så<br />
er et personligt sundhedsarbejde, der omfatter dagligdag <strong>og</strong> dagligvaner<br />
i ikke-arbejdstiden, som i dette samfund udgør over 80%<br />
27
28<br />
<strong>Støttevævene</strong> <strong>og</strong> <strong>deres</strong><br />
<strong>belastnings</strong><strong>tolerance</strong><br />
af årets timer. Processen må desuden udstrækkes til barndom,<br />
skole, ungdom <strong>og</strong> voksenliv.<br />
Krisen kradser - altid<br />
Mennesket har mulighed for glæder uden tal -<br />
den ædleste af alle er at kunne når man skal.<br />
Piet Hein<br />
Fysisk sundhed er, at legemet kan, når det skal. De enkelte celler<br />
skal kunne fungere <strong>og</strong> reagere, ligesom støttevævene, de enkelte<br />
organer <strong>og</strong> det samlede legeme skal kunne det i de daglige livsaktiviteter<br />
såvel som ved toppræstationerne.<br />
Til overlevelse <strong>og</strong> sundhed hører det biol<strong>og</strong>isk fundamentale,<br />
at legemet kan følge med <strong>og</strong> ændre <strong>og</strong> udvikle sig, når omgivelser<br />
<strong>og</strong> livsbetingelser ændrer sig, hvilket de gør hele tiden. Dyr<br />
<strong>og</strong> planter har til alle tider <strong>og</strong> i alle generationer haltet lidt bagefter<br />
udviklingen <strong>og</strong> har haft travlt med at tilpasse sig. Krisen kradser,<br />
som det uden megen historisk sans er udtrykt om vor tids vilkår.<br />
Sandheden er, at det har den gjort altid <strong>og</strong> for alle levende<br />
væsener, <strong>og</strong> det har interessant nok været et led i <strong>deres</strong> sunde <strong>og</strong><br />
stadige udvikling. Det sidste skal d<strong>og</strong> anføres under den forudsætning,<br />
at arterne har undgået egentlige kummerkår, som altid<br />
ledsages af sygdom.<br />
Sundhed er langt hen ad vejen en præstation, som den enkelte<br />
<strong>og</strong> fællesskaber som familie, arbejdsplads <strong>og</strong> samfund har hver<br />
<strong>deres</strong> ansvar for. Præstationen for den enkelte består af opmærksom<br />
iagttagelse af forhold uden for <strong>og</strong> inden i kroppen, vurdering<br />
af situationen samt handlen, det sidste evt som korrektion <strong>og</strong><br />
ændring af vaner. For den langsigtede sundhedspræstation synes<br />
problemet at ligge i, at de meddelelser, som indløber fra de forskellige<br />
egne af kroppen, er diskrete <strong>og</strong> lette at overse <strong>og</strong> undertrykke.<br />
En arbejdsinstruktion eller et gymnastikpr<strong>og</strong>ram kan her<br />
yde et bidrag, hvis det øger opmærksomhed <strong>og</strong> viden om de forskellige<br />
områder af jeg-huset <strong>og</strong> gennem velvære gør det attraktivt<br />
at skøtte dem godt. En opmærksomhed på dette punkt er<br />
måske forklaringen på, at n<strong>og</strong>le mennesker kan undgå skader <strong>og</strong><br />
nedslidning trods store belastninger, eller kan nyde et godt helbred<br />
højt op i årene trods begrænsede legemlige ressourcer.
Litteratur<br />
<strong>Støttevævene</strong> <strong>og</strong> <strong>deres</strong><br />
<strong>belastnings</strong><strong>tolerance</strong><br />
1. Asang E. Biomechanics of the human leg in alpine skiing. In:<br />
Nelson RC, Morehouse CA. eds. International series on<br />
sports sciences I. Biomechanics IV. London: Macmillan Press<br />
Ltd, 1974:236-242.<br />
2. Attarian DE, McCrackin HJ, Devito DP, McElhaney JH,<br />
Garrett WE. A biomechanical study of human lateral ankle<br />
ligaments and aut<strong>og</strong>enous reconstructive grafts. Am J Sports<br />
Med 1985;13(6):377-381.<br />
3. Bayliss MT. Prote<strong>og</strong>lycans: Structure and molecular organization<br />
in cartilage. In: Hukins DWL. ed. Connective tissue<br />
matrix. Verlag Chemie, 1984:55-88.<br />
4. Bojsen-Møller F. Belastning af bevægeapparatet - om tolerans<br />
<strong>og</strong> præstation <strong>og</strong> <strong>deres</strong> tidsafhængighed. Månedsskrift<br />
for Praktisk Lægegerning 1991;11:851-858.<br />
5. Bojsen-Møller F, Hecht-Olsen M, Wachtell K. Ligamentous<br />
stabilization of the human lumbar spine. Low Back Pain, Int<br />
Meeting 1992;(Abstract).<br />
6. Butler DL, Grood ES, Noyes FR. Biomechanics of ligaments<br />
and tendons. Exerc Sport Sci Rev 1978;6:125-182.<br />
7. Caplan AI. Cartilage. Sci Am 1984;251(4):82-90.<br />
8. Carter DR, Hayes WC. Compact bone fatigue damage. A<br />
microscopic examination. Clin Orthop 1977;127:265-274.<br />
9. Cavagna GA. Storage and utilization of elastic energy in<br />
skeletal muscle. Exerc Sport Sci Rev 1977;5:89-129.<br />
10. Currey J. The mechanical adaptations of bone. Princeton<br />
University Press, 1984.<br />
11. Dorrington KL. The theory of viscoelasticity in biomaterials.<br />
In: Vincent JFV, Currey JD. eds. Symposia of the society for<br />
experimental biol<strong>og</strong>y. Number XXXIV. The mechanical<br />
properties of biol<strong>og</strong>ical materials. Cambridge University<br />
Press, 1980:289-314.<br />
12. Enwemeka CS. Connective tissue plasticity: Ultrastructural,<br />
biomechanical, and morphometric effects of physical factors<br />
on intact and regenerating tendons. JOSPT 1991;14:198-212.<br />
13. Genaidy AM, Karwowksi W, Guo L, Hidalgo J, Garbutt G.<br />
Physical training: a tool for increasing work <strong>tolerance</strong> limits<br />
of employees engaged in manual handling tasks. Ergonomics<br />
1992;35(9):1081-1102.<br />
14. Gibson LJ, Ashby MF. Cellular solids. Structure and properties.<br />
New York: Pergamon Press, 1988.<br />
15. Gordon JE. The science of structures and materials.<br />
New York: Scientific American Library, 1988.<br />
29
30<br />
<strong>Støttevævene</strong> <strong>og</strong> <strong>deres</strong><br />
<strong>belastnings</strong><strong>tolerance</strong><br />
16. Hay JG, Miller Jr JA, Canterna RW. The techniques of elite<br />
male long jumpers. Biomechanics 1986;19:855-866.<br />
17. Hukins DWL. Tissue components. In: Hukins DWL. ed. Connective<br />
tissue matrix. Verlag Chemie, 1984:1-16.<br />
18. Jeronimidis G, Vincent JFV. Composite materials. In: Hukins<br />
DWL. ed. Connective tissue matrix. Verlag Chemie, 1984:187-<br />
210.<br />
19. McCloskey DI. Kinesthetic sensibility. Physiol Rev<br />
1978;58(4):763-820.<br />
20. McCutchen CW. Joint lubrication. Clin Rheum Dis<br />
1981;7(1):241-257.<br />
21. Mills NJ. Protective capability of bicycle helmets. Brit J Sports<br />
Med 1990;24:55-60.<br />
22. Nachemson AL, Evans JH. Some mechanical properties of<br />
the third human lumbar interlaminar ligament (ligamentum<br />
flavum). J Biomech 1968;1:211-220.<br />
23. Pauwels F. The principles of construction of the locomotor<br />
system. Their significance for the stressing of the tubular<br />
bones. Zeitschrift für Anatomie und Entwicklungsgeschichte<br />
1948;114:129-166.<br />
24. Ross R, Bornstein P. Elastic fibers in the body. Sci Am<br />
1971;224:44-52.<br />
25. Sammarco GJ, Burstein AH, Davis WL, Frankel VH. The<br />
biomechanics of torsional fractures: The effect of loading on<br />
ultimate properties. J Biomech 1971;4:113-117.<br />
26. Serafini-Fracassini A, Field JM, Smith JW, Stephens WGS. The<br />
ultrastructure and mechanics of elastic ligaments. Journal of<br />
Ultrastructure Research 1977;58:244-251.<br />
27. Shorten MR. Muscle elasticity and human performance.<br />
Medicine and sport science 1987;25:1-18.<br />
28. Siegler S, Block J, Schneck CD. The mechanical characteristics<br />
of the collateral ligaments of the human ankle joint.<br />
Foot Ankle 1988;8(5):234-242.<br />
29. Simonsen EB, Edgerton VR, Bojsen-Møller F. Energy restitution<br />
and power amplification in human plantaris tendons. In:<br />
de Groot G, Hollander AP, Huijing PA, van Ingen Schenau<br />
GJ. eds. International Series on Biomechanics XI-A. Amsterdam:<br />
The Netherlands Free University Press, 1988:31-37.<br />
30. Stamper MT. Good health is not for sale. Ergonomics<br />
1987;30(2):199-206.<br />
31. Swanson SAV. Biomechanical characteristics of bone. Advances<br />
in Biomedical Engineering 1971;1:137-187.<br />
32. Tropp H, Askling C, Gillquist J. Prevention of ankle sprains.<br />
Am J Sports Med 1985;13(4):259-262.<br />
33. Viidik A. On the correlation between structure and mechanical<br />
function of soft connective tissues. Verhandlungen der
<strong>Støttevævene</strong> <strong>og</strong> <strong>deres</strong><br />
<strong>belastnings</strong><strong>tolerance</strong><br />
Anatomischen Gesellschaft 1978;72:75-89.<br />
34. Weiss JB. Collagens and collagenolytic enzymes. In: Hukins<br />
DWL. ed. Connective tissue matrix. Verlag Chemie, 1984:17-<br />
53.<br />
35. Woo SL-Y, Gomez MA, Sites TJ, Newton PO, Orlando CA,<br />
Akeson WH. The biomechanical and morphol<strong>og</strong>ical changes<br />
in the medial collateral ligament of the rabbit after immobilization<br />
and remobilization. J Bone Joint Surg<br />
1987;69A(8):1200-1211.<br />
31