Støttevævene og deres belastnings- tolerance

KAPITEL 1 

Støttevævene og 

deres belastningstolerance 

Finn Bojsen-Møller

10 

Støttevævene og deres 

belastningstolerance 



Biomekanik er mekanisk fysik appliceret på levende organismer, 

typisk som analyser af belastninger, bevægelser og strømninger. 

Det er vigtigt at gøre sig klart, at præfikset “bio” ikke alene hentyder 

til, at det er biologiske væv og delstrukturer, der undersøges. 

“Bio” står også for, at denne videnskabsgren undersøger intakte 

og levende organismer, hvis celler reagerer på fysiske stimuli, og 

hvis centralnervesystem sanser, anticiperer, modificerer og styrer 

begivenhederne og deres effektydelse. Centralnervesystemets 

præcision i dette sidste er formentlig afgørende for, om fysisk belastning 

på normal vis fører til opbygning af bevægeapparatet, 

eller om den - ved en slags paradoksal reaktion - fører til nedslidning. 

Interessant nok synes det i sidste ende at være materialets 

tolerance over for den påførte effekt, der er afgørende for udfaldet. 

Støttevævene og deres biomekaniske 

egenskaber 

Celler og intercellularsubstans 

Bevægeapparatet består af muskler og støttevæv, og det er de 

sidstnævnte omfattende bindevæv, bruskvæv og knoglevæv, som 

er emnet for nærværende kapitel. 

Støttevævene består som alle væv af celler og intercellularsubstans. 

Cellerne er de levende elementer, og en af deres livsytringer 

er at danne og modificere intercellularsubstansen. I støttevævene 

er det intercellularsubstansen, som volumenmæssigt og i



mekanisk henseende er afgørende, og ovennævnte modifikation 

sikrer inden for visse rammer, at egenskaber som styrke og stivhed 

løbende tilpasses det aktuelle belastningsniveau. 

Intercellularsubstansen kan betragtes som et komposit (sammensat) 

materiale, hvor en grundsubstans er forstærket af fibre, 

ofte i en bestemt mængde og i et bestemt mønster. Det kompositte 

vævs samlede mekaniske egenskaber vil derefter være afhængige 

af grundsubstansen, om den er en væske, en gel eller et fast 

stof, af fibrene, deres art, geometri og mængde, samt af en eventuel 

interaktion mellem fibre og grundsubstans (18). 

Grundsubstansen i bindevæv og bruskvæv er en viskøs væske 

eller en hydreret gel med et større eller mindre indhold af salte, 

proteoglykaner og ikke-specifikke glycoproteiner. I bruskvæv har 

grundsubstansen et særligt stort indhold af proteoglykaner samlet 

i kæmpemolekyler af en udformning, som gør dem ekstremt 

hydrofile og derfor i stand til at binde store mængder vand (3). 

Med dette indesluttet i et netværk af kollagene fibre tilføres 

brusken dens karakteristiske vævsspænding og kompressionsstivhed. 

I knoglevæv er grundsubstansen mineraliseret, hvilket i dette 

tilfælde giver materialet dets stivhed og styrke. 

Fibrene findes i to former, de kollagene fibre og elastinfibrene. 

De har forskellige mekaniske egenskaber og vil, afhængigt af 

deres volumenfraktion, tilføre det kompositte materiale disse 

egenskaber. 

Kollagene fibre - bevægeapparatets foretrukne elastik 

Kollagene fibre har traditionelt været sat i modsætning til “elastiske” 

fibre og derfor i sig selv betragtet som uelastiske. I de sidste 

tyve år har et stigende antal undersøgelser beskæftiget sig med 

belastning af kollagene fibre, som de findes i muskelsener og ligamenter, 

og det fremgår heraf, at fiberen ikke alene er elastisk, 

men må udnævnes til at være bevægeapparatets foretrukne elastik. 

Dette forhold har medført en del nytænkning vedrørende 

fibrenes betydning for bevægeapparatets mekanik, effektydelse 

og tolerance over for skader. 

De kollagene fibriller er komplekst opbyggede af venstre- og 

højre-snoede molekylære helices holdt sammen af intermolekylære 

tværbindinger. Fibrillerne, som er 30 nm i diameter, og som 

kan være ubegrænset lange, holdes sammen i større enheder som 

fibre og fiberbundter. Der findes 5 eller 6 typer af kollagen, hvoraf 

i biomekanisk henseende især type 1 og type 2 er af betydning. 

Type 1, som udviser den største fiberdiameter, findes i ren 

11

Spænding 

▲ 

12 

Deformation 

Figur 1. Spændings-deformationskurve 

for et ideelt 

elastisk legeme. 

▲ 



form i sene- og knoglevæv og i blanding med andre typer i 

læderhud og ligamenter (ledbånd). Type 2 findes i ledbrusk, i 

rygsøjlens båndskiver (disci) og i glaslegemet i øjet, strukturer 

der i øvrigt er karakteriserede ved hverken at være forsynede 

med kar eller nerver (34). 

Elasticitet er et materiales eller en strukturs evne til at deformeres, 

når det/den udsættes for en ydre kraft, samt efterfølgende at 

genindtage sin oprindelige form og størrelse, når den ydre kraft 

ophører. I et ideelt elastisk legeme er der et lineært forhold mellem 

belastning og deformation, og der er ingen tøven hverken 

ved belastningen eller ved den efterfølgende aflastning. Dette er i 

1678 udtrykt ved Hooke’s lov: ut tensio sic vis (som deformationen 

således kraften). 

Fig. 1 viser en spændings-deformationskurve for et sådant legeme. 

På kurven aflæses samhørende værdier for spænding og 

deformation. Hvis belastningen er gennemført til brud, vil endepunktets 

koordinater angive legemets tolerance som hhv brudstyrke 

og bruddeformation. 

For en struktur som en fjeder eller et bestemt ligament udtrykkes 

den løbende spænding og brudstyrken, som er lig med den 

maksimale spænding, i Newton. For et materiale må de to 

størrelser angives i Newton pr arealenhed, kun herved er sammenligninger 

mulige. På engelsk kaldes spænding pr arealenhed 

stress. I den internationale standard måles stress i enheden Pascal 

(= 1 Newton pr m 2 - 1 Pa = 1N·m -2). I biologien anvendes imidlertid 

oftest den umiddelbart mere forståelige enhed Newton pr 

cm 2 (= 10 4 Pa). 

Deformation udtrykkes i absolutte enheder som m eller mm, 

eller relativt som procent af udgangslængden. Det sidste er ligesom 

begrebet stress især anvendeligt ved sammenligning af materialer. 

På engelsk bruges her udtrykket strain, som er uden 

enhed, da det er længde divideret med længde. 

Stress-strain kurvens hældning angiver det pågældende materiales 

elastiske stivhed, også kaldet Young’s modulus. For en struktur 

angives stivheden (fjederkonstanten) som spændingstilvæksten 

ved en given deformation, altså i newton pr m eller newton 

pr cm. Den kan også angives som spændingstilvæksten ved en 

fordobling resp. halvering af udgangslængden (på engelsk = 1 

strain) eller ofte i praksis som spændingstilvæksten ved en forlængelse 

eller forkortelse på 1/1000 del af udgangslængden (= 1 

microstrain). 

Hvis deformationen ved tryk eller træk måles i meter og 

spændingen i Newton, vil arealet under kurven være det matematiske 

udtryk for den ophobede elastiske energi udtrykt i joule 

(1 joule = 1 N·m). Som anden energi kan den omdannes til arbejde 

eller dissiperes som varme.

Parametrene maksimal spænding (F) og maksimal deformation 

(x) samt elastisk stivhed (k) og elastisk energi (E) er for et ideelt 

elastisk legeme tidsuafhængige og entydigt samhørende på den 

måde, at kendes to af værdierne, kan de to øvrige udregnes. 

F = k · x 

E = 0.5 · F · x = 0.5 · k · x 2 



Kollagent væv tåler en belastning på 6.000 til 8.000 N·cm -2 

(svarende til 8 · 10 7 Pa) og kan herunder forlænges 8-10%. Dets 

stivhed angives til omkring 1 GPa (= 10 9 Pa) (6). Ligamenter med 

meget bugtede fibre som visse af ankelleddets ledbånd (lig. talofibulare 

anterius) kan dog forlænges 20-30% (2, 28). 

Tolerancen kan dog også og ofte med fordel angives som arealet 

under hele kurven, som vil være et udtryk for den maksimale 

elastiske energi, legemet kan rumme. Friskt kollagent væv kan 

optage op til 2.500 J/kg materiale, hvilket er 20 gange mere, end 

moderne fjederstål kan rumme pr samme vægtenhed (15, 27). 

Målt på denne måde er det et yderst effektivt materiale, naturen 

råder over. 

Kollagene fibre og væv er imidlertid kun lineært elastiske i et 

begrænset område (fig. 2). De har desuden viskøse egenskaber, 

og de taber energi under længerevarende udspændinger (stressrelaksation). 

De fire parametre (spænding, deformation, stivhed og 

energiindhold) er ikke entydigt samhørende, og for organismen 

rummer dette både ulemper og fordele. Ligamenter, ledkapsler og 

sener udviser typisk en belastnings-deformationskurve som fig. 2. 

Efter et fodparti, hvor de bugtede fibre udrettes og efterhånden 

alle begynder at bære spænding, ses det lineært elastiske område, 

hvis hældning angiver materialets eller strukturens egentlige stivhed. 

Hvis udspændingen fortsættes, nås belastningsgrænsen, hvor 

stivheden begynder at aftage, hvor permanente forandringer og 

skader udvikler sig, og hvor smertegrænsen i øvrigt ligger. Efter 

yderligere belastning nås brudgrænsen (6, 11, 33). 

En arealbetragtning viser, at der skal en vis mængde energi til 

at nå belastningsgrænsen, men at der skal yderligere en relativt 

stor energimængde til for at nå brudgrænsen. I denne materialeegenskab 

ligger der en vigtig sikkerhedsmargin over for et totalt 

brud, en margin der ikke markerer sig, hvis man nøjes med at 

aflæse y-koordinaten for henholdsvis belastningsgrænse og brudstyrke. 

Kollagene væv er effektive på den måde, at de er seje, og 

at de kan rumme megen elastisk energi, men deres egenskaber 

er tidsafhængige, hvilket viser sig ved øgende stivhed og spænding 

ved øgende udspændingshastighed (fig. 3), samt ved deres 

tilbøjelighed til at stressrelaksere og krybe ved længerevarende 

udspændinger (15). 

▲ 

13 

Spænding 

Deformation 


for ligament. 

Belastningsgrænse og brudgrænse 

er markerede. 

Spænding 

▲ 

C B 

A 

Deformation 


for ligament 

visende viskøse egenskaber. 

Stivhed og styrke tiltager 

ved stigende deformationshastighed 

fra A til C. 

▲ 

▲

▲ 

Spænding 

Tid 

Figur 4. Stressrelaksationskurve 

for ligament. Deformationen 

holdes konstant. 

Deformation 

▲ 

14 

Figur 5. Krybningskurve for 

ligament. Spændingen holdes 

konstant. 

▲ 

▲ 

Tid 



Stressrelaksation er det fænomen, at den efter en bestemt 

deformation opnåede spænding i et viskoelastisk væv henfalder 

eksponentielt med tiden (fig. 4). I forsøg med fingersener har vi 

fx efter 20 s fundet en relaksation på 20%. Krybning (creep) er 

det tilhørende fænomen, at hvis spændingen over materialet holdes 

konstant, vil det forlænges eksponentielt ud over den i første 

omgang opnåede deformation (fig. 5) (18). Begge fænomener er 

almindeligt kendte jf strengeinstrumenter, der skal stemmes jævnligt, 

og et gammelt tag, der synker på midten. 

Ved en elastisk deformation tabes altid en vis del af den tilførte 

energi. Tabet kaldes hysterese og er for kollagene ligamenter i 

størrelsesordenen 20%. 

Elastinfibre 

Elastin findes som fibre og membraner i arterier, i lunger, i læderhuden 

og i ligamenter. Der findes kun få af de i anatomien 

benævnte ligamenter, som har overvægt af elastinfibre, således 

kun ligamenta flava, som indgår i bagvæggen af rygmarvskanalen 

i rygsøjlen, og et område i stemmebåndet (ligamentum vocalis). 

Mekanisk adskiller elastin sig fra kollagen ved at have en 

strækbarhed på op til 80-100%, ved at have en elastisk stivhed på 

kun 0,4 MPa, og ved kun at rumme en beskeden mængde elastisk 

energi (fig. 6). Hertil kommer, at elastinfibrenes tidsafhængighed 

er mindre, dvs de udviser ringe stressrelaksation og 

hysterese (11, 22, 24, 26). 

Spænding 

▲ 

· 

8 

Koll. 

Figur 6. Spændings-deformationskurve for kollagen- og elastinligament. 

· 

80 

El. 

Deformation (%) 

▲

Vand fungerer som nødvendig “plasticiser” for elastin-fibrillerne, 

og deres elastiske egenskaber påvirkes derfor stærkt af en evt 

dehydrering af organismen. Det afspejler sig eksempelvis i 

hudens spænding (turgor), som derfor bliver af betydning for 

bedømmelsen af en sådan tilstand (17). 

Elastinfibre er i organismen altid sikrede mod overstrækning af 

kollagene fibre, som i de nævnte ligamenter ligger i så store bugter, 

at de først anspændes ved 50-80% forlængelse af det samlede 

ligament. 

Bindevæv - løst og fast 

Bindevæv forekommer i en løs og en fast form afhængigt af den 

indbyrdes mængde af grundsubstans og fibre. Løst bindevæv findes 

især som fedtholdigt pakkemateriale i kropshulerne, som 

bevægelige vævsområder i og omkring leddene med indflydelse 

på disses passive stivhed, og som fokusområder ved en række 

gigtsygdomme. 

Fast bindevæv har et højt indhold af fibre. Disse kan være 

organiserede i et tre-dimensionalt fletværk som fx i læderhuden, 

eller mere eller mindre parallelt som i sener, fascier og ligamenter. 

Den pågældende strukturs samlede elastiske stivhed er i høj 

grad afhængig af fibrenes sammensætning og retningsmæssige 

organisation. Senevæv, som det mest organiserede og rene kollagene 

væv, har som nævnt en stivhed på omkring én GPa og en 

trækstyrke på 6-8.000 N . cm -2. Det sidste svarer til, at Akillessenen, 

som har et tværsnit på knap en cm 2, kan tåle 6-700 kg træk. 

Bruskvæv - en sump af bundet vand 



Hyalin brusk optræder tidligt i føtallivet som det første skelet. 

Brusk er et simpelt materiale forstået på den måde, at det kan 

vokse interstitielt ved celledeling og øgning af grundsubstansen. 

Det skal ikke først nedbrydes og nydannes, som fx knoglevæv 

skal. Brusk er derfor et velegnet voksemedie, og dette udnyttes 

både ved fosterets vækst og ved den postnatale længdevækst i 

epifyseskiverne. 

Brusk er som de andre støttevæv et komposit materiale, der i 

sin hyaline form består af 70-75% vand, 15-20% kollagen (type 2) 

og 2-10% proteoglykaner foruden enkelte andre bestanddele. 

Proteoglykanerne er kæmpemolekyler, som med en højt organiseret 

overflade af elektronegativitet er i stand til at binde de store 

mængder vand. Frastødning mellem de elektronegative overflader 

giver materialet en del af dets stivhed, der derfor øges i takt 

15

16 



med, at vandet under en kompression presses ud af brusken, og 

de ladede overflader derved nærmer sig hinanden. Osmotiske 

kræfter giver yderligere materialet en tendens til at svulme op (7). 

Grundsubstansen er bundet og forstærket af et netværk af kollagene 

fibre, der i ledbrusk har et bueformet forløb fra deres forankring 

i den lednære knogle til ledoverfladen, hvor fibrene 

kommer til at ligge tangentielt. Bruskens trækstyrke sikres herved. 

Ved belastning kan ledbrusk deformeres op til 50% af den 

oprindelige tykkelse. Under deformationen strækkes de kollagene 

fibre, det interstitielle tryk stiger, og grundsubstansens vand 

presses ud som af en sump, alt sammen dog i en elastisk, reversibel 

proces. Den store eftergivelighed (compliance) forhindrer, at 

kar og nerver kan eksistere i vævet. Materialet er derfor henvist 

til at ernære sig ved diffusion fra omgivelserne og ved den 

væsketransport, der fremkommer som resultat af bevægelser og 

det osmotiske tryk. Varieret belastning dagen igennem er en 

betingelse for bruskens rette ernæring og funktion. 

Knoglevæv – et retnings-, steds- og tidsafhængigt materiale 

Knoglevæv er et elastisk faststof med stor materialestyrke og stor 

stivhed. Som en første tilnærmelse kan følgende værdier angives 

for frisk, ikke-tørret, human substantia compacta: 

Kompression Styrke 20.000 N·cm -2 

Eftergivelighed 1-2% 

Elastisk stivhed 20 GPa 

Tension Styrke 14.000 N·cm -2 

Eftergivelighed 0,7-3% 

Elastisk stivhed 17 GPa 

Tabel 1. Materialestyrke for longitudinel belastning af kompakt knoglevæv. 

Knoglevæv er imidlertid et anisotropt og inhomogent materiale 

(anisotropt: forskellige egenskaber i forskellige retninger, inhomogent: 

uensartet sammmensat). De anførte værdier gælder således 

kun for longitudinel belastning af kompakt væv. Ved transverselle 

belastninger og over for torsioner udviser knoglevæv 

mindre tolerancer. Materialet er yderligere viskoelastisk og 

trætbart, værdierne er derfor også afhængige af belastningshastighed 

og de umidddelbart forudgående belastningers art og antal,

herunder evt vibrationer. Endelig er værdierne afhængige af 

mineraliseringsgraden, som igen er afhængig af køn, alder og 

gennemsnitligt belastningsniveau (10, 31). 

Inhomogenitet findes både i det makroskopiske og det mikroskopiske 

område. Makroskopisk ved at knoglevæv forekommer i 

en kompakt og en spongiøs form, endda med forskellige grader 

af porositet. Inden for det kompakte væv er der osteoner (Haverske 

systemer) og områder af interstitielle lameller af forskellig 

alder og med forskellig mineraliseringsgrad. Endelig er materialet 

i det mikroskopiske område sammensat af to faser: de hårde 

hydroxyapatitkrystaller og de bløde kollagene fibre. 

For spongiøst knoglevæv, som fx træffes i enderne af rørknoglerne 

og i hvirvellegemerne, findes, at styrken og stivheden er 

proportional med knogledensiteten i henholdsvis anden og tredje 

potens (8, 10). Brudrisikoen stiger derfor afgørende ved aftagende 

mineraliseringsgrad. Knoglemineralindholdet er et tilgængeligt 

mål for densiteten hos levende og er dermed en parameter for 

brudrisiko. Måling af mineraliseringsgraden hos postmenopausale 

kvinder er aktuel for en vurdering af denne risiko. 

Støttevævenes funktion i organismen 

Ligamenter - belastning og mekanoreception 



Ligamenter forekommer som selvstændige strukturer og som forstærkninger 

i ledkapsler. Det er vigtigt at gøre sig klart, at en forstærkning 

af et ledkapselområde kan have to funktioner: en 

mekanisk og en mekanoreceptorisk, og i visse tilfælde synes det 

at være den sidste, der er den egentlige funktion. Ligamenter er 

til denne funktion udstyrede med spændingsreceptorer, der udviser 

forskel både i tærskelværdi og i den hastighed, hvormed de 

adapterer sig til konstante spændinger. Centralnervesystemet kan 

gennem disse receptorer følge leddenes stilling, deres bevægelsesretning 

og -hastighed, og afstand til en yderstilling (19). 

En forstærkning bestående af et øget antal fibre og/eller en 

øgning af de eksisterende fibres tykkelse vil medføre øget styrke, 

øget stivhed og øget kapacitet til at rumme elastisk energi. Det er 

den mekaniske del. 

For de ligamenter, hvor deformationen er den primære variable 

og spændingen den afledede variable (ut tensio sic vis), vil en 

øget stivhed alt andet lige give et øget spændingsområde og dermed 

en bedring af signalforholdet og mulighed for finere diffe- 

17

Spænding 

▲ 

2. 

18 

forstærket 

normalt 

skadet 

1. 

Deformation 


for forstærket, 

normalt og skadet ligament. 

Ved samme deformation 

(1) vil det forstærkede 

ligament kunne give en forstærket 

og mere differentieret 

spændingsregistrering til 

centralnervesystemet. Ved 

pludselig overgang fra normalt 

til skadet ligament vil 

spændingen og spændingsregistreringen 

ved samme 

deformation blive reduceret, 

og centralnervesystemet, 

som i begyndelsen er 

uvidende om de ændrede 

mekaniske forhold, vil 

undervurdere (2) den faktiske 

deformation og dermed 

den faktiske ledstilling. 

▲ 



rentiering i perceptionen (fig. 7). Eksempelvis vil et kollateralt ligament 

i ankelleddet blive deformeret afhængigt af dets akseafstand 

og af leddets vinkelbevægelse, og den opnåede spænding 

og dermed mekanoreception vil blive afledt heraf. Hvis mekanoreceptionen 

kunne tænkes at være den egentlige funktion fx for 

lig. talofibulare anterius, som er det hyppigst skadede (forstuvede) 

og hyppigst behandlede ligament i ankelledskomplekset, så 

bliver det mindre mærkeligt, at ligamentets maksimale styrke kun 

ligger på omkring 20 kg (2, 28), mens belastningen på ankelleddet 

løber op til 4-6 gange legemsvægten, altså 3-400 kg. Mekanisk 

synes ligamentet helt utilstrækkeligt til at modstå denne 

belastning, og dets rolle kan bedst forstås, hvis dets elastiske stivhed 

er reguleret og bestemt af hensynet til differentieret mekanoreception. 

På samme måde vil det primære i skaden kunne forstås som en 

reduktion i stivheden med forstyrret mekanoreception til følge i 

stedet for en løshed eller anden mekanisk defekt (fig. 7). Og det 

ville give proprioceptiv træning en større plads i behandlingen 

(32). 

Muskelsener - modifikation af effektydelsen 

Musklerne fungerer i den levende organisme som bevægeapparatets 

fjedre, støddæmpere og effektgeneratorer, og senerne har en 

vigtig rolle i alle tre funktioner (9, 27). 

Nyttevirkningen for en isoleret muskel, dvs den del af den i 

musklen omsatte kemiske energi der bliver til mekanisk arbejde, 

angives at være 25-30%. Alligevel kan man ved spring og løb 

registrere nyttevirkninger på over 50%. Fænomenet forklares ved, 

at musklerne og især muskelsenerne er elastiske, og at noget af 

det forudgående nedsprings energi optages som elastisk energi 

og genbruges i opspringet (fjedervirkning). Maksimering af nyttevirkningen 

ved personlig udvælgelse på baggrund af det kollagene 

vævs sammensætning og ved specifik træning, samt ved koordinering 

med materialeegenskaber i sko og underlag står i fokus i 

megen sportsbiomekanisk forskning. 

Organismens samlede effektydelse (power), der jo er mekanisk 

energi omsat pr tidsenhed og derfor måles i N · m · s -1, kan øges 

ved at øge brøkens tæller dvs øge den tilførte mekaniske energi, 

og/eller ved at reducere nævneren, tiden. En betragtelig effektforstærkning 

(poweramplification) opnås ofte ved at ændre tiden. 

Ved knæbøjningen i sidste skridt i indløbet til et højde- eller 

længdespring lægges der således elastisk energi ind i lårets store 

sener dels ved konvertering af løberens kinetiske energi og dels 

ved samtidig kontraktion af musklerne. Processen tager 4-500 ms,

mens udløsningen i afsættet kun tager omkring 100 ms (16). Det 

er senernes fordel, at de kan aflevere energien hurtigere end 

musklerne kan, og at der ved den midlertidige deponering af 

energien i senerne og efterfølgende hastige udløsning kan opnås 

den ønskede effektforstærkning. Ved forsøg med m.plantaris 

senen hos mennesker fandt vi, at der ved en sådan tidsreduktion 

er teoretisk mulighed for op til en 10 ganges forstærkning (29). 

Princippet er det samme som i en fiskestang, hvis virkning ligger 

i, at der i den sidste del af tilbagesvinget tilføres energi fra 

begge ender af stangen, og at energien derefter udløses på ganske 

kort tid i et svirp fremad. Ligesom i bevægeapparatet er 

timingen afgørende for effekten. 

I løft med et ryk bruges kroppens elastiske områder inkl. den i 

bughulen indesluttede luft til på lignende vis at opnå en effektforstærkning. 

Risikoen ved de således frembragte store, om end 

kortvarige effektydelser er, at de belaster og evt overbelaster de 

bærende strukturer i og omkring leddene og i rygsøjlen. Det 

tager lang tid (måske år) at opbygge støttevævene til de ydelser, 

der er aktuelle i visse dele af arbejdslivet, og det kræver fortsat 

træning at vedligeholde vævene i denne tilstand. Arbejdslivet 

burde i høj grad interessere sig for de principper og krav til 

træning, som er udviklet for sportsydelser. 

Støddæmpning (effektreduktion) er på sammme måde en vigtig 

del af bevægeapparatets funktion, både ved store amplituder som 

ved nedspring og ved små amplituder som ved vibrationer. Energien 

tages hovedsagelig ud via muskelfibrene, mens senerne, 

som ligger i serie med muskelfibrene, virker som midlertidige 

depoter ved de hastige ændringer. 

Ægte led - gnidningsfri præcisionsbevægelse 



De ægte led skal sikre organismen en gnidningsfri, mekanisk stabil 

bevægelighed med en høj grad af geometrisk præcision og 

med et for belastningen passende kontaktareal. 

Præcisionen opnås, ved at ledfladerne har en vis dimension, 

således at bevægebaner og geometriske omdrejningsakser kan 

være tilpas veldefinerede. Leddene kan desuden være forsynede 

med ossøse føringskamme og styrekulisser samt ledbånd og kapselforstærkninger 

til sikring og begrænsning af bevægelserne. 

Væsentlig for stabiliteten er desuden den mekanoreception, 

som holder nervesystemet underrettet om hastigheder, bevægelsesretning 

og afstand til yderstillinger og dermed om behovet for 

støtte og korrektion fra musklernes side. Uden en løbende klarmelding 

fra mekanoreceptionen kan leddene i realiteten ikke 

belastes, hvilket man tydeligt ser ved ledbåndsskader i knæet. 

19

▲ 

Spænding 

20 

Deformation 

Figur 8. Ved konstant 

spænding øges den optagne 

elastiske energi med 

aftagende elastisk stivhed. 

▲ 



Friktionen i leddet er afhængig af synovialvæsken og specielt 

dennes indhold af hyaluronsyre. Synovialvæsken dannes af ledkapslernes 

karrige synovialmembran. 

Kontrol af slid og gnidningsmodstand i et led, der alternerer i 

sin bevægelsesretning og snart belastes statisk og snart under 

relativt stor bevægelseshastighed, er kendt som et stort problem i 

maskinkonstruktioner. I organismen er det løst ved forskellige 

principper eller metoder, som dominerer alt efter den øjeblikkelige 

opgave. Ved statisk belastning beskyttes overfladerne af en 

såkaldt grænselags-smøring fremkaldt af et molekylært lag af 

glycoproteiner adsorberet til ledoverfladerne. I dynamiske situationer, 

hvor der er en evt hastig bevægelse mellem ledfladerne, 

fanges den viskøse ledvæske som et smøringsmedie mellem de 

bærende flader og holder disse adskilte (oliebad eller hydrodynamisk 

smøring) (20). 

Endelig kan de biologiske led udnytte den vævsvæske, der 

under belastningen presses ud af brusken, til yderligere at holde 

ledfladerne adskilte. Tilsammen opnås en smøringsgrad eller friktionskoefficient 

i de biologiske led, som er en til to størrelsesordner 

bedre end forholdene i tekniske led og kuglelejer (20). 

Temperaturen, som er afgørende for smørende væskers viskositet, 

holdes rimeligt konstant også ude i de store ekstremitetsled, 

som ellers er ret kuldeeksponerede, idet de er uden dække af 

varmende muskler og isolerende fedt. Temperaturbeskyttelsen 

sker ved et netværk af små arterier, som findes uden på ledkapslerne 

netop omkring ekstremitetsleddene, og som ved reguleret 

gennemblødning efter behov etablerer en slags varmekappe. 

Arbejdsbeklædning til kolde omgivelser kan passende indeholde 

speciel isolering omkring disse led. 

Skelettet - et kompromis i elastisk stivhed 

Rygsøjlen og de lange rørknogler belastes i en kombination af 

kompression, bøjning og torsion, og det giver strukturerne en 

elastisk instabilitet med risiko for udbøjningsbrud (buckling). Den 

kritiske faktor ved kompressionsbelastning af slanke søjler som 

de nævnte er ikke styrken, men materialets og strukturens samlede 

stivhed, som derfor søges så stor som muligt. Ved kollisioner 

med bøjning og torsion til følge er det imidlertid strukturens evne 

til at absorbere energi, der er det kritiske, og denne evne maksimeres 

for en given spænding ved aftagende stivhed, hvorved 

strukturen bliver mindre skør (fig. 8). 

For at skelettet kan udføre sine mangeartede funktioner som 

vægtstangsarme for musklerne, som bærer af tyngdekraft og 

pludselige accelerationer samt som beskytter af de indre organer,

må det derfor fremstå med et belastningsafhængigt kompromis i 

sin elastiske stivhed. Kompromiset ændres dog med alderen, 

hvor knoglevæv efterhånden får øget stivhed og bliver skørt. 

Bevægeapparatet 

- en letvægtskonstruktion 

Masse er træghed i henseende til bevægelser og acceleration, og 

for megen masse er således en negativ overlevelsesfaktor for de 

fleste organismer i frit liv. Bevægeapparatet er derfor udviklet 

som en letvægtskonstruktion med et i ethvert individ, patient, 

sportsperson eller arbejdstager og til enhver tid aktivt kompromis 

mellem tilstrækkelig masse (robusthed) og tilstrækkelig accelerationsevne. 

Ved ændret belastningsniveau ændrer støttevævene 

ligesom muskulaturen sig som oprindeligt udsagt i Wolff’s lov. I 

praksis er der dog betydelige forskelle på hastigheden i de enkelte 

vævs reaktioner. Ved øget træning øges således muskelstyrken 

sammen med konditallet i løbet af uger, mens knoglevæv, der 

først skal undergå en selektiv resorption, skal bruge 3-4 måneder, 

og de stofskiftemæssigt passive væv som sener og ligamenter 

behøver omkring et halvt år (4, 12, 35). 

Der er ikke ødslet med materialerne i bevægeapparatet, og som 

letvægtsstruktur er det karakteriseret ved sin evne til ved elastisk 

deformering at fordele de fysiske belastninger og undgå lokale 

overskridelser af belastningsgrænserne. Da det er et levende 

system, kan det yderligere ved centralnervesystemets styring 

aktivt fordele en belastning i tid og rum. 

Bevægeapparatets strukturelle enheder som ryg, bækken og 

fod deformeres efter en eksponentiel kurve (fig. 9), dvs under tiltagende 

stivhed. Enhederne synes som funktionsbetingelse at 

have en yderstilling, hvorudover deres ledkapsler, kar og nerver 

ikke tåler at blive strakt yderligere. Dette opnås, ved at strukturernes 

ligamenter indgår i et kontinuum, hvor flere og flere ligamenter 

og fibre inddrages under bevægelsen og derved øger den 

elastiske stivhed. Eksempelvis deformeres fodbuen ved belastning, 

men aldrig så meget, at man retter den ud og træder direkte 

ned på underlaget med svangen. 

Bevægemodus og belastningsmodus 



En søjle, eksempelvis rygsøjlen, kan pålægges en belastende 

21

22 

Figur 9. Spændings-deformationskurver 

målt ved 

belastning af 5 forskellige 

præparater af fodbuer (F. 

Bojsen-Møller). 

Figur 10. Stress-fordelingen 

i en søjle ved central og 

ved asymmetrisk belastning. 



1000 · 

500 · 

0 · . 

0 

Spænding 

(N) 

▲ 

. 

1 

Deformation (mm) 

kraft, som måles i Newton. Nede i søjlen fordeles kraften over et 

areal, og hvis den applicerede kraft er nøje centreret, vil den fordeles 

ligeligt i et hvilket som helst tænkt eller reelt tværsnit (fig. 

10) (23). Belastningen skal her udtrykkes i N · cm -2 . En asymmetrisk 

appliceret kraft vil fordeles ujævnt og kan, hvis den angriber 

søjlen helt ude i periferien, endda fremkalde trækkræfter på den 

modsatte side og give tendens til en såkaldt udbøjningskollaps 

(fig. 10). Yderligere kan tolerancen blive overskredet lokalt med 

et vævsbrud til følge. 

De mere belastede dele i kroppen kan efter behov omstilles fra 

bevægelighed og eftergivelighed til stabilitet og stivhed. Ryggen 

holdes normalt S-formet krummet med lordoser og kyfoser, og 

dette giver en for de fleste formål tilstrækkelig stivhed kombineret 

med evnen til fjedren og bevægelighed. Hvis en mekanisk Sformet 

søjle belastes, vil krumningerne øges, og der vil opstå 

lokale koncentrationer af tryk- og trækkræfter på henholdsvis de 

konkave og de konvekse sider. Ved at rette søjlen ud under 

belastningen opgives for en stund en del af de fjedrende egenskaber, 

til gengæld kan en jævn fordeling af trykkræfterne og en 

betydelig øgning af udbøjningstolerancen opnås (fig. 11). Det 

sidste sker også på grund af den samtidige opspænding af ligamenter 

og fascier på bagsiden (5). Vi kalder det at skifte fra 

bevægemodus til belastnings- eller løftemodus, og lignende 

1 

2 

3 

4 

5 

. 

2 

▲

omstillinger synes at kunne foregå i bækken og sacroiliacaleddet. 

Strategien for at undgå en skade ved longitudinel belastning af 

en søjle vil derfor gå ud på at skabe en så vidt muligt lige søjle 

og at centrere den af ydre byrde og egne posturale muskler 

resulterende kraftvektor bedst muligt. Det kan forventes, at der er 

store interindividuelle forskelle i nøjagtigheden, hvormed dette 

udføres, og derfor også store forskelle i antallet af mindre og 

større belastningsskader. 

Graden af foroverfældning af rygsøjlen i løftemodus bestemmes 

af projektionen af det samlede tyngdepunkt for krop, hoved, 

arme og ydre byrde. Hvis tyngdepunktet projiceres ned gennem 

midten af femur (fig. 12), vil momentbelastningen af hofte og 

knæ være ensartet, og leddenes muskler kan udnyttes ligeligt. 

Yderligere foroverfældning vil aflaste knæene og belaste hofteleddet, 

mens en mere oprejst stilling vil aflaste hofteleddene og 

belaste knæene. 

Kollisioner 



Figur 11. Røntgenbillede af normal rygsøjle. Ved drejning af bækkenet kan lændelordosen 

udrettes, og belastningen kan fordeles jævnt over de parallelt liggende 

endeflader af hvirvellegemerne. 

En kollision, et stød eller et slag er en kortvarig begivenhed, hvor 

en energimængde inden for den givne tid overføres fra et legeme 

til et andet eller fra en indre struktur til en anden. Under den til- 

23 

X 

X 

Tk 

▼ 

Figur 12. I løftemodus skal 

lænderyggen rettes ud og 

kroppen fældes så meget 

forover, at projektionen af 

det samlede tyngdepunkt 

(T k ) for krop og ydre byrde 

rammer midt imellem 

hofteled og knæled.

24 



hørende deformation må materialets molekyler ændre position i 

forhold til hinanden. Under ideelt elastiske forhold (som kun findes 

tilnærmet) er dette tidsuafhængigt, der er ingen tøven. I biologiske 

materialer er det imidlertid en tidskrævende proces, hvorunder 

energi dissiperes som varme. Viskositeten viser sig her 

ved, at materialets modstand mod deformationen øges med 

øgende deformationshastighed. For disse materialer er afpasningen 

af energitilvæksten pr tidsenhed (de/dt) efter materialeegenskaberne 

derfor afgørende for udfaldet af en kollision. 

Små og store kollisioner forekommer i mange af livets forhold, 

og hvis de implicerede strukturer som nævnt er i stand til at optage 

den givne energimængde på den givne tid, vil begivenhederne 

opfattes som trivielle og hurtigt være glemte. I modsat fald 

optræder skader i makro- eller mikroområdet. 

Kortvarigheden må for levende organismer defineres både over 

for deres materialeegenskaber og over for centralnervesystemets 

reaktionstid. I praksis skal kollisionen være omkring 100 ms eller 

derunder for at være kortvarig. 

Ved en kollision afgives en energimængde ikke alene i et vist 

tidsrum, men også over et bestemt areal (effektydelse pr areal, 

enhed: N · m · s -1 · cm -2). For at afbøde virkningen på bevægeapparatet 

må organismen for det første forsøge at kontrollere energimængden. 

For det andet må den gennem langvarig fysisk 

træning have opnået en passende kombination af strukturstivhed 

og styrke, så arealet under spændings-deformationskurven, dvs 

den maksimalt optagelige energi, bliver stort nok. For det tredje 

må den øge kollisionstiden mest muligt ved deformering og/eller 

ved at møde den ydre påvirkning tidligt og følge den længst 

muligt, eksempelvis som når man griber en bold eller afbøder et 

fald. Endelig må den maksimere det ydre og indre areal af overførende 

og bærende strukturer, for lænderygsøjlen fx ved udretning 

og ved nøje centrering af den resulterende belastningsvektor. 

Frakturmekanik 

En fraktur opstår, hvis spændingen i et materiale lokalt overstiger 

materialets indre kohæsion. Etablering af frakturflader er en energikrævende 

proces, og jo mere energi der er til rådighed, jo flere 

frakturflader kan der skabes, og jo mere splintret (komminut) bliver 

den endelige fraktur (1, 15, 18, 25). 

Brud deles i træthedsbrud, som udvikler sig over timer eller 

dage typisk i løbet af marchture eller distanceløb, og i de akutte 

brud, som igen kan deles i lav- og højenergibrud. Lavenergibrud 

kan fx opstå ved et vrid (skiløber), mens de mere energirige brud

ses ved trafikulykker og skudepisoder. Da bruddene oftest sker 

på betydeligt kortere tid end den forudgående elastiske deformering 

af knoglen, sker der en effektforstærkning ved udløsningen 

af den ophobede energi. Ved de energirige brud, hvor der tilmed 

er et stort overskud af energi, kan dette skabe en chokbølge i de 

omgivende bløddele med betydelige skader af disse til følge. 

Ved de helt energisvage brud, hvor der ikke tilføres tilstrækkelig 

energi, kan revneudviklingen gå i stå og de reparative processer 

få overtaget. Det sker netop ved den terapeutiske aflastning 

af et truende træthedsbrud. 

Som nævnt er knoglevæv to-faset. Ligesom i de moderne kompositte 

materialer som fx glasfiber-epoxyresin vil de blødere dele 

give sig, når spidsen af en frakturlinie når frem til et sådant område, 

og derved mindske eller ophæve den spændingskoncentration, 

der hele tiden befinder sig foran revnen. Frakturen bliver tilbøjelig 

til at gå i stå, og materialet kan betegnes som sejt. I glasfiberplader 

er det epoxyen, der er det bløde, afstressende materiale, 

mens det i knoglevæv er de eftergivelige, kollagene fibre. 

Mikrobrud er en relativt almindelig foreteelse i et normalt, 

aktivt liv. Bevægeapparatets sikkerhedsmargin er begrænset og 

overskrides nu og da ved accidentelle hændelser, forventeligt 

især i arbejdsliv og sportsliv. Måske skal man se således på det, 

at de små overskridelser - uden at der forekommer ophobning af 

tilfælde - netop er de stimuli, der løbende justerer systemet, og at 

parathed og evne til at reparere og forstærke er en del af artens, 

slægtens og individets sundhed. 

Personligt sikkerhedsudstyr 



Sikkerhedsudstyr i denne sammenhæng er udstyr, der skal yde en 

mekanisk beskyttelse over for effektydelsen i slag, stød og vibrationer. 

Strategien må i princippet gå ud på at reducere energimængden 

og/eller øge kollisionstid og -areal. Ved vibrationer kan 

energien reduceres og desuden spredes over et større frekvensområde, 

så resonans undgås. 

En egentlig støddæmper, fx bestående af et stempel der 

bevæger sig i en væskefyldt cylinder, virker både ved at dissipere 

energien og ved at øge tiden. Kollisionsberedskabet i en moderne 

bil fungerer på lignende måde, ved at fronten under blivende 

deformation forbruger energien og øger kollisionstiden. En fjeder 

derimod, som skal genetablere sig efter kollisionen, virker ved at 

øge kollisionstiden, men vil i det efterfølgende tilbagespring på 

ny præstere en effektydelse og altså nok et stød. 

På lignende måde kan personligt sikkerhedsudstyr deles i 

udstyr, der fx ved knusning forbruger energien og derfor er et 

25

26 



éngangsudstyr beregnet til afværgning af en katastrofe, og i 

udstyr, der skal reducere utallige mindre påvirkninger og derfor 

fjederagtigt skal genetablere sin form. 

En styrthjelm er et eksempel på det første (21). Den består af 

en hård skal foret med et porøst materiale, som regel polystyrenskum. 

Skallen skal øge kollisionsarealet og forhindre en penetration, 

mens skummaterialet skal desintegreres og knuses under så 

stort et energiforbrug som muligt. Det sidste kræver til farten og 

vægten individuelt afpassede materialeegenskaber, lagtykkelse og 

porøsitet, og det er netop problemet ved standardiseret massefremstilling. 

Hvis porerne ved en kollision presses helt sammen, 

omdannes skummet pludseligt til et hårdt faststof, hvorved 

grænsen for virkningen sættes (14 pp 120-168 og pp 212-240). 

Hælmaterialet i en løbesko er et eksempel på en støddæmper, 

der skal genetablere sig efter hvert hælnedslag. Hvis der er tale 

om et skummateriale, vil det i længden tabe sine egenskaber og 

specielt sin stivhed. 

Nedslidning 

Hermed kan vi diskutere det paradoksale i, at fysisk belastning i 

almindelighed og i motionssport i særdeleshed fører til opbygning 

af støttevævene og musklerne, mens fysisk belastning i 

andre situationer, typisk i arbejdslivet, kan føre til nedslidning 

(4). På det cellulære plan kan der jo ikke skelnes mellem de to 

former for belastning, medmindre der her i mikroområdet forekommer 

en ophobning af situationer, hvor effektydelsen (N · m · 

s -1 · cm -2 ) gennem upræcis styring af stressfordeling og kollisionstid 

overskrider de lokale tolerancer. 

Det er centralnervesystemets opgave at gennemføre den løbende 

styring, og det har hertil dels en erfaring, hvorfra det kan anticipere 

en begivenhed og en passende reaktion, og dels en 

mekanoreception som konstant overvågning. Musklerne er udstyrede 

med længde- og spændingsreceptorer, og sammen med nervesystemets 

mulighed for tidsmæssig registrering giver dette netop 

de tre parametre, som vi kender fra en moderne materialeafprøvningsmaskine, 

og som er nødvendige for at følge med i 

effektydelsen. 

Øget reaktionstid eller bare nedsat præcision i nervesystemets 

selvovervågning og motorik forårsaget af træthed, monotoni, 

påvirkning af alkohol eller psykofarmaka mv kan så tænkes at 

være årsag til gentagne mikrotraumer med nedslidning i det lange 

løb til følge. 

Sportssituationen adskiller sig ofte herfra ved at være et tidspunkt 

med øget overvågning og mulighed for at afpasse effekty-

delse efter tolerancen. Ved overtræning og fejlagtig træning kan 

det dog også gå galt her. 

Fire tidsdomæner 



Organismens reaktion og mulighed for at afbøde virkningen af en 

belastning varierer med begivenhedens hastighed. I hvert fald 

kan fire tidsdomæner nævnes: 

1. Under 100 ms: organismen afhænger af sine materialers og 

strukturers indbyggede kapacitet over for en pludselig energitilvækst, 

en de · dt -1. Nervesystemet kan dog evt anticipere 

begivenheden. 

2. Fra 100 ms - nogle sekunder: nervesystemet kan nå at reagere 

og øge kollisionstid og -areal og derved nedsætte effektydelsen. 

3. Minutter - timer: træthed udvikler sig i muskler og i materialer, 

så tolerancen reduceres, og psykisk, så koordinationen bliver 

upræcis. Kredsløbet belastes. 

4. Uger - måneder: nervesystemet indlærer, og motorikken bedres, 

konditionen øges, bevægeapparatets celler reagerer og 

opbygger vævene. 

En arbejdsinstruktion og et handlingsprogram til nedbringelse af 

skader og overbelastning af bevægeapparatet må for det første 

sikre en grundkondition af styrke, hurtighed og udholdenhed, for 

det andet må selvovervågningen trænes ved at rette opmærksomheden 

på den løbende mekanoreception og med en evt smerteperception 

som et vigtigt advarselssignal. Til denne kategori 

hører også viden om bevægeapparatets opbygning, funktion og 

vedligeholdelse, samt om simple årsag-virknings-forhold i systemet. 

For det tredje må programmet indeholde en træning i finkoordination 

og præcis timing også inden for generel fald- og afværgeteknik. 

Og endelig for det fjerde må det tilgodese organismens behov 

for hvile- og restitutionsperioder. Som nævnt under materialeegenskaber 

er vævstolerancerne afhængige af de umiddelbart forudgående 

belastningers art og antal. Tid til at normalisere tolerancerne 

og tid til, at cellerne kan opbygge vævene, er derfor 

nødvendig. 

Alt dette kan ikke tilgodeses alene gennem arbejdsinstruktion 

og arbejdstilrettelæggelse (13, 30). Det må accepteres, at det også 

er et personligt sundhedsarbejde, der omfatter dagligdag og dagligvaner 

i ikke-arbejdstiden, som i dette samfund udgør over 80% 

27

28 



af årets timer. Processen må desuden udstrækkes til barndom, 

skole, ungdom og voksenliv. 

Krisen kradser - altid 

Mennesket har mulighed for glæder uden tal - 

den ædleste af alle er at kunne når man skal. 

Piet Hein 

Fysisk sundhed er, at legemet kan, når det skal. De enkelte celler 

skal kunne fungere og reagere, ligesom støttevævene, de enkelte 

organer og det samlede legeme skal kunne det i de daglige livsaktiviteter 

såvel som ved toppræstationerne. 

Til overlevelse og sundhed hører det biologisk fundamentale, 

at legemet kan følge med og ændre og udvikle sig, når omgivelser 

og livsbetingelser ændrer sig, hvilket de gør hele tiden. Dyr 

og planter har til alle tider og i alle generationer haltet lidt bagefter 

udviklingen og har haft travlt med at tilpasse sig. Krisen kradser, 

som det uden megen historisk sans er udtrykt om vor tids vilkår. 

Sandheden er, at det har den gjort altid og for alle levende 

væsener, og det har interessant nok været et led i deres sunde og 

stadige udvikling. Det sidste skal dog anføres under den forudsætning, 

at arterne har undgået egentlige kummerkår, som altid 

ledsages af sygdom. 

Sundhed er langt hen ad vejen en præstation, som den enkelte 

og fællesskaber som familie, arbejdsplads og samfund har hver 

deres ansvar for. Præstationen for den enkelte består af opmærksom 

iagttagelse af forhold uden for og inden i kroppen, vurdering 

af situationen samt handlen, det sidste evt som korrektion og 

ændring af vaner. For den langsigtede sundhedspræstation synes 

problemet at ligge i, at de meddelelser, som indløber fra de forskellige 

egne af kroppen, er diskrete og lette at overse og undertrykke. 

En arbejdsinstruktion eller et gymnastikprogram kan her 

yde et bidrag, hvis det øger opmærksomhed og viden om de forskellige 

områder af jeg-huset og gennem velvære gør det attraktivt 

at skøtte dem godt. En opmærksomhed på dette punkt er 

måske forklaringen på, at nogle mennesker kan undgå skader og 

nedslidning trods store belastninger, eller kan nyde et godt helbred 

højt op i årene trods begrænsede legemlige ressourcer.

Litteratur 



1. Asang E. Biomechanics of the human leg in alpine skiing. In: 

Nelson RC, Morehouse CA. eds. International series on 

sports sciences I. Biomechanics IV. London: Macmillan Press 

Ltd, 1974:236-242. 

2. Attarian DE, McCrackin HJ, Devito DP, McElhaney JH, 

Garrett WE. A biomechanical study of human lateral ankle 

ligaments and autogenous reconstructive grafts. Am J Sports 

Med 1985;13(6):377-381. 

3. Bayliss MT. Proteoglycans: Structure and molecular organization 

in cartilage. In: Hukins DWL. ed. Connective tissue 

matrix. Verlag Chemie, 1984:55-88. 

4. Bojsen-Møller F. Belastning af bevægeapparatet - om tolerans 

og præstation og deres tidsafhængighed. Månedsskrift 

for Praktisk Lægegerning 1991;11:851-858. 

5. Bojsen-Møller F, Hecht-Olsen M, Wachtell K. Ligamentous 

stabilization of the human lumbar spine. Low Back Pain, Int 

Meeting 1992;(Abstract). 

6. Butler DL, Grood ES, Noyes FR. Biomechanics of ligaments 

and tendons. Exerc Sport Sci Rev 1978;6:125-182. 

7. Caplan AI. Cartilage. Sci Am 1984;251(4):82-90. 

8. Carter DR, Hayes WC. Compact bone fatigue damage. A 

microscopic examination. Clin Orthop 1977;127:265-274. 

9. Cavagna GA. Storage and utilization of elastic energy in 

skeletal muscle. Exerc Sport Sci Rev 1977;5:89-129. 

10. Currey J. The mechanical adaptations of bone. Princeton 

University Press, 1984. 

11. Dorrington KL. The theory of viscoelasticity in biomaterials. 

In: Vincent JFV, Currey JD. eds. Symposia of the society for 

experimental biology. Number XXXIV. The mechanical 

properties of biological materials. Cambridge University 

Press, 1980:289-314. 

12. Enwemeka CS. Connective tissue plasticity: Ultrastructural, 

biomechanical, and morphometric effects of physical factors 

on intact and regenerating tendons. JOSPT 1991;14:198-212. 

13. Genaidy AM, Karwowksi W, Guo L, Hidalgo J, Garbutt G. 

Physical training: a tool for increasing work tolerance limits 

of employees engaged in manual handling tasks. Ergonomics 

1992;35(9):1081-1102. 

14. Gibson LJ, Ashby MF. Cellular solids. Structure and properties. 

New York: Pergamon Press, 1988. 

15. Gordon JE. The science of structures and materials. 

New York: Scientific American Library, 1988. 

29

30 



16. Hay JG, Miller Jr JA, Canterna RW. The techniques of elite 

male long jumpers. Biomechanics 1986;19:855-866. 

17. Hukins DWL. Tissue components. In: Hukins DWL. ed. Connective 

tissue matrix. Verlag Chemie, 1984:1-16. 

18. Jeronimidis G, Vincent JFV. Composite materials. In: Hukins 

DWL. ed. Connective tissue matrix. Verlag Chemie, 1984:187- 

210. 

19. McCloskey DI. Kinesthetic sensibility. Physiol Rev 

1978;58(4):763-820. 

20. McCutchen CW. Joint lubrication. Clin Rheum Dis 

1981;7(1):241-257. 

21. Mills NJ. Protective capability of bicycle helmets. Brit J Sports 

Med 1990;24:55-60. 

22. Nachemson AL, Evans JH. Some mechanical properties of 

the third human lumbar interlaminar ligament (ligamentum 

flavum). J Biomech 1968;1:211-220. 

23. Pauwels F. The principles of construction of the locomotor 

system. Their significance for the stressing of the tubular 

bones. Zeitschrift für Anatomie und Entwicklungsgeschichte 

1948;114:129-166. 

24. Ross R, Bornstein P. Elastic fibers in the body. Sci Am 

1971;224:44-52. 

25. Sammarco GJ, Burstein AH, Davis WL, Frankel VH. The 

biomechanics of torsional fractures: The effect of loading on 

ultimate properties. J Biomech 1971;4:113-117. 

26. Serafini-Fracassini A, Field JM, Smith JW, Stephens WGS. The 

ultrastructure and mechanics of elastic ligaments. Journal of 

Ultrastructure Research 1977;58:244-251. 

27. Shorten MR. Muscle elasticity and human performance. 

Medicine and sport science 1987;25:1-18. 

28. Siegler S, Block J, Schneck CD. The mechanical characteristics 

of the collateral ligaments of the human ankle joint. 

Foot Ankle 1988;8(5):234-242. 

29. Simonsen EB, Edgerton VR, Bojsen-Møller F. Energy restitution 

and power amplification in human plantaris tendons. In: 

de Groot G, Hollander AP, Huijing PA, van Ingen Schenau 

GJ. eds. International Series on Biomechanics XI-A. Amsterdam: 

The Netherlands Free University Press, 1988:31-37. 

30. Stamper MT. Good health is not for sale. Ergonomics 

1987;30(2):199-206. 

31. Swanson SAV. Biomechanical characteristics of bone. Advances 

in Biomedical Engineering 1971;1:137-187. 

32. Tropp H, Askling C, Gillquist J. Prevention of ankle sprains. 

Am J Sports Med 1985;13(4):259-262. 

33. Viidik A. On the correlation between structure and mechanical 

function of soft connective tissues. Verhandlungen der



Anatomischen Gesellschaft 1978;72:75-89. 

34. Weiss JB. Collagens and collagenolytic enzymes. In: Hukins 

DWL. ed. Connective tissue matrix. Verlag Chemie, 1984:17- 

53. 

35. Woo SL-Y, Gomez MA, Sites TJ, Newton PO, Orlando CA, 

Akeson WH. The biomechanical and morphological changes 

in the medial collateral ligament of the rabbit after immobilization 

and remobilization. J Bone Joint Surg 

1987;69A(8):1200-1211. 

31

Støttevævene og deres belastnings- tolerance

Create successful ePaper yourself

Delete template?

Save as template?