ABSTRACT
This study examined how knee sleeve application affects the knee adduction moment (KAM), knee adduction angle (KAA), and knee muscle activation during gait in eleven healthy individuals. Participants completed walking trials under four conditions: a control condition without a sleeve (Normal) and three sleeve conditions with distinct compression characteristics (Motion, Slim, and Strong). KAM, KAA, and surface electromyography (EMG) from five lower limb muscles were compared across conditions. Neither KAM nor KAA differed significantly among the conditions (p > 0.05). In contrast, knee extensor EMG was lower under specific sleeve conditions than under Normal (p < 0.05). Because muscle forces contribute substantially to knee contact force during gait, this reduced activation may indicate lower internal knee joint loading. These findings suggest that, in healthy individuals, certain knee sleeves may alter neuromuscular strategies without producing detectable changes in KAM or KAA, although further validation is needed.
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KEYWORDS: Knee osteoarthritis, Knee sleeve, Knee adduction moment, Knee adduction angle, Healthy population, Electromyography
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KEYWORDS: 무릎 골관절염, 무릎 슬리브, 무릎내전모멘트, 무릎내전각도, 정상인, 근전도
NOMENCLATURE
1. 서론
무릎 골관절염(Knee Osteoarthritis, KOA)은 전 세계적으로 흔히 발생하는 만성 퇴행성 질환으로, 고령 인구에서 높은 유병률을 보이며[
1] 환자의 삶의 질을 현저히 저하시킨다[
2]. 고령화가 진행됨에 따라 무릎 골관절염으로 인한 개인적·사회적 부담은 지속적으로 증가하고 있다[
3]. 현재 무릎 골관절염의 치료 방법으로서 약물적 치료[
4]와 수술적 치료가 주로 활용되고 있으며, 보존적 치료로 증상 조절이 어려운 경우 인공관절 치환술이 시행된다[
5]. 그러나 인공관절의 수명은 제한되어 있어 영구적인 해결책이 되기 어렵다[
6]. 이러한 점에서 무릎 골관절염의 발생을 예방하고 질병의 진행을 지연시키는 비수술적 중재 전략의 중요성이 대두되고 있다.
무릎 골관절염의 발생 부위는 경골대퇴(Tibiofemoral)관절의 외측(Lateral) 구획, 내측(Medial) 구획, 그리고 슬개대퇴(Patellofemoral, PF) 관절로 구분되며, 이 중 내측 골관절염이 가장 높은 발생 빈도를 보이는 것으로 보고되고 있다[
7]. 내측 구획의 하중을 반영하는 대표적인 생체역학적 대리 지표로서 무릎내전모멘트(Knee Adduction Moment, KAM)가 주로 사용되고 있으며[
8,
9], 무릎내전모멘트가 1 unit (%BW·HT) 증가할 경우 6년 후의 무릎 골관절염의 진행 위험이 약 6.4배 증가함을 보고한 선행 연구도 존재한다[
10]. 따라서, 무릎내전모멘트를 감소시키는 것이 무릎 골관절염의 진행 억제를 위한 핵심목표로 제시되어 왔다.
한편, 무릎 관절에 실제로 가해지는 하중은 무릎접촉력(Knee Contact Force, KCF)으로 표현되며[
11], 이는 동역학적으로 필요한 알짜관절반력(Net JOINT Reaction Force)뿐 아니라 관절을 가로지르는 근육의 수축력에 크게 의존한다[
12]. 실제로, 보행 중 무릎 접촉력의 약 50–75%가 근육수축력에 대한 반력으로 보고되었다[
13-
16]. 따라서 실제의 관절하중을 알기 위해서는 근활성도 정보가 필요하다.
무릎 골관절염의 진행을 늦추고 증상을 완화하기 위한 비수술적 중재 방법 중 하나로서 무릎 슬리브(Knee Sleeve)가 제안되어 왔다[
17,
18]. 슬리브는 지지대(BUTTRESS)나 힌지(Hinge)를 포함한 브레이스(Brace)에 비해 부작용이 적고 착용감이 우수하여, 일상생활에서 장시간 착용하기에 용이하다는 장점을 가진다[
19]. 기존 연구들은 슬리브 착용이 무릎 관절에 압박을 제공함으로써 통증 감소, 관절 안정감 향상, 그리고 균형감각 및 고유수용감각 개선에 기여할 수 있음을 보고하였다[
17-
19]. 또한, 슬리브 착용에 의한 생체역학적 효과로서, 수직 부하율(Vertical Loading Rate)[
20], 무릎내전모멘트, 그리고 무릎내전 각도(Knee Adduction Angle, KAA)의 감소가 보고되었다[
21,
22].
그러나 슬리브 착용 효과를 보고한 대부분의 연구는 이미 무릎 골관절염이 발생한 환자를 대상으로 수행되었으며[
10,
17-
22], 이러한 결과가 정상인에게도 동일하게 적용될 수 있는지는 충분히 검증되지 않았다. 무릎 골관절염의 유병률 증가를 억제하기 위해서는 증상이 나타난 이후의 중재뿐만 아니라, 통증이나 기능 저하가 없는 단계에서의 예방적 접근 역시 중요하다[
23]. 그럼에도 불구하고 정상인을 대상으로 슬리브 착용에 따른 생체 역학적 효과와 근활성 변화를 검토한 연구는 상대적으로 부족한 실정이다.
이에 본 연구는 정상인 11명을 대상으로 서로 다른 특성을 지닌 세 가지 타입의 무릎 슬리브를 착용한 상태에서 보행 실험을 수행하여, 정상인에게서도 슬리브 착용에 따라 무릎내전모멘트, 무릎내전각도, 근활성도의 변화가 나타나는지를 확인하고자 한다. 이를 통해, 슬리브 착용의 무릎 골관절염에 대한 예방적 활용 가능성에 대한 기초적인 자료를 제시하고자 한다.
2. 방법
2.1 실험방법
2.1.1 피험자
피험자는 하지에 근골격계 질환이나 수술 병력이 없는 건강한 20대 성인 11명으로 구성되었다(
Table 1). 이 중 6명에 대하여 근전도 분석을 추가로 시행하였다(
Table 2). 본 연구는 윤리위원회의 승인을 받았으며(IRB No. 7001355-202011-HR-409), 모든 피험자는 실험 절차에 대한 충분한 설명을 들은 후 실험에 동의하였다.
2.1.2 실험 장비
실험은 힘판 2대(OR6-7, AMTI, MA)와 120 Hz의 모션 캡처 카메라 9대(Motion Analysis, CA)가 설치된 동작 분석 실험실에서 진행되었다. 피험자는 힘판이 배치된 길이 6.5 m의 보행로를 각자의 자연스러운 속도로 보행하였다(
Fig. 1). 실험 중 피험자는 몸에 밀착되는 모션캡쳐 전용의 티셔츠, 반바지, 캡(3 × 3 Designs Ltd., Canada)을 착용하였다. 하지 보행 분석용으로 수정된 Plug-in Gait 마커셋을 사용하여, 총 35개의 반사 마커를 부착하였다(
Fig. 2).
하지 근활성도를 측정하기 위해 2,148Hz로 샘플링되는 무선 표면근전도 시스템(Trigno, Delsys, MA)을 사용했다. 근전도 센서는 2개의 무릎 굴곡근: 반건양근(Semitendinosus, ST), 대퇴이두근 장두(Biceps Femoris Long Head, BF)와, 3개의 무릎 신전근: 대퇴직근(Rectus Femoris, RF), 외측광근(Vastus Lateralis, VL), 내측광근(Vastus Medialis, VM)에 센서를 부착하였다. 부착위치는 S ENIAM 권고안[
24]에 따라 각 근육의 근복(Belly) 중앙부로 하였고, 슬리브 착용으로 인해 부착이 어려운 경우에는 슬리브 간섭을 피하면서 권고 위치에 가장 근접한 부위에 센서를 부착하였다. 피부–전극 간 접촉 임피던스를 최소화하기 위해 센서 부착 전 해당 부위를 제모한 후 알코올 솜을 이용하여 피부 표면을 소독하였다.
2.1.3 실험 조건
본 연구에서 사용한 무릎 슬리브(11783508750, Melkin Sports, Korea)는 압박 특성이 서로 다른 세 가지 타입으로 구성되었다(
Fig. 3). Motion 타입은 격한 운동에 적합하도록 부분적인 압박을 제공하며, Slim 타입은 일상생활에 적합한 가벼운 압박을 제공하고, Strong 타입은 움직임이 적은 고강도 트레이닝에 적합하도록 강한 압박을 제공한다. 특히 Motion 타입은 슬개골 주변의 근육 및 인대 부위는 두껍고 탄성이 높은 구조로 설계되었으며, 무릎의 중심부 및 후방 부위는 상대적으로 얇고 신축성이 우수하도록 제작되었다. 슬리브 사이즈는 제조사의 권장 기준에 따라 무릎 중심 상방 10 cm 지점의 둘레를 기준으로 선정하였으며, 모든 슬리브는 왼쪽 무릎에 착용하였다.
실험은 슬리브를 착용하지 않은 조건(Normal)과 세 가지 슬리브 조건(Motion, Slim, Strong)을 포함하여 총 네 가지 조건에서 수행되었다. 조건 간 이월 효과를 최소화하기 위해 각 조건 사이에는 5분 이상의 휴식 시간을 두었고, 조건의 순서는 각 피험자별 무작위로 적용하였다. 조건별로 충분한 연습 보행을 실시한 후, 발이 힘판 위에 온전히 접촉된 보행만을 유효 시도(Trial)로 정의하여 조건당 5회의 유효한 보행 데이터를 수집하였다.
근전도 신호의 정규화를 위해 Biodex System 3 (Biodex Medical Systems, Inc., NY)를 사용하여 각 근육의 등척성 최대 자발수축(Maximum Voluntary Contraction, MVC)에서의 근전도를 측정하였다. MVC 측정 시 보상적인 몸통 움직임을 최소화하기 위해 양쪽 어깨에서 반대쪽 골반 방향으로 연결된 스트랩을 사용하여 몸통을 X자 형태로 고정하였다. 신전근인 VM, RF, VL의 MVC 측정에서는 피험자가 앉은 자세(
Fig. 4(a))에서 무릎 굴곡 각도를 70–90°로 고정한 상태로 무릎 신전을 수행하도록 하였다. 굴곡근인 S T, BF의 MVC는 엎드린 자세(
Fig. 4(b))에서 무릎 굴곡을 수행하였다[
25]. MVC는 동작별로 3회 반복 측정하였으며, 근피로의 영향을 최소화하기 위해 시도 간 2분 이상의 휴식 시간을 부여하였다[
26]. MVC 측정에 의한 피로가 보행 중 데이터에 영향을 미칠 수 있으므로, 모든 보행데이터 측정 후에 MVC 측정을 수행하였다.
보행 데이터 분석은 왼발의 입각기(Stance Phase)에 대하여 수행되었으며, 각 조건에서 수집된 5회의 보행 중 마커 손실이 가장 적은 3회의 시도를 선별하여 분석에 사용하였다. 운동학 데이터는 Cortex ver. 8.1 (Motion Analysis, CA)를 통해 산출하였으며, 차단 주파수 6 Hz의 4차 Butterworth 저역통과 필터를 적용하였다. 이후 역동역학 분석(Inverse Dynamics)을 통해 무릎내전모멘트를 산출하였다.
수집된 표면 근전도 신호는 MATLAB (MathWorks, MA)을 이용하여 분석하였다. EMG에 혼입되는 잡음 및 움직임 영향을 제거하기 위해 20–450 Hz의 Band-pass 필터를 적용한 후 전파 정류를 수행하였다. 정류된 신호로부터 선형 포락선을 산출하기 위해 차단주파수 2 Hz의 2차 Butterworth 저역통과 필터를 적용하였다. 근전도 신호의 개인차를 보정하기 위해 EMG를 개인별 근육별 MVC근전도로 정규화하여 %MVC 단위로 표현하였다.
모든 통계 분석은 S PS S 29 (IBM, NY)를 사용하여 수행하였다. 분석에 앞서 모든 변수에 대해 정규성 검정을 실시하였으며, 정규성을 만족하는 변수는 모수 통계 방법을 적용하였다. 조건 간 차이를 비교하기 위해 반복측정 분산분석(RM ANOVA)을 실시하였다. 근전도의 경우 정규성을 만족하지 않아서, 비모수 검정인 Friedman 검정을 적용하였다. 사후 분석은 Least Significant Difference (LSD) 방식에 따라 Wilcoxon 부호순위 검정을 사용하여 조건 간 쌍별 비교를 수행하였다.
3. 결과
Fig. 5는 KAM과 KAA의 입각기 동안의 변화패턴을 나타내고,
Table 3은 두 변수의 특성치, 즉 KAM의 전반기 및 후반기 피크시점에서의 값을 나타낸다.
Table 3에서 KAM과 KAA의 특성치는 전반기와 후반기 모두, 보행조건에 따른 차이가 유의하지 않았다 (p > 0.05).
Table 4는 무릎 슬리브 착용 조건에 따른 하지 근육의 근활성도를 제시한다.
Table 4에 표시된 *는 Normal 조건 대비 p < 0.05 수준에서 유의한 차이가 관찰되었음을 의미한다. 신전근의 경우, Slim 조건의 모든 신전근(VM, RF, VL)과 Strong 조건의VM의 근활성도가 Normal에 비해 유의하게 감소하였다(p < 0.05). 굴곡근은 모든 조건에서 차이가 없었다.
4. 고찰
4.1 연구결과의 시사점
정상인 11명을 대상으로 한 본 연구에서는 슬리브 착용에 의한 KAM, KAA의 유의미한 변화가 관찰되지 않았다(
Table 3). 이러한 결과는 환자를 대상으로 한 슬리브 착용이 보행 역학적 변수에 긍정적인 영향을 미친다고 보고한 선행 연구[
20-
22] 및 슬리브 착용 시 KAM, KAA이 각각 10.1%와 1.5% 감소하였다는 보고[
21]와 대비된다. 이러한 차이는 연구대상의 차이, 즉, 기존의 연구들은 무릎 골관절염 환자를 대상으로 수행되었지만, 본 연구는 정상인을 대상으로 진행되었다는 점에 기인했을 가능성이 있다. 무릎 골관절염 환자의 경우 정상인과 달리 변형된 자세로 보행하는 특성을 보이며[
27], 이러한 상태에서 슬리브 착용을 통해 무릎 관절의 고유수용감각이 향상되어 관절 안정감이 증가할 경우, 변형된 운동학적 패턴이 보다 정상적인 형태로 조절될 수 있다[
20]. 반면 정상인은 이미 충분한 고유수용감각과 안정적인 보행 전략을 유지하고 있어, 슬리브 착용에 따른 고유수 용감각 개선이 보행 역학을 변화시킬 만큼의 조절 효과로 이어지지 않았을 가능성이 있다.
반면, 근활성도는 Slim 조건의 VM, RF, VL과 Strong 조건의 VM에서 유의하게 감소하였다(
Table 4). 무릎 골관절염 환자의 경우 통증으로 인해 유발된 보호적 신경근 활성도 보상 전략이 근육 활성 패턴에 반영될 수 있고[
28], 슬리브 착용을 통한 안정감 증가로 인해 근활성도가 낮아질 가능성이 있다. 그러나 본 연구의 대상자는 통증이나 관절 불안정성이 없는 정상인이었음을 고려할 때, 관찰된 근활성도 감소는 통증 회피나 병리적 보상기전의 감소보다는 슬리브 착용으로 인한 역학적 보조 효과와 관련되었을 가능성이 크다. 이러한 결과는 고중량 스쿼트에서 대퇴사두근의 근활성도가 무릎붕대(Knee Wraps)에 의해 감소한 것[
29]과 일치하고, 그 원인으로서 탄성붕대가 늘어날 때 저장된 탄성에너지가 상승동작에서 방출된다는 ‘캐리오버(Carryover) 효과’의 주장[
29]과도 연결된다. 즉, 본 연구에서의 신전근(VM, RF, VL)의 근활성도 감소는 슬리브의 탄성력에 의한 신전근 역할의 감소로 볼 수 있다. 일반보행에서는 입각기의 전반기, 즉 체중수용기(Loading Response, LR)와 중간입각기(Mid-stance, Mst)에 지면반력벡터가 무릎 뒤쪽으로 지나가면서 발생되는 굴곡모멘트에 저항하기 위해 무릎신전근이 LR-Mst 초반에 활성화되는 것이 일반적이다[
30]. LR-Mst 초반에는 무릎이 굴곡되므로, 이 굴곡에 저항하는 슬리브의 탄성력이 신전 모멘트를 발생하고, 이것이 무릎신전근이 부담해야 할 내부신전 모멘트 요구를 부분적으로 상쇄함으로써, 신경근 동원 수준을 감소시켰을 것으로 해석된다. 실제로 이 구간에서 Slim 조건의 신전근의 근활성도가 Normal에 비해 감소한 것이 확인된다(
Figs. A1 및
A2).
한편, 제조사 분류상 Strong 조건이 가장 높은 압박 강도로 제시되었음에도, 피험자들이 실제 착용 시 체감한 압박감은 Slim 조건에서 더 크게 보고되는 경향을 보였다. Slim 조건에서 Strong 조건보다 신전근의 근활성도 감소가 더 뚜렷하게 나타난 것은 이러한 실제 착용 시의 밀착도와 압박감 차이와 관련되었을 가능성이 있다. 실험 과정에서 Slim 조건은 다른 슬리브 조건보다 하지에 밀착되고, 피험자들이 상대적으로 높은 압박감과 안정적인 착용감을 느끼는 경향을 보였다. 또한 Slim 조건은 Strong 조건에 비해 하지 장축 방향 변형에 대한 저항성이 상대적으로 큰 특성을 보여, 무릎 굴곡 시 더 큰 탄성 저항을 제공했을 가능성이 있다. 이러한 밀착도와 탄성 특성은 Slim 조건에서 슬리브의 탄성 저항이 신전모멘트 발생에 더 효과적으로 기여했을 가능성을 시사한다. 반면 Strong 조건은 상대적으로 두꺼운 구조로 인해 높은 지지력을 제공할 수 있으나, 실제 착용 시 피험자들이 하지 표면과의 밀착도를 Slim 조건보다 상대적으로 낮게 느끼는 경향을 보였다. 이러한 밀착감의 차이는 무릎 굴곡 과정에서 슬리브의 미세한 위치 변화가 발생했을 가능성을 시사하며, 이 경우 슬리브의 탄성력이 무릎 굴곡에 저항하는 신전 모멘트로 충분히 전달되지 못하여 신전근의 역학적 요구를 감소시키는 데 제한적으로 작용했을 수 있다. 다만 본 연구에서는 슬리브별 압력 분포, 착용감 및 미세 움직임을 정량적으로 측정하지 않았으므로, 이러한 해석은 가능성 수준에서 제한적으로 이해되어야 한다.
본 연구에서 관찰된 신전근 활성도의 감소는 무릎의 실제부하인 무릎접촉력을 줄일 가능성이 있다. 즉, 보행 중 무릎접촉력의 약 50–75%가 관절을 가로지르는 근육 힘에 의해 형성된다는 점을 고려하면[
12], 활성도 감소에 의해 초래될 신전근력의 감소는 무릎접촉력의 감소와 연관되었을 가능성이 높다. 다시 말해서, 정상인에서 슬리브 착용에 의해 KAM, KAA의 변화가 나타나지 않았더라도, 무릎접촉력은 감소했을 수 있다. 또한, 무릎접촉력은 내측 구획을 통해 전달되는 하중의 비율이 외측 구획보다 크다고 보고되었으므로[
31,
32], 슬리브 착용으로 인해 전체 무릎접촉력이 감소하였다면, 내측 구획을 통해 전달되는 내측접촉력(Medial Contact Force, MCF) 역시 함께 감소했을 가능성이 높다.
이상을 종합하면, 본 연구의 결과는 정상인에서 슬리브의 효과가 관절 모멘트 변화로 나타나지 않더라도 근활성 감소를 통해 관절접촉력이 감소했을 가능성을 제시한다. 이는 슬리브의 효과를 해석함에 있어 생체역학적 지표와 함께 근육 활성 양상을 통합적으로 고려하는 접근이 필요함을 보여주며, 정상인 보행 시 슬리브 착용이 근활성 전략에 미치는 영향을 이해하기 위한 기초 자료를 제공한다.
4.2 한계점
본 연구의 주요 한계는 실제 무릎의 내측 부하를 직접적으로 나타내는 내측접촉력을 산출하지 못하였다는 점이다. 따라서 슬리브 착용에 따른 신전근 근활성도 감소가 실제 관절접촉력 감소를 의미한다고 단정하기는 어려우며, 이는 가능성 수준의 예비적 해석으로 이해되어야 한다. 무릎 관절의 실제 내측 부하를 정량적으로 측정하기 위해서는 인공관절 내에 센서를 삽입하는 침습적인 방법이 요구되며, 이는 정상인을 대상으로 한 연구에서는 적용이 불가능하다. 본 연구에서는 무릎 관절 부하를 간접적으로 반영하는 KAM을 사용하였으나, 차후에는 근력을 추정하고 이를 이용하여 관절접촉력을 시뮬레이션하는 기법[
11,
12]을 이용하여 슬리브의 직접적 효과를 조사하는 것이 바람직하다.
제한된 피험자 수로 인해 본 연구 결과의 일반화에 제약이 있다. 특히 EMG 분석은 전체 피험자 중 6명을 대상으로 수행되었기 때문에, 슬리브 조건에 따른 근활성도 변화는 예비적 결과로 해석될 필요가 있다. 추후의 연구에서는 피험자 수를 늘려서 통계적 엄밀성을 제고할 필요가 있다.
또 다른 한계는 슬리브 타입별 역학적 특성을 정량적으로 제시하지 못하였다는 점이다. 본 연구에서는 제조사에서 제공하는 추상적인 압박강도의 등급을 근거로 서로 다른 슬리브 타입을 분류하였으나, 이러한 정보만으로는 탄성계수, 두께 등 정량적 차이를 나타내기 힘들다. 제조사에서 이러한 기술적 정보의 제공을 거부하므로, 본 논문에서는 이에 대한 고찰이 불가능하였다. 향후 연구에서는 슬리브 타입별 재료적·기계적 특성을 정량적으로 제시하여, 슬리브 타입별 효과를 보다 명확히 할 필요가 있다.
FOOTNOTES
-
ACKNOWLEDGEMENT
이 논문(결과물)은 건국대학교의 2025년도 연구비 지원과 한국교육부 산하 한국연구재단(NRF)의 기초과학연구사업(No. RS-2021-NR066085)의 지원을 받아 작성되었습니다.
Fig. 1Gait-path and experimental setup. FP: force plate
Fig. 2Marker placement in the MODIFIED Plug-in Gait marker set
Fig. 3Knee sleeves used in this study: Motion (Partial compression sleeve), Slim (Overall light compression sleeve), Strong (Overall strong compression sleeve)
Fig. 4The measurement of EMG at isometric maximal voluntary contraction (MVC) of (a) knee extensors and (b) knee flexors using Biodex system. The solid red arrows indicate the direction of force exertion by subjects, while the dashed black arrows represent the direction of the externally applied resistance
Fig. 5Time trajectories of (a) KAM and (b) KAA averaged for all subjects and trials
Table 1Subjects with KAM measurement
Table 1
|
Characteristic |
Mean ± SD |
|
Age [yrs] |
23 ± 1.73 |
|
Height [cm] |
171.09 ± 9.21 |
|
Body mass [kg] |
70.36 ± 15.10 |
|
Gender |
Male = 8
Female = 3 |
Table 2Subjects with EMG measurement
Table 2
|
Characteristic |
Mean ± SD |
|
Age [yrs] |
22.6 ± 2.25 |
|
Height [cm] |
170.16 ± 10.51 |
|
Body mass [kg] |
67.66 ± 13.45 |
|
Gender |
Male = 4
Female = 2 |
Table 3Biomechanical outcomes for the normal and sleeve conditions
Table 3
|
Feature |
Peaks |
Normal |
Sleeve |
ANOVA (p-value) |
|
Motion |
Slim |
Strong |
|
KAM [% BW·H] |
1st
|
1.15 ± 0.39 |
1.12 ± 0.60 |
1.20 ± 0.47 |
1.06 ± 0.72 |
0.917 |
|
2nd
|
1.62 ± 0.79 |
1.46 ± 0.87 |
1.54 ± 0.69 |
1.50 ± 1.02 |
0.659 |
|
KAA [deg.] |
1st
|
1.50 ± 2.42 |
0.96 ± 3.39 |
1.55 ± 2.00 |
1.36 ± 3.66 |
0.801 |
|
2nd
|
0.71 ± 2.83 |
0.08 ± 3.31 |
0.97 ± 2.27 |
0.33 ± 3.57 |
0.566 |
Table 4Average EMG (%MVC) of the knee muscles during the stance phase
Table 4
|
Muscle |
Normal |
Sleeve |
Friedman test (p-value) |
|
Motion |
Slim |
Strong |
|
Vastus medialis |
5.52 ± 2.06 |
5.11 ± 2.29 |
3.89 ± 1.37*
|
4.84 ± 1.73*
|
0.029 |
|
Rectus femoris |
4.32 ± 1.64 |
4.42 ± 1.95 |
3.45 ± 1.15*
|
4.21 ± 1.36 |
0.010 |
|
Vastus lateralis |
6.53 ± 2.13 |
5.53 ± 2.01 |
3.97 ± 1.30*
|
4.81 ± 2.15 |
0.029 |
|
Semitendinosus |
8.89 ± 4.79 |
8.43 ± 3.29 |
8.53 ± 3.73 |
8.68 ± 3.92 |
0.896 |
|
Biceps femoris long head |
6.62 ± 3.42 |
6.29 ± 3.96 |
6.92 ± 4.07 |
6.88 ± 3.63 |
0.753 |
REFERENCES
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Biography
- So-Min Lee
B.Sc. in the Department of Biomedical Engineering, Konkuk University. Her research interest is biomechanics in osteoarthritis.
- Min-Seo Kim
B.Sc. in the Department of Biomedical Engineering, Konkuk University. Her research interest is sports rehabilitation.
- Sean-Min Lee
M.Sc. in the Department of Biomedical Engineering, Konkuk University. His research interest is biomechanics in osteoarthritis.
- Gwang-Moon Eom
Professor in the Department of Biomedical Engineering, Konkuk University. His research interests include biomechanics of locomotion and rehabilitation of the elderly.
Appendix
A1. Individual EMG Data
Fig. A1은 네 가지 보행 조건(Normal, Motion, Slim, and Strong)에서 측정된 하지 5개 근육(VM, RF, VL, ST, and BF)의 개인별 정규화 근전도 활성도를 제시한다. 각 선은 각 한 명의 피험자(n = 6)를 나타내며, 집단 평균에서는 충분히 반영되지 않을 수 있는 개인 내 변동성을 시각적으로 확인할 수 있도록 하였다. 신전근에서는 대부분의 피험자에서 Slim 조건이 Normal 조건에 비해 감소하는 경향을 보였으며, 이는 집단 수준에서 관찰된 감소가 특정 소수 피험자에 의해 주도된 결과가 아님을 시사한다. 반면, 굴곡근에서는 피험자 간 일관된 변화 양상이 나타나지 않았다.
A2. Ensemble-averaged EMG Profiles
Fig. A2는 입각기 동안 다섯 개 근육의 평균 근전도 파형을 제시한다. 모든 근전도 신호는 입각기 100%로 시간 정규화되었다. 특히 체중수용기(Loading Response) 및 중간입각기(Midstance) 초반 구간에서 Slim 조건에서 신전근의 활성도 감소가 관찰되었다. 이러한 시간적 패턴은 슬리브의 탄성 저항이 무릎 굴곡 시 외부 신전모멘트를 형성하여 신전근이 부담해야 할 내부 신전모멘트 요구를 부분적으로 상쇄했을 가능성과 일치한다[
20]. 본 그림은 평균 EMG 감소가 입각기 특정 구간에서의 기전적 변화와 연결될 수 있음을 보여주기 위해 제시되었다.
- Fig. A1
Individual variations in normalized EMG activation across conditions
- Fig. A2
Averaged quadriceps and hamstring EMG responses during stance
