인간의 발 움직임은 28개의 뼈, 33개의 관절, 112개의 인대, 13개의 외인성 근육과 21개의 내인성 근육으로 구성된 복잡한 구조에 의해 제어되며, 이러한 복잡한 발 구조를 단순화하여 평발(flat foot), 정상 발(normal foot), 오목 발(claw foot)의 세 가지 발 유형으로 분류할 수 있다1. 발 자세와 정렬은 정적 움직임과 동적 움직임 수행에 매우 큰 영향을 미치고, 발의 회내(pronation) 운동을 통해 중족근골관절(midtarsal joint)의 잠금을 해제하고 이로 인해 발의 유연성과 내측 족궁(arch)이 낮아지게 되면서 발이 지면에 닿을 때 충격에너지를 흡수하고 신체에서 지면으로 힘을 전달해 추진력을 발휘하는 기능적인 역할을 가진다2.
평발은 정상 발에 비해 후족의 외반, 전족의 외전을 특징으로 하고, 발 전체에 걸쳐 있는 내측 족궁이 편평하거나 낮아져 있는 의학적 상태를 의미한다3. 이러한 발 유형의 변경은 전족에서 부담하는 하중을 증가시키고4, 경골과 대퇴골의 내회전을 유발하여 슬개골의 외측 이동에 기여하는 것으로 보고된다5. 또한, 대부분의 체중 부하 활동이 발, 발목, 무릎 및 고관절의 닫힌 사슬 결합을 포함하므로 발 유형의 변화는 근위 관절의 운동 변화와 정렬의 변화로 이어질 수 있으며6, 발의 기능적 역할의 부재로 보행 및 달리기 시 지면반력과 충격 에너지 흡수 전략을 변경시키는 것으로 보고된다7,8. 이러한 이유로 발 유형과 하지 부상의 관계를 식별하기 위해 진행된 체계적 고찰 연구에서는 정상 발이 아닌 변경된 발 유형을 가진 경우 더 높은 승산비(odds ratio, 1.23; 95% confidence interval, 1.11–1.37)를 나타내며 하지 부상을 경험할 가능성이 1.23배 더 증가할 수 있다고 보고하였다9.
한편, 착지는 농구, 축구 등 인구의 대부분이 선호하는 스포츠에서 자주 수행되는 동작이다. 하지만 점프를 통한 착지는 체중의 2–12배 더 큰 충격력이 발생하는 것으로 보고되고, 착지 시 발생하는 높은 충격력은 하지관절을 둘러싼 연조직에 부담을 줄 수 있다10. 이는 외부 접촉 없이 근육과 관절에 손상을 발생시키는 비접촉 손상 요인으로 설명되며11, 역동적이고 기능적인 활동 중 충격을 적절하게 흡수하는 능력은 부상 예방을 위해 중요하다. 앞서 설명했듯이 발 유형의 변경으로 인한 하지 정렬의 변경과 발의 기계적 불균형은 수행 능력을 저하시키는 것으로 보고되므로12, 착지와 같은 동적인 움직임을 수행하는 동안 평발은 비정상적인 착지와 충격 흡수 전략을 나타낼 수 있다. 실제 착지 시 평발 집단과 정상 발 집단의 하지 운동학 차이를 비교한 연구에서 평발 집단은 정상 발 집단에 비해 더 작은 무릎관절 가동범위와 더 큰 발목관절 가동범위를 사용하여 착지를 수행하는 것으로 확인되었고13, 다른 연구에서는 한 발 착지 시 평발 집단이 정상 발 집단에 비해 더 빠른 하중속도와 더 큰 최대 수직 지면반력을 나타낸다고 보고하였다14. 착지의 하강 단계에서 발생하는 높은 충격력은 하지에 힘과 모멘트를 가하여 무릎과 고관절의 굴곡 및 발목관절의 배측 굴곡을 가속화하고, 시상면에서의 신전 모멘트와 편심적 근육 활동은 관절의 굴곡을 늦추고 충격을 흡수하여 사지가 무너지는 것을 방지하는 중요한 역할을 가진다15. 그러나, 평발과 하지 부상에 대한 연관성에도 불구하고 발 유형으로 인한 하지의 부하에 대한 조사는 대부분 보행이나 달리기에 중점을 두었고7,8 평발의 착지 시 충격 및 에너지 흡수 전략에 대한 조사는 연구자들 사이에서 크게 주목받지 못했다. 따라서, 본 연구는 평발 집단과 정상 발 집단의 한 다리 착지 시 시상면에서 하지의 생체역학적 기능과 충격 흡수 전략을 조사하고 차이를 비교 분석하는 데 목적이 있다.
본 연구는 건강한 20대 남성 총 28명을 대상으로 주상골 하강(navicular drop, ND) 평가를 통해 평발 13명(age, 23.15±1.77 years; height, 1.75±0.41 m; weight, 81.46±13.11 kg; ND, 1.22±0.19 mm)과 정상 발 15명(age, 24.46±2.19 years; height, 1.75±0.46 m; weight, 79.26±7.19 kg; ND, 0.72±0.16 mm)을 분류하였다. G*Power (v3.1.9.2, Heinrich-Heine-Universität) 소프트웨어를 사용하여, 맨-휘트니 U 검정(Mann-Whitney U test; 13명의 평발 집단과 15명의 정상 발 집단) 수행에 대한 유의수준을 0.05로 설정하고, 높은 효과 크기를 가질 때 0.5의 검정력 수준으로 해석할 수 있음을 확인하였다. ND 평가는 한 명의 검사자가 수행하였으며, 대상자에게 양발의 거골하관절(subtalar joint)이 중립이 되도록 올바르게 선 자세와 무릎관절이 90° 굴곡된 상태로 앉은 자세를 각각 요청하고 주상골을 촉진하여 펜으로 위치를 표시하였다(Fig. 1). 그리고 측정 카드를 이용하여 선 자세와 앉은 자세의 주상골 높이를 기록하였으며, 앉은 자세와 선 자세로 측정된 주상골 높이의 차를 구하여 사이의 간격이 5–9 mm는 정상 발, 10 mm 이상 차이가 나는 경우 평발로 분류하였다16. 모든 대상자는 한 다리 착지 수행 능력에 영향을 줄 수 있는 현재 또는 지난 6개월 동안 하지에 근골격계 손상이 없었으며, 본 연구에 자발적으로 참여한다는 서면 동의서를 받았다. 본 연구는 국립부경대학교 생명윤리위원회 승인 후 절차에 따라 수행되었다(No. 1041386-202311-HR-133-02).
Fig. 1. (A) Sitting position with knees bent 90°. (B) Standing position. The black circle indicates the location of the navicular. The solid lines in panels A and B represent the navicular location in the sitting position with knees bent at 90° and the standing position, respectively. The dashed arrow indicates the distance between the navicular positions marked by the solid lines in panels A and B.
8대의 광학 모션 캡쳐 카메라(Miqus M5, Qualisys AB; sampling rate 100 Hz)와 1대의 지면반력 측정기(Kistler 9260AA6, Kistler; sampling rate 1,000 Hz)는 운동학적 데이터와 운동역학적 데이터를 수집하기 위해 사용되었다. 모든 대상자는 몸에 딱 달라붙는 타이즈를 착용하였으며, 하지의 주요 관절 및 분절에 12 mm 크기의 반사 마커를 부착하였다. 하나의 분절에 최소 3개의 반사 마커를 부착하였고, 7개의 분절 구성을 위해 총 26개의 반사 마커를 사용하였다. 모든 대상자는 맨발로 지면반력 측정기 바로 뒤에 위치한 0.31 m 높이의 플랫폼 위에서 한 다리로 착지를 수행하였으며, 착지 시 양손은 허리를 잡도록 안내하였고, 플랫폼에서 한 다리로 선 다음 정면을 응시하고 지면에 위치한 지면반력 측정기에 착지하도록 교육하였다. 착지 직후 무릎을 완전히 뻗은 상태로 2초 이상 균형을 유지하고, 호핑이 없으며, 앞발을 지면에 먼저 접촉하는 경우 성공적인 착지로 분류하였다17. 모든 대상자에게 착지를 수행하기 전 5번의 연습을 허용하고 성공 기준에 대한 정보를 제공하였다. 착지 수행 사이 충분한 휴식을 제공하였으며, 세 번의 성공적인 착지 데이터가 수집되는 경우 실험을 종료하였다.
모든 데이터는 Qualisys Track Manager (version 2022.2 build 5880; Qualisys AB)와 Visual3D 소프트웨어 (version 5.01, C-Motion Inc.) 를 사용하여 데이터를 수집하고 운동학 및 운동역학적 데이터를 산출하였다. 마커 데이터는 차단 주파수 15 Hz 저역 통과 임계감쇠 필터(critically damped digital filter)를 사용하여 필터링하였고, 수직 지면반력이 10 N을 초과하는 초기 접촉 시점과 무릎관절 최대 굴곡 시점 사이를 분석 구간으로 설정하였다. 관절 가동범위는 최대 관절각도와 최소 관절각도의 차를 구하여 산출하였고, 하중속도는 최대 수직 지면반력을 소요 시간으로 나누어 계산하였다. 관절 파워는 관절 모멘트와 관절 각속도의 곱으로 계산하고, 일량은 파워 곡선을 시간으로 적분하여 계산하였다18. 모멘트는 굴곡을 양의 값으로, 신전은 음의 값으로 표현하였으며, 관절 파워와 일량에 대해 양의 값은 관절이 생성한 파워와 굴곡에 기여한 일의 양을 의미하고 음의 값은 흡수한 파워와 신전에 기여하는 일의 양으로 정의하였다. 대상자 간 변동성을 줄이기 위해 수직 지면반력, 관절 모멘트, 파워, 일량은 무게로 정규화하였다. 모든 데이터의 통계 처리는 IBM SPSS version 27.0 (IBM Corp.) 소프트웨어를 사용하였고, 발 유형에 따른 차이를 분석하기 위해 맨-휘트니 U검정을 실시하였다. 모든 결과는 평균±표준편차로 제시하였으며, 통계적 유의수준은
Table 1은 평발 집단과 정상 발 집단의 한 다리 착지 시 하중속도와 최대 수직 지면반력을 보여주며, 모든 변인은 두 집단 간 유의한 차이를 나타내지 않았다.
Table 1 . Results for loading rate and peak vertical ground reaction force during single leg drop in flat and normal foot groups
| Variable | Normal foot (n=15) | Flat foot (n=13) | Z (p) |
|---|---|---|---|
| Loading rate (N/sec) | 95.17±38.00 | 89.87±16.38 | −0.023 (0.982) |
| Peak vertical GRF (N/BW) | 4.115±0.985 | 3.982±0.654 | −0.668 (0.504) |
Values are presented as mean±standard deviation.
GRF: ground reaction force, BW: body weight.
Table 2는 한 다리 착지 시 평발 집단과 정상 발 집단의 하지관절 가동범위를 보여주며, 고관절과 무릎관절 가동범위에서 집단 간 유의한 차이를 나타내지 않았으나, 발목관절 가동범위에서 평발 집단이 정상 발 집단에 비해 유의하게 높은 가동범위를 나타내었다(p=0.040).
Table 2 . Results for joint range of motion during single leg drop landing in flat and normal foot groups
| Range of motion | Normal foot (n=15) | Flat foot (n=13) | Z (p) |
|---|---|---|---|
| Hip flexion-extension (°) | 19.08±4.896 | 19.78±10.370 | −0.668 (0.504) |
| Knee flexion-extension (°) | 39.84±8.032 | 44.13±9.298 | −1.313 (0.189) |
| Ankle dorsiflexion-plantarflexion (°) | 50.16±5.200 | 54.12±5.272 | −2.050 (0.040)* |
Values are presented as mean±standard deviation.
*p<0.05.
Table 3은 평발 집단과 정상 발 집단의 한 다리 착지 시 하지관절 최대 모멘트, 파워, 일량을 보여준다(Fig. 2). 한 다리 착지 시 평발 집단과 정상 발 집단은 무릎, 발목관절 최대 모멘트, 파워, 일량에서 유의한 차이를 나타내지 않았다. 그러나, 고관절 최대 굴곡 모멘트는 평발 집단이 정상 발 집단에 비해 유의하게 높게 나타났다(p=0.018).
Table 3 . Results for peak joint moment, power, and work during single leg drop landing in flat and normal foot groups
| Variable | Normal foot (n=15) | Flat foot (n=13) | Z (p) |
|---|---|---|---|
| Peak hip flexion moment (Nm/BW) | 0.137±0.048 | 0.193±0.069 | −2.372 (0.018)* |
| Peak hip extension moment (Nm/BW) | −0.321±0.096 | −0.327±0.094 | −0.161 (0.872) |
| Peak knee flexion moment (Nm/BW) | 0.061±0.031 | 0.080±0.028 | −1.727 (0.084) |
| Peak knee extension moment (Nm/BW) | −0.255±0.050 | −0.246±0.035 | −0.392 (0.695) |
| Peak ankle dorsi flexion moment (Nm/BW) | −0.036±0.016 | −0.035±0.013 | −0.207 (0.836) |
| Peak ankle planta flexion moment (Nm/BW) | −0.250±0.038 | −0.238±0.028 | −1.036 (0.300) |
| Negative peak hip power (W/BW) | −65.25±22.37 | −71.95±29.96 | −0.760 (0.447) |
| Positive peak hip power (W/BW) | 17.72±12.30 | 21.89±11.56 | −1.451 (0.147) |
| Negative peak knee power (W/BW) | −118.30±37.41 | −125.60±30.35 | −0.714 (0.475) |
| Positive peak knee power (W/BW) | 19.84±13.05 | 31.66±20.61 | −1.912 (0.056) |
| Negative peak ankle power (W/BW) | −158.50±24.27 | −163.60±28.02 | −0.253 (0.800) |
| Positive peak ankle power (W/BW) | 0.645±4.630 | 0.624±6.137 | −0.069 (0.945) |
| Negative peak hip work (J/BW) | −1.080±0.723 | −1.318±1.629 | −0.576 (0.565) |
| Positive peak hip work (J/BW) | 0.806±0.435 | 0.932±0.447 | −0.438 (0.662) |
| Negative peak knee work (J/BW) | −6.006±2.610 | −6.142±2.231 | −0.530 (0.596) |
| Positive peak knee work (J/BW) | −0.417±0.337 | −0.389±0.289 | −0.069 (0.945) |
| Negative peak ankle work (J/BW) | −7.705±1.249 | −7.956±4.089 | −0.852 (0.394) |
| Positive peak ankle work (J/BW) | −0.129±0.067 | −0.112±0.074 | −0.161 (0.872) |
Values are presented as mean±standard deviation.
BW: body weight. (＋) value: flexion, generation, (−) value: extension, absorption.
*p<0.05.
Fig. 2. The moment and power of the sagittal hip (A, D), knee (B, E), and ankle joints (C, F) during landing were time-normalized and visualized. The gray line represents the average for flat foot, and the black line represents the average for normal foot. Shading indicates standard deviation. BW: body weight.
본 연구는 평발을 가진 집단과 정상 발을 가진 집단을 대상으로 한 다리 착지 시 시상면에서 하지의 생체역학적 기능을 조사하고 차이를 비교 분석하였다. 그 결과 하중속도, 최대 수직 지면반력, 무릎과 고관절 가동범위, 무릎, 발목관절 최대 모멘트, 하지관절 최대 파워와 일량에서 유의한 차이를 보이지 않았다. 그러나, 발목 가동범위, 고관절 최대 굴곡 모멘트는 두 집단 간 유의한 차이를 나타내었다.
발이 과도하게 회내되는 경우 발의 모든 부분에서 정렬의 변화를 초래하고, 운동 사슬로 인해 근위 관절의 운동 변화로 이어질 수 있다6. 실제 본 연구에서 평발 집단은 한 다리 착지 시 정상 발 집단에 비해 유의하게 높은 고관절 최대 굴곡 모멘트를 나타내었는데, 비정상적인 모멘트의 증가는 관절에 더 많은 활동을 요구하여 힘과 부하가 증가할 수 있다고 설명된다19. 또한, 성공적인 착지의 목표가 하강 단계에서 발생하는 높은 충격력에 대항하기 위해 굴곡 모멘트를 감소시키고 신전 모멘트를 증가시키는 점이라는 것을 고려할 때15, 평발 집단의 결과는 착지 시 높은 충격력에 적절하게 저항하지 못했다고 생각할 수 있으며, 한 다리 착지 시 충격 흡수에 취약할 수 있음을 시사한다. 그러나, 평발 집단은 정상 발 집단에 비해 하중속도와 최대 수직 지면반력에서 차이를 보이지 않았고, 관절의 힘과 에너지 생성 및 흡수를 설명하는 파워 및 일량에서도 차이를 보이지 않았다. 이는 평발 집단이 정상 발 집단에 비해 더 큰 발목관절 가동범위를 사용하여 한 다리 착지를 수행한 것과 관련이 있다고 생각된다. 선행 연구에서 발목관절은 착지 높이가 증가할수록 고관절과 무릎관절이 충격 에너지를 흡수하는 것보다 충격 흡수에 효과적으로 사용되며 관절 움직임을 조절하고 부드러운 착지 수행에 기여한다고 설명하였으며18, 평발은 착지 시 발생하는 충격을 감소시키기 위해 원위관절에 의존하는 충격 감소 전략을 나타낸다고 하였다13,20. 그러므로 본 연구의 결과는 평발 집단이 한 다리 착지 시 원위관절에 의존하고 더 넓은 범위에 걸쳐 외부 힘을 분산하려고 시도했다고 해석할 수 있다. 하지만, 평발은 후경골근의 약화로 인한 기계적 힘의 상실로 내측 족궁의 안정성이 저하되고2, 족저굴곡에 의해 자세균형이 영향을 받아 불안정한 착지자세가 나타나는 것으로 보고된다20. 본 연구에서 평발 집단의 족저굴곡은 관찰되지 않았으나, 충격감소를 목적으로 족저굴곡에 의존하는 것은 비복근의 작용선으로 인해 정강이뼈가 넙다리뼈에 비해 앞으로 당겨지게 되면서 전방 십자인대에 가해지는 긴장을 증가시키고21, 잠재적으로 전방십자인대 부상 위험에 기여할 수 있음을 시사한다.
착지 시 지면반력과 하지에 가해지는 힘의 크기, 그리고 방향은 시상면의 분절 간 운동학적 변인과 운동역학적 변인에 영향을 받으며 시상면 운동학은 착지 시 에너지 흡수를 담당한다15. 하지만, 한 다리 착지 시 하지 부상과 관련성을 설명하는 선행 연구들은 시상면뿐만 아니라 관상면에서 관찰되는 하지 외반각과 모멘트에 주목하여 부상과 관련성을 설명하고22, 운동학의 변경이 관찰되지 않는 경우 대상자들이 착지자세를 사전에 예상하여 근 활성도의 증가를 통해 동작과 관절의 움직임을 안정화한다고 하였다23. 하지만 본 연구에서 한 다리 착지 시 시상면 역학에 대한 조사만을 수행하고 근 활성도를 수집하지 않았으므로, 평발의 한 다리 착지 시 하지 생체역학에 대한 추가적인 정보를 제공하기 위해서는 관상면 역학과 하지 근 활성도를 포함한 연구의 필요성이 강조된다.
한편, 본 연구에서 확인한 하중속도와 최대 수직 지면반력에 대한 결과는 한 다리 착지 시 평발 집단과 정상 발 집단의 하중속도와 최대 수직 지면반력에 차이가 없음을 확인한 선행 연구24와 부합하는 결과라고 생각된다. 하지만 평발의 한 다리 착지를 조사한 다른 연구에서는 평발 집단에서 정상 발 집단에 비해 유의하게 빠르고 높은 하중속도와 최대 수직 지면반력을 확인하였다14. 이러한 상충되는 결과는 선행 연구에서 정의하는 발 유형의 조작적 정의 기준의 다양성에 기인할 수 있다고 생각된다9. 정적인 발 유형 평가는 발의 형태학적 변화를 식별하고 분류하기 위해 임상과 실습에서 일반적으로 사용하는 방법이며, 목적과 기준에 따라 발 유형을 분류하기 위해 발 자세 평가(foot posture index), 복사뼈 외반 평가(malleolar valgus index), 족궁 평가(arch index) 등 다양한 평가가 개발되어 사용되고 있다. 그러나 발 유형을 명확하게 구분할 수 있는 기준은 여전히 모호하고 정적인 자세 동안 평가된 발 유형은 동적인 움직임 동안의 발 유형을 반영하지 않는 것으로 보고된다25. 따라서 평발의 한 다리 착지 시 충격 흡수 메커니즘에 대한 명확한 결과를 도출하기 위해서는 하나 이상의 평가 방법을 사용하거나 발에 더 많은 요구를 포함하는 동적인 발 유형 평가를 사용하여 연구를 진행할 필요가 있다고 판단된다.
본 연구는 평발을 가진 집단과 정상 발을 가진 집단을 대상으로 한 다리 착지 시 시상면에서 하지의 생체역학적 기능을 조사하고 차이를 비교 분석하여 평발 집단의 한 다리 착지 시 충격 에너지 흡수 전략을 이해하고 수행 능력 개선을 위한 귀중한 통찰력을 제공하고자 하였다. 그러나 본 연구는 발 유형을 분류하기 위해 단일 평가만을 사용하였고, 시상면에 대한 분석만을 수행하였으며, 많은 인간 대상 연구와 마찬가지로 표본이 인구 집단을 대표하지 못하였다. 추후 연구에서는 이러한 제한점을 보완하여 발 유형에 대한 평가 방법과 분석 변인을 확대하고 많은 표본 수를 모집하여 연구를 수행한다면 평발의 한 다리 착지 시 하지 생체역학적 특성에 대한 더 나은 이해를 제공할 것이라고 생각된다.
본 연구는 평발의 한 다리 착지 시 시상면 하지 생체역학과 충격 에너지 흡수 전략을 이해하기 위해 수행되었다. 본 연구 결과 평발 집단은 정상 발 집단과 한 다리 착지 시 다른 시상면 착지역학을 보이며, 원위관절에 의존하여 충격을 분산하기 위해 노력하는 것으로 보인다.
No potential conflict of interest relevant to this article was reported.
Conceptualization: SBC, JCP. Data curation: SBC, BSK, QQ, ZF, JCP. Formal analysis, Investigation, Methodology, Project administration: all authors. Resources, Supervision, Validation: SBC, BSK, SYJ, JCP. Software: SBC, SYJ, JCP. Visualization: SBC, BSK, JCP. Writing–original draft: all authors. Writing–review & editing: SBC, SYJ, QQ, ZF, JCP.
