Unilateral Ankle Force Control With and Without Chronic Ankle Instability

Ko, Do-Kyung; Kang, Nyeonju; 도경 고; 년주 강

doi:10.15857/ksep.2025.00164

Exerc Sci > Volume 34(3); 2025 > Article

만성 발목 불안정성 유무에 따른 발목 힘 조절 능력

Original Article

Exerc Sci. 2025; 34(3): 278-286.

Published online: Jul 29, 2025

DOI: https://doi.org/10.15857/ksep.2025.00164

만성 발목 불안정성 유무에 따른 발목 힘 조절 능력

고도경 MS^1,²

, 강년주 PhD^2,³

¹광운대학교 스포츠융합과학과

²인천대학교 일반대학원 체육학과

³인천대학교 스포츠과학부, 스포츠과학연구소 및 건강증진센터

Unilateral Ankle Force Control With and Without Chronic Ankle Instability

Do-Kyung Ko MS^1,²

, Nyeonju Kang PhD^2,³

¹Department of Sports Convergence Science, Kwangwoon University, Seoul, Korea

²Department of Human Movement Science, Incheon National University, Incheon, Korea

³Division of Sport Science, Sport Science Institute & Health Promotion Center, Incheon National University, Incheon, Korea

Corresponding author: Nyeonju Kang Tel +82-32-835-8573 Fax +82-32-835-0788 E-mail nyunju@inu.ac.kr

*본 연구는 Do-Kyung Ko의 석사학위논문 중 일부 내용을 수정, 보완한 논문임.

*This study was approved by the Institutional Review Board (IRB) of Incheon National University (IRB No. 7007971-202110-002)

Received Mar 25, 2025 Revised May 19, 2025 Accepted May 19, 2025

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Abstract

PURPOSE

Repetitive lateral ankle sprains often cause chronic ankle instability (CAI) leading to various sensorimotor deficits. This study aimed to investigate altered ankle dorsiflexion force control capabilities in individuals with CAI.

METHODS

Ten young adults with unilateral CAI performed isometric ankle dorsiflexion force control at 20% of the maximum voluntary contraction under vision and no-vision conditions. Participants executed submaximal force control tasks with their impaired and non-impaired ankles. To evaluate the force control capabilities, we estimated the force trend, accuracy, and variability. Two-way repeated-measures ANOVAs (ankle×vision, 2×2) for each force control variable were used for statistical analyses.

RESULTS

When the visual information was removed, a declining force trend was observed in the impaired ankle (p<.001), whereas no differences were observed in the non-impaired ankle (p=.096). In the no-vision condition, the impaired ankle showed a lower mean force (p=.035) and force accuracy (p=.009) and greater force variability (p=.004) than the non-impaired ankle.

CONCLUSIONS

These findings suggest that CAI interferes with ankle dorsiflexion force control without visual information, indicating sensorimotor impairment.

색인어: 만성 발목 불안정성, 하지, 힘조절, 발목 등쪽 굽힘

Keywords: Chronic ankle instability, Lower extremity, Isometric force control, Ankle dorsiflexion

서 론

발목 염좌(ankle sprain)는 신체활동 중 가장 흔하게 발생할 수 있는 부상 중 하나로, 운동 중 발생하는 부상의 20-40%를 차지한다[1]. 특히, 발목 염좌의 85%는 과도한 안쪽번짐으로 인해 발생하는 외측 발목 염좌이며[1,2], 이로 인해 발생하는 의료비와 사회적 손실이 상당하다[3,4]. 그럼에도 불구하고, 외측 발목 염좌를 지닌 환자 중 약 55%가 부상에 대한 적절한 치료를 받지 않고 방치하고 있다[5,6]. 방치된 발목은 추후 재발성 발목 염좌로 진행될 수 있으며, 외측 발목 염좌를 겪은 환자 중 40%는 12개월이 지나도 잔류 증상이 남아있는 만성 발목 불안정성(chronic ankle instability)으로 이어지는 것으로 보고되었다[7,8]. 만성 발목 불안정성은 재발성 발목 염좌, 발목의 불안정감, 통증 및 부종, 움직임 제한, 균형 능력 저하를 포함한 다양한 증상을 초래할 수 있다[4,8]. 특히, 재발성 발목 염좌 시 인대와 근육의 손상으로 인해 고유감각수용기(proprioception), 관절수용기(joint receptor) 및 근방추(muscle spindle)가 손상될 수 있으며[9,10], 이는 감각-운동 시스템에 부정적인 영향을 미쳐 발목의 기능적 수행능력을 저하시킨다[11].

감각-운동 시스템의 기능을 효과적으로 평가하기 위한 방법으로는 등척성 힘조절 과제(isometric force control task)가 있으며, 이는 근신경계 제어 및 손상 기전에 대한 연구에서 빈번히 활용되고 있다[12]. 발현되는 힘에 대한 실시간 시각 정보와 고유수용감각을 활용하여 최대하 목표(submaximal targeted level)에 최대한 정확하게 상응하는 힘을 유지하는 과정은 감각-운동 통합(sensorimotor integration)을 필요로 한다. 등척성 힘조절 과제에서는 시도 내 발현되는 힘의 정확성(accuracy), 가변성(variability)을 평가하여 힘조절 능력을 정량화할 수 있으며, 이를 통해 근신경계(neuromuscular system)의 기능 변화를 판단할 수 있다[12,13]. 예를 들어, 만성 발목 불안정성으로 인해 손상된 감각-운동 시스템은 힘 정확성을 감소시키고 가변성을 증가시킬 수 있다[14,15]. 힘 정확성은 미세운동조절 수행력을 평가하는 중요한 지표인데[16], 선행 메타분석 연구에서는 최대 자발적 수축력(maximum voluntary contraction, MVC)의 20%에 해당하는 목표 힘 수준 시 만성 발목 불안정성이 있는 환자가 건강한 대조군에 비해 더 낮은 힘 정확성을 보였다고 보고하였다[15]. 힘 가변성 또한 일정한 힘 발현 요구에 대한 힘조절 안정성을 나타낼 수 있으며[17], 근골격계 손상을 정량화하고 그와 관련된 근신경계 변화를 연구할 때 활용된다[12,18,19].

중요하게도, 힘조절 과제에서 제공되는 시각정보는 실시간 오류교정을 통해 정확한 움직임을 생성하는 데 기여한다[20]. 시각 정보가 제공되는 상황에서는 주로 시각-운동처리(visuomotor processing)를 통한 힘조절 능력을 평가할 수 있지만, 시각 정보를 제거함에 따라 고유수용감각-운동처리에 기반한 힘조절 능력을 평가할 수 있다[21,22]. 실제로, 5초 동안 시각 정보를 동반한 힘조절 연습 후 시각 정보 없이 1초 동안 힘을 재현 과제에서 만성 발목 불안정성 환자는 건강한 대조군에 비해 발목 안쪽번짐(inversion), 가쪽번짐(eversion) 및 발바닥굽힘(plantarflexion)의 힘 재현 정확성이 저하되었으며[15,23,24], 힘 재현 능력의 손상은 자세 조절 능력 저하와 양의 상관관계가 나타났다[23]. 만성 발목 불안정성을 지닌 집단은 발목의 손상된 고유수용감각을 보상하기 위해 시각 정보에 더욱 의존하는 운동제어 전략을 사용한다는 점을 고려하면[25], 시각 정보 유무에 따른 힘조절 과제는 만성 발목 불안정성으로 인한 감각-운동 시스템의 손상을 평가하기에 적합한 것으로 사료된다[14,23,24].

발목의 안쪽번짐, 가쪽번짐, 발바닥굽힘 동작 외에도 발목 발등굽힘(ankle dorsiflexion)에 관여하는 근육들은 갑작스러운 발목 꺾임으로 인한 발바닥굽힘 동작에 저항하여 발목을 안정화한다는 점에서 중요한 역할을 한다[1]. 발목의 발등굽힘 동작이 보행 및 자세 조절과 같은 다양한 일상생활 활동과 밀접하게 연관되어 있음에도 불구하고[26-28], 만성 발목 불안정성에 따른 발등굽힘 힘조절 능력을 조사한 연구는 부족한 실정이다. 만성 발목 불안정성이 발등굽힘 힘 재현 감각에 미치는 영향에 대한 선행 연구를 살펴보면, 시각 정보를 동반한 5초의 힘조절 연습 이후 시각 정보 제거 시 1초 동안 목표 힘을 재현하는 과제를 사용하였으나 상반된 결과를 보고하였다[14,23]. 이처럼 짧은 시간 동안의 힘 재현 과제는 지속적인 힘 생성 유지에 대한 안정성(stability) 및 감각 정보를 활용한 운동 수정 능력(motor correction)을 평가하기에 충분하지 않을 수 있다. 실제로, 시각 정보가 제거될 경우 약 1.5-2.5초 후부터 힘 감소(force decay) 현상이 발생하면서 고유수용감각을 활용한 힘조절이 수행된다[29]. 따라서, 시각 정보 제거에 따른 고유수용감각에 대해 보다 정확하게 평가하기 위해는 상대적으로 긴 시간의 지속적인 힘조절 과제가 요구되며, 힘의 증가 또는 감소 추세성 분석은 시각 정보 제거에 따른 고유수용감각을 평가하기에 효과적인 방법이 될 수 있다[29,30].

종합해보면, 만성 발목 불안정성으로 인해 발생하는 감각-운동 시스템 손상이 시각 정보 유무에 따른 발등굽힘 힘조절 능력에 어떠한 영향을 미치는지는 아직까지 불분명하기 때문에 이에 대한 연구가 필요하다. 따라서, 본 연구의 목적은 만성 발목 불안정성 및 시각 정보 유무에 따른 발등굽힘 힘조절 능력을 조사하는 데 있다. 이러한 결과는 추후 발목 불안정성 환자의 감각-운동 시스템이 손상 정도를 예측하는 데 필요한 기초적인 자료로 활용될 수 있을 것이다. 선행 연구들의 결과를 고려하면[15,25], 20% of MVC에 해당하는 목표 힘 수준에서 시각 정보가 제공되었을 때에는 만성 발목 불안정성에 따른 힘조절 능력의 차이가 나타나지 않을 것이며, 시각 정보가 제거되었을 때에는 환측 발목이 건측 발목에 비해 힘 감소추세와 낮은 힘 정확성 및 높은 힘 가변성이 나타날 것이다.

연구 방법

1. 연구 대상자 특성

적절한 표본 크기를 결정하기 위해, G*Power 소프트웨어(version 3.1.9.7)를 사용하여 5명의 파일럿 데이터(힘 추세성 변인)를 기반으로 한 사전 검정력 분석(priori power analysis)을 수행하였다[31,32]. 분석 결과, 그룹 내 설계에서 10명의 참가자가 필요한 것으로 나타났다(power level=.95, alpha level=.05, number of group=1, number of measurements=4, correlation among repeated measures=.5, nonsphericity correction ε=1, effect size f=.502). 따라서, 자발적 참여 의사를 지니고, 편측 발목에만 만성 발목 불안정성을 지니고 있는 20대 성인 10명을 모집하였다. 만성 발목 불안정성의 유무는 문화적 교류 검증 절차(cross-cultural adaptation procedures)를 거쳐 번역된 한국판 Identification of Functional Ankle Instability (IdFAI) 설문지를 사용하여 11점 이상인 경우 만성 발목 불안정성으로 진단하였다[33,34]. 따라서, 모든 연구대상자는 IdFAI 설문지를 통해 양측 발목의 불안정성을 평가하였으며, 한쪽 발목에는 만성 발목 불안정성(11점 이상)을 보유하고 반대쪽 발목은 정상 수준(10점 이하)임을 확인하였다. 또한, 주로 사용하는 하지(dominant leg)는 Waterloo Footedness Questionnaire-Revised를 사용하여 평가하였다[35]. 하지 움직임 시 제한이나 통증, 발목관절의 수술 혹은 골절 병력, 3개월 내 근골격계 및 신경학적 질환이 있는 경우 연구 참여를 제한하였다[36]. 연구 대상자들은 실험 24시간 전부터 격렬한 신체활동과 음주를 제한하고, 6시간 전부터 진통제 및 카페인 복용을 제한하였다[37]. 본 연구는 헬싱키 선언(Declaration of Helsinki)의 조항을 준수하였으며, 인천대학교 기관생명윤리위원회(No. 7007971-202110-002A)에서 연구수행을 위한 사전 승인을 획득하였다. 연구 대상자의 특성은 Table 1에 제시하였다.

2. 실험 절차

발목 힘조절 과제 및 MVC 측정을 위해 등척성 발목 힘 측정 장비(isometric ankle force measurement system, SEED technology Inc., South Korea, Fig. 1A)를 사용하였다. 측정 시 연구 대상자는 54.6 cm LCD 모니터(1,920×1,080 pixels, a refresh rate= 60 Hz)에서 80 cm 떨어 진 곳에 앉아 손을 무릎에 올린 채 엉덩관절 90-95° 굽힘, 무릎관절 90-100° 굽힘, 발목관절 약 90° 등쪽굽힘의 편안한 자세로 힘조절 과제와 MVC 측정을 수행하였다[38] (Fig. 1B). 이때, 측정하는 발은 힘 변환기(Micro Load Cell-CZL635-3135, range=330 lbs., Phidgets Inc., Calgary, AB, Canada)가 내장된 맞춤형 플랫폼에 고정하였다. 등척성 힘 신호는 16비트 아날로그-디지털 변환기(A/D ADS1148 16-bit 2 kSPS, 최소 감지 가능한 힘= 0.0192 N)를 통해 100 Hz로 수집하여 5 V 여기 전압의 INA122 (Texas Instruments Inc., Dallas, TX, USA)를 통해 증폭되었다. 또한, Microsoft Visual C++ 프로그램(Microsoft Corp., Redmond, WA, USA)으로 개발한 소프트웨어를 사용하여 시각 정보를 제공하고 힘 신호를 수집하였다.

본 과제 시작에 앞서, 환측 및 건측 발목에 대한 목표 힘 수준을 설정하기 위한 MVC 측정을 진행하였다. 연구 대상자들은 각 발목에서 3초 동안의 MVC 측정을 두 번 수행하였으며, 만성 발목 불안정성 집단이 20% of MVC에서 힘 정확성이 낮았으므로 두 번의 시도에서 측정된 최댓값의 평균에 대한 20% of MVC를 각 발목의 목표 힘 수준으로 설정하였다[15]. 또한, 각 발목에 대한 MVC 측정 후 1분의 휴식 시간을 제공하여 측정 시 발생하는 피로를 최소화하였다. 힘조절 과제의 목표는 20초 동안 발목 발등굽힘 힘 발현이 목표 힘 수준에 최대한 일치하여 유지하도록 조절하는 것이다. 시각 정보 유무에 따라, Vision 조건에서는 20초 동안 발목 힘과 목표 힘 수준에 대한 시각 정보가 지속적으로 제공되었지만, No-vision 조건에서는 첫 5초 동안만 시각 정보가 제공되고 이후 15초 동안은 시각 정보가 제거된 상태에서 힘조절을 수행하도록 하였다(Fig. 1C). 각 발목에서 시각 조건에 따라 3회 시도(three trials)를 진행하였으며, 과제를 숙지하기 위해 본 측정 전 한 번의 연습을 시도하였다. 힘조절 과제 수행 중 발생할 수 있는 피로의 영향을 최소화하기 위해 시도 간 30초의 휴식과 실험 조건 사이의 1분의 휴식을 취하였으며, 각 발목이 번갈아 측정되도록 실험 조건을 배정하였다. 여러 시도에 따른 학습효과를 최소화하기 위해 먼저 측정하게 되는 발목 조건과 시각 조건의 순서는 무작위로 배정하였다.

3. 자료 분석

수집된 힘 데이터는 Matlab R2022a (Math Works^TM Inc., Natick, United States)를 사용하여 분석하였다. No-vision 조건에서는 처음 5초 동안 시각 정보가 제공되었기 때문에, 시각 정보 유무에 따른 힘조절 능력을 공정하게 평가하고 초기 조정 효과(initial adjustment effect)를 최소화하기 위해 모든 조건에서 처음 5초 구간을 데이터 분석에서 제외하였다[21,38]. 또한, 마지막 1초 구간은 참가자가 시행 종료를 예상하여 힘 출력을 조절할 수 있는 조기 종료 효과(early termination effect)를 방지하기 위해 제외하였으며[39], 최종적으로 중간 14초 구간의 데이터만 분석에 사용되었다. 이후, 선행연구를 참고하여 bidirectional fourth-order Butterworth filter를 사용하고, 30 Hz 차단 주파수로 저역통과 필터링하여 힘조절 시계열의 잡음을 제거하였다[38-40]. 발등굽힘 힘조절 능력은 힘 추세성, 정확성, 및 가변성으로 평가하였다. 힘 추세성은 힘 발현 시계열의 선형 회귀선 기울기를 사용하여 평가하였다[41]. 구체적으로, 가로축에는 시간을 초 단위로 계산하고 세로축에는 목표 힘 수준으로 표준화된 힘 크기를 백분율로 나타낸 후 최소제곱법(ordinary least square)을 통해 최적화된 선형 회귀선의 기울기를 계산하였다. 회귀선의 기울기가 0에 가까울수록 증가 또는 감소 추세 없이 일정한 방향의 힘을 생성한 것으로 평가하며, 양수면 높을수록 더 강한 힘 증가 추세를, 음수면 낮을수록 더 강한 힘 감소 추세를 나타낸다. 힘 정확성은 상대 평균 제곱근 오차(relative Root Mean Square Error, rRMSE)를 사용하여 평가하였으며, 낮은 상대 평균 제곱근 오차는 높은 힘 정확성을 나타낸다[42]. 마지막으로 힘 가변성은 힘 발현의 변동계수(coefficient of variation, %CV)를 통해 평가하였으며, 낮은 변동계수는 낮은 힘 가변성을 의미한다[21].

4. 통계 처리

만성 발목 불안정성 유무에 따라 발목 발등굽힘 시 최대 근력 차이가 있는지 확인하기 위해, MVC값에 대한 대응 표본 t-검정을 수행하였다. 또한 만성 발목 불안정성 유무와 시각 조건에 따른 발등굽힘 힘조절 능력을 비교하기 위해 이원 반복측정 분산 분석(two-way repeated measures ANOVA, Ankle×Vision, 2×2)을 실시하였다. 교호작용에 대한 통계적 유의성이 확인되었을 경우, 사후검정은 Bonferroni pairwise comparison 사용하여 조정된 유의 확률(adjusted p-value)를 산출하였다. 이때, 조정된 유의 확률은 조정되기 전 유의 확률에 비교의 수(4)를 곱하여 계산되었다. 모든 통계 분석은 IBM SPSS Statistics 25 (SPSS Inc., Chicago, IL, USA)를 통해 수행하였으며, 이원 반복측정 분산 분석 및 사후검정의 유의 수준은 .05로 설정하였다.

연구 결과

환측 및 건측 발목의 MVC에 대한 대응 표본 t-검정 결과, 발목 간 유의한 차이는 발견되지 않았다(t₉ = 0.697, p=.503, Fig. 2A). 하지만 환측 및 건측 발목의 평균 힘(mean force)에 대한 이원 반복측정 분산 분석 결과, 유의한 Ankle×Vision 상호작용이 나타났다(Table 2, Fig. 2B). 사후분석 결과, 시각 정보가 제거 시 환측 및 건측 발목의 평균 힘 모두 통계적으로 유의하게 감소하였으며, 특히 환측 발목의 평균 힘이 건측에 비해 더 낮은 결과를 보였다(Table 3). 또한 힘 추세성(Force trend)에 대한 이원 반복측정 분산 분석에서 유의한 Ankle×Vision 상호작용이 발견되었다(Table 2, Fig. 2C). 사후분석 결과, 시각 정보가 제거되었을 때 환측 발목에서 음(-)의 방향으로 힘 추세성이 감소되었으며, 이 때 환측 발목이 건측 발목에 비해 더 큰 음(-)의 방향 힘 추세성이 나타났다(Table 3). 이러한 결과는 환측 및 건측 발목 간 근력의 차이가 없음에도 불구하고, 시각 정보가 제거됨에 따라 환측 발목이 건측 발목에 비해 힘 발현이 감소되었음을 의미한다.

힘 정확성 평가를 위한 상대 평균 제곱근 오차(rRMSE)에 대한 이원 반복측정 분산 분석 결과, 유의한 Ankle×Vision 상호작용이 나타났다(Table 4, Fig. 3A). 사후분석 결과, 시각 정보가 제거 시 환측 및 건측 발목의 힘 정확성 모두 통계적으로 유의하게 감소하였으며, 특히 환측 발목의 힘 정확성이 건측에 비해 더 낮은 결과를 보였다(Table 5). 힘 가변성 평가를 위한 변동계수(%CV)에 대한 이원 반복측정 분산분석 결과, 유의한 Ankle×Vision 상호작용이 보고되었다(Table 4, Fig. 3B). 사후분석 결과, 시각 정보가 제거 시 환측 및 건측 발목의 힘 가변성 모두 통계적으로 유의하게 감소하였으며, 특히 환측 발목의 힘 가변성이 건측에 비해 더 낮은 결과를 보였다(Table 5). 이러한 결과는 시각 정보가 제공되지 않았을 때 환측 발목이 건측 발목에 비해 발등굽힘 힘조절 능력이 저하되었음을 의미한다.

논 의

본 연구는 만성 발목 불안정성 및 시각 정보 유무에 따른 발등굽힘 힘조절 능력을 조사하였다. 연구 결과, 만성 발목 불안정성을 지닌 환측 발목에서 No-vision 조건 시 건측 발목에 비해 평균 힘 감소, 힘 추세성 감소(힘의 우하향 패턴), 힘 정확성 감소 및 힘 가변성 증가가 나타났다. 이러한 결과는 시각 정보가 차단된 상태에서 지속적인 힘 조절 과제를 수행할 때, 만성 발목 불안정성으로 인해 발등굽힘 동작의 힘조절 능력이 저하된다는 점을 나타낸다.

Vision 조건에서는 만성 발목 불안정성에 따른 평균 힘과 추세성의 차이가 나타나지 않았지만, No-vision 조건에서는 환측 발목의 평균 힘이 건측 발목보다 낮았으며 더 강한 감소 추세가 나타났다. 특히 환측 발목에서는 시각 정보가 제거되었을 때 시간에 따른 힘의 우하향 패턴(힘 감소 추세)이 나타난 반면, 건측 발목에서는 시각 정보 제거에 따른 힘 추세성의 변화가 관찰되지 않았다. 두 발목 간 MVC와 Vision 조건에서의 추세성의 차이가 유의하지 않았기 때문에, No-vison 조건에서 환측의 힘 감소 추세는 단순히 근력 차이나 피로로 인한 것이 아니라 고유수용감각 손상으로 인한 힘조절의 결손에 따른 현상으로 판단된다. 시각 정보 제거 후 1.5-2.5초 시점부터 힘 생성이 감소하는 현상은 기존 문헌에서도 반복적으로 보고되어 왔으며[29,30,41,43], 이는 시각 정보의 부재에 따른 힘조절 오류 및 운동 기억의 제한적 지속성과 관련된 보편적인 현상으로 볼 수 있다. 만성 발목 불안정성을 지닌 집단은 발목의 손상된 고유수용감각을 보상하기 위해 시각 정보에 더욱 의존하는 운동제어 전략을 보인다는 점을 고려하면[25], 시각 정보가 제거된 상황에서는 힘조절 결손으로 인한 힘 감소 현상이 더욱 두드러질 수 있다. 만성 발목 불안정성에 따른 발등굽힘 힘조절을 조사한 선행 연구들은 상반된 결과를 보고하였는데[14,23], 이는 힘조절 수행 시간과 관련이 있을 수 있다. 특히 선행연구에서는 5초의 시각 정보를 동반한 연습 후 힘 재현을 통해 1초 동안의 데이터만을 분석하였으므로, 시각 정보 제거 시 약 1.5-2.5초 후부터 관찰되는 힘 감소 추세에 대해 평가할 수 없었다. 따라서, 향후 만성 발목 불안정성에 따른 고유수용감각 기능을 평가할 때 시각 정보가 제거된 조건에서의 지속적인 힘조절 수행 과제가 필요할 것으로 생각된다.

시각 정보가 제거된 No-vision 조건에서 만성 발목 불안정성으로 인한 힘 정확성 감소 및 가변성 증가 또한 관찰되었다. 시각 정보를 활용한 Vision 조건에서 힘조절 결핍이 나타나지 않았다는 점은, 고유수용 감각의 손상이 시각 피드백(visual feedback)에 의해 보완되었으며, 하행성 운동 명령(descending motor command) 및 운동 실행(motor execution) 과정에는 뚜렷한 기능 저하가 나타나지 않았음을 시사한다. 즉, 관찰된 힘조절 저하는 주로 구심성 감각 입력의 결손에 기인한 것으로 해석될 수 있다. Freeman의 관절 감각 상실 이론(articular deafferentation theory)에 따르면[44], 발목 염좌 후 관절 주위의 인대와 관절낭 내 고유수용 수용체의 손상으로 인해 뇌로 전달되는 관절 감각 입력이 감소된다. 이러한 탈감각화(deafferentation)는 중추신경계 수준에서 감각-운동 통합에 오류를 유발하여 시각 정보가 없는 상황에서 환측 발목에서의 힘조절 결핍으로 이어질 수 있다. 따라서, No-vision 조건에서 관찰된 환측의 힘조절 저하는, 관절 감각 정보의 소실과 그로 인한 피드백 오류에서 비롯된 것으로 사료된다. 만성 발목 불안정성에 따른 시각 정보 의존성이 자세 조절 과제에서도 나타난다는 점을 고려하면[25], 향후 연구에서는 시각 정보가 차단된 상태에서의 발목 힘조절 능력이 자세 조절 및 보행과 같은 기능적 움직임과 어떻게 연관되는지 규명할 필요가 있다.

본 연구를 통해 만성 발목 불안정성으로 인한 발등굽힘 힘조절 기능 저하를 확인하였으나, 이러한 결과는 신중하게 해석되어야 한다. 첫째, 본 연구는 외측 발목 염좌 이후 정상적으로 발목 기능을 회복한 코퍼(Coper) 집단과 발목 염좌 경험 없이 양측 발목이 모두 건강한 대조군의 힘조절 능력을 조사하지 않았다. 고유수용감각 평가에서 만성 발목 불안정성 환자 집단 내 환측 대 건측 비교와 만성 발목 불안정성 환자 대 건강한 대조군과의 비교에서 차이가 있을 수 있다는 점을 고려할 때[45], 향후 연구에서는 양측 발목에 만성 발목 불안정성이 없는 건강한 대조군 및 코퍼 집단과의 비교를 조사할 필요가 있다. 둘째, 본 연구에서는 환측과 건측 발목을 구분할 때 불안정성 점수의 회색지대(gray zone)를 설정하지 않았으며, 이러한 모집 방법은 만성 발목 불안정성에 따른 발등굽힘 힘조절 능력의 차이가 과소평가될 위험이 존재한다. 따라서, 만성 발목 불안정성 집단 및 건강한 대조군을 모집하는 데 있어 보다 엄격한 기준을 설정하여 발등굽힘 힘조절 능력을 조사한 연구가 필요할 수 있다. 셋째, 연구 대상자들 중 대부분이 주발에 불안정성을 겪고 있었다(90%). 발등굽힘 힘조절 시 발 우세성에 따른 유의미한 차이가 없었음에도 불구하고[46], 다양한 양발 작업 및 스포츠 상황에서는 발 우세에 따라 역할이 달라질 수 있다는 점을 간과할 수 없다[47,48]. 마지막으로, 만성 발목 불안정성으로 인해 발목 안쪽번짐, 가쪽번짐 및 발바닥굽힘의 힘 재현 정확성이 저하된다는 보고가 있으나[15,23,24], 시각 정보 유무에 따른 지속적인 힘조절 능력을 조사한 연구는 부족한 실정이다. 따라서, 향후 연구에서는 발목의 다양한 기능적 움직임과 시각 정보 유무를 포함한 실험 설계를 통해 만성 발목 불안정성에 따른 지속적인 힘조절 능력을 보다 다각도로 평가할 필요가 있다.

결 론

본 연구는 만성 발목 불안정성 및 시각 정보의 유무에 따른 등척성 발등굽힘 힘조절 능력의 변화를 확인하였으며, 시각 정보가 제거되었을 때 건측 발목에 비해 만성 발목 불안정성이 있는 환측 발목에서 힘의 우하향 패턴(힘 추세성 감소), 낮은 힘 정확성 및 높은 힘 가변성이 나타났다. 결론적으로, 시각 정보 제거 시 환측 발등굽힘 힘조절 능력 저하는 만성 발목 불안정성으로 인한 고유수용감각-운동처리 손상을 반영하는 것으로 판단된다. 이를 바탕으로, 향후 만성 발목 불안정성에 의한 기능적 결손을 회복하는 재활 중재를 도입하는 데 있어 감각-운동 통합 과정을 동반한 훈련을 고려해 볼 수 있으며, 향후에는 만성 발목 불안정성 치료를 목적으로 발등굽힘 힘조절 훈련 효과를 조사할 필요가 있다.

Notes

CONFLICT OF INTEREST

이 논문 작성에 있어서 어떠한 조직으로부터 재정을 포함한 일체의 지원을 받지 않았으며, 논문에 영향을 미칠 수 있는 어떠한 관계도 없음을 밝힌다.

AUTHOR CONTRIBUTIONS

Conceptualization: DK Ko, N Kang; Data curation: DK Ko; Formal analysis: DK Ko; Funding acquisition: N Kang; Methodology: DK Ko, N Kang; Project administration: DK Ko, N Kang; Visualization: DK Ko; Writing - original draft: DK Ko; Writing - review & editing: N Kang

Fig. 1.

Isometric force control task. (A) Isometric ankle dorsiflexion force measurement system. (B) Measurement position. (C) Vision and no-vision conditions.

Fig. 2.

Unilateral dorsiflexion force production. (A) MVC showing no significant effects. (B) Mean force showing a significant Ankle Condition×Vision Condition interaction. (C) Force trend showing a significant Ankle Condition×Vision Condition interaction. Box plot shows individual data (circles), median (horizontal line in the box), interquartile range (IQR=Q3-Q1, top and bottom of the box indicates Q3, and Q1), maximum value: Q1+1.5×IQR, and minimum value: Q1–1.5×IQR. MVC, maximum voluntary contraction. Asterisk (*) denotes a significant difference between Ankle Condition. Number sign (#) indicates a significant difference between Vision Condition. (p<.05).

Fig. 3.

Unilateral dorsiflexion force control performance. (A) Force accuracy showing a significant Ankle Condition×Vision Condition interaction. (B) Force variability showing a significant Ankle Condition×Vision Condition interaction. Box plot shows individual data (circles), median (horizontal line in the box), interquartile range (IQR=Q3-Q1, top and bottom of the box indicates Q3, and Q1), maximum value: Q1+1.5×IQR, and minimum value: Q1–1.5×IQR. rRMSE, relative root mean square error; %CV, coefficient of variation. Asterisk (*) denotes a significant difference between Ankle Condition. Number sign (#) indicates a significant difference between Vision Condition. (p<.05).

Table 1.

Demographic of the participants

Sample size (N)	10
Age (yr)	23.9 ± 2.0
Gender (Female : Male)	4 : 6
Height (cm)	170.5 ± 10.6
Weight (kg)	67.8 ± 12.3
BMI (kg/m²)	23.0 ± 1.8
Muscle mass (kg)	30.7 ± 8.7
Fat mass (kg)	13.5 ± 3.5
Footedness (left : right)	1 : 9
Impaired side (dominant : non-dominant)	9 : 1
IdFAI score	Impaired side: 16.8 ± 3.8
IdFAI score	Non-impaired side: 4.1 ± 3.8

BMI, body mass index; IdFAI, identification of functional ankle instability.

Table 2.

Results of two-way repeated-measures ANOVA for unilateral dorsiflexion force production

	F	df	p-value	partial η2
Mean force
Ankle	2.478	1	.150	.216
Vision	39.061	1	p < .001*	.813
Ankle × Vision	16.325	1	.003*	.645
Error		9
Force trend
Ankle	9.117	1	.014*	.503
Vision	47.843	1	p < .001*	.842
Ankle × Vision	9.036	1	.015*	.501
Error		9

Asterisk (*) indicated p<.05.

Table 3.

Results of post-hoc for unilateral dorsiflexion force production

Variable	Pairwise		Mean diff	p-value	Cohen’s d_z
Mean force	Ankle × Vision interaction
	impaired vs. non-impaired	vision	–1.334	.527	–0.208
	impaired vs. non-impaired	no-vision	–4.684	.035*	–0.787
	vision vs. no-vision	impaired	5.218	p < .001*	2.246
	vision vs. no-vision	non-impaired	1.868	.021*	0.884
Force trend	Ankle × Vision interaction
	impaired vs. non-impaired	vision	4.507	.484	0.231
	impaired vs. non-impaired	no-vision	–133.554	.014*	–0.961
	vision vs. no-vision	impaired	201.741	p < .001*	2.570
	vision vs. no-vision	non-impaired	63.680	.096	0.587

Asterisk (*) indicated p<.05.

Table 4.

Results of two-way repeated-measures ANOVA for unilateral dorsiflexion force control performance

	F	df	p-value	partial η2
rRMSE
Ankle	8.422	1	.018*	.483
Vision	71.246	1	< .001*	.888
Ankle × Vision	13.050	1	.006*	.592
Error		9
%CV
Ankle	7.690	1	.022*	.461
Vision	113.308	1	< .001*	.926
Ankle × Vision	21.950	1	.001*	.709
Error		9

rRMSE, relative Root Mean Square Error; %CV, coefficient of variation. Asterisk (*) indicated p<.05.

Table 5.

Results of post-hoc for unilateral dorsiflexion force control performance

Variable	Pairwise		Mean diff	p-value	Cohen’s d_z
rRMSE	Ankle × Vision interaction
	impaired vs. non-impaired	vision	–0.256	.456	–0.264
	impaired vs. non-impaired	no-vision	5.573	.009*	1.037
	vision vs. no-vision	impaired	–11.018	.003*	–2.861
	vision vs. no-vision	non-impaired	–5.180	p < .001*	–1.278
%CV	Ankle × Vision interaction
	impaired vs. non-impaired	vision	–29.092	.310	–0.340
	impaired vs. non-impaired	no-vision	253.419	.004*	1.214
	vision vs. no-vision	impaired	–483.034	p < .001*	–2.853
	vision vs. no-vision	non-impaired	–200.523	p < .001*	–1.991

rRMSE, relative Root Mean Square Error; %CV, coefficient of variation; Asterisk (*) indicated p<.05.

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