The Effect of Using Brace in Three Different Knee Flexion Angles on Frequency of Muscular Activity During Running in People With Genu Varus

Introduction
Genu valgus malalignment is associated with altered lower limb muscular activities during running. Factors such as changes in the mechanical direction of the lower limb cause changes in the movement of the muscles around the joints and in the running mechanics. The most crucial change in this axis is the increase of the knee valgus. Individuals with knee osteoarthritis have been shown to have lower knee abductor torque, less rotational adaptation, and reduced knee joint flexion compared to patent with a Genu valgum or a healthy group. Some studies have shown a direct relationship between thigh muscle activity and knee valgus, so increased thigh muscle activity led to raised knee valgus. 
Today, various methods are used to correct the complication of genu valgum, all of which aim to prevent the increased risk of injury and improve this complication. A new approach to exercise medicine is to move the patient early using functional therapy, and absolute immobilization using gypsum splints is becoming obsolete. Surface electromyography is a non-invasive method for assessing the activity or duration of muscle activity that is widely used in various branches of musculoskeletal biomechanics, including rehabilitation studies, ergonomics, and motor sciences. 
The study aimed to evaluate the effect of using a brace in three different knee flexion angles on the frequency of muscular activity during running in individuals with genu varus.
Materials and Methods
The statistical sample of this study consisted of 30 soccer students. Fifteen healthy persons and 15 persons with genu varus were selected to participate in this study. In the present study, the electrical activity of the muscles, including medial gastrocnemius, tibialis anterior, vastus medialis, rectus femoris, vastus lateralis, biceps femoris, and semitendinosus were recorded by electromyography system during running with four brace conditions (without a brace, knee brace at 15˚, 30˚, and 60˚ knee flexion). 
Calipers were used to assess the extent of enlarged knee valgus. Using a caliper, the distance between the two inner angles of the subjects was evaluated while standing. If the distance between the two ankles was between 2.5 and 5 cm, the issues could enter the present study. This study had an ethics (Code: IR-ARUMS-REC-1398-313) from Ardabil University of Medical Sciences. The present study was conducted in two stages: pre-test and post-test. Subjects attempted to run 18 meters from the laboratory after the electrodes were placed on the muscles. Each step was recorded with three correct attempts. Attempts were made to ensure that the electromyographic signal of all muscles was recorded correctly. At the beginning of both stages of the test, the subjects were engaged in warm-up for 10 minutes by stretching and jumping movements. Cooling was performed after the examination. 
Using Biometrics DataLITE and MATLAB software, all electromyographic data were analyzed, and the information was recorded in Excel. For statistical analysis, repeated measures analysis of variance (ANOVA) was used at a significance level of 0.05.
Results
The main effect of the group was not statistically significant on muscle activity of lower limb muscles during loading, mid-stance, and push-off phase (P>0.05). The results showed that the main effect of “brace” on the frequency spectrum of the biceps femoris during the loading phase was increased statistically. During the loading phase, the most significant median frequency of the biceps femoris was running with a brace with 30˚ knee flexion. The main effect of “brace” on the frequency spectrum of semitendinosus during the push-off phase was statistically significant. The lowest value of semitendinosus muscle was during running with a brace with 15˚ knee flexion.
Dissection
The most significant effect of a knee flexor brace is on the frequency content of biceps femoris and semitendinosus muscles with a brace at 30˚ knee flexion. This may be due to the passive support role of the brace and possibly could prevent biceps femoris and semitendinosus injuries. 

Ethical Considerations
Compliance with ethical guidelines
In conducting the research, ethical considerations have been considered in accordance with the instructions of the ethics committee of Ardabil University of Medical Sciences and the ethics code has been received. (Code: IR-ARUMS-REC-1398-313)

Funding
This article is taken from the master thesis of the first author of the article in the Department of Sports Physiology, Faculty of Education and Psychology, Mohaghegh Ardabili University.

Authors' contributions
Conceptualization and Supervision: Saeed Nouri, Nasab and Amir Ali Jafarnejadgarou; Method, data collection and data analysis: Saeed Nouriensab; Original draft and writing, research and review and editing: All authors.

Conflict of interest
The authors declared no conflict of interest.

Acknowledgments
All subjects are appreciated and thanked.

مقدمه 
فوتبال، رشته‌ ورزشی با ماهیت متناوب است که عوامل فیزیولوژیکی مختلفی در آن دخالت دارند [1]. تعداد افرادی که در حال حاضر در جهان فوتبال بازی می‌کنند به 270 میلیون نفر رسیده است [2]. فوتبال ورزش درگیرانه و برخوردی است که خطر بروز آسیب‌دیدگی در مقایسه با رشته‌های ورزشی دیگر در آن زیاد است [3]. ﺑﺮاﺳﺎس ﻧﺘﺎﻳﺞ مطالعات ﭘﻴﺸﻴﻦ، ﻣﻴﺰان ﺷﻴﻮع و ﺑﺮوز آﺳﻴﺐ در ﻓﻮﺗﺒﺎل بسیار زیاد است [4]. از آنجایی که ورزش فوتبال همراه با برخورد فیزیکی شدید، حرکات کوتاه، سریع و غیرمداوم مانند افزایش شتاب، کاهش سرعت، پرش و تغییر جهت‌های ناگهانی است، میزان شیوع آسیب در ورزش فوتبال طی سال‌های اخیر افزایش چشمگیری داشته است [5]. 
مهم‌ترین بخش بدن انسان در ورزش فوتبال، اندام تحتانی است که از عملکردهای آن می‌توان به تعادل، حفظ میزان اقتصاد فیزیولوژیکی دویدن و حداکثر اکسیژن مصرفی اشاره کرد [6]. عملکرد اندام تحتانی باید طوری انجام شود که دامنه فعالیت الکترومیوگرافی( یا تست نوار عصب و عضله) عضلات در فاز اتکا دویدن با افزایش یا کاهش سرعت به بهترین شکل ممکن بهینه شود [7]. عامل مهمی که درکارایی و بهره‌وری بازیکنان فوتبال نقش اساسی ایفا می‌کند، عضلات اندام تحتانی است [8]. تغییرات فیزیولوژیکی گسترده در نتیجه فعالیت‌های انفجاری و دویدن‌های پی‌درپی و ماهیت ورزش فوتبال منجر به انجام مطالعات علمی در این رشته شده است [9]. اختلالات وضعیتی در ورزشکاران در اثر اعمال این فشارها در تمرین بیش از حد و حرکات تکراری و تأثیرپذیری بدن از آن‌ها رخ می‌دهد [10]. تغییر شکل اسکلتی زانو یکی از شایع‌ترین اختلالات می‌باشد. یکی از اختلالاتی که با فوتبال در ارتباط است و بسیار گزارش می‌شود، زانوی پرانتزی است که از ناهنجاری‌های شایع اندام تحتانی به شمار می‌رود [11]. عارضه زاﻧﻮی ﭘﺮاﻧﺘﺰی ﺑﺎ ﺗﻐﯿﯿﺮات اﻧﺪام ﺗﺤﺘﺎﻧﯽ ﻃﯽ حرکات انتقالی ﻫﻤﺮاه است [12, 13, 14]. مطابق تحقیقات، 73 درصد از بازیکنان فوتبال به عارضه زانو پرانتزی دچار هستند [15]. ابزارهای ارتوزی مانند بریس زانو، اثرات بسیار مهمی را بر عملکرد فیزیولوژیکی بدن همچون دامنه فعالیت الکترومایوگرفی و هم‌انقباضی مفاصل اندام تحتانی می‌توانند داشته باشند. با این حال، مطالعات علمی در ارتباط با میزان اثربخشی این ابزارها به‌ویژه در بازیکنان فوتبال دارای زانوی پرانتزی بسیار محدود است [16].
 تست نوار عصب و عضله، تکنیکی برای ارزیابی و ضبط ویژگی‌های فیزیولوژیک عضلات در هنگام استراحت و در حالت انقباض است [17]. برخی از آسیب‌های ورزشی مثل صدمات حاصل از برخورد، غیر قابل اجتناب هستند و با استفاده از وسایل کمکی می‌توان بسیاری از این آسیب‌ها و آسیب‌هایی که در اثر استفاده‌ بیش از حد و اختلالات عضلانی اسکلتی هستند را تا حد امکان کاهش داد. فعالیت‌های حرکتی به بدن انسان نیروها و بارهای زیادی وارد می‌کند. نیروهای بیش از حد و تکرار زیاد نیروها در سطح طبیعی منجر به تخریب ساختارها و سطوح مفصلی می‌شود. برای کاهش نیروهای وارده از بریس‌ها استفاده می‌شود. علاوه ‌بر تمرینات ورزشی، تجهیزات مورد استفاده توسط ورزشکاران طی فعالیت‌های ورزشی نیز از اهمیت بالایی برخوردار است. یکی از این تداخل‌ها، بریس زانو می‌باشد. هدف بریس‌ها، کاهش نیروهای مکانیکی منتقل شده به سطح مفصلی در ناحیه زانو می‌باشد. استفاده از زانوبندها به‌عنوان ابزاری برای کاهش نیروهای وارده بر مفصل زانو هنگام دویدن بسیار متداول است.  مطالعات اندکی به بررسی اثرات بریس زانو با تغییر زوایای فلکشن زانو بر فیزیولوژی و مکانیک بدن طی فعالیت‌های حرکتی پرداخته‌اند. درمان غیر تهاجمی با حداقل عوارض جانبی به‌عنوان مداخله اولیه برای افراد مبتلا به زانوی پرانتزی توصیه می‌شود [18]. مکانیسم و اثرات آن‌ها مشخص نیست و کاربرد بالینی آن‌ها بسیار متغیر است. مطالعات قبلی نشان می‌دهد ارتوزها می‌توانند اثراتی را بر روی فیزیولوژی راه رفتن و دویدن ایجاد ‌کنند [19, 20, 21, 22]. 
میزان فلکشن زانو طی فاز پاسخ بارگیری و همچنین میزان فعالیت برونگرای عضلات چهارسررانی (پهن داخلی، خارجی، راست رانی و پهن بینابینی) از جمله عواملی هستند که در جذب شوک‌های وارده بر پا طی این فاز مؤثر است [23, 24]. تکلیف دویدن یکی از حرکات رایج در تمام رشته‌های ورزشی است که ناگزیر ورزشکاران از آن استفاده می‌کنند. از سوی دیگر، دویدن با نرخ بالایی از آسیب همراه است [25]. به همین دلیل کاهش نرخ آسیب طی فعالیتی مانند دویدن از اهمیت بسیاری برخوردار است. یکی از این مکانیزم‌ها، تغییر در میزان زاویه فلکش زانو طی دویدن است. با توجه به اهمیت میزان فرکانس فعالیت عضلات جانب خارجی مفصل زانو همچون عضله‌ دوسررانی و پهن‌خارجی در کاهش میزان بارهای وارده بر جانب داخلی مفصل زانو طی دویدن، هدف پژوهش حاضر هم بررسی اثر استفاده از بریس زانو با قابلیت تنظیم زاویه‌ فلکسوری بر فرکانس عضلات اندام تحتانی در افراد با زانوی پرانتزی طی دویدن است.
مواد و روش‌ها
این ﺗﺤﻘﻴﻖ از ﻧﻮع نیمه‌تجربی و آزمایشگاهی است. نمونه آماری این تحقیق را 30 نفر از دانشجویان مرد فعال فوتبالیست دارای زانو پرانتزی و سالم (15 نفر سالم و 15 نفر دارای زانو پرانتزی) دانشگاه محقق اردبیلی تشکیل دادند. 
نمونه آماری تحقیق حاضر شامل 15 بازیکن فوتبال دارای زانو پرانتزی (با میانگین وزن 5/74±69/33، کیلوگرم، میانگین قد 76/04±1/0متر، میانگین سنی 1/80±22/13 سال) و 15 فرد سالم ( میانگین وزن 11/12±71/86 کیلوگرم، میانگین قد 74/06±1/0 متر، میانگین سنی 1/55±22/86 سال) بودند. تفاوت ویژگی‌های جمعیت‌شناختی بین دو گروه از نظر آماری معنادار نبود (0/05<P). اندام تحتانی غالب در این پژوهش توسط آزمون شوت زدن به توپ تعیین شد. طرح پژوهش حاضر به تصویب کمیته اخلاق در پژوهش دانشگاه علوم‌پزشکی اردبیل رسیده است. معیار ورود به گروه پرانتزی در پژوهش حاضر شامل دارا بودن فاصله اپی کندیل داخلی ران بیشتر از 4 سانتی‌متر در حالت ایستاده آناتومیک و سالم بودن راستای قامتی در ناحیه تنه بود. معیار ورود به گروه سالم، عدم وجود ناهنجاری قامتی در بدن فرد بود. در گروه سالم، فاصله دو اپی کندیل داخلی ران بین صفر تا 4 سانتی‌متر بود که توسط متر نواری اندازه‌گیری شد. [26]. معیارهای خروج از پژوهش شامل سابقه جراحی، سابقه شکستگی، وجود سایر ناهنجاری‌های قامتی در ناحیه تنهو بیماری‌های مفصلی همچون استئوآرتریت بود. مطابق با اصول اخلاق در پژوهش‌های انسانی بیانیه‌ هلسینکی اجرا شد. 
از یک بریس با قابلیت تنظیم زاویه فلکشن زانو در پژوهش حاضر استفاده‌شد. بریس با استفاده از نوار، زاویه فلکشن زانو را بین 0 تا 90 درجه تنظیم می‌کند. به‌عنوان مثال، هنگام تنظیم زاویه بریس بر روی 15 درجه فلکشن، امکان فلکشن زانو تا حداکثر 15 درجه فلکشن وجود داشت. در پژوهش حاضر از بریس زانوی توان‌بخشی مدرج طب و صنعت استفاده شد. از ویژگی‌های این بریس می‌توان به دارا بودن قابلیت حرکت برای تطبیق کامل محور مفصل مکانیکی با مفصل طبیعی و دارا بودن مفصل مدرج برای ایجاد محدودیت در حرکات  فلکشن و اکستنشن و یا حمایت کردن زانو در زاویه موردنظر اشاره کرد. طراحی مناسب این بریس به افراد آسیب‌دیده این اجازه را می‌دهد تا به فعالیت‌های روزمره خود برسند و نیز درجه‌ بالایی از ثبات را به مفصل زانو می‌دهد (تصویر شماره 1).

بریس با استفاده از استرپ، زاویه فلکشن را بین 0 تا 90 درجه تنظیم می‌کند. زوایای بریس در این تحقیق بر روی 15، 30 و 60 درجه تنظیم شد. بریس در پژوهش حاضر برای هر دو گروه به‌صورت آنی استفاده شد. افراد پژوهش حاضر قبلاً سابقه استفاده از این نوع بریس را نداشتند. تجویز بریس‌های حاضر نیز زیر نظر یک فیزیوتراپ انجام می‌شد.
فعالیت عضلات درشت ‌نی قدامی ، دوقلوی داخلی ، پهن داخلی، پهن خارجی ، راست‌رانی ، دوسررانی، نیم وتری و سرینی میانی توسط دستگاه الکترومیوگرافی ثبت شد. برای ثبت فعالیت‌ الکتریکی عضلات از دستگاه الکترومیوگرافی هشت کاناله بی‌سیم مدل بیومتریک ساخت کشور انگلیس استفاده شد. برای ثبت فعالیت عضلات، میزان نرخ نمونه‌برداری در دستگاه الکترومیوگرافی برابر با 1000 هرتز بود. همچنین برای فیلتر کردن داده‌های الکترومیوگرافی از فیلتر بالا گذر 10 هرتز و فیلتر پایین گذر 500 هرتز استفاده شد. برای حذف نویز ناشی از برق شهری از فیلتر ناتچ برابر با 60 هرتز استفاده شد. 
الکترودهای مورداستفاده نیز الکترودهای یکبار مصرف سطحی دوقطبی از جنس آلیاژ نقره-کلرید نقره ساخت کشور انگلیس بود. بعد از اینکه پوست آماده شد (تراشیدن مو، سایش و تمیز کردن بوسیله الکل)، الکترودها روی عضلات شکم و در راستای تارهای عضلانی قرار گرفتند [27, 28, 29]. برای ثبات بیشتر الکترودها بر روی عضلات، الکترودها توسط چسب دوطرفه بر روی محل موردنظر محکم شدند. فعالیت عضله طی انقباض ایزومتریک بیشینه (حداکثر) در 60 درجه فلکشن زانو برای عضلات چهارسر ران انجام می‌شد [30]. انقباض ایزومتریک عضله در 3 ثانیه انجام ‌شد. از نرم‌افزار دیتالیت برای ذخیره و تحلیل فعالیت الکترومایوگرافی عضلات منتخب استفاده شد. 
با استفاده از داده‌هایی که از دستگاه الکترومیوگرافی هشت کاناله (شرکت بایومتریک انگلیس) به دست آمد، سطوح فعالیت عضلات طی دویدن محاسبه شد. برای محاسبه فرکانس فعالیت عضلات از شاخص میانه فرکانس استفاده شد [31]. دویدن با سرعت 3/2 متر بر ثانیه طی شرایط مختلف بود که این موضوع با استفاده از کرنومتر کنترل می‌شد. برای مشخص کردن ابتدا و انتهای فاز اتکا دویدن از یک صفحه نیروی برتک ساخت کشور انگلیس با نرخ نمونه‌برداری برابر با 1000 هرتز استفاده شد. آزمودنی قبل از رسیدن به صفحه‌نیرو حداقل هفت گام بر می‌داشت و پای غالب بر روی دستگاه صفحه‌نیرو تماس داشت. ابتدا و انتهای فاز اتکا لحظه‌ای تعیین می‌شد که میزان نیروی عمودی عکس‌العمل زمین به ترتیب بیشتر از 20 نیوتن و کمتر از 20 نیوتن می‌شد. داده‌های الکترومیوگرافی و نیروی عکس‌العمل زمین به‌طور همزمان جمع‌آوری می‌شدند. در هنگام تحلیل داده‌ها، فاز اتکا به سه فاز پاسخ بارگذاری، میانه اتکا و هل دادن تقسیم شد. ترتیب انجام شرایط مختلف دویدن به‌طور تصادفی انجام شد. استراحت بین هر شرایط برابر دو دقیقه بود. 
نرمال بودن داده‌ها توسط آزمون شاپیرو‌ویلک مورد تأیید قرار گرفت. همچنین برای تحلیل آماری داده‌ها از آزمون آنالیز واریانس دو سویه با اندازه‌های تکراری استفاده شد. در آزمون آنالیز واریانس دو سویه با اندازه‌های تکراری سه عامل گروه، بریس و اثر تعاملی گروه و بریس وجود دارد. منظور از عامل بریس بررسی اثرات بریس بدون درنظر گرفتن گروه است. در واقع، هر دو گروه، یک گروه درنظر گرفته می‌شوند. اثر عامل گروه به مقایسه دو گروه می‌پردازد بدون درنظر گرفتن شرایط مختلف استفاده یا عدم استفاده از بریس. اثر تعاملی بریس و گروه این موضوع را بررسی می‌کند که در چه متغیرهای وابسته‌ای، بریس در یک گروه اثری متفاوت نسبت به گروه دیگر خواهد داشت. سطح معناداری برابر با 0/05 بود.
یافته‌ها
اثر عامل گروه بر فرکانس فعالیت عضلات منتخب طی سه فاز پاسخ بارگیری میانه اتکا و فاز هل دادن از نظر آماری معنادار نبود (0/05<P). اثر عامل بریس بر طیف فرکانس فعالیت عضله دوسر رانی طی فاز پاسخ بارگیری از نظر آماری معنادار بود (0/048=P). مقایسه جفتی نشان داد فرکانس فعالیت عضله دوسررانی طی دویدن در شرایط بریس نسبت به شرایط عدم وجود بریس به‌طور معناداری بالاتر است. بیشترین میزان طیف فرکانس در عضله دورسرانی طی فاز پاسخ بارگیری طی شرایط دویدن با بریس 30 بود. اثر تعاملی گروه و بریس بر فرکانس فعالیت عضلات منتخب طی سه فاز پاسخ بارگیری، میانه اتکا و فاز هل دادن از نظر آماری معنادار نبود (0/05<P) (جدول شماره 1).

اثر عامل گروه بر طیف فرکانس فعالیت عضله نیم وتری طی فاز پاسخ بارگیری از نظر آماری معنادار بود (0/040=P). مقایسه جفتی نشان داد فعالیت عضله نیم‌وتری طی فاز پاسخ بارگیری در گروه پرانتزی بیشتر از گروه سالم است. اثر عامل بریس بر طیف فرکانس فعالیت عضله نیم وتری طی فاز هل دادن از نظر آماری معنادار بود (0/020=P) (جدول شماره 2).

مقایسه جفتی نشان داد فرکانس عضله نیم وتری طی شرایط دویدن با بریس نسبت به شرایط بدون تداخل به‌طور معناداری کمتر است. کمترین میزان فرکانس عضله نیم وتری طی شرایط دویدن با بریس 15 در هر دو گروه بود (0/020=P). اثر تعاملی گروه و بریس بر طیف فرکانس فعالیت عضله پهن داخلی طی فاز هل دادن از نظر آماری معنادار بود (0/014=P). به این ترتیب که فرکانس عضله پهن داخلی در هنگام استفاده از بریس در گروه سالم کاهش و در گروه پرانتزی افزایش معناداری را نشان داد (0/05>P). 
اثر عامل بریس، مجموع دو گروه را یکی در نظر گرفته است و تنها به بررسی اثرات بریس بر روی فرکانس فعالیت عضلات می‌پردازد. اثر عامل گروه بر فرکانس فعالیت عضلات منتخب طی سه فاز پاسخ بارگیری، میانه اتکا و فاز هل دادن از نظر آماری معنادار نبود (0/05<P). اثر عامل بریس بر طیف فرکانس فعالیت عضله درشت نی قدامی طی فاز میانه اتکا (001/P=0) و عضله درشت نی قدامی طی فاز هل دادن (0/006=P) از نظر آماری کاهش معناداری داشت. مقایسه جفتی نشان داد  فرکانس عضله درشت نی قدامی طی فاز میانه اتکا در هنگام دویدن با بریس به‌طور معناداری در هر دو گروه کمتر است (0/001=P). کمترین میزان فعالیت عضله درشت نی قدامی طی شرایط دویدن با بریس 60 طی فاز میانه اتکا بود .همچنین مقایسه جفتی نشان داد فرکانس عضله درشت نی قدامی طی فاز هل دادن طی استفاد از بریس نسبت به شرایط بدون بریس کاهش می‌یابد (0/001=P) و بیشترین کاهش نیز طی دویدن با بریس 30 بود. اثر تعاملی گروه و بریس بر فرکانس فعالیت عضلات منتخب طی فاز هل دادن در عضله درشت نی قدامی از نظر آماری معنادار بود (0/016=P)(جدول شماره 3).

بحث
هدف پژوهش حاضر، بررسی اثر استفاده از بریس زانو با قابلیت تنظیم زاویه‌ فلکسوری بر فرکانس عضلات اندام تحتانی در افراد با زانوی پرانتزی طی دویدن است. یافته‌ها نشان داد اثر عامل بریس بر طیف فرکانس فعالیت عضله دوسر رانی طی فاز پاسخ بارگیری از نظر آماری دارای افزایش معنادار است. بیشترین میزان طیف فرکانس در عضله دورسرانی طی فاز پاسخ بارگیری طی شرایط دویدن با بریس 30 درجه فلکشن بود. اثر عامل بریس بر طیف فرکانس فعالیت عضله نیم‌وتری طی فاز هل دادن از نظر آماری معنادار و کاهشی بود. کمترین میزان فرکانس عضله نیم‌وتری طی شرایط دویدن با بریس 15 درجه فلکشن بود. در مجموع، افزایش فرکانس فعالیت عضلات دوسررانی و پهن خارجی و کاهش فرکانس فعالیت عضلات پهن داخلی و نیم‌وتری در کاهش بارهای وارده بر جانب داخلی مفصل زانو مؤثر است [26].  

نتایج نشان داد فرکانس فعالیت عضله دوسررانی طی دویدن در شرایط بریس نسبت به شرایط عدم وجود بریس به‌طور معناداری بالاتر است. بیشترین میزان طیف فرکانس در عضله دورسرانی طی فاز پاسخ بارگیری طی شرایط دویدن با بریس 30 بود. طی تحقیق رامسی و همکاران در سال 2003 با عنوان اثر استفاده از بریس بر بیومکانیک و فعالیت الکترومیوگرافی عضلات ناحیه‌ زانو در افراد با آسیب لیگامان صلیبی قدامی پرداختند. نتایج این تحقیق بیانگر این بود که استفاده از بریس، فعالیت دو عضله‌ نیم‌وتری و دوسررانی را به‌طور معناداری کاهش می‌دهد. همچنین فعالیت عضله‌ راست‌رانی به‌طور معناداری با افزایش رو به رو می‌شود و هیچ کاهش ثابتی در حرکت قدامی استخوان درشت نی مشاهده نشد. در ضمن، یافته‌های رامسی نشان داد ثبات مفصلی ممکن است نتیجه‌ بازخورد حس عمقی باشد تا اینکه تأثیرثبات‌دهندگی مکانیکی بریس باشد [32]. نتایج پژوهش حاضر با نتایج رامسی و همکاران در ارتباط با عضله دوسررانی متناقض است. از علل احتمالی این تفاوت می‌توان به آزمودنی‌های موردمطالعه اشاره کرد. در پژوهش حاضر، آزمودنی‌ها دارای عارضه‌ زانو پرانتزی بودند و هیچ‌گونه آسیب دیگری نداشتند، در حالی که در تحقیق رامسی و همکاران آزمودنی‌ها دارای آسیب لیگامان صلیبی قدامی بودند. از سوی دیگر، بریس مورد استفاده در پژوهش حاضر از نوع فلکسوری بود، در حالی که در پژوهش رامسی و همکاران بریس مورداستفاده از نوع حمایت‌کننده بود. محمدی اصل و همکاران با عنوان تأثیر استفاده‌ کوتاه‌مدت از دو نوع زانوبند نئوپرن نرم و سخت بر درک حس وضعیت مفصل زانو متعاقب جراحی بازسازی رباط لیگامان صلیبی قدامی انجام شد. در این تحقیق، 11 بیمار مرد متعاقب جراحی بازسازی لیگامان صلیبی قدامی قبل از پوشیدن زانوبند، حین پوشیدن زانوبند و پس از برداشتن زانوبند مورد تست‌گیری قرار گرفتند. زاویه‌های هدف 60،45 ،30 درجه خمیدگی زانو مورد استفاده قرار گرفتند. نتایج این تحقیق نشانگر این بود که استفاده از زانوبند نئوپرن سخت در زاویه‌ 30 درجه باعث بهبود معنادار حس وضعیت مفصل زانو می‌شود که این بهبود حس وضعیت مفصل پس از برداشتن زانوبند نئوپرن سخت از بین می‌رفت [33]. یکی از دلایل احتمالی تغییر فعالیت عضلات در پژوهش حاضر هنگام استفاده از بریس را می‌توان اثرات بریس بر روی گیرنده‌های حسی عمقی و تغییرات ایجاد شده بر روی حس وضعیت مفصل زانو معرفی کرد. به هر حال، مطالعات بیشتری در ارتباط اثرات استفاده‌ طولانی‌مدت از بریس بر فیزیولوژی و مکانیک بدن برای تصمیم‌گیری در ارتباط با اثرات بریس‌ها مورد نیاز است.
نتایج نشان داد فعالیت عضله نیم‌وتری طی فاز پاسخ بارگیری در گروه پرانتزی بیشتر از گروه سالم است. عضله نیم‌وتری در افراد با زانوی پرانتزی نسبت به افراد سالم کوتاه‌تر شده است [26]. از دلایل احتمالی تغییر فعالیت این عضله می‌توان به تغییر رابطه طول تنش اشاره کرد [34 ،24]. یافته‌ها نشان داد فرکانس عضله نیم‌وتری طی شرایط دویدن با بریس نسبت به شرایط بدون تداخل کمتر است. کمترین میزان فرکانس عضله نیم‌وتری طی شرایط دویدن با بریس 15 درجه بود. بنابراین می‌توان بیان کرد استفاده از بریس 15 درجه تأثیر منفی را بر فعالیت عضله نیم‌وتری به‌ویژه در افراد با زانوی پرانتزی دارد. در پژوهشی پانکوا و همکاران‌اش با عنوان اثرات سه نوع بریس زانو را بر روی تغییرات فشار کف پایی انجام دادند. در پژوهش پانکوا و همکاران، استفاده از این ارتوزها با هدف حمایت زانو، قرارگیری درست آن و بی حرکت کردن آن بیان شده است. تولیدکنندگان و محققان علاقه‌مند به ارتوزهای زانو معمولاً بر اثر این ارتوزها بر روی مناطق مختلف زانو و کار آن‌ها در درمان و جلوگیری از اختلال و آسیب زانو متمرکز می‌شوند. مطالعات کمی اثر این ارتوزها را بر روی تغییرات مداوم مرکز فشار طی ایستادن یا راه رفتن و همچنین طیف فرکانس عضلات بررسی کرده‌اند [35].
نتایج نشان داد  فرکانس عضله درشت نی قدامی طی فاز میانه اتکا در هنگام دویدن با بریس کمتر است. کمترین میزان فعالیت عضله درشت نی قدامی طی شرایط دویدن با بریس 60 طی فاز میانه اتکا بود. یافته‌ها نشان داد فرکانس عضله درشت نی قدامی طی فاز هل دادن طی استفاد از بریس نسبت به شرایط بدون بریس کاهش می‌یابد و بیشترین کاهش نیز طی دویدن با بریس 30 درجه بود. کاهش فرکانس بسیاری از عضلات طی فازهای مختلف دویدن در نتیجه استفاده از بریس می‌تواند به دلیل حمایت غیر فعال بریس از مفصل زانو باشد [36].
  این پژوهش دارای محدودیت‌هایی بود که از آن جمله می‌توان به عدم وجود نمونه زن در پژوهش اشاره کرد. از سوی دیگر، در این پژوهش متغیرهای سینتیکی همچون میزان نیروی وارده بر جانب خارجی مفصل زانو مورد ارزیابی قرار نگرفت. ثبت این مقادیر در مطالعات آینده می‌تواند اطلاعات بیشتری را برای پژوهشگران در این زمینه فراهم آورد. ابعاد بریس موردنظر بزرگ بود و برخی از الکترودها در زیر بریس قرار می‌گرفتند که ممکن است در نتایج پژوهش حاضر اثرگذار باشد. به همین دلیل انجام مطالعات بیشتر در این زمینه ضروری است. 
نتیجه‌گیری
با توجه به افزایش میزان فرکانس عضله دوسررانی به‌ویژه در شرایط بریس با درجه 30، استفاده از بریس برای افراد توصیه می‌شود. از سوی دیگر، بریس با زاویه 30 درجه فلکشن زانو  میزان فرکانس فعالیت عضله نیم‌وتری را کاهش داد. اثبات هر چه بهتر این موضوع نیازمند انجام پژوهش بیشتری در آینده است. در عین حال می‌توان اثر سایر تداخلات درمانی را هم‌زمان با استفاده از بریس مورد ارزیابی قرار داد [37, 38, 39, 40 ,41, 42].

ملاحظات اخلاقی
پیروی از اصول اخلاق پژوهش
در اجرای پژوهش ملاحظات اخلاقی مطابق با دستورالعمل کمیته اخلاق دانشگاه علوم‌پزشکی اردبیل درنظر گرفته شده است و کد اخلاق به شماره IR-ARUMS-REC-1398-313 دریافت شده است. 

حامی مالی
این مقاله برگرفته از پایان‌نامه کارشناسی ارشد نویسنده اول مقاله در گروه فیزیولوژی ورزشی دانشکده علوم‌تربیتی و روانشناسی، دانشگاه محقق اردبیلی می‌باشد. 

مشارکت نویسندگان
مفهوم‌پردازی و نظارت: سعید نوری‌نسب و امیرعلی جعفرنژادگرو؛ روش، گردآوری داده‌ها و تحلیل داده‌ها: سعید نوری‌نسب؛ پیش‌نویس اصلی و نگارش، تحقیق و بررسی و ویرایش: همه نویسندگان.

تعارض منافع
بنابر اظهار نویسندگان، این مقاله تعارض منافع ندارد.

تشکر و قدردانی
از تمامی آزمودنی‌ها تقدیر و تشکر می شود. 

Reference

1. Tomlinson A. FIFA (Fédération Internationale de Football Association). London: Routledge; 2014. [DOI:10.4324/9780203710401]
2. Fifa big count: 270 million people active in football. Zürich: FIFA; 2007. [Link]
3. Jafarnezhadgero AA, Alavi-Mehr SM, Granacher U. Effects of anti-pronation shoes on lower limb kinematics and kinetics in female runners with pronated feet: The role of physical fatigue. PloS One. 2019; 14(5):e0216818. [DOI:10.1371/journal.pone.0216818][PMID][PMCID]
4. Palacio EP, Candeloro BM, Lopes AD. Lesões nos jogadores de futebol profissional do Marília Atlético Clube: Estudo de coorte histórico do Campeonato Brasileiro de 2003 a 2005. Revista Brasileira de Medicina do Esporte. 2009 ;15(1):31-5. [Link]
5. Cohen M, Abdalla RJ, Ejnisman B, Amaro JT. Lesões ortopédicas no fute Revista Brasileira de Ortopedia. 1997; 32(12):940-4. [Link]
6. Neumann DA. Kinesiology of the musculoskeletal system-e-book: Foundations for rehabilitation: Elsevier: Amsterdam; 2016. [Link]
7. Kyröläinen H, Avela J, Komi PV. Changes in muscle activity with increasing running speed. Journal of Sports S 2005; 23(10):1101-1109. [DOI:10.1080/02640410400021575][PMID]
8. Nielsen CC. Orthotics and prosthetics in rehabilitation: The multidisciplinary approach. Orthotics and Prosthetics in Rehabilitation. Boston: Butterworth Heinemann; 2000.
9. Albensi RJ, Nyland J, Caborn DN. The relationship of body weight and clinical foot and ankle measurements to the heel forces of forward and backward walking. Journal of Athletic Training. 1999; 34(4):328-33. [PMID][PMCID]
10. Nigg BM, Baltich J, Hoerzer S, Enders H. Running shoes and running injuries: Mythbusting and a proposal for two new paradigms: ‘Preferred movement path’ and ‘comfort filter’. British Journal of Sports Medicine. 2015; 49(20): 1290-4. [DOI:10.1136/bjsports-2015-095054][PMID]
11. Witvrouw E, Danneels L, Thijs Y, Cambier D, Bellemans J. Does soccer participation lead to genu varum? Knee Surgery, Sports Traumatology, Arthroscopy. 2009; 17(4):422-7. [DOI:10.1007/s00167-008-0710-z][PMID]
12. Lun V, Meeuwisse WH, Stergiou P, Stefanyshyn D. Relation between running injury and static lower limb alignment in recreational runners. British Journal of Sports Medicine. 2004; 38(5):576-80. [DOI:10.1136/bjsm.2003.005488][PMID][PMCID]
13. Taunton JE, Ryan MB, Clement DB, McKenzie DC, Lloyd-Smith DR, Zumbo BD. A retrospective case-control analysis of 2002 running injuries. British Journal of Sports Medicine. 2002; 36(2):95-101. [DOI:10.1136/bjsm.36.2.95][PMID][PMCID]
14. Wen DY, Puffer JC, Schmalzried TP. Injuries in runners: A prospective study of align Clinical journal of sport medicine. 1998; 8(3):187-94. [DOI:10.1097/00042752-199807000-00005][PMID]
15. Chantraine A. Knee joint in soccer players: Osteoarthritis and axis deviation. Medicine and Science in Sports and Exercise. 1985; 17(4):434-9. [DOI:11249/00005768-198508000-00005][PMID]
16. Moyer RF, Birmingham TB, Bryant DM, Giffin JR, Marriott KA, Leitch KM. Biomechanical effects of valgus knee bracing: a systematic review and meta-analysis. Osteoarthritis and Cartilage. 2015; 23(2):178-88. [DOI:1016/j.joca.2014.11.018][PMID]
17. De Luca CJ. The use of surface electromyography in biomechanics. Journal of Applied biomechanics. 1997; 13(2):135-63. [DOI:10.1123/jab.13.2.135]
18. Hunter D, Gross KD, McCree P, Li L, Hirko K, Harvey WF. Realignment treatment for medial tibiofemoral osteoarthritis: Randomised trial. Annals of The Rheumatic Diseases. 2012; 71(10):1658-65. [DOI:10.1136/annrheumdis-2011-200728][PMID]
19. Maiwald C, Arndt A, Nester C, Jones R, Lundberg A, Wolf P. The effect of intracortical bone pin application on kinetics and tibiocalcaneal kinematics of walking gait. Gait & Posture. 2017; 52:129-34. [DOI:10.1016/j.gaitpost.2016.10.023][PMID]
20. Ganesan B, Fong KN, Luximon A, Al-Jumaily A. Kinetic and kinematic analysis of gait pattern of 13 year old children with unilateral genu valgum. European Review for Medical and Pharmacological Sciences. 2016; 20(15):3168-71. [PMID]
21. Fantini Pagani CH, Hinrichs M, Brüggemann GP. Kinetic and kinematic changes with the use of valgus knee brace and lateral wedge insoles in patients with medial knee osteoarthritis. Journal of Orthopaedic Research. 2012; 30(7):1125-32. [DOI:10.1002/jor.22032][PMID]
22. Bailey DM, Davies B. Physiological implications of altitude training for endurance performance at sea level: A review. British Journal of Sports Medicine. 1997; 31(3):183-90. [DOI:10.1136/bjsm.31.3.183][PMID][PMCID]
23. Liikavainio T, Isolehto J, Helminen HJ, Perttunen J, Lepola V, Kiviranta I, et al. Loading and gait symmetry during level and stair walking in asymptomatic subjects with knee osteoarthritis: Importance of quadriceps femoris in reducing impact force during heel strike? The knee. 2007; 14(3):231-8. [DOI:10.1016/j.knee.2007.03.001][PMID]
24. Whittle MW. Gait analysis: An introduction. Oxford, Butterworth-Heinemann; 19[Link]
25. Meardon SA, Hamill J, Derrick TR. Running injury and stride time variability over a prolonged run. Gait & Posture. 2011; 33(1):36-40. [DOI:10.1016/j.gaitpost.2010.09.020][PMID]
26. Jafarnezhadgero AA, Shad MM, Majlesi M, Zago M. Effect of kinesio taping on lower limb joint powers in individuals with genu varum. Journal of Bodywork and Movement Therapies. 2018; 22:511-18. [DOI:10.1016/j.jbmt.2017.06.009][PMID]
27. Tabakov M, Fonal K, Abd-Alhameed RA, Qahwaji R. Fuzzy bionic hand control in real-time based on electromyography signal analysis. In: Nguyen NT, Iliadis L, Manolopoulos Y, Trawiński B, editors. Computational collective intelligence. Cham: Springer; 2016. [DOI:10.1007/978-3-319-45243-2_27]
28. Urabe Y, Kobayashi R, Sumida S, Tanaka K, Yoshida N, Nishiwaki GA, et al. Electromyographic analysis of the knee during jump landing in male and female athletes. The Knee. 2005; 12:129-34. [DOI:10.1016/j.knee.2004.05.002][PMID]
29. Peter ABC of EMG, A Practical Introduction to Kinesiological Electromyography. Scottsdale: Noraxon; 2006. [Link]
30. Fauth ML, Petushek EJ, Feldmann CR, Hsu BE, Garceau LR, Lutsch BN, et al. Reliability of surface electromyography during maximal voluntary isometric contractions, jump landings, and cutting. Journal of Strength and Conditioning Research. 2010; 24(4):1131-7. [DOI:10.1519/JSC.0b013e3181cc2353][PMID]
31. Murley GS, Landorf KB, Menz HB, Bird AR. Effect of foot posture, foot orthoses and footwear on lower limb muscle activity during walking and running: A systematic review. Gait and Posture. 2009; 29:172-87. [DOI:10.1016/j.gaitpost.2008.08.015][PMID]
32. Ramsey DK, Wretenberg PF, Lamontagne M, Németh G. Electromyographic and biomechanic analysis of anterior cruciate ligament deficiency and functional knee bracing. Clinical Biomehanics. 2003; 18(1):28-34. [DOI:10.1016/S0268-0033(02)00138-9]
33. Alavi-Mehr SM, Jafarnezhadgero AA, Salari-Esker F, Zago M. Acute effect of foot orthoses on frequency domain of ground reaction forces in male children with flexible flatfeet during walking. The Foot. 2018; 37:77-84. [DOI:10.1016/j.foot.2018.05.003][PMID]
34. Farahpour N, Jafarnezhad A, Damavandi M, Bakhtiari A, Allard P. Gait ground reaction force characteristics of low back pain patients with pronated foot and able-bodied individuals with and without foot pronation. Journal of Biomechanics .2016; 49(9):1705-1710. [DOI:10.1016/j.jbiomech.2016.03.056][PMID]
35. Pankova B, Kubovy P, Fanta O, Jelen K. Plantar pressure distribution changes depending on the use of knee braces. Journal of Biomechanics. 2012; (45)1:S189. [DOI:10.1016/S0021-9290(12)70190-2]
36. Mortaza N, Ebrahimi I, Jamshidi AA, Abdollah V, Kamali M, Abas WA, et al. The effects of a prophylactic knee brace and two neoprene knee sleeves on the performance of healthy athletes: A crossover randomized controlled trial. PLoS One. 2012; 7(11):e50110. [DOI:10.1371/journal.pone.0050110][PMID][PMCID]
37. Jafarnezhadgero AA, Madadi-Shad M, Alavi-Mehr SM, Granacher U. The long-term use of foot orthoses affects walking kinematics and kinetics of children with flexible flat feet: A randomized controlled trial. PloS one. 2018; 13(10):e0205187. [DOI:10.1371/journal.pone.0205187][PMID][PMCID]
38. Jafarnezhadgero AA, Sorkhe E, Oliveira AS. Motion-control shoes help maintaining low loading rate levels during fatiguing running in pronated female runners. Gait & Posture. 2019; 73:65-70. [DOI:10.1016/j.gaitpost.2019.07.133][PMID]
39. Jafarnezhadgero AA, Madadi-Shad M, McCrum C, Karamanidis K. Effects of corrective training on drop landing ground reaction force characteristics and lower limb kinematics in older adults with genu valgus: A randomized controlled trial. Journal of Aging & Physical Activity. 2019; 27(1):9-17. [DOI:10.1123/japa.2017-0315][PMID]
40. Jafarnezhadgero AA, Anvari M, Granacher U. Long-term effects of shoe mileage on ground reaction forces and lower limb muscle activities during walking in individuals with genu varus. Clinical Biomechanics. 2020; 73:55-62. [DOI:10.1016/j.clinbiomech.2020.01.006][PMID]
41. Madadi-Shad M, Jafarnezhadgero AA, Sheikhalizade H, Dionisio VC. Effect of a corrective exercise program on gait kinetics and muscle activities in older adults with both low back pain and pronated feet: A double-blind, randomized controlled trial. Gait & Posture. 2020; 76:339-45. [DOI:10.1016/j.gaitpost.2019.12.026][PMID]
42. Jafarnezhadgero AA, Sorkhe E, Meamarbashi A. Efficacy of motion control shoes for reducing the frequency response of ground reaction forces in fatigued runners. Journal of Advanced Sport Technology. 2019; 3(1):8-21. http://jast.uma.ac.ir/article_763_0.html