Effect of Knee Brace on the Electric Activity of Selected Lower Limb Muscles during Walking in Older Adults

Introduction
With aging, different body systems are deteriorated which increases the dependence on others, inability, treatment costs, and economic burden on health care centers and affects the quality of life of the elderly and their families. Dysfunction in the sensory system can cause imbalance and disturbance in posture stability. With aging, due to the decrease in the efficiency of vestibular, visual, and proprioception systems, the balance ability is impaired, which in turn increases the risk of falling in the elderly. One of the methods for treatment of disorders in old age is to strengthen the sensory inputs. The proprioception causes the dynamic stability of the joints. In other words, the ultimate goal of the proprioceptive system is the dynamic stability of the joint. Since the joint supports strengthen the proprioception by stimulating skin stimuli (part of joint proprioception), the present study aims to investigate the effect of knee braces on the electric activity of selected lower limb muscles during walking in older adults.
Materials and Methods 
This is a quasi-experimental and laboratory study. Participants were 30 older adults, 15 females (Mean age=62.66±3.84 years, mean height= 159.93±0.02 cm, mean weight=73.86±11.56 kg, body mass index=28.82±4.17 kg/m2) and 15 males (Mean age=68.93±5.88 years, mean height=175.07±0.03 cm, mean weight=81.20±11.07 kg, body mass index=26.44±3.19 kg/m2). The intervention was the use of a type of knee brace by restricting flexion and extension movements or knee support. The electrodes were attached on the selected muscles (Gastrocnemius medialis, tibialis anterior, vastus medialis, vastus lateralis, biceps, semitendinosus, gluteus medius, and erector spinae). Then, the braces were placed on the dominant leg. The subjects were asked to walk in a 10 m path at a desired speed. After three trials, the brace was removed and the test was repeated in three more trials without using a brace. An attempt was considered successful if the electromyography (EMG) signals could be recorded from all correct muscles. The average of records obtained from three trials was considered as the final score.
The time that the foot contacts the ground and separated from the ground was determined by the Bertac force plate using the vertical component of the ground reaction force (Threshold= 10 N). E The EMG data were analyzed in DataLITE and MATLAB applications. Two-way ANOVA with repeated measures was used for statistical analysis, by considering the significance level of P<0.05. The root mean square (RMS) was used to analyze the range of electrical activity in the muscles. The peak and mean electrical activity of the muscles were extracted using this method and normalized by dividing the EMG value by the maximum voluntary isometric contraction.
Results 
The results showed that the effect of knee brace on tibialis anterior, vastus medialis, semitendinosus and erector spinae muscles was significant during the loading phase, such that during walking with brace, the electrical activity of the mentioned muscles (except for the erector spinae) were reduced compared to the condition of walking without brace. The effect of group factor on the electrical activity of anterior tibialis and biceps muscles was significant. By pairwise comparison in terms of gender, it was found that older women had statistically higher scores than older men. The effects of brace and group were not significant on the electrical activity of gastrocnemius medialis, vastus lateralis, gluteus medius and erector spinae muscles (P>0.05). The interaction effect of brace and group was not significant on the electrical activity of any muscles (P>0.05).
According to the results in Table 1, the effect of brace on the electrical activity of all muscles was significant except for tibialis anterior (P<0.05) during the push-off phase of walking such that during walking with braces, a significant decrease was reported in the gastrocnemius, biceps, semitendinosus, and gluteus medius muscles and a significant increase was reported in the vastus medialis, vastus lateralis, and erector spinae muscles compared to the condition of walking without brace.

The effect of group factor on electrical activity of gastrocnemius medialis and biceps muscles in the push-off phase was significant. By pairwise comparison of gastrocnemius medialis muscle in terms of gender showed that older women had statistically higher values ​​compared to older men, while older men had higher values in the biceps muscle than older women. The interaction effect of brace and group on the electrical activity of gastrocnemius medialis and vastus medialis muscles during walking with braces was significantly different compared to the condition of walking without braces such that the electrical activity of the gasterocnemius medialis during walking with braces in older men was statistically lower than in older women, while the electrical activity of the vastus medialis was statistically higher in older women than in older men in the push-off phase compared to the condition of walking without braces.
Discussion 
The knee brace improves the EMG activity of selected muscles during walking in older adults. However, further studies are needed to prove this claim.    

Ethical Considerations
Compliance with ethical guidelines
Ethical approval was obtained from the Research Ethics Committee of Ardabil University of Medical Sciences (Code: IR.ARUMS.REC.1397.092). 

Funding
This research is taken from the research project of Mrs. Mahrokh Dehghani in the Department of Sport Management and Biomechanics, Faculty of Educational Sciences and Psychology, University of Mohaghegh Ardabili, Ardabil.

Authors' contributions
The authors contributed equally to the preparation of this research

Conflict of interest
The authors declared no conflict of interest.

مقدمه
با شروع سالمندی، سیستم‌های مختلف بدن تحلیل رفته و توانایی‌های انسان کاهش می‌یابد [1] که این فرایند سبب افزایش وابستگی این افراد به دیگران، افزایش ناتوانی، کاهش استقلال در فعالیت‌های روزمره، افزایش هزینه‌های مراقبت و فشار اقتصادی بر نهادهای بهداشتی‌درمانی می‌‌شود و کیفیت زندگی سالمندان و همچنین خانواده‌های آن‌ها را تحت تأثیر قرار می‌دهد [2]؛ بنابراین جامعه برای برطرف کردن نیازها و مشکلات این افراد باید توجه و حساسیت بیشتری از خود آشکار کند. 
سیستم عصبی ‌مرکزی با همسان‌سازی اطلاعات بینایی، وستیبولار و حس‌پیکری همراه با طراحی راهبردهای حرکتی، موجب حفظ و برقراری تعادل در حالات و شرایط مختلف می‌شود [3]. از کار افتادن یا اختلال در سیستم‌های حسی می‌تواند موجب بر هم‌ خوردن تعادل و اختلال در ثبات قامتی شود. 
با شروع روند پیری به‌علت اُفت کارایی سیستم وستیبولار، بینایی و حسی‌عمقی، در برقراری تعادل اختلال به‌وجود می‌آید که این امر احتمال سقوط و زمین ‌خوردن را در سالمندان افزایش می‌دهد [4]. تغییرپذیری الگوهای راه رفتن و ناتوانی‌های حرکتی با ریسک افتادن ارتباط مستقیم دارد که با توجه به گزارشات، درصد بالایی از این زمین‌ خوردن‌ها طی فعالیت‌های روزانه همچون راه رفتن اتفاق می‌افتد [5].  
یکی از راهبردهای اساسی در درمان و همچنین پیشگیری از مشکلات و اختلالات تعادل، تقویت ورودی‌های حسی مؤثر در حفظ تعادل اعم از حس عمقی مفاصل است [6]. حس عمقی سبب برقراری ثبات پویای مفاصل می‌شود. به بیان دیگر، هدف نهایی سیستم حس عمقی، ثبات پویای مفصل است [7]. آغازگر حلقه آوران فیدبک حس عمقی، گیرنده‌های مکانیکی اندام‌ها هستند که از مهم‌ترین آن‌ها می‌توان به گیرنده‌های موجود در پوست، کپسول مفصلی، لیگامان‌ها و عضلات اشاره کرد [7]. 
آزمایشات و ابزار حمایتی مفصلی، از‌جمله بریس، بانداژ الاستیک و نوار با تحریک گیرنده‌های لمس و فشار پوست، عضلات و کپسول مفصلی، به بهبود حس عمقی مفصل و به‌دنبال آن به ثبات عملکردی مفصل کمک می‌کنند [8]. از آنجا که گزارشی درباره عوارض جانبی درمان‌های محافظتی بیان نشده؛ بنابراین اولین اقدام درمانی در سالمندان استفاده از این نوع درمان‌هاست [9].   
اثرات استفاده از بریس بر درمان و بهبود سالمندان و بیماران در مطالعات گذشته نشان داده که »بریس ایجاد‌کننده والگوس« با اعمال گشتاور والگوسی در برابر گشتاور واروسی ایجاد‌شده ناشی از نیروی عکس‌العمل زمین مقابله می‌کند [10]؛ بنابراین با استفاده از بریس والگوس، گشتاور خارجی زانو کاهش یافته [11] و به‌دنبال آن درد مفصلی کم خواهد شد [12]. بریس می‌تواند با تغییر راستا و نیروهای بیومکانیکی اعمال‌شده بر زانو سبب کاهش درد، افزایش عملکرد، ارتقای کیفیت زندگی و پارامترهای راه رفتن شود [13]. 
اشمالز و همکاران که به بررسی استفاده از بریس پیش‌ساخته بر پارامترهای سینتیکی و سینماتیکی راه رفتن بر 16 آزمودنی پرداختند، بیان کردند که پس از استفاده‌ چهار‌هفته‌ای آزمودنی‌ها از بریس، گشتاور خارجی زانو هنگام استفاده از بریس در مقایسه با شرایط بدون بریس 10 درصد کاهش داشت [14]. مطالعاتی که به بررسی اثر ارتوز بر درد زانوی افراد پرداخته، کاهش درد را گزارش کرده‌اند [13 ،11]. همچنین بیان شد که استفاده از نوعی بریس والگوسی گشتاور ادداکتوری ایجاد‌شده در فاز اتکا را تا 25 درصد کاهش می‌دهد [11]. 
با توجه به اینکه حمایت‌کننده‌های مفصلی با تحریک گیرنده‌های پوستی که جزئی از حس عمقی مفاصل است، باعث تقویت حس عمقی می‌شوند [16]؛ بنابراین در این پژوهش اثر بریس بر تعادل و فعالیت عضلات سالمندان بررسی می‌شود. با وجود مقالات و مطالعات متعدد در حیطه‌ تأثیر استفاده از آزمایشات (همچون بریس)، انجام پژوهش حاضر به این دلیل است که بیشتر این مطالعات روی جوانان [18 ،17]، مخصوصاً ورزشکاران انجام شده و در افراد سالمند که حفظ تعادل یکی از عوامل حیاتی آن‌ها و وابستگی به حس عمقی در حفظ تعادل بیش از سایر حواس است، مطالعه‌ای که به اثر بریس بر فعالیت عضلات سالمندان پرداخته باشد، یافت نشد. 
به‌علاوه، بیشتر پژوهش‌های موجود در شرایط غیر‌تحمل وزن صورت گرفته بودند، هرچند این تقلیل‌گرایی برای کنترل عوامل مداخله‌گر منطقی به‌نظر می‌رسد، اما در‌صورتی‌که این افزایش کارایی حس عمقی سبب بهبود عملکردهای تعادلی و فعالیت عضلات نشود، در سودمندی آن تردید به‌وجود می‌آید. هدف از انجام مطالعه حاضر »بررسی اثر استفاده از بریس زانو بر دامنه فعالیت الکتریکی عضلات منتخب اندام تحتانی سالمندان هنگام راه رفتن« است. 
نتایج این پژوهش می‌تواند بینش وسیع‌تری درباره سازوکار بریس و اثرات آن بر فعالیت عضلات سالمندان فراهم کند. از طرفی، ارزیابی فعالیت عضلات اندام تحتانی جهت کسب دانش بیشتر درباره اثرات آزمایشاتی همچون بریس بر عوامل بیومکانیکی و عصبی‌حرکتی روی راه رفتن سالمندان از اهمیت ویژه‌ای دارد. 
مواد و روش‌ها
پژوهش حاضر از نوع نیمه‌تجربی و آزمایشگاهی بود. نتایج نرم‌فزار جی‌پاور نسخه 3/1 نشان داد که در سطح معناداری 0/05، اندازه اثر 0/7، توان آماری 0/8 در آزمون آماری آنالیز واریانس دوسویه با اندازه‌گیری‌ تکراری نیاز به حداقل 14 آزمودنی است [19 ،17]. با‌وجود‌این، تعداد نمونه‌ها 30 نفر درنظر گرفته شد که شامل 15زن (سن 3/84±62/66 سال، قد 0/02±159/93 سانتی‌متر، وزن 11/56±73/86 کیلوگرم و شاخص توده بدنی 4/17±28/82 کیلوگرم بر متر مربع) و 15 مرد (سن 5/88±68/93 سال، 0/03±175/07 سانتی‌متر، وزن 11/07±81/20 کیلوگرم و شاخص توده بدنی 3/19±26/44 کیلوگرم بر متر مربع) بود که به‌صورت در دسترس از بین سالمندان شهرستان اردبیل انتخاب شدند و داوطلبانه در این پژوهش همکاری کردند. 
معیارهای ورود به مطالعه شامل قرار داشتن در محدوده سنی 60 تا 70 سال، داشتن توانایی راه رفتن و انجام فعالیت‌های روزانه به‌صورت مستقل و سلامت جسمی و ذهنی و معیارهای خروج نیز وجود بیماری‌های مؤثر بر متغیرهای پژوهش مانند دیابت، وجود اختلالات حسی‌حرکتی، داشتن هرگونه ناهنجاری قابل‌مشاهده در اندام تحتانی، داشتن عیوب شنوایی یا بینایی اصلاح‌نشده و عدم توانایی در اجرای آزمون‌های پژوهش بود [18]. 
پای برتر آزمودنی‌ها با استفاده از آزمون شوت فوتبال تعیین شد [19] که با توجه به نتایج این آزمون پای غالب تمام آزمودنی‌ها »پای راست« بود. جهت شرکت در پژوهش رضایت‌نامه کتبی از آزمودنی‌ها دریافت و اخلاق پژوهشی در تمام مراحل انجام پژوهش رعایت شد. موارد اجرای پژوهش طبق اعلامیه هلسینکی بود [20]. پروتکل اخلاقی این مطالعه در کمیته پزشکی دانشگاه علوم‌پزشکی اردبیل به شماره مرجع IR.ARUMS.REC.1397-092 تأیید شده‌است.

بریس ‌استفاده‌شده در پژوهش حاضر در تصویر شماره 1 قابل‌مشاهده است.

از ویژگی‌های این بریس می‌توان به دارا بودن مفصل چند‌محوری جهت تطبیق کامل محور مفصل مکانیکی با مفصل طبیعی و داشتن مفصل مدرج برای ایجاد محدودیت در حرکات خم شدن و باز شدن یا حمایت کردن زانو در زاویه مورد‌ نظر اشاره کرد. 
در ابتدا مراحل کامل آزمون برای آزمودنی‌ها شرح داده شد. پس از اتصال الکترودها روی عضلات منتخب (دوقلوی داخلی، درشت‌نی قدامی، پهن داخلی، پهن خارجی، دو سر رانی، نیم‌وتری، سرینی میانی و راست‌کننده ستون فقرات) و قرار دادن بریس روی همان پا، آزمودنی‌ها در نقطه شروع مسیر 10 متری تعیین‌شده جای‌گیری و به دستور آزمون‌گیرنده شروع به راه رفتن با سرعت خود انتخابی کردند. از‌این‌رو، سرعت راه رفتن »خود انتخابی« در‌نظر گرفته شد که الگوی راه رفتن آزمودنی‌ها دچار تغییر نشود و بر فعالیت عضلات و سایر مؤلفه‌ها تأثیر نگذارد. زمان استراحت بین هر کوشش 30 ثانیه در‌نظر گرفته شد. بعد از انجام سه کوشش، بریس از پای آزمودنی جدا و آزمون مجدداً در 3 کوشش بدون استفاده از بریس تکرار می‌شد (تصویر شماره 1).
نرمال کردن داده‌ها در بیشتر پژوهش‌ها با روش حداکثر انقباض ارادی ایزومتریک انجام می‌شود. از آنجا که آزمودنی‌ها در رنج سنی حساس قرار داشتند و هرگونه انقباض بیش از توان آن‌ها می‌توانست سبب بروز آسیب‌های جبران‌ناپذیر شود، در پژوهش حاضر از روش بیشینه انقباض ارادی ایزومتریک استفاده شد که در این روش آزمودنی با توجه به توان خود و تا جایی که به وی فشاری وارد نشود و دردی در مفاصل، عضلات و... احساس نکند، انقباض خود را نگه می‌دارد.
برای مثال، آزمودنی حداکثر دورسی فلکشن مچ پا با اعمال مقاومت توسط آزمونگر را برای عضله درشت‌نی قدامی انجام می‌دهد یا برای عضلات پهن داخلی و خارجی آزمودنی روی صندلی نشسته و زانو را در فلکشن 90 درجه قرار می‌دهد، آزمونگر با اعمال حداکثر مقاومت در بخش قدامی مچ پا، آزمودنی را تشویق به انجام حداکثر انقباض باز کردن زانو می‌کند. پس از انجام همه کوشش‌ها تست روش بیشینه انقباض ارادی ایزومتریک انجام شد، چرا‌که این روش می‌تواند بر فعالیت بعدی عضلات مؤثر باشد [21]. اینکه سیگنال‌های نوار عصب و عضله یا الکترومیوگرافی از همه عضلات صحیح ثبت شود، کوششی موفقیت‌آمیز بود. از سه کوشش تحلیل‌شده، میانگین گرفته شد.
زمان برخورد و جدا شدن پا با دستگاه صفحه نیرو برتک و با استفاده از مؤلفه عمودی نیروی عکس‌العمل زمین (آستانه 10 نیوتن) مشخص شد. تمام داده‌های الکترومایوگرافی با برنامه بایومتریک دیتالایت و مطلب تجزیه‌و‌تحلیل و اطلاعات حاصل در برنامه اکسل ثبت شد. جهت تحلیل دامنه فعالیت الکتریکی عضلات از روش‌ جذر و میانگین گرفتن، مجذور کردن‌ استفاده شد. اوج و میانگین فعالیت الکتریکی عضلات با استفاده از این روش استخراج و با تقسیم اوج روش بیشینه انقباض ارادی ایزومتریک نرمال شد.
جهت ارائه آمار توصیفی از میانگین و انحراف معیار و برای سنجش طبیعی بودن توزیع داده‌ها از آزمون شاپیرو ویلک استفاده شد. همچنین برای مقایسه دو شرایط راه رفتن با یا بدون بریس زانو بین دو گروه زن و مرد، از آزمون آنالیز واریانس دوسویه با اندازه‌های تکراری استفاده شد. تحلیل‌ها با نرم‌افزار SPSS نسخه‌ 16 انجام و سطح معناداری 0/05 ‌در‌نظر گرفته شد.
یافته‌ها
با توجه به داده‌های جدول شماره 1، یافته‌ها نشان داد که اثر عامل بریس بر عضلات درشت‌نی قدامی (0/003)، پهن داخلی (0/010)، نیم‌وتری (0/000) و راست‌‌کننده ستون فقرات (0/000) طی فاز پاسخ بارگیری معنادار بود، به‌طوری‌که در شرایط راه رفتن با بریس نسبت به شرایط راه رفتن بدون بریس میزان دامنه فعالیت الکتریکی عضلات مذکور، به‌جز عضله‌ راست‌کننده ستون فقرات کاهش داشت.

اثر عامل گروه در شاخص دامنه فرکانس فعالیت الکتریکی الکترومایوگرافی عضلات درشت‌نی قدامی و دو سر رانی معنادار بود. 
با مقایسه جفتی گروه مردان و زنان می‌توان بیان کرد که گروه زنان نسبت به مردان به لحاظ آماری در مقدار بالاتری قرار داشتند. اثر عامل بریس و اثر عامل گروه بر مقدار دامنه فرکانس هیچ‌یک از عضلات دوقلوی داخلی، پهن خارجی، سرینی میانی و راست‌کننده ستون فقرات اختلاف معناداری نشان نداد (0/05<P). همچنین اثر تعاملی بریس و گروه بر هیچ‌یک از عضلات منتخب ‌ بررسی‌شده در پژوهش حاضر معنادار نبود (0/05<P).
با توجه به یافته‌های جدول شماره 2، اثر عامل بریس بر دامنه فعالیت الکتریکی عضلات درشت‌نی قدامی (0/000)، دوقلوی داخلی (0/014)، پهن داخلی (0/005)، دو سر رانی (0/000)، نیم‌وتری (0/000)، سرینی میانی (0/000) و راست‌کننده ستون فقرات (0/000) طی راه رفتن در فاز میانه اتکا اختلاف معناداری نشان داد، به‌طوری‌که راه رفتن در شرایط با بریس نسبت به شرایط راه رفتن بدون بریس در عضلات درشت‌نی قدامی، دوقلوی داخلی، دو سر رانی، نیم‌وتری، سرینی میانی کاهش و در عضلات پهن داخلی و راست‌کننده ستون فقرات افزایش معناداری نشان داد.

اثر عامل بریس بر دامنه فعالیت الکتریکی عضله پهن خارجی اختلاف معناداری نداشت. اثر عامل گروه بر هیچ‌یک از عضلات در هیچ‌کدام از شرایط معنادار نبود. همچنین اثر تعاملی بریس و گروه بر دامنه فعالیت الکتریی عضلات بررسی‌شده مطالعه حاضر، به‌جز در عضله‌ دو سر رانی، اختلاف معناداری نشان نداد. میانگین فعالیت الکتریکی عضله دو سر رانی در گروه مردان طی شرایط راه رفتن با بریس نسبت به شرایط راه رفتن بدون بریس از لحاظ آماری پایین‌تر بود.
با توجه به نتایج جدول شماره 3، اثر عامل بریس بر دامنه فعالیت الکتریکی تمام عضلات بررسی‌شده به‌جز درشت‌نی قدامی (0/05>P) طی راه رفتن در فاز هل دادن معنادار بود، طوری ‌که طی شرایط راه رفتن با بریس نسبت به شرایط راه رفتن بدون بریس در عضلات دوقلوی داخلی، دو سر رانی، نیم‌وتری، سرینی میانی کاهش و در عضلات پهن داخلی، پهن خارجی و راست‌کننده ستون فقرات افزایش معناداری را نشان داد.

اثر عامل گروه بر همین مؤلفه و طی فاز هل دادن بر عضلات دوقلوی داخلی و دو سر رانی معنادار بود. مقایسه‌ جفتی عضله دوقلوی داخلی نشان داد گروه زنان در مقایسه با مردان به لحاظ آماری مقادیر بالاتری کسب کردند و بالعکس، عضله‌ دو سر رانی گروه مردان نسبت به زنان در مقادیر بالاتری قرار داشتند. 
اثر تعاملی بریس و گروه بر دامنه فعالیت الکتریکی عضلات دوقلوی داخلی و پهن داخلی طی شرایط راه رفتن با بریس نسبت به شرایط راه رفتن بدون بریس اختلاف معناداری نشان داد، طوری ‌که مقدار این مؤلفه طی شرایط راه رفتن با بریس نسبت به شرایط راه رفتن بدون بریس گروه مردان نسبت به زنان در عضله‌ دوقلوی داخلی کمتر و این مؤلفه طی شرایط راه رفتن با بریس در گروه زنان نسبت به گروه مردان در عضله‌ پهن داخلی طی فاز هل دادن به لحاظ آماری مقادیر بالاتری داشت.
یافته‌های جدول شماره 4 نشان داد که اثر عامل بریس بر دامنه فعالیت الکتریکی تمام عضلات بررسی‌شده در مطالعه حاضر طی راه رفتن در فاز نوسان به‌جز عضله‌ پهن داخلی (0/05>P) اختلاف معناداری داشت، طوری که در شرایط راه رفتن با بریس نسبت به شرایط راه رفتن بدون بریس مقدار دامنه فعالیت الکتریکی عضلات ذکر‌شده به‌جز عضله‌ راست‌کننده ستون فقرات که افزایش معناداری را نشان داد، کاهش معناداری داشت.

اثر عامل گروه بر دامنه فعالیت الکتریکی عضلات دوقلوی داخلی، دو سر رانی و نیم‌وتری معنادار بود. مقایسه جفتی نشان داد که گروه زنان در مقایسه با گروه مردان از لحاظ آماری مقادیر بالاتری داشتند. همچنین اثر تعاملی بریس و گروه بر مقدار همین مؤلفه در عضلات پهن خارجی و نیم‌وتری معنادار بود. میانگین فعالیت الکتریکی عضله پهن خارجی در شرایط راه رفتن بدون بریس در گروه مردان و میانگین فعالیت الکتریکی عضله‌ نیم‌وتری در شرایط راه رفتن با بریس در گروه مردان از لحاظ آماری پایین‌تر بود.

بحث 
مطابق یافته‌های پژوهش حاضر، اثر عامل بریس بر دامنه فعالیت الکتریکی عضلات درشت‌نی قدامی، نیم‌وتری و راست‌کننده ستون فقرات طی راه رفتن در فاز پاسخ بارگیری، میانه اتکا، هل دادن و نوسان اختلاف معناداری نشان داد. همچنین اثر این آزمایش بر عضلات پهن خارجی و پهن داخلی طی فاز پاسخ بارگیری و هل دادن و بر عضلات دوقلوی داخلی، دو سر رانی و سرینی میانی طی فاز میانه اتکا، هل دادن و نوسان معنادار بود. 

در بررسی اثر عامل گروه بر عضلات درشت‌نی قدامی، دو سر رانی طی فاز پاسخ بارگیری و بر عضلات دوقلوی داخلی و دو سر رانی طی فاز هل دادن و نوسان تفاوت معناداری قابل مشاهده بود. اثر تعاملی بریس و گروه بر عضله دو سر رانی طی فاز میانه اتکا، عضلات دوقلوی داخلی و پهن داخلی طی فاز هل دادن و عضلات پهن خارجی و نیم‌وتری طی فاز نوسان معنادار بود.
مطابق مطالعه شیمادا و همکاران گزارش شده که فعالیت عضلات نعلی و درشت‌نی قدامی طی فاز میانه اتکا در سالمندان نسبت به دیگر فازها بیشتر است. از‌سوی‌دیگر، این گروه از افراد جامعه نسبت به جوانان طی فاز پاسخ بارگیری و میانه اتکا، عضلات پهن داخلی و همسترینگ فعالیت بالاتری دارند که این فعالیت عضلانی حاکی از افزایش هم‌انقباضی در مفاصل زانو و مچ پا در سالمندان است [22]. 
یافته‌های حاصل از مطالعه‌ شیمادا و همکاران [23] با نتایج پژوهش حاضر مخالف بود، به‌طوری‌که مطالعه حاضر کاهش فعالیت عضلات درشت‌نی قدامی را گزارش کرد. دلیل اختلاف نتایج را می‌توان همچنین تفاوت در جامعه‌ مطالعه‌شده (سالمندان دچار استئوآرتریت) بیان کرد.
پژوهش حاضر نتایج به‌دست‌آمده در ارتباط با فعالیت عضله‌ دوقلو، یافته‌های مطالعات شیمادا و همکاران [22] و سلفه و همکاران [23] را رد می‌کند. دلیل این اختلاف را در نتیجه‌گیری می‌توان نوع بریس ‌استفاده‌شده مطرح کرد. شیمادا و همکاران در سرعت‌های بالای راه رفتن افزایش فعالیت عضله‌ دوقلو، بر‌خلاف نتایج پژوهش حاضر (کاهش فعالیت عضله مذکور)، مطرح کرده‌اند که دلیل این افزایش فعالیت را تفاوت نقش‌های بیومکانیکی مختلف این عضله طی راه رفتن بیان کرده‌اند [22]. مطابق مطالعه‌ سلفه و همکاران بریس می‌تواند باعث افزایش فشار بر قسمت خلفی زانو شود که به‌صورت هم‌زمان روی عضلات دوقلو و همسترینگ مؤثر بوده و در‌نهایت، باعث افزایش پایداری و کنترل زانو می‌‌شود [23]. 
مطابق پژوهش هین‌من و همکاران [24] گزارش شده که فعالیت عضلات چهار سر رانی در سالمندان طی فاز میانه اتکا به‌طور معناداری افزایش یافته که دلیل این افزایش را به ناکارآمدی عضلات چهار سر در این گره از افراد بیان کرده‌است، چراکه ضعف عضلات چهار سر سبب تلاش بیشتر جهت آغاز نوسان و کنترل میزان فلکشن زانو می‌شود [22]. 
نتایج پژوهش حاضر با احتمال اینکه کاهش فعالیت عضله نیم‌وتری هنگام استفاده از بریس موجب افزایش گشتاور اکستنسوری زانو در فاز میانه اتکا شود [25]، توجیه می‌شود. 
راجا و همکاران طی راه رفتن سریع در فاز انتقال وزن و میانه اتکا، افزایش فعالیت عضله نیم‌وتری را گزارش کردند که افزایش فعالیت عضله ذکر‌شده به این دلیل است که عضله‌ نیم‌وتری در افزایش توان اکستنسور ران سهیم بوده و در جبران کاهش توان عضله نعلی در پلنتارفلکشن مؤثر است؛ بنابراین این عضله در فاز مذکور فعالیت بیشتری داشته است [26]. افزایش سطح فعالیت عضلات دو سر رانی و نیم‌وتری در سالمندان طی مراحل اولیه راه رفتن در سرعت‌های بالا می‌تواند بدین جهت باشد که ‌این عضلات در افزایش توان اکستنسورهای ران به‌طور طبیعی در سالمندان طی راه رفتن سهیم هستند [27]. 
یافته‌های حاصل از پژوهش راجا و همکاران [26] با نتایج به‌دست‌آمده از مطالعه حاضر مخالف بود، به‌طوری‌که در پژوهش راجا و همکاران کاهش فعالیت عضلات دو سر رانی و نیم‌وتری گزارش شد. می‌توان استفاده از بریس متقاوت را دلیل این اختلاف نتایج دانست. 
مطابق مطالعه بریندل و همکاران، کاهش فعالیت عضله سرینی میانی می‌تواند به‌دلیل سازوکار جبرانی برای کاهش درد افراد باشد [28]. با توجه به مطالعه‌ مونتگومری و همکاران که گزارشی درباره اثر آنی و طولانی‌مدت بریس حمایت‌کننده زانو روی فعالیت الکتریکی عضلانی طی فاز پاسخ‌ بارگیری بود، مشخص شد که در اثر استفاده آنی از بریس عضله سرینی میانی دچار کاهش فعالیت شد [29] که پژوهش حاضر در دامنه فعالیت الکتریکی عضله سرینی میانی طی فاز پاسخ بارگیری اختلاف معناداری نشان نداد.
مطالعه فارل و همکاران نشان داده که وضعیت‌هایی، از‌قبیل بی‌تحرکی و حذف بارهای مکانیکی از روی عضله پهن داخلی باعث آتروفی این عضله و در‌نتیجه کاهش توانایی عضلات اسکلتی در تولید کار و توان مکانیکی می‌شود. محقق آتروفی این عضله را به‌دلیل استفاده از نوعی بریس خاص در مطالعه‌ خود دانسته‌اند، چراکه این بریس یک پَد حمایت‌کننده در قسمت خارجی دارد که کشکک را به‌صورت غیرفعال به سمت داخل زانو هل می‌دهد و این احتمال وجود دارد که عضله‌ پهن داخلی را تحت تأثیر قرار داده و حتی موجب ضعف آن شود [30]. 
نتایج این پژوهش، یافته‌های مطالعه‌ حاضر را طی فاز میانه ‌اتکا و هل دادن تأیید و طی فاز پاسخ بارگیری رد می‌کند، برای اینکه اثر بریس بر دامنه فعالیت الکتریکی عضله پهن داخلی طی فاز پاسخ‌ بارگیری کاهش و طی فازهای میانه اتکا و هل دادن افزایش داشت.
نتایج پژوهش‌های موهل و همکاران [31] و مک والتر و همکاران [32] با یافته‌های پژوهش حاضر در رابطه با عضلات دوقلوی داخلی، پهن خارجی و سرینی میانی طی فاز پاسخ بارگیری، عضله‌ پهن خارجی طی فاز میانه اتکا، درشت‌نی قدامی طی فاز هل دادن و عضله پهن داخلی طی فاز نوسان همسو و در ارتباط با سایر عضلات در فازهای مختلف راه رفتن ناهمسو بود. کاهش فعالیت عضله پهن داخلی می‌تواند به‌دلیل افزایش هماهنگی در واحدهای حرکتی باشد که به‌دلیل یادگیری حرکتی، موجب کاهش فعالیت الکترومایوگرافی و افزایش بازده نیرو می‌شود [33].
دارپر و همکاران [25] گزارش کردند که بریس زانو طی بارهای دینامیکی موجب چرخش و انتقال به خارج شده و سبب بهبود در پایداری زانو و درد آن هنگام استفاده از بریس می‌شود. مطابق مطالعات موهل و همکاران [31] و مک والتر و همکاران [32] بریسینگ روی عضلات کار‌کننده زانو مؤثر نبود. از آنجا که گروه عضلانی ادداکتوری ران و بخش مایل عضله پهن داخلی از طریق غشای Vastoadductor به یکدیگر متصل شده‌اند [34]، این فرضیه مطرح می‌شود که گروه عضلانی ادداکتوری ران می‌تواند به عنوان قرقره‌ای برای افزایش کارایی مکانیکی بخش مورب عضله پهن داخلی شود. باوجود اینکه عملکرد گروه عضلات ادداکتور ممکن است مزیت مکانیکی ایجاد کند، می‌تواند جهت تغییر عملکرد عضله پهن داخلی نیز به عنوان یک سازوکار جبرانی عمل کند، سبب ضعیف شدن و جلوگیری از فعالیت عضله پهن داخلی در افراد شود [35]. 
مطالعه‌ای که به بررسی اثر بریس بر دامنه فعالیت الکتریکی عضله‌ راست‌کننده ستون فقرات پرداخته باشد، یافت نشد. می‌توان ادعا کرد پژوهش حاضر، اولین پژوهش بررسی‌کننده اثر بریس بر دامنه فعالیت الکتریکی این عضله است که یافته‌های پژوهش نشان داد بریس می‌تواند فعالیت این عضله را در فازهای پاسخ بارگیری، میانه اتکا، هل دادن و نوسان افزایش دهد. علت احتمالی این موضوع می‌تواند به‌سبب محدودیت ایجاد‌شده در حرکت زانو توسط بریس باشد که احتمالاً به افزایش تحرکات تنه به‌عنوان سازوکار جبرانی منجر شده که درنتیجه، عضلات این ناحیه را فعال‌تر کرده‌است. 
شکل‌های مختلف پا [36] می‌تواند یکی از دلایل به‌کارگیری متفاوت عضلات باشد. همچنین تفاوت در فیبرهای عضلانی نیز مسئول تفاوت‌های جنسیتی در بیومکانیک مشترک هنگام راه رفتن بین دو گروه زن و مرد است [37]. در‌صورت انقباض ایزومتریک احتمالاً تفاوت‌های جنسیتی مشهود نباشد [37]؛ بنابراین باید این فرضیه را بپذیریم که تفاوت‌های جنسیتی در عضلاتی که فعالیت کانسنتریک یا اکسنتریک دارند، آشکارتر خواهد بود. کارسون و گرل درباره انقباض ایزومتریک عضلات چهار سر بین دو گروه زن و مرد اختلاف معناداری مشاهده نکردند [38]. 
مطابق مطالعه‌ نیگ و همکاران [39] دامنه فعالیت الکترومایوگرافی عضلات دو سر رانی، پهن داخلی و سرینی میانی در مردان نسبت به زنان بالاتر بود [39]. پژوهش حاضر نیز نشان داد که فعالیت الکتریکی عضلات درشت‌نی قدامی و دو سر رانی طی فاز پاسخ بارگیری، عضله‌ دوقلوی داخلی طی فاز هل دادن، عضلات دوقلوی داخلی، دو سر رانی و نیم‌وتری طی فاز نوسان گروه زنان نسبت به گروه مردان دارای مقادیر بالاتر و عضله‌ دو سر رانی طی فاز هل دادن گروه مردن مقادیر بالاتری را کسب کردند. در زنان به‌طور متوسط، قبل از برخورد پاشنه با زمین، عضله‌ دو سر رانی هنگام استفاده از بریس دامنه فعالیت الکتریکی بالاتری نسبت به مردان دارد. نقش دو سر رانی قبل از برخورد پاشنه با زمین، فلکشن زانو است، به‌طوری‌که پا به آرامی با زمین برخورد کند [39]. ‌افرادی که سن آن‌ها 10 تا 15 سال بیشتر است، فعالیت الکترومایوگرافی عضله دو سر رانی آن‌ها قبل از برخورد پاشنه با زمین کمتر است؛ بنابراین نتایج پژوهش حاضر با یافته‌های مطالعه‌ نیگ و همکاران [39] ناهمسو و با یافته‌های پژوهش کارسون و گرل [38] همسو بود.

از محدودیت‌های پژوهش حاضر می‌توان به اندازه‌گیری نکردن  نیروهای عکس‌العمل زمین و نیز جابه‌جایی مرکز فشار پا اشاره کرد که در‌صورت وجود نتایج حاصله می‌توانست اطلاعات کامل و جامع‌تری در‎زمینه تفاوت‌های بیومکانیکی راه رفتن با یا بدون بریس در سالمندان ارائه کند. همچنین تأثیر روانی محیط آزمایشگاه بر سالمندان تا حدی بر راه رفتن آن‌ها اثرگذار بود، هرچند شرایط آزمایش برای تمام آزمودنی‌ها یکسان بود و قبل از انجام آزمون دقایقی در محیط و روی دستگاه راه می‌رفتند تا بتوانند با نحوه انجام آزمون آشنا شوند و با محیط تطابق یابند.
نتیجه‌گیری
استفاده از بریس در بهبود فعالیت عضلانی در سالمندان طی زیرفازهای مختلف راه رفتن مؤثر است. این مورد در هر دو گروه زنان و مردان صدق می‌کند. باوجود‌این، اثبات هرچه بهتر این موضوع به انجام پژوهش‌های بیشتر نیاز دارد. 

ملاحظات اخلاقی
پیروی از اصول اخلاق پژوهش
در اجرای پژوهش ملاحظات اخلاقی مطابق با دستورالعمل کمیته اخلاق دانشگاه علوم‌پزشکی اردبیل در‌نظر گرفته شده و کد اخلاق به شماره (IR.ARUMS.REC.1397-092) دریافت شده‌است. 

حامی مالی
این مقاله برگرفته از طرح پژوهشی خانم ماهرخ دهقانی در دانشکده علوم تربیتی و روانشناسی دانشگاه محقق اردبیلی است.

مشارکت نویسندگان
تمام نویسندگان در آماده‌سازی این مقاله مشارکت یکسان داشته‌اند. 

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

References

1. Faber MJ, Bosscher RJ, Chin A Paw MJ, van Wieringen PC. Effects of exercise programs on falls and mobility in frail and pre-frail older adults: A multicenter randomized controlled trial. Archives of Physical Medicine and Rehabilitation. 2006; 87(7):885-96. [DOI:10.1016/j.apmr.2006.04.005] [PMID]
2. Beyrami M, Alizadeh Goradel J, Ansarhosein S, Ghahraman Moharrampour N. [Comparing sleep quality and general health among the elderly living at home and at nursing home (Persian)]. Salmand: Iranian Journal of Ageing. 2014; 8(4):47-55. http://salmandj.uswr.ac.ir/article-1-525-en.html
3. Shumway-Cook A, Woollacott MH. Motor control: Theory and practical applications. Philadelphia: Williams and Wilkins; 2005. Motor Control: Theory and Practical Applications - Anne Shumway-Cook, Marjorie H. Woollacott - Google Books
4. Horak FB, Nashner LM. Central programming of postural movements: Adaptation to altered support-surface configurations. Journal of Neurophysiology. 1986; 55(6):1369-81. [DOI:10.1152/jn.1986.55.6.1369][PMID]
5. Tinetti ME, Doucette JT, Claus EB. The contribution of predisposing and situational risk factors to serious fall injuries. Journal of the American Geriatrics Society. 1995; 43(11):1207-13. [DOI:10.1111/j.1532-5415.1995.tb07395.x][PMID]
6. Perrin PP, Gauchard GC, Perrot C, Jeandel C. Effects of physical and sporting activities on balance control in elderly people. British Journal of Sports Medicine. 1999; 33(2):121-6. [DOI:10.1136/bjsm.33.2.121][PMID][PMCID]
7. Laskowski ER, Newcomer-Aney K, Smith J. Proprioception. Physical Medicine and Rehabilitation Clinics of North America. 2000; 11(2):323-40. [DOI:10.1016/S1047-9651(18)30132-3]
8. Beynnon BD, Ryder SH, Konradsen L, Johnson RJ, Johnson K, Renström PA. The effect of anterior cruciate ligament trauma and bracing on knee proprioception. American Journal of Sports Med 1999; 27(2):150-5. [DOI:10.1177/03635465990270020601][PMID]
9. Krohn K. Footwear alterations and bracing as treatments for knee osteoarthritis. Current Opinion in Rheumatology. 2005; 17(5):653-6. [DOI:10.1097/01.bor.0000175460.75675.d3][PMID]
10. Fantinipagani 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 Orthopedic Research. 2012; 30(7):1125-32. [DOI:10.1002/jor.22032][PMID]
11. Self BP, Greenwald RM, Pflaster DS. A biomechanical analysis of a medial unloading brace for osteoarthritis in the knee. Arthritis Care & Research. 2000; 13(4):191-7. [PMID][DOI:10.1002/1529-0131(200008)13:4<191::aid-anr3>3.0.co;2-c]
12. Ramsey DK, Russell M Unloader braces for medial compartment knee osteoarthritis: implications on mediating progression. Sports Health. 2009; 1(5):416-26. [DOI:10.1177/1941738109343157][PMID][PMCID]
13. Fautrel B, Hilliquin P, Rozenberg S, Allaert FA, Coste P, Leclerc A, et al. Impact of osteoarthritis: Results of a nationwide survey of 10,000 patients consulting for OA. Joint Bone Spine. 2005; 72(3):235-40. [DOI:10.1016/j.jbspin.2004.08.009][PMID]
14. Schmalz T, Knopf E, Drewitz H, Blumentritt S. Analysis of biomechanical effectiveness of valgus-inducing knee brace for osteoarthritis of knee. Journal of Rehabilitation Research & Development. 2010; 47(5):419-29. [DOI:10.1682/JRRD.2009.05.0067][PMID]
15. Alavi-Mehr SM, Jafarnezhadgero A, 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]
16. Faul F, Erdfelder E, Lang AG, Buchner A. G*Power 3: A flexible statistical power analysis program for the social, behavioral, and biomedical sciences. Behavior Research Methods. 2007; 39(2):175-91. [DOI:10.3758/BF03193146][PMID]
17. Sharifmoradi K, Farahpour N, Karimi M T, Bahram A. Analysis of dynamic balance during walking in patients with parkinson’s disease & able-bodied elderly people. Physical Treatments. 2015; 4(4):191-198 http://ptj.uswr.ac.ir/article-1-181-en.html
18. Jafarnezhadgero A, 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 and Physical Activity. 2019; 27(1):9-17. [DOI:10.1123/japa.2017-0315][PMID]
19. World Medical Association. World Medical Association Declaration of Helsinki: Ethical principles for medical research involving human subjects. Bulletin of the World Health Organization. 2001; 79(4):373. [Link]
20. Murley GS, Bird AR. The effect of three levels of foot orthotic wedging on the surface electromyographic activity of selected lower limb muscles during gait. Clinical Biomechanics. 2006; 21(10):1074-80. [DOI:10.1016/j.clinbiomech.2006.06.007][PMID]
21. Shimada S, Kobayashi S, Wada M, Uchida K, Sasaki S, Kawahara H, et al. Effects of disease severity on response to lateral wedged shoe insole for medial compartment knee osteoarthritis. Archives of Physical Medicine and Rehabilitation. 2006; 87(11):1436-41. [DOI:10.1016/j.apmr.2006.08.018][PMID]
22. Selfe J, Richards J, Thewlis D, Kilmurray S. The biomechanics of step descent under different treatment modalities used in patellofemoral pain. Gait & Posture. 2008; 27(2):258-63. [DOI:10.1016/j.gaitpost.2007.03.017][PMID]
23. Hinman RS, Bennell KL. Advances in insoles and shoes for knee osteoarthritis. Current Opinion in Rheumatology. 2009; 21(2):164-70. [DOI:10.1097/BOR.0b013e32832496c2][PMID]
24. Draper CE, Besier TF, Santos JM, Jennings F, Fredericson M, Gold GE, et al. Using real-time MRI to quantify altered joint kinematics in subjects with patellofemoral pain and to evaluate the effects of a patellar brace or sleeve on joint motion. Journal of Orthopaedic Research. 2009; 27(5):571-7. [DOI:10.1002/jor.20790][PMID][PMCID]
25. Raja K, Dewan N. Efficacy of knee braces and foot orthoses in conservative management of knee osteoarthritis: A systematic review. American Journal of Physical Medicine & Rehabilitation. 2011; 90(3):247-62. [DOI:10.1097/PHM.0b013e318206386b][PMID]
26. Goryachev Y, Debbi EM, Haim A, Rozen N, Wolf A. Foot center of pressure manipulation and gait therapy influence lower limb muscle activation in patients with osteoarthritis of the knee. Journal of Electromyography and Kinesiology. 2011; 21(5):704-11. [DOI:10.1016/j.jelekin.2011.05.001][PMID]
27. Brindle TJ, Mattacola C, McCrory J. Electromyographic changes in the gluteus medius during stair ascent and descent in subjects with anterior knee pain. Knee Surgery, Sports Traumatology, Arthroscopy volume. 2003; 11(4):244-51. [DOI:10.1007/s00167-003-0353-z][PMID]
28. Montgomery WH 3rd, Pink M, Perry J. Electromyographic analysis of hip and knee musculature during running. American Journal of Sports Medicine. 1994; 22(2):272-8. [DOI:10.1177/036354659402200220][PMID]
29. Farrell PA, Joyner MJ, Caiozzo V. ACSM’s advanced exercise physiol Amsterdam: Wolters Kluwer Health Adis (ESP); 2012. ACSM’s Advanced Exercise Physiology - American College of Sports Medicine - Google Books
30. Muhle C, Brinkmann G, Skaf A, Heller M, Resnick D. Effect of a patellar realignment brace on patients with patellar subluxation and dislocation. Evaluation with kinematic magnetic resonance imaging. American Journal of Sports Medicine 1999; 27(3):350-3. [DOI:10.1177/03635465990270031401][PMID]
31. McWalter EJ, Hunter DJ, Harvey WF, McCree P, Hirko KA, Felson DT, et al. The effect of a patellar brace on three-dimensional patellar kinematics in patients with lateral patellofemoral osteoarthritis. Osteoarthritis and Cartilage. 2011; 19(7):801-8. [DOI:10.1016/j.joca.2011.03.003][PMID][PMCID]
32. Campos GE, Luecke TJ, Wendeln HK, Toma K, Hagerman FC, Murray TF, et al. Muscular adaptations in response to three different resistance-training regimens: Specificity of repetition maximum training zones. European Journal of Applied Physiology. 2002; 88(1-2):50-60. [DOI:10.1007/s00421-002-0681-6][PMID]
33. Tubbs RS, Loukas M, Shoja MM, Apaydin N, Oakes WJ, Salter EG. Anatomy and potential clinical significance of the vastoadductor membrane. Surgical and Radiologic Anatomy. 2007; 29(7):569-73. [DOI:10.1007/s00276-007-0230-4][PMID]
34. Aminaka N, Pietrosimone BG, Armstrong CW, Meszaros A, Gribble PA. Patellofemoral pain syndrome alters neuromuscular control and kinetics during stair ambulation. Journal of Electromyography and Kinesiology. 2011; 21(4):645-51. [DOI:10.1016/j.jelekin.2011.03.007][PMID]
35. Wunderlich RE, Cavanagh PR. Gender differences in adult foot shape: Implications for shoe design. Medicine & Science in Sports & Exercise. 2001; 33(4):605-11. [DOI:10.1097/00005768-200104000-00015][PMID]
36. von Tscharner V, Goepfert B. Gender dependent EMGs of runners resolved by time/frequency and principal pattern analysis. Journal of Electromyography and Kinesiology. 2003; 13(3):253-72. [DOI:10.1016/S1050-6411(02)00111-6][PMID]
37. Karlsson S, Gerdle B. Mean frequency and signal amplitude of the surface EMG of the quadriceps muscles increase with increasing torque--a study using the continuous wavelet transform. Journal of Electromyography and Kinesiology. 2001; 11(2):131-40. [DOI:10.1016/S1050-6411(00)00046-8][PMID]
38. Nigg BM, Gérin-Lajoie M. Gender, age and midsole hardness effects on lower extremity muscle activity during running. Footwear Science. 2011; 3(1):3-12. [DOI:10.1080/19424280.2010.536586]
39. Laufer Y. Effect of age on characteristics of forward and backward gait at preferred and accelerated walking speed. The Journals of Gerontology Series A: Biological Sciences and Medical Sciences. 2005; 60(5):627-32. [DOI:10.1093/gerona/60.5.627][PMID]