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분해 황보
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1 체육과학연구, 2011, 제 22 권, 제 2 호, Korean Journal of Sport Science 2011, Vol. 22, No. 2, 스미스머신을이용한스쿼트운동시중량부하가운동역학적변인과하지근육활성도에미치는영향 이성도 이정호 * 박은정 이기광 손지훈 류재진 유연주 ( 국민대학교 ), 김용운 ( 경남대학교 ), 김석범 ( 서울대학교 ) 이연구는고정된바벨의궤적을제공하는스미스머신을이용한스쿼트운동시다양한중량부하가운동형상학적, 운동역학적, 근육활성도에미치는변화양상을조사하고자하였다. 다양한중량부하는최대중량 (1) 의 100%, 90%, 80%, 70%, 60% 5가지종류의부하를선정하였다. 웨이트트레이닝경험이있는체육전공남자대학생 10명을대상으로스미스머신에서스쿼트동작을실시하였으며, 중량별부하는무선표본하여적용하였다. 변인을산출하기위하여 3차원동작분석기, 지면반력기, 근전도를활용하였으며, 8개의근육 ( 대퇴직근, 내측광근, 외측광근, 대퇴이두근, 전경골근, 내측비복근, 복직근, 척추기립근 ) 을선정하였다. 분석구간은스쿼드동작시신체의하강, 상승, 전구간으로구별하였다. 연구결과부하의증가는발목관절의최대각도에영향을주지않은반면무릎관절, 고관절의있어최대각도가작아지는경향을보였다. 하지관절의최대모멘트는발목관절, 무릎관절, 고관절에있어고관절이부하의영향을가장많이받는것으로조사되었다. 전후지면반력은부하의영향을받지않는것으로조사되었다. 근육활성도에있어하강, 상승구간에있어대퇴이두근, 내, 외측광근은부하의증가에따라근육활동이증가하는경향을나타내었지만, 80% - 100% 부하사이에서는차이가없는것으로나타났다. 상승구간시척추기립근에있어 60% 와 100% 사이에있어서부하간차이가있었으나 70% 이상의부하사이에서는차이가없는것으로조사되었다. 주요어 : 스쿼트, 근전도, 근육, 스미스머신, 부하, 중량 서론 1) 웨이트트레이닝 (Weight training) 은부하에대한저항운동으로전문스포츠선수뿐아니라일반인에게도넓게보급되어진운동이다. 웨이트트레이닝프로그램은전문스포츠인을대상으로하며, 각종스포츠종목 ( 태권도, 축구, 골프 ) 에있어기술향상을위한연구가이루어지고있으며 ( 윤종완, 2008; 이용수등, 1992; 지용석등, 2001; Fletcher & Hartwell, 2004), 스포츠선 논문투고일 : 논문수정일 : 게재확정일 : * 저자연락처 : 이정호 (leejh77@gmail.com) * 이논문은문화체육관광부의스포츠산업기술개발사업에의거국민체육진흥공단의국민체육진흥기금을지원받아연구되었음. 수가아닌일반인 ( 중년비만, 흡연자, 노인, 정신지체인, 관절염환자 ) 을대상으로하여도신체구성, 혈중지질, 근력향상과관련한연구역시이루어지고있다 ( 권광선, 2009; 김만겸등, 2006; 남윤신과김규태, 2004; 조성봉과설정덕, 1999; Lane & Thompson, 1997). 웨이트트레이닝프로그램구성요소중스쿼트운동은달리기, 점프, 들어올리기동작에있어중요한근육인엉덩이, 대퇴, 몸통근육을단련시킬뿐아니라골밀도, 인대, 건을강화시킴과동시에하체단련의가장중요하며기본이되는운동이다 (Escamilla, 2001). Escamilla(2001) 의총평 (Review) 논문을살펴보면신체의부하를저항으로하는스쿼트 (Bodyweight squat), 바벨을저항으로하는스쿼트 (Barbell squat), 장비를활용한스쿼트 (Machine squat) 운동방법이가장일반적으로쓰이고있으며, 이는신체단련을위한

2 스미스머신을이용한스쿼트운동시중량부하가운동역학적변인과하지근육활성도에미치는영향 1885 트레이닝과재활운동에서많이활용되고있다고하였다. 신체부하를저항으로하는연구에있어, 유원규등 (2005) 은내림경사대에서한다리스쿼트운동시경사면과자세변화에있어무릎주위의근육들의활성도에대하여연구하였으며, Ceaglio et al.(2010) 은 ACL 재건수술후스쿼트운동을통한근육활동에대하여조사하였다. 바벨을사용한스쿼트운동에있어서는생체역학적변인에대한관찰과스쿼트동작시탄성밴드의영향에대한연구가진행되어왔다 (Fry et al., 2003; Stevenson et al., 2010). 장비를활용한스쿼트운동은한방향의움직임을주는특수한바벨을사용하는운동으로스미스머신운동을말한다. 스미스머신스쿼트운동은전문트레이너보다는일반인을대상으로개발된장비로스쿼트운동자세를익숙하게하며, 바벨을떨어뜨림으로인한부상을방지하기위함이다. 이러한목적을가지고있는스미스머신스쿼트운동은프리스쿼트운동과관련하여근육활성도에있어차이가있다는연구들이진행되어왔다 (Schwanbeck et al., 2009; Anderson & Behm, 2005; Dionisio et al., 2008). 하지만스미스머신스쿼트운동에있어운동형상학적, 운동역학적연구는많이이루어지고있지않다. 스쿼트운동은저항성운동으로부하의정도가운동의효과및운동상해에많은영향을준다. 부하의정도가스쿼트운동시부하에따라운동형상학적, 무릎관절의모멘트, 운동역학적, 근육활성도에대한비교연구들이진행되어왔다 (Rao et al., 2009; McCaw & Melrose, 1999; Frost et al., 2008). 하지만이러한연구는프리스쿼트운동, 바벨스쿼트운동에국한되어왔다. 이에이연구의목적은스미스머신스쿼트운동시부하가인체하지의운동형상학적, 운동역학적, 근육활성도에미치는영향에대한연구를실시하여부하가증가함에따라생체역학적변인들사이에있어어떠한변화양상을보이는지알아보고자하는데있다. 연구방법 연구대상이연구에모집된연구대상자는 6개월이상의규칙적 인웨이트트레이닝경험이있는체육을전공하고있는남성 10명을대상으로하였으며, 전체대상자의평균연령은 22±1.9 years, 신장 175±5.3 cm, 체중 69±9.1 kg이다. 실험장비이실험에사용된장비로는스쿼트동작의운동형상학적 (kinematic), 운동역학적 (kinetic) 변인들을조사하기위하여 3차원동작분석적외선카메라 (Vicon MX-T40, 영국 ) 6대와지면반력기 (AMTI, MSA-6, USA) 2대를활용하였다. 또한하지근육활성도를측정하기위하여무선근전도 (Delsys Tringo, USA) 8 채널을활용하였으며, 스쿼트동작을위해스미스머신 (MX305, Korea) 을활용하였다. 실험절차실험전피험자들에게실험절차에대한세부적설명을정확하게전달하였으며, 실험참여동의서를작성한후스쿼트운동을위한충분한준비운동을실시하였다. 피험자의 1- 을측정하기위하여 National Strength & Conditioning Association(NSCA) 에서추천하는 Baechle & Earle(2000) 에의한방법으로측정하였다. 1-을측정및기록후 3차원동작분석을위하여샘플링주파수 100Hz, 반사마커 ( 직경 15mm) 35개를사용하였으며, 바이콘 plug-in-gait 모델을활용하였다. 지면반력기의샘플링주파수는 1000Hz로하였으며수직지면반력은 10N으로역치값을설정하였다. 오른쪽하지근및몸통근육중 8개근육 ( 대퇴직근 (Rectus femoris: RF), 내측광근 (Vastus medialis: VM), 외측광근 (Vastus laterlis): VL), 대퇴이두근 (Biceps femoris: BF), 전경골근 (Tibialis anterior: TA), 내측비복근 (Medial gastrocnemius: GM), 복직근 (Rectus abdominis: RA), 척추기립근 (Erector spine: ES) 의요추 4번, 5번지점 ) 에표면전극을 International Society of Electrophysiology and kinegiology-isek(1999) 에서근전도부착방법, 부착위치, 고정방법등에대하여제시한순서로부착하였다. 이실험에서사용한 Delsys Wireless Trigo 시스템은근전도신호를증폭 (bandpass filter of Hz,

중량은미리준비된디스크 (0.5, 1, 2.5, 5, 10, 20kg) 로각자다른 1, %에대하여적용하였으며, 각중량별로스쿼트운동에있어 5분간휴식을취하게하였으며이는스쿼트운동시근골격및신진대사회복에충분한시간이다 (Matusask et al,. 2003).

3 1886 이성도외 CMRR - Commonm Mode Rejection Rate >80dB) 한후 AD보드로변환되며, 샘플링주파수는 1000Hz로하였다. 스쿼트동작에있어하강구간과상승구간을구별하기위하여무릎최대신전시점 (E1), 무릎최대굴곡시점 (E2), 다시무릎최대신전시점 (E3) 을도출하여하강구간 (E1 - E2, Phase 1), 상승구간 (E2 - E3, Phase 2) 으로구별하였다. 1을실시한후 5분간휴식을부여하였으며, 1의 60%, 70%, 80%, 90% 의중량을무선표집하여무작위순서대로측정하였다. 중량은미리준비된디스크 (0.5, 1, 2.5, 5, 10, 20kg) 로각자다른 1, %에대하여적용하였으며, 각중량별로스쿼트운동에있어 5분간휴식을취하게하였으며이는스쿼트운동시근골격및신진대사회복에충분한시간이다 (Matusask et al,. 2003). 자료처리운동형상학적, 운동역학적변인을산출하기위하여 Nexus-Polygon(Vicon Motion System, UK), Matlab 2009(Mathworks, USA), Excel 2007(Microsoft, USA) 프로그램을사용하였으며, 각부하별 3회의표본평균값으로산출하였다. 또한실험절차를통하여측정된근전도원자료는정류 (Full rectification) 를실시한후 S(Root mean square) 값을산출하였다. 실험을통한자료는각피험자에대한표준화를위하여각피험자의 1 근육활성도를활용하였다. 또한통계적검증을위하여 PASW18.0 을사용하여각부하별변인들을비교하기위해반복측정분산분석 (ANOVA for repeated measure) 을실시하였으며, 이때유의수준은 p<.05 로설정하였으며, 사후검정은 Bonferroni 로하였다. 결과 운동형상학적결과 그림 1. 근전도부착위치 1) 구간시간비율스미스머신을활용한스쿼트동작시전체구간의시간에대한하강, 상승구간의시간비율은아래 < 표 1> 과같다. 하강구간이상승구간보다 3-6% 높은것으로조사되었으나각부하별하강, 상승구간시간비율은통계적으로차이가없는것으로나타났다. 표 1. 하강상승구간시간비율 ( 단위 : %; 평균 ( 표준편차 )) 부하구간하강상승 100% 53.8 (5.4) 46.2 (5.4) 90% 52.7 (1.9) 47.3 (1.9) 80% 53.8 (2.7) 46.2 (2.7) 70% 54.3 (4.5) 45.7 (4.5) 60% 56.0 (3.6) 44.0 (3.6) 그림 2. 구간및이벤트설정 2) 하지관절각도하지관절중발목관절의 3축에대한움직임에있어최대움직임각도는각부하별유의한차이가나타나지않았다. 무릎관절에있어최대굴곡각도는각부하별통계적으로유의한차이가나타나는것으로조사 (F=4.494, p=0.018)

4 스미스머신을이용한스쿼트운동시중량부하가운동역학적변인과하지근육활성도에미치는영향 1887 되었으며, 사후검정결과 100%과 60% ( 굴곡, p=.016), 90% 과 60%( 굴곡, p=.024), 80% 과 60%( 굴곡, p=.027) 부하사이에있어차이가있었다. 고관절에있어최대굴곡각도 (F=5.610, p=.001), 최대내전각 (F=4.512, p=0.005), 최대외회전각도 (F=3.937, p=.009) 는각부하별통계적으로유의한차이를보이는것으로나타났다. 사후검정결과 100%과 60%( 굴곡, p=.012), 100%과 70%( 내전, p=.019), 100% 과 80%( 내전, p=.036), 90%과 60%( 굴곡, p=.049; 외회전, p=.023), 90% 과 70%( 내전, p=.030), 80% 과 60%( 굴곡, p=.012; 외회전, p=.010), 70% 과 60%( 굴곡, p=.014; 외회전, p=.026) 사이에있어차이가나타났다. 운동역학적결과 1) 하지관절모멘트스미스머신장비를활용한스쿼트운동전구간에있어하지관절에서발생하는최대모멘트는아래 < 표 3> 과같다. 발목관절에있어최대굴곡모멘트 (F=8.921, p=.000), 최대내전모멘트 (F=7.001, p=0.002), 최대내회전모멘트 (F=9.657, p=.001) 는부하가증가함에따라통계적으로유의한차이를보였다. 사후검정결과 100% 과 60%( 굴곡, p=.012; 외전 p=.016, 내회전, p=.010), 100% 과 70%( 굴곡, p=.040; 내회전, p=.018), 100% 과 90%( 내회전, p=.044), 90%과 60%( 내회전, p=.033) 에사이에서사후검정차이를보였다. 무릎관절에있어최대굴곡모멘트 (F=9.657, p=.001), 최대외전모멘트 (F=6.279, p=.002), 최대내회전모멘트 (F=4.876, p=0.003) 는부하에있어통계적유의한차이를보였다. 사후검정결과 100% 과 60%( 굴곡, p=.036 외전 p=.036, 내회전, p=.049), 100% 과 70%( 내회전, p=.036), 90% 과 60%( 내회전, p=.037), 90%과 70%( 내회전, p=.037), 70%과 60%( 외전, p=.040) 부하사이에있어차이가나타났다. 고관절에서최대굴곡모멘트 (F=20.652, p=0.000), 최대내전모멘트 (F=7.676, p=.003) 에서각부하별통계적으로유의한차이가나타났다. 사후검정결과 표 2. 관절최대각도 ( 단위 : degree) 변인 발목 무릎 고관절 부하 배측굴곡 100% (5.62) 외전 3.96 (2.4) 내회전 (8.74) 굴곡 (8.64) 외전 (5.73) 내회전 (5.82) 굴곡 (7.01) 내전 (3.32) 외회 전 (9.1) 90% (5.89) 4.09 (2.28) (8.68) (9.65) (5.36) (6.67) (7.78) (3.29) (9.45) 80% (6.86) 4.11 (2.44) (7.14) 70% (7.35) 4.16 (2.58) (7.47) (10.54) (11.4) (5.43) (6.4) (8.25) a (3.57) (9.79) (5.6) (6.81) (8.6) ab (3.54) (9.5) a: 100% 에대응하는유의한차이 (p<.05), b: 90% 에대응하는유의한차이 (p<.05), c: 80% 에대응하는유의한차이 (p<.05), d: 70% 에대응하는유의한차이 (p<.05). 60% (6.91) 3.81 (2.69) (9.65) abc (10.12) (5.89) (6.92) abcd (8.55) (3.19) bcd (9.87) 표 3. 최대모멘트 ( 단위 : Nm/kg) 변인 발목 무릎 고관절 부하 배측굴곡 100% 1.24 (0.27) 외전 (0.054) 내회전 0.27 (0.09) 굴곡 1.55 (0.28) 외전 0.57 (0.17) 내회전 0.2 (0.08) 굴곡 2.63 (0.35) 내전 0.56 (0.32) 외회전 0.17 (0.13) 90% 1.02 (0.38) (0.049) 0.23 a (0.09) 1.48 (0.27) 0.55 (0.21) 0.17 (0.05) 2.47 (0.32) 0.49 a (0.28) 0.16 (0.11) 80% 0.99 (0.46) (0.057) 0.22 (0.13) 1.48 (0.33) 0.5 (0.15) 0.15 (0.06) 2.40 (0.33) 0.44 a (0.25) 0.18 (0.13) 70% 0.88 a (0.42) (0.051) 0.19 a (0.1) 1.41 (0.35) 0.48 (0.2) 0.13 ab (0.06) 2.29 ab (0.29) 0.42 ab (0.24) 0.18 (0.13) a: 100% 에대응하는유의한차이 (p<.05), b: 90% 에대응하는유의한차이 (p<.05), c: 80% 에대응하는유의한차이 (p<.05), d: 70% 에대응하는유의한차이 (p<.05). 60% 0.90 a (0.35) a (0.05) 0.19 ab (0.11) 1.32 a (0.34) 0.45 ad (0.16) 0.13 ab (0.07) 2.16 abc (0.37) 0.41 ab (0.23) 0.19 (0.11)

5 1888 이성도외 100%과 60%( 굴곡, p=.001 내전 p=.008), 100%과 70%( 굴곡, p=.004 내전 p=.010), 100%과 80%( 내전, p=.007), 100%과 90%( 굴곡, p=.039), 90%과 60%( 굴곡, p=.007;, 내전, p=,029), 90%과 70%( 굴곡, p=.014;, 내전, p=,042), 80%과 60% ( 굴곡, p=.025) 부하사이에있어차이가있는것으로나타났다. 최대외회전모멘트에있어서는통계적으로유의한차이를보이지않는것으로조사되었다. 2) 하지관절최대파워하지관절인발목, 무릎, 고관절에있어각부하에따른최대파워는 < 표 4> 와같다. 각관절에있어최대파워는부하에따라통계적으로차이가없는것으로조사되었다. 표 4. 하지관절최대파워평균 ( 표준편차 ) ( 단위 : W) 관절 발목 무릎 고관절 부하 100% 0.56 (0.26) 1.83 (0.81) 2.45 (0.66) 90% 0.55 (0.38) 1.82 (0.82) 2.22 (0.59) 80% 0.55 (0.38) 1.75 (0.94) 2.19 (0.47) 70% 0.50 (0.35) 1.66 (0.8) 2.18 (0.44) 60% 0.51 (0.3) 1.57 (0.68) 2.13 (0.56) 3) 지면반력스미스머신을이용한스쿼트운동에있어부하별전후 (AP, Anterior - Posterior), 좌우 (LM, Lateral- Medial), 수직 (VR, Vertical) 지면반력은아래 < 표 5> 와같다. 전후지면반력에있어서는부하에따른통계적차이를나타나지않는것으로조사되었으며, 최대좌우지면반력 (F=19.895, p=0.000) 과최대수직지면반력 (F=35.318, p=.000) 있어부하에따라통계적으로유의한차이를보였다. 사후검정결과 100% 과 60%(LM, p=.001; VR, p=.001), 100%과 70%(LM, p=.003; VR, p=.001), 100% 과 80%(LM, p=.008; VR, p=.007), 100% 과 90%(VR, p=.006), 90% 과 60%(LM, p=.032; VR, p=.001), 90%과 70%(LM, p=.041; VR, p=.001), 80%과 60%(LM, p=.033; VR, p=.001), 80%과 70%(VR, p=.014), 70%과 60%(VR, p=.018) 부하사이에서유의한차이가있었다. 표 5. 지면반력평균 ( 표준편차 ) 부하 100% 90% 80% 70% 60% 변인 전후 (AP) (0.0425) (0.0266) (0.0234) (0.0238) (0.0217) 좌우 (LM) 수직 (VR) (0.043) 1.42 (0.12) (0.047) 1.33 a (0.13) a (0.047) 1.31 a (0.12) 표 6. 하강구간시근전도 S 표준화값 ab (0.039) 1.23 abc (0.09) a: 100% 에대응하는유의한차이 (p<.05), b: 90% 에대응하는유의한차이 (p<.05), c: 80% 에대응하는유의한차이 (p<.05), d: 70% 에대응하는유의한차이 (p<.05). 근전도 ( 단위 : BW) abc (0.085) 1.16 abcd (0.11) 1) 하강시근전도아래 < 표 6> 은스쿼트동작에있어하강구간시 1 을기준으로표준화시킨근전도신호 S 값으로각근육별, 중량별로비교하였다. 8가지근육중내측광근 (VM, F=10.335, p=.000)), 외측광근 (VL, F=8.697, p=.000), 전경골근 (TA, F=5.537, p=0.008), 대퇴이두근 (BF, F=4.145, p=.007)) 에서부하증가에따라통계적으로유의한차이를보였다. 사후검정결과 100% 과 60% (VM, p=.015; VL, p=.015; BF, p=.004), 100% 부하 100% 90% 80% 70% 60% 근육 RF 100(0) 91(18) 87(22) 79(34) 89(38) VM 100(0) 94(12) 83(12) a 80(16) a 76(17) a VL 100(0) 93(13) 79(21) 76(16) a 80(24) a TA 100(0) 93(17) 79(21) 76(16) a 80(24) BF 100(0) 110(41) 85(20) 101(21) 76(14) ad GM 100(0) 104(35) 101(53) 84(27) 122(86) ES 100(0) 94(11) 93(18) 90(22) 83(21) RA 100(0) 125(50) 110(46) 99(32) 99(40) 평균 ( 표준편차 ), a: 100%에대응하는유의한차이 (p<.05), d: 70%에대응하는유의한차이 (p<.05).

6 스미스머신을이용한스쿼트운동시중량부하가운동역학적변인과하지근육활성도에미치는영향 1889 과 70%(VM, p=.034; VL, p=.044; TA, p=.011), 100%과 80%(VM, p=.015), 70%과 60%(BF, p=.025) 사이에서차이가있었다. 대퇴직근 (RF), 내측비복근 (GM), 척추기립근 (ES) 과복직근 (RA) 에서는유의한차이를보이지않는것으로조사되었다. 2) 상승시근전도 < 표 7> 은스쿼트상승구간에있어근전도신호의 S값을 1을기준으로표준화한값으로각부하별, 근육별평균 ( 표준편차 ) 자료이다. 상승구간에있어부하증가에따른유의한결과를보인근육은내측광근 (VM, F=6.452, p=.002), 외측광근 (VL, F=8.283, p=.001) 대퇴이두근 (BF, F=4.787, p=.018), 척추기립근 (ES, F=8.173, p=.000) 이었다. 사후검정결과 100% 과 60%(VM, p=.014; VL, p=.037; BF, p=.035; ES, p=.001), 90%과 60%(VL, p=.018), 70%과 60%(ES, p=.001) 사이에서차이를보였다. 하퇴근육인전경골근 (TA) 과내측비복근 (GM) 에서는부하별유의한차이를보이지않는것으로조사되었다. 표 7. 상승구간시근전도 S 표준화값 부하 100% 90% 80% 70% 60% 근육 RF 100(0) 105(28) 95(27) 85(27) 92(29) VM 100(0) 95(15) 87(17) 82(18) 78(16) a VL 100(0) 99(13) 87(15) 85(15) 80(16) ab TA 100(0) 97(25) 86(39) 89(31) 74(39) BF 100(0) 88(18) 85(27) 81(17) 75(21) a GM 100(0) 84(16) 92(28) 81(18) 81(18) ES 100(0) 89(12) 87(23) 84(17) 72(14) ad RA 100(0) 100(16) 94(19) 95(39) 91(34) 평균 ( 표준편차 ), a: 100%에대응하는유의한차이 (p<.05), b: 90%에대응하는유의한차이 (p<.05), d: 70%에대응하는유의한차이 (p<.05). 논의 이연구는스미스머신을활용한스쿼트운동에있어인체의운동형상학적, 운동역학적, 근육활성도변인들 이중량부하가증가함에따라어떠한변화양상을보이는지알아보고자하였다. 스미스머신장비를활용한스쿼트운동시부하가증가함에따라무릎관절과고관절의최대굴곡각도는작아지는현상을보였지만, 발목배측굴곡은차이가없는것으로나타났다. 부하가증가함에따라무릎관절, 고관절의운동범위가감소하였지만, 자세조절의기능을가지는발목관절은스미스머신장비가좌우면 (frontal plane) 과횡단면 (transverse plane) 의움직임이없기때문으로판단되며, 이는스미스머신스쿼트가프리웨이트스쿼트보다자세를안정적으로유도하기때문이다 (Shane et al., 2009; Anderson & Behm, 2005). 하지관절의 3축에대한움직임에있어하지관절의최대모멘트는발목관절, 무릎관절, 고관절에있어 80% 이상에있어서는부하간차이가나타나지않는것으로조사되었다. 이는스쿼트운동과관련한연구에있어선정되어지는 1의부하율 ( 채원식등, 2007; 이상우, 2008; 어경철, 2000; 전희종, 2006; 김태우, 2008; Shane et al., 2009; Kevin et al., 2010) 이 1의약 70-80% 인점과밀접한관련성있을것으로사료된다. 또한발목관절, 무릎관절, 고관절중부하의증가에가장영향을받는것은고관절로스미스머신스쿼트가프리스쿼트비교시대퇴근육활동에있어적은근육활동을보이지만척추기립근에있어서는프리스쿼트운동과유사한근육활동을보인다는연구결과 (Schwanbeck et al., 2009) 와유사하다고사료된다. 부하증가에따른지면반력값의변화양상에있어서는수직지면반력이부하증가에따라증가하는현상을보였지만전후지면반력에서는부하의영향을받지않는것을나타났다. 이는발의최대배측굴곡이차이가없는것과같은결과로사료된다. 즉일정한궤적을유도하는스미스머신스쿼트는자세의안정성을유도하기때문에전후지면반력에있어부하증가에따른변화가없는것으로사료된다. 이연구는왼발, 오른발이동일하다는가정하에오른발에대한자료를수집하였지만왼발, 오른발의불균형으로인하여좌우지면반력에있어부하사이에있어차이가나타난것으로사료된다. 스미스머신스쿼트운동시부하증가가하지관절파워에미치는영향은없는것으로조사되었다. 이는스쿼트동작의속도에있어각부하별차이가없기때문에부

7 1890 이성도외 하가파워에는영향을미치지못한것으로사료된다. 하지관절파워결과에있어무릎과고관절의최대파워는증가하는경향을보이지만발목관절의최대파워는부하증가와상관없이일정한값을보이는경향을보였다. 10명의대상자중 2명을제외한 8명은스미스머신스쿼트운동시낮은부하 (60%) 에있어서하강구간에서상승구간의전환시점에있어하지관절인발목관절, 무릎관절, 고관절의일관성있고동시다발적으로파워가증가하지만높은부하 (100%) 으로갈수록하지관절의파워발생이불규칙적인경향이보이는것으로나타났다 ( 그림 3). 이는효과적인스쿼트운동에있어 부하가하지관절의협응을방애하는요인이될수있으며, 전체파워에있어서도다소비효율적일것으로사료된다. 또한 2명의피험자는스쿼트운동에있어고관절보다무릎관절이주된파워을발생하는형태를보였다. McCaw & Melrose(1999) 는대퇴직근 (RF), 내측광근 (VM), 외측광근 (VL) 은프리웨이트스쿼트운동시 60% 보다 75% 부하시높은근육활성도를보이는것으로조사되었다. 하지만이번연구결과하강, 상승구간시내측광근, 외측광근은부하증가에따라근육활성도가증가하였지만대퇴직근은근육활성도에있어서차이가나타나지않는것으로나타났다 ( 그림 4, 5). 기존연구와차이점을보이는이유는스미스머신장비활용을통한스쿼트운동으로자세안정성에기여하였기때문으로사료된다. 이는대퇴직근은 2관절근 (biarticular), 내측광근과외측광근은 1관절근 (articular) 으로스미스머신으로인하여상체를안정시켜주기때문에대퇴직근의근육활동에있어차이가나타나지않았을것으로사료된다. 하강구간에있어대퇴이두근의근육활동이부하에따라일정한패턴을보이지않는것으로나타난반면상승구간에있어서는부하의감소에따라근육활동이감소하는패턴을보이는것으로조사되었다 ( 그림 4, 5). 이는 그림 4. 하강시대퇴근의부하별표준화된 S 값 그림 3. 60%, 80&, 100% 부하시첫번째피험자의하지관절파워곡선 그림 5. 상승시대퇴근의부하별표준화된 S 값

8 스미스머신을이용한스쿼트운동시중량부하가운동역학적변인과하지근육활성도에미치는영향 1891 상승구간보다하강구간에있어체중과부하를조절하는데있어무릎의안정성이불안정하기때문이며이는굴곡에있어주동근보다는길항근으로작용하기때문으로판단되어진다. 이러한결과는 Guillaume et al.(2009) 의연구서론에서참조한연구에있어부하증가에따른주동근의근활성도가높아지는비율과비교하여길항근근활성도비율이낮은연구결과와유사하다고사료된다. 하강구간에있어하퇴근, 척추기립근, 복직근의부하증가에따라근육활성도가일정하지않은양상을볼수있다 ( 그림 6). 이는최대발목각도와발목관절최대모멘트에있어부하증가의영향을받지않은결과와유사하다고볼수있다. Anderson & Behm(2005) 과 Eadric et al.(2009) 의연구결과프리웨이트스쿼트운동에있어부하의증가가몸통근육중척추기립근 (ES) 활동에있어영향을준다고하였다. 이연구결과스미스머신스쿼트운동에있어서역시상승구간에있어부하의증가가척추기립근활성화에영향을미치는것으로볼수있다 ( 그림 7). 그림 6. 하강시하퇴근, 척추기립근, 복직근의부하별표준화된 S 값 이는상승구간시무거운부하를지탱시켜주기위해척추의안정성과상체의신전모멘트를크게하기위한결과로볼수있다. 결론 이연구는고정된바벨의궤적을제공하는스미스머신을이용한스쿼트운동시다양한중량부하가운동형상학적, 운동역학적, 근육활성도에미치는변화양상을조사하고자하였다. 다양한중량부하는최대중량 (1) 의 100%, 90%, 80%, 70%, 60% 5가지종류의부하를부여하였다. 연구결과부하의증가는발목관절의최대각도에영향을주지않은반면무릎관절, 고관절의있어최대각도가작아지는경향을보였다. 하지관절의최대모멘트는발목관절, 무릎관절, 고관절에있어고관절이부하의영향을가장많이받는것으로조사되었다. 전후지면반력은부하의영향을받지않는것으로조사되었다. 근육활성도에있어하강, 상승구간에있어대퇴이두근, 내, 외측광근은부하의증가에따라근육활동이증가하는경향을나타내었지만, 80%과 100% 부하사이에서는차이가없는것으로나타났다. 상승구간시척추기립근에있어 60% 와 100% 사이에있어서부하간차이가있었으나 70% 이상의부하사이에서는차이가없는것으로조사되었다. 이연구결과를종합하여볼때, 스미스머신스쿼트운동시중량의증가는운동역학적변인에있어상대적으로고관절에많은영향을미치며, 높은중량은근육활동에크게영향을미치는않는다고할수있겠다. 참고문헌 그림 7. 상승시하퇴근, 척추기립근, 복직근의부하별표준화된 S 값 권광선 (2009). 정신지체인의 12주간유산소및웨이트트레이닝이혈중지질에미치는영향. 한국체육과학회지, 18, 김만겸, 임용택, 윤성진 (2006). 4주간의저산소트레이닝과트레이닝중지가노인의혈액성분변화에미치는효과. 코칭능력개발지, 8, 김태우 (2008). 근골격계인체모델을이용한스쿼트운동시뮬레이션및스미스머신개선에관한연구, 미간행석사학위

9 1892 이성도외 논문, 서울대학교대학원남윤신, 김규태 (2004). 웨이트트레이닝이흡연자의근력및심폐기능에미치는효과. 한국체육과학회지, 13, 어경철 (2000). 체중 80% 부하의스쿼트운동이스트레스호르몬에미치는영향. 미간행석사학위논문, 동아대학교교육대학원. 유원규, 이충휘, 권오윤, 전혜선 (2005). 내림경사대에서한다리스쿼트운동시경사면과자세변화에따른무릎주변근의근활성도, 한국전문물리치료학회지, 12(3), 윤종완 (2008). 태권도경기력향상을위한서킷웨이트트레이닝훈련 Program 개발및적용. 한국체육과학회지, 17, 이상우 (2008). 스쿼트운동방법에따른동작의변화및관절의부하배분, 미간행석사학위논문, 서울대학교대학원이용수, 신동성, 윤성원, 백주현 (1992). 축구선수의연간웨이트트레이닝프로그램. 연구과제보고서. 전희종 (2006). 스쿼트, 레그프레스, 레그익스텐션운동시하지근의근전도비교분석, 미간행석사학위논문, 경북대학교교육대학원. 조성봉, 설정덕 (1999). 중년비만남성의조깅및웨이트트레이닝의복합운동프로그램수행후신체적성과혈중지질변인의변화. 한국체육과학회지, 8, 지용석, 서태범, 이현희, 김동희 (2001). 골퍼를위한웨이트트레이닝. 코칭능력개발지, 3, 채원식, 정현경, 장재익 (2007). 스쿼트동작시발뒤꿈치보조물경사각에따른하지근과척추기립근의근육활동비교. 한국운동역학회지, 17(2), Anderson, K., & Behm, D. (2005). Trunk muscle activity increases with unstable squat movements. Canadian journal Applied physiologics, 30, Baechle, T. R., & Earle, R. W. (2000). Essentials of Strength training and conditioning: 2nd edition, Champaign, IL: Human kinetics. Ceaglio, S., Alberto, F., Catalfamo, P. A., & Braidot, A. A. (2010). Muscular activity during dynamic squats in patients with ACL reconstruction. Conference Proceeding IEEE Engineering Medical Biology Society, Eadric, B., Jeffrey, M. W., Brennan, T., & Fabio, E. F. (2009). Effect of instruction, surface stability, and load intensity on trunk muscle activity, Journal of electromyography and kinesiology, 19, e500-e504. Dionisio, V. C., Almeida, G. L., Duarte, M., & Hirata, R. P. (2008). Kinematic, kinetic and EMG patterns during downward squatting. Journal of electromyography and kinesiology, 18, Escamilla, R. F. (2001). Knee biomechanics of the dynamic squat exercise. Medicine & science in sports & exercise, 33, Fletcher, I. M., & Hartwell, M. (2004). Effect of an 8-week combined weights and plyometrics training program on golf drive performance. Journal of strength and conditioning research, 18, Frost, D. M., Cronin, J. B., & Newton, R. U. (2008). A comparison of the kinematics, kinetics and muscle activity between pneumatic and free weight resistance. European journal Applied physiologics, 104, Fry, A. C., Smith, J. C., & Schilling, B. K. (2003). Effect of knee position on hip and knee torques during the barbell squat. Journal of strength and conditioning research, 17, Guillaume, R., David, A., & Eric, B. (2009). Influence of additional load on the moments of the agonist and antagonist muscle groups at the knee joint during closed chain exercise, Journal of electromyography and kinesiology, 19, ISEK-International Society of Electrophysiology and Kinesiology (1999). Standards for reporting EMG data. Journal of electromyography and kinesiology, 9, 3-4. Lane, N. E., & Thompson, J. M. (1997). Management of osteoarthritis in the primary-care setting: an evidencebased approach to treatment. American Journal of Medicine, 103, 25S-30S. Matuszak, M. E., Fry, A. C., Weiss, L. W., Ireland, T. R., & McKnight, M. M. (2003). Effect of rest interval lenght on repeated 1 repetition maximum back squats. Journal of strength and conditioning research, 17(4), McCaw, S. T., & Melrose, D. R. (1999). Stance width and bar load effects on leg muscle activity during the parallel squat, Medicine & science in sports & exercise, 31(3), Rao, G., Amarantini, D., & Berton, E. (2009). Influence of additional load on the moments of the agonist and antagonist muscle groups at the knee joint during closed chain exercise. Journal of electromyography and kinesiology, 19, Schwanbeck, S., Chilibeck, P. D., & Binsted, G. (2009). A comparison of free weight squat to Smith machine squat using electromyography. Journal of strength and

10 스미스머신을이용한스쿼트운동시중량부하가운동역학적변인과하지근육활성도에미치는영향 1893 conditioning research, 23(8), Stevenson, M. W., Warpeha, J. M., Dietz, C. C., Giveans, R. M., & Erdman, A. G. (2010). Acute effects of elastic bands during the free-weight barbell back squat exercise on velocity, power, and force production. Journal of strength and conditioning research 24, Kinematic, Kinetic and EMG pattern during Squat Exercise in Smith Machine with Different Loads Seong-Do Lee a, Jung-Ho Lee a, Eun-Jung Park a, Ki-Kwang Lee a, Jee-Hoon Sohn a, Jae-jin Ryue a, Yeon-Ju Yu a, Yong-Woon Kim b, & Suk-Bum Kim c Kookmin University a, Kyungnam University b, & Seoul National University c The aim of this study was to investigate kinematic, kinetic and EMG pattern during squat exercise in Smith machine with different loads. We added to subjects different loads (100%, 90%, 80%, 70% and 60%). Ten healthy male subjects who majored physical education were recruited for this study. Subjects performed consecutive cycles randomly loaded by a barbell. We calculated using three dimensional motion capture system, force plate, surface EMG for caculating variables and we selected eight muscles (rectus femoris, vastus meadialis, vastus lateris, biceps femoris, tibialis anterior, medial gastrocnemius, rectus abdominis and erector spine). We divided squat motion to three phase (Downward, Upward, one cycle). This result were that added loads did not affect to peak ankle joint but affect to peak knee joint and peak hip joint. Peak angle of these joint tended to decrease. The peak ankle angle was not affect by added loading while the added loading were decreased peak angle at the knee and hip joint. Peak moment at hip joint was largely influenced by adding loading among lower extremity joints. There was not significant difference in anterior-posterior GRF. According to add loading, muscle activations of vastus meadialis, vastus lateris and biceps femoris muscle tended to increase while there were not on the basis of 80% loading in the upward and downward phases. In the upward phase, erector spine muscle was significant difference between 60% and 100% loading. However, there was also not on the basis of 70% loading. Key Words: Squat, Smith machine, EMG, Muscle, Load, Weight

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11-19스포츠과학 145호 내지.indd 출처: 아이클릭아트 스포츠과학 신체활동 후 회복방법 박지홍 경희대학교 체육대학 스포츠의학과 교수 관절부상과 경기력향상에 관심 jihong.park@khu.ac.kr 신체활동과 피로의 연속성 신체활동(운동)의 중요한 원리 중 하나는 연속성입니다. 규칙적으로 반복된 자극(트레이닝)이 주어졌 을 때 그 자극을 극복하는 과정을 운동 적응(exercise adaptation)이라고