Design Method of Active Standing-to-Walking Assistive Device for Rehabilitation Therapy

재활치료를 위한 능동형 기립-보행 보조기구 설계 방법

Abstract

Rehabilitation assistive devices not only assist the rehabilitation therapy and daily life of the disabled and the elderly, but also assist the labor of their caregivers, so various functions are required to improve their quality of life. In this study, a design method considering its practicality is introduced for an active rehabilitation assistive device that can perform both standing and walking assistance by driving various actuators. For this purpose, the force required to assist standing was calculated using statics with the body segmentation method. Also, the overturning stability of the device was verified for various physical conditions and postures. The actuator in the active rehabilitation assistive device was operated by a patient using a graphical user interface in an embedded computer and a touch panel for easy usage. The detailed design was performed for implementation through the help of 3D-CAD and the finite element analysis, and a prototype was produced. Finally, it was proven that the design goal was satisfied by experimental validation.

1. 서론

최근 급격한 인구 고령화로 인해 노인 질환 발생률이 증가하고 있다[1]. 관절염, 인지 기능 저하, 뇌혈관질환(뇌졸중)은 일상생활에 장애를 일으켜 보호자의 돌봄이 필요하다. 이를 치료하기 위해서는 신경계를 재조직하는 뇌 가소성(Neuro plasticity)의 촉진을 위한 반복적인 운동치료가 권장된다[2]. 보행장애의 경우 운동치료 중 환자의 낙상을 예방하기 위해 두세 명의 노동력이 필요하나[3], 현실적인 문제로 간병인 1명이 환자의 기립을 돕거나 운동을 보조하며 손목이나 어깨 등을 다치는 경우가 빈번한 상황이다[4]. 따라서, 재활보조기구의 사용은 재활치료의 효율을 높여 더 많은 이들에게 재활 기회가 돌아갈 뿐만 아니라, 노동력 보조를 통해 간병인의 삶의 질 개선으로 이어진다. 이를 위해 재활보조기구에 대한 많은 사회적 관심과 지속적인 투자가 필요하다[5]. 이러한 흐름에 따라 현재 재활 산업은 그 중요성과 규모가 크게 증대되고 있으며[6], 이에 대응하여 재활보조기구의 개발과 함께 관련 기술 연구가 진행되고 있다.

이와 관련된 기존의 연구는 다음과 같다. Donghui Zhao 외 3인은 비전 센서와 웨어러블 관성 장치를 이용한 비정상적인 보행을 구별하는 지능형 보행 보조 로봇을 개발하였다[7]. Matevž Bošnak 외 1인은 사용자의 움직임에 따라 시스템을 직관적으로 제어할 수 있는 인간-기계 인터페이스를 통해 낙상 예방 등 안전성을 높인 스마트 호이스트 보행 재활 로봇을 제작하였다[8]. 백지훈은 의자의 각도에 따른 하중 분포를 고려한 무동력 기립 보조 의자를 개발하였다[9]. 백준영 등은 케이블의 속도를 이용하여 사용자의 운동 속도가 떨어지면 이를 감지하여 보조력을 제공함으로써 사용자를 효과적으로 관리하는 오토 트레이닝 시스템을 개발하였다[10]. 백승환 등은 상지 재활치료용 2축 델타 로봇을 개발하였는데, 로봇 말단 장치의 힘 초과, 로봇의 작동범위 초과 등의 안전장치를 고려해 사용자의 안전성을 강화하였다[11].

이처럼 재활보조기구는 각 목적에 따라 많은 연구 개발을 통해 발전하고 있지만, 대부분 한 가지 목적에 집중하는 경향이 있다. 본 연구에서는 스스로 기립하고 거동할 수 있으며 사용자의 의지에 따라 스스로 사용할 수 있는 능동 보행 보조기구의 설계 방법을 제시하였고 직접 제작하여 그 실용성을 검증한다. 이는 기립에 필요한 힘을 기구에 내장된 구동기가 대신해줄 수 있으므로 재활치료 시 간병인의 노동력을 보조하여 장애인, 고령자, 간병인 모두의 만족도를 높여 줄 것으로 기대된다.

2. 능동형 기립-보조 보행기구의 설계

2.1 개념설계

Fig. 1은 본 연구 주제의 구조를 보인 것이다. 이는 능동형 기립-보행 보조기구로써 외부 동력을 이용하여 노약자, 장애인 그리고 환자의 재활 운동치료를 보조한다. 실제 사람이 사용하므로 안정성과 편의성을 설계에 중점적으로 반영한다. 기존 보행 보조기의 보행 보조 능력을 BLDC 인 휠 모터(Brushless DC electric in-wheel motor)로 부여하고 환자가 스스로 기립할 수 있도록 선형 구동기(Linear actuator)를 이용해 기립 보조기능을 추가한다. 따라서, 본 기구는 환자 스스로 대부분의 동작을 수행할 수 있으므로 기존의 여러 단점을 크게 보완할 수 있다.

Fig. 1 Composition of the active standing-walking assistive device system

2.2 시스템 구성과 설계 방법

구조설계는 기구의 구동과 사용자의 자세에 따른 전복 안정성을 확보하기 위하여 신체 분절법과 정역학을 이용한다. 신체 분절법이란 사용자를 총 8개의 부위로 분리하고, 각 분절의 무게중심을 이용하여 사용자의 무게중심을 구하는 방법이다[12]. 사람의 무게중심을 토대로 각 부위에 가해지는 반력을 구한다. 기립을 위해 설치된 발판(Footrest)의 위치에 따라 사용자의 무게중심이 바뀌므로 회전 점에 대한 모멘트 평형 방정식을 통해 전복 위험성을 평가한다. 발판은 기립 보조 이후 보행 보조에 방해를 주므로 DC 모터를 이용해 접어서 사용한다. BLDC 인 휠 모터, 선형 구동기, DC 모터의 조작은 사용자 편의성을 고려하여 통합 그래픽 유저 인터페이스(Graphic User Interface)를 통해 가능하도록 구성된다. 전체 시스템의 구성요소는 Table 1을 통해 확인할 수 있다.

Table 1. Composition of the active standing-to-walking assistive device

기립 보조기능은 선형 구동기로 슬라이드–크랭크 구조를 참고하여 구현한다. 이때, 기립 보조를 위한 링크의 끝점에서 반력은 실제 간병인이 사용자의 기립을 보조하거나 손을 붙잡고 일어나는 경우를 고려한다. 이는 기존의 사용자 경험을 기구에 적용해 심리적 안정감과 기립을 위해 필요한 힘의 방향을 최대한 일치시켜 효율성을 높이기 위해서다. 이를 위해 신체 분절법을 적용하여 탑승자의 무게 중심점 이동 궤적을 파악한다.

기구의 전복 안정성 확보를 위하여 주요 부재에 가해지는 최대 반력 계산, 움직이는 사람의 무게중심을 고려한 모멘트 안정성 계산 등 이론적 유도를 수행하고 기구해석 소프트웨어를 이용하여 검증한다. 수치해석 프로그램과 유한요소해석(FEA, Finite Element Analysis) 프로그램을 이용하여 부재의 최대 응력을 확인하고 충분히 안전율이 확보된 부재를 선정한다.

기능 및 순서는 다음과 같다. ①사용자는 앉은 자세에서 스스로 안전띠를 착용한다. ②기구의 터치스크린을 통해 기립 보조기능을 시작한다. 이때 사용자는 기구의 발판을 밟고 있다. ③사용자가 원하는 위치 혹은 최고 위치에 도달하면 기립 보조기능을 정지하고 다음 응답을 기다린다. ④사용자는 발판에서 내려온 뒤 추후의 보행 보조에 방해가 없도록 터치스크린 조작으로 발판을 상승시킬 수 있다. ⑤발판 상승 이후 사용자는 다시 인터페이스를 조작하여 보행 보조를 시작할 수 있다. ⑥ 외부 조이스틱과 버튼을 통해 보행 보조 속도 단계 조절, 정지의 기능을 수행한다.

2.3 구조설계 수행

2.3.1 목표 대상

기계의 허용하중과 크기 등은 보행 보조를 필요로 하는 환자는 다리의 힘이 부족하여 신체 무게의 대부분을 기계에 의존하는 경우를 고려한다. 사이즈 코리아 8차 인체치수조사 결과 보고서를 참고하여 대한민국 50∼69세 사람의 평균 무게와 신장을 파악하였고[13], 목표 대상의 무게를 80 kgf, 신체를 170 cm로 설정하였다.

2.3.2 기립 보조기능 구동부 설계

2.3.2.1 신체 분절법을 이용한 시스템 모델링

사람의 기립 보조를 위해 필요한 힘은 선형 구동기의 용량 선정에 중요한 요소이다. 이를 구하기 위해 전체 시스템의 힘의 평형과 모멘트 평형 방정식을 사용하려면 사용자의 무게중심을 파악해야 한다. 여기서는 부위별로 분리한 신체 분절법을 이용하였다.

일반적으로 앉은 자세에서 일어서기 동작은 전신의 체중이동 능력과 허벅지와 종아리의 다양한 근육 그룹의 상호작용을 통해 수행된다[14]. 이들을 모두 고려하여 사용자를 기립하기 위한 정확한 힘을 계산하기는 매우 복잡하다. 그러나 뇌졸중 환자의 앉고 일어서기 동작 연구에서 주요 근육 감소는 허벅지 근육인 넙다리 네갈래근과 뒤넙다리근으로 나타났다[15]. 따라서 종아리 부분은 사용자의 힘으로 버틸 수 있는 상태라고 가정하고 기립에 필요한 힘을 유도하였다.

Fig. 2는 신체 분절법에 따라 기립 동작이 필요한 인체 모델을 H₁∼H₄로 나누어서 평면 좌표계로 표시한 것이다. 왼쪽 아래의 원점 A를 기준으로 각각의 (x, y)는 무게중심 좌표이고 화살표 방향은 힘(반력)의 방향이다. P₁~P₅는 보행 보조기구의 링크 요소의 주요 지점들을 나타낸다. P₅ 아래는 사용자가 기립 보조 시에 발을 두는 발판이다. R₁, R₂는 선형 구동기의 출력에 의한 반력이고, R₃, R₄는 기립 링크 끝단에서 기구와 사용자를 연결하는 끈의 장력에 의해 발생하는 반력이고 R_A, R_B는 사용자와 기구의 무게에 의한 반력이다.

Fig. 2 F.B.D. of total system

Fig. 3은 기립 자세를 고정했을 때로, 고관절을 상체와 일치된 방향으로 무릎 위부터 머리까지(H₁∼H₃) 하나의 강체로 가정한 자유물체도이다. R₄의 크기는 사용자의 무게(종아리, 발의 무게 제외)와 각도에 따라 변동이 일어난다. Fig. 3의 각 점의 좌표와 하중에 의한 모멘트 평형 방정식을 세워 반력 R₄를 구하였다. 이를 통해 힘의 평형 방정식으로 사용자의 무릎에 가해지는 반력을 구할 수 있다.

Fig. 3 F.B.D. of H₁∼H₃

Table 2는 견인 각도에 따른 R₄와 \(\begin{align}R_{\text {knee }}\left(=\sqrt{R_{\text {kneex }}^{2}+R_{\text {kneey }}^{2}}\right)\end{align}\)의 값을 나타낸 것이다. 여기서, 각도를 90도로 하면, 반력 R₄는 최댓값으로 인체의 몸무게에 해당하는 784 N이 된다.

Table 2. Reaction force with traction angle

2.3.2.2 기립 보조용 선형 구동기 선정

Fig. 4는 기립 보조기능을 수행하는 구동부의 자유물체도로 최대 하중이 발생하는 90도를 나타낸다. 정역학 평형 방정식에 의해 힘 F_B, F_C를 구한다. 이때, 선형 구동기의 위치에 따라 반력 F_B의 크기가 변화하기 때문에 기립 링크의 목표 높이를 설정하여 그에 합당한 궤적을 구해야 한다. 앉은 자세에서 일어서기 위해 60 cm를 목표로 설정한다. L₃와 b₁은 선형 구동기의 길이(L₄)와 관계없이 고정된 값을 가지므로 이를 미지수 θ₁, θ₂에 대한 평형 방정식 풀이에 이용한다. 평형 방정식 풀이로 각도를 구하면 각 링크 및 선형 구동기의 좌표를 나타낼 수 있다.

Fig. 4 F.B.D. of actuator link part (Max. force)

Fig. 5는 선형 구동기의 구동 길이(37.5∼57.5 cm) 범위에서 링크의 궤적과 그때의 반력을 구하는 수치해석 과정을 보인다. 이때 선형 구동기의 최대 출력(F_B)은 크기는 2609 N이다. 이와 안전율을 고려하여 4000 N의 선형 구동기를 선정하였다.

Fig. 5 Simulation of actuator unit

2.3.3 기립 보조 중 전복 안정성 평가 방법

인체 자세 변화 또는 돌발행동에 따라 무게중심은 크게 변동된다. 이때 전복 사고를 유발할 수 있으므로, 이의 전복 안정성을 검증해야 한다. Fig. 2에서 반력 R_A의 위치를 원점 A로 하였을 때, 회전점 B에서 모멘트의 합이 반시계 방향을 가지면 시스템은 전복 안정성을 확보하였다고 간주한다.

Fig. 6은 위의 정의를 바탕으로 회전지점에서의 모멘트가 발판의 위치에 따라 평형상태를 만족하는 사용자의 몸무게를 그래프로 나타낸 것이다. 발판의 위치가 63 cm에서 천이가 발생하는 것을 확인할 수 있다. 영역 (a)는 음의 몸무게 영역이고 이는 실제 존재하지 않으므로 항상 안정하다. 영역(b) 우상귀는 전복 안정성을 만족하지 않는다. 본 연구에서 발판의 위치는 50 cm이므로 항상 안정하며, 이는 시뮬레이션을 이용하여 검증되었다.

Fig. 6 Weight to balance moment with footrest position for overturning stability

2.3.4 기구 부재의 선정

부재는 재질이 SM45C인 사각 강제로 선정하였다. 기립 보조기능 수행 중 파손이 발생하지 않기 위해 상당 응력(Von-mises stress)이 강제의 최대 허용응력을 초과하지 않아야 안전하다고 판단할 수 있다. 유한요소해석 프로그램을 활용하여 해석을 수행하고 최대허용응력을 초과하는 경우 부재의 두께를 보강하고 반복 해석함으로써 적절한 안전율을 가지는 부재의 두께를 결정한다.

Fig. 7은 그 해석의 예로 구속조건은 P₁의 양단 끝을 고정하였고 입력 하중은 사용자의 체중인 80 kgf를 손잡이에 적용하였다.

Fig. 7 F.E. analysis of actuator unit

2.3.5 보행 보조기능 설계

보행 보조기능은 사용자가 자력으로 보행이 어려운 경우 사용자의 명령에 따라 기구를 구동해 보행을 돕는 기능이다. 간결하고 작은 크기를 가져서 기구에 적용이 용이한 일체형인 6.5인치 BLDC 인 휠 모터를 선정하였다. Fig. 8은 바퀴의 자유물체도를 나타낸 것으로 이를 이용하여 모터의 토크를 결정할 수 있다.

Fig. 8 F.B.D. of wheel

이때 기구의 질량(M)은 20 kg이고, 사람의 질량(m)은 80 kg으로 간주한다. 정지마찰계수(μ₀)는 최대 0.3으로 가정하고 토크를 계산하면 11.76 N·m이다. 또한 바퀴의 주행속도는 성인 남자의 평균 속도의 50∼150 %를 고려하여 61.4∼184.2 rpm으로 결정한다. 이를 기준으로 속도를 조절하게 하여 사용자가 운동 강도를 설정할 수 있도록 하였다.

2.3.6 통합 제어 환경 구축

Fig. 9는 시스템의 전체적인 제어계통을 나타낸 것이다. 기립 보조기능(선형 구동기 제어), 보행 보조기능(BLDC 인 휠 모터 제어) 그리고 발판 위치 제어(DC 모터 제어)는 마이크로컨트롤러를 이용해 수행한다. 통합 제어 환경은 임베디드 컴퓨터(Raspberry Pi 4)와 터치패널을 이용해 사용성이 좋은 그래픽 유저 인터페이스(GUI)를 개발하여 이를 제어장치와 연계하여 개발한다. 모터의 분당 회전수는 마이크로컨트롤러로 펄스폭 제어(PWM)를 통해 수행하였다. 이때 전류제어에 PID 제어 알고리즘을 적용하므로 좋은 성능을 유도하기 위하여 제어기 튜닝작업을 수행하였다. 기립 보조를 담당하는 선형 구동기 조작, 보행을 위해 발판의 위치 제어를 담당하는 DC 모터 조작, 보행 보조를 담당하는 인 휠 모터 조작으로 나뉘어 사용자의 안전을 위해 이전 조작이 완료된 후에 다음 단계로 진행하도록 제어 알고리즘을 구성하였다.

Fig. 9 Block diagram of system control

Fig. 10과 같이 임베디드 컴퓨터에 터치스크린을 연결하여 마이크로컨트롤러와 연계할 수 있는 프로그램을 개발하였다. 또한 사용자가 터치스크린 조작을 통해 기구를 편리하게 사용할 수 있는 그래픽 유저 인터페이스를 제작하였다.

Fig. 10 Graphic user interface

3. 시제품 성능평가 및 결과 고찰

Fig. 11은 위 설계를 거쳐 최종적으로 제작한 시제품이다. 사용자는 터치스크린을 통해 기구 조작으로 가능하다. 기립 보조는 선형 구동기 제어로 구현하였고 사용자가 원하는 위치 혹은 최고 위치에 도달하면 정지한다. 기립 보조 완료 후 조작으로 DC모터로 제어되는 발판을 원래의 위치로 복귀시킨다. 그리고 보행 보조기능 시작 여부 또한 GUI를 조작하여 선택할 수 있다. 보행 보조기능은 BLDC 인 휠 모터가 수행한다. 보행 보조 중에는 조작의 편의성을 고려하여 외부 속도 조절 조이스틱과 정지 버튼을 추가하였다. 마이크로컨트롤러, 모터 제어기 등 기구의 제어 구성요소는 기구 전면의 제어함(Control Box)에 설치하였다.

Fig. 11 Prototype of active standing-walking assistive device

Fig. 12는 시제품 평가를 위해 키 170 cm, 몸무게 62 kgf의 성인 남성이 시제품에 탑승하여 각 기능을 수행하고 있는 모습으로 기능 수행 과정을 나타낸다.

Fig. 12 Pictures of prototype test

① 안전띠 착용

② 기립 시작 버튼 터치

③ 기립 보조 동작 수행

④ 발판 상승 버튼 터치

⑤ 발판 위치 제어

⑥ 보행 보조 시작 버튼 터치

⑦ 보행 보조 동작 수행

기립 기능 검증을 위해 체중 대부분을 기구에 의존하거나 기립 손잡이에 매달리는 등 최악의 상황에서 실시하였고, 정상 동작을 확인하였다. 기립 동작 수행 중 발판의 여부에 따른 전복 위험성 검증을 수행하였다. 발판이 없었을 때 사용자가 무게 중심을 기구 바깥으로 향할 수 있어 전복의 위험성이 있다. 이를 설계 과정에서 미리 반영하여 기립 중 사용자가 발판을 밟고 있으면 어떤 행동을 취해도 전복에 대해 안정적으로 수행할 수 있도록 유도하였다. 또한, 성능 검증 과정에서 안전띠의 길이를 최소화하여 무게중심이 기구의 안정 범위 내에 위치하도록 강제하였다. 보행 보조기능 유무에 따른 30 m 복도 왕복하는 시험 주행을 실시하였다. 시험에 참여한 사용자의 경험을 조사하였고 그 결과 보행 보조기능이 없을 때는 기구의 무게를 미는 데 힘이 들었으나, 보행 보조기능을 이용하면 자유롭게 밀고 다닐 수 있다는 답변을 받았다.

위와 같이 능동 보행 보조기구의 시제품에 대한 실용성을 검증하였다. 이를 통해 기립 보조, 보행 보조 모두 안정적으로 수행함을 보였다. 이는 스스로 기립하고 거동할 수 있으며 사용자의 의지에 따라 스스로 사용할 수 있어야 한다는 연구 목적에 부합한다.

4. 결론

본 연구에서는 장애인과 고령자의 기립 및 보행을 도와주기 위하여 인체공학적인 접근으로 기구를 설계하고 능동형 기립-보행 보조기구를 개발하였다. 이의 상세설계를 진행하고 실제 제작 및 시험하여 기립 보조, 보행 보조 모두 우수한 성능을 보였다. 이는 기존에 한 가지 기능에 집중한 하체 재활 보조기구보다 효율적인 재활치료를 도우며, 기립-보행을 연동한 다양한 운동프로그램에 적용할 수 있다. 재활 효율 향상뿐만 아니라, 환자를 기립할 때 필요한 노동력 절감으로 재활 치료사의 노동 강도의 큰 감소가 기대된다.

또한, 향후 재활치료를 위한 반복운동 패턴 재현 기능, IoT 기술과 연계한 원격 제어기능, 센서를 이용한 신체 상태 측정 및 반응 등 다양한 기술과 융합할 수 있는 하지 재활 치료의 플랫폼으로써의 역할 수행이 기대된다.