KR101937356B1 - 근전도 신호를 이용한 능동적인 재활을 유도하는 보행 재활 장치 및 그것의 제어 방법 - Google Patents
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Abstract
본 발명은, 뇌나 척추 손상에 따른 보행 재활 훈련을 하는 훈련자의 능동적인 재활 훈련 참여를 촉진시킬 수 있는 보행 재활 장치 및 그것의 제어 방법에 관한 것이다. 구체적으로 본 발명은 재활 본체, 상기 본체의 상면에 구비되는 착석부, 상기 착석부 일단과 결합되어 훈련자의 등을 지지하기 위한 등판부, 상기 훈련자의 보행 동작을 보조해 주기 위하여 위하여 좌우 발판이 교대로 왕복 운동하는 보행 구동부, 상기 훈련자의 뇌파 및 근전도(EMG, electromyography)를 감지하기 위한 센싱부(140), 상기 센싱부(140)의 결과를 출력하기 위한 디스플레이부(151), 및상기 착석부와 상기 등판부의 움직임을 제어하기 위한 제어부(180)를 포함하는,보행 재활 장치에 관한 것이다.
Description
본 발명은 보행 재활 장치 및 그것의 제어 방법에 관한 것으로 보다 구체적으로는, 보행 훈련자의 근전도 신호에 기초하여 능동적인 재활 치료를 유도할 수 있는 보행 재활 장치 및 그것의 제어 방법에 관한 것이다.
보행 재활로봇은 재활 치료 등에 사용되는 치료장치로써, 하반신이 마비된 척수손상, 뇌졸중, 외상성 뇌손상, 근위축증, 파킨슨병, 다발성경화증, 뇌성마비, 직립 감각 증진 훈련 등이 그 적용 대상이 될 수 있다.
그리고 본 발명의 보행 재활로봇과 같은 것으로 도시된 도 1은 종래의 보행 훈련용 장치를 나타낸 것으로서, 이러한 종래의 보행 훈련용 장치(1000)는 훈련자의 체중 지지를 위해 오버헤드 하네스 타입의 하중 견인 장치를 사용한다.
이를 좀더 구체적으로 살펴보면, 상기 오버헤드 하네스는 하중의 완전한 상 방향 견인이 가능하고, 하네스의 유연성으로 인해 견인대상의 중력방향 외 구속이 비교적 자유롭다는 점에서 사람을 비롯한 생명체를 견인하는 분야에 널리 사용되고 있다.
그러나 상기 오버헤드 하네스는 착용에 일정 시간이 소비되고, 착용 시 장시간 하중 지지에 부적합한 신체부위에 많은 하중이 집중되며, 하네스 상부 방향으로 비교적 큰 설치공간을 필요로 하는 문제점이 있었다.
또한, 이러한 보행 훈련용 장치(1000)는 트레드밀(Treadmill)을 통하여 훈련자의 보행을 보조해주게 되는데, 이러한 보행 보조는 다리나 팔의 움직임이 어느 정도 가능한 훈련자인 경우에만 가능하다는 단점이 존재한다.
훈련자가 팔이나 다리의 움직임이 거의 불가능하기 때문에, 훈련자의 팔과 다리를 강제적으로 움직여서 운동을 시킬 수 있는 보행 훈련용 장치 역시 고려해 볼 수 있다. 하지만, 단순히 팔이나 다리를 강제적으로 움직이는 수동적인 훈련의 경우 단순 근육 운동은 될 수 있지만 손상된 뇌의 기능을 회복하기 위한 재활 가능한 운동으로는 부족하다.
뇌의 기능이 회복되기 위해서는, 훈련자가 적극적으로 근육을 움직이려는 노력, 즉 능동적인 재활 훈련이 되어야 한다.
따라서, 팔과 다리의 움직임이 거의 불가능한 뇌손상 환자 등의 보행 훈련을 보조해 줄 수 있으면서, 훈련자의 착용이 간편하고 동시에 적은 공간을 차지하는 보행 재활 장치 및 훈련자의 능동적인 재활 훈련을 유도할 수 있는 보행 재활 장치에 대한 연구가 요구되는 실정이다.
본발명은 전술한문제 및 다른 문제를 해결하는 것을 목적으로 한다. 또 다른 목적은 팔다리를 거의 움직이지 못하는 훈련자의 보행 재활 훈련을 보조해 줄 수 잇는 장치를제공하는것을그목적으로한다.
본 발명에서 이루고자 하는 기술적 과제들은 이상에서 언급한 기술적 과제들로 제한되지 않으며, 언급하지 않은 또 다른 기술적 과제들은 아래의 기재로부터 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 명확하게 이해될 수 있을 것이다.
상기 또는 다른 목적을 달성하기 위해 본 발명의 일 측면에 따르면,재활 본체;
상기 본체의 상면에 구비되는 착석부;
상기 착석부 일단과 결합되어 훈련자의 등을 지지하기 위한 등판부;
상기 훈련자의 보행 동작을 보조해 주기 위하여 위하여 좌우 발판이 교대로 왕복 운동하는 보행 구동부(1101);
상기 훈련자의 뇌파 및 근전도(EMG, electromyography)를 감지하기 위한 센싱부(140);
상기 센싱부(140)의 결과를 출력하기 위한 디스플레이부(151); 및
상기 착석부와 상기 등판부의 움직임을 제어하기 위한 제어부(180)를 포함하는,
보행 재활 장치를 제공한다.
상기 또는 다른 목적을 달성하기 위해 본 발명의 다른 측면에 따르면,재활 본체, 상기 본체의 상면에 구비되는 착석부, 상기 착석부 일단과 결합되어 훈련자의 등을 지지하기 위한 등판부, 상기 훈련자의 보행 동작을 보조해 주기 위하여 위하여 좌우 발판이 교대로 왕복 운동하는 보행 구동부(1101), 디스플레이부(151), 및 상기 착석부와 상기 등판부의 움직임을 제어하기 위한 제어부(180)를 포함하는, 보행 재활 장치의 제어 방법에 있어서,상기 훈련자의 뇌파 및 근전도(EMG, electromyography)를 감지하는 단계; 및상기 근전도의 감지 결과를 상기 디스플레이부(151)를 통하여 출력하는 단계;를 포함하는,보행 재활 장치의 제어 방법를 제공한다.
본발명에 따른 보행 재활 장치의 효과에 대해 설명하면 다음과 같다.
본발명의 실시 예들 중 적어도 하나에 의하면, 훈련자를 보행 재활 장치에 착용시킬 때 훈련 보조자가 보다 손쉽게 착용시킬 수있다는 장점이있다.
또한, 본발명의 실시 예들 중 적어도 하나에 의하면, 훈련자가 보행 재활 운동을 보다 적극적으로 수행할 수 있다는 장점이 있다.
본 발명의 적용 가능성의 추가적인 범위는 이하의 상세한 설명으로부터 명백해질 것이다. 그러나 본 발명의 사상 및 범위 내에서 다양한 변경 및 수정은 당업자에게 명확하게 이해될 수 있으므로, 상세한 설명 및 본 발명의 바람직한 실시 예와 같은 특정 실시 예는 단지 예시로 주어진 것으로 이해되어야 한다.
도 1은 종래의 보행 훈련용 장치를 도시하는 도면이다.
도 2는 본 발명의 일실시예에 따른 보행 재활 장치(100)의 전면 사시도, 도 3은 본 발명의 일실시예에 따른 보행 재활 장치(100)의 후면 사시도를 도시하는 도면이다.
도 4는 본 발명의 일실시예에 따라 보행 재활 장치(100)의 좌석부와 등판부가 이동되는 실시예를 도시하는 도면이다.
도 5는 본 발명의 일실시예에 따라, 좌석부와 등판부가 회동하는 구조를 도시하는 도면이다.
도 6은 본 발명의 일실시예에 따라, 훈련자가 탑승한 상태의 보행 재활 장치(100)를 도시하는 도면이다.
도 7은 본 발명의 일 실시예에 있어서, 보행 재활 훈련 시 능동적인 참여를 유도하기 위한 순서도를 도시하는 도면이다.
도 8는 본 발명의 일 실시예에 있어서, EEG 측정 장치의 전극 부착 위치를 설명하기 위한 도면이다.
도 9를 참조하면, EMG1 내지 EGM3의 3개의 채널로 수신되는 EMG 신호의 예시를 도시하는 도면이다.
도 10은 본 발명의 일실시예에 따라, EMG 신호의 유효 구간 내에서 데이터를 해석하는 방법을 도시하는 도면이다.
도 11 및 도 12는 본 발명의 일실시예에 따라 출력되는 EMG 오브젝트(1102)의 예시를 도시하는 도면이다.
도 13은 본 발명의 일실시예에 따른 보행 재활 장치(100)의 블록도를 도시하는 도면이다.
도 2는 본 발명의 일실시예에 따른 보행 재활 장치(100)의 전면 사시도, 도 3은 본 발명의 일실시예에 따른 보행 재활 장치(100)의 후면 사시도를 도시하는 도면이다.
도 4는 본 발명의 일실시예에 따라 보행 재활 장치(100)의 좌석부와 등판부가 이동되는 실시예를 도시하는 도면이다.
도 5는 본 발명의 일실시예에 따라, 좌석부와 등판부가 회동하는 구조를 도시하는 도면이다.
도 6은 본 발명의 일실시예에 따라, 훈련자가 탑승한 상태의 보행 재활 장치(100)를 도시하는 도면이다.
도 7은 본 발명의 일 실시예에 있어서, 보행 재활 훈련 시 능동적인 참여를 유도하기 위한 순서도를 도시하는 도면이다.
도 8는 본 발명의 일 실시예에 있어서, EEG 측정 장치의 전극 부착 위치를 설명하기 위한 도면이다.
도 9를 참조하면, EMG1 내지 EGM3의 3개의 채널로 수신되는 EMG 신호의 예시를 도시하는 도면이다.
도 10은 본 발명의 일실시예에 따라, EMG 신호의 유효 구간 내에서 데이터를 해석하는 방법을 도시하는 도면이다.
도 11 및 도 12는 본 발명의 일실시예에 따라 출력되는 EMG 오브젝트(1102)의 예시를 도시하는 도면이다.
도 13은 본 발명의 일실시예에 따른 보행 재활 장치(100)의 블록도를 도시하는 도면이다.
이하, 첨부된 도면을 참조하여 본 명세서에 개시된 실시 예를 상세히 설명하되, 도면 부호에 관계없이 동일하거나 유사한 구성요소는 동일한 참조 번호를 부여하고 이에 대한 중복되는 설명은 생략하기로 한다. 이하의 설명에서 사용되는 구성요소에 대한 접미사 "모듈" 및 "부"는 명세서 작성의 용이함만이 고려되어 부여되거나 혼용되는 것으로서, 그 자체로 서로 구별되는 의미 또는 역할을 갖는 것은 아니다. 또한, 본 명세서에 개시된 실시 예를 설명함에 있어서 관련된 공지 기술에 대한 구체적인 설명이 본 명세서에 개시된 실시 예의 요지를 흐릴 수 있다고 판단되는 경우 그 상세한 설명을 생략한다. 또한, 첨부된 도면은 본 명세서에 개시된 실시 예를 쉽게 이해할 수 있도록 하기 위한 것일 뿐, 첨부된 도면에 의해 본 명세서에 개시된 기술적 사상이 제한되지 않으며, 본 발명의 사상 및 기술 범위에 포함되는 모든 변경, 균등물 내지 대체물을 포함하는 것으로 이해되어야 한다.
제1, 제2 등과 같이 서수를 포함하는 용어는 다양한 구성요소들을 설명하는데 사용될 수 있지만, 상기 구성요소들은 상기 용어들에 의해 한정되지는 않는다. 상기 용어들은 하나의 구성요소를 다른 구성요소로부터 구별하는 목적으로만 사용된다.
어떤 구성요소가 다른 구성요소에 "연결되어" 있다거나 "접속되어" 있다고 언급된 때에는, 그 다른 구성요소에 직접적으로 연결되어 있거나 또는 접속되어 있을 수도 있지만, 중간에 다른 구성요소가 존재할 수도 있다고 이해되어야 할 것이다. 반면에, 어떤 구성요소가 다른 구성요소에 "직접 연결되어" 있다거나 "직접 접속되어" 있다고 언급된 때에는, 중간에 다른 구성요소가 존재하지 않는 것으로 이해되어야 할 것이다.
단수의 표현은 문맥상 명백하게 다르게 뜻하지 않는 한, 복수의 표현을 포함한다.
본 출원에서, "포함한다" 또는 "가지다" 등의 용어는 명세서상에 기재된 특징, 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부품 또는 이들을 조합한 것이 존재함을 지정하려는 것이지, 하나 또는 그 이상의 다른 특징들이나 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부품 또는 이들을 조합한 것들의 존재 또는 부가 가능성을 미리 배제하지 않는 것으로 이해되어야 한다.
하반신이 마비된 척수손상, 뇌졸중, 외상성 뇌손상, 근위축증, 파킨슨병, 다발성경화증, 뇌성마비 등의 환자들은 스스로 본인의 신체를 움직이는 것이 어렵다. 하지만, 이러한 환자라고 하더라도 근육을 지속적으로 움직여주지 않으면, 근육 자체가 퇴화될 뿐만 아니라 심폐 기능에도 심각한 문제를 초래할 수 있으며 기타 합병증이 유발된다. 그리고, 뇌 손상에 의하여 손실된 뇌 기능을 다시 회복하기 위해서는, 보행 재활 운동이 필수적이다.
또한, 류마티스 관절염이나 기타 근골계 기능의 회복을 위해서 보행 재활 운동이 요구될 수도 있을 것이다. 또한, 보행이 어려운 어린아이, 노인이나 성인까지도 보행 재활 운동의 대상이 될 수 있음은 자명하다.
하지만, 이러한 보행 재활 운동 시, 단순히 보행을 보조해 주는 기계에 의존하여 수동적인 보행만을 하는 경우, 뇌 기능 회복에 큰 차도가 있기 어렵다. 보조 장치의 움직임에 따라 수동적으로 보행하는 것이 아니라, 환자 본인이 꾸준히 근육을 움직이려는 시도를 하면서 보행 재활 장치(100)의 움직임에 도움을 받는 능동적인 보행이 요구된다. 이러한 능동적인 보행에 의할 경우, 실제로 뇌의 기능 회복에 효과적이라는 것이 다양한 연구 결과에 의해서 알려진 바 있다.
본 발명에서는, 보행 재활 운동 시 환자의 능동적인 보행이 가능하도록 유도할 수 있으면서, 보조자가 환자를 보행 재활 장치(100)에 착용시킬 때 보다 편리하게 착용시킬 수 있는 보행 재활 장치(100)를 제공하고자 한다.
이하, 도 2 내지 도 6을 참조하여, 본 발명의 일실시예에 따른 보행 재활 장치(100)의 구조를 설명한다.
도 2는 본 발명의 일실시예에 따른 보행 재활 장치(100)의 전면 사시도, 도 3은 본 발명의 일실시예에 따른 보행 재활 장치(100)의 후면 사시도를 도시하는 도면이다.
도 4는 본 발명의 일실시예에 따라 보행 재활 장치(100)의 좌석부와 등판부가 이동되는 실시예를 도시하는 도면이다. 도 5는 본 발명의 일실시예에 따라, 좌석부와 등판부가 회동하는 구조를 도시하는 도면이다. 도 6은 본 발명의 일실시예에 따라, 훈련자가 탑승한 상태의 보행 재활 장치(100)를 도시하는 도면이다.
이하에서는 상기 도 1 내지 도 6을 함께 참조하여 보행 재활 장치(100)의 구조에 대해서 설명한다.
본 발명의 일실시예에 따른 보행 재활 장치(100)는, 저면부를 포함할 수 있다. 저면부는 보행 재활 장치(100)를 전체적으로 고정시켜 보행 재활 훈련 동안 안정적으로 훈련을 할 수 있도록 보조해 줄 수 있다. 저면부는 보행 재활 장치(100)가 설치된 장소의 지면과 접촉되고, 상면에 재활 본체와 디스플레이 고정바(208)가 결합될 수 있다.
재활 본체의 내부는, 보행 재활 장치(100)를 구동하는데 있어서 요구되는 다양한 구성을 포함할 수 있다. 예를 들어, 도 13을 통하여 후술되는 구성들이 재활 본체 내부에 구비될 수 있을 것이다.
착석부는, 재활 본체의 상면에 구비될 수 있다. 착석부 일단은 등판부와 결합될 수 있다. 이때, 등판부는, 상기 착석부의 일단과 회동 결합될 수 있다. 그리고 착석부의 타단은 상기 재활 본체에 회동 결합될 수 있다.
좀 더 구체적으로, 착석부는 직사각 형태로 구비될 수 있으며, 상기 직사각 형태의 제 1 모서리가 상기 등판부와 회동 결합되고, 상기 제 1 모서리 건너편의 제 3 모서리가 상기 재활 본체와 회동 결합할 수 있을 것이다.
본 발명에서는, 훈련자가 착석부에 착석 시킨 상태에서 착석부 및 등판부를 이동시켜 일어선 자세로 만들 수 있는 구조를 제안한다. 즉, 훈련 보조자가 훈련자를 장치에 입히기 위한 과정에서 발생할 수 있는 어려운 점들을 해결 하기 위함이다.
그러기 위해서 상기 재활 본체는, 상기 착석부를 회동시키기 위한 제어부(180)를 포함할 수 있다. 제어부(180)는, 동력을 전달하여 상기 착석부를 회동시킬 수 있으며, 예를 들면 착석부와 연결되는 회동지지바(401)를 회전 방향(506)으로 밀거나 당겨 착석부를 회동시킬 수 있을 것이다(도 5 (a) 및 (b)의 회동 참조).
본 발명의 일실시예에서는 상기 착석부의 회동에 관계없이 상기 등판부를 수직 상태로 유지시키기 위한 회동보조부를 더 구비할 수 있다. 도 5를 참조하면, 착석부가 회동하기 전 (a) 상태에서 상기 등판부는 상기 착석부와 수직상태로 유지된다. 이때 등판부는 지면(즉, 저면부)과도 수직 상태로 유지된다. 상기 착석부가 제어부(180)를 통하여 회동하는 (b) 상태라고 하더라도, 상기 등판부는 지면과 수직 상태를 유지한 상태로 상기 착석부와 회동 연결되어 있다. 이를 위하여 회동보조부는 상기 재활 본체, 착석부, 등판부를 연결하는 제 1 및 제 2 회동축(502, 503)와 다른 회동축으로 회동되도록 구비될 수 있다.
도 5를 참조하면, 재활 본체에 제 1 회동축(502)과 인접하게 제 3 회동축(504)이 형성되고, 등판부에 제 2 회동축(503)과 인접하게 제 4 회동축(505)이 형성된다. 제 1 회동축(502)과 제 3 회동축(504)은 각각 착석부 타단 및 회동보조부 타단의 회동축이고, 제 2 회동축(503) 및 제 4 회동축(505)은 각각 착석부 일단 및 회동보조부 일단의 회동축이다. 상기 착석부와 상기 회동보조부가 함께 회동하면서 상기 등판부를 수직으로 유지시킬 수 있을 것이다.
상기 착석부는, 'U'자 형태의 착석 쿠션(603); 및 상기 훈련자의 사타구니 부위를 지지하기 위한 보조 쿠션(209)을 포함할 수 있다. 상기 보조 쿠션은 기둥 형상(209)으로 구비되고, 상기 기둥 형상의 길이방향 일단이 상기 착석 쿠션(603)의 일단과 회동되도록 체결되며, 상기 길이방향 타단은, 길이 조절이 가능한 벨트(601)를 통하여 상기 등판부와 체결될 수 있다.
상기 등판부는 상단에 전방으로 연장되어 형성되는 신체 고정 프레임(201)을 더 포함하고, 상기 벨트(601)는 상기 신체 고정 프레임(201)에 체결되어 고정될 수 있다.
한편, 다양한 훈련자(602)의 다양한 키에 맞출 수 있도록 상기 등판부는 수직 방향(210)으로 승하강 이동이 가능하도록 구비될 수 있다.
도 13은 본 발명의 일실시예에 따른 보행 재활 장치(100)의 블록도를 도시하는 도면이다.
본 발명의 일실시예에 따른 보행 재활 장치(100)는, 제어부(180), 디스플레이부(151), 센싱부(140), 사용자 입력부(123), 전력 공급부(190), 메모리(170) 및 보행 구동부(1101) 중 필요한 구성을 선택적으로 구비할 수 있으며, 블록도에 포함되는 모든 구성이 필수적이지는 않다.
사용자로부터 정보를 입력받기 위한 사용자 입력부(123)는, 예를 들어, 터치키(touch key), 푸시키(mechanical key) 등을 포함할 수 있다.
디스플레이부(151)는 터치 센서와 상호 레이어 구조를 이루거나 일체형으로 형성됨으로써, 터치 스크린을 구현할 수 있다. 이러한 터치 스크린은, 보행 재활 장치(100)와 사용자 사이의 입력 인터페이스를 제공하는 사용자 입력부(123)로써 기능함과 동시에, 보행 재활 장치(100)와 사용자 사이의 출력 인터페이스를 제공할 수 있다.
센싱부(140)는 보행 재활 장치(100) 및 그 훈련자를 둘러싼 주변 환경 정보 중 적어도 하나를 센싱하기 위한 하나 이상의 센서를 포함할 수 있다. 특히 본 발명에서는, 훈련자의 뇌파를 감지하기 위한 센서를 포함할 수 있다. 이러한 센싱부(140)의 감지 및 감지한 뇌파를 분석하는 방법에 대해서는 이하에서 좀 더 상세히 후술하기로 한다.
또한, 메모리(170)는 보행 재활 장치(100)의 다양한 기능을 지원하는 데이터를 저장한다. 메모리(170)는 보행 재활 장치(100)에서 구동되는 다수의 응용 프로그램(application program 또는 애플리케이션(application)), 보행 재활 장치(100)의 동작을 위한 데이터들, 명령어들을 저장할 수 있다. 이러한 응용 프로그램 중 적어도 일부는, 무선 통신을 통해 외부 서버로부터 다운로드 될 수 있다. 또한 이러한 응용 프로그램 중 적어도 일부는, 보행 재활 장치(100)의 기본적인 기능(속도 설정, 전원 on/off)을 위하여 출고 당시부터 보행 재활 장치(100)상에 존재할 수 있다. 한편, 응용 프로그램은, 메모리(170)에 저장되고, 보행 재활 장치(100) 상에 설치되어, 제어부(180)에 의하여 상기 보행 재활 장치(100)의 동작(또는 기능)을 수행하도록 구동될 수 있다.
전원공급부(190)는 제어부(180)의 제어 하에서, 외부의 전원, 내부의 전원을 인가 받아 보행 재활 장치(100)에 포함된 각 구성요소들에 전원을 공급한다.
상기 각 구성요소들 중 적어도 일부는, 이하에서 설명되는 다양한 실시 예들에 따른 보행 재활 장치(100)의 동작, 제어, 또는 제어방법을 구현하기 위하여 서로 협력하여 동작할 수 있다. 또한, 상기 보행 재활 장치(100)의 동작, 제어, 또는 제어방법은 상기 메모리(170)에 저장된 적어도 하나의 응용 프로그램의 구동에 의하여 보행 재활 장치(100)상에서 구현될 수 있다.
제어부(180)는 상기 응용 프로그램과 관련된 동작 외에도, 통상적으로 보행 재활 장치(100)의 전반적인 동작을 제어한다. 제어부(180)는 위에서 살펴본 구성요소들을 통해 입력 또는 출력되는 신호, 데이터, 정보 등을 처리하거나 메모리(170)에 저장된 응용 프로그램을 구동함으로써, 사용자(훈련자나 훈련을 보조해 주는 보조자)에게 적절한 정보 또는 기능을 제공 또는 처리할 수 있다.
보행 구동부(1101)는 상술한 발판이나 손잡이를 움직일 수 있는 동력을 제공해 줄 수 있다. 보행 구동부(1101)는 모터 등에 전력을 공급하여 동력을 생산할 수도 있으며, 상술한 보행 구동부(1101)의 속도를 제어하기 위하여 모터 등에 전력 공급등을 제어할 수 있다.
지금까지 보행 재활 장치(100)의 구조에 대해서 설명하였다.
이하에서는 이러한 보행 재활 장치(100)를 이용하여 보행 재활 운동 시, 훈련자의 능동적인 재활 참여를 유도할 수 있는 뇌-컴퓨터 인터페이스(Brain-Computer Interface; 이하에서는 BCI라고 호칭함)에 대해서 설명한다.
인간이 어떤 일에 대해 생각을 하거나 행동을 할 때, 뇌 속에 있는 시냅스(synapse)에서는 신경전달물질을 이용해 정보를 전달하게 되고. 이때 뉴런 간에 생기는 전위차에 의해 전류가 발생하게 되는데, 상기 전류를 두피에 부착한 전극을 통하여 측정한 것이 뇌파(brainwaves) 또는 뇌전도(electroencephalogram; EEG) 신호이다. BCI 기술은 이런 뇌파를 이용해서 인간의 생각이나 의지를 언어나 신체의 다른 동작을 거치지 않고 시스템에 직접 전달할 수 있는 기술이다.
BCI 기술은 신체적 결함이나 장애로 인해, 자신의 의사를 표현, 전달할 수 없는 사람들에게 새로운 의사소통 수단을 제공할 수 있다는 점에 큰 의의를 가지고 있으며, 이러한 기술적 이점을 이용해서 신체 장애인을 위한 의료용 보조 기구부터 뇌파를 이용한 새로운 인터페이스의 게임, 가정 자동화를 위한 전자제품 그리고, 학습 보조기구에 이르기까지 많은 응용분야에 사용될 수 있다.
본 발명에서는, 이러한 BCI 기술을 활용하여, 훈련자가 실제 근육을 움직이려고 노력하는지 여부를 판단하고 이러한 판단에 기초하여 능동적인 참여를 유도할 수 있는 환경을 제공한다.
시각적 자극으로 왼손이나 오른손 움직임을 상상하는 동안 피험자의 μ 리듬 영역에서는 활동이 쇠약해지거나 차단되는 현상 혹은 억제되는 현상이 나타나며, 이러한 현상을 ERD(Event-Related desynchronization)라고 한다. 주로 μ 리듬과 β 리듬 영역 중 국소적으로 β 에서 발생하게 된다. ERS는 ERD와 상반된 특징을 가지고 있으며 EEG의 진폭이 증가하게 되는 현상을 말한다.
STFT(Short-Time Fourier Transform)은 시간-주파수 해석을 위한 가장 간단한 방법으로 짧게 쪼개진 시간 영역에서 원하는 부분에 대한 푸리에 변환을 수행하고 기간 축을 기준 삼아 주파수 분포를 도시해 나가는 방법이다. STFT를 통해 주파수 영역의 해석과 시간 영역의 해석을 표현할 수 있다.
도 7은 본 발명의 일 실시예에 있어서, 보행 재활 훈련 시 능동적인 참여를 유도하기 위한 순서도를 도시하는 도면이다.
도 7과 관련된 실시예에서는 사용자 능동적인 참여인지 분석을 위해 STFT와 PSO를 이용하여 주파수 대역에서의 최대 진폭과 시간을 선택한다.
본 발명의 일실시예에서는, EEG와 EMG(electromyography)를 복합적으로 사용하여 훈련자의 보다 적극적인 재활 훈련 참여를 유도할 수 있는 제어 방법, 인터페이스 시스템에 대하여 제안한다.
그리고 본 발명의 일실시예에서는 센싱부(140)를 통하여 뇌파를 실시간으로 감지하고, 이렇게 감지된 뇌파에 기초하여 훈련자가 능동적으로 훈련에 참여하고 있는지 여부(이하 능동참여인지)를 분석하도록 제안한다.
도 7을 참조하면, 일 실시예에 따른 사용자 능동참여인지 분석 방법은 뇌파 획득 단계(710), 필터링 적용 단계(720), STFT 적용 단계(730)를 포함할 수 있다. 일 실시예에 따른 사용자 능동참여인지 분석 방법은 이하에서 설명하게 될 사용자 능동참여인지 분석 장치에 의해 각각의 단계가 수행될 수 있다.
먼저, 뇌파 획득 단계(110)에서 제어부(180)는 센싱부(140), 구체적으로 EEG 측정 장치(예컨대, Emotiv사의 EPOC 장치)로부터 실제 측정된 로우 EEG 신호(raw EEG signal)를 획득할 수 있다. 그리고, 사용자 능동참여인지 분석 장치는 획득한 뇌파 데이터에서 노이즈를 제거하거나 미약한 뇌파 데이터를 증폭함으로써 뇌파 데이터에 대한 전처리 과정을 수행할 수 있다.
본 실시예에서는 128SPS(2048㎐)의 샘플링 레이트(sampling rate)를 가지는 14채널의 전극을 10-20 전극 위치법에 따라 사용자에게 부착하여 사용자의 실제 뇌파 데이터를 획득할 수 있다. 필요 이상의 샘플링 레이트는 처리할 데이터의 비대화를 초래하여 처리 속도 저하의 문제가 발생하며 실시간 구동에 있어서 많은 제약 사항으로 작용될 수 있다. 이에, 본 실시예에서는 뇌파 분석에 필요한 최소 필요 샘플링 수인 128SPS가 바람직하며, 이에 한정되는 것은 아니고 뇌파계에서 정의하기에 따라서 일정 범위(128±αSPS) 내에서 얼마든지 변경 가능하다.
도 8는 본 발명의 일 실시예에 있어서, EEG 측정 장치의 전극 부착 위치를 설명하기 위한 도면이다. 사용자의 두뇌에 전극을 부착하여 뇌파 데이터를 측정하게 되며, 이때 뇌파를 측정하기 위한 전극 부착 위치는 도 8에 도시한 바와 같이 국제 표준법인 10-20 전극 시스템에 의거하여 두피의 19개 전극 (Fp1, Fp2, F7, F8, F3, F4, Fz, T3, T4, C3, C4, Cz, T5, T6, P3, P4, Pz, O1, O2) 및 추가적으로 Fpz, Oz 2개의 전극을 선택적으로 결정할 수 있다.
다시 도 7에서, 필터링 적용 단계(720)에서 제어부(180)는 획득한 뇌파 데이터에서 뮤리듬(μ) 영역인 8-30㎐ 영역을 분류할 수 있다. 이때, 사용자 능동참여인지 분석 장치는 DNF(digital notch filter) 또는 BPF(band pass filter)를 이용하여 필요한 영역을 분류할 수 있다. 뇌파에서의 운동 감각에 따른 특징은 주로 8-30㎐의 주파수 영역에서 나타나기 때문이다.
STFT 적용 단계(730)에서 제어부(180)는 8-30㎐ 영역의 뇌파 데이터를 짧게 쪼개진 시간 영역에 대한 푸리에 변환을 수행할 수 있다.
즉, 제어부(180)는 훈련자의 능동참여인지를 분석하기 위하여 전처리된 뇌파 데이터를 기 설정된 알고리즘에 입력하여 주파수 신호로 변환하고, 변환된 주파수 영역에 따라 원하는 부분의 뇌파를 분류할 수 있다.
본 발명의 일실시예에 따른 제어부(180)는디스플레이부(151)를 통하여 뇌파 관련 정보를 출력하도록 제어할 수 있다.
즉, 훈련자는 상기 디스플레이부(151)를 통하여 출력되는 자신의 뇌파 관련 정보(감지된 뇌파에 기초한 정보)를 참조하여 본인이 제대로 재활에 참여하고 있는지 확인할 수 있을 것이다. 만약, 제대로 참여하고 있지 않다고 한다면, 더 집중을 하여 재활에 능동적으로 참여하게 될 수 있을 것이다.
이어서 740 단계에서 제어부(180)는 뇌파 활성화 정도에 따라서 다음 단계로 진행할 지, 710 ~ 730 단계를 반복할 지 결정한다. 즉, 뇌파 활성화 정도가 어느 정도 이상일 경우(제 1 임계치 이상일 경우)에만 재활 훈련을 시작(initiate)하기 위함이다.
751 단계에서 제어부(180)는, 보행 구동부(1101)의 구동을 시작하도록 제어한다. 그리고, 디스플레이부(151)를 통하여 보행이 시작되었음을 알리는 안내 문구를 출력할 수 있다. 안내 문구의 예로는, "보행이 시작됩니다. 실제 보행과 같이 다리에 힘을 주세요"와 같은 문구를 들 수 있다.
먼저, 근전도(EMG) 신호에 대하여 설명한다.
EMG 신호는 바이오팩(Biopac) 사의 MP-150을 이용하여 측정한다. MP-150시스템에 의해 획득된 EMG 신호는 1kHz로 동기화된 상태로 샘플링된다. EMG 신호는 대퇴직근(Rectus Femoris; RF), 가쪽 넓은근(Vastus Lateralis; VL), 안쪽 넓은근(Vastus Medialis; VM), 반건양근(Semitendinous Muscle; SEM)과 같은 보행에 흔히 사용되는 근육신호를 측정하여 4채널을 사용한다.
전극은 은/염화은(Ag/AgCl) 성분의 젤이 발라져 있는 전극으로 각 전극의 중심에서 2cm 간격으로 부착하여 구성한다. EMG 입력장치는 10-500Hz의 대역 통과 필터로 구성되어 입력된 신호는 10-500Hz의 대역을 갖는다.
EMG 신호를 이용한 근활동 분석 방법에는 적분 근전도(IEMG, Integrated EMG), 평균값(Average Value), 피크(Peak), 중간값(Mean Value), 문턱값(Threshold) 등이 있다. IEMG는 특정 동작이 시작되고 끝날 때까지 측정된 신호를 적분을 하여 1개의 특징 값으로 변환하는 것이다. 평균값(Average Value) 및, 피크(Peak)는 특정 동작이 시작되고 끝날 때까지 측정된 신호의 평균과 최대 값을 특징 값으로추출한 것이다. 중간값(Mean)은 특정 동작이 시작되고 끝날 때까지 측정된 신호의 최대 값과 최소 값의 중앙에 위치한 값을 특징 값으로 추출한다. 마지막으로 문턱값(Threshold)은 근활성도에 따라 명령어를 정의해둔 뒤 기준이 넘을 때마다 명령어를 수행 또는 전송하는 방법이다.
상기와 같은 다양한 형태의 근활동 분석 방법은, 그 용도에 맞게 사용되어 질 수 있다. 하지만, 적극적인 재활 운동 참여 여부를 판단하기 위하여 사용되기 위한 근활동 분석 방법으로는 다소 적절하지 않은 방법들이다. 왜냐하면, EMG 신호 자체가 노이즈가 많은 신호이며, 뇌가 손상되거나 척추 손상 환자들의 EMG 신호는 정상인의 EMG 신호와 많이 상이하기 때문이다.
따라서, 본 발명의 일실시예에서는, 이러한 능동적인 재활 훈련인지를 확인하기 위한 EMG 분석 방법을 더 제안하도록 한다. 이러한 실시예에 대해서 이하 도면을 함께 참조하여 설명한다.
일반적으로 보행은 일정한 주기를 가지고 이루어지게 된다. 그리고 한 보행 주기 내에서 다리의 많은 근육들이 서로 다른 타이밍에 관여를 하게 된다. 본 발명에서는 보행에 참여하는 복수 개의 근육 각각에 EMG 전극을 부착하고(즉, 복수 개의 EMG 채널을 운영), 실제 역할을 해야 할 타이밍에 근육이 움직이는지를 고려한다.
도 9를 참조하면, EMG1 내지 EGM3의 3개의 채널로 수신되는 EMG 신호의 예시를 도시하는 도면이다.
각 EMG 신호는 필요한 수준으로 정규화 된 상태의 신호를 나타낸다.
EMG1 신호를 분석해 보면, 한 주기 중 0~1/3 영역 상에서의 신호가 가장 주도적임을 확인해 볼 수 있다. 이러한 분석으로 미루어 보았을 때, 보행 한 주기(전체 주기를 100%로 보았을 때) 중 0~ 35% 영역에서의 해당 근육(도시된 예시에서는 대퇴직근)이 보행에 관여한다고 볼 수 있다.
마찬가지로, EMG2 신호를 분석해 보면, 50 ~ 60% 영역에서의 해당 근육(도시된 예시에서는 가쪽 넓은근)이 보행에 관여한다고 볼 수 있다. 그리고, EMG3 신호를 분석해보면, 40 ~ 95% 영역에서의 해당 근육(도시된 예시에서는 안쪽 넓은근)이 보행에 관여한다고 볼 수 있다.
즉, 각 EMG 신호 별로 보행에 관여하는 영역을 설정하고, 설정된 영역 외에 신호들은 제거시키고 설정된 영역 내의 신호들만을 분석에 활용한다. 그 이유는, 설정된 영역 외의 EMG 신호들은 잡음일 가능성이 높을 뿐만 아니라 설사 진짜 근육의 움직임에 의한 신호라고 하더라도 보행과 관련되는 움직임이 아니기 때문이다.
따라서, 제어부(180)는 보행 구동부(1101)의 속도를 결정할 때 보행 주기 역시 결정할 수 있다. 보행 구동부(1101)에 의해서 한 보행이 이루어지는 시간이, 주기이기 때문이다. 그리고 제어부(180)는, 각 EMG 신호에 대해 한 보행 주기내에서의 유효 구간을 설정할 수 있다. 예를 들어, 상기 EMG1 신호에 대해서는 한 주기 상에서 0 ~ 35% 영역을 유효 구간으로 설정할 수 있다. 특히, 각 EMG 신호 별로 서로 다른 유효 구간이 설정될 수 있을 것이다. 왜냐하면, 보행 주기 상 서로 다른 구간에서 서로 다른 근육들이 관여하기 때문이다.
그리고, 제어부(180)는 각 EMG 신호의 유효 구간 내에서의 신호만을 기초하여 상기 훈련자의 능동 참여 정도를 결정할 수 있을 것이다.
더 나아가, 상기 능동 참여 정도를 결정하는데 있어서, 제어부(180)는 특정 임계치(threshold) 이상인 데이터의 적분(그래프 상에서 특정 임계치 이상의 넓이)으로 구할 수 있다.
도 10은 본 발명의 일실시예에 따라, EMG 신호의 유효 구간 내에서 데이터를 해석하는 방법을 도시하는 도면이다.
도 10을 참조하면, 제 1 및 제 2 보행 주기에 대한 EMG 신호 그래프가 도시되어 있으며, 각 보행 주기에 대해서 0 ~ 35%가 표시되어 있다.
도 10과 관련되는 실시예에서는, EMG 신호 중 특정 임계치(1002) 이상의 신호에 기초하여 능동적인 재활 훈련인지 여부를 판단하도록 한다. 특히, 본 발명에서는, 유효 구간이 아닌 구간에서 특정 임계치(1002) 이상의 신호가 감지된다고 하더라도, 해당 신호는 고려하지 않도록 한다. 왜냐하면, 해당 신호는 보행 구간 상에서 해당 근육이 관여해야 할 시점에서의 신호가 아니므로, 노이즈일 가능성이 높거나 적절하지 못한 근육 사용에 해당하기 때문이다.
도 10의 제 2 보행 주기를 참조하면, 유효 구간(0 ~ 35%) 외의 지점에서 특정 임계치(1002) 보다 높은 신호(1003) 영역이 존재한다. 제어부(180)는 해당 신호(1003)는, 능동적인 재활 훈련인지 여부를 판단하는데 있어서 제외시킬 수 있다.
제어부(180)는 제 1 보행주기의 유효 구간에서 특정 임계치(1002) 이상인 제 1 영역(1001) 및 제 2 보행주기의 유효 구간에서 특정 임계치(1002) 이상인 제 2 영역(1002)만을 능동적인 재활 훈련인지 여부를 판단하기 위한 신호로 고려할 수 있을 것이다.
한편, 제어부(180)에 의한 능동적인 재활 훈련인지 여부의 판단은 EMG 오브젝트의 출력(754 단계)을 의미할 수 있다.
이하, 도 11 및 도 12를 참조하여, EMG 오브젝트(1102)의 제어에 대해서 설명한다.
도 11 및 도 12는 본 발명의 일실시예에 따라 출력되는 EMG 오브젝트(1102)의 예시를 도시하는 도면이다.
상기 EMG 오브젝트(1102)는, 제어부(180)에 의해서 상기 EMG 신호에 따라 그 크기가 변하도록 제어된다(754 단계).
즉, 훈련자가 실제로 걷기 위하여 근육에 운동 신호를 전달하는 경우 EMG 신호가 커지게 되므로, 도 9 및 도 10에서 상술한 방법으로 EMG 신호를 고려하여 상기 EMG 오브젝트(1102)의 크기를 제어할 수 있다.
본 발명의 일실시예에 따른 제어부(180)는 각 보행 주기 상에서 유효 구간 내에 특정 임계치(1002) 이상인 영역(도 10의 예시에서 제 1 및 제 2 영역(1001, 1002))의 넓이를 구하고, 그 넓이에 대응하는 만큼 상기 EMG 오브젝트(1102)의 크기가 커지도록 제어할 수 있다.
또한, 유효 구간 내에서, 해당 근육을 사용하지 않을 경우, 해당 EMG 오브젝트(1102)의 크기가 작아지도록 제어할 수 있을 것이다. 왜냐하면, 훈련자가 근육을 사용해야 할 시점에 해당 근육을 사용하지 않았기 때문에, 보다 적극적인 참여를 유도하기 위함이다. 이를 위하여 본 발명의 일실시예에 따른 제어부(180)는, 각 보행 주기 상에서 유효 구간 내에 특정 임계치(1002) 이하인 영역의 넓이를 구하고, 그 넓이에 대응하는 만큼 상기 EMG 오브젝트(1102)의 크기가 작아지도록 제어할 수 있을 것이다.
더 나아가, 본 발명에서는, 상기 EMG 오브젝트(1102) 크기에 기초하여, 보행 구동부(1101)의 속도를 제어하도록 제안한다.
상술한 바와 같이 보행 구동부(1101)의 경우에는, 훈련자의 보행을 보조해 주기 위하여 발판과 손잡이를 마련할 수 있다. 따라서 보행 구동부(1101)의 속도는 결국 보행 훈련 자체의 속도를 의미한다.
만약 훈련자가 집중을 잘 하고 있는 경우 보행 훈련 자체의 속도를 높일 수 있으며, 집중을 잘 못하는 경우 보행 훈련 자체의 속도를 낮춤으로써, 훈련자에게 직관적으로 훈련의 방식을 취득할 수 있게 하기 위함이다.
구체적으로 본 발명의 일실시예에 따른 보행 구동부(1101)는상기 EMG 오브젝트(1102)의 크기에 따라서 구동 속도가 변경되도록 제어할 수 있다.
특히, 구동 속도를 제어하는데 있어서보행 구동부(1101)는,상기 EMG 오브젝트(1102)의 크기가 제 1 크기범위 내일 경우, 상기 보행 구동부(1101)는 제 1 속도로 구동하고,상기 EMG 오브젝트(1102)의 크기가 제 2 크기범위 내일 경우, 상기 보행 구동부(1101)는 제 2 속도로 구동할 수 있다. 즉, 상기 EMG 오브젝트(1102)의 크기가 현재 어느 범위에 속하냐에 따라, 훈련자의 보행 속도가 결정되는 것이다.
더 나아가 본 발명에서는 보행 구동부(1101)의 속도가 상술한 뇌파 활성화 정도에 따라서 결정될 수도 있다(755 단계).
그리고, 제어부(180)는 뇌파 활성화 정도에 따라서, 보행 구동부(1101)를 중단(757 단계)할 것인지 계속 재활 훈련을 수행할 것인지(751 단계로 복귀)를 결정(756 단계)할 수 있을 것이다. 왜냐하면, 뇌파가 활성화 되지 않은 상태에서의 재활 훈련은 상술한 수동적인 재활 훈련이 될 수 밖에 없으므로 큰 효과가 없기 때문이다. 보행 구동부(1101)를 중단하는 757 단계 이후, 다시 710 단계로 복귀 하여 뇌파 활성화 정도에 따라 보행 구동부(1101)의 구동을 (재)시작할 것인지 판단(740 단계)할 수 있음은 자명할 것이다.
상술한 보행 재활 장치(100)에 따르면,
이상으로 본 발명에 따른 보행 재활 장치(100) 및 그것의 제어 방법의 실시예를 설시하였으나 이는 적어도 하나의 실시예로서 설명되는 것이며, 이에 의하여 본 발명의 기술적 사상과 그 구성 및 작용이 제한되지는 아니하는 것으로, 본 발명의 기술적 사상의 범위가 도면 또는 도면을 참조한 설명에 의해 한정／제한되지는 아니하는 것이다. 또한 본 발명에서 제시된 발명의 개념과 실시예가 본 발명의 동일 목적을 수행하기 위하여 다른 구조로 수정하거나 설계하기 위한 기초로써 본 발명이 속하는 기술분야의 통상의 지식을 가진 자에 의해 사용되어질 수 있을 것인데, 본 발명이 속하는 기술분야의 통상의 지식을 가진 자에 의한 수정 또는 변경된 등가 구조는 특허청구범위에서 기술되는 본 발명의 기술적 범위에 구속되는 것으로서, 특허청구범위에서 기술한 발명의 사상이나 범위를 벗어나지 않는 한도 내에서 다양한 변화, 치환 및 변경이 가능한 것이다.
100 : 보행 재활 장치
123 : 사용자 입력부
140 : 센싱부
151 : 디스플레이부
170 : 메모리
180 : 제어부
190 : 전력 공급부
1101 : 보행 구동부
123 : 사용자 입력부
140 : 센싱부
151 : 디스플레이부
170 : 메모리
180 : 제어부
190 : 전력 공급부
1101 : 보행 구동부
Claims (23)
- 재활 본체;
상기 본체의 상면에 구비되는 착석부;
상기 착석부 일단과 결합되어 훈련자의 등을 지지하기 위한 등판부;
상기 훈련자의 보행 동작을 보조해 주기 위하여 위하여 좌우 발판이 교대로 왕복 운동하는 보행 구동부(1101);
상기 훈련자의 뇌파 및 근전도(EMG, electromyography)를 감지하기 위한 센싱부(140);
상기 센싱부(140)의 결과를 출력하기 위한 디스플레이부(151); 및
상기 착석부와 상기 등판부의 움직임을 제어하기 위한 제어부(180)]
를 포함하고.
상기 착석부의 타단은 상기 재활 본체에 회동 결합되고,
상기 등판부는, 상기 착석부의 일단과 회동 결합되고,
상기 재활 본체는, 상기 착석부를 회동시키기 위한 또는 상기 착석부의 회동에 관계없이 상기 등판부를 수직 상태로 유지시키기 위한 회동보조부를 더 구비하고,
상기 착석부는,
'U'자 형태의 착석 쿠션; 및
기둥 형상으로 구비되고, 상기 기둥 형상의 길이방향 일단이 상기 착석 쿠션의 일단과 회동되도록 체결되며, 상기 길이방향 타단은, 길이 조절이 가능한 벨트를 통하여 상기 등판부와 체결되어 상기 훈련자의 사타구니 부위를 지지하기 위한 보조 쿠션;을 포함하는, 보행 재활 장치. - 제 1 항에 있어서,
상기 제어부(180)는
상기 디스플레이부(151)를 통하여 근전도 관련 정보를 출력하도록 제어하고,
상기 근전도 관련 정보는, 상기 감지된 근전도 신호에 따라 가변하는 EMG 오브젝트인 것을 특징으로 하는,
보행 재활 장치. - 제 2 항에 있어서,
상기 제어부(180)는 상기 EMG 오브젝트를 출력하는데 있어서,
상기 감지된 신호가 특정 임계치 이상일 경우 크기가 커지고, 이하인 경우에는 크기가 작아지도록 제어하는,
보행 재활 장치. - 제 3 항에 있어서, 상기 보행 구동부(1101)는
상기 EMG 오브젝트의 크기에 따라서 구동 속도가 변경되도록 제어하는,
보행 재활 장치. - 제 4 항에 있어서, 상기 보행 구동부(1101)는,
상기 EMG 오브젝트의 크기가 제 1 크기범위 내일 경우, 상기 보행 구동부(1101)는 제 1 속도로 구동하고,
상기 EMG 오브젝트의 크기가 제 2 크기범위 내일 경우, 상기 보행 구동부(1101)는 제 2 속도로 구동하는,
보행 재활 장치. - 제 3 항에 있어서,
상기 센싱부는, 상기 훈련자의 복수 개의 근육에 대한 복수 개의 EMG 신호를 감지하는,
보행 재활 장치. - 제 6 항에 있어서,
상기 제어부(180)는,
보행 재활 훈련에 있어서 보행 주기를 판단하고,
상기 복수 개의 EMG 신호 각각에 대하여, 상기 보행 주기 상에서의 유효 구간을 설정하며,
상기 설정된 유효 구간 내의 신호만을 고려하여 상기 EMG 오브젝트의 크기를 제어하는,
보행 재활 장치. - 제 1 항에 있어서,
상기 제어부(180)는상기 감지되는 뇌파의 활성화 정도에 따라서, 상기 보행 구동부(1101)의 구동을 시작할지 혹은 중단할지 여부를 결정하는,
보행 재활 장치. - 삭제
- 삭제
- 삭제
- 삭제
- 삭제
- 제 1 항에 있어서,
상기 등판부는 상단에 전방으로 연장되어 형성되는 신체 고정 프레임을 더 포함하고,
상기 벨트는 상기 신체 고정 프레임에 체결되어 고정되는,
보행 재활 장치. - 제 1 항에 있어서,
상기 등판부는 수직 방향으로 승하강 이동이 가능하도록 구비되는,
보행 재활 장치. - 재활 본체, 상기 본체의 상면에 구비되는 착석부, 상기 착석부 일단과 결합되어 훈련자의 등을 지지하기 위한 등판부, 상기 훈련자의 보행 동작을 보조해 주기 위하여 위하여 좌우 발판이 교대로 왕복 운동하는 보행 구동부(1101), 디스플레이부(151), 및 상기 착석부와 상기 등판부의 움직임을 제어하기 위한 제어부(180)를 포함하는, 보행 재활 장치의 제어 방법에 있어서,
(a)상기 훈련자의 뇌파 및 복수 개의 근육에 대한 복수 개의 근전도(EMG, electromyography)를 감지하는 단계;
(b)보행 재활 훈련을 위한 보행 주기를 판단하는 단계;
(c)상기 복수 개의 EMG 신호 각각에 대하여, 상기 보행 주기 상에서의 유효 구간을 설정하는 단계;를 더 포함하며,
(d)상기 근전도의 감지 결과를 상기 디스플레이부(151)를 통하여 출력하는 단계;를 포함하되,
상기 (d)단계는,
상기 디스플레이부(151)를 통하여 상기 감지된 근전도 신호에 따라 가변하는 EMG 오브젝트를 출력하도록 제어하고, 상기 감지된 신호가 특정 임계치 이상일 경우 크기가 커지고, 이하인 경우에는 크기가 작아지도록 제어하되, 상기 설정된 유효 구간 내의 신호만을 고려하여 상기 EMG 오브젝트의 크기를 제어하는, 보행 재활 장치의 제어 방법.
- 삭제
- 삭제
- 제 16항에 있어서,
상기 EMG 오브젝트의 크기에 따라서 구동 속도가 변경되도록 상기 보행 구동부(1101)를 제어하는 단계를 더 포함하는,
보행 재활 장치의 제어 방법. - 제 19항에 있어서, 상기 보행 구동부(1101)를 제어하는 단계는
상기 EMG 오브젝트의 크기가 제 1 크기범위 내일 경우, 상기 보행 구동부(1101)는 제 1 속도로 구동하고,
상기 EMG 오브젝트의 크기가 제 2 크기범위 내일 경우, 상기 보행 구동부(1101)는 제 2 속도로 구동하는,
보행 재활 장치의 제어 방법. - 삭제
- 삭제
- 제 16항에 있어서,
상기 감지되는 뇌파의 활성화 정도에 따라서, 상기 보행 구동부(1101)의 구동을 시작할지 혹은 중단할지 여부를 결정하는 단계를 더 포함하는,
보행 재활 장치의 제어 방법.
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| KR20200143172A (ko) | 2019-06-15 | 2020-12-23 | 윤진아 | 근전도 센서를 이용한 방아쇠수지 예방 게임 인터페이스 장치 |
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