KR102188302B1

KR102188302B1 - 보행 보조 시스템

Info

Publication number: KR102188302B1
Application number: KR1020190059637A
Authority: KR
Inventors: 김우재; 김석민; 김예준; 백승원
Original assignee: 김우재; 김예준; 김석민; 백승원
Priority date: 2019-05-21
Filing date: 2019-05-21
Publication date: 2020-12-09
Also published as: KR20200134378A

Abstract

보행 보조 시스템이 개시된다. 본 발명의 일실시예에 따른 보행 보조 시스템은 보행자의 신체에 착용되어 보행시 보행자의 3축 방향 가속도와 각속도, 복수의 발바닥 압력 및 근육활성도를 감지하는 웨어러블 디바이스 및 모터에 의해 구동되는 바퀴가 마련된 바디 프레임과, 상기 바디 프레임에 마련된 손잡이를 포함하고, 웨어러블 디바이스에 의해 감지된 3축 방향 가속도와 각속도, 복수의 발바닥 압력 및 근육활성도를 수신하고, 수신된 정보들을 이용하여 보행자의 속도, 지면 경사각도 및 근육활성도 변화량을 판단하고, 지면 경사각도 및 근육활성도 변화량을 근거로 보행자 속도를 보정하고, 보정된 보행자 속도를 추종하도록 모터를 제어하는 보행 보조기를 포함한다.

Description

보행 보조 시스템{SYSTEM FOR ASSISTING WALKING}

본 발명은 보행 보조 시스템에 관한 것으로, 보다 상세하게는 보행자의 보행을 보조하는 보행 보조 시스템에 관한 것이다.

일반적으로, 보행 보조 시스템은 신체활동이 불편한 노인이나 환자의 활동을 돕기 위하여 사용되는 장치이다.

공개특허공보 제10-2018-0084566호에 기재된 고령자 맞춤형 보조 보행 시스템은 고령자의 걸음걸이 속도를 설정하고 진행 버튼을 온 시키면 보조 보행기를 설정된 속도로 자동 운행한다.

기존의 보행 보조 시스템은 평지에서 보행자의 보행속도에 맞게 보행 보조기를 제어하는 것은 큰 문제가 없으나, 내리막길을 내려가는 경우와 오르막길을 올라가는 경우에 제어가 잘되지 않는다. 즉, 오르막길에서는 오히려 보행 보조기를 밀어야 하는 장애물로 작용하고, 내리막길에서는 보행 보조기가 보행자보다 먼저 내려가 보행자가 끌려 내려가게 하는 장애물로 작용한다.

보행 보조기가 보행자에게 오르막길과 내리막길에서 장애물로 인식되지 않기 위해서는 경사에서 능동제어는 상당히 중요한 일이라 할 수 있다.

공개특허공보 제10-2018-0084566호(2018.07.25.공개)

본 발명의 실시예는 경사면에서 보행자의 보행을 안정적으로 보조할 수 있는 보행 보조 시스템을 제공하고자 한다.

본 발명의 실시예는 경사면에서 보행자의 실제 보행에 맞는 보행자 맞춤형 속도 제어를 수행할 수 있는 보행 보조 시스템을 제공하고자 한다.

본 발명의 일 측면에 따르면, 보행자의 3축 방향 가속도와 각속도를 감지하는 가속도 센서; 보행자의 뒤꿈치와 엄지발가락에 대응하는 신발 위치에 가해진 압력을 감지하는 FSR(Force Sensitive Resistor) 센서; 보행자의 다리의 근육활성도를 감지하는 EMG(Electromyography) 센서; 및 각 센서들에 의해 감지된 정보를 무선 송신하는 무선 송신기를 포함하고, 보행자의 신체에 착용 가능하게 마련된 웨어러블 디바이스; 및 모터에 의해 구동되는 바퀴가 마련된 바디 프레임; 상기 바디 프레임에 마련된 손잡이; 상기 모터를 구동시키는 모터드라이브; 상기 모터의 속도를 측정하는 엔코더; 및 상기 웨어러블 디바이스로부터 송신된 정보를 수신하는 무선 수신기를 포함하는 보행 보조기를 포함하고, 상기 보행 보조기는, 상기 웨어러블 디바이스로부터 3축 방향 가속도, 각속도, 복수의 발바닥 압력 및 근육활성도를 수신하고, 상기 수신된 정보들을 이용하여 상기 보행자의 속도, 지면 경사각도 및 근육활성도를 판단하고, 상기 보행 보조기는, 보행자 별로 보행을 하는 동안 보행자 속도, 지면 경사각도, 근육활성도 및 보행 보조기 속도를 지속적으로 수집하고, 머신 러닝을 이용하여 보행자 개인 및 경사 상태에 따른 상황 별로 최저 근육활성도 및 그 때의 보행자 속도를 판단 및 저장하고, 보행 보조시 현재의 보행자, 보행자 속도, 지면 경사각도 및 근육활성도를 판단하고, 상기 판단된 보행자, 보행자 속도, 지면 경사각도 및 근육활성도로부터 보행자 개인 및 경사 상태에 따른 현재 상황을 판단하고, 상기 저장된 상황 별 최저 근육활성도 및 그 때의 보행자 속도 중에서, 상기 판단된 현재 상황의 최저 근육활성도 및 그 때의 보행자 속도를 판단하고, 상기 판단된 현재 상황의 최저 근육활성도 및 그 때의 보행자 속도에 따라 상기 모터를 제어하는 보행 보조 시스템이 제공될 수 있다.

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본 발명의 실시예에 의하면, 경사면에서 보행자의 실제 보행에 맞는 보행자 맞춤형 속도 제어를 수행할 수 있다.

도 1은 본 발명의 일실시예에 따른 보행 보조 시스템의 보행 보조기에 대한 사시도이다.
도 2는 본 발명의 일실시예에 따른 보행 보조 시스템의 웨어러블 디바이스를 설명하기 위한 도면이다.
도 3은 본 발명의 일실시예에 따른 보행 보조 시스템에서 경사면의 각도 3.5°에서 보행자의 속도별 EMG 센서의 변화량을 나타낸 그래프이다.
도 4는 본 발명의 일실시예에 따른 보행 보조 시스템의 제어블록도이다.
도 5 내지 도 8은 본 발명의 일실시예에 따른 보행 보조 시스템에서 보행자별 및 보행로 경사각도별 EMG 값을 나타낸 도면이다.
도 9는 본 발명의 일실시예에 따른 보행 보조 시스템에서 보행자의 속도와 EMG의 관계를 나타낸 그래프이다.

이하에서는 본 발명의 실시예들을 첨부 도면을 참조하여 상세히 설명한다. 이하에 소개되는 실시예들은 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 본 발명의 사상을 충분히 전달할 수 있도록 하기 위해 예로서 제공하는 것이다. 본 발명은 이하 설명되는 실시예들에 한정하지 않고 다른 형태로 구체화할 수도 있다. 본 발명을 명확하게 설명하기 위하여 설명과 관계없는 부분은 도면에서 생략하였으며 도면들에 있어서, 구성요소의 폭, 길이, 두께 등은 편의를 위하여 과장하여 표현할 수 있다. 명세서 전체에 걸쳐서 동일한 참조번호들은 동일한 구성요소들을 나타낸다.

도 1은 본 발명의 일실시예에 따른 보행 보조 시스템의 보행 보조기에 대한 사시도이다.

도 1을 참조하면, 보행 보조기(10)는 앞바퀴(11), 뒷바퀴(12), 이 앞바퀴(11)와 뒷바퀴(12)가 지지되는 바디 프레임(13), 이 바디 프레임(13)에 결합된 손잡이(14)를 포함할 수 있다.

뒷바퀴(12)는 차축(15)으로 결합된 두 개의 바퀴를 포함할 수 있다.

앞바퀴(11)는 한 개 이상의 바퀴를 포함할 수 있다. 앞바퀴(11)도 뒷바퀴(12)와 동일하게 차축으로 각 바퀴를 연결하여 모터의 회전력을 전달받을 수 있다.

바디 프레임(13)은 보행 보조기(10)의 몸체로서 앞바퀴(11)와 뒷바퀴(12)의 상부측에 결합되어 지지된다.

손잡이(14)는 바디 프레임(13)에 보행자가 잡아 밀어 힘을 전달할 수 있도록 결합된다.

또한, 보행 보조기(10)는 보행 보조기(10)에 동력을 제공하는 모터(16), 이 모터(16)를 구동시키는 모터드라이브(17), 모터(16)의 회전력을 보행 보조기(10)의 뒷바퀴(12)에 전달하는 기어와 같은 동력전달부재(18)를 포함할 수 있다.

모터(16)는 모터드라이브(17)의 구동신호에 의해 회전력을 발생시킨다. 모터(16)는 동력전달부재(18)와 맞물려 차축(15)에 회전력을 제공한다.

모터드라이브(17)는 보행 보조기(10)의 전반적인 제어를 수행하는 보행 제어기(20)의 제어신호에 따라 모터(16)의 구동신호를 생성하여 모터(16)에 전달한다.

동력전달부재(18)는 모터(16)의 회전력을 차축(15)에 전달하여 차축(15)을 회전시킨다. 동력전달부재(18)는 모터(16)의 회전축에 결합된 기어와 뒷바퀴(12)의 차축(15)에 결합된 기어들로 이루어진 기어조립체일 수 있다. 모터(16)의 회전력은 동력전달부재(18)를 통해 차축(15)에 전달됨으로써 뒷바퀴(12)를 회전시킬 수 있다.

또한, 보행 보조기(10)는 배터리(19)를 포함할 수 있다. 배터리(19)는 보행 보저기(10)의 구성요소들 중 전원을 필요로 하는 구성요소에 전원을 공급한다.

또한, 보행 보조기(10)는 보행 보조기(10)의 속도와 보행자의 속도를 맞추기 위하여 보행 보조기(10)의 속도를 검출하도록 모터(16)의 속도를 검출하는 엔코더(21)와, 후술하는 보행자에게 착용되는 웨어러블 디바이스와 무선 통신을 통해 정보를 수신하는 무선수신기(22)를 포함할 수 있다.

엔코더(21)는 모터(16)의 회전수를 검출함으로써 모터의 속도를 검출할 수 있다. 엔코더(21)는 검출된 모터 속도를 보행 제어기(20)에 전달할 수 있다.

무선수신기(22)는 웨어러블 디바이스로부터 송신된 정보를 수신할 수 있다. 무선수신기(22)는 블루투스 방식으로 무선 신호를 수신하며, 블루투스 방식으로 신호를 처리할 수 있다. 무선수신기(22)는 수신된 정보를 보행 제어기(20)에 전달할 수 있다.

무선수신기(22)는 보행 제어기(20)와 일체로 구성될 수 있다.

바디 프레임(13)에는 모터드라이브(17), 배터리(19), 보행 제어기(20) 및 무선수신기(22) 등이 고정될 수 있다.

도 2는 본 발명의 일실시예에 따른 보행 보조 시스템의 웨어러블 디바이스를 설명하기 위한 도면이다.

도 2를 참조하면, 웨어러블 디바이스(30)는 보행자의 하체에 부분적 혹은 통합적으로 착용 가능한 형태로 마련될 수 있다.

웨어러블 디바이스(30)는 가속도 센서(31), FSR(Force Sensitive Resistor) 센서(32), EMG(Electromyography) 센서(33)를 포함한다.

보행자의 속도와 보행 보조기(10)의 속도를 동일하게 하고, 평지에서 경사면으로 혹은 경사면에서 평지로 진행하게 되는 경계면에서 보행자의 특성을 보행 보조기(10)가 반영할 필요가 있다.

따라서, 웨어러블 디바이스(30)는 보행자의 속도와 보행자가 서 있는 경사면의 각도, 보행자의 근육의 사용량 변화를 알아볼 수 있도록 가속도 센서(31), FSR 센서(32), EMG 센서(33)를 포함할 수 있다.

보행자의 속도, 위치를 측정하는데 정보를 제공하는 가속도 센서(31)는 신발의 앞쪽에 부착될 수 있다.

FSR 센서(32)는 압력 중심(Center of Pressure ; CoP), 보행주기 등을 알 수 있도록 신발의 깔창에 부착될 수 있다.

EMG 센서는 무릎 아대를 이용하여 보행자의 무릎에 부착될 수 있다.

웨어러블 디바이스(30)는 가속도 센서(31), FSR 센서(32) 및 EMG 센서(33)에 의해 감지된 각 정보를 보행 보조기(10)로 전달하기 무선송신기와, 각 구성요소들에 전원을 제공하는 외장형 전원장치를 포함할 수 있다. 참고로, 웨어러블 디바이스(30)는 무선송신기 없이 보행 보조기(10)와 유선으로 연결되어 유선 통신에 의해 정보를 주고받을 수 있다.

가속도 센서(31)는 센서에 작용하는 가속도를 감지하고, 센서의 회전 발생시 각속도 변화량을 감지한다.

가속도 센서(31)는 가속도와 각속도의 x, y, z축 방향 성분을 측정하는 것이 가능하다. 가속도 센서(31)는 센서에 작용하는 가속도를 x, y, z축 성분으로 나누어 측정할 수 있다. 이를 이용해 각 방향의 가속도를 측정하고, 이 값을 시간에 대해 각각 1회, 2회 적분하면 각 방향의 속도 성분과 이동거리를 구할 수 있다.

가속도 센서(31)는 자이로 센서가 함께 내장되어 있어 센서의 회전 발생시 x, y, z축의 각속도 변화량을 측정할 수 있다. 이를 적분하면 각도를 구할 수 있고 구한 각도를 이용해 경사면의 각도를 구할 수 있다. FSR 센서(32) 두 개가 모두 바닥에 닿아있는 경우의 압력 중심(Center of Pressure ; CoP)을 이용하여 지면의 각도를 구할 수 있다.

FSR(Force Sensitive Resistor) 센서(32)는 압력센서로서, 힘이 가해지면 저항값이 변하는 센서로 압력을 측정할 수 있다.

연령대와 보행 패턴에 따른 발의 압력분포 변화를 분석하기 위해 보행 보조기를 사용하는 보행자의 연령 자료와 인체의 발 구조를 분석한 결과 FSR 센서(32)는 뒤꿈치와 엄지발가락에 대응하는 위치에 각각 마련될 수 있다. 이 위치는 보행 시 압력이 직접적으로 가해지는 발뒤축과 중족골일 수 있다. FSR 센서(32)에 가해진 두 위치의 압력값을 이용하면, 한쪽 발을 디딜 때부터 땔때까지 CoP의 위치변화를 알 수 있다.

EMG(Electromyography) 센서(33)는 근육의 근전도 또는 근육활성도를 측정하는 센서로서, 근육의 움직임에 따라 발생하는 전류의 변화를 감지한다.

EMG 센서(33)는 근육의 신경신호를 측정함으로써 근육 사용량을 상대적으로 나타내주는 센서이다.

경사면의 각도에 따라 오르막인지 내리막인지에 따라 각각의 보행자마다 여러 가지 패턴을 보이기 때문에 한 가지 알고리즘으로 경사면에서 보행자의 속도를 예측하는 것은 기존기술에서 한계가 있는 것으로 나타났다. 그러나 경사에 따라 각각의 보행자들의 속도를 분석해본 결과 개인별로 각도별로 선호하는 속도가 있음을 알 수 있었다. 본 발명의 실시예에서는 보행자가 경사각도별, 개인별로 선호하는 속도를 이해하기 위한 방법으로 EMG 센서를 도입하였다.

도 3은 본 발명의 일실시예에 따른 보행 보조 시스템에서 경사면의 각도 3.5°에서 보행자의 속도별 EMG 센서의 변화량을 나타낸 그래프이다.

도 3을 참조하면, 보행자의 속도가 2km/h일 때 근육의 사용량이 최소가 되는 것으로 나타나는 것을 알 수 있다.

보행자가 3.5°경사를 오를 때 가장 편안하게 보행할 수 있는 신호를 나타내는 속도를 알 수 있다.

평지를 걸을 때는 일반적인 PID(Proportional Integral Derivation) 제어를 통해 보행자의 속도와 보행 보조기(10)의 속도를 추종시키면 되지만 내리막길과 오르막길에서 보행자를 당겨주거나 지지해주기 위해서는 보행자가 원하는 속도를 보행 보조기(10)에 입력해줄 필요가 있다. 기존에는 평지에서 보행 보조기를 능동적으로 제어하는 것에 문제가 없었으나, 내리막길과 오르막길에서 보행의지를 판단하는 방법을 찾지 못해 어려움을 겪었다. 이와 같은 문제를 해소하기 위해 본 발명의 실시예에서는 EMG 센서(33)를 활용한다. 이런 방안은 머신러닝의 변수로도 활용이 가능하다.

본 발명의 일실시예는 발바닥 센서로 제작된 FSR 센서(32)를 이용한 CoP 및 보행주기 측정, 가속도 센서(31)를 이용한 한 주기 변화하는 동안 이동한 거리의 측정, 가속도 센서(31)와 FSR 센서(32)를 이용한 지면의 경사측정이 가능하다. 즉, 가속도 센서(31)로 계산한 이동거리와 FSR 센서(32)로 측정한 보행 주기를 이용하여 보행자의 속도를 측정할 수 있고, 가속도 센서(31)와 FSR 센서를 이용하여 보행자가 서있는 지면의 경사각을 측정할 수 있다.

또한, 본 발명의 일실시예는 보행자가 경사면을 보행하는 동안에 보행자의 EMG의 변화를 측정하여 보행자의 운동 상태를 측정할 수 있다.

도 4는 본 발명의 일실시예에 따른 보행 보조 시스템의 제어블록도이다.

도 4를 참조하면, 보행 보조 시스템은 보행 보조기(10)와 웨어러블 디바이스(30)을 포함할 수 있다.

보행 보조기(10)는 보행 보조기(10)의 전반적인 제어를 수행하는 보행 제어기(20)를 포함한다.

보행 제어기(20)는 모터드라이버(17), 엔코더(21) 및 무선수신기(22)와 전기적으로 연결된다.

보행 제어기(20)는 모터드라이브(17)를 통해 펄스 폭 변조(Pulse Width Modulation ; PWM)방식으로 모터(16)를 구동시킨다. 보행 제어기(20)는 보행 보조기(10)의 속도와 보행자의 속도를 맞추기 위해 모터(16)를 PID 제어한다.

웨어러블 디바이스(30)는 웨어러블 디바이스(30)의 전반적인 제어를 수행하는 디바이스 제어기(35)를 포함한다.

디바이스 제어기(35)는 가속도 센서(31), FSR 센서(32), EMG 센서(33) 및 무선송신기(34)와 전기적으로 연결된다.

디바이스 제어기(35)는 가속도 센서(31), FSR 센서(32), EMG 센서(33)에 의해 감지된 감지정보를 무선송신기(34)를 통해 보행 보조기(10)로 송신한다.

보행 제어기(20)는 무선수신기(22)를 통해 웨어러블 디바이스(30)로부터 송신된 감지정보를 수신하고, 수신된 감지정보를 근거로 하여 보행자 속도, 경사각도, EMG 변화량을 판단하고, 판단된 결과에 따라 보행자가 보행하는 경사면에서 보행자의 속도에 맞게 보행 보조기(10)의 속도를 조절하도록 모터드라이브(17)를 통해 모터(16)의 작동을 제어한다.

보행 제어기(20)는 판단된 보행자 속도를 경사각도 및 EMG 변화량을 근거로 보정하고, 보정된 보행자 속도를 추종하도록 보행 보조기(10)의 속도를 조절할 수 있다.

보행 제어기(20)와 디바이스 제어기(35)는 보행 보조 시스템의 전반적인 제어를 수행하는 알고리즘 또는 이 알고리즘을 재현한 프로그램에 대한 데이터를 저장하는 메모리 및 이 메모리에 저장된 데이터를 이용하여 보행 보조 시스템의 제어에 필요한 동작을 수행하는 마이크로프로세서로 구현될 수 있다. 이때, 메모리와 프로세서는 각각 별개의 칩으로 구현될 수 있다. 또는, 메모리와 프로세서는 단일 칩으로 구현될 수도 있다.

본 발명의 실시예에서 보행자의 보행주기를 분석하는 것에 의해 보행자의 보행의지를 파악할 수 있다.

일반적으로, 보행주기는 입각기(stance phase)와 유각기(swing phase)의 두 단계로 나누어진다. 입각기는 뒤꿈치가 땅에 닿는 시기부터 발이 땅에 완전히 붙는 시기에서 체중이 가해지는 시기를 거쳐 발가락이 떨어지는 시기까지를 이른다. 이와 같은 입각기는 보행주기의 예를 들면, 60%의 시간을 차지한다.

유각기는 입각기가 끝나 발끝이 떨어진 후부터 다시 뒤꿈치가 땅에 닿기 직전 까지를 나타내는 시기이다. 전체 보행주기의 예를 들면, 40%를 차지하는 구간으로 발이 공중에 있는 시기를 이른다. 본 발명의 실시예에서는 입각기 동안에 보행자의 속도를 계산하는 알고리즘을 적용한다.

본 발명의 실시예는 평지에서는 가속도 센서와 FSR 센서를 이용하여 보행자의 속도를 판단할 수 있다.

가속도 센서(31)에서 측정된 값 중 수평성분만을 알아내기 위해서는 가속도 센서(31)가 보행방향으로 기울어진 정도를 구할 필요가 있다. 이는 지면과 가속도 센서가 이루는 각도로부터 구할 수 있다.

FSR 센서(32)를 통해 보행의 주기를 구할 수 있고, 발의 앞쪽과 뒤쪽에 위치한 FSR 센서(32)가 모두 닿는 시점에서 각도를 계산할 수 있기 때문에 속도와 이동거리를 구할 수 있다.

본 발명의 실시예는 경사에서는 가속도 센서(31)와 FSR 센서(32)를 이용하여 구한 보행자 속도를 경사각도와 EMG 변화량을 근거로 보정할 수 있다. 이는 사람마다 경사면에서 보행특성이 매우 다르게 나타나기 때문에 EMG 센서(33)로부터 출력된 값의 변화를 이용하여 보행자 속도를 보정할 수 있다.

평지와 경사면에서 보행자의 보행패턴을 분석한 결과 평지에서 경사면으로 올라갈 때와 내려갈 때 개인별로 차이가 많이 발생하는 것으로 나타났다. 이와 같은 개인차에 의한 문제 중 가장 큰 것은 경사를 내려갈 때 조심스럽게 내려가는 보행자에게 나타난다. 이는 많은 고령자에 해당하는 문제이다. 문제 상황은 보행자는 느리게 가고 싶으나 경계면에서 평지의 신호를 받게 된 보행보조기에 보행자가 보조를 맞추는 경우이다. 보행자가 보행보조기의 속도에 맞춰 빠른 발걸음을 옮기게 되면 보행보조기에 딸려 내려가게 되는 상황이 발생하는데 이와 같은 상황에서 고령자는 중심을 잃어 쓰러지거나 보행에 어려움을 겪게 될 수 있다.

실험결과 보행자가 어려움에 처하는 경우에 근육은 이전보다 큰 부하를 낼 것으로 예측할 수 있고, 이러한 부하는 EMG 센서(33)에서 이전보다 큰 값으로 변화를 일으킴을 알 수 있다.

따라서 보행 중 EMG 값이 커지는 변화는 보행자가 편안한 상황에서 불편한 상황으로 변화되었다는 것을 의미한다고 판단할 수 있다. EMG 값이 변하게 되면 보행 보조기(10)의 속도를 낮추거나 높여, EMG 값의 변화를 다시 받아 낮아질 때까지 피드백하면 보행자에게 알맞은 속도를 찾을 수 있다.

개인별, 상황별 다른 보행의 패턴은 개인 맞춤형 보행 보조기의 개발이 필요하다는 것을 의미한다. 일반적인 제어로는 평지에서 보행자의 속도에 맞는 보행 보조기를 개발할 수 있지만, 경계면에서 문제가 발생할 수 있기 때문이다. 이와 같은 개인별 맞춤형 보행 보조기를 개발하기 위해서는 머신러닝이 필요하다. 기존에는 머신러닝을 하기 위해서 보행자가 여러 상황에서 반응하는 것을 실험실에서 측정해서 데이터를 모아야 하는 문제가 있다. 이와 같은 이유로 보행 보조기에 머신러닝이 적극적으로 활용되지는 못하였다.

즉, 평지와 특정 각도의 경사면마다, 특정한 상황마다, 변화하는 데이터를 입력했을 때 특정한 속도를 내도록 머신러닝을 시켜야 하는데 이때 특정한 속도를 학습시키기 위해서는 사용자가 여러 상황에서 반복적으로 사용하는 것이 필요하기 때문이다. 이렇게 실험실에서 반복적으로 학습시키는 것은 비용면에서나 시간면에서 제약이 많기 때문에 실생활에 적용하는 것은 불가능하다. 그러나 본 발명의 실시예와 같이 EMG 센서(33)를 이용하게 되면 보행자가 실험실에서 따로 상황별로 머신러닝을 시키지 않고 일상생활을 하면서 보행 보조기(10)를 학습시킬 수 있는 장점을 가지게 된다.

본 발명의 실시예에서는 보행자가 보행을 하는 동안 보행자 속도, 보행로 경사각, EMG 값을 지속적으로 수집할 수 있다. 이때, 보행 보조기(10)는 보행 보조기(10)의 속도값을 얻을 수 있다. 따라서 이를 이용하면 경사별, 상황별(내리막, 오르막)로 보행자에 맞는 머신러닝이 가능하다.

도 5 내지 도 8은 본 발명의 일실시예에 따른 보행 보조 시스템에서 보행자별 및 보행로 경사각도별 EMG 값을 나타낸 도면이다.

도 5 내지 도 8은 경사면에서 보행자의 속도에 맞게 움직일 수 있는 보행 보조기 아이디어와 보행 보조기를 평소에 사용하면서 머신러닝을 할 수 있는 아이디어를 검증하기 위해 상황에 따른 EMG 값을 측정하는 실험을 한 결과를 나타낸다.

4명을 대상으로 경사각을 각각 평지, 3.5도, 7도로 변경하여 실험하였으며 1.0km/h ~ 4.0km/h 까지 0.5km/h 단위로 속도를 증가시키면서 실험을 진행하였다. 보행속도 당 20초씩 보행을 진행하고 0.03초 단위로 데이터를 수집하였으며 4회 실험의 데이터 평균값을 이용하여 비교 분석하였다.

실험결과를 살펴보면 EMG 센서(33)를 통해 감지된 EMG 값의 변화폭은 다르지만 각 상황별로 최저의 EMG 값이 존재하는 것을 볼 수 있다. 이 결과는 EMG 센서(33)를 이용하여 보행자의 편안한 상태와 그렇지 못한 상태를 결정하는 적절한 것임을 나타낸다.

본 발명의 실시예와 기존기술이 경사면에서 보행 보조기(10)의 속도를 제어하는데 오차를 보이는 것과 관련하여 각 보행자 및 경사각도별로 EMG 값의 최저점을 찾아가는 방안이 대안이 될 수 있음을 알 수 있었다.

예를 들어, 도 8의 (b)에 제시된 4번 보행자의 경우 3.5°경사에서 2km/h의 속도로 진행하는 것을 선호하는 것을 알 수 있다. 만약 평지에서 오르막길로 올라가는 경우에 보행 보조기(10)의 속도가 2km/h보다 큰 경우 EMG 값의 변화량이 발생할 것이고 변화량을 줄이는 방향으로 PWM 듀티를 조절하여 2km/h가 되도록 보행 보조기(10)를 제어하면 경사면에서도 효과적으로 사용자에 맞는 제어를 할 수 있을 것이다. 또한, 이런 변수를 지속적으로 머신러닝 한다면 맞춤형 보행 보조기를 제작할 수 있다는 결론에 도달할 수 있었다.

경계면에서 보행자를 보다 안전하게 보조하기 위해 EMG 값이 보행에서 가장 낮아질 수 있는 속도를 찾아가도록 하였다. 시간에 따라 EMG 센서(33)에서 값이 변화할 때 적절하게 속도를 변화시키기 위해서 PWM 듀티를 어느 정도 변화시켜야 하는지 결정하는 것이 필요한데 이는 실험을 통해 진행하였다. 실험자들과 보행보조기가 떨어진 길이가 20~40cm이기 때문에 본 발명의 실시예에서는 대략 보행 보조기(10)와의 거리가 40cm의 변화가 있을 때를 기준으로 변화시켜줄 단위 PWM 듀티를 결정하였다. 보행자가 반응할 수 있는 시간을 1번 보행 시 소요되는 0.5초로 설정하여 최대 0.8m/s의 속도 변화를 단위로 생각하였다. 하지만 고령자들은 반응이 느린 점을 감안하여 0.4m/s 정도의 속도 변화에 해당하는 PWM 듀티 변화를 단위 PWM 듀티로 설정하였다. 따라서 단위 Duty는 9.4로 하였다.

도 9는 본 발명의 일실시예에 따른 보행 보조 시스템에서 보행자의 속도와 EMG의 관계를 나타낸 그래프이다.

도 9를 참조하면, 보행 시 속도에 대한 EMG 곡선에서 모두 최저 EMG 값이 나타나는 모습을 볼 수 있다.

보행 시 EMG 값이 변화할 때 최저 EMG 값에 빠르게 접근하도록 하기 위한 알고리즘이 필요하다.

①과 ②를 비교하면, ①은 듀티를 크게 하면 속도가 증가하여 EMG 값이 감소하는 것을 알 수 있다. 또한 ②의 경우 듀티를 늘렸을 때는 EMG 값이 증가할 것임을 알 수 있다. 이는 대부분의 보행자들의 패턴에서 나왔던 결과로 속도가 빠른 경우 듀티를 내려주는 작업을 먼저하고 속도가 느린 경우 듀티를 올려주는 작업을 먼저 하는 것이 효과적임을 보여주는 것이다. 만약 첫 번째 작업에서 단위 듀티를 내렸을 때 EMG 값이 낮아지지 않는 경우에는 단위 듀티의 2배를 높이는 작업을 할 수 있다.

보행 시 EMG 값이 최저가 되는 속도를 미리 알고 있으면 보다 빠르게 그 값에 다가가도록 제어를 할 수 있다. 따라서 경사각에 따라 최저 EMG 값이 얼마인지를 보행 보조기(10)가 머신러닝하게 되면 보행 보조기(10)를 보행자의 특성에 맞게 효과적으로 제어할 수 있음을 알 수 있다. 근육활성도 별로 그에 대응하는 속도가 미리 설정되어 있을 수 있다. 또한, 근육활성도 및 경사각도 별로 그에 대응하는 속도가 미리 설정되어 있을 수 있다. 또한, 근육활성도, 경사각도 및 보행자 별로 그에 대응하는 속도가 미리 설정되어 있다. 이럴 경우, 각각에 대하여 미리 설정된 속도를 보행자 속도로 보정할 수 있다. 보정된 보행자 속도를 최종 보행자 속도로 보행 보조기(10)의 속도를 추종시킬 수 있다.

이상과 같이, 본 발명의 실시예는 경사면에서 보행자의 실제 보행에 맞는 보행자 맞춤형 속도 제어를 수행할 수 있어 오르막길이나 내리막길에서 안정적으로 보행자의 보행을 보조할 수 있다.

10 : 보행 보조기 11 : 앞바퀴
12 : 뒷바퀴 13 : 바디 프레임
14 : 손잡이 15 : 차축
16 : 모터 17 : 모터드라이브
18 : 동력전달부재 19 : 배터리
20 : 보행 제어기 21 : 엔코더
22 : 무선송신기 30 : 웨어러블 디바이스
31 : 가속도 센서 32 : FSR 센서
33 : EMG 센서

Claims

보행자의 3축 방향 가속도와 각속도를 감지하는 가속도 센서; 보행자의 뒤꿈치와 엄지발가락에 대응하는 신발 위치에 가해진 압력을 감지하는 FSR(Force Sensitive Resistor) 센서; 보행자의 다리의 근육활성도를 감지하는 EMG(Electromyography) 센서; 및 각 센서들에 의해 감지된 정보를 무선 송신하는 무선 송신기를 포함하고, 보행자의 신체에 착용 가능하게 마련된 웨어러블 디바이스; 및
모터에 의해 구동되는 바퀴가 마련된 바디 프레임; 상기 바디 프레임에 마련된 손잡이; 상기 모터를 구동시키는 모터드라이브; 상기 모터의 속도를 측정하는 엔코더; 및 상기 웨어러블 디바이스로부터 송신된 정보를 수신하는 무선 수신기를 포함하는 보행 보조기를 포함하고,
상기 보행 보조기는, 상기 웨어러블 디바이스로부터 3축 방향 가속도, 각속도, 복수의 발바닥 압력 및 근육활성도를 수신하고, 상기 수신된 정보들을 이용하여 상기 보행자의 속도, 지면 경사각도 및 근육활성도를 판단하고,
상기 보행 보조기는, 보행자 별로 보행을 하는 동안 보행자 속도, 지면 경사각도, 근육활성도 및 보행 보조기 속도를 지속적으로 수집하고, 머신 러닝을 이용하여 보행자 개인 및 경사 상태에 따른 상황 별로 최저 근육활성도 및 그 때의 보행자 속도를 판단 및 저장하고,
보행 보조시 현재의 보행자, 보행자 속도, 지면 경사각도 및 근육활성도를 판단하고, 상기 판단된 보행자, 보행자 속도, 지면 경사각도 및 근육활성도로부터 보행자 개인 및 경사 상태에 따른 현재 상황을 판단하고, 상기 저장된 상황 별 최저 근육활성도 및 그 때의 보행자 속도 중에서, 상기 판단된 현재 상황의 최저 근육활성도 및 그 때의 보행자 속도를 판단하고, 상기 판단된 현재 상황의 최저 근육활성도 및 그 때의 보행자 속도에 따라 상기 모터를 제어하는 보행 보조 시스템.
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