KR102566102B1 - 보행 보조 장치 및 보행 보조 장치의 제어 방법 - Google Patents

보행 보조 장치 및 보행 보조 장치의 제어 방법 Download PDF

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Abstract

보행 보조 장치 및 그 보행 보조 장치의 제어 방법이 개시된다. 보행 보조 장치의 제어 방법은 보행 보조 장치를 착용한 사용자의 고관절의 움직임 및 고관절을 제외한 다른 신체 부위의 움직임을 측정하고, 측정된 다른 신체 부위의 움직임 정보에 기초하여 고관절의 움직임 정보를 보정한 후 보정된 고관절의 움직임 정보에 기초하여 보행 보조 장치에 인가할 토크를 제어할 수 있다.

Description

보행 보조 장치 및 보행 보조 장치의 제어 방법{WALKING ASSISTANCE APPARATUS AND METHOD FOR CONTROLLING THE WALKING ASSISTANCE APPARATUS}
아래의 설명은 보행 보조 장치 및 보행 보조 장치의 제어 방법에 관한 것이다.
약한 다리 근력, 관절 기능 이상 등의 다양한 이유로 보행이 불편한 사람이 용이하게 보행을 수행할 수 있도록 하기 위해 보행 보조 장치가 사용될 수 있다. 유전적 결함과 같은 선천적 이유나 질병, 사고, 신체 기능의 노화 등과 같은 후천적 이유로 보행의 불평이 발생할 수 있다. 최근에는 고령화 사회가 심화되면서 물리 치료 또는 재활 훈련의 목적뿐만 아니라 근력이 쇠약해진 노인들의 거동을 보조하거나 근력을 증강시키기 위한 운동을 목적으로 한 보행 보조 장치의 사용도 언급되고 있다.
일 실시예에 따른 보행 보조 장치의 제어 방법은, 보행 보조 장치를 착용한 사용자의 고관절의 움직임 및 상기 고관절을 제외한 다른 신체 부위의 움직임을 측정하는 단계; 상기 다른 신체 부위의 움직임 정보에 기초하여 상기 고관절의 움직임 정보를 보정하는 단계; 및 상기 보정된 고관절의 움직임 정보에 기초하여 상기 보행 보조 장치에 인가할 토크를 제어하는 단계를 포함할 수 있다.
상기 측정하는 단계는, 상기 사용자의 고관절의 관절 각도 및 상기 사용자의 골반 움직임을 측정하고, 상기 보정하는 단계는, 상기 골반 움직임에 기초하여 상기 측정된 고관절의 관절 각도를 보정할 수 있다.
상기 보정하는 단계는, 상기 측정된 고관절의 움직임 범위가 임계 범위보다 작은 경우, 상기 측정된 고관절의 관절 각도를 보정하는 것으로 결정할 수 있다.
상기 측정하는 단계는, 상기 사용자의 고관절의 관절 각도 및 상기 사용자의 몸통 기울기를 측정하고, 상기 보정하는 단계는, 상기 몸통 기울기에 기초하여 상기 측정된 고관절의 관절 각도를 보정할 수 있다.
상기 보정하는 단계는, 상기 몸통 기울기가 임계 값보다 큰 경우, 상기 측정된 고관절의 관절 각도를 보정하는 것으로 결정할 수 있다.
상기 측정하는 단계는, 상기 사용자의 고관절의 관절 각도, 상기 사용자의 골반 움직임 및 상기 사용자의 몸통 기울기를 측정하고, 상기 보정하는 단계는, 상기 몸통 기울기 및 상기 골반 움직임 중 적어도 하나에 기초하여 상기 측정된 고관절의 관절 각도를 보정할 수 있다.
상기 보정하는 단계는, 상기 측정된 몸통 기울기가 임계 값보다 큰 경우, 상기 몸통 기울기에 기초하여 상기 측정된 고관절의 관절 각도를 보정하는 단계; 및 상기 보정된 고관절의 움직임 범위가 임계 범위보다 작은 경우, 상기 골반 움직임에 기초하여 상기 보정된 고관절의 움직임 범위를 추가적으로 보정하는 단계를 포함할 수 있다.
일 실시예에 따른 보행 보조 장치는, 보행 보조 장치를 착용한 사용자의 고관절의 움직임 및 상기 고관절을 제외한 다른 신체 부위의 움직임을 측정하는 센서부; 상기 사용자의 보행을 보조하는 구동기; 및 상기 다른 신체 부위의 움직임 정보에 기초하여 상기 고관절의 움직임 정보를 보정하고, 상기 보정된 고관절의 움직임 정보에 기초하여 상기 구동기에 인가할 토크를 제어하는 프로세서를 포함할 수 있다.
상기 센서부는, 상기 고관절의 움직임을 측정하는 제1 센서 및 상기 사용자의 골반 움직임을 측정하는 제2 센서를 포함하고, 상기 프로세서는, 상기 골반 움직임에 기초하여 상기 측정된 고관절의 관절 각도를 보정할 수 있다.
상기 센서부는, 상기 고관절의 움직임을 측정하는 제1 센서 및 상기 사용자의 몸통 기울기를 측정하는 제3 센서를 포함하고, 상기 프로세서는, 상기 몸통 기울기에 기초하여 상기 측정된 고관절의 관절 각도를 보정할 수 있다.
상기 센서부는, 상기 고관절의 움직임을 측정하는 제1 센서, 상기 사용자의 골반 움직임을 측정하는 제2 센서 및 상기 사용자의 몸통 기울기를 측정하는 제3 센서를 포함하고, 상기 프로세서는, 상기 사용자의 골반 움직임 및 상기 사용자의 몸통 기울기에 기초하여 상기 측정된 고관절의 관절 각도를 보정할 수 있다.
도 1은 일 실시예에 따른 보행 보조 장치의 정면도이다.
도 2는 일 실시예에 따른 보행 보조 장치의 측면도이다.
도 3은 일 실시예에 따른 보행 보조 장치의 배면도이다.
도 4 및 도 5는 편마비 환자의 보행으로부터 측정한 고관절 각도의 일례를 나타내는 도면들이다.
도 6은 일 실시예에 따른 보행 보조 장치의 구성을 도시하는 도면이다.
도 7은 일 실시예에 따른 보행 보조 장치의 제어 방법의 동작을 도시하는 흐름도이다.
도 8 내지 도 10은 일 실시예에 따른 고관절의 움직임 정보를 보정하는 일례들을 도시하는 흐름도들이다.
도 11은 일 실시예에 따른 보행 보조 장치에 인가할 토크를 제어하는 동작을 보다 구체적으로 설명하기 위한 흐름도이다.
도 12는 일 실시예에 따른 PASO에 기반하여 보행 싸이클의 진행 정도를 검출하는 방법을 설명하기 위한 흐름도이다.
도 13은 다른 실시예에 따른 FSM 및 AFO에 기반하여 보행 싸이클의 진행 정도를 검출하는 방법을 설명하기 위한 흐름도이다.
실시예들에 대한 특정한 구조적 또는 기능적 설명들은 단지 예시를 위한 목적으로 개시된 것으로서, 다양한 형태로 변경되어 실시될 수 있다. 따라서, 실시예들은 특정한 개시형태로 한정되는 것이 아니며, 본 명세서의 범위는 기술적 사상에 포함되는 변경, 균등물, 또는 대체물을 포함한다.
제1 또는 제2 등의 용어를 다양한 구성요소들을 설명하는데 사용될 수 있지만, 이런 용어들은 하나의 구성요소를 다른 구성요소로부터 구별하는 목적으로만 해석되어야 한다. 예를 들어, 제1 구성요소는 제2 구성요소로 명명될 수 있고, 유사하게 제2 구성요소는 제1 구성요소로도 명명될 수 있다.
어떤 구성요소가 다른 구성요소에 "연결되어" 있다고 언급된 때에는, 그 다른 구성요소에 직접적으로 연결되어 있거나 또는 접속되어 있을 수도 있지만, 중간에 다른 구성요소가 존재할 수도 있다고 이해되어야 할 것이다.
단수의 표현은 문맥상 명백하게 다르게 뜻하지 않는 한, 복수의 표현을 포함한다. 본 명세서에서, "포함하다" 또는 "가지다" 등의 용어는 설명된 특징, 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부분품 또는 이들을 조합한 것이 존재함으로 지정하려는 것이지, 하나 또는 그 이상의 다른 특징들이나 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부분품 또는 이들을 조합한 것들의 존재 또는 부가 가능성을 미리 배제하지 않는 것으로 이해되어야 한다.
다르게 정의되지 않는 한, 기술적이거나 과학적인 용어를 포함해서 여기서 사용되는 모든 용어들은 해당 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자에 의해 일반적으로 이해되는 것과 동일한 의미를 가진다. 일반적으로 사용되는 사전에 정의되어 있는 것과 같은 용어들은 관련 기술의 문맥상 가지는 의미와 일치하는 의미를 갖는 것으로 해석되어야 하며, 본 명세서에서 명백하게 정의하지 않는 한, 이상적이거나 과도하게 형식적인 의미로 해석되지 않는다.
이하, 실시예들을 첨부된 도면들을 참조하여 상세하게 설명한다. 첨부 도면을 참조하여 설명함에 있어, 도면 부호에 관계없이 동일한 구성 요소는 동일한 참조 부호를 부여하고, 이에 대한 중복되는 설명은 생략하기로 한다.
도 1, 도 2 및 도 3은 각각 일 실시예에 따른 보행 보조 장치의 정면도, 측면도 및 배면도이다.
보행 보조 장치(1)는 착용한 사용자의 보행을 보조하는 기구이다. 보행 보조 장치(1)는 도 1 내지 도 3에 도시된 것과 같이 사용자의 다리 전체를 보조하거나 또는 이와 다르게 다리의 일부를 보조할 수도 있다. 도 1 내지 도 3에 도시된 보행 보조 장치(1)의 형태는 일례에 불과하며, 본 명세서에서 설명된 기술적 내용은 어느 형태의 보행 보조 장치에라도 적용될 수 있다.
도 1 내지 도 3을 참조하면, 보행 보조 장치(1)는 본체부(10) 및 보행 보조부(20, 30, 40)를 포함할 수 있다.
본체부(10)는 여러 컴포넌트들의 내장이 가능한 하우징(10a)을 포함할 수 있다. 하우징(10a)은 내장되는 각종 컴포넌트들을 안전하게 보호하면서 각종 컴포넌트들을 보행 보조 장치(1)에 안정적으로 고정시킨다. 하우징(10a)의 내부에는 센서를 통해 측정된 신호를 처리하고, 다양한 연산을 수행하는 프로세서(미도시) 또는 다양한 종류의 저장 장치(미도시)가 배치될 수 있다. 프로세서는 PSAO(Particularly Shaped Adaptive Oscillator), AFO(Adaptive Frequency Oscillator) 또는 유한 상태 기계(Finite State Machine; FSM)에 기반하여 보행 싸이클(gait cycle)을 산출하고, 산출된 보행 싸이클에 대응하는 보조 토크(또는, 보조력(assistance power))를 결정할 수 있다. 여기서, 보조 토크는 사용자의 보행을 보조하기 위해 보행 보조 장치(1)가 사용자의 신체에 가하는 회전력을 의미한다. 프로세서는 결정된 보조 토크에 기초하여 보행 보조부(20, 30, 40)의 동작을 제어하기 위한 제어 신호를 생성하고, 생성한 제어 신호를 보행 보조부(20, 30, 40)에 전달할 수 있다. 저장 장치는 예를 들어, 자기 디스크 저장 장치 또는 반도체 메모리 장치이고, 센서를 통해 측정된 센싱 데이터 및 프로세서에 의해 처리된 결과 데이터 등을 저장할 수 있다.
실시예에 따라, 본체부(10)는 사용자의 허리를 지지하기 위한 허리 지지부(11), 허리 지지부(11)를 사용자 신체에 고정하기 위한 고정부(12a) 또는 하우징(10a)을 사용자 신체에 고정하기 위한 고정부(12b)를 더 포함할 수 있다. 고정부(12a, 12b)는 예를 들어, 탄성력을 가지는 밴드이거나 또는 다양한 형태의 스트랩(strap)일 수 있다.
관절 움직임 감지부(29, 39, 49)는 관절의 각도 변화와 같은 관절의 움직임을 측정할 수 있다. 관절의 움직임은 서로 다른 지지 프레임 사이에 위치한 힌지(hinge)의 움직임으로 표현될 수도 있다. 관절 움직임 감지부(29, 39, 49)는 지지 프레임들이 힌지 결합하는 힌지 영역 또는 보조 토크를 제공하는 구동기(21 31, 41)에 위치할 수 있다.
관절 움직임 감지부(29, 39, 49)에 의한 관절의 각도 측정은 포텐셔미터(Potentiometer), 절대위치 인코더(Absolute Encoder), 증감형 인코더(Incremental Encoder) 등의 각도 센서에 의해 수행될 수 있다. 또한, 관절 움직임 감지부(29, 39, 49)는 3축 관성 센서 및 자이로 센서(Gyro sensor) 등과 같은 관성 측정 장치(Inertial Measurement Unit; IMU)를 포함할 수 있다. 관성 측정 장치는 사용자 신체의 기울기 또는 보행 가속도/속도를 측정하는데 이용될 수 있다.
보행 보조부(20, 30, 40)는 고관절 보행 보조부(20), 무릎관절 보행 보조부(30) 및 발목관절 보행 보조부(40)를 포함할 수 있다. 사용자의 보행 동작에서, 고관절 보행 보조부(20)는 사용자의 대퇴부 및 고관절의 움직임을 보조하고, 무릎관절 보행 보조부(30)는 사용자의 하퇴부 및 슬관절의 움직임을 보조하며, 발목관절 보행 보조부(40)는 사용자의 발목 관절의 움직임을 보조할 수 있다.
실시예에 따라, 보행 보조 장치(1)는 고관절 보행 보조부(20), 무릎관절 보행 보조부(30) 및 발목관절 보행 보조부(40) 중 하나 또는 둘만을 포함할 수도 있고, 어느 하나의 보행 보조부에서 산출된 보행 싸이클을 이용하여 다른 보행 보조부에서 출력될 보조 토크가 결정될 수도 있다. 고관절 보행 보조부(20), 무릎관절 보행 보조부(30) 및 발목관절 보행 보조부(40)는 왼쪽 다리 및 오른쪽 다리 중 하나 또는 둘 다에 착용될 수 있다.
보행 보조 장치(1)가 사용자의 왼쪽 다리 및 오른쪽 다리의 보행을 모두 보조하는 경우, 도 1 및 도 3에서 도시된 바와 같이 보행 보조 장치(1)는 고관절 보행 보조부(20R, 20L), 무릎관절 보행 보조부(30R, 30L) 및 발목관절 보행 보조부(40R, 40L)를 포함할 수 있다.
고관절 보행 보조부(20R, 20L)는 대퇴부를 들어 올리거나 또는 내리는 사용자의 동작을 보조하도록 보조 토크를 사용자의 대퇴부 또는 고관절 등에 제공할 수 있다. 고관절 보행 보조부(20R, 20L)는 허리 고정부(12a, 12b), 허벅지 고정부(23R, 23L), 고관절 구동기(21R, 21L), 제1 지지 프레임(14R, 14L), 제2 지지 프레임(22R, 22L) 및 고관절 움직임 감지부(29R, 29L)를 포함할 수 있다.
허리 고정부(12a, 12b)는 제1 지지 프레임(14R, 14L)을 사용자의 허리에 고정시키고, 허벅지 고정부(23R, 23L)은 제2 지지 프레임(22R, 22L)을 사용자의 허벅지에 고정시킨다. 고관절 구동기(21R, 21L)는 하나 이상의 방향으로 다양한 크기의 보조 토크를 발생시켜 제1 지지 프레임(14R, 14L)과 제2 지지 프레임(22R, 22L)에 보조 토크를 제공할 수 있다. 고관절 구동기(21R, 21L)는 예를 들어, 본체부(10)로부터 공급되는 전기 에너지에 기초하여 보조 토크를 발생시키는 모터를 포함할 수 있다. 제1 지지 프레임(14R, 14L) 및 제2 지지 프레임(22R, 22L)은 고관절 구동기(21R, 21L)에 물리적으로 연결될 수 있고, 고관절 구동기(21R, 21L)에서 발생한 보조 토크에 따라 하나 이상의 방향으로 회전될 수 있다. 고관절 움직임 감지부(29R, 29L)은 관절 각도 등과 같은 고관절의 움직임을 감지한다.
무릎관절 보행 보조부(30R, 30L)는 하퇴부를 들어 올리거나 또는 내리는 사용자의 동작을 보조하도록 보조 토크를 사용자의 하퇴부나 슬관절 등에 제공할 수 있다. 무릎관절 보행 보조부(30R, 30L)는 무릎 고정부(33R, 33L), 정강이 고정부(34R, 34L), 무릎관절 구동기(31R, 31L), 제3 지지 프레임(32R, 32L) 및 무릎관절 움직임 감지부(39R, 39L)를 포함할 수 있다.
무릎 고정부(33R, 33L) 및 정강이 고정부(34R, 34L)은 제3 지지 프레임(32R, 32L)을 사용자의 하퇴부에 고정시킨다. 무릎관절 구동기(31R, 31L)는 다양한 크기의 보조 토크를 제3 지지 프레임(32R, 32L)에 제공하고, 제3 지지 프레임(32R, 32L)은 무릎 구동기(31R, 31L)로부터 제공받은 보조 토크에 따라 하나 이상의 방향으로 회전될 수 있다. 무릎관절 움직임 감지부(39R, 39L)는 무릎 관절의 움직임을 감지한다.
발목관절 보행 보조부(40R, 40L)는 사용자의 보행 동작에 있어서 발목의 동작을 보조할 수 있다. 발목관절 보행 보조부(40R, 40L)는 발목 고정부(34R, 34L), 발등 고정부(43R, 43L), 제4 지지 프레임(42R, 42L), 발목관절 구동기(41R, 41L) 및 발목관절 움직임 감지부(49R, 49L)를 포함할 수 있다.
발목 고정부(34R, 34L)와 발등 고정부(43R, 43L)는 제4 지지 프레임(42R, 42L)을 사용자의 발목에 고정시킨다. 제4 지지 프레임(42R, 42L)에는 사용자의 발바닥이 안착될 수 있다. 발목관절 구동기(41R, 41L)는 다양한 크기의 보조 토크를 제4 지지 프레임(42R, 42L)에 제공할 수 있고, 제4 지지 프레임(42R, 42L)은 발목관절 구동기(41R, 41L)로부터 제공된 보조 토크에 따라 하나 이상의 방향으로 회전될 수 있다. 발목관절 움직임 감지부(49R, 49L)는 발목관절의 움직임을 감지한다.
이상 설명한 각종 컴포넌트들 및 이들의 동작에 의하여 보행 보조 장치(1)는 사용자의 보행을 보조할 수 있게 된다. 보행 보조 장치(1)는 관절 움직임 감지부(29, 39, 49)를 통해 관절 각도의 변화를 측정하고, 관절 각도의 변화에 기초하여 보행의 진행 정도를 나타내는 보행 싸이클(또는, 보행 페이즈)을 추정한 후 추정한 보행 싸이클에 기초하여 보행 보조부(20, 30, 40)에 인가할 토크를 계산할 수 있다.
한 쪽 다리가 마비된 편마비(hemiplegic) 환자는 경직된 다리를 전진시키기 위해 골반을 회전시키는 방식으로 보행하는 경우가 있다. 이러한 방식으로 보행하는 편마비 환자가 보행 보조 장치를 이용하면, 측정되는 관절 각도의 변화가 없거나 작을 수 있다. 도 4는 이러한 편마비 환자의 보행으로부터 측정한 고관절 각도의 일례를 도시한다. 도 4에서, 파형(410)은 정상적인 보행에서 측정된 고관절 각도의 변화를 나타내고, 파형(420)은 편마비 환자의 마비된 다리로부터 측정된 고관절 각도의 변화를 나타낸다. 편마비 환자의 경우 마비된 다리로부터 측정된 고관절 각도의 변화를 그대로 이용하는 경우 보행 싸이클의 오인식 및 보행 보조 장치의 오작동이 발생할 수 있다.
또한, 편마비 환자는 몸통을 숙이고 펴는 동작을 통해 마비된 다리의 보행에 필요한 추진력을 얻는 경우도 있다. 도 5는 이러한 편마비 환자의 보행으로부터 측정한 고관절 각도의 일례를 도시한다. 도 5에서, 파형(510)은 정상적인 보행에서 측정된 고관절 각도의 변화를 나타내고, 파형(520)은 편마비 환자의 마비된 다리로부터 측정된 고관절 각도의 변화를 나타낸다. 편마비 환자가 마비된 다리의 보행을 위해 상체를 앞으로 숙이는 경우, 고관절 각도의 측정 결과가 비정상적인 패턴으로 나타날 수 있고, 이러한 측정 데이터를 그대로 이용하면 보행 싸이클이 오인식되어 보행 보조 장치의 오작동이 발생할 수 있다.
이하에서 설명될 보행 보조 장치 및 보행 보조 장치의 제어 방법에 따르면, 위에 설명된 편마비 환자의 보행 방식과 같은 비정상적인 보행 형태에 대해서도 보다 정확하게 보행 싸이클을 인식할 수 있다. 이하 도 6 내지 도 13을 참조하여 이러한 보행 보조 장치의 동작에 대해 보다 구체적으로 설명하도록 한다.
도 6은 일 실시예에 따른 보행 보조 장치(600)의 구성을 도시하는 도면이다.
보행 보조 장치(600)는 보행 싸이클을 보다 정확히 추정하기 위해 다른 신체 부위의 움직임 정보를 추가적으로 이용할 수 있다. 보행 보조 장치(600)는 다른 신체 부위의 움직임 정보를 이용하여 고관절의 움직임 정보를 보정하고, 보정된 고관절의 움직임 정보에 기초하여 보행 싸이클을 추정함으로써, 앞서 설명한 편마비 환자의 보행 형태와 같은 비정상적인 보행 형태에 대해서도 보행 싸이클을 보다 정확히 인식할 수 있다.
도 6을 참조하면, 보행 보조 장치(600)는 센서부(610), 프로세서(620), 메모리(630) 및 구동기(640)를 포함할 수 있다. 센서부(610)는 보행 보조 장치(600)를 착용한 사용자의 움직임을 측정할 수 있는 센서들을 포함할 수 있다. 예를 들어, 센서부(610)는 사용자의 고관절의 움직임을 측정하는 센서 및 고관절을 제외한 다른 신체 부위의 움직임을 측정하는 센서를 포함할 수 있다. 구동기(640)는 사용자의 신체 부위에 보조 토크를 제공하여 사용자의 보행을 보조한다. 예를 들어, 구동기(640)는 관절에 회전력을 제공하는 모터를 포함할 수 있다. 프로세서(620)는 센서부(610)로부터 측정된 센싱 데이터에 기초하여 구동기(640)의 동작을 제어할 제어 신호를 생성할 수 있다. 프로세서(620)는 다른 신체 부위의 움직임 정보에 기초하여 고관절의 움직임 정보를 보정하고, 보정된 고관절의 움직임 정보에 기초하여 구동기(640)에 인가할 토크를 제어할 수 있다. 메모리(630)는 센서부(610)로부터 측정된 센싱 데이터 및 프로세서(620)에 의해 계산된 처리 결과 등을 저장할 수 있다. 여기서, 프로세서(620) 및 구동기(640)는 각각 도 1 내지 도 3을 통해 설명한 프로세서 및 구동기(21 31, 41)에 대응할 수 있다. 도 6에 도시된 보행 보조 장치(600)의 제어 방법에 대해서는 이하 도 7 내지 도 13을 통해 상세히 설명하도록 한다.
도 7은 일 실시예에 따른 보행 보조 장치의 제어 방법의 동작을 도시하는 흐름도이다.
도 7를 참조하면, 단계(710)에서 센서부(610)는 보행 보조 장치를 착용한 사용자의 고관절의 움직임을 측정한다. 여기서 측정되는 고관절의 움직임은 편마비 환자의 마비된 다리와 같이, 사용자의 양쪽 다리 중 정상적으로 기능하지 않는 한 쪽 다리에 대한 고관절의 움직임일 수 있다. 단계(720)에서, 센서부(610)는 고관절을 제외한 다른 신체 부위(예를 들어, 골반, 몸통)의 움직임을 측정한다. 단계(730)에서, 프로세서(620)는 측정된 다른 신체 부위의 움직임 정보에 기초하여 고관절의 움직임 정보를 보정한다. 프로세서(620)가 다른 신체 부위의 움직임 정보에 기초하여 고관절의 움직임 정보를 보정하는 실시예들에 대해서는 도 8 내지 도 10에서 보다 자세히 설명하도록 한다. 단계(740)에서, 프로세서(620)는 보정된 고관절의 움직임 정보에 기초하여 보행 보조 장치에 인가할 토크를 제어한다. 프로세서(620)가 보행 보조 장치에 인가할 토크를 제어하는 동작에 대해서는 도 11에서 보다 자세히 설명하도록 한다.
<일 실시예에 따른 고관절의 움직임 정보를 보정하는 방법>
도 8은 일 실시예에 따른 고관절의 움직임 정보를 보정하는 방법을 도시하는 흐름도이다. 보행 보조 장치를 착용한 사용자가 한 쪽 다리를 전진시키기 위해 골반을 회전시키는 경우(예를 들어, 편마비 환자가 골반을 회전시켜 마비된 다리를 전진시키는 경우)에 있어, 보행 보조 장치는 골반의 움직임에 기초하여 고관절의 움직임 정보를 보정할 수 있고, 보정된 고관절의 움직임 정보를 통해 보행 싸이클이 보다 정확히 인식될 수 있다.
도 8을 참조하면, 단계(810)에서 센서부(610)에 포함된 제1 센서는 사용자의 고관절의 관절 각도를 측정한다. 제1 센서는 예를 들어, 포텐셔미터, 절대위치 인코더 또는 증감형 인코더 등과 같이 관절 각도를 센싱할 수 있는 센서를 포함할 수 있다. 단계(820)에서, 센서부(610)에 포함된 제2 센서는 몸통의 움직임으로써 사용자의 골반 움직임을 측정한다. 제2 센서는 예를 들어, 가속도 센서, 관성 센서 또는 자이로 센서 중 하나 이상을 포함할 수 있고, 골반 부근에 위치할 수 있다. 프로세서(620)는 제2 센서로부터 획득한 센싱 데이터에 밴드패스 필터(bandpass filter)를 적용하여 골반의 회전 각도에 대한 정보를 획득할 수 있다. 단계(830)에서, 프로세서(620)는 측정된 고관절의 움직임 범위(range of motion; ROM)가 임계 범위보다 작은지 여부를 판단한다.
고관절의 움직임 범위가 임계 범위보다 작은 경우, 단계(840)에서 프로세서(620)는 골반의 움직임에 기초하여 단계(810)에서 측정된 고관절의 관절 각도를 보정한다. 예를 들어, 프로세서(620)는 다음의 수학식 1과 같이 골반의 움직임에 기초하여 고관절의 관절 각도를 보정할 수 있다.
여기서, 는 측정된 고관절의 관절 각도를 나타내고, 는 보정된 고관절의 관절 각도를 나타낸다. 의 부호와 관련하여 발이 몸통의 앞으로 전진하는 방향이 양의 값을 가지고, 발이 몸통의 뒤로 후퇴하는 방향이 음의 값을 가진다. 는 골반의 회전 각속도에 밴드패스 필터를 적용한 값이다. 골반의 회전 각속도는 수직 방향 축에 대한 골반의 회전 속도를 반영하고, 제2 센서를 통해 획득된 센싱 데이터에 기초하여 획득될 수 있다. r은 조정 가능한 상수이고, s는 고관절이 왼쪽 다리에 위치하면 -1, 고관절이 오른쪽 다리에 위치하면 +1의 값을 가지는 상수이다.
사용자가 골반을 회전하면서 보행하는 경우, 수학식 1에 따라 보정된 고관절의 관절 각도 는 측정된 고관절의 관절 각도 보다 변화가 더 뚜렷하게 되고, 이를 통해 사용자의 보행 싸이클을 보다 정확히 인식할 수 있게 된다. 예를 들어, 위 보정 과정을 통해 도 4의 파형(420)과 같은 측정 데이터가 파형(410)과 유사하게 변할 수 있다.
고관절의 움직임 범위가 임계 범위보다 작지 않은 경우, 프로세서(620)는 고관절의 관절 각도를 보정하지 않고, 단계(810)에서 측정된 고관절의 관절 각도에 기초하여 보행 보조 장치에 인가할 토크를 제어(740)할 수 있다.
<다른 실시예에 따른 고관절의 움직임 정보를 보정하는 방법>
도 9는 다른 실시예에 따른 고관절의 움직임 정보를 보정하는 방법을 도시하는 흐름도이다. 보행 보조 장치를 착용한 사용자가 상체를 숙이고 펴는 동작을 통해 한 쪽 다리를 전진시키는 경우(예를 들어, 편마비 환자가 마비된 다리에 대한 추진력을 얻고자 상체를 숙이고 펴는 경우)에 있어, 보행 보조 장치는 몸통의 기울기에 기초하여 고관절의 움직임 정보를 보정할 수 있고, 보정된 고관절의 움직임 정보를 통해 보행 싸이클이 보다 정확히 인식될 수 있다.
도 9를 참조하면, 단계(910)에서 센서부(610)에 포함된 제1 센서는 도 8의 단계(810)에서와 동일하게 사용자의 고관절의 관절 각도를 측정한다. 단계(920)에서, 센서부(610)에 포함된 제3 센서는 중력 방향에 대한 사용자의 몸통 기울기를 측정한다. 제3 센서는 예를 들어, 가속도 센서, 기울기 센서, 관성 센서 및 자이로 센서 중 하나 이상을 포함할 수 있고, 사용자의 허리 또는 등 부분에 위치할 수 있다. 단계(930)에서, 프로세서(620)는 측정된 몸통 기울기가 임계 값보다 큰지 여부를 판단한다.
몸통 기울기가 임계 값보다 큰 경우, 단계(940)에서 프로세서(620)는 몸통 기울기에 기초하여 단계(910)에서 측정된 고관절의 관절 각도를 보정한다. 예를 들어, 프로세서(620)는 다음의 수학식 2와 같이 몸통 기울기에 기초하여 고관절의 관절 각도를 보정할 수 있다.
여기서, 는 측정된 고관절의 관절 각도를 나타내고, 는 보정된 고관절의 관절 각도를 나타낸다. 의 부호와 관련하여 발이 몸통의 앞으로 전진하는 방향이 양의 값을 가지고, 발이 몸통의 뒤로 후퇴하는 방향이 음의 값을 가진다. 는 몸통(또는 상체)이 앞으로 기울어진 각도로써, 사용자가 서있는 수직 방향을 기준으로 몸통이 앞으로 기울어지면 양의 값, 몸통이 뒤로 기울어지면 음의 값을 가진다. 수학식 2에 따르면, 측정된 고관절의 관절 각도 에서 몸통이 앞으로 기울어진 각도를 빼는 것에 의해 관절 각도 에서 몸통의 기울기에 의한 성분이 제거될 수 있다.
사용자가 몸통을 숙이고 펴는 동작을 통해 보행하는 경우, 측정된 고관절의 관절 각도 는 비정상적인 변화 패턴을 나타낼 수 있으나, 수학식 2에 따라 관절 각도 를 보정하는 경우, 고관절의 관절 각도의 비정상적인 변화 패턴이 정상적인 형태로 개선될 수 있다. 예를 들어, 위 보정 과정을 통해 도 5의 파형(520)과 같은 비정상적인 변화 패턴이 파형(510)과 유사하게 변할 수 있다.
몸통 기울기가 임계 값보다 크지 않은 경우, 프로세서(620)는 고관절의 관절 각도를 보정하지 않고, 단계(910)에서 측정된 고관절의 관절 각도에 기초하여 보행 보조 장치에 인가할 토크를 제어(740)할 수 있다.
<또 다른 실시예에 따른 고관절의 움직임 정보를 보정하는 방법>
도 10은 또 다른 실시예에 따른 고관절의 움직임 정보를 보정하는 방법을 도시하는 흐름도이다. 보행 보조 장치는 도 8 및 도 9에 도시된 것과 같이 골반 움직임 및 몸통 기울기 중 어느 하나를 이용하여 고관절의 움직임 정보를 보정할 수 있지만, 도 10에 도시된 것과 같이 골반 움직임 및 몸통 기울기 모두에 기초하여 고관절의 관절 각도를 보정할지 여부를 결정할 수도 있다.
도 10을 참조하면, 단계(1010)에서 제1 센서는 고관절의 관절 각도를 측정한다. 단계(1020)에서, 제2 센서는 사용자의 골반 움직임을 측정한다. 단계(1030)에서, 제3 센서는 사용자의 몸통 기울기를 측정한다. 단계(1010) 내지 단계(1030)에 대해서는 도 8의 단계(810) 및 단계(820), 도 9의 단계(910) 및 단계(920)에 대한 내용을 참조할 수 있다.
단계(1040)에서, 프로세서(620)는 측정된 몸통 기울기가 임계 값보다 큰지 여부를 판단한다. 몸통 기울기가 임계 값보다 큰 경우, 단계(1050)에서 프로세서(620)는 몸통 기울기에 기초하여 단계(1010)에서 측정된 고관절의 관절 각도를 보정한다. 예를 들어, 단계(1050)의 보정 과정은 위에 설명한 수학식 2에 기초하여 고관절의 관절 각도를 보정할 수 있다. 단계(1060)에서, 프로세서(620)는 단계(1050)에서 보정된 고관절의 움직임 범위가 임계 범위보다 작은지 여부를 판단한다. 보정된 고관절의 움직임 범위가 임계 범위보다 작은 경우, 단계(1070)에서 프로세서(620)는 골반 움직임에 기초하여 보정된 고관절의 관절 각도를 추가적으로 다시 보정한다. 이와 같이, 몸통 기울기 및 골반 움직임 모두에 기초하여 고관절의 관절 각도를 보정하는 것은 다음의 수학식 3과 같이 나타낼 수 있다.
여기서, 는 측정된 고관절의 관절 각도를 나타내고, 는 보정된 고관절의 관절 각도를 나타낸다. 는 골반의 회전 각속도에 밴드패스 필터를 적용한 값으로서, 수학식 1의 에 대응한다. 는 몸통(또는 상체)이 앞으로 기울어진 각도로서, 수학식 2의 에 대응한다.
단계(1040)에서, 몸통 기울기가 임계 값보다 크지 않은 경우, 프로세서(620)는 몸통 기울기에 기초하여 고관절의 관절 각도를 보정하지 않고 다음 단계로 넘어간다. 단계(1060)에서, 프로세서(620)는 단계(1010)에서 측정된 고관절의 움직임 범위가 임계 범위보다 작은지 여부를 판단한다. 측정된 고관절의 움직임 범위가 임계 범위보다 작은 경우, 단계(1070)에서 프로세서(620)는 골반의 움직임에 기초하여 관절의 관절 각도를 보정한다. 이 경우, 보정 과정은 위에 설명한 수학식 1에 기초하여 수행될 수 있다.
도 11은 일 실시예에 따른 보행 보조 장치에 인가할 토크를 제어하는 동작을 보다 구체적으로 설명하기 위한 흐름도이다.
도 11을 참조하면, 단계(1110)에서 프로세서(620)는 보정된 고관절의 움직임 정보에 기초하여 사용자의 보행 싸이클을 검출한다. 프로세서(620)는 PSAO, AFO 또는 FSM 중 하나 이상을 이용하여 보행 싸이클의 진행 정도를 검출할 수 있다. 예를 들어, 프로세서(620)는 FSM을 통해 보행 상태를 결정하고, 보행 상태에 따른 보행 싸이클의 진행 정도를 결정할 수 있다. FSM에 포함되는 보행 상태들 간의 전이 조건은, 오른쪽 및 왼쪽 고관절 각도 및 각속도가 교차(crossing)하는 지점에서의 오른쪽 및 왼쪽 고관절 각도 및 각속도 각각을 이용하여 설정될 수 있다. 예를 들어, FSM에 포함되는 보행 상태들은, 오른쪽 다리를 딛고 왼쪽 다리를 스윙(swing)하는 상태, 오른쪽 다리를 딛고 스윙한 왼쪽 다리가 지면에 착지한 상태, 왼쪽 다리를 딛고 오른쪽 다리를 스윙하는 상태 및 왼쪽 다리를 딛고 스윙한 오른쪽 다리가 지면에 착지한 상태로 구분될 수 있다.
보행 싸이클은 한 쪽 발이 지면에 닿는 순간부터 이후에 다시 한 쪽 발이 지면에 닿을 때까지를 한 주기로 하여 한 주기 동안 선형적으로 증가하는 변수로 정의될 수 있다. 예를 들어, 보행 싸이클은 한 쪽 발이 지면에 닿는 순간을 0[%]으로 하여 한 보행 주기 동안 선형적으로 증가하여 다시 해당 발이 지면에 닿기 직전의 순간을 100[%]으로 정의할 수 있다.
단계(1120)에서 프로세서(620)는 검출된 보행 싸이클에 기초하여 보행 보조 장치에 인가할 토크를 결정한다. 프로세서(620)는 단계(1110)에서 결정된 보행 싸이클의 진행 정도에 대응하는 토크를 구동기(640)에 인가하는 것으로 결정할 수 있다. 일 실시예에 따르면, 프로세서(620)는 미리 정의된 룩업 테이블(look-up table)을 이용하여 보행 싸이클의 진행 정도에 대응하는 토크를 결정할 수 있다. 룩업 테이블은 보행 싸이클의 진행 정도와 토크 간의 대응 관계를 정의한 데이터 세트를 포함할 수 있다. 여기서, 룩업 테이블은 지면의 경사도, 사용자의 보행 속도, 연령, 성별 또는 몸무게에 따라 분류된 복수의 데이터 세트를 포함할 수도 있다. 구동기(640)에 인가된 토크에 기초하여 사용자의 보행을 보조하는 보조 토크가 발현될 수 있다.
도 12는 일 실시예에 따른 PASO에 기반하여 보행 싸이클의 진행 정도를 검출하는 방법을 설명하기 위한 흐름도이다.
단계(1210)에서, 프로세서(620)는 한 쪽 다리의 관절 각도(고관절의 관절 각도)를 검출할 수 있다. 단계(1215)에서, 프로세서(620)는 다른 쪽 다리의 관절 각도(고관절의 관절 각도)를 검출할 수 있다. 단계(1220)에서, 프로세서(620)는 PSAO를 이용하여 한 쪽 다리의 보행 주파수를 계산할 수 있다. PSAO는 오프셋, 기본 주파수 또는 기본 주파수를 변조한 주파수를 갖는 복수의 오실레이터(oscillator)들을 포함할 수 있다. 여기서, 기본 주파수를 변조한 주파수는 기본 주파수의 정수 배의 주파수일 수 있다. 복수의 오실레이터들은 각각의 위상과 진폭을 가질 수 있다.
PSAO는 기본 주파수와 기본 주파수의 정수 배에 해당하는 주파수를 가지는 복수의 오실레이터들 각각에 기준 궤적, 각각의 위상 및 진폭을 적용함으로써 복수의 오실레이터들 각각의 각도를 획득할 수 있다. PSAO는 복수의 오실레이터들로부터 획득된 복수의 각도들을 중첩함으로써 중첩 각도를 생성할 수 있다. PSAO는 생성된 중첩 각도를 보행 싸이클의 순서로 조합함으로써 중첩 각도 궤적을 생성할 수 있다. 이후, PSAO는 중첩 각도와 측정된 관절 각도 간의 오차를 최소화하기 위해서, 기본 주파수, 오프셋, 복수의 오실레이터들의 위상 및 진폭을 반복적으로 보정할 수 있다.
위 보정 과정을 반복하면, 중첩 각도 궤적이 측정된 관절 각도의 궤적과 근사화될 수 있다. 기본 주파수, 오프셋 및 복수의 오실레이터들의 진폭은 측정된 관절 각도의 궤적과 대응되도록 일정한 값으로 수렴될 수 있다. 생성된 중첩 각도 궤적이 측정된 관절 각도의 궤적과 대응되는 경우, PSAO의 기본 주파수는 보행 주파수와 대응되게 된다. 기본 주파수를 가지는 오실레이터의 페이즈는 현재의 보행 페이즈에 해당할 수 있고, 보행 페이즈에 기초하여 보행 싸이클이 검출될 수 있다.
단계(1230)에서, 프로세서(620)는 보행 주파수를 이용하여 한 쪽 다리의 보행 싸이클의 진행 정도를 검출할 수 있다. 예를 들어, 프로세서(620)는 PCAO (Phase Compensated Adaptive Oscillator)를 이용하여 보행 싸이클의 진행 정도를 검출할 수 있다. 일 실시예에 따르면, PCAO는 측정된 고관절의 관절 각도를 입력으로 하고, 현재의 보행 싸이클의 진행 정도를 출력하는 신호 처리 모듈일 수 있다. 검출된 한 쪽 다리의 보행 싸이클의 진행 정도를 제1 진행 정도로 지칭한다.
단계(1225)에서, 프로세서(620)는 단계(1220)의 과정과 유사하게, 다른 쪽 다리의 PSAO를 이용하여 다른 쪽 다리의 보행 주파수를 계산할 수 있다. 단계(1235)에서, 프로세서(620)는 단계(1230)의 과정과 유사하게, 보행 주파수를 이용하여 다른 쪽 다리의 보행 싸이클의 진행 정도를 검출할 수 있다. 검출된 다른 쪽 다리의 보행 싸이클의 진행 정도를 제2 진행 정도로 지칭한다.
단계(1240)에서, 프로세서(620)는 제1 진행 정도와 제2 진행 정도 간의 차이를 계산할 수 있다. 예를 들어, 정상 보행 시에는 제1 진행 정도 및 제2 진행 정도 간의 차이가 50% 일 수 있다. 다른 예로, 비정상적인 보행 시에는 제1 진행 정도 및 제2 진행 정도 간의 차이가 50%이 아닐 수 있다.
단계(1245)에서, 프로세서(620)는 한 쪽 다리의 PASO 및 다른 쪽 다리의 PASO에 페이즈 오프셋(phase offset)을 설정할 수 있다. 정상적인 보행을 위해서는 페이즈 오프셋이 180°(보행 싸이클 50%)로 설정되고, 비정상적인 보행을 위해서는 비대칭적인 보행 싸이클이 인식될 수 있는 위상 오프셋이 설정될 수 있다.
도 13은 다른 실시예에 따른 FSM 및 AFO에 기반하여 보행 싸이클의 진행 정도를 검출하는 방법을 설명하기 위한 흐름도이다.
단계(1310)에서, 프로세서(620)는 한 쪽 다리의 관절 각도(고관절의 관절 각도)를 측정할 수 있다. 단계(1320)에서, 프로세서(620)는 한 쪽 다리의 관절 각속도를 검출할 수 있다. 단계(1330)에서, 프로세서(620)는 다른 쪽 다리의 관절 각도(고관절의 관절 각도)를 측정할 수 있다. 단계(1340)에서, 프로세서(620)는 다른 쪽 다리의 관절 각속도를 검출할 수 있다. 단계(1350)에서, 프로세서(620)는 AFO에 기반하여 현재의 보행 주파수를 계산할 수 있다. 예를 들어, 프로세서(620)는 한 쪽 다리의 관절 각도에 기반하여 현재의 보행 주파수를 계산할 수 있다. 단계(1360)에서, 프로세서(620)는 FSM을 이용하여 미리 설정된 보행 상태들 중 현재의 보행 상태를 판단할 수 있다. 예를 들어, 프로세서(620)는 한 쪽 다리의 관절 각도, 한 쪽 다리의 관절 각속도, 다른 쪽 다리의 관절 각도 및 다른 쪽 다리의 관절 각속도에 기반하여 현재의 보행 상태를 판단할 수 있다. 단계(1370)에서, 프로세서(620)는 계산된 현재의 보행 주파수 및 현재의 보행 상태 중 하나 이상에 기초하여 한 쪽 다리의 보행 싸이클의 진행 정도를 검출할 수 있다.
이상에서 설명된 실시예들은 하드웨어 구성요소, 소프트웨어 구성요소, 및/또는 하드웨어 구성요소 및 소프트웨어 구성요소의 조합으로 구현될 수 있다. 예를 들어, 실시예들에서 설명된 장치, 방법 및 구성요소는, 예를 들어, 프로세서, 콘트롤러, ALU(arithmetic logic unit), 디지털 신호 프로세서(digital signal processor), 마이크로컴퓨터, FPGA(field programmable gate array), PLU(programmable logic unit), 마이크로프로세서, 또는 명령(instruction)을 실행하고 응답할 수 있는 다른 어떠한 장치와 같이, 하나 이상의 범용 컴퓨터 또는 특수 목적 컴퓨터를 이용하여 구현될 수 있다. 처리 장치는 운영 체제(OS) 및 상기 운영 체제 상에서 수행되는 하나 이상의 소프트웨어 애플리케이션을 수행할 수 있다. 또한, 처리 장치는 소프트웨어의 실행에 응답하여, 데이터를 접근, 저장, 조작, 처리 및 생성할 수도 있다. 이해의 편의를 위하여, 처리 장치는 하나가 사용되는 것으로 설명된 경우도 있지만, 해당 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자는, 처리 장치가 복수 개의 처리 요소(processing element) 및/또는 복수 유형의 처리 요소를 포함할 수 있음을 알 수 있다. 예를 들어, 처리 장치는 복수 개의 프로세서 또는 하나의 프로세서 및 하나의 콘트롤러를 포함할 수 있다. 또한, 병렬 프로세서(parallel processor)와 같은, 다른 처리 구성(processing configuration)도 가능하다.
소프트웨어는 컴퓨터 프로그램(computer program), 코드(code), 명령(instruction), 또는 이들 중 하나 이상의 조합을 포함할 수 있으며, 원하는 대로 동작하도록 처리 장치를 구성하거나 독립적으로 또는 결합적으로(collectively) 처리 장치를 명령할 수 있다. 소프트웨어 및/또는 데이터는, 처리 장치에 의하여 해석되거나 처리 장치에 명령 또는 데이터를 제공하기 위하여, 어떤 유형의 기계, 구성요소(component), 물리적 장치, 가상 장치(virtual equipment), 컴퓨터 저장 매체 또는 장치, 또는 전송되는 신호 파(signal wave)에 영구적으로, 또는 일시적으로 구체화(embody)될 수 있다. 소프트웨어는 네트워크로 연결된 컴퓨터 시스템 상에 분산되어서, 분산된 방법으로 저장되거나 실행될 수도 있다. 소프트웨어 및 데이터는 하나 이상의 컴퓨터 판독 가능 기록 매체에 저장될 수 있다.
실시예에 따른 방법은 다양한 컴퓨터 수단을 통하여 수행될 수 있는 프로그램 명령 형태로 구현되어 컴퓨터 판독 가능 매체에 기록될 수 있다. 컴퓨터 판독 가능 매체는 프로그램 명령, 데이터 파일, 데이터 구조 등을 단독으로 또는 조합하여 포함할 수 있다. 컴퓨터 판독 가능 매체에 기록되는 프로그램 명령은 실시예를 위하여 특별히 설계되고 구성된 것들이거나 컴퓨터 소프트웨어 당업자에게 공지되어 사용 가능한 것일 수도 있다. 컴퓨터 판독 가능 기록 매체의 예에는 하드 디스크, 플로피 디스크 및 자기 테이프와 같은 자기 매체(magnetic media), CD-ROM, DVD와 같은 광기록 매체(optical media), 플롭티컬 디스크(floptical disk)와 같은 자기-광 매체(magneto-optical media), 및 롬(ROM), 램(RAM), 플래시 메모리 등과 같은 프로그램 명령을 저장하고 수행하도록 특별히 구성된 하드웨어 장치가 포함된다. 프로그램 명령의 예에는 컴파일러에 의해 만들어지는 것과 같은 기계어 코드뿐만 아니라 인터프리터 등을 사용해서 컴퓨터에 의해서 실행될 수 있는 고급 언어 코드를 포함한다. 상기된 하드웨어 장치는 실시예의 동작을 수행하기 위해 하나 이상의 소프트웨어 모듈로서 작동하도록 구성될 수 있으며, 그 역도 마찬가지이다.
이상과 같이 실시예들이 비록 한정된 도면에 의해 설명되었으나, 해당 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 상기를 기초로 다양한 기술적 수정 및 변형을 적용할 수 있다. 예를 들어, 설명된 기술들이 설명된 방법과 다른 순서로 수행되거나, 및/또는 설명된 시스템, 구조, 장치, 회로 등의 구성요소들이 설명된 방법과 다른 형태로 결합 또는 조합되거나, 다른 구성요소 또는 균등물에 의하여 대치되거나 치환되더라도 적절한 결과가 달성될 수 있다.

Claims (17)

  1. 보행 보조 장치를 착용한 사용자의 고관절의 움직임 및 상기 고관절을 제외한 다른 신체 부위의 움직임을 측정하는 단계;
    상기 다른 신체 부위의 움직임 정보에 기초하여 상기 고관절의 움직임 정보를 보정하는 단계; 및
    상기 보정된 고관절의 움직임 정보에 기초하여 상기 보행 보조 장치에 인가할 토크를 제어하는 단계를 포함하고,
    상기 측정하는 단계는, 상기 사용자의 고관절의 관절 각도 및 상기 사용자의 골반 움직임을 측정하고,
    상기 보정하는 단계는, 상기 골반 움직임에 기초하여 상기 측정된 고관절의 관절 각도를 보정하는, 보행 보조 장치의 제어 방법.
  2. 삭제
  3. 제1항에 있어서,
    상기 보정하는 단계는,
    상기 측정된 고관절의 움직임 범위가 임계 범위보다 작은 경우, 상기 측정된 고관절의 관절 각도를 보정하는 것으로 결정하는, 보행 보조 장치의 제어 방법.
  4. 제1항에 있어서,
    상기 보정하는 단계는,
    골반의 회전 각속도에 밴드패스 필터를 적용한 값에 기초하여 상기 측정된 고관절의 관절 각도를 보정하는, 보행 보조 장치의 제어 방법.
  5. 제1항에 있어서,
    상기 측정하는 단계는, 상기 사용자의 고관절의 관절 각도 및 상기 사용자의 몸통 기울기를 측정하고,
    상기 보정하는 단계는, 상기 몸통 기울기에 기초하여 상기 측정된 고관절의 관절 각도를 보정하는, 보행 보조 장치의 제어 방법.
  6. 제5항에 있어서,
    상기 보정하는 단계는,
    상기 몸통 기울기가 임계 값보다 큰 경우, 상기 측정된 고관절의 관절 각도를 보정하는 것으로 결정하는, 보행 보조 장치의 제어 방법.
  7. 제5항에 있어서,
    상기 보정하는 단계는,
    상기 측정된 고관절의 관절 각도에서 몸통이 앞으로 기울어진 각도를 빼는, 보행 보조 장치의 제어 방법.
  8. 보행 보조 장치를 착용한 사용자의 고관절의 움직임 및 상기 고관절을 제외한 다른 신체 부위의 움직임을 측정하는 단계;
    상기 다른 신체 부위의 움직임 정보에 기초하여 상기 고관절의 움직임 정보를 보정하는 단계; 및
    상기 보정된 고관절의 움직임 정보에 기초하여 상기 보행 보조 장치에 인가할 토크를 제어하는 단계를 포함하고,
    상기 측정하는 단계는, 상기 사용자의 고관절의 관절 각도, 상기 사용자의 골반 움직임 및 상기 사용자의 몸통 기울기를 측정하고,
    상기 보정하는 단계는,
    상기 몸통 기울기 및 상기 골반 움직임 중 적어도 하나에 기초하여 상기 측정된 고관절의 관절 각도를 보정하는, 보행 보조 장치의 제어 방법.
  9. 제8항에 있어서,
    상기 보정하는 단계는,
    상기 측정된 몸통 기울기가 임계 값보다 큰 경우, 상기 몸통 기울기에 기초하여 상기 측정된 고관절의 관절 각도를 보정하는 단계; 및
    상기 보정된 고관절의 움직임 범위가 임계 범위보다 작은 경우, 상기 골반 움직임에 기초하여 상기 보정된 고관절의 움직임 범위를 추가적으로 보정하는 단계
    를 포함하는 보행 보조 장치의 제어 방법.
  10. 보행 보조 장치를 착용한 사용자의 고관절의 움직임 및 상기 고관절을 제외한 다른 신체 부위의 움직임을 측정하는 단계;
    상기 다른 신체 부위의 움직임 정보에 기초하여 상기 고관절의 움직임 정보를 보정하는 단계; 및
    상기 보정된 고관절의 움직임 정보에 기초하여 상기 보행 보조 장치에 인가할 토크를 제어하는 단계를 포함하고,
    상기 제어하는 단계는,
    상기 보정된 고관절의 움직임 정보에 기초하여 상기 사용자의 보행 싸이클(gait phase)를 검출하는 단계; 및
    상기 보행 싸이클에 기초하여 상기 보행 보조 장치에 인가할 토크를 결정하는 단계
    를 포함하는 보행 보조 장치의 제어 방법.
  11. 제10항에 있어서,
    상기 검출하는 단계는,
    상기 보정된 고관절의 움직임 정보에 기초하여 상기 사용자의 한 쪽 다리에 대한 보행 싸이클의 진행 정도를 검출하고,
    상기 결정하는 단계는,
    상기 보행 싸이클의 진행 정도에 대응하는 토크를 상기 보행 보조 장치에 인가하는 것으로 결정하는, 보행 보조 장치의 제어 방법.
  12. 보행 보조 장치를 착용한 사용자의 고관절의 움직임 및 상기 고관절을 제외한 다른 신체 부위의 움직임을 측정하는 단계;
    상기 다른 신체 부위의 움직임 정보에 기초하여 상기 고관절의 움직임 정보를 보정하는 단계; 및
    상기 보정된 고관절의 움직임 정보에 기초하여 상기 보행 보조 장치에 인가할 토크를 제어하는 단계를 포함하고,
    상기 측정하는 단계는,
    상기 사용자의 양쪽 다리 중 정상적으로 기능하지 않는 한 쪽 다리의 고관절의 움직임을 측정하는, 보행 보조 장치의 제어 방법.
  13. 보행 보조 장치를 착용한 사용자의 고관절의 움직임 및 상기 고관절을 제외한 다른 신체 부위의 움직임을 측정하는 센서부;
    상기 사용자의 보행을 보조하는 구동기; 및
    상기 다른 신체 부위의 움직임 정보에 기초하여 상기 고관절의 움직임 정보를 보정하고, 상기 보정된 고관절의 움직임 정보에 기초하여 상기 구동기에 인가할 토크를 제어하는 프로세서를 포함하고,
    상기 센서부는,
    상기 고관절의 움직임을 측정하는 제1 센서 및 상기 사용자의 골반 움직임을 측정하는 제2 센서를 포함하고,
    상기 프로세서는, 상기 골반 움직임에 기초하여 상기 측정된 고관절의 관절 각도를 보정하는, 보행 보조 장치.
  14. 삭제
  15. 제13항에 있어서,
    상기 센서부는,
    상기 고관절의 움직임을 측정하는 제1 센서 및 상기 사용자의 몸통 기울기를 측정하는 제3 센서를 포함하고,
    상기 프로세서는, 상기 몸통 기울기에 기초하여 상기 측정된 고관절의 관절 각도를 보정하는, 보행 보조 장치.
  16. 보행 보조 장치를 착용한 사용자의 고관절의 움직임 및 상기 고관절을 제외한 다른 신체 부위의 움직임을 측정하는 센서부;
    상기 사용자의 보행을 보조하는 구동기; 및
    상기 다른 신체 부위의 움직임 정보에 기초하여 상기 고관절의 움직임 정보를 보정하고, 상기 보정된 고관절의 움직임 정보에 기초하여 상기 구동기에 인가할 토크를 제어하는 프로세서를 포함하고,
    상기 센서부는,
    상기 고관절의 움직임을 측정하는 제1 센서, 상기 사용자의 골반 움직임을 측정하는 제2 센서 및 상기 사용자의 몸통 기울기를 측정하는 제3 센서를 포함하고,
    상기 프로세서는, 상기 사용자의 골반 움직임 및 상기 사용자의 몸통 기울기에 기초하여 상기 측정된 고관절의 관절 각도를 보정하는, 보행 보조 장치.
  17. 제16항에 있어서,
    상기 제1 센서는, 포텐셔미터, 절대위치 인코더 또는 증감형 인코더 중 적어도 하나를 포함하고,
    상기 제2 센서 및 상기 제3 센서는, 가속도 센서, 기울기 센서, 관성 센서 또는 자이로 센서 중 적어도 하나를 포함하는, 보행 보조 장치.
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