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문제 정의
- 또한 정상인군과 편마비군을 대상으로 시스템 적용 전 · 후 분석을 통하여 시스템 유효성 및 피드백의 단기적 효과를 평가하고자 하였다.
- 또한, 개발된 시스템 평가를 위해 먼저 대칭적 체중부하 피드백 기기에서 사용된 센서의 선형성을 확인하고자 다음과 같은 실험을 실시하였다. 보행주기를 얻기 위한 로드셀 센서의 출력을 측정하였고, 작용되는 하중에 따라 안창부에 부착한 센서의 출력을 확인하기 위하여 준비된 표준 분동(5㎏, 10㎏, 20㎏)을 사용하여 센서에 100㎏까지 올려놓은 후 총 변화되는 값을 측정하다.
- 본 연구에서는 로드셀 센서를 활용하여 환측에 부하되는 체중부하에 따른 청각적 피드백을 적용한 대칭 보행유도와 보행패턴 분석이 가능한 무선 보행훈련 시스템을 개발하였다. 또한 정상인군과 편마비군을 대상으로 시스템 적용 전 · 후 분석을 통하여 시스템 유효성 및 피드백의 단기적 효과를 평가하고자 하였다.
- 본 연구에서는 편마비 환자의 보행에 따른 신호를 분석하고, 각 보행주기에 따라 피드백을 적용할 수 있는 청각적 피드백 보행훈련 시스템을 개발하였다. 또한 개발된 시스템의 유효성을 검증하기 위해 정상인군 및 편마비군 대상자에게 수행한 임상실험을 진행하였으며, 각 대상군마다 피드백 적용 후 보행 속도와 분속수, 발뒤꿈치와 중족골부의 체중부하, 그리고 보행 시 입각기 비율이 증가하였음을 확인하였다.
제안 방법
- Chedevergne 등[14]이 스트레인 게이지 센서를 활용하여 청각적 피드백 장비와 다르게 본 연구에서는, 로드셀 센서를 사용하여 하중부하의 힘 데이터를 획득이 가능하도록 신발의 안창부와 결합하여 설계하고 무선으로 보행패턴의 측정이 가능하도록 설계 하였다.
- MASTER부는 SLAVE부에서 전송되는 보행신호를 PC로 받는 블루투스 무선부와 전송되는 보행신호 처리 및 분석을 하기 위한 소프트웨어부로 나눠지며, 편마비 환자를 위한 대칭적 체중부하 훈련 시스템의 분석 소프트웨어는 LabVIEW 2009 (National Instrument Inc., USA)를 이용하여 사용자 인터페이스 및 보행 패턴분석이 가능하도록 프로그래밍 하였다. 소프트웨어부의 내부 구성은 보행신호의 잡음을 없애기 위한 디지털 필터부, 보행에 따른 보행주기를 표현하기 위한 차트그래프 및 분석지표들의 객관적인 수치표시와 웹캠 LifeCam VX-6000 (Microsoft Corporation,.
- 대상자들의 일반적인 특성은 표 1에 나타내었다. 또한 보행분석에 필요한 나이, 몸무게, 키, 발 크기, 등의 인체 계측학적 데이터를 수집하였으며, 보행이동 시 이동한 거리를 알기 위하여, 각각 대상자 다리의 보장길이(stride length)를 측정하였으며, 실험에 사용되는 안창부의 센서부는 정상인군 모두 오른쪽 하지부로 통일하였으며, 편마비군은 마비측 하지부에 센서를 부착하였다.
- 보행 실험에 참가한 대상자는 신경계 및 관절 변형 등의 근골격계의 질환이 없는 건강한 성인남성 6명과 뇌출혈로 인하여 뇌졸중 진단을 받은 편마비 환자 2명을 대상으로 실시하였다. 보행 속도는 개인에 따라 차이가 있기 때문에 자연스런 보행속도를 유도하였고, 실험 전 충분한 보행 훈련 후, 정보를 수집하였다.
- 보행 신호를 검출하기 위한 센서부의 로드셀 센서의 위치는 보행의 발뒤축 접지기(heel contact)시에 닿는 발뒤꿈치부(heel)와 신체의 무게를 지탱하여 발끝으로 체중을 들어 올리는 발뒤축 들림기(heel off)가 시작되는 세 번째 중족골(3th metatarsal)로 하였다. 설치된 로드셀 센서를 통하여 안창부와 지면의 접촉상태와 지면에 받게 되는 하중 값을 확인하게 된다.
- 시스템은 크게 3 부로 나눠진다. 보행 신호를 받기 위하여 신발 안창부(insole)에 로드셀 센서(loadcell sensor)를 결합하여 설계한 센서부와, 출력되는 보행주기 신호를 입력 받아 증폭 및 A/D 컨버터와 블루투스 무선송신부로 구성된 SLAVE부, 그리고 SLAVE부에서 무선 송신되는 보행정보를 수신 받아 디지털 필터처리와 보행신호를 분석하기 위한 MASTER부로 구성된다.
- 보행 신호를 획득하기 위하여, 그림 2와 같이 대상자의 하지부에 안창부를 설치하였다. 보행 측정 시 훈련방법은 대상자의 이동성 회복을 평가하는 방안으로써 신경손상 질환을 지닌 대상자의 보행속도 평가에 일반적으로 사용되고 있는 14m 보행 검사법을 시행하였다.
- 보행 신호를 획득하기 위하여, 그림 2와 같이 대상자의 하지부에 안창부를 설치하였다. 보행 측정 시 훈련방법은 대상자의 이동성 회복을 평가하는 방안으로써 신경손상 질환을 지닌 대상자의 보행속도 평가에 일반적으로 사용되고 있는 14m 보행 검사법을 시행하였다. 장애물이 없는 평탄한 평지에서, 총 14m를 편안한 속도로 걷도록 하여 이동 시 발생되는 가속과 감속비를 감안하고, 처음과 끝 구간 각각 2m의 분석범위에서 제외하고, 남은 10m 구간의 거리만 평가하는 이 방법은, Walker 등[11]이 보고한 방법이다.
- 또한, 개발된 시스템 평가를 위해 먼저 대칭적 체중부하 피드백 기기에서 사용된 센서의 선형성을 확인하고자 다음과 같은 실험을 실시하였다. 보행주기를 얻기 위한 로드셀 센서의 출력을 측정하였고, 작용되는 하중에 따라 안창부에 부착한 센서의 출력을 확인하기 위하여 준비된 표준 분동(5㎏, 10㎏, 20㎏)을 사용하여 센서에 100㎏까지 올려놓은 후 총 변화되는 값을 측정하다. 설계한 로드셀 센서의 증폭회로에서의 출력전압을 측정하였으며, 3회의 반복시행에서 얻은 측정값의 평균을 측정 결과로 하였다.
- 보행주기에 따라 센서부에서 출력되는 신호는 AD 620을 이용하여 증폭 및 필터 처리를 하였고, 또한 환경에 따른 외부적 요인에 의하여 불규칙적으로 발생되는 고주파 신호 성분들을 제거하기 위하여 LabVIEW에서 디지털 필터부(3차 butterworth filter)를 적용하였으며, 디지털 필터 처리로 인하여 발생되는 보행신호의 딜레이가 최소화 될 수 있도록 설계하였다.
- 본 시스템의 센서부 설계 발바닥의 접촉에 따른 신호 출력을 높이기 위하여, 아크릴과 흡입재질의 에틸렌초산비닐수지(EVA: Ethylene-Vinyl Acetate)를 이용하여 구조체를 설계 제작하였고, 보행 시 수반되는 센서의 형태로 인한 통증을 해소하기 위해 얇은 합성원단의 안창을 설치하였다. 보행패턴 분석을 위한 주요 분석인자는 보행주기(gait cycle), 보행속도(gait velocity), 분속수(cadence), 입각기 (stance phase) 및 유각기(swing phase) 시간 및 비율 등의 정보를 획득하여 분석이 가능하도록 알고리즘을 구성하였다(그림 1)
- 본 시스템의 센서부 설계 발바닥의 접촉에 따른 신호 출력을 높이기 위하여, 아크릴과 흡입재질의 에틸렌초산비닐수지(EVA: Ethylene-Vinyl Acetate)를 이용하여 구조체를 설계 제작하였고, 보행 시 수반되는 센서의 형태로 인한 통증을 해소하기 위해 얇은 합성원단의 안창을 설치하였다. 보행패턴 분석을 위한 주요 분석인자는 보행주기(gait cycle), 보행속도(gait velocity), 분속수(cadence), 입각기 (stance phase) 및 유각기(swing phase) 시간 및 비율 등의 정보를 획득하여 분석이 가능하도록 알고리즘을 구성하였다(그림 1)
- 센서로부터 출력되는 보행 신호는 증폭부의 OpAmp AD 620IC로 입력되며, 비반전 증폭회로(non-inverting amplifier)를 설계하여 신호 증폭을 하였다. 또한, 증폭부에서 출력되는 보행 신호는 MCU(ATmega128, ATMEL Inc.
- 실험 전 편마비 대상자의 기준을 정하기 위해 일상생활 자립도를 평가하는 MBI (Modified Barthel Index) 기능 검사를 측정하였다. 100점 만점 중 76점으로 단계 기준인 “가벼운 장애”로, 최소의 도움과 함께 보행이 가능하며 도움의 양은 1주일에 13시간이 필요하다.
- 연구기간은 4주 동안 5일간 평균 30∼45분 정도 피드백 훈련과 물리치료를 병행하여 진행하였다.
대상 데이터
- 보행 실험에 참가한 대상자는 신경계 및 관절 변형 등의 근골격계의 질환이 없는 건강한 성인남성 6명과 뇌출혈로 인하여 뇌졸중 진단을 받은 편마비 환자 2명을 대상으로 실시하였다. 보행 속도는 개인에 따라 차이가 있기 때문에 자연스런 보행속도를 유도하였고, 실험 전 충분한 보행 훈련 후, 정보를 수집하였다.
데이터처리
- 본 연구에 얻어진 자료의 분석을 위해 통계분석 프로그램인 SPSS 15.0 (SPSS, Chicago, USA)을 사용하였으며, 모든 자료에 대해 평균값을 산출하였다. 청각적 피드백 적용 전․후의 각 대상군 별 종속변인의 차이를 검증하기 위하여 짝비교 t 검정 (paired t-test)을 사용하였으며, 유의수준은 p<0.
- 보행주기를 얻기 위한 로드셀 센서의 출력을 측정하였고, 작용되는 하중에 따라 안창부에 부착한 센서의 출력을 확인하기 위하여 준비된 표준 분동(5㎏, 10㎏, 20㎏)을 사용하여 센서에 100㎏까지 올려놓은 후 총 변화되는 값을 측정하다. 설계한 로드셀 센서의 증폭회로에서의 출력전압을 측정하였으며, 3회의 반복시행에서 얻은 측정값의 평균을 측정 결과로 하였다.
- 청각적 피드백 적용 전․후의 각 대상군 별 종속변인의 차이를 검증하기 위하여 짝비교 t 검정 (paired t-test)을 사용하였으며, 유의수준은 p<0.0으로 하였다.
성능/효과
- 100점 만점 중 76점으로 단계 기준인 “가벼운 장애”로, 최소의 도움과 함께 보행이 가능하며 도움의 양은 1주일에 13시간이 필요하다.
- 또한 Smartstep을 이용한 사례 연구에서 양측 전두두정엽 개두술 종양제거 수술을 경험한 37세 신경장애 여성을 대상으로 한 실험에서 2달 동안 재활훈련 후 체중부하가 향상이 되었으며 입각기 비율이 54.36%에서 58.21%로 증가하였다. 반면 유각기 비율은 45.
- 본 연구에서는 편마비 환자의 보행에 따른 신호를 분석하고, 각 보행주기에 따라 피드백을 적용할 수 있는 청각적 피드백 보행훈련 시스템을 개발하였다. 또한 개발된 시스템의 유효성을 검증하기 위해 정상인군 및 편마비군 대상자에게 수행한 임상실험을 진행하였으며, 각 대상군마다 피드백 적용 후 보행 속도와 분속수, 발뒤꿈치와 중족골부의 체중부하, 그리고 보행 시 입각기 비율이 증가하였음을 확인하였다.
- 또한 청각적 피드백 장치인 SmartStep을 활용한 연구에서 뇌졸중 대상자의 환측 하지 발뒤꿈치 부에는 총 하중의 약 41%와 중족골부에는 90%의 하중이 부하되었지만, 10일간의 청각적 피드백 훈련 결과 발뒤꿈치부에는 75% 중족골부에는 103%까지 체중을 부하할 수 있어 체중부하 능력이 향상되었으며, 전체적인 보행패턴이 향상되었음을 확인하였다[17].
- 40㎏으로 유의하게 증가하였다. 또한, 입각기 비율은 피드백 적용 전 69.15%에서 피드백 적용 후 71.75%로 2.60% 증가하였음을 확인하였다.
- 보행속도에 있어 중족골에 대한 체중부하 증가는 보행 훈련을 위한 중요한 의의를 갖는다. 본 연구 결과 청각적 피드백 보행훈련 시스템 착용 후 편마비군에서 중족골에 체중부하 증가를 확인할 수 있었는데, 이는 보행주기 말기에 앞꿈치 밀어내기 즉, 보행 추진력을 증가시켜 보행속도를 높일 수 있었던 것으로 판단된다[1]
- 본 연구에 사용한 로드셀 센서는 10㎏ 이하의 무게에서는 약간의 오차율을 보이지만, 분동의 무게가 증가할수록 저항값의 변동 폭이 직선의 방정식과 일치함을 확인할 수 있었다(그림 3). 이러한 비선형적으로 저항값이 변함에 따라 증폭회로에서는 기준입력 전압 +5V DC로부터 하중의 인가에 비례하는 전압을 출력하고 있음을 확인 할 수 있다.
- 본 연구에서 개발된 청각적 피드백 보행훈련 시스템의 유효성을 검증하기 위하여 피드백 적용 후보행 패턴 특성에 미치는 단기적 영향을 확인하였으며, 그 결과 정상인군에서 분속수와 보행속도는 각각 0.72step/min과 1.24㎝/sec 증가하였다. 입각기와 유각기의 비율에서 피드백 적용 전 입각기의 63.
- Wannstedt 등[15]은 자신들이 고안한 Limb Load Monitor 장비를 사용하여, 청각 되먹임을 30명의 뇌졸중 환자를 대상으로 하중부하 훈련을 시행하였으며, 대상자중 27명(77%)에서 환측 하지부에 하중부하가 증가되었다고 보고하였다. 본 연구에서는 정상인군과 편마비군의 대상자에게 청각 되먹임을 통한 체중이동 훈련을 진행하였으며, 정상인군에서의 적용한 우측 하지의 체중부하가 되먹임 적용 후 훈련 전보다 유의하게 증가되었고, 편마비군도 환측 하지부의 하중부하가 훈련 전보다 증가되었음을 확인하였다.
- 17초로 증가함을 밝혔다[18]. 본 연구에서는 정상인군은 0.106초에서 0.113초로 증가하였고, 편마비군은 0.015초에서 0.019초로 증가하였음을 확인하였다.
- 연구기간은 4주 동안 5일간 평균 30∼45분 정도 피드백 훈련과 물리치료를 병행하여 진행하였다. 시각적 피드백을 이용한 기립균형 훈련을 받은 실험군에서는 훈련 후에 보행속도가 17㎝/sec가 빨라졌고, 분속수는 약 15.5step/min으로 증가 하였으며, 피드백 없이 훈련한 대조군에서는 훈련 후에 8.16㎝/sec 빨라졌고, 분속수는 6.6step/min이 증가하였다. 본 연구에서도 두 군 모두에서 피드백 적용 전 보다 후에 통계학적으로 유의한 차이를 확인하였다.
- 입각기는 69.15%에서 71.75%로 약 2.60% 증가한 반면, 유각기의 비율은 적용 전 30.85%에서 적용 후 28.25%로 약 2.60% 감소하였음을 확인하였다.
- 24㎝/sec 증가하였다. 입각기와 유각기의 비율에서 피드백 적용 전 입각기의 63.4%에서 피드백 적용 후 65.5%로 통계학적으로 유의한 증가를 보였다. 또한 발뒤꿈치에서의 체중부하도 88.
- 표 3은 편마비군에서 청각적 피드백 적용 전과 후의 보행변수들에 대한 패턴분석 결과를 나타내었다. 청각적 피드백 시스템을 적용하기 전에 비해 적용 후에는 보행속도가 2.06㎝/sec 증가하였고, 편측에 부하되는 체중은 발뒤꿈치에서 6.36㎏, 중족골부에서 3.40㎏으로 유의하게 증가하였다.
- 표 2는 정상군에서 청각적 피드백 적용 전과 후의 보행변수들에 대한 패턴분석 결과를 나타내었다. 청각적 피드백 시스템을 적용하기 전에 비해 적용 후에는 분속수와 보행속도가 각각 0.72step/min과 1.24㎝/sec 증가하였고, 입각기(stance phase)는 약 63.4%에서 65.5%로 2.1% 증가, 유각기(swing phase)는 36.6%에서 34.5%로 2.1% 의 유의한 감소를 보였다. 또한 발뒤꿈치에서의 체중 부하도 88.
- 편마비군에서는 보행속도가 2.06㎝/sec 증가하였으며, 편측에 부하되는 체중은 발뒤꿈치에서 6.36㎏, 중족골에서 3.40㎏으로 유의하게 증가하였다. 또한, 입각기 비율은 피드백 적용 전 69.
후속연구
- 따라서 본 연구를 통해 개발된 무선 청각적 피드백 보행훈련 시스템을 활용한다면, 저가의 비용으로 일상적인 보행을 통해 환측의 체중부하를 촉진함으로써 균형훈련에 적극적으로 도움이 되리라 생각된다. 또한, 차후 환자의 환측의 하중 변화량에 따른 피드백을 위한 임계값 변화, 하지질환자의 임상실험 확대 및 장기간의 훈련효과를 검증하는 것이 필요하다고 사료된다.
- 따라서 본 연구를 통해 개발된 무선 청각적 피드백 보행훈련 시스템을 활용한다면, 저가의 비용으로 일상적인 보행을 통해 환측의 체중부하를 촉진함으로써 균형훈련에 적극적으로 도움이 되리라 생각된다. 또한, 차후 환자의 환측의 하중 변화량에 따른 피드백을 위한 임계값 변화, 하지질환자의 임상실험 확대 및 장기간의 훈련효과를 검증하는 것이 필요하다고 사료된다.
- 05초의 시간지연이 발생하였다. 하지만 본 연구에서 편바미 환자의 평균 보행속도가 26.70cm/s 임을 고려할 때 이러한 피드백의 지연시간은 영향을 미치지 않지만 프로그램 등을 통해 지연시간을 줄일 필요가 있을 것으로 판단된다.
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