[논문]근전도 신호 분석 및 BLDC모터 제어를 통한 무릎재활시스템

권형기; 고형규; 송윤오; 손의성; 이붕주

doi:10.13067/jkiecs.2019.14.5.1009

근전도 신호 분석 및 BLDC모터 제어를 통한 무릎재활시스템
Knee Rehabilitation System through EMG Signal analysis and BLDC Motor Control 원문보기

한국전자통신학회 논문지 = The Journal of the Korea Institute of Electronic Communication Sciences, v.14 no.5, 2019년, pp.1009 - 1018

권형기 (남서울대학교 전자공학과) , 고형규 (남서울대학교 전자공학과) , 송윤오 (남서울대학교 전자공학과) , 손의성 (남서울대학교 전자공학과) , 이붕주 (남서울대학교 전자공학과)

초록
AI-Helper

본 연구에서는 표면근전도 측정기 기반의 재활의료기기의 설계 및 구현에 관한 내용을 기술한다. 재활시스템은 BLDC모터와 모터 드라이브를 이용하여 제어된다. BLDC모터 드라이브는 동작제어를 하며, 속도는 외부 서보모터를 통해 드라이브를 제어한다. 또한 모터 외부에 결합된 포텐쇼미터는 모터에 의해 회전하는 부하 위치 정보를 전달한다. 재활 알고리즘은 환자가 일정 각도 범위에서 주기적인 수축 이완 재활운동을 속도단계별로 실행하며 재활운동 시 사용자 설정 단계에 따른 모터를 활용하여 $0{\sim}120[^{\circ}]$의 최대각도로 제한하여 제어한다. 보행 알고리즘은 양쪽 안쪽넓은근에 부착된 표면근전도 측정기로 획득한 신호의 차이 값을 이용하여 근전도 신호가 낮은 다리에 모터제어로 보상해주며 보행운동 시 모터와 표면근전도 측정기를 활용하여 $0{\sim}88[^{\circ}]$의 최대각도로 제한하여 제어한다.

Abstract ▼ AI-Helper

This paper describes the design and implementation of a rehabilitation medical device based on a EMG measurement. Rehabilitation systems are controlled using BLDC motors and motor drives. The BLDC motor drive controls the operation and the speed controls the drive through the external servo motor. In addition, potentiometer coupled to the outside of the motor transmits information about the position of the load being rotated by the motor. The rehabilitation algorithm is controlled by limiting the maximum angle of 0 to 120 by utilizing the motor according to the user setting stage during the rehabilitation exercise. The walking algorithm compensates motor control for the low leg of the signal using the difference value of the signal obtained with the surface denser attached to both inner muscles. The motor and surface denser are utilized for the walk motion to control the maximum angle of 0 to 80.

주제어

표/그림 (14)

그림 그림 1. 시스템 구성도 Fig. 1 System diagram
그림 그림 2. 서보모터와 가변저항10kΩ(SG90) Fig. 2 Survo motor and Variable resistor10kΩ(SG90)
그림 그림 3. 포텐쇼미터(외부가변저항) 및 연결 지지대 Fig. 3 Potentiometer(External variable resistor)
그림 그림 4. 어플리케이션 화면 Fig. 4 Application Display
그림 그림 5. 시스템 알고리즘 Fig. 5 System algorithm
그림 그림 6. 외형 3D 재현 구상도 Fog. 6 Outline 3D reproduction concept figure
그림 그림 7. 기준 각도 대비 BLDC모터 각속도 Fig. 7 BLDC motor angular velocity relative to reference angle
표 표 1. 남성 다리길이에 따른 보행각도 측정 표 Table 1. a measure of walking angle according to a man's leg length.
그림 그림 8. 포텐쇼미터 출력 듀티비 Fig. 8 Potentiometer Output ratio
그림 그림 9. 장딴지근과 안쪽넓은근의 근전도 측정값 Fig. 9 measurements of Gastrocnemius and Vastus medialis while walking
그림 그림 10. 재활운동 실험 사진 Fig. 10 Rehabilitation Exercise Experimental Photography
표 표 2. 재활시스템 각도범위 Table 2. Rehabilitation System Angle Range
그림 그림 11. 표면근전도 측정기를 기반으로 한 보행운동 실험 사진 Fig. 11 Pedestrian experiment photos based on surface myocardial conductivity sensor
표 표 3. 무릎재활기기를 장착한 실험자B의 각도 Table 3. The angle of the experimenter equipped with a knee regenerator

AI 본문요약
AI-Helper

* AI 자동 식별 결과로 적합하지 않은 문장이 있을 수 있으니, 이용에 유의하시기 바랍니다.

문제 정의

따라서 표면근전도 측정기를 기반으로 한 자동화 보행운동 시스템에서는 0~88[ ° ]의 각도제어 하는 것을 목표로 한다.
본 연구에서는 BLDC모터제어와 보행주기에 따른 근전도 신호를 단계별로 분석하여 재활 및 보행운동을 실험하였다. 모터제어는 외부 인터페이스 역할인 서보모터에 의해 12단계의 속도로 구분된다.
본 연구에서는 다리환자의 수요에 근거한 재활기기의 비용 절감을 통하여 제품 양산화의 가능성을 확인하고 의료복지실태를 개선하기 위한 근전도 센서 기반의 의료재활기기를 설계 및 구현하고자 한다.
어플리케이션을 활용한 재활운동 시스템과 표면근전도 측정기를 기반의 자동화 보행운동 시스템을 구현하고자 한다. 시스템 구성도는 아래 그림 1과 같다.
따라서 무릎재활기기는 장착 후, 재활운동 시에 0~120[ ° ]구간에서 동작한다. 재활운동시스템은 어플리케이션의 연동으로 동작되며, 폄 상태 각과 굽힘 상태의 각도를 5단계로 구분하는 것을 목표로 한다. 폄 상태의 각을 최소 각으로 지정하고, 굽힘 상태를 최대 각으로 지정한다.
회전하는 모터를 일정 각도 범위 이내로 한정시켜, 재활운동 시스템에서 0~120[ ° ]의 각도로 재활운동을 하는 것을 목표로 한다.

제안 방법

BLDC 모터의 속도제어는 드라이브 포텐쇼미터 10[kΩ]에 5[V ]의 일정한 전압이 인가되는 UI 커넥터방식을 사용한다. BLDC모터의 속도를 제어하기 위해 외부가변저항에 연결된 서보모터를 연결하여, 서보모터를 활용한 속도제어를 구현하였다. 외부가변저항은 모터가 0~120[ ° ]의 각도 범위 내에서 10[ ° ]씩 증감되도록 기준속도를 각도로 표시하였다.
BLDC모터의 정확한 위치를 제어하기 위하여 모터의 회전부에 포텐쇼미터를 나무 지지대로 고정하여 포텐쇼미터 변화에 따른 출력 전압으로 모터의 회전 위치를 입력 받았다. 외부 저항 1[kΩ] 포텐쇼미터의 출력전압은 0^~1.
근전도 측정기로부터 입력받은 신호를 분석 후, 분석 값을 이용하여 모터를 제어한다. 터치센서와 어플리케이션을 통한 사용자 제어를 가능하게 한다.
다음으로 무릎재활기기를 실험자에게 착용하고 모터의 속도를 변화시켜가면서 무릎재활시스템의 구동을 실험하였다. 속도가 낮은 1단계부터 중간 6단계까지의 오차각은 0[ ° ], 7단계는 2[ ° ], 8^~9단계는 3[ ° ],10^~11단계는 5[ ° ]로 측정되었다.
재활모드에서는 0^~120[ ° ]의 최대각도를 설정함과 동시에 재활운동 강도의 증가 및 감소를 선택하며, 보행모드에서는 0^~88[ ° ]의 최대각도를 선정함과 동시에 근전도 신호의 신뢰도가 높은 다리 근육 부위에 표면전극을 부착한 후, 근육의 신호를 12단계별로 분류한다. 두 시스템설정을 통하여 BLDC모터를 제어해주는 방식을 제안한다.
따라서 잡음을 제거하기 위해 외부가변저항10kΩ의 회전부와 서보모터를 접합시켜 서보모터로 BLDC모터의 속도를 제어한다.
각 버튼은 강제종료 버튼, 보행 모드, 재활 모드, BLDC모터 속도의 증가 및 감소로 설정했다. 또한, App inventor를 이용하여 만든 어플리케이션으로 블루투스를 이용하여 재활기기를 무선으로 제어할 수 있게 하였다. 이를 통해 사용자는 스스로 보행모드와 재활모드를 선택하여 원하는 기능을 활성화 시킬 수 있다.
속도의 단계 증가 및 감소는 버튼을 눌렀을 때 일정한 수치만큼 속도제어를 할 수 있도록 설정했다. 마지막으로 재활운동 시스템과 표면근전도 측정기를 기반으로 한 자동화 보행운동 시스템을 시작하는 각각의 버튼과 강제정지버튼을 구현했다.
먼저 무릎재활기기를 착용하지 않고 모터의 속도를 변화시켜가면서 무릎재활시스템의 구동을 실험하였다. 모터속도가 낮은 1^~3단계의 오차각은 0[ ° ], 4^~5단계는 2[ ° ], 6^~7단계는 4[ ° ], 8~10단계는 8[ ° ], 11단계는 10[ ° ]로 측정되었다.
보행운동에 있어서는 실험자가 보행주기 상태에 맞춰서 실험을 진행했다. 보행운동 시스템에서 보행주기 중 중간 흔들기의 최대 각도를 고려하였다. 무릎재활 기기를 장착한 경우, 보행운동 시 0^~88[ ° ]각도범위에서 프로그램의 정상 구동을 목표로 한다.
이는 속도가 증가할수록 위치제어가 어렵다는 것과 착용자의 종아리 무게에 영향을 받는다는 것을 의미한다. 보행운동 시스템에서는 실험자A의 표면근전도 측정값을 받아 실험자B가 착용한 무릎재활기기의 모터가 보상을 받아 움직이는 실험을 하였다. 결과로는 평균적으로 굽힘 상태 각도의 오차 각도는 80.
보행운동에 있어서는 실험자가 보행주기 상태에 맞춰서 실험을 진행했다. 보행운동 시스템에서 보행주기 중 중간 흔들기의 최대 각도를 고려하였다.
평지, 오르막, 내리막을 걸을 때 무릎이 접히는 각도는 평지에서 가장 크다. 실험방법으로 먼저 실험자의 다리길이를 먼저 측정하였다. 그 다음 보행주기에 있어서 다리를 최대로 들었을 때 허벅지와 종아리의 각도를 위,아래로 측정하여 결과 값을 도출했다.
보행운동 실험진행 방식은 표면근전도 측정기를 부착한 실험자B의 근전도 변화로 무릎재활기기를 장착하고 있는 실험자A에게 모터제어로 보상했다. 실험은 종아리 지지대 각도의 오차를 측정한다. 아래 표 3은 표면근전도 측정기를 부착한 실험자A가 제자리 보행 시 무릎 각도와 무릎재활기기를 장착한 실험자B가 모터로 인한 보행 시 무릎 각도 차이를 의미한다.
실험자A는 표면근전도 측정기를 각각 좌측 장딴지근의 중앙부위, 양쪽 안쪽넓은근의 중앙부위에 부착하여 제자리걸음 보행을 실시하였고 실험자B는 무릎재활기기를 장착하여 제자리걸음 보행 중에 표면근전도 측정기의 측정값을 모터제어를 통해 보상하는 실험을 진행하였다. 표면근전도 측정기를 부착한 실험자의 각도와 무릎재활기기를 장착한 실험자의 각도를 비교하였다.
아두이노에 상태 정보를 제공하기 위해 사용하며, 각 버튼들은 폄 상태, 굽힘 상태, 속도의 단계 증가 및 감소, 모든 동작 정지, 재활운동, 보행운동 버튼들로 구성되어 있다. 폄 상태와 굽힘 상태 버튼은 재활 치료 시에 처음 상태를 설정한다.
따라서 출력 전압을 이용하여 위치제어를 할 수 있는 포텐쇼미터를 사용한다. 외부가변저항은 회전하는 모터 영향을 줄이기 위해 모터 몸체에 고정될 수 있도록 나무를 이용하여 지지대를 제작하였다.
이를 통해 사용자는 스스로 보행모드와 재활모드를 선택하여 원하는 기능을 활성화 시킬 수 있다. 재활모드에서 사용자는 재활운동 강도 단계를 선택적으로 실행할 수 있으며 선택된 재활 강도에 따라 BLDC모터가 즉각적으로 작동될 수 있도록 구현하였다. 보행모드에서는 표면근전도 측정기[PSL-iEMG2] 1개와 표면근전도 측정기[MyoWare Muscle Sensor] 2개를 사용하여 측정한다.
재활모드에서는 0~120[ ° ]의 최대각도를 설정함과 동시에 재활운동 강도의 증가 및 감소를 선택하며, 보행모드에서는 0~88[ ° ]의 최대각도를 선정함과 동시에 근전도 신호의 신뢰도가 높은 다리 근육 부위에 표면전극을 부착한 후, 근육의 신호를 12단계별로 분류한다.
재활운동에 있어서는 실험자가 앉아있는 상태에서 구동할 수 있도록 실험을 진행했다. 재활운동 시스템에서 사용자 다리의 폄 상태와 굽힘 상태의 최대 각도를 고려하였다. 따라서 무릎재활기기는 장착 후, 재활운동 시에 0~120[ ° ]구간에서 동작한다.
재활운동 시스템에서는 착용 전, 후를 실험하여 속도에 대한 각도를 비교해보았다. 그 결과 모터 속도가 증가함에 따라 착용 전 오차각이 0^~10[ ° ], 착용 후 오차각이 0^~5[ ° ]까지 증가했다.
실험자A는 표면근전도 측정기를 각각 좌측 장딴지근의 중앙부위, 양쪽 안쪽넓은근의 중앙부위에 부착하여 제자리걸음 보행을 실시하였고 실험자B는 무릎재활기기를 장착하여 제자리걸음 보행 중에 표면근전도 측정기의 측정값을 모터제어를 통해 보상하는 실험을 진행하였다. 표면근전도 측정기를 부착한 실험자의 각도와 무릎재활기기를 장착한 실험자의 각도를 비교하였다. 아래 그림 11은 보행운동 실험 중 실험자가 표면근전도 측정기를 부착 후, 제자리 보행을 하고 있는 모습이다.

대상 데이터

하체 보행보조기는 세 개의 관절로 이루어져 있고 자연스러운 보행을 위해서는 관절에 최소 1개 이상의 자유도로 구성되어야 한다. 무릎 관절의 회전운동에 사용되는 액추에이터로는 BLDC모터와 감속기를 결합하여 사용을 한다. 아래 그림 6은 TinkerCAD를 이용하여 3D로 실제 크기를 고려하여 재현한 모습이다.
사람은 8단계의 보행주기를 가지고 있다. 평지, 오르막, 내리막을 걸을 때 무릎이 접히는 각도는 평지에서 가장 크다.
근전도 측정은 보행 시 근육의 활성도가 높은 주동 근에 부착을 하였다. 장딴지근의 중앙부위, 무릎관절의 굽힘과 폄에 많은 기여를 하게되는 허벅지의 안쪽넓은근의 중앙부위로 선정하였다[9-10].

이론/모형

BLDC 모터의 속도제어는 드라이브 포텐쇼미터 10[kΩ]에 5[V ]의 일정한 전압이 인가되는 UI 커넥터방식을 사용한다.

성능/효과

무릎재활시스템은 푸시버튼을 통해 모터의 위치를 제어할 수 있다. 각 버튼은 강제종료 버튼, 보행 모드, 재활 모드, BLDC모터 속도의 증가 및 감소로 설정했다. 또한, App inventor를 이용하여 만든 어플리케이션으로 블루투스를 이용하여 재활기기를 무선으로 제어할 수 있게 하였다.
굽힘 상태 각도에서의 오차보다 편 상태가 더 높은 오차각을 볼 수 있었고 평균적으로 굽힘 상태 각도는 80.4[ ° ], 편 상태의 각도는 16.4[ ° ]로 나왔으며 기준각도 대비 오차각은 24[ ° ]로 확인되었다.
그 결과 모터 속도가 증가함에 따라 착용 전 오차각이 0~10[ ° ], 착용 후 오차각이 0~5[ ° ]까지 증가했다.
실험한 결과 모두 모터 속도가 증가하게 되면 각도의 오차범위가 생긴다. 따라서 무릎재활기기를 활용한 재활운동 시스템에서는 1단계에서 6단계에 해당하는 속도범위가 적합하다는 것을 확인하였다.
또한, 다리길이의 차이가 있어도 보행 시 다리각도는 최대 0~3[ ° ]로 미세하게 나타났다.
모터속도가 낮은 1^~3단계의 오차각은 0[ ° ], 4^~5단계는 2[ ° ], 6^~7단계는 4[ ° ], 8~10단계는 8[ ° ], 11단계는 10[ ° ]로 측정되었다. 무릎재활기기를 사용자한테 착용하지 않고 재활운동을 하였을 때는 모터속도가 빠르면 오차각이 더 높아진다는 것을 실험을 통하여 확인을 하였다.
속도가 낮은 1단계부터 중간 6단계까지의 오차각은 0[ ° ], 7단계는 2[ ° ], 8^~9단계는 3[ ° ],10^~11단계는 5[ ° ]로 측정되었다. 무릎재활기기를 착용하고 재활운동을 하였을 때는 착용하지 않았을 때와 마찬가지로 속도가 높아질수록 오차각 또한 높아진다는 것을 확인할 수 있었다.
실험자A의 표면근전도 측정기의 값을 받아 실험자 B의 모터에 보상받은 실험결과로 5번의 모든 주기에서 목표치의 각도범위보다 오차가 크게 나온 것을 알 수 있다. 굽힘 상태 각도에서의 오차보다 편 상태가 더 높은 오차각을 볼 수 있었고 평균적으로 굽힘 상태 각도는 80.
엔코더의 기능을 외부 포텐쇼미터로 대체하며, 각도제어에 용이한 서보모터를 대신한 BLDC모터로 제작비용을 절감하였다.
위 그림 9는 보행 중 좌측 장딴지근과 양쪽 안쪽넓은근의 근전도 측정기의 측정값을 그래프로 나타낸 것이다. 좌측 장딴지근을 측정한 근전도 값을 보면 부동자세에 있을 때 1.74[V ]의 일정한 값을 유지하는 것으로 나타났다. 정상적으로 보행할 때는 우측 다리를 들어 올릴 때 좌측의 장딴지근에 최대 크기가 1.
측정 결과 보행단계 중 중간 흔들기(Mid Swing)에서 최대 0~88[ ° ]의 각도로 측정됐다.

후속연구

향후 연구로 첫 번째는 근전도 신호를 주파수 스펙트럼으로 변환 후 잡음을 제거하여 정확한 근전도 신호측정 및 보행운동 실험을 진행하여야 한다. 두 번째는 모터 동작의 pi제어를 통해 오차범위를 줄이고 매끄러운 동작으로 무릎재활시스템의 효과를 증진시킬수 있다.

질의응답

핵심어	질문	논문에서 추출한 답변
	무릎재활시스템의 두 가지 목표 설정은 무엇인가?	무릎재활시스템은 다음의 두 가지 목표를 설정하여 진행하게 된다. 재활모드에서는 0~120[ ° ]의 최대각도를 설정함과 동시에 재활운동 강도의 증가 및 감소를 선택하며, 보행모드에서는 0~88[ ° ]의 최대각도를 선정함과 동시에 근전도 신호의 신뢰도가 높은 다리 근육 부위에 표면전극을 부착한 후, 근육의 신호를 12단계별로 분류한다. 두 시스템설정을 통하여 BLDC모터를 제어해주는 방식을 제안한다.
	근전도란?	근전도(Electromyogram: EMG)란, 근육의 활동전위를 기록한 곡선이며 근육이 수축 및 이완을 할 때 정보 전달에 필요한 신경세포의 신경전달물질이 시냅스에서 분비된다. 즉, 근육과 신경의 흥분성으로 활동전위를 전파한다.
	모터제어는 어떻게 BLDC모터구동을 제어하는가?	모터제어는 드라이브의 내부 신호를 이용한 가속도, 등속도, 방향 등 외부 제어기와의 인터페이스를 통하여 BLDC모터구동을 제어한다. 속도 지령은 UI(:User interface) 커넥터의 10번 속도단자에 DC전압 0~5[V ]을 인가한다.

참고문헌 (10)

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저자의 다른 논문 :

표제어: PCR

동의어: Packet Collision Rate

용어 설명 출처 목록 (6)

용어 설명: PCR은 세균 특이성이 있는 primer를 이용하여 적은 수의 세균이 있을지라도 쉽게 검출할 수 있는 유용한 방법이며, 이를 이용하여 구강 내 치면세균막이나 타액에서 직접 세균을 검출할 수 있게 되었다[8].

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