의수 소켓 설계를 위한 6축 인체 탄성도 측정 장치 개발

1. 서 론

인간의 상지(upper limb)와 하지(lower limb)는 일상생활 속 의 다양한 신체 활동을 하는데 중요한 역할을 한다. 그러나 다 양한 원인으로 절단 환자가 지속적으로 발생하고 있으며, 앞 으로 더욱 증가할 것으로 예상된다^[1]. 이에 따라 절단 장애인 (amputee)을 위한 의지(prosthesis)의 기능에 대한 중요성은 점 점 커지고 있다. 의지를 개발함에 있어 고려해야 할 요소들은 의지 착용 시 외형에 대한 거부감과 비용 부담이 적어야 하며, 일상생활 활동(activity of daily living)에서 사용자들에게 우수 한 착용감(wear-ability)을 제공하는 것이다. 이러한 요소들을 충족시키기 위해, 정형외과 및 재활의학을 포함한 다양한 분 야에서 절단 부위와 직접적으로 접촉되는 소켓(socket)에 관 한 연구들이 진행되고 있다^[2-5]. 소켓은 절단 부위와 의지를 연 결해주는 부분으로, 대부분 소켓의 경우 제조 공정에 대한 표 준화된 방법이 없으며, 재생산이 어렵고, 성능 또한 제조업체 마다 다르다^[6]. 이러한 이유로 많은 절단 장애인들은 소켓 사 용에 대한 피로감과 불편함을 느끼고, 염증 및 조직 손상 등의 피부 문제가 발생하기도 한다^[7].

따라서 절단 장애인을 위한 맞춤형 소켓 제작에 유용한 정 보인 인체 탄성도를 측정하는 장치들이 개발되고 있다^[8-11]. 측 정된 데이터에서 얻은 생체 역학 모델은 기계적 하중을 인체 에 적용해야 하는 스포츠 의류, 신발, 의지 등에 대해 중요한 정보를 제공할 수 있다^[12,13]. 인체 탄성도 측정 장치의 대표적 인 예로는 MIT의 휴 허(Hugh Herr) 교수팀에서 개발한 장치가 있다^[8]. 이 장치는 총 14개의 압자(indenter)가 측정 부위를 둘 러싸는 형태를 가지고 있다. 11개의 압자는 탄성도(.jpgfness) 를 측정하고자 하는 절단 부위의 고정을 위해 사용된다. 나머 지 3개의 압자 중의 하나는 탄성도 측정을 위해 사용되고, 2개 는 측정 부위의 영향을 주지 않기 위해 사용하지 않는다. 그러 나 11개의 고정용 압자가 고정을 위해 작용하는 힘에 기인하 여 원하지 않는 힘들이 전달되어 측정 부위가 변형되는 문제 점을 가지고 있다. 또한 압자의 끝 단에는 수동 2-자유도(passive two degrees-of-freedom)를 가지는 유니버설 조인트(universal joint)가 배치되어 있고, 이를 통해 인체와 접촉하여 수직으로 압입(indentation)이 이루어질 수 있지만, 구동기(actuator)가 제공하는 힘의 방향과 압자(indenter)가 피부에 압입되어 힘을 측정하는 방향이 서로 상이한 문제가 남는다.

본 논문에서 제안하는 인체 탄성도 측정 장치는 다음과 같 은 3가지의 요소를 고려하여 설계되었다. 첫째, 개발된 장치는 인체에 대한 고정부와 측정부의 위치가 분리되어 작동하면서 실험할 때 발생할 수 있는 피실험자의 움직임을 예방하며 움 직임에 기인한 영향을 최소화한다. 둘째, 측정부의 끝 단이 피 부에 닿는 순간을 측정할 수 있도록 하여 압입되는 정도를 정 확하게 측정한다. 마지막으로, 피실험자의 피부와 측정부 끝 단이 수직이 되는 상태로 압입되도록 설계한다.

본 논문의 2장에서 측정 장치의 하드웨어와 소프트웨어에 대하여 설명하고, 3장에서 인체 탄성도 측정 실험을 위해 사용 되는 센서를 통한 데이터 수집에 관한 것과 실험 절차에 대해 서 기술한다. 또한 4장에서는 본 연구의 실험 결과를 제시하 며, 마지막으로 5장에서는 본 논문의 결론 및 추후 연구방향을 서술한다.

2. 인체 탄성도 측정 장치

인체 탄성도 측정 장치는 [Fig. 1]과 같이 기구적인 측면에 서 크게 측정부(measuring part)와 고정부(fixing part)로 나눌 수 있다. 첫째, 측정부는 총 6개의 압자(indenter)들이 360 도를 기준으로 균등하게 배분하여 압입할 수 있도록 60도 간격으 로 배치되어 있다. 측정부에서 마주하고 있는 압자 사이의 간 격은 약 27 mm에서 최대 115 mm까지 조절할 수 있도록 설계 되었고, 이에 따라 측정 부위의 지름 및 폭 등은 제한을 받는다. 둘째, 고정부는 총 4개의 선형 서보 모터(linear servomotor)가 90 도 간격으로 배치되어 있으며, 측정 부위에서 약 135.5 mm 떨어진 부위를 선형 서보 모터가 4방향에서 누르면서 측정 부 위를 고정시킨다. 또한 측정부와 고정부는 2층 구조로 되어 있 어 피실험자의 인체 탄성도를 측정할 때, 고정부에서 생기는 피부 및 연조직(soft tissues)의 변화에 대한 영향이 측정 부위 로 전이되는 것을 최소화하였다.

[Fig. 1]

Six-axis .jpgfness measurement device composed of the measuring part including indenters and the fixing part

[Fig. 2]는 측정부의 한 축에 대한 전체 구성을 나타낸다. 회 전 DC 모터(rotary DC motor)에 볼 스크류(ball-screw) 및 선형 가이드(linear guide)를 접목시켜 직선 운동(linear motion)이 가 능하도록 하였다. 회전 모터에 장착된 엔코더 (encoder)를 사 용하여 움직인 거리, 즉 피부 겉 면으로부터 압입되는 거리를 측정할 수 있도록 하였고, 로드셀(loadcell)을 부착하여 모터 축 방향으로 인가되는 힘을 측정할 수 있도록 개발하였다. 위 의 두 가지 센서를 사용하여 피실험자의 인체 탄성도(.jpgfness) 를 측정할 수 있다. [Fig. 3]은 압자의 끝 단에 부착된 2축 포텐 쇼미터(potentiometer)를 나타내며, 구동범위가 -30 도 ~ +30 도인 2 자유도를 가진 수동 관절(passive joint)의 역할을 함과 동시에 각도를 측정할 수 있다. [Fig. 3]과 같이 피실험자의 피 부와 압자 사이를 서로 수직 관계로 형성하도록 하며, 동시에 모터 축과 압자 축의 각도를 측정하여 압자가 인체에 압입하 면서 측정되는 수직 힘을 정밀하게 계산할 수 있다.

[Fig. 2]

Structure of the indenter located inside the measuring part, where the indenter consists of DC motor with encoder, ball-screw, loadcell, 2-axis potentiometer, and indenter head

[Fig. 3]

2-axis potentiometer equipped into the indenter

[Fig. 4]는 제안된 인체 탄성도 측정 장치 시스템의 전체적 인 구성을 블록 다이어그램이다. 여기서 x_d [m]와 F_d [N]는 목 표 거리와 목표 힘을 나타내고, θ_x와 θ_y은 각각 포텐쇼미터로 부터 측정된 x-축과 y-축의 각도이다. x[m]와 F[N]는 엔코더 (encoder)로부터 측정된 위치와 로드셀(loadcell)로부터 측정 된 힘이다. PC와 MCU(microprocessor)는 직렬 RS232 통신 (serial RS232 communication)으로 신호를 주고 받을 수 있으 며, PC에서는 고정부와 측정부의 동작 신호, 그리고 IDLE 상 태 복귀 신호를 전송할 수 있다. PC에서 명령을 받은 MCU에 서는 선형 서보 모터에 구동 신호를 전송하거나, CAN 통신을 통해 모터 컨트롤러(motor controller)에게 목표 위치와 힘에 대한 정보를 전달할 수 있다. MCU의 명령에 따라 모터 컨트롤 러는 위치와 힘 제어 중 원하는 제어를 선택하고 회전 모터 (rotary motor)를 구동할 수 있다. 엔코더와 로드셀에서 이동 거 리와 접촉 힘을 동시에 측정하여 탄성도(.jpgfness)를 구하기 위한 파라미터들을 얻을 수 있으며, 압자의 끝 단에 있는 2축 포텐쇼미터로 모터 축과 피부 접촉면 사이의 각도를 측정할 수 있다. 정리하면 제안된 측정 장치에서는 엔코더(encoder)와 로드셀(loadcell), 그리고 2축 포텐쇼미터(potentiometer)를 비 롯하여 총 3개의 센서가 6개의 측정부에 각각 배치되어 있다.

[Fig. 4]

Block diagram of the .jpgfness measurement system for human arm

3. 인체 탄성도 측정 실험

인체 탄성도를 측정하기 위한 세부 사항 및 적용 실험 절차 를 본 장에서 자세히 다루고자 한다. 본 연구는 한양대학교 기 관 생명윤리위원회(the Institutional Review Board: IRB)에서 2018년 7월 (HYI-16-055-6) 생명윤리심의 최종승인을 받은 후에 진행하였다.

3.1 인체 탄성도

엔코더는 한 바퀴 회전 당 256 펄스(pulses per rotation)를 제 공하면서 압자(indenter)가 볼 스크류(ball-screw)를 통해 직진 운동을 할 때, 움직인 거리를 다음 식으로 구할 수 있다.

$\[ x=\frac{n_{PPR}}{256}\cdot l_{Lead} \]$

(1)

여기서 n_PPR은 엔코더에서 출력되는 펄스 수이며, 엔코더와 연 결되어 있는 DC 모터가 시계방향으로 회전하면 증가하고, 반 시계 방향으로 회전하면 감소하게 설정되어 있다. 또한, l_Lead 은 볼 스크류의 리드(lead: distance per one rotation) 길이이며 제 안된 측정 장치에서는 리드가 2 mm인 볼 스크류가 사용되었다.

또한 압자 끝 단에 부착된 2축 포텐쇼미터의 각도와 출력 전 압 사이의 데이터를 측정하여 선형 피팅(linear fitting)을 수행 하였다[Fig. 5], [Table 1]과 같이 R-square의 값은 0.999 이상 으로 선형 피팅한 직선 방정식이 각도-전압 데이터와 아주 유사하게 나타났으며, 이를 통해 측정 부위 면에 법선(normal direction) 방향과 모터 축 사이의 각도를 정밀하게 측정할 수 있었다. [Fig. 6]은 포텐쇼미터의 2자유도 수동 운동에 기인 하여 압자의 끝 단에 생성되는 각도 및 힘을 나타낸 것이다. F_θ 는 로드 셀과 포텐쇼미터의 데이터를 토대로 계산된 측정 부위 면의 수직 힘이며, 모터 축(z축) 방향으로 가하는 힘 F와 x축, y 축 방향으로 꺾이는 각도 θ_x, θ_y를 측정하여 다음 식으로 나타 낼 수 있다.

[Fig. 5]

Relationship between the angle variations of the potentiometer attached on the indenter endpoint and its output voltages, and their linear fitting

Table 1

Linear fitting results of x-axis and y-axis of the potentiometer, where SSE implies the sum of the squared errors, R-square denotes how close the data are to the fitted regression line, and RMSE means the root mean square error

[Fig. 6]

Coordinate system of the 2-axis potentiometer, where the motor axis was assigned to z-axis in the figure

$\[ F_{\theta }=Fcos\theta \]$

(2)

여기서 θ는 포텐쇼미터에서 측정되는 두 축의 각도 θ_x, θ_y를 통해 다음과 같이 계산된다. 이는 모터 축과 측정 부위 면의 법 선 방향 사이의 각도를 나타낸다.

$\[ cos\theta =\frac{1}{\sqrt{ta{n}^2{\theta }_x+ta{n}^2{\theta }_y+1}} \]$

(3)

따라서, 식 (2)와 (3)을 통합하여 F_θ와 F의 관계식을 다음과 같이 구할 수 있다.

$\[ F_{\theta }=F\frac{1}{\sqrt{ta{n}^2{\theta }_x+ta{n}^2{\theta }_y+1}} \]$

(4)

식 (1)과 (4)로부터 본 논문에서 제안한 측정 장치를 통해 인 체 탄성도를 얻기 위한 파라미터들을 구할 수 있으며, 이를 이 용하여 다음 식으로 인체 탄성도 k를 계산할 수 있다.

$\[ k=\frac{F_{\theta }}{x_{dis}} \]$

(5)

여기서 x_dis는 측정 부위와 압자가 접촉한 순간부터 움직인 거 리로, 즉 측정 부위로부터 압입된 거리이다. 인체 탄성도는 측 정부의 6축에 대하여 각각 계산되며, 모든 센서 데이터들은 실 시간 측정이 가능하도록 개발되었다. 단축 상태에서의 탄성 도 측정결과 신뢰성 검증은 실제 스프링을 사용하여 이루어 졌다^[14].

3.2 실험 절차

본 논문에서 제안된 인체 탄성도 측정 장치는 [Fig. 7(a)]와 같이 고정부에 측정하고자 하는 인체 부위를 삽입한 뒤 측정부 에서 탄성도 계산에 필요한 파라미터들을 측정하였다. 상지 절단 환자의 경우, 전완(trans-radial) 절단이 상완(trans-humeral) 절단보다 많이 발생하는 것으로 조사되고 있다^[15]. 따라서 측 정 대상 부위는 피실험자의 왼쪽 전완(forearm)으로 선정하였 으며, [Fig. 7(b)]와 같이 팔꿈치 에서 약 45 mm 떨어진 위치의 인체 탄성도 측정을 진행하였다. 피실험자가 측정 장치에 측 정 부위를 삽입하면, 실험자는 PC를 통해 고정부를 동작하게 하는 명령을 입력한다. 이후, 4개의 선형 서보 모터가 측정 부 위로부터 약 135.5 mm 떨어진 부위를 10 N의 힘으로 고정시 킨다. 고정부가 움직이기 시작하면, 5초 후에 측정부가 동작을 시작한다. 측정부의 압자들은 미리 설정된 힘으로 측정 부위 를 압입하게 되며 실험자가 PC를 통해 복귀 명령 신호를 입력 하지 않는 이상 압입하고 있는 상태를 유지한 다. 복귀 명령 신 호를 보내게 되면 6개의 압자와 4개의 선형 모터는 동시에 측 정 부위로부터 분리되어 시작 위치로 복귀하게 되고 실험이 종료된다.

[Fig. 7]

Experiments of .jpgfness measurement on forearm: (a) snapshot while conducting the experiment, (b) six indentation points on the left arm

4. 실험 결과

[Fig. 8]은 피실험자 전완 측정 실험을 수행하는 약 6초 동안 센서들로부터 받아온 변위, 힘 데이터 및 식 (4)로 계산한 F_θ를 한 축에 대해서 나타낸 것이다. F의 데이터를 토대로 보면, 측 정부가 움직이기 시작하고 약 1초 후에 압자가 측정 부위와 접 촉하면서 값이 증가하는 것을 볼 수 있다. 피부 및 연조직의 변 화율 x_dis는 접촉한 순간부터 측정되는 거리이다. 이번 실험에 서는 모터 데이터를 토대로 보면, 측정부가 움직이기 시작하 고 약 1초 후에 압자가 측정 부위와 접촉하면서 값이 증가하는 것을 볼 수 있다. 피부 및 연조직의 변화율 x_dis는 접촉한 순간 부터 측정되는 거리이다. 이번 실험에서는 모터 축방향으로 약 10 N의 힘이 출력되도록 설정하였으며, 모터 축 방향으로 가하는 힘 F와 피부에 수직으로 가해지는 힘 F_θ를 비교해보면 약 0.5 N의 차이가 존재하는 것으로 계산된다.

[Fig. 8]

Experimental results obtained from the loadcell and the encoder, and Fθ implies the force of Eq. (4)

[Table 2]는 총 4명의 피실험자에게서 압자 6축으로부터 얻 은 데이터의 평균과 표준편차를 [Fig. 7(b)]의 측정 부위에 적 힌 번호 순으로 나타낸 것이다. 또한 측정 데이터 값은 천이 (transient) 상태를 거치고 난 후 정상 상태(steady-state)일 때의 값으로 제시되었다. 여기서 x_dis는 피부 접촉 후 이동 거리를 나타내고, cos θ는 식 (3)으로부터 계산된 피부와 모터 축 사이 각도의 코사인(cosine) 값이며, F_θ는 식 (4)로부터 계산한 실제 피부에 압입되는 힘이다. k는 각 측정 부위의 인체 탄성도를 나타낸다. 또한 각 매개 변수의 오버 라인(over line) 표기법은 네 명의 피실험자에 대한 평균값을 나타내고, σ는 해당 매개 변수의 표준 편차를 나타냅니다. 본 논문에서 인체 탄성도는 식 (5)를 이용하여 계산되었다. 예를 들어, 탄성도가 크다면 값 이 해당 압입 부분이 상대적으로 단단하다는 것을 의미한다.

Table 2

Experimental results of four subjects

실험 결과를 정리한 [Table 2] 및 [Fig. 9]를 통해 각 측정 부 위의 인체 탄성도 평균값을 비교해보면, 요골(radius), 척골 (ulna)과 가장 가까운 부위인 point (5)가 3.059 [N/mm]로 가장 단단한 부위로 나타났으며, 반대로 요골/척골과 가장 멀리 떨 어져 있는 부위인 point (3)이 0.697 [N/mm]로 가장 부드러운 부위인 것을 확인할 수 있었다. 또한 [Fig. 9]에서 보이듯이 인 체 탄성도의 평균값이 가장 낮은 부위일 때 피실험자 간의 차 이가 큰 경향이 나타났다^{(표준편차: 0.683)}. 그 이유는 사람마다 근 육, 지방과 같은 연조직(soft-tissue)과 피부 등의 두께 차이가 큰 부위이기 때문일 것이라고 추측된다. 반대로 인체 탄성도 가 가장 높은 부위일 때 피실험자 간의 차이가 적게 나타났다^{(표준편차: 0.361)}. 이것은 피부와 뼈가 다른 부위에 비해 근접해 있 어서 연조직 및 피부가 가지는 영향이 비교적 적게 나타나기 때문이라고 추측된다.

[Fig. 9]

Means and standard deviations of the measured .jpgfnesses at six indentation points of the left forearm as suggested in [Fig. 7]

5. 결 론

본 연구는 의수 소켓 제작을 위한 인체 탄성도 측정 장치 개 발 및 데이터 처리에 관한 것이다. 측정 시스템은 압자 6개의 측정부와 선형 서보 모터 4개의 고정부로 구성된다. 또한 측정 시 발생하는 피실험자의 움직임을 4개의 선형 서보 모터에서 예방하고자 하였고, 6개의 압자를 이용하여 60도 간격으로 인 체 탄성도를 동시 측정할 수 있도록 하였다. 측정부와 고정부 를 2층 구조로 설계하여 서로간의 간섭 효과를 최소화하였다. 압자 각 축에는 각각 엔코더, 로드셀, 2축-포텐쇼미터 총 3개의 센서를 부착했으며, 실시간으로 엔코더와 로드셀 데이터를 획 득하여 인체 탄성도 계산에 필요한 파라미터들을 얻었다. 2축- 포텐쇼미터를 수동 2 자유도 유니버설 조인트로 활용하여 압 자가 측정 부위에 수직으로 압입되도록 하였고, 각도와 전압 데이터 사이의 선형 피팅을 통해 모터 축과 압입 축 사이의 각 도를 측정하였다. 궁극적으로 탄성도를 계산할 때 변위와 같은 방향의 힘 성분으로 사용하여 탄성도 계산의 정확성을 높였다.

최종적으로 피실험자의 왼쪽 전완에 대하여 6방향의 인체 탄성도를 실시간으로 구할 수 있었다. 그러나 비교적 팔의 두 께가 얇은 피실험자에게는 압자 끝 단의 지름 크기가 맞지 않 아 불안정한 모습이 관찰되기도 하였다. 이러한 문제점들을 보완하여, 실험 대상에 대한 측정 부위를 확대하고, 인체 전완 3D-모델링에 측정 데이터를 통합하여 시각화(visualization)하 는 방법에 대한 후속 연구가 필요하다고 판단된다.

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