KR20050081995A - Electronotive wheelchair for controlling an electromyogram an its controlling method - Google Patents
Electronotive wheelchair for controlling an electromyogram an its controlling method Download PDFInfo
- Publication number
- KR20050081995A KR20050081995A KR1020040010333A KR20040010333A KR20050081995A KR 20050081995 A KR20050081995 A KR 20050081995A KR 1020040010333 A KR1020040010333 A KR 1020040010333A KR 20040010333 A KR20040010333 A KR 20040010333A KR 20050081995 A KR20050081995 A KR 20050081995A
- Authority
- KR
- South Korea
- Prior art keywords
- emg
- wheelchair
- electric wheelchair
- control
- signal
- Prior art date
Links
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06F—ELECTRIC DIGITAL DATA PROCESSING
- G06F3/00—Input arrangements for transferring data to be processed into a form capable of being handled by the computer; Output arrangements for transferring data from processing unit to output unit, e.g. interface arrangements
- G06F3/12—Digital output to print unit, e.g. line printer, chain printer
-
- B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
- B41—PRINTING; LINING MACHINES; TYPEWRITERS; STAMPS
- B41F—PRINTING MACHINES OR PRESSES
- B41F17/00—Printing apparatus or machines of special types or for particular purposes, not otherwise provided for
-
- B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
- B41—PRINTING; LINING MACHINES; TYPEWRITERS; STAMPS
- B41J—TYPEWRITERS; SELECTIVE PRINTING MECHANISMS, i.e. MECHANISMS PRINTING OTHERWISE THAN FROM A FORME; CORRECTION OF TYPOGRAPHICAL ERRORS
- B41J2/00—Typewriters or selective printing mechanisms characterised by the printing or marking process for which they are designed
- B41J2/005—Typewriters or selective printing mechanisms characterised by the printing or marking process for which they are designed characterised by bringing liquid or particles selectively into contact with a printing material
- B41J2/01—Ink jet
-
- B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
- B41—PRINTING; LINING MACHINES; TYPEWRITERS; STAMPS
- B41J—TYPEWRITERS; SELECTIVE PRINTING MECHANISMS, i.e. MECHANISMS PRINTING OTHERWISE THAN FROM A FORME; CORRECTION OF TYPOGRAPHICAL ERRORS
- B41J3/00—Typewriters or selective printing or marking mechanisms characterised by the purpose for which they are constructed
- B41J3/407—Typewriters or selective printing or marking mechanisms characterised by the purpose for which they are constructed for marking on special material
Landscapes
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Theoretical Computer Science (AREA)
- Human Computer Interaction (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- General Engineering & Computer Science (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Electric Propulsion And Braking For Vehicles (AREA)
Abstract
가. 청구범위에 기재된 발명이 속하는 기술분야.end. The technical field to which the invention described in the claims belongs.
본 발명은 근전도 신호 제어형 전동휠체어에 관한 것으로, 보다 상세하게는 사용자의 의도에 따라 서로 다른 두 어깨 근육을 수의 수축함으로써 전동휠체어의 방향을 제어할 수 있는 근전도 신호 제어형 전동휠체어에 관한 것이다.The present invention relates to an EMG-controlled electric wheelchair, and more particularly, to an EMG-controlled electric wheelchair that can control the direction of the electric wheelchair by contracting two different shoulder muscles according to the intention of the user.
나. 발명이 해결하려는 기술적 과제.I. The technical problem to be solved by the invention.
종래의 전동휠체어는 대부분 사용자가 의도하는 방향의 정보를 조이스틱으로 입력하는 방식을 사용하고 있는데, 경추손상에 의한 마비환자나 양쪽 전완 또는 상완 절단환자와 같이 손을 사용할 수 없는 절단환자는 사용할 수가 없는 문제점이 있었다.Conventional electric wheelchairs use a method of inputting information of the direction intended by the user with a joystick, which cannot be used by paralyzed patients due to injury of the cervical spine or cutting patients who cannot use their hands such as both forearm or upper arm cutting patients. There was a problem.
상기 문제점을 해결하기 위해 최근 들어 음성 또는 영상을 이용한 제어 등의 방법을 이용한 휠체어가 제안되고 있으나, 음성을 이용하는 경우에는 소음이 있는 환경에서 명령자의 음성을 인식하기 어렵고, 그 외의 방법들은 대부분 영상을 이용하여 인식하였기 때문에 인식속도 및 인식률에 문제가 있었다.In order to solve the problem, wheelchairs using a method such as a control using voice or video have been recently proposed, but it is difficult to recognize a voice of a commander in a noisy environment when using voice, and most other methods use images. There was a problem in recognition speed and recognition rate because it was recognized by using
다. 발명의 해결방법의 요지.All. Summary of the Solution of the Invention.
본 발명은 상기와 같은 문제점을 해결하기 위한 창안된 것으로, 전동휠체어용 조이스틱을 이용할 수 없는 사용자가 어깨를 올릴 때 발생하는 근전도 신호를 방향을 문턱치와 비교하여 사용자의 휠체어 제어 의도를 전동휠체어에 장착된 제어기에서 바로 인식하고, 전동휠체어의 방향 및 동작을 제어할 수 있는 전동휠체어 시스템 및 제어방법을 제공함에 있다.The present invention was devised to solve the above problems, and the user's wheelchair control intention is mounted on the electric wheelchair by comparing the direction of the EMG signal generated when the user who cannot use the joystick for the electric wheelchair raises his shoulder. The present invention provides an electric wheelchair system and a control method capable of immediately recognizing a controller and controlling the direction and operation of the electric wheelchair.
라. 발명의 중요한 용도la. Important uses of the invention
근전도 신호 제어형 전동휠체어.EMG-controlled electric wheelchair.
Description
본 발명은 근전도 신호 제어형 전동휠체어에 관한 것으로, 보다 상세하게는 사용자의 의도에 따라 서로 다른 두 어깨 근육을 수의 수축(voluntary contraction)함으로써 전동휠체어의 방향을 제어할 수 있는 근전도 신호 제어형 전동휠체어에 관한 것이다.The present invention relates to an EMG-controlled electric wheelchair, and more particularly, to an EMG-controlled electric wheelchair that can control the direction of the electric wheelchair by voluntary contraction of two different shoulder muscles according to a user's intention. It is about.
종래의 전동휠체어는 대부분 사용자가 의도하는 방향의 정보를 조이스틱으로 입력하는 방식을 사용하고 있는데, 경추손상에 의한 마비환자나 양쪽 전완 또는 상완 절단환자와 같이 손을 사용할 수 없는 절단환자는 사용할 수가 없는 문제점이 있었다.Conventional electric wheelchairs use a method of inputting information of the direction intended by the user with a joystick, which cannot be used by paralyzed patients due to injury of the cervical spine or cutting patients who cannot use their hands such as both forearm or upper arm cutting patients. There was a problem.
상기 문제점을 해결하기 위해 최근 들어 국내외에서 장애자를 대상으로 연구된 휠체어로는 음성을 이용한 제어, 눈동자 움직임을 이용한 제어, 머리 움직임을 이용한 제어 등의 방법을 이용한 휠체어가 제안되고 있다.In order to solve the above problems, wheelchairs which have been recently studied for persons with disabilities at home and abroad have been proposed using methods such as control using voice, control using eye movement, control using head movement, and the like.
그러나 음성을 이용하는 경우에는 소음이 있는 환경에서 명령자의 음성을 인식하기 어렵고, 그 외의 방법들은 대부분 영상을 이용하여 인식하였기 때문에 인식속도 및 인식률에 문제가 있었고, 또한 많은 인터페이스용 장치를 필요로 함에 따라 공간적 제약이 발생하며, 비용이 많이 든다는 문제점이 있었다.However, in case of using voice, it is difficult to recognize the commander's voice in the noisy environment, and most of the other methods are recognized using images, which causes problems in recognition speed and recognition rate, and also requires a lot of interface devices. There is a problem that a space constraint occurs, it is expensive.
본 발명은 상기와 같은 문제점을 해결하기 위한 창안된 것으로, 전동휠체어용 조이스틱을 이용할 수 없는 사용자가 어깨를 올릴 때 발생하는 근전도 신호를 방향을 문턱치와 비교하여 사용자의 휠체어 제어 의도를 전동휠체어에 장착된 제어기에서 바로 인식하고, 전동휠체어의 방향 및 동작을 제어할 수 있는 전동휠체어 시스템 및 제어방법을 제공함에 있다. The present invention was devised to solve the above problems, and the user's wheelchair control intention is mounted on the electric wheelchair by comparing the direction of the EMG signal generated when the user who cannot use the joystick for the electric wheelchair raises his shoulder. The present invention provides an electric wheelchair system and a control method capable of immediately recognizing a controller and controlling the direction and operation of the electric wheelchair.
상기와 같은 목적을 달성하기 위해 본 발명에 따른 근전도 신호 제어형 전동휠체어는 인체의 서로 다른 두 근육 부위(특히 양쪽 어깨 올림근)의 수의 수축으로부터 사용자의 의도를 인식하고, 상기 의도의 조합을 통해 휠체어 방향제어 명령을 생성하는 근전도 측정모듈과, 상기 근전도 측정모듈로부터 입력된 제어 명령에 의해 휠체어의 방향 및 속도를 제어하는 휠체어 제어모듈을 포함하여 구성된 것을 특징으로 한다.In order to achieve the above object, the EMG-controlled electric wheelchair according to the present invention recognizes the user's intention from contraction of the number of two different muscle parts of the human body (particularly, both shoulder lifters), and through the combination of the intentions EMG measurement module for generating a wheelchair direction control command, and a wheelchair control module for controlling the direction and speed of the wheelchair by the control command input from the EMG measurement module.
또한 본 발명에 의한 근전도 신호 제어형 전동휠체어의 제어방법은 근전도 신호를 입력하기 위한 신호 수집 단계와, 상기 단계에서 입력된 근전도 신호로부터 수의 수축의 유무를 판단하기 위한 인식단계와, 양쪽 근전도의 수의 수축 유무를 조합하여 전동휠체어 제어명령을 생성하는 단계와, 상기 단계에서 생성된 제어명령을 전동휠체어 제어모듈에 전달하는 단계와, 전동휠체어의 제어를 위해서 상기 근전도 측정모듈로부터 제어명령을 수신하는 단계와, 역기구학을 이용하여 휠체어 바퀴의 직진속도 및 회전속도를 계산하여 결정하는 단계와, 상기 단계에서 정해진 속도를 정확하게 제어하기 위한 속도 제어단계를 포함하여 이루어진 것을 특징으로 한다. In addition, the control method of the EMG-controlled electric wheelchair according to the present invention includes a signal collection step for inputting an EMG signal, a recognition step for determining the presence or absence of contraction of numbers from the EMG signal input in the step, and the number of both EMG Generating an electric wheelchair control command by combining the presence or absence of a contraction; transmitting the control command generated in the step to the electric wheelchair control module; and receiving a control command from the EMG measurement module for controlling the electric wheelchair. And a step of calculating and determining the straight and rotational speeds of the wheelchair wheel using inverse kinematics, and a speed control step for precisely controlling the speed determined in the step.
이하에서는 첨부 도면을 참조하여 본 고안의 가장 바람직한 일 실시 예를 상세히 설명하기로 한다. 우선, 각 도면을 설명함에 있어, 동일한 구성 요소들에 한해서는 비록 다른 도면상에 도시되더라도 가능한 한 동일한 참조부호를 갖는다.Hereinafter, with reference to the accompanying drawings will be described in detail the most preferred embodiment of the present invention. First, in describing each of the drawings, the same components have the same reference numerals as much as possible even though they are shown in different drawings.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 근전도 신호 제어형 전동휠체어 시스템 구성도로서, 본 발명은 크게 근전도 측정모듈(100)과 휠체어 제어모듈(200)의 두 부분으로 나뉘어져 있으며, 상기 두 모듈(100)(200)은 각각 프로세서를 가지고 있어서 서로 분산되어 처리하고, 정보는 직렬통신을 이용하여 전달한다. 따라서 처리 프로세서의 부담이 적어 고속화 실현이 가능하다는 특징이 있다.1 is a configuration of the EMG signal-controlled electric wheelchair system according to an embodiment of the present invention, the present invention is largely divided into two parts, the EMG measurement module 100 and the wheelchair control module 200, the two modules 100 Each 200 has a processor, which is distributed with each other, and transmits information using serial communication. Therefore, the burden on the processing processor is small, which makes it possible to realize high speed.
상기 도 1을 참조하여 본 발명에 따른 근전도 신호 제어형 전동휠체어 시스템의 전반적인 제어 처리 과정을 설명하면, 우선 근전도 측정모듈(100)에서는 사용자의 양쪽 근육에 부착된 근전도 전극(10)으로부터 근전도 신호를 입력하기 위한 신호를 수집하고(S101), 상기 단계(S101)에서 입력된 근전도 신호로부터 수의 수축의 유무를 판단하여 사용자의 의도를 인식하게 된다.(S102) Referring to FIG. 1, the overall control process of the EMG-controlled electric wheelchair system according to the present invention will be described. First, the EMG measurement module 100 inputs an EMG signal from an EMG electrode 10 attached to both muscles of a user. Collecting a signal for (S101), by determining the presence or absence of the contraction of the number from the EMG signal input in the step (S101) to recognize the user's intention (S102).
다음 양쪽 근전도의 수의 수축 유무를 조합하여 전동휠체어 제어명령을 생성하고(S103), 상기 단계(S103)에서 생성된 제어명령을 휠체어 제어모듈(200)에 전송하는 것이다.(S104) Next, the electric wheelchair control command is generated by combining the number of contractions of both EMGs (S103), and the control command generated in the step S103 is transmitted to the wheelchair control module 200. (S104)
이에 따라, 상기 휠체어 제어모듈(200)에서는 전동휠체어의 제어를 위해서 상기 근전도 측정모듈(100)로부터 직렬통신을 이용해 제어명령을 수신하게 되고(S201), 다음 역기구학을 이용하여 휠체어 바퀴의 직진속도 및 회전속도를 결정하며(S202), 역운동학으로 휠체어의 양쪽 바퀴속도를 계산한 후에(S203) 상기 단계(S203)에서 정해진 양쪽 바퀴의 속도를 정확하게 제어하게 되는 것이다.(S204~ S205)Accordingly, the wheelchair control module 200 receives a control command from the EMG measurement module 100 through serial communication for the control of the electric wheelchair (S201), and the linear speed of the wheelchair wheel using the following inverse kinematics. And determine the rotational speed (S202), and after calculating both wheel speeds of the wheelchair by inverse kinematics (S203), it is to accurately control the speed of both wheels determined in the step (S203). (S204 ~ S205)
도 2는 근전도 신호처리 과정을 나타낸 블록도로서, 우선 사용자의 양쪽 어깨 올림근 위에 표면전극(10)을 부착하고 두 근육 부위에서 근전도 신호를 수집한다.FIG. 2 is a block diagram illustrating an EMG signal processing process. First, surface electrodes 10 are attached to both shoulder lift muscles of a user, and EMG signals are collected from two muscle parts.
이 때 상기 근전도 신호는 대략 10mV 정도이므로 60dB 이득을 갖는 차동 증폭기(20)를 이용해 근육간의 전위차를 증폭하여 신호를 측정 가능한 레벨로 증폭시키고, 다음 근전도 신호의 주성분만을 취득하기 위해 대역통과필터(30)를 통과하고, 60Hz 전원잡음을 제거하기 위하여 대역저지필터(40)를 거친다.In this case, since the EMG signal is about 10 mV, the potential difference between muscles is amplified using the differential amplifier 20 having a 60 dB gain to amplify the signal to a measurable level, and the bandpass filter 30 to acquire only the main component of the next EMG signal. Pass through the band stop filter 40 to remove 60Hz power noise.
마지막으로 식 (1)로 표현되는 사용자의 어깨올림 의도에 해당하는 신호, 즉 IEMG(t)를 얻기 위하여 전파정류 및 이동평균회로(50)를 거친다.Finally, to obtain a signal corresponding to the user's shoulder lifting intention represented by Equation (1), that is, IEMG (t), it passes through a full-wave rectification and moving average circuit 50.
(1) (One)
여기서 T는 적분시간이고, 0.5초간의 취득한 근전도 신호를 적분하는 것이다.Here, T is an integration time and integrates the acquired EMG signal for 0.5 second.
다음으로 IEMG(t) 신호를 사용자의 근육 상태에 따라 정하여 둔 문턱치(threshold value)와 비교하여 근육의 동작 유무를 판단한다.Next, the operation of the muscle is determined by comparing the IEMG (t) signal with a threshold value determined according to the muscle state of the user.
이 때, 상기 IEMG(t) 신호가 정해진 문턱치 보다 높을 경우, 근육의 움직임이 있음(on)으로 인식하고, 만약 IEMG(t) 신호가 정해진 문턱치 보다 낮을 경우에는 근육의 움직임이 없음(off)으로 인식하게 된다.At this time, if the IEMG (t) signal is higher than the predetermined threshold, the muscle is recognized as on (on), and if the IEMG (t) signal is lower than the predetermined threshold, the muscle movement is off (off). To be recognized.
이러한 비교에 의한 인식은 매 0.1초마다 수행되는데, 도 3은 IEMG 출력신호의 예를 보여주는 것으로, 23~24초 사이, 26~27초 사이, 그리고 30~31초 사이에서 양쪽의 근육에서 동시에 움직였음을 보여주는 예이다.Recognition by this comparison is performed every 0.1 seconds. FIG. 3 shows an example of the IEMG output signal, which simultaneously moves in both muscles between 23 and 24 seconds, between 26 and 27 seconds, and between 30 and 31 seconds. It is an example showing that.
상기 예와 같이 인식한 두 근육 부위의 움직임 on/off 인식 결과를 조합하여 전동휠체어 제어 명령을 생성하게 된다. The electric wheelchair control command is generated by combining the movement on / off recognition results of the two muscle parts recognized as in the above example.
예를 들어 양쪽 어깨 올림근의 동작에 따른 전동휠체어의 제어명령은 다음 표 1과 같이 구성할 수 있는데, 만약 사용자가 한쪽의 어깨만을 올리게 되면 올린 쪽 방향으로 방향전환을 나타내고, 만약 양쪽 어깨를 동시에 올리면 "멈춰" 명령과 "앞으로 가" 명령이 교번하게 되며, 만약 양쪽 어깨 모두 움직임이 없는 것으로 인식하면 제어명령이 생성되지 않고 대기상태로 있게 되는 것이다. For example, the control command of the electric wheelchair according to the operation of both shoulder lift muscles can be configured as shown in Table 1 below. If the user raises only one shoulder, the direction of change is indicated in the upward direction. Raising it alternates between "stop" and "go forward" commands, and if both shoulders recognize that there is no movement, the control command is not generated and is in a waiting state.
표 1. 양쪽 어깨 올림근의 움직임(on/off)에 의한 휠체어 제어명령Table 1. Wheelchair control commands by on / off movement of both shoulder lifters
또한, 본 발명에 실시 예에 따른 어깨 올림 근전도 신호 제어형 전동휠체어는 종래의 조이스틱 제어형 전동휠체어와 달리 휠체어의 방향 전환 후 직진으로 진행하고자 할 때에는 동시에 어깨올림이 없이 올렸던 어깨를 내리기만 하면 직진 모드로 전환되는 것을 특징으로 하는데, 도 4는 휠체어의 각 동작 상태에서 제어 명령이 주어졌을 때, 휠체어의 방향전환 및 멈춤과 전진에 관한 상태 천이도를 보이는 것이다. In addition, the shoulder raising EMG signal-controlled electric wheelchair according to an embodiment of the present invention, in contrast to the conventional joystick-controlled electric wheelchair, when the user wants to go straight after changing the direction of the wheelchair, at the same time, only to lower the shoulder that was raised without raising the shoulder to the straight mode. It is characterized in that the conversion, Figure 4 shows a state transition diagram regarding the direction and stop and forward of the wheelchair when the control command is given in each operation state of the wheelchair.
즉, 만약 사용자가 왼쪽 어깨를 올리게 되면(L=1/R=0) 휠체어가 왼쪽으로 방향 전환을 하게 되고, 그 후 사용자가 올렸던 왼쪽 어깨를 내리기만 하면(L=0/R=0) 바로 직진 모드로 전환하는 것이다. That is, if the user raises his left shoulder (L = 1 / R = 0), the wheelchair will turn to the left, and then if he just lowers his left shoulder (L = 0 / R = 0) Is to switch to straight mode.
물론 사용자가 왼쪽으로 방향 전환을 한 후에(L=1/R=0) 직진하는 것이 아니라 멈추길 원하면 올렸던 왼쪽 어깨는 놔두고 오른쪽 어깨를 마저 올림으로써(L=1/R=1) 멈춤 모드로 전환할 수도 있다.Of course, if the user turns to the left (L = 1 / R = 0) and wants to stop, rather than go straight, leave the raised left shoulder and raise the right shoulder (L = 1 / R = 1) to stop. You may.
반대의 경우에도 마찬가지 방법으로 상태 천이가 가능하며, 이 밖에도 상기 도 4에서와 같이 다양하게 전동휠체어의 방향전환 및 멈춤과 전진 제어를 할 수 있는 것이다. In the opposite case, the state transition is possible in the same manner, and in addition, the direction change and the stop and the forward control of the electric wheelchair can be variously performed as shown in FIG.
상기와 같이 정해진 방향정보에 의해 휠체어의 양쪽 바퀴의 속도를 제어하게 되며, 이 때 휠체어의 제어의 연속성을 위해 분산, 병렬적 처리 방법을 이용하여 수행하게 되는 것이다.As described above, the speeds of both wheels of the wheelchair are controlled by the determined direction information. In this case, the distributed and parallel processing methods are performed for the continuity of the control of the wheelchair.
도 5는 근전도 측정모듈 하드웨어를 나타낸 시스템 구성도로서, 근전도 전극 1(10a) 및 2(10b)는 사용자의 근육부위에 부착되어 근전도 신호를 취득하는 센서이며, 입력된 근전도 신호로부터 상기 도 2에서와 같은 근전도 신호 처리과정을 거쳐 IEMG(t)를 획득하고, 아날로그-디지털 변환기(ADC)(102)를 거쳐 마이컴에 입력한다.5 is a system configuration diagram showing EMG measurement module hardware, wherein EMG electrodes 1 (10a) and 2 (10b) are sensors attached to a muscle part of a user to acquire an EMG signal, and from the input EMG signal in FIG. 2. IEMG (t) is obtained through the EMG signal processing process as described above, and input to the microcomputer through the analog-to-digital converter (ADC) 102.
다음 기 설정된 문턱치와 비교하여 사용자의 의도를 인식하고, 각 의도를 조합하여 상기 표 1과 같은 명령을 직렬통신 프로토콜로써 전동휠체어에 전송되는 것이다.Next, the user's intention is recognized by comparing with the preset threshold, and each command is combined to transmit the command shown in Table 1 to the electric wheelchair as a serial communication protocol.
또한, 사용자의 어깨올림 의도에 따라 휠체어의 방향 및 속도를 결정하고 그 결과를 제어기로 직렬통신을 이용하여 전달한 뒤, 다시 어깨 근전도 신호를 취득하기 위해 다시 처음 근전도 신호 취득단계로 되돌아가게 된다. In addition, after determining the direction and speed of the wheelchair according to the user's intention to lift the shoulder, the result is transmitted to the controller using serial communication, and then the EMG signal is returned to the first EMG signal acquisition step again to acquire the shoulder EMG signal.
도 6은 전동휠체어 제어모듈 하드웨어를 나타낸 시스템 구성도로서, 조이스틱 제어 입력과 근전도 신호 제어 입력을 구분하는 선택 스위치(201)(202)를 조정하여 두 제어입력 모드 중 한 가지를 선택할 수 있으며, 각각의 모드는 직진 속도와 회전속도를 명령하도록 되어 있다.6 is a system configuration diagram showing the electric wheelchair control module hardware. One of the two control input modes may be selected by adjusting selection switches 201 and 202 for distinguishing between the joystick control input and the EMG signal control input. Mode is to command straight speed and rotation speed.
이 때, 만약 근전도 신호 제어 모드일 경우에는 직진 속도와 회전속도는 안전성을 유지하기 위해 정속도로 한다.At this time, in the EMG signal control mode, the straight speed and the rotation speed are constant speeds to maintain safety.
왼쪽 바퀴속도 와 오른쪽 바퀴속도 가 주어지면 직진속도 와 회전속도 는 다음 식 (2) 및 식 (3)과 같은 식으로 나타낼 수 있다.Left wheel speed And right wheel speed If given, go straight And rotation speed Can be represented by the following formulas (2) and (3).
(2) (2)
(3) (3)
여기서 L은 두 바퀴간의 간격을 나타내며, 따라서 직진속도와 회전속도가 주어지면 각 바퀴의 속도는 다음 식 (4)와 같이 역기구학을 이용하여 얻을 수 있다.Where L is the distance between the two wheels, and given the straight and rotational speeds, the speed of each wheel can be obtained using inverse kinematics as shown in the following equation (4).
(4) (4)
상기 식 (4)에 의해 각 바퀴의 목표 속도가 주어지면, PI 제어기법을 적용하여 각 바퀴의 속도를 피드백 제어하게 되는 것이다.Given the target speed of each wheel by Equation (4), the PI controller method is applied to feedback control of the speed of each wheel.
이 때 각각의 바퀴에는 엔코더가 부착된 DC모터(211)(212)가 장착되어 있고, 이를 구동하기 위해 파워구동모듈(209)(210)과 PWM 제어 구동방식을 사용한다.At this time, each wheel is equipped with an DC motor 211, 212 with an encoder attached, and uses the power drive module 209 (210) and PWM control drive method to drive it.
또한, 본 발명에 따른 전동휠체어는 입력측의 선택 스위치에 음성이나 영상, 그 외 다른 형태의 입력장치를 부착하면 장애자의 장애종류에 따라서도 환자에 적응하여 휠체어를 제어할 수 있도록 되어 있다.In addition, the electric wheelchair according to the present invention is adapted to control the wheelchair by adapting to the patient according to the type of disability of the disabled by attaching an audio, video, or other type of input device to the selection switch on the input side.
상술한 바와 같이 본 발명에 따르면, 종래 전동휠체어의 조이스틱을 조종할 수 없는 양쪽 전완 또는 상완 절단환자라 하더라도 어깨를 올릴 때 발생되는 근전도 신호를 문턱치와 비교하여 제어명령을 내리는 방법을 이용함으로써 전동휠체어의 방향 및 속도를 제어할 수 있다. 이 때, 상기 문턱치는 사용하는 환자에 적응하여 설정할 수 있기 때문에 다양한 환자에 대해서 적용할 수 있는 장점이 있다.As described above, according to the present invention, even in both forearm or upper arm cutting patients who can not control the joystick of the conventional electric wheelchair, the electric wheelchair by using the method to give a control command by comparing the EMG signal generated when raising the shoulder with the threshold You can control the direction and speed of. At this time, since the threshold can be set to adapt to the patient to use, there is an advantage that can be applied to a variety of patients.
또한 이 방법을 응용하여 어깨 근전도 신호뿐만 아니라 환자의 장애에 따라서 다양한 부위의 근전도 신호를 측정하여 휠체어 제어 외에도 다른 복지용 재활기기에 적용될 수 있는 등 그 응용범위가 매우 넓다고 할 수 있다.In addition, the application of this method can be applied to other welfare rehabilitation equipment in addition to wheelchair control by measuring the EMG signals of various parts according to the patient's disorder as well as shoulder EMG signals.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 근전도 신호 제어형 전동휠체어 시스템 구성도.1 is a configuration of the EMG signal-controlled electric wheelchair system according to an embodiment of the present invention.
도 2는 근전도 신호처리 과정을 나타낸 블록도.2 is a block diagram showing an EMG signal processing process;
도 3은 IEMG 출력신호 및 설정 문턱치의 출력결과를 보여주는 예시도.3 is an exemplary view showing an output result of an IEMG output signal and a setting threshold.
도 4는 전동휠체어의 제어명령에 따른 상태 천이를 나타낸 예시도.4 is an exemplary view showing a state transition according to a control command of an electric wheelchair.
도 5는 근전도 측정모듈 하드웨어를 나타낸 시스템 구성도.5 is a system configuration diagram showing the EMG measurement module hardware.
도 6은 전동휠체어 제어모듈 하드웨어를 나타낸 시스템 구성도.6 is a system configuration diagram showing the electric wheelchair control module hardware.
<도면의 주요 부분에 대한 부호의 설명><Explanation of symbols for the main parts of the drawings>
10 : 근전도 전극 20 : 차동증폭기10: EMG electrode 20: Differential amplifier
30 : 대역통과필터 40 : 대역저지필터30: band pass filter 40: band stop filter
50 : 전파 정류 및 이동평균회로 100 : 근전도 측정 모듈50: full-wave rectification and moving average circuit 100: EMG measurement module
101 : 근전도 신호 처리부 102 : ADC101: EMG signal processor 102: ADC
103 : 비교인식 프로그램 104 : 직렬통신부103: comparative recognition program 104: serial communication unit
201, 202 : 선택스위치 203 : 통신 모듈201, 202: selector switch 203: communication module
204 : ADC 209, 210 : 구동 모듈 204: ADC 209, 210: drive module
211, 212 : DC 모터211, 212: DC motor
Claims (3)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| KR1020040010333A KR100791883B1 (en) | 2004-02-17 | 2004-02-17 | Electronotive wheelchair for controlling an electromyogram an its controlling method |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| KR1020040010333A KR100791883B1 (en) | 2004-02-17 | 2004-02-17 | Electronotive wheelchair for controlling an electromyogram an its controlling method |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| KR20050081995A true KR20050081995A (en) | 2005-08-22 |
| KR100791883B1 KR100791883B1 (en) | 2008-01-07 |
Family
ID=37268490
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| KR1020040010333A KR100791883B1 (en) | 2004-02-17 | 2004-02-17 | Electronotive wheelchair for controlling an electromyogram an its controlling method |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| KR (1) | KR100791883B1 (en) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP1779820A3 (en) * | 2005-10-28 | 2009-03-04 | Electronics and Telecommunications Research Institute | Apparatus and method for controlling vehicle by teeth-clenching |
| KR20160006843A (en) * | 2014-07-09 | 2016-01-20 | 한양대학교 에리카산학협력단 | Method and Apparatus for Continuous Control of Electric Wheelchair using EMG |
| CN111857326A (en) * | 2019-04-25 | 2020-10-30 | 北京小米移动软件有限公司 | Signal control method and device |
| CN113520740A (en) * | 2020-04-13 | 2021-10-22 | 广东博方众济医疗科技有限公司 | Wheelchair bed control method and device, electronic equipment and storage medium |
| CN117084872A (en) * | 2023-09-07 | 2023-11-21 | 中国科学院苏州生物医学工程技术研究所 | Walking aid control method, system and medium based on neck myoelectricity and walking aid |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN103412640A (en) * | 2013-05-16 | 2013-11-27 | 胡三清 | Device and method for character or command input controlled by teeth |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR900004899B1 (en) * | 1988-05-18 | 1990-07-09 | 김성환 | Electromyograph signal processing system |
| US6411843B1 (en) | 1999-05-28 | 2002-06-25 | Respironics, Inc. | Method and apparatus for producing a model EMG signal from a measured EMG signal |
| KR100488684B1 (en) * | 2003-01-28 | 2005-05-11 | 한국과학기술원 | Powered wheelchair interface method for the spinal cord injury person |
-
2004
- 2004-02-17 KR KR1020040010333A patent/KR100791883B1/en active IP Right Grant
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP1779820A3 (en) * | 2005-10-28 | 2009-03-04 | Electronics and Telecommunications Research Institute | Apparatus and method for controlling vehicle by teeth-clenching |
| KR20160006843A (en) * | 2014-07-09 | 2016-01-20 | 한양대학교 에리카산학협력단 | Method and Apparatus for Continuous Control of Electric Wheelchair using EMG |
| CN111857326A (en) * | 2019-04-25 | 2020-10-30 | 北京小米移动软件有限公司 | Signal control method and device |
| CN113520740A (en) * | 2020-04-13 | 2021-10-22 | 广东博方众济医疗科技有限公司 | Wheelchair bed control method and device, electronic equipment and storage medium |
| CN117084872A (en) * | 2023-09-07 | 2023-11-21 | 中国科学院苏州生物医学工程技术研究所 | Walking aid control method, system and medium based on neck myoelectricity and walking aid |
| CN117084872B (en) * | 2023-09-07 | 2024-05-03 | 中国科学院苏州生物医学工程技术研究所 | Walking aid control method, system and medium based on neck myoelectricity and walking aid |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| KR100791883B1 (en) | 2008-01-07 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| Ghorbel et al. | A survey on different human-machine interactions used for controlling an electric wheelchair | |
| CN105549743A (en) | Robot system based on brain-computer interface and implementation method | |
| KR100791883B1 (en) | Electronotive wheelchair for controlling an electromyogram an its controlling method | |
| CN113616436B (en) | Intelligent wheelchair based on motor imagery electroencephalogram and head gesture and control method | |
| CN110522457A (en) | A kind of real-time gait analysis method based on current of electric, sensor feedback | |
| CN113805694A (en) | Auxiliary grabbing system and method based on brain-computer interface and computer vision | |
| CN114897012A (en) | Intelligent prosthetic arm control method based on vital machine interface | |
| JP2007143886A (en) | Electrical wheelchair system | |
| CN113940644A (en) | Family monitoring rehabilitation system | |
| CN109521880A (en) | A kind of Teleoperation Systems and method based on the driving of mixed biologic electric signal | |
| Kuntal et al. | Design of Wheelchair based on Electrooculography | |
| Kim-Tien et al. | Using electrooculogram and electromyogram for powered wheelchair | |
| Chugo et al. | Standing assistance control using a physical strength of a patient with load estimation | |
| Law et al. | A cap as interface for wheelchair control | |
| Banik et al. | Single channel electrooculography based human-computer interface for physically disabled persons | |
| KR100706065B1 (en) | Way of recoguizing user's intention by using an electromyogram and its system | |
| CN116115468B (en) | Signal amplification exercise device based on brain-computer interface | |
| CN115607835A (en) | Lower limb rehabilitation system based on contralateral myoelectric control and control method thereof | |
| KR101653497B1 (en) | Voice recognition-based exoskeleton muscle force assising assistance system | |
| Ruhunage et al. | Eeg-ssvep based brain machine interface for controlling of a wheelchair and home appliances with bluetooth localization system | |
| CN214387935U (en) | Multi-control intelligent monitoring system based on bed-chair integrated robot | |
| Abdel-Samei et al. | Control of robot arm based on eog signals | |
| Molanes et al. | Design of a muscle activity monitor for rehabilitation of post-stroke patients | |
| KR102478726B1 (en) | Customized arm rehabilitation monitoring system | |
| Patil | Design and making of head motion controlled wheel chair |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A201 | Request for examination | ||
| E902 | Notification of reason for refusal | ||
| E902 | Notification of reason for refusal | ||
| E701 | Decision to grant or registration of patent right | ||
| GRNT | Written decision to grant | ||
| G170 | Publication of correction | ||
| FPAY | Annual fee payment |
Payment date: 20121231 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Annual fee payment |
Payment date: 20131220 Year of fee payment: 7 |
|
| FPAY | Annual fee payment |
Payment date: 20141209 Year of fee payment: 8 |
|
| FPAY | Annual fee payment |
Payment date: 20161207 Year of fee payment: 10 |
|
| FPAY | Annual fee payment |
Payment date: 20171204 Year of fee payment: 11 |
|
| FPAY | Annual fee payment |
Payment date: 20181204 Year of fee payment: 12 |
|
| FPAY | Annual fee payment |
Payment date: 20191203 Year of fee payment: 13 |