KR20240066723A

KR20240066723A - Prosthetic system and method for controlling the same

Info

Publication number: KR20240066723A
Application number: KR1020220147876A
Authority: KR
Inventors: 이강호; 이용구
Original assignee: 한국기계연구원
Priority date: 2022-11-08
Filing date: 2022-11-08
Publication date: 2024-05-16

Abstract

의지 시스템 및 이의 제어방법에서, 상기 의지 시스템은 소켓부 및 제어유닛을 포함한다. 상기 소켓부는 착용자의 절단 부위에 착용되며, 내부에 공기가 주입되는 에어셀부를 포함한다. 상기 제어유닛은 상기 에어셀부의 압력을 제어하고, 상기 에어셀부의 압력을 바탕으로 착용자의 보행 안정성을 판단하는 보행 안정성 판단부, 상기 보행 안정성 판단 결과를 바탕으로 상기 에어셀부의 압력에 대한 보상을 결정하는 압력보상 결정부, 및 상기 결정된 압력 보상을 바탕으로 상기 에어셀부로 압력 제어 신호를 제공하는 제어부를 포함한다. In the prosthetic system and its control method, the prosthetic system includes a socket portion and a control unit. The socket part is worn on the wearer's cut area and includes an air cell part into which air is injected. The control unit controls the pressure of the air cell unit, a walking stability determination unit that determines the walking stability of the wearer based on the pressure of the air cell unit, and a pressure that determines compensation for the pressure of the air cell unit based on the walking stability determination result. It includes a compensation determination unit, and a control unit that provides a pressure control signal to the air cell unit based on the determined pressure compensation.

Description

Prosthetic system and its control method {PROSTHETIC SYSTEM AND METHOD FOR CONTROLLING THE SAME}

본 발명은 의지 시스템 및 이의 제어방법에 관한 것으로, 더욱 상세하게는 의지를 착용한 사용자가 보행을 수행하는 환경에서 보행의 불안정한 상태를 감지하는 경우, 자동으로 의지 시스템의 에어셀부에 공압을 제공하거나 배출하여 의지 시스템의 진동을 최소화하면서 안정적인 보행을 유지할 수 있도록 하는 의지 시스템 및 이의 제어방법에 관한 것이다.The present invention relates to a prosthesis system and a control method thereof. More specifically, when a user wearing a prosthesis detects an unstable state of walking in an environment in which a user walks, pneumatic pressure is automatically provided to the air cell part of the prosthesis system. It relates to a prosthetic system and a control method thereof that enable stable walking while minimizing vibration of the prosthetic system.

의족이나 의수와 같은 의지를 착용하는 경우, 절단 환부를 보호하면서도 기존 절단 환부의 기능을 대체하게 된다. 예를 들어, 무릎 이하가 절단된 착용자가 이를 대체하는 의지를 사용하는 경우, 상기 의지는 착용자의 하중을 지지하면서도 착용자의 보행을 유지할 수 있도록 구성되어야 한다. When wearing a prosthesis such as a prosthetic leg or hand, it replaces the function of the existing amputated area while protecting the amputated area. For example, when a wearer who is amputated below the knee uses a replacement prosthesis, the prosthesis must be configured to support the wearer's load while maintaining the wearer's walking.

이러한 하중지지 및 보행 유지에서는, 착용자의 불편을 해소하기 위해 절단된 부위와 의지 사이의 압력을 분산하는 것이 중요하다. 이러한 압력 분산을 위해 미국 등록특허 제6726726호를 통해서는 착용자의 몸체와 의지소켓 사이에서의 용적을 일정하게 유지하기 위한 압력 제공기술을 개시하고 있다. In such load bearing and walking maintenance, it is important to distribute the pressure between the amputated part and the prosthesis to relieve the wearer's discomfort. To distribute this pressure, U.S. Patent No. 6726726 discloses a technology for providing pressure to maintain a constant volume between the wearer's body and the prosthetic socket.

나아가, 착용자의 절단 환부의 상태에 부합하도록 의지소켓의 압력을 제어하는 기술로, 일본국 공개특허 제2022-046584호를 통해서는 절단 환부의 원주에 부합하도록 의지소켓을 피팅하는 기술을 개시하고 있다. Furthermore, as a technology for controlling the pressure of the prosthetic socket to match the condition of the wearer's amputated area, Japanese Patent Publication No. 2022-046584 discloses a technology for fitting the prosthetic socket to match the circumference of the amputated area. .

그러나, 이상과 같은 착용자의 절단 환부와 의지소켓 사이의 압력을 일정하게 유지하거나 소정의 공간을 형성하여 착용자의 편의성을 향상하는 경우에도, 실제 착용자가 보행을 수행하는 경우, 보행 환경에 따라 의지소켓에 인가되는 하중이나 지지력은 가변될 수 있으며 이러한 하중이나 지지력의 변화에 따라 의지소켓과 절단 환부의 사이에서는 흔들림이 야기될 수 있다. However, even when the wearer's convenience is improved by maintaining a constant pressure or forming a predetermined space between the wearer's amputated part and the prosthetic socket as described above, when the wearer actually walks, the prosthetic socket may be worn depending on the walking environment. The load or support applied to the prosthesis may vary, and changes in the load or support may cause shaking between the prosthetic socket and the amputated area.

나아가, 이러한 의지소켓과 절단 환부 사이에서의 흔들림은 착용자에게는 매우 큰 불편함을 야기할 수 있어, 이에 대한 해결이 요구되는 상황이다. Furthermore, this shaking between the prosthetic socket and the amputated part can cause great discomfort to the wearer, and a solution to this problem is required.

미국 등록특허 제6726726호US Patent No. 6726726 일본국 공개특허 제2022-046584호Japanese Patent Publication No. 2022-046584

이에, 본 발명의 기술적 과제는 이러한 점에서 착안된 것으로 본 발명의 목적은 의지를 착용한 사용자가 보행을 수행하는 환경에서 보행의 불안정한 상태를 감지하는 경우, 자동으로 의지 시스템의 에어셀부에 공압을 제공하거나 배출하여 의지 시스템의 진동을 최소화하면서 안정적인 보행을 유지하여 사용자의 편의성을 향상시키는 의지 시스템을 제공하는 것이다. Accordingly, the technical problem of the present invention was conceived in this regard, and the purpose of the present invention is to automatically apply pneumatic pressure to the air cell part of the prosthesis system when an unstable state of walking is detected in an environment where a user wearing a prosthesis is walking. The purpose is to provide a prosthesis system that improves user convenience by maintaining stable walking while minimizing vibration of the prosthesis system by providing or discharging it.

또한, 본 발명의 다른 목적은 상기 의지 시스템의 제어방법을 제공하는 것이다. Additionally, another object of the present invention is to provide a control method for the prosthesis system.

상기한 본 발명의 목적을 실현하기 위한 일 실시예에 의한 의지 시스템은 소켓부 및 제어유닛을 포함한다. 상기 소켓부는 착용자의 절단 부위에 착용되며, 내부에 공기가 주입되는 에어셀부를 포함한다. 상기 제어유닛은 상기 에어셀부의 압력을 제어하고, 상기 에어셀부의 압력을 바탕으로 착용자의 보행 안정성을 판단하는 보행 안정성 판단부, 상기 보행 안정성 판단 결과를 바탕으로 상기 에어셀부의 압력에 대한 보상을 결정하는 압력보상 결정부, 및 상기 결정된 압력 보상을 바탕으로 상기 에어셀부로 압력 제어 신호를 제공하는 제어부를 포함한다. A prosthesis system according to an embodiment for realizing the object of the present invention described above includes a socket portion and a control unit. The socket part is worn on the wearer's cut area and includes an air cell part into which air is injected. The control unit controls the pressure of the air cell unit, a walking stability determination unit that determines the walking stability of the wearer based on the pressure of the air cell unit, and a pressure that determines compensation for the pressure of the air cell unit based on the walking stability determination result. It includes a compensation determination unit, and a control unit that provides a pressure control signal to the air cell unit based on the determined pressure compensation.

일 실시예에서, 상기 에어셀부의 압력 또는 상기 압력의 주파수를 모니터링하는 센서부, 및 상기 제어부의 압력 제어 신호를 바탕으로 상기 에어셀부의 압력을 가변시키는 구동부를 더 포함할 수 있다. In one embodiment, it may further include a sensor unit that monitors the pressure of the air cell unit or the frequency of the pressure, and a drive unit that varies the pressure of the air cell unit based on the pressure control signal of the control unit.

일 실시예에서, 상기 구동부는, 상기 압력을 발생시키는 펌프, 상기 발생된 압력을 상기 에어셀부로 제공하는 제어라인, 및 상기 제어라인을 개폐하는 밸브를 포함할 수 있다. In one embodiment, the driving unit may include a pump that generates the pressure, a control line that provides the generated pressure to the air cell unit, and a valve that opens and closes the control line.

일 실시예에서, 상기 소켓부는, 상기 소켓부의 외형을 형성하는 외부 소켓, 및 상기 외부 소켓의 내부를 형성하며, 상기 외부 소켓과의 사이에 상기 에어셀부가 개재되는 내부 소켓을 포함하고, 상기 제어라인은 상기 외부 소켓을 관통하여 상기 에어셀부와 연결될 수 있다. In one embodiment, the socket portion includes an outer socket that forms the outer shape of the socket portion, and an inner socket that forms an interior of the outer socket and the air cell portion is interposed between the outer socket and the control line. Can be connected to the air cell unit through the external socket.

일 실시예에서, 상기 에어셀부는, 복수개가 상기 외부 소켓과 상기 내부 소켓 사이에 배치될 수 있다. In one embodiment, a plurality of air cell units may be disposed between the external socket and the internal socket.

일 실시예에서, 상기 보행 안정성 판단부는, 상기 에어셀부의 압력 또는 압력 신호의 주파수가 기 설정된 안정보행 영역의 범위 이내인 가의 여부를 판단할 수 있다. In one embodiment, the walking stability determination unit may determine whether the pressure of the air cell unit or the frequency of the pressure signal is within the range of a preset stable walking area.

일 실시예에서, 상기 착용자가 평지에서 계단이나 경사로 보행하는 경우 상기 에어셀부의 압력은 가변하며, 상기 착용자가 보행 속도를 가변시키는 경우 상기 압력 신호의 주파수는 가변할 수 있다. In one embodiment, when the wearer walks on stairs or an incline on level ground, the pressure of the air cell unit may vary, and when the wearer varies the walking speed, the frequency of the pressure signal may vary.

일 실시예에서, 상기 압력 보상 결정부는, 상기 압력 또는 주파수가 기 설정된 안정보행 영역의 범위를 초과하는 경우, 상기 에어셀부의 압력을 증가시키도록 보상을 결정하고, 상기 압력 또는 주파수가 기 설정된 안정보행 영역의 범위 미만인 경우, 상기 에어셀부의 압력을 감소시키도록 보상을 결정할 수 있다. In one embodiment, the pressure compensation determination unit determines compensation to increase the pressure of the air cell unit when the pressure or frequency exceeds the range of the preset stable walking area, and the pressure or frequency exceeds the range of the preset stable walking area. If the area is less than the range, compensation may be determined to reduce the pressure of the air cell unit.

상기한 본 발명의 다른 목적을 실현하기 위한 일 실시예에 의한 의지 시스템의 제어방법에서, 착용자의 절단 부위에 착용되는 소켓부의 에어셀부를 초기 설정압력으로 제어한다. 상기 에어셀부의 압력을 바탕으로 착용자의 보행 안정성을 판단한다. 상기 보행 안정성 판단 결과를 바탕으로 상기 에어셀부의 압력에 대한 보상을 결정한다. 상기 결정된 압력 보상을 바탕으로 상기 에어셀부로 압력 제어신호를 제공한다. In a method of controlling a prosthesis system according to an embodiment for realizing another object of the present invention described above, the air cell portion of the socket portion worn on the wearer's amputated portion is controlled to an initial set pressure. The wearer's walking stability is determined based on the pressure of the air cell unit. Compensation for the pressure of the air cell unit is determined based on the walking stability determination result. A pressure control signal is provided to the air cell unit based on the determined pressure compensation.

일 실시예에서, 상기 착용자의 보행 안정성을 판단하기 위해, 상기 에어셀부의 압력 또는 상기 압력 신호의 주파수를 센서부를 이용하여 모니터링할 수 있다. In one embodiment, in order to determine the walking stability of the wearer, the pressure of the air cell unit or the frequency of the pressure signal may be monitored using a sensor unit.

일 실시예에서, 상기 착용자의 보행 안정성을 판단하는 단계에서, 상기 에어셀부의 압력 또는 압력 신호의 주파수가 기 설정된 안정보행 영역의 범위 이내인가의 여부를 판단할 수 있다. In one embodiment, in the step of determining the wearer's walking stability, it may be determined whether the pressure of the air cell unit or the frequency of the pressure signal is within the range of a preset stable walking area.

일 실시예에서, 상기 에어셀부의 압력에 대한 보상을 결정하는 단계에서, 상기 압력 또는 주파수가 기 설정된 안정보행 영역의 범위를 초과하는 경우, 상기 에어셀부의 압력을 증가시키도록 보상을 결정하고, 상기 압력 또는 주파수가 기 설정된 안정보행 영역의 범위 미만인 경우, 상기 에어셀부의 압력을 감소시키도록 보상을 결정할 수 있다. In one embodiment, in the step of determining compensation for the pressure of the air cell unit, if the pressure or frequency exceeds the range of a preset stable walking area, compensation is determined to increase the pressure of the air cell unit, and the pressure Alternatively, if the frequency is below the range of the preset stable walking area, compensation may be determined to reduce the pressure of the air cell unit.

일 실시예에서, 착용자가 상기 소켓부의 착용을 해제하는 경우, 상기 에어셀부의 압력을 배출하는 단계를 더 포함할 수 있다. In one embodiment, when the wearer releases the socket portion, the step of discharging the pressure of the air cell portion may be further included.

본 발명의 실시예들에 의하면, 단순히 절단 부위와 소켓부 사이의 압력을 제공하는 것 외에, 착용자의 보행 상태를 바탕으로 보행 안정성이 저하되는 경우 압력에 대한 보상을 통해, 착용자의 보행 안정성을 회복시켜 편의성을 향상시킬 수 있다. According to embodiments of the present invention, in addition to simply providing pressure between the cut portion and the socket portion, when walking stability deteriorates based on the wearer's walking condition, the wearer's walking stability is restored through compensation for the pressure. You can improve convenience by doing this.

즉, 보행 과정에서 경사나 계단을 보행하거나, 보행 속도가 증가하는 등의 다양한 보행 상태에 부합하도록 소켓부의 에어셀부로 제공되는 압력을 제어하고, 이를 통해 다양한 보행 상태에 부합하는 압력 상태로 착용자의 보행의 편의성을 향상시킬 수 있다. In other words, during the walking process, the pressure provided to the air cell part of the socket part is controlled to match various walking conditions such as walking on a slope or stairs, or the walking speed increases, and through this, the wearer walks in a pressure state that matches various walking conditions. Convenience can be improved.

이 때, 보행 안정성의 판단은, 기 설정된 안정보행 영역의 범위를 바탕으로 수행하되, 판단 신호를 상기 에어셀부의 압력 또는 압력 신호의 주파수를 기초로 한다. 그리하여, 경사나 계단으로 보행함에 따른 압력의 증가는 물론, 보행 속도의 증가에 따른 압력 신호의 주파수 증가를 바탕으로 한 압력의 증가를 모두 고려할 수 있어, 다양한 보행 상태에 따른 압력 제어가 가능하다. 이와 달리, 경사나 계단으로의 보행 후 다시 평지로 보행하거나, 보행 속도를 다시 감소시키거나, 나아가 보행을 중단하는 경우에도 동일하게 보행 상태에 따른 압력 제어를 수행할 수 있다. At this time, the determination of walking stability is performed based on the range of the preset stable walking area, and the judgment signal is based on the pressure of the air cell unit or the frequency of the pressure signal. Therefore, not only the increase in pressure due to walking on an incline or staircase, but also the increase in pressure based on the increase in the frequency of the pressure signal due to an increase in walking speed can all be considered, making it possible to control pressure according to various walking conditions. In contrast, even when walking on level ground again after walking on an incline or stairs, reducing the walking speed again, or even stopping walking, pressure control according to the walking state can be equally performed.

이 경우, 상기 안정보행 영역의 범위는, 설정 압력을 바탕으로 가변되는 것으로, 현재의 설정 압력에 따른 안정보행 영역의 범위에 입력되는 압력 또는 주파수 신호가 포함되는 가를 바탕으로, 설정 압력을 증가시켜 안정보행 영역의 범위를 증가시키는 것은 물론, 설정 압력을 감소시켜 안정보행 영역의 범위를 감소시킬 수 있다. In this case, the range of the stable walking area is variable based on the set pressure, and the set pressure is increased based on whether the input pressure or frequency signal is included in the range of the stable walking area according to the current set pressure. In addition to increasing the range of the stable walking area, the range of the stable walking area can be reduced by reducing the set pressure.

그리하여, 단순히 소켓부에 일정한 압력을 유지하는 것 외에, 보행에 따른 불안정성, 특히 소켓부에 발생하는 불안정한 진동에 의해 착용자의 편의성이 저하되는 것을 최소화하여, 다양한 보행 환경에 따른 안정적인 착용감을 유지할 수 있다. Therefore, in addition to simply maintaining a constant pressure in the socket part, it is possible to minimize the wearer's convenience deterioration due to instability due to walking, especially unstable vibration occurring in the socket part, and maintain a stable fit in various walking environments. .

도 1은 본 발명의 일 실시예에 의한 의지 시스템을 도시한 블록도이다.
도 2a는 도 1의 의지 시스템의 예를 도시한 사시도이고, 도 2b는 도 2a의 소켓부의 예를 도시한 측면 단면도이고, 도 2c는 도 2a의 소켓부의 예를 도시한 평면 단면도이다.
도 3은 도 1의 의지 시스템의 제어방법을 도시한 흐름도이다.
도 4는 대퇴 절단환자가 의지를 착용한 상태에서의 보행에 따른 압력변화 상태를 예시한 모식도이다.
도 5는 보행 상태에 따라 도 1의 의지 시스템 및 이의 제어방법을 설명하기 위한 일 예를 도시한 모식도이다.
도 6은 보행 상태에 따라 도 1의 의지 시스템 및 이의 제어방법을 설명하기 위한 다른 예를 도시한 모식도이다.
도 7은 보행 상태에 따라 도 1의 의지 시스템 및 이의 제어방법을 설명하기 위한 또 다른 예를 도시한 모식도이다. 1 is a block diagram showing a prosthesis system according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2A is a perspective view showing an example of the prosthesis system of FIG. 1, FIG. 2B is a side cross-sectional view showing an example of the socket portion of FIG. 2A, and FIG. 2C is a plan cross-sectional view showing an example of the socket portion of FIG. 2A.
FIG. 3 is a flowchart showing a control method of the prosthesis system of FIG. 1.
Figure 4 is a schematic diagram illustrating the pressure change state when a femoral amputation patient walks while wearing a prosthesis.
FIG. 5 is a schematic diagram illustrating an example of the prosthesis system of FIG. 1 and its control method depending on the walking state.
FIG. 6 is a schematic diagram showing another example for explaining the prosthesis system of FIG. 1 and its control method depending on the walking state.
FIG. 7 is a schematic diagram showing another example for explaining the prosthesis system of FIG. 1 and its control method depending on the walking state.

본 발명은 다양한 변경을 가할 수 있고 여러 가지 형태를 가질 수 있는 바, 실시예들을 본문에 상세하게 설명하고자 한다. 그러나 이는 본 발명을 특정한 개시 형태에 대해 한정하려는 것이 아니며, 본 발명의 사상 및 기술 범위에 포함되는 모든 변경, 균등물 내지 대체물을 포함하는 것으로 이해되어야 한다. 각 도면을 설명하면서 유사한 참조부호를 유사한 구성요소에 대해 사용하였다. 제1, 제2 등의 용어는 다양한 구성요소들을 설명하는데 사용될 수 있지만, 상기 구성요소들은 상기 용어들에 의해 한정되어서는 안 된다. Since the present invention can be subject to various changes and can have various forms, embodiments will be described in detail in the text. However, this is not intended to limit the present invention to a specific disclosed form, and should be understood to include all changes, equivalents, and substitutes included in the spirit and technical scope of the present invention. While describing each drawing, similar reference numerals are used for similar components. Terms such as first, second, etc. may be used to describe various components, but the components should not be limited by the terms.

상기 용어들은 하나의 구성요소를 다른 구성요소로부터 구별하는 목적으로만 사용된다. 본 출원에서 사용한 용어는 단지 특정한 실시예를 설명하기 위해 사용된 것으로, 본 발명을 한정하려는 의도가 아니다. 단수의 표현은 문맥상 명백하게 다르게 뜻하지 않는 한, 복수의 표현을 포함한다. The above terms are used only for the purpose of distinguishing one component from another. The terms used in this application are only used to describe specific embodiments and are not intended to limit the invention. Singular expressions include plural expressions unless the context clearly dictates otherwise.

본 출원에서, "포함하다" 또는 "이루어진다" 등의 용어는 명세서상에 기재된 특징, 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부분품 또는 이들을 조합한 것이 존재함을 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. In this application, "include" or "come true" Terms such as are intended to designate the presence of features, numbers, steps, operations, components, parts, or a combination thereof described in the specification, but are intended to indicate the presence of one or more other features, numbers, steps, operations, components, parts, or It should be understood that the existence or addition possibility of combinations of these is not excluded in advance.

다르게 정의되지 않는 한, 기술적이거나 과학적인 용어를 포함해서 여기서 사용되는 모든 용어들은 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자에 의해 일반적으로 이해되는 것과 동일한 의미를 가지고 있다. 일반적으로 사용되는 사전에 정의되어 있는 것과 같은 용어들은 관련 기술의 문맥 상 가지는 의미와 일치하는 의미를 가지는 것으로 해석되어야 하며, 본 출원에서 명백하게 정의하지 않는 한, 이상적이거나 과도하게 형식적인 의미로 해석되지 않는다.Unless otherwise defined, all terms used herein, including technical or scientific terms, have the same meaning as generally understood by a person of ordinary skill in the technical field to which the present invention pertains. Terms defined in commonly used dictionaries should be interpreted as having a meaning consistent with the meaning in the context of the related technology, and unless explicitly defined in the present application, should not be interpreted in an ideal or excessively formal sense. No.

이하, 첨부한 도면들을 참조하여, 본 발명의 바람직한 실시예를 보다 상세하게 설명하고자 한다.Hereinafter, preferred embodiments of the present invention will be described in more detail with reference to the attached drawings.

도 1은 본 발명의 일 실시예에 의한 의지 시스템을 도시한 블록도이다. 도 2a는 도 1의 의지 시스템의 예를 도시한 사시도이고, 도 2b는 도 2a의 소켓부의 예를 도시한 측면 단면도이고, 도 2c는 도 2a의 소켓부의 예를 도시한 평면 단면도이다. 1 is a block diagram showing a prosthesis system according to an embodiment of the present invention. FIG. 2A is a perspective view showing an example of the prosthesis system of FIG. 1, FIG. 2B is a side cross-sectional view showing an example of the socket portion of FIG. 2A, and FIG. 2C is a plan cross-sectional view showing an example of the socket portion of FIG. 2A.

우선, 도 1을 참조하면, 본 실시예에 의한 상기 의지 시스템(10)은 소켓부(100)를 포함하여, 착용자의 절단 환부에 결합되는 것으로, 착용자의 절단 환부는 다양하게 가변될 수 있다. First, referring to FIG. 1, the prosthesis system 10 according to this embodiment includes a socket portion 100 and is coupled to the wearer's amputated area, and the wearer's amputated area can be varied in various ways.

다만, 본 실시예에서의 상기 의지 시스템(10)은 착용자의 보행과 관련하여 상기 의지 시스템(10)에서의 압력을 제어하는 것으로, 상기 착용자의 절단 환부는 허벅지 또는 그 이하의 부위일 수 있으며, 이에 설명의 편의상 상기 의지 시스템(10)은 의족에 적용되는 것으로 예시한다. However, the prosthetic system 10 in this embodiment controls the pressure in the prosthetic system 10 in relation to the wearer's walking, and the amputated part of the wearer may be the thigh or lower, Accordingly, for convenience of explanation, the prosthesis system 10 is illustrated as being applied to a prosthetic leg.

물론, 상기 절단 환부가 이에 제한되는 것은 아니며, 이하에서 설명하는 상기 의지 시스템(10) 및 이의 제어방법은 다양한 의지 장치에 자명한 범위에서 적용될 수 있다. Of course, the amputation site is not limited to this, and the prosthetic system 10 and its control method described below can be applied to various prosthetic devices to the obvious extent.

보다 구체적으로 도 1 내지 도 2c를 참조하면, 상기 의지 시스템(10)은 상기 소켓부(100) 외에, 센서부(200), 구동부(300) 및 제어 유닛(400)을 포함한다. More specifically, referring to FIGS. 1 to 2C , the prosthesis system 10 includes a sensor unit 200, a driver 300, and a control unit 400 in addition to the socket unit 100.

상기 소켓부(100)는 착용자의 절단 환부를 커버하며 착용되는 것으로, 에어셀부(110), 외부 소켓(120), 내부 소켓(130) 및 라이너(140)를 포함한다. The socket portion 100 is worn to cover the wearer's amputated portion and includes an air cell portion 110, an external socket 120, an internal socket 130, and a liner 140.

상기 외부 소켓(120)은 상기 소켓부(100)의 외형을 형성하는 것으로, 소정의 두께를 가지는 프레임 구조를 가진다. 이 때, 상기 외부 소켓(120)은 전체적으로 착용자의 절단 환부의 외부 형상과 대응되는 형상을 가질 수 있으며, 이에 착용자의 절단 환부의 형상에 따라 다양하게 가변 설계될 수 있다. The external socket 120 forms the outer shape of the socket portion 100 and has a frame structure with a predetermined thickness. At this time, the external socket 120 may have an overall shape that corresponds to the external shape of the wearer's amputated wound, and may be designed in various ways depending on the shape of the wearer's amputated wound.

상기 내부 소켓(130)은 상기 외부 소켓(120)의 내부를 형성하는 것으로, 상기 내부 소켓(130) 역시 소정의 두께를 가지도록 형성되며, 상기 외부 소켓(120)보다는 부드럽고 유연한 재질로 형성될 수 있다. The internal socket 130 forms the inside of the external socket 120. The internal socket 130 is also formed to have a predetermined thickness and may be formed of a material that is softer and more flexible than the external socket 120. there is.

상기 내부 소켓(130)의 내측에는 상기 라이너(140)가 형성되어, 상기 내부 소켓(130)의 내측을 감싸며, 상기 라이너(140)는 착용자의 절단 환부에 직접 접촉한다. 이에, 상기 라이너(140)는 부드러운 소재로 착용시 불편함을 최소화하는 것이 필요하다. The liner 140 is formed on the inside of the internal socket 130 to surround the inside of the internal socket 130, and the liner 140 directly contacts the amputated area of the wearer. Accordingly, the liner 140 needs to be made of a soft material to minimize discomfort when worn.

상기 에어셀부(110)는 상기 외부 소켓(120)과 상기 내부 소켓(130)의 사이에 개재되는 것으로, 도시된 바와 같이, 복수개가 기 설정된 위치에 배치될 수 있다. The air cell unit 110 is interposed between the external socket 120 and the internal socket 130, and as shown, a plurality of air cell units may be arranged at preset positions.

이 때, 상기 에어셀부(110)가 배치되는 위치는 다양하게 가변될 수 있으나, 착용자의 절단 환부의 형상을 고려하여, 체적이 크게 변화하는 위치 또는 착용자의 절단 환부에 의해 하중이 크게 인가되는 위치로서, 예를 들어 측부 하부 등에 배치될 수 있다. At this time, the position where the air cell unit 110 is placed may vary, but considering the shape of the wearer's amputation, a position where the volume changes significantly or a position where a large load is applied by the wearer's amputation. As, for example, it may be placed at the bottom of the side, etc.

한편, 상기 에어셀부(110)는 후술되는 상기 제어 유닛(400)의 제어라인(330)에 연결되어, 공기를 제공받거나, 공기가 배출될 수 있다. 이를 위해, 상기 제어라인(330)은 상기 외부 소켓(120)을 관통하여 형성되는 연결부(121)를 통해 상기 에어셀부(110)와 연결될 수 있다. Meanwhile, the air cell unit 110 is connected to the control line 330 of the control unit 400, which will be described later, and can receive air or discharge air. To this end, the control line 330 may be connected to the air cell unit 110 through a connection part 121 formed through the external socket 120.

또한, 상기 제어라인(330)은 상기 에어셀부(110)가 복수개로 구비되는 경우, 각각의 에어셀부(110)와 연결되도록, 분기되며 연장될 수 있다. Additionally, when the air cell unit 110 is provided in plural, the control line 330 may branch and extend to be connected to each air cell unit 110.

한편, 본 실시예에서는 상기 의지 시스템(10)이 무릎절단 환자에 적용되는 것을 예시하였는 바, 상기 내부 소켓(130)을 포함하는 것으로 설명하지만, 발목절단 환자의 경우, 상기 내부 소켓(130)은 생략되고 외부 소켓(120)과 라이너(140)로만 구성될 수 있다. 이에 따라, 상기 내부 소켓(130)이 생략되고 상기 에어셀부(110)는 상기 외부소켓(120)과 상기 라이너(140)의 사이에 개재될 수 있다. Meanwhile, in this embodiment, the prosthesis system 10 is applied to a knee amputation patient and is described as including the internal socket 130. However, in the case of an ankle amputation patient, the internal socket 130 is It may be omitted and may consist of only the external socket 120 and liner 140. Accordingly, the internal socket 130 may be omitted and the air cell unit 110 may be interposed between the external socket 120 and the liner 140.

상기 센서부(200)는 상기 에어셀부(110)의 압력에 관한 정보를 모니터링 또는 측정하는 것으로, 정확한 위치를 도시하지는 않았으나, 상기 에어셀부(110)에 부착되는 상태로 위치할 수 있다. 이와 달리, 상기 센서부(200)는 상기 에어셀부(110)에 직접 부착되지 않더라도, 상기 에어셀부(110)의 압력에 관한 정보를 획득할 수 있는 위치에 구비되면 충분한다. The sensor unit 200 monitors or measures information about the pressure of the air cell unit 110, and although its exact location is not shown, it may be positioned attached to the air cell unit 110. In contrast, even if the sensor unit 200 is not directly attached to the air cell unit 110, it is sufficient if it is provided in a location where information about the pressure of the air cell unit 110 can be obtained.

이 경우, 상기 센서부(200)는 압력 센서로서 상기 에어셀부(110)의 압력을 직접 센싱할 수 있으며, 주파수 센서로서 상기 에어셀부(100)에 인가되는 압력 신호의 주파수 정보를 센싱할 수도 있다. In this case, the sensor unit 200 can directly sense the pressure of the air cell unit 110 as a pressure sensor, and can also sense the frequency information of the pressure signal applied to the air cell unit 100 as a frequency sensor. .

상기 구동부(300)는 상기 에어셀부(110)를 직접 구동시키는 것으로, 상기 에어셀부(110)에 공기를 제공하거나 상기 에어셀부(110)의 공기를 외부로 배출할 수 있다. 이를 위해, 상기 구동부(300)는 앞서 설명한 제어라인(330) 외에, 펌프(310) 및 밸브(320)를 더 포함할 수 있다. The driving unit 300 directly drives the air cell unit 110, and can provide air to the air cell unit 110 or discharge air from the air cell unit 110 to the outside. To this end, the driving unit 300 may further include a pump 310 and a valve 320 in addition to the control line 330 described above.

즉, 상기 펌프(310)는 상기 제어유닛(400)으로부터 제공되는 제어신호를 바탕으로 동작하여, 공기를 상기 에어셀부(110)로 제공하거나, 상기 에어셀부(110)로부터 공기를 배출시킨다. That is, the pump 310 operates based on the control signal provided from the control unit 400 to provide air to the air cell unit 110 or discharge air from the air cell unit 110.

이 경우, 상기 펌프(310)는 상기 제어라인(330)을 통해 공기를 상기 에어셀부(110)로 제공하거나 상기 에어셀부(110)로부터 공기를 배출하는데, 상기 밸브(320)는 상기 제어라인(330) 상에 구비될 수 있다. In this case, the pump 310 provides air to the air cell unit 110 through the control line 330 or discharges air from the air cell unit 110, and the valve 320 operates in the control line ( 330) can be provided on the table.

그리하여, 상기 밸브(320)의 동작 제어를 통해 상기 펌프(310)에서 발생된 공기의 공급을 제어할 수 있다. Therefore, the supply of air generated from the pump 310 can be controlled by controlling the operation of the valve 320.

이상에서는 상기 구동부(300)가 펌프(310)를 포함하여 공기를 제공하는 것을 예시하였으나, 상기 에어셀부(110)로는 공기 외에, 여타의 유체가 공급될 수도 있으며, 이에 따라 상기 구동부(300)는 유체의 공급 또는 배출을 수행할 수 있도록 구성될 수 있다. In the above, it is exemplified that the driving unit 300 includes the pump 310 to provide air, but other fluids other than air may be supplied to the air cell unit 110, and accordingly, the driving unit 300 It may be configured to supply or discharge fluid.

상기 제어 유닛(400)은 제어부(410), 압력보상 결정부(420) 및 보행 안정성 판단부(430)를 포함한다. The control unit 400 includes a control unit 410, a pressure compensation determination unit 420, and a walking stability determination unit 430.

우선, 상기 제어부(410)는 상기 구동부(300)의 제어를 위한 제어신호를 제공하는 것으로, 예를 들어, 에어(공기)를 상기 에어셀부(110)로 주입하도록 하는 에어 주입 신호를 제공할 수 있으며, 이와 달리 에어를 상기 에어셀부(110)로부터 배출하도록 에어 배출 신호를 제공할 수도 있다. First, the control unit 410 provides a control signal for controlling the driving unit 300. For example, the control unit 410 may provide an air injection signal to inject air into the air cell unit 110. Alternatively, an air discharge signal may be provided to discharge air from the air cell unit 110.

이 때, 상기 제어부(410)가 제공하는 상기 공기 주입 또는 공기 배출에 대한 제어신호는 초기 상태, 즉 착용자가 보행을 시작하기 전에는 외부로부터 입력되는 초기 설정압력(P_ref)에 대한 정보를 바탕으로 생성될 수 있다. 이와 달리, 착용자가 보행을 시작한 이후에는, 상기 제어부(410)에서는 후술되는 상기 압력보상 결정부(420)를 통해 결정되는 압력에 관한 정보를 바탕으로 제어신호를 생성하게 된다. At this time, the control signal for air injection or air discharge provided by the control unit 410 is based on information about the initial set pressure (P _ref ) input from the outside in the initial state, that is, before the wearer starts walking. can be created. In contrast, after the wearer starts walking, the control unit 410 generates a control signal based on information about the pressure determined through the pressure compensation determination unit 420, which will be described later.

상기 보행 안정성 판단부(430)는 착용자가 보행을 시작한 이후에, 상기 센서부(200)에서 센싱되는 상기 에어셀부(110)의 압력에 관한 정보를 바탕으로, 착용자의 보행의 안정성을 판단한다. The walking stability determination unit 430 determines the stability of the wearer's walking based on information about the pressure of the air cell unit 110 sensed by the sensor unit 200 after the wearer starts walking.

이 때, 상기 착용자의 보행의 안정성은 상기 에어셀부(110)의 압력 또는 상기 압력 신호의 주파수가 기 설정된 안정보행 영역의 범위 이내인 가의 여부를 바탕으로 판단하며, 구체적인 판단의 예에 대하여는 후술한다. At this time, the stability of the wearer's walking is determined based on whether the pressure of the air cell unit 110 or the frequency of the pressure signal is within the range of the preset stable walking area, and specific examples of judgment will be described later. .

그리하여, 상기 보행 안정성 판단부(430)에서, 상기 에어셀부(110)의 압력 또는 상기 압력 신호의 주파수가 기 설정된 안정보행 영역의 범위 이내로서, 현재의 보행 상태가 안정성이 유지되는 상태라고 판단되는 경우, 현재의 상기 에어셀부(110)의 설정 압력은 그대로 유지된다. Thus, the walking stability determination unit 430 determines that the current walking state is a state in which stability is maintained as the pressure of the air cell unit 110 or the frequency of the pressure signal is within the range of the preset stable walking area. In this case, the current set pressure of the air cell unit 110 is maintained as is.

다만, 상기 보행 안정성 판단부(430)에서, 상기 에어셀부(110)의 압력 또는 상기 압력 신호의 주파수가 기 설정된 안정보행 영역의 범위를 벗어나는 경우, 현재의 보행 상태는 안정성이 유지되지 않은 상태라고 판단하게 된다. However, in the walking stability determination unit 430, when the pressure of the air cell unit 110 or the frequency of the pressure signal is outside the range of the preset stable walking area, the current walking state is said to be in a state where stability is not maintained. You will judge.

이에, 이와 같이 상기 보행 안정성 판단부(430)에서의 현재의 보행 상태는 안정성이 유지되지 않은 상태라고 판단한 결과는, 상기 압력보상 결정부(420)로 제공된다. Accordingly, the result of the walking stability determination unit 430 determining that the current walking state is not stable is provided to the pressure compensation determination unit 420.

그리하여, 상기 압력보상 결정부(420)에서는, 상기 보행 안정성 판단부(430)의 판단 결과를 고려하여, 보상하여야 할 압력을 결정한다. Therefore, the pressure compensation determination unit 420 considers the judgment result of the walking stability determination unit 430 and determines the pressure to be compensated.

예를 들어, 현재의 보행 상태에 따라 발생하는 압력이나 압력의 주파수가 증가한 경우라면, 상기 압력보상 결정부(420)에서는 설정압력을 증가시킴으로써, 상기 보상하여야 할 압력을 결정한다. 이와 달리, 현재의 보행 상태에 따라 발생하는 압력이나 압력의 주파수가 감소한 경우라면, 상기 압력보상 결정부(420)에서는 설정압력을 감소시킴으로써, 상기 보상하여야 할 압력을 결정한다. For example, if the pressure or the frequency of pressure generated according to the current walking state increases, the pressure compensation determination unit 420 determines the pressure to be compensated by increasing the set pressure. On the other hand, if the pressure or the frequency of pressure generated according to the current walking state decreases, the pressure compensation determination unit 420 determines the pressure to be compensated by reducing the set pressure.

또한, 이렇게 보상하여야 할 압력이 결정되면, 보상 압력에 관한 정보는 상기 제어부(410)로 제공되며, 상기 제어부(410)는 보상 압력에 관한 정보, 즉 증가 또는 감소된 설정압력을 바탕으로 제어신호를 생성하여 상기 구동부(300)로 제공한다. In addition, when the pressure to be compensated is determined, information on the compensation pressure is provided to the control unit 410, and the control unit 410 generates a control signal based on the information on the compensation pressure, that is, the increased or decreased set pressure. is generated and provided to the driving unit 300.

이 때, 상기 보행 안정성 판단부(430)의 구체적인 판단의 예, 및 상기 압력 보상 결정부(420)의 구체적인 압력 결정의 예에 대하여는, 후술되는 의지 시스템의 제어방법에서 구체적으로 설명한다. At this time, examples of specific judgments by the walking stability determination unit 430 and specific examples of pressure determination by the pressure compensation determination unit 420 will be described in detail in the control method of the prosthesis system, which will be described later.

도 3은 도 1의 의지 시스템의 제어방법을 도시한 흐름도이다. 도 4는 대퇴 절단환자가 의지를 착용한 상태에서의 보행에 따른 압력변화 상태를 예시한 모식도이다. 도 5는 보행 상태에 따라 도 1의 의지 시스템 및 이의 제어방법을 설명하기 위한 일 예를 도시한 모식도이다. 도 6은 보행 상태에 따라 도 1의 의지 시스템 및 이의 제어방법을 설명하기 위한 다른 예를 도시한 모식도이다. 도 7은 보행 상태에 따라 도 1의 의지 시스템 및 이의 제어방법을 설명하기 위한 또 다른 예를 도시한 모식도이다. FIG. 3 is a flowchart showing a control method of the prosthesis system of FIG. 1. Figure 4 is a schematic diagram illustrating the pressure change state when a femoral amputation patient walks while wearing a prosthesis. FIG. 5 is a schematic diagram illustrating an example of the prosthesis system of FIG. 1 and its control method depending on the walking state. FIG. 6 is a schematic diagram showing another example for explaining the prosthesis system of FIG. 1 and its control method depending on the walking state. FIG. 7 is a schematic diagram showing another example for explaining the prosthesis system of FIG. 1 and its control method depending on the walking state.

우선, 도 3을 참조하면, 상기 의지 시스템(10)의 제어방법에서는, 도시하지는 않았으나, 착용자는 상기 의지 시스템(10)의 소켓부(100)를 절단 환부에 착용한다. First, referring to FIG. 3, in the control method of the prosthesis system 10, although not shown, the wearer wears the socket portion 100 of the prosthesis system 10 on the amputation site.

이 후, 외부로부터 상기 제어부(410)로 초기 설정압력(P_ref)이 입력되고(단계 S10), 상기 제어부(410)에서는 상기 초기 설정압력(P_ref)을 바탕으로 상기 구동부(300)에 에어 주입신호를 제공한다. 그리하여, 상기 구동부(300)는 상기 펌프(310) 및 상기 밸브(320)를 동작시켜 상기 소켓부(100)의 에어셀부(110)가 상기 초기 설정압력(P_ref)을 가지도록 한다(단계 S20). Afterwards, the initial set pressure (P _ref ) is input to the control unit 410 from the outside (step S10), and the control unit 410 applies air to the drive unit 300 based on the initial set pressure (P _ref ). Provides injection signal. Thus, the driving unit 300 operates the pump 310 and the valve 320 so that the air cell unit 110 of the socket unit 100 has the initial set pressure (P _ref ) (step S20 ).

이 때, 상기 초기 설정압력(P_ref)은 착용자 개인에 부합하도록 기 설정된 압력일 수 있으며, 상기 구동부(300)는 상기 에어셀부(110)의 압력이 상기 초기 설정압력(P_ref)에 이를 때까지 공기를 상기 에어셀부(110)로 제공한다. At this time, the initial set pressure (P _ref ) may be a preset pressure to suit the individual wearer, and the drive unit 300 operates when the pressure of the air cell unit 110 reaches the initial set pressure (P _ref ). Air is provided to the air cell unit 110 until.

이 과정에서, 상기 센서부(200)는 상기 에어셀부(100)의 압력에 관한 정보를 모니터링 또는 측정한다(단계 S30). 상기 센서부(200)에서 모니터링 하는 상기 에어셀부(100)의 압력에 관한 정보는, 앞서 설명한 바와 같이, 상기 에어셀부(100)의 압력 또는 상기 압력이 인가되는 주파수(또는 주기)를 포함할 수 있다. In this process, the sensor unit 200 monitors or measures information about the pressure of the air cell unit 100 (step S30). As described above, information about the pressure of the air cell unit 100 monitored by the sensor unit 200 may include the pressure of the air cell unit 100 or the frequency (or period) at which the pressure is applied. there is.

그리하여, 상기 에어셀부(110)의 압력이 초기 설정압력에 도달하게 되면, 상기 구동부(300)는 공기 제공을 멈추며, 착용자는 상기 소켓부(100)를 착용한 상태에서 보행을 시작한다. Thus, when the pressure of the air cell unit 110 reaches the initial set pressure, the driving unit 300 stops providing air, and the wearer starts walking while wearing the socket unit 100.

일반적으로, 착용자가 소켓부(100)를 착용한 상태에서 보행을 수행하는 경우, 상기 소켓부(100)의 에어셀부(100)에서 측정되는 압력에 관한 정보는 도 4에서와 같다. In general, when a wearer walks while wearing the socket unit 100, information about the pressure measured in the air cell unit 100 of the socket unit 100 is as shown in FIG. 4.

즉, 도 4에 도시된 바와 같이, 착용자가 정지상태로부터 보행을 시작하는 경우, 상기 에어셀부(100)에 인가되는 압력과 관련하여 착용자의 보행은 크게 입각기(Stance Phase) 상태와 유각기(Swing Phase) 상태로 구분될 수 있다. That is, as shown in Figure 4, when the wearer starts walking from a stationary state, in relation to the pressure applied to the air cell unit 100, the wearer's walking is largely divided into a stance phase state and a swing phase ( Swing Phase) state.

상기 입각기(Stance Phase)에서는, 보행의 1 사이클 중에서 다리가 바닥에 접촉하는 구간을 의미하며, 이러한 입각기에서는 상기 소켓부(100)로 하중이 인가됨에 따라 상기 에어셀부(100)에서 측정되는 압력은 초기 설정압력(P_ref)보다 증가하여 최대값을 가지게 된다. The stance phase refers to the section in which the legs contact the floor during one cycle of walking. In this stance phase, the weight measured in the air cell unit 100 is applied as a load is applied to the socket unit 100. The pressure increases from the initial set pressure (P _ref ) and reaches its maximum value.

이와 달리, 상기 유각기(Swing Phase)에서는, 보행의 1 사이클 중에서 다리가 바닥에 접촉하지 않은 구간을 의미하며, 이러한 유각기에서는 상기 소켓부(100)로는 하중이 인가되지 않음에 따라 상기 에어셀부(100)에서 측정되는 압력은 초기 상기 에어셀부(100)로 제공된 압력, 즉 초기 설정압력(baseline, P_ref)과 동일하게 유지된다. On the other hand, the swing phase refers to a section in one cycle of walking where the legs do not contact the floor. In this swing phase, no load is applied to the socket portion 100, so the air cell portion The pressure measured at 100 is maintained equal to the pressure initially provided to the air cell unit 100, that is, the initial set pressure (baseline, P _ref ).

이상과 같이, 착용자가 보행을 수행하는 보행구간에서는, 상기 입각기와 유각기가 반복됨에 따라, 상기 에어셀부(100)에서 측정되는 압력 역시, 도 4에서와 같이 최대값과 최소값(초기 설정압력)의 사이를 반복하는 형태로 변화한다. 이 때, 상기 입각기에서의 압력의 최대값과 상기 유각기에서의 압력의 최소값은, 착용자의 다양한 보행상태에 따라 다소 가변될 수는 있으나, 전체적인 신호는 대략 일정하게 획득된다고 할 수 있다. As described above, in the walking section where the wearer walks, as the stance phase and swing phase are repeated, the pressure measured in the air cell unit 100 also has the maximum and minimum values (initial set pressure) as shown in FIG. 4. It changes in a form that repeats between . At this time, the maximum value of pressure in the stance phase and the minimum value of pressure in the swing phase may vary somewhat depending on the wearer's various walking states, but it can be said that the overall signal is obtained approximately consistently.

또한, 상기 착용자가 보행을 수행하는 보행구간에서는, 상기 착용자의 보행속도에 따라, 상기 최대값과 최소값을 반복하는 사이클, 즉 주파수(freq)는 가변될 수 있으며, 이러한 주파수에 대한 정보를 통해서는 상기 착용자의 보행속도에 대한 정보를 획득할 수 있다. In addition, in the walking section where the wearer walks, the cycle repeating the maximum and minimum values, that is, the frequency (freq), can be varied depending on the walking speed of the wearer, and information about this frequency can be used to change. Information about the wearer's walking speed can be obtained.

나아가, 상기 착용자가 보행을 중단하는 경우, 상기 에어셀부(110)의 압력은 가변되지 않으며, 초기 설정압력(P_ref) 상태를 유지하게 된다. Furthermore, when the wearer stops walking, the pressure of the air cell unit 110 does not change and remains at the initial set pressure (P _ref ).

이상과 같은, 착용자의 보행 상태에 따른 압력의 변화 및 압력 신호의 주파수 변화를 바탕으로, 착용자의 보행 상태에 따른 의지 시스템의 제어방법을 추가로 설명하면 하기와 같다. Based on the above changes in pressure and frequency changes of the pressure signal according to the wearer's walking state, the control method of the prosthesis system according to the wearer's walking state is further explained as follows.

즉, 도 3 및 도 5를 다시 참조하면, 앞서 설명한 바와 같이, 상기 센서부(200)를 통해서는 착용자의 보행과정에서 상기 에어셀부(110)의 압력에 대한 정보를 모니터링하는데(단계 S30), 이러한 압력에 대한 정보를 모니터링 한 결과를 바탕으로 상기 보행 안정성 판단부(430)에서는 착용자의 보행 안정성을 판단한다(단계 S40). That is, referring again to FIGS. 3 and 5, as described above, information about the pressure of the air cell unit 110 is monitored through the sensor unit 200 during the wearer's walking process (step S30), Based on the results of monitoring information on this pressure, the walking stability determination unit 430 determines the walking stability of the wearer (step S40).

이러한 보행 안정성을 판단하기 위해, 소위, 안정보행 영역의 범위를 기 설정한다. 이 때, 상기 안정보행 영역의 범위란, 착용자가 보행을 수행함에 있어 일반적인 안정 상태에서의 보행시, 입각기에서의 압력의 최대값과 유각기에서의 압력의 최소값 사이의 압력 범위로 정의될 수 있다. In order to determine such walking stability, the range of the so-called stable walking area is preset. At this time, the range of the stable walking area can be defined as the pressure range between the maximum value of the pressure in the stance phase and the minimum value of the pressure in the swing phase when the wearer walks in a general stable state. there is.

즉, 도 5에 도시된 바와 같이, 착용자가 안정 보행을 수행하는 보행구간 A에서, 입각기에서의 압력의 최대값과 유각기에서의 압력의 최소값(즉, 초기 설정압력, P_ref)의 범위인, P_th를 안정보행 영역의 범위로 설정할 수 있다. 다만, 하나의 입각기와 하나의 유각기 사이의 압력의 범위는 안정보행 구간에서도 가변될 수 있으므로, 안정 보행을 수행하는 구간으로 정의된 보행구간 A 전체 구간에 대하여 입각기에서의 최대값의 평균과 유각기에서의 최소값의 평균을 적용하여 안정보행 영역의 범위를 설정할 수 있다.That is, as shown in FIG. 5, in walking section A where the wearer performs a stable gait, the range of the maximum value of pressure in the stance phase and the minimum value of pressure in the swing phase (i.e., initial set pressure, P _ref ) In, P _th can be set to the range of the stable navigation area. However, since the range of pressure between one stance phase and one swing phase can vary even in the stable walking section, the average of the maximum value in the stance phase for the entire walking section A, which is defined as the section performing stable walking, is The range of the stable walking area can be set by applying the average of the minimum value in the swing phase.

한편, 상기 착용자가 안정 보행을 수행하는 보행구간 A는 다양한 착용자의 보행 상태를 고려하여, 초기 설정압력(P_ref)로 에어셀부(110)의 압력이 제어된 경우, 착용자가 보행 및 착용의 편의성을 느끼는 구간으로 정의할 수 있다. On the other hand, walking section A in which the wearer performs stable walking considers various walking conditions of the wearer, and when the pressure of the air cell unit 110 is controlled by the initial set pressure (P _ref ), the convenience of walking and wearing is provided to the wearer. It can be defined as a section where one feels.

그리하여, 상기 보행 안정성 판단부(430)에서는, 상기 센서부(200)를 통해 제공되는 상기 에어셀부(110)의 압력 측정 결과가, 기 설정된 상기 안정보행 영역의 범위 이내(P_th)인 것으로 판단하면(단계 S40), 별도의 압력 제어를 수행하지 않고, 현 상태인 초기 설정압력 상태로 상기 에어셀부(110)의 압력이 유지되도록 한다. Therefore, the walking stability determination unit 430 determines that the pressure measurement result of the air cell unit 110 provided through the sensor unit 200 is within the preset range of the stable walking area (P _th ). At step S40, the pressure of the air cell unit 110 is maintained at the current initial set pressure without performing separate pressure control.

이와 달리, 도 5의 보행구간 B에서와 같이, 착용자의 보행에 따라 보행상태가 불안정해질 수 있는데, 이러한 보행 상태의 불안정 여부는, 상기 보행 안정성 판단부(430)에서 판단하게 된다. 즉, 상기 보행구간 B의 경우, 상기 센서부(200)에서 측정되는 상기 에어셀부(110)의 압력은 입각기에서의 최대값이 증가하게 되며(불안정한 보행이 시작되는 시점), 전체적으로 상기 보행구간에서의 압력의 범위(P_th´)는 상기 기 설정된 안정 보행 영역의 범위보다 증가하게 된다(P_th´>P_th). On the other hand, as in walking section B of FIG. 5, the walking state may become unstable depending on the wearer's walking, and the walking stability determination unit 430 determines whether the walking state is unstable. That is, in the case of the walking section B, the maximum value of the pressure of the air cell unit 110 measured by the sensor unit 200 increases in the stance phase (the point when unstable walking begins), and the pressure of the air cell unit 110 measured by the sensor unit 200 increases, and the maximum value in the stance phase increases (the point when unstable walking begins), and the pressure of the air cell unit 110 measured by the sensor unit 200 increases. The range of pressure (P _th ´) increases than the range of the preset stable walking area (P _th ´>P _th ).

이러한 보행구간에서의 압력의 범위의 증가 여부는, 상기 기 설정된 안정 보행 영역의 범위를 기준으로 상기 보행 안정성 판단부(430)에서 판단할 수 있으며(단계 S40), 이와 같이 안정보행 영역의 범위보다 실제 측정되는 압력이 증가하는 경우, 그 결과를 상기 압력 보상 결정부(420)로 제공한다. Whether the range of pressure in this walking section increases can be determined by the walking stability determination unit 430 based on the range of the preset stable walking area (step S40), and in this way, the range of the stable walking area can be determined by the walking stability determination unit 430. If the actual measured pressure increases, the result is provided to the pressure compensation determination unit 420.

이에, 상기 압력보상 결정부(420)에서는, 상기 실제 측정되는 압력의 범위(P_th´)와 상기 기 설정된 안정 보행 영역의 범위(P_th)를 바탕으로, 보상하여야 할 압력의 크기(kΔP)를 결정한다(단계 S50). 이 때, k는 압력 보상 계수이다. Accordingly, the pressure compensation determination unit 420 determines the amount of pressure to be compensated (kΔP) based on the range of the actually measured pressure (P _th ´) and the range of the preset stable walking area (P _th ). Determine (step S50). At this time, k is the pressure compensation coefficient.

이 경우, 상기 압력보상 결정부(420)에서 결정하는 압력의 보상값(kΔP)은 상기 실제 측정되는 압력의 범위(P_th´)의 크기 상기 기 설정된 안정 보행 영역의 범위(P_th)의 크기의 차이값이다. In this case, the pressure compensation value (kΔP) determined by the pressure compensation determination unit 420 is the size of the actually measured pressure range (P _th ´) and the size of the preset stable walking area range (P _th ). is the difference value.

이와 같이, 상기 압력보상 결정부(420)에서, 보상하여야 할 압력을 결정하면, 결정된 압력 보상값 정보를 상기 제어부(410)로 제공하고, 상기 제어부(410)는 이를 바탕으로 상기 구동부(300)로 에어주입 신호를 제공하여, 최종적으로 상기 에어셀부(110)의 압력이 증가하게 된다(단계 S60).In this way, when the pressure compensation determination unit 420 determines the pressure to be compensated, the determined pressure compensation value information is provided to the control unit 410, and the control unit 410 operates the driving unit 300 based on this. By providing an air injection signal, the pressure of the air cell unit 110 is finally increased (step S60).

또한, 이와 같이 상기 에어셀부(110)의 압력이 증가함에 따라, 결국 유각기에서의 압력의 최소값은 증가하게 되어, 불안정한 보행이 지속되는 경우에도 환부의 흔들림이 최소화되어 보행의 편의성이 향상된다. In addition, as the pressure of the air cell unit 110 increases, the minimum value of pressure in the swing phase eventually increases, and even when unstable walking continues, shaking of the affected part is minimized and convenience of walking is improved.

한편, 이상과 같이, 상기 보행구간 B에서와 같이 불안정 보행을 수행하는 경우로서, 착용자가 평지를 보행하다(보행구간 A), 오르막/내리막 경사 또는 오르막/내리막 계단을 보행하는 경우(보행구간 B)를 예를 들 수 있다. On the other hand, as described above, in the case of unstable walking as in walking section B, the wearer is walking on level ground (walking section A), walking on an uphill/downhill slope, or uphill/downhill stairs (walking section B ) can be given as an example.

이상과 같이, 상기 에어셀부(110)의 압력의 크기를 제어함으로써 착용자의 보행상태에 따른 편의성 향상이 가능하다. As described above, it is possible to improve convenience according to the wearer's walking condition by controlling the magnitude of the pressure of the air cell unit 110.

또한, 앞서 설명한 바와 같이, 상기 센서부(200)를 통해서는 상기 에어셀부(110)의 압력 신호의 주파수, 즉 입각기의 최대값과 유각기의 최소값의 주기에 대한 정보도 획득할 수 있으며, 이를 바탕으로 압력보상을 수행할 수도 있다. In addition, as described above, information about the frequency of the pressure signal of the air cell unit 110, that is, the period of the maximum value of the stance phase and the minimum value of the swing phase, can be obtained through the sensor unit 200, Based on this, pressure compensation can also be performed.

도 6을 참조하면, 상기 기 설정되는 안정보행 영역의 범위를, 착용자가 보행을 수행함에 있어 일반적인 안정 상태에서의 보행시, 연속되는 입각기 또는 연속되는 유각기 사이의 압력 신호의 간격으로 정의할 수 있다. 이 때, 매 입각기 사이의 신호 간격이나 매 유각기 사이의 신호 간격은 가변될 수 있으므로, 안정 보행을 수행하는 구간으로 정의된 보행구간 A 전체 구간에 대하여 입각기 사이의 신호 간격과 유각기 사이의 신호 간격의 평균을 적용하여 안정보행 영역의 범위를 설정할 수 있다.Referring to FIG. 6, the range of the preset stable walking area may be defined as the interval of the pressure signal between successive stance phases or successive swing phases when the wearer walks in a normal stable state. You can. At this time, since the signal interval between each stance phase or the signal interval between each swing phase may be variable, the signal interval between the stance phase and the swing phase for the entire walking section A, which is defined as the section performing stable walking, The range of the stable walking area can be set by applying the average of the signal intervals.

즉, 도 6에서와 같이, 착용자가 안정 보행을 수행하는 보행구간 A에서, 입각기와 유각기 사이의 압력 신호의 간격의 평균값인, freq_th를 안정보행 영역의 범위로 설정할 수 있다. 이 때, 상기 압력신호의 간격은 결국 압력 신호의 주파수 정보를 통해 획득할 수 있다. That is, as shown in FIG. 6, in walking section A where the wearer performs stable walking, freq _th , which is the average value of the interval of the pressure signal between the stance phase and the swing phase, can be set as the range of the stable walking area. At this time, the interval of the pressure signal can ultimately be obtained through the frequency information of the pressure signal.

그리하여, 상기 보행 안정성 판단부(430)에서는, 상기 센서부(200)를 통해 제공되는 상기 에어셀부(110)의 압력 신호의 주파수 측정 결과가, 기 설정된 상기 안정보행 영역의 범위 이내(freq_th)인 것으로 판단하면(단계 S40), 별도의 압력 제어를 수행하지 않고, 현 상태인 초기 설정압력 신호의 주파수 상태로 상기 에어셀부(110)의 압력 주파수가 유지되도록 한다. Therefore, in the walking stability determination unit 430, the frequency measurement result of the pressure signal of the air cell unit 110 provided through the sensor unit 200 is within the preset range of the stable walking area (freq _th ). If it is determined that it is (step S40), the pressure frequency of the air cell unit 110 is maintained at the current frequency of the initial set pressure signal without performing separate pressure control.

이와 달리, 도 6의 보행구간 C에서와 같이, 착용자의 보행에 따라 보행상태가 불안정해질 수 있는데, 이러한 보행 상태의 불안정 여부는, 상기 보행 안정성 판단부(430)에서 판단하게 된다. On the other hand, as in walking section C of FIG. 6, the walking state may become unstable depending on the wearer's walking, and the walking stability determination unit 430 determines whether the walking state is unstable.

즉, 상기 보행구간 C의 경우, 상기 센서부(200)에서 측정되는 상기 에어셀부(110)의 압력 신호의 주파수는 증가하기 시작하며(불안정한 보행이 시작되는 시점), 최종적으로 압력 신호의 주파수는 증가한 상태가 일정하게 유지된다(불안정한 보행이 계속되는 경우). 그리하여, 상기 불안정한 보행이 계속되는 경우, 상기 보행구간 C에서의 압력의 주파수의 범위(freq_th´)는 상기 기 설정된 안정 보행 영역의 범위보다 증가하게 된다(freq_th´>freq_th). 이 때, 주파수의 범위가 증가한다는 의미는, 보행구간 C에서의 주파수가 안정 보행 영역 범위의 주파수보다 증가한다는 의미이다. That is, in the case of the walking section C, the frequency of the pressure signal of the air cell unit 110 measured by the sensor unit 200 begins to increase (the point at which unstable walking begins), and finally the frequency of the pressure signal is The increased state remains constant (if unstable gait continues). Therefore, when the unstable walking continues, the range of pressure frequency (freq _th ´) in the walking section C increases than the range of the preset stable walking area (freq _th ´>freq _th ). At this time, increasing the frequency range means that the frequency in walking section C increases than the frequency in the stable walking area range.

이러한 보행구간에서의 압력의 주파수의 증가 여부는, 상기 기 설정된 안정 보행 영역의 범위를 기준으로 상기 보행 안정성 판단부(430)에서 판단할 수 있으며(단계 S40), 이와 같이 안정보행 영역의 범위보다 실제 측정되는 압력의 주파수가 증가하는 경우, 그 결과를 상기 압력 보상 결정부(420)로 제공한다. Whether the frequency of pressure in this walking section increases can be determined by the walking stability determination unit 430 based on the range of the preset stable walking area (step S40), and in this way, it can be determined by the walking stability determination unit 430 based on the range of the stable walking area. If the frequency of the actual measured pressure increases, the result is provided to the pressure compensation determination unit 420.

이에, 상기 압력보상 결정부(420)에서는, 상기 실제 측정되는 압력의 주파수가(freq_th´)와 상기 기 설정된 안정 보행 영역의 범위에서의 주파수(freq_th)를 바탕으로, 보상하여야 할 압력의 크기(mΔP)를 결정한다(단계 S50). 이 때, m은 압력 보상 계수이다. Accordingly, the pressure compensation determination unit 420 determines the pressure to be compensated based on the frequency (freq _th ´) of the actually measured pressure and the frequency (freq _th ) in the range of the preset stable walking area. Determine the size (mΔP) (step S50). At this time, m is the pressure compensation coefficient.

이 경우, 상기 압력보상 결정부(420)에서 결정하는 압력의 보상값(mΔP)은 상기 실제 측정되는 압력 신호의 주파수(freq_th´)와 상기 기 설정된 안정 보행 영역의 범위에서의 압력 신호의 주파수(freq_th)의 차이값을 고려한 값이다. In this case, the pressure compensation value (mΔP) determined by the pressure compensation determination unit 420 is the frequency of the actually measured pressure signal (freq _th ´) and the frequency of the pressure signal within the range of the preset stable walking area. This is a value that takes into account the difference between (freq _th ).

일반적으로, 측정되는 압력 신호의 주파수가 증가하는 것은, 후술되는 바와 같이 착용자가 보행 속도를 증가시키는 상태 변화의 결과이다. 또한, 착용자가 보행 속도를 증가시키면 자연스럽게 착용자의 보행의 불안정성은 증가하게 되며 이에 따라 상기 에어셀부(110)의 압력을 증가시킴으로써 착용자의 불안정성을 상대적으로 안정화할 수 있다. In general, an increase in the frequency of the measured pressure signal is the result of a change in the state of the wearer causing the wearer to increase his walking speed, as will be described later. In addition, as the wearer increases the walking speed, the instability of the wearer's walking naturally increases, and accordingly, by increasing the pressure of the air cell unit 110, the wearer's instability can be relatively stabilized.

따라서, 상기와 같이, 압력 신호의 주파수 증가를 바탕으로, 상기 주파수 증가의 정도를 고려하여 보상하여야 할 압력의 크기를 결정하여, 압력 보상값(mΔP)을 결정하게 된다. 이 때, 상기 주파수의 증가에 따른 압력 보상값의 결정 방법에 대하여는, 보행 속도의 증가별 착용자의 불안정성 감소의 데이터가 저장된 별도의 데이터베이스(미도시)를 통해 기 저장된 정보를 활용할 수 있다. Therefore, as described above, based on the increase in the frequency of the pressure signal, the amount of pressure to be compensated is determined in consideration of the degree of the increase in frequency, and the pressure compensation value (mΔP) is determined. At this time, for the method of determining the pressure compensation value according to the increase in frequency, information previously stored through a separate database (not shown) in which data on the reduction of the wearer's instability according to the increase in walking speed is stored is stored.

이와 같이, 상기 압력보상 결정부(420)에서, 보상하여야 할 압력의 크기를 결정하면, 결정된 보상값 정보를 상기 제어부(410)로 제공하고, 상기 제어부(410)는 이를 바탕으로 상기 구동부(300)로 에어주입 신호를 제공하여, 최종적으로 상기 에어셀부(110)의 압력의 크기는 증가하게 된다(단계 S60). 그리하여, 유각기에서의 최소 압력은 증가하게 되며, 불안정한 보행이 계속되는 경우에도 환부의 흔들림을 최소화하여 보행의 편의성을 향상시킬 수 있다. In this way, when the pressure compensation determination unit 420 determines the size of the pressure to be compensated, the determined compensation value information is provided to the control unit 410, and the control unit 410 controls the driving unit 300 based on this. ) by providing an air injection signal, and ultimately the magnitude of the pressure of the air cell unit 110 increases (step S60). Thus, the minimum pressure in the swing phase increases, and even when unstable walking continues, the shaking of the affected part can be minimized and the convenience of walking can be improved.

한편, 이상과 같이, 상기 보행구간 C에서와 같이 불안정 보행을 수행하는 경우로서, 착용자가 일정한 속도로 보행하다(보행구간 A), 보행 속도를 증가시켜 보행하는 경우(보행구간 C)를 예를 들 수 있다. Meanwhile, as described above, in the case of unstable walking as in walking section C, the wearer walks at a constant speed (walking section A) or increases the walking speed (walking section C). I can hear it.

이상과 같이, 상기 에어셀부(110)의 압력의 크기를 제어함으로써 보행속도가 증가하는 경우에도 착용자의 보행상태에 따른 편의성 향상이 가능하다. As described above, by controlling the magnitude of the pressure of the air cell unit 110, convenience can be improved according to the wearer's walking condition even when the walking speed increases.

나아가, 이상에서 설명한 바와 같이, 착용자는 안정 보행 구간(보행구간 A)에서 불안정 보행 구간(보행구간 B 또는 보행구간 C)으로 진입할 수도 있으나, 불안정 보행 구간(보행구간 B 또는 보행구간 C)에서 다시 초기의 안정 보행 구간(보행구간 A)으로 재진입하거나 또는 보행을 정지하는 구간(보행정지 구간 D)로 진입할 수 있다. Furthermore, as described above, the wearer may enter the unstable walking section (gait section B or walking section C) from the stable walking section (walking section A), but may enter the unstable walking section (walking section B or walking section C). You can re-enter the initial stable walking section (walking section A) or enter the section where walking is stopped (walking stop section D).

이와 같은, 착용자의 보행 상태의 변화 역시, 상기 에어셀부(110)의 압력에 대한 모니터링(단계 S30)을 바탕으로 판단할 수 있으며, 이러한 보행 상태의 변화에 부합하도록 압력의 크기를 제어할 수 있다. Such changes in the wearer's walking state can also be determined based on monitoring (step S30) of the pressure of the air cell unit 110, and the magnitude of the pressure can be controlled to match this change in walking state. .

도 7을 참조하면, 앞서 설명한 바와 같이, 착용자가 불안정 보행(보행구간 B)을 수행하여 해당 불안정 보행에 부합하도록 상기 에어셀부(110)의 압력을 증가시킨 경우(kΔP), 착용자는 보행을 멈추고 정지할 수 있다. Referring to FIG. 7, as described above, when the wearer performs an unstable walk (walking section B) and increases the pressure of the air cell unit 110 to match the unstable walk (kΔP), the wearer stops walking and You can stop.

즉, 이와 같이, 착용자가 보행을 멈추고 정지하는, 보행정지 구간(D)에 진입하는 경우, 상기 에어셀부(110)의 압력에 대한 가변이 필요하다. 우선, 상기 센서부(200)에서는 상기 에어셀부(110)의 압력에 대한 모니터링을 수행하는데(단계 S30), 착용자가 보행을 멈추고 정지함에 따라 모니터링되는 압력의 크기는 감소하게 된다. In other words, when the wearer enters the walking stop section D, where the wearer stops walking and stops, the pressure of the air cell unit 110 needs to be changed. First, the sensor unit 200 monitors the pressure of the air cell unit 110 (step S30). As the wearer stops walking and stops, the amount of monitored pressure decreases.

따라서, 이러한 압력의 크기가 감소한 신호를 제공받은 상기 보행 안정성 판단부(430)에서는, 측정된 압력의 크기가 안정보행 영역의 범위에 해당하는 가의 여부를 다시 판단한다(단계 S40). 다만, 이 때 착용자는 보행구간 B에서는, 수정된 압력의 범위(P_th´)에서 안정적인 보행을 수행하게 되므로, 상기 안정보행 영역의 범위는 수정된 압력의 범위(P_th´)로 정의되고, 따라서 상기 보행 안정성 판단부(430)에서도 상기 안정보행 영역의 범위(P_th´)를 기준으로 판단을 수행한다. Accordingly, the walking stability determination unit 430, which receives the signal that the magnitude of the pressure has decreased, re-determines whether the measured magnitude of the pressure falls within the range of the stable walking area (step S40). However, at this time, since the wearer performs stable walking in the modified pressure range (P _th ´) in walking section B, the range of the stable walking area is defined as the modified pressure range (P _th ´), Accordingly, the walking stability determination unit 430 also performs judgment based on the range (P _th ´) of the stable walking area.

그런데, 착용자가 보행을 멈추게 되면, 도 7에 도시된 바와 같이, 실제 측정되는 압력은 상기 안정보행 영역의 범위(P_th´)에서의 압력의 최소값으로 유지하다(보행 중단의 초기), 결국은 상기 안전보행 영역의 범위(P_th´)에서의 압력의 최소값보다 작아지게 된다(보행 중단이 지속되는 경우). However, when the wearer stops walking, as shown in FIG. 7, the actually measured pressure is maintained at the minimum value of the pressure in the range (P _th ´) of the stable walking area (at the beginning of walking cessation), eventually It becomes smaller than the minimum value of the pressure in the range (P _th ´) of the safe walking area (if walking interruption continues).

따라서, 상기 보행 안정성 판단부(430)에서는, 상기 측정되는 압력이 상기 안정보행 영역의 범위 이내에 해당되지 않고 더 작아진 것으로 판단하고(단계 S40), 이렇게 판단된 결과를 상기 압력보상 결정부(420)로 제공한다. Accordingly, the walking stability determination unit 430 determines that the measured pressure does not fall within the range of the stable walking area and becomes smaller (step S40), and the pressure compensation determination unit 420 determines this determined result. ) is provided.

이에, 상기 압력보상 결정부(420)에서는 상기 실제 측정되는 압력의 범위(P_th, 이 때 보행이 중단된 상태이므로 실제 측정되는 압력은 상기 압력 범위의 최소값임)와 상기 새롭게 정의되었던 안전 보행 영역의 범위(P_th´)를 바탕으로, 보상하여야 할 압력의 크기(-kΔP)를 결정한다(단계 S50). Accordingly, the pressure compensation determination unit 420 determines the range of the actually measured pressure (P _th , at this time, since walking is stopped, the actually measured pressure is the minimum value of the pressure range) and the newly defined safe walking area. Based on the range (P _th ´), the magnitude of pressure to be compensated (-kΔP) is determined (step S50).

이 경우, 상기 압력보상 결정부(420)에서 결정하는 압력의 보상값(-kΔP)은 상기 실제 측정되는 압력으로서 압력의 범위(P_th)의 최소값과 상기 보행구간 B에 따라 새롭게 정의된 안전 보행 영역의 범위(P_th´)의 최소값의 차이값이다. In this case, the pressure compensation value (-kΔP) determined by the pressure compensation determination unit 420 is the actually measured pressure and is a newly defined safe walking distance according to the minimum value of the pressure range (P _th ) and the walking section B. It is the difference between the minimum value of the area range (P _th ´).

이와 같이, 상기 압력보상 결정부(420)에서, 보상하여야 할 압력을 다시 결정하면, 결정된 압력 보상값 정보를 상기 제어부(410)로 제공하고, 상기 제어부(410)는 이를 바탕으로 상기 구동부(300)로 에어배출 신호를 제공하여, 최종적으로 상기 에어셀부(110)의 압력은 감소하게 된다(단계 S60).In this way, when the pressure compensation determination unit 420 re-determines the pressure to be compensated, the determined pressure compensation value information is provided to the control unit 410, and the control unit 410 controls the driving unit 300 based on this. ), and finally the pressure of the air cell unit 110 is reduced (step S60).

또한, 이렇게 압력이 감소되어, 결국 상기 에어셀부(110)의 압력은 보행을 시작하기 전의 초기 설정압력(P_th)과 동일하게 된다. In addition, the pressure is reduced in this way, and eventually the pressure of the air cell unit 110 becomes the same as the initial set pressure (P _th ) before starting to walk.

한편, 이상과 같이 보행이 정지되는 상태에서는, 상기 보행에서 유각기와 입각기가 사라지게 되며, 이에 따라 압력 신호의 주파수에 대한 정보는 획득하기 어렵다. 따라서, 보행이 정지되는 상태에서의 상기 에어셀부(110)의 압력의 제어는, 압력 신호의 주파수 정보를 바탕으로 수행되지 않고, 압력의 크기 정보를 바탕으로 수행되어야 한다. Meanwhile, in a state where walking is stopped as described above, the swing phase and stance phase disappear in the walking, and thus it is difficult to obtain information about the frequency of the pressure signal. Accordingly, control of the pressure of the air cell unit 110 in a state in which walking is stopped should not be performed based on the frequency information of the pressure signal, but rather based on the information on the magnitude of the pressure.

나아가, 이러한 착용자의 보행 정지에 따라 상기 에어셀부(110)의 압력에 대한 제어가 수행된 후(단계 S60), 상기 착용자가 상기 소켓부(100)의 착용을 해제하였는가의 여부를 판단하며(단계 S70), 이를 바탕으로 필요에 따라 다시 상기 에어셀부(110)의 압력을 제어할 수 있다. Furthermore, after the pressure of the air cell unit 110 is controlled according to the wearer's walking stop (step S60), it is determined whether the wearer has released the socket unit 100 (step S60). S70), based on this, the pressure of the air cell unit 110 can be controlled again as needed.

상기와 같은 본 발명의 실시예들에 의하면, 단순히 절단 부위와 소켓부 사이의 압력을 제공하는 것 외에, 착용자의 보행 상태를 바탕으로 보행 안정성이 저하되는 경우 압력에 대한 보상을 통해, 착용자의 보행 안정성을 회복시켜 편의성을 향상시킬 수 있다. According to the above-described embodiments of the present invention, in addition to simply providing pressure between the cut portion and the socket portion, when walking stability is reduced based on the wearer's walking condition, compensation for the pressure is used to improve the wearer's walking condition. Convenience can be improved by restoring stability.

즉, 보행 과정에서 경사나 계단을 보행하거나, 보행 속도가 증가하는 등의 다양한 보행 상태에 부합하도록 소켓부의 에어셀부로 제공되는 압력을 제어하고, 이를 통해 다양한 보행 상태에 부합하는 압력 상태로 착용자의 보행의 편의성을 향상시킬 수 있다. In other words, during the walking process, the pressure provided to the air cell part of the socket part is controlled to match various walking conditions such as walking on inclines or stairs, or walking speed increases, and through this, the wearer walks in a pressure state that matches various walking conditions. Convenience can be improved.

상기에서는 본 발명의 바람직한 실시예를 참조하여 설명하였지만, 해당 기술 분야의 숙련된 당업자는 하기의 특허 청구 범위에 기재된 본 발명의 사상 및 영역으로부터 벗어나지 않는 범위 내에서 본 발명을 다양하게 수정 및 변경시킬 수 있음을 이해할 수 있을 것이다.Although the present invention has been described above with reference to preferred embodiments, those skilled in the art can make various modifications and changes to the present invention without departing from the spirit and scope of the present invention as set forth in the following patent claims. You will understand that it is possible.

10 : 의지 시스템 100 : 소켓부
110 : 에어셀부 200 : 센서부
300 : 구동부 310 : 펌프
320 : 밸브 400 : 제어유닛
410 : 제어부 420 : 압력보상 결정부
430 : 보행 안정성 판단부10: Prosthesis system 100: Socket portion
110: Air cell unit 200: Sensor unit
300: driving unit 310: pump
320: valve 400: control unit
410: Control unit 420: Pressure compensation determination unit
430: Walking stability determination unit

Claims

A socket part that is worn on the wearer's cut area and includes an air cell part into which air is injected; and
It includes a control unit that controls the pressure of the air cell unit,
The control unit is,
a walking stability determination unit that determines the wearer's walking stability based on the pressure of the air cell unit;
a pressure compensation determination unit that determines compensation for the pressure of the air cell unit based on the walking stability determination result; and
A prosthesis system comprising a control unit that provides a pressure control signal to the air cell unit based on the determined pressure compensation.

According to paragraph 1,
A sensor unit that monitors the pressure of the air cell unit or the frequency of the pressure; and
A prosthesis system further comprising a driving unit that varies the pressure of the air cell unit based on the pressure control signal of the control unit.

The method of claim 2, wherein the driving unit,
a pump generating the pressure;
A control line that provides the generated pressure to the air cell unit; and
A prosthetic system comprising a valve that opens and closes the control line.

The method of claim 3, wherein the socket unit,
an external socket forming the outer shape of the socket portion; and
It forms the inside of the external socket and includes an internal socket with the air cell portion interposed between the external socket and the external socket.
The control line passes through the external socket and is connected to the air cell unit.

The method of claim 4, wherein the air cell unit,
A prosthesis system, characterized in that a plurality of prosthetic devices are disposed between the external socket and the internal socket.

The method of claim 1, wherein the walking stability determination unit,
A prosthesis system characterized in that it determines whether the pressure of the air cell unit or the frequency of the pressure signal is within the range of a preset stable walking area.

According to clause 6,
When the wearer walks on stairs or an incline on level ground, the pressure of the air cell unit varies,
A prosthesis system, wherein the frequency of the pressure signal changes when the wearer changes the walking speed.

The method of claim 6, wherein the pressure compensation determination unit,
If the pressure or frequency exceeds the range of the preset stable walking area, compensation is determined to increase the pressure of the air cell unit,
A prosthesis system characterized in that compensation is determined to reduce the pressure of the air cell unit when the pressure or frequency is below the range of a preset stable walking area.

Controlling the air cell portion of the socket portion worn on the wearer's cut portion to the initial set pressure;
Determining the wearer's walking stability based on the pressure of the air cell unit;
Determining compensation for the pressure of the air cell unit based on the walking stability determination result; and
A control method of a prosthesis system comprising providing a pressure control signal to the air cell unit based on the determined pressure compensation.

The method of claim 9, wherein to determine the walking stability of the wearer,
A control method for a prosthesis system, characterized in that the pressure of the air cell unit or the frequency of the pressure signal is monitored using a sensor unit.

The method of claim 9, wherein in the step of determining the walking stability of the wearer,
A control method for a prosthesis system, characterized in that it determines whether the pressure of the air cell unit or the frequency of the pressure signal is within the range of a preset stable walking area.

The method of claim 11, wherein in determining compensation for the pressure of the air cell unit,
If the pressure or frequency exceeds the range of the preset stable walking area, compensation is determined to increase the pressure of the air cell unit,
A control method for a prosthesis system, characterized in that compensation is determined to reduce the pressure of the air cell unit when the pressure or frequency is less than a preset stable walking area.

According to clause 9,
A method of controlling a prosthesis system further comprising discharging pressure from the air cell unit when the wearer releases the socket unit.