基于兩自由度髖關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)的機(jī)器人假肢控制系統(tǒng)設(shè)計(jì)

徐燕華，李 榮，王華君，徐平平（.無錫太湖學(xué)院 工學(xué)院，江蘇 無錫　4064；.東南大學(xué) 信息科學(xué)與工程學(xué)院，江蘇 南京　89）

基于兩自由度髖關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)的機(jī)器人假肢控制系統(tǒng)設(shè)計(jì)

徐燕華1，李 榮1，王華君1，徐平平2
（1.無錫太湖學(xué)院 工學(xué)院，江蘇 無錫214064；2.東南大學(xué) 信息科學(xué)與工程學(xué)院，江蘇 南京211189）

針對(duì)假肢自動(dòng)化測(cè)試不可重復(fù)性和可能對(duì)測(cè)試病人造成的不安全問題，本文設(shè)計(jì)了一種基于兩自由度髖關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)和MSP430單片機(jī)的機(jī)器人假肢控制系統(tǒng)。設(shè)計(jì)的機(jī)器人可在矢狀面平面重復(fù)兩個(gè)自由度臀部運(yùn)動(dòng)，將跑步機(jī)作為機(jī)器人行走平面，利用基于關(guān)節(jié)坐標(biāo)的機(jī)器人通用動(dòng)態(tài)模型對(duì)假肢進(jìn)行建模。采用MSP430F2274單片機(jī)設(shè)計(jì)假肢控制電路，選用TP4056芯片設(shè)計(jì)鋰電池充電電路，利用TPS77001芯片將鋰電池電壓降至3 V給單片機(jī)供電，利用LTC3426芯片將鋰電池電壓升至5 V給直線步進(jìn)電機(jī)供電，利用霍爾傳感器A3144調(diào)理電路。實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證了臀部位移、大腿角度、膝蓋角度的偏差，結(jié)果顯示，本文系統(tǒng)的輸出結(jié)果與實(shí)際角度非常接近，有效地保證了假肢控制系統(tǒng)的安全性。

機(jī)器人；假肢控制；髖關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)；兩自由度；MSP430單片機(jī)；垂直伺服系統(tǒng)

最近幾年，機(jī)器人假肢［1-2］一直是研究熱點(diǎn)，已在軍事、醫(yī)學(xué)康復(fù)和勘探等方面得到廣泛應(yīng)用［3-4］。由于在產(chǎn)品開發(fā)階段，直接在病人身上測(cè)試存在風(fēng)險(xiǎn)［5-7］。因此，迫切需要更加安全的假肢控制系統(tǒng)。文獻(xiàn)［8］設(shè)計(jì)了動(dòng)力型下肢假肢步態(tài)預(yù)識(shí)別系統(tǒng)，利用足底壓力傳感器采集人體運(yùn)動(dòng)信息，引入隱馬爾科夫模型估計(jì)運(yùn)動(dòng)信息，可準(zhǔn)確地識(shí)別假肢步態(tài)。然而，對(duì)于膝關(guān)節(jié)協(xié)調(diào)人體運(yùn)動(dòng)，該系統(tǒng)的步態(tài)只是表象，膝關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)角度，假肢的參數(shù)才是關(guān)鍵［9-10］。

文中利用兩自由度髖關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)設(shè)計(jì)了假肢測(cè)試機(jī)器人控制系統(tǒng)。該系統(tǒng)可在矢狀面平面重復(fù)兩個(gè)自由度臀部運(yùn)動(dòng)，將臀部垂直位移和大腿角度運(yùn)動(dòng)數(shù)據(jù)應(yīng)用于機(jī)器人的假肢上，跑步機(jī)作為機(jī)器人行走平面，實(shí)驗(yàn)結(jié)果驗(yàn)證了該系統(tǒng)的有效性。

1　假肢機(jī)械設(shè)計(jì)

機(jī)器設(shè)計(jì)的臀部位移最大為50 mm，最大速度1 m/s。垂直力指定為1 200 N，這超過了78 kg正常人體快走或慢跑對(duì)地面產(chǎn)生的力。垂直運(yùn)動(dòng)階段由直流電機(jī)、滾珠絲桿和線性滑組成［11］。整體垂直運(yùn)動(dòng)范圍12英寸，運(yùn)動(dòng)范圍達(dá)到100 mm用于適應(yīng)期望的垂直臀部運(yùn)動(dòng)文件。擺動(dòng)中心也因?yàn)閷?shí)時(shí)操作和調(diào)節(jié)腳與運(yùn)動(dòng)平面的關(guān)系而發(fā)生變化。機(jī)械有一個(gè)垂直固定軸，因此，將跑步機(jī)用于行走平面。

圖1（a）所示為機(jī)器人的原理圖和組件，圖1（b）所示為完整機(jī)械，圖1（c）為人機(jī)合作控制圖，即測(cè)試成功后，病人與假肢的人機(jī)控制。

2　機(jī)器人假肢建模

在機(jī)器人標(biāo)準(zhǔn)框架中準(zhǔn)確模擬整體機(jī)械和假肢系統(tǒng)，基于關(guān)節(jié)坐標(biāo)的機(jī)器人通用動(dòng)態(tài)模型［12］定義如下：

圖1　假肢機(jī)械設(shè)計(jì)圖

式（1）中，qT=［q1，q2，q3］為關(guān)節(jié)位移向量（q1為垂直位移 ，q2為大腿角度，q3為膝蓋角度）。D（q）為慣性矩陣，C（q，q˙）為向心力和自傳偏向矩陣，B（q，q˙）為非線性阻尼矩陣（膝蓋阻尼），Je為與應(yīng)用外力Fe相關(guān)的運(yùn)動(dòng)雅克比，g（q）為重力向量，F(xiàn)α為凈致動(dòng)器輸入，包括慣性和摩擦影響。

2.1正向運(yùn)動(dòng)

圖2所示為作業(yè)結(jié)構(gòu)滿足標(biāo)準(zhǔn) Denavit-Hartenberg約束［13-14］，表達(dá)結(jié)構(gòu)到結(jié)構(gòu)的轉(zhuǎn)換矩陣為：

式（3）中，l2為連接2腿的長(zhǎng)度，d0為連接2腿的偏移量，c0為膝關(guān)節(jié)與連接3質(zhì)量中心的距離。感興趣點(diǎn)的世界結(jié)構(gòu)坐標(biāo)使用上面轉(zhuǎn)換矩陣很容易計(jì)算，假設(shè)q已知。在結(jié)構(gòu)3坐標(biāo)系中，負(fù)載傳感器位于［lcx-lcy0］T，對(duì)結(jié)構(gòu)3世界坐標(biāo)系使用復(fù)合變換，負(fù)載傳感器［15］的垂直坐標(biāo)系如下：

在建模和仿真階段，可以比較坐標(biāo)系與跑步機(jī)高度來決定傳送帶的偏差且估計(jì)地面反作用力的垂直分量FGV。在負(fù)載傳感器上不考慮外部扭矩，但它們的確包含在內(nèi)。因此，考慮力矢量FTe=［00-FGV］。

2.2伺服系統(tǒng)模型

2.2.1垂直階段

滾珠絲桿上的轉(zhuǎn)矩平衡方程為Tm1-Tr=Jb，其中Tm1為電動(dòng)機(jī)的轉(zhuǎn)矩，Tr為滾珠絲桿和螺母相互作用下的扭矩，Jb為滾珠絲桿的轉(zhuǎn)動(dòng)慣量，θ為旋轉(zhuǎn)角度。傳動(dòng)螺桿的螺距半徑為r 且l（每旋轉(zhuǎn)單位長(zhǎng)度）存在一種線性扭力關(guān)系：

圖2　Denavit-Hartenberg坐標(biāo)系框架

式（7）中，m0=Jb/（γl）為與重力無關(guān)的慣性參數(shù)。

2.2.2旋轉(zhuǎn)階段

旋轉(zhuǎn)伺服系統(tǒng)可以由傳遞函數(shù)建模：

式（8）中，W2（s）和U2（s）分別表示大腿角速度的拉普拉斯變換和旋轉(zhuǎn)致動(dòng)器控制電壓，k2為伺服放大器增益（每電壓N-m），J0為與致動(dòng)器裝置和附件相關(guān)的轉(zhuǎn)動(dòng)慣量，i=80為齒輪比，Jm為渦輪和電動(dòng)機(jī)轉(zhuǎn)動(dòng)慣量，br為與齒輪比相關(guān)的粘性阻尼系數(shù)（電動(dòng)機(jī)端的摩擦相對(duì)較小且可以忽略不計(jì)）。

2.3假肢模型

假肢為機(jī)器人的鏈接2和鏈接3，關(guān)節(jié)3受制于內(nèi)轉(zhuǎn)矩。非線性阻尼轉(zhuǎn)矩為R/?x˙d，R為Rayleigh粘性耗散函數(shù)：

式（9）中，bk為方向獨(dú)立阻尼系數(shù)，x˙d為阻尼器膨脹率。通過阻尼器幾何形狀和余弦定律計(jì)算膨脹率。式（1）的非線性阻尼方程如下：

式（10）中，od，rd和ld分別為阻尼器的位移、擺動(dòng)半徑和阻尼器瞬間長(zhǎng)度，如圖3所示。

圖3　阻尼器幾何擴(kuò)展

2.4總體擺動(dòng)模型

對(duì)于被動(dòng)膝蓋，致動(dòng)器輸入項(xiàng)，即式（1）的Fα有形式FTα=［（F-ff）TO］，式中ff為直線導(dǎo)軌的庫(kù)倫摩擦力，T為旋轉(zhuǎn)階段的凈力矩。假設(shè)庫(kù)倫摩擦率理想形式如下：ff=fsign（q˙1），式中f為力的大小。根據(jù)式（7），式（1）的第一項(xiàng)變成：

為了將旋轉(zhuǎn)致動(dòng)器模型整合到機(jī)器人中，本文注意到電機(jī)的凈轉(zhuǎn)矩平衡和渦輪軸會(huì)產(chǎn)生Tm2-TL=Jmq¨m2，式中Tm2=k2u2/i為反映到輸出上的電動(dòng)機(jī)轉(zhuǎn)矩，TL為同一軸上的負(fù)載轉(zhuǎn)矩。在鏈接軸上，這個(gè)轉(zhuǎn)矩乘以i獲取T，鏈接2上的凈轉(zhuǎn)矩為：

當(dāng)Fα替換成式（1），動(dòng)態(tài)模型最終條件收益率為：

式（13）中，F(xiàn)Tf（q˙）［fsign（q˙1）0 0］，k=diag｛k1，k2，0｝為伺服放大器常量矩陣，u=［u1u20］為控制電壓向量，聯(lián)合機(jī)器人鏈接的慣性貢獻(xiàn)和伺服系統(tǒng)單元為一種質(zhì)量矩陣：

式（14）中，m0為慣性（不受重力）立式電動(dòng)機(jī)電樞的貢獻(xiàn)和滾珠螺桿，如3.2節(jié)所討論，i為旋轉(zhuǎn)致動(dòng)器的傳動(dòng)比，Jm為旋轉(zhuǎn)致動(dòng)電機(jī)的電樞慣性，D（q）為與3個(gè)機(jī)器人鏈接相關(guān)的慣性矩陣。式（13）的狀態(tài)方程形式如下：

式（15）中，z為關(guān)節(jié)坐標(biāo)向量，w為連接速度向量。地面力度的垂直分量計(jì)算為FGV=kb（sz-ZLC），當(dāng)ZLC＞sz時(shí)。否則FGV=0，式中，常量sz為跑步機(jī)相對(duì)距離（坐標(biāo)原點(diǎn)與跑步機(jī)垂直距離）且kb為跑步機(jī)皮帶剛度。

2.5混合擺動(dòng)-站立模型

腳處受力傳感器的水平速度可根據(jù)雅克比行列式求得：

為了達(dá)到強(qiáng)制約束，x˙lc等價(jià)于-VH，跑步機(jī)速度。然后，根據(jù)式（17）求解q˙3，產(chǎn)生的式為：

式（18）通過模擬仿真獲取q3。因此，在站立階段沒有直接計(jì)算膝蓋速度而是通過來自動(dòng)力學(xué)約束的式計(jì)算。表明在站立階段僅有5個(gè)狀態(tài)（q1，q2，q˙1，q˙2，q3），同時(shí)在擺動(dòng)階段需要第6個(gè)狀態(tài)。離散變量ig管理擺動(dòng)階段和站立階段的轉(zhuǎn)化，從而完成擺動(dòng)-站立模型的描述，稱為混合動(dòng)力系統(tǒng)。定義步態(tài)相位序列ig作為0當(dāng)垂直反作用力為正時(shí)（站立階段），當(dāng)反作用力為0時(shí)，它值為1（擺動(dòng)階段）。定義狀態(tài)向量組件為z=

在擺動(dòng)模式下，z整合于w，反過來集成加速度pi（z，w），對(duì)i=1，2，3.在站立狀態(tài)模式，z1，z2整合于w1，w2，但是z3整合于式（18）的運(yùn)動(dòng)約束，w3可以忽略。在擺動(dòng)階段，其他兩個(gè)角速度整合于它們相應(yīng)的加速度。

3　軟硬件設(shè)計(jì)

3.1硬件設(shè)計(jì)

系統(tǒng)的硬件組成如圖4（a）所示，采用MSP430系列中的Flash型單片機(jī) MSP430F2274設(shè)計(jì)電路。選用 TI公司的TPS77001芯片將鋰電池電壓降到3 V給單片機(jī)供電，選用Linear Technology公司的LTC3426芯片將鋰電池電壓升至5 V給直線步進(jìn)電機(jī)供電。選用充電管理芯片TP4056設(shè)計(jì)鋰電池充電電路，鋰電池電壓范圍為2.7～4.2 V，工作電壓為3.7 V，充電限制電壓為4.2 V。采用霍爾傳感器A3144測(cè)量步速和調(diào)理電路，由5 V電壓供電，無磁場(chǎng)感應(yīng)時(shí)輸出3.7 V，有磁場(chǎng)感應(yīng)時(shí)輸出0。選用FAN8200D設(shè)計(jì)獨(dú)立控制的步進(jìn)電機(jī)驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)?？刂破麟娐钒迦鐖D4（b）所示，假肢控制電路如圖4（c）所示。

3.2軟件設(shè)計(jì)

主程序流程如圖5（a）所示，I/O中斷流程如圖5（b）所示。

圖4　硬件設(shè)計(jì)圖

圖5　程序流程圖

4　實(shí)　驗(yàn)

4.1垂直傳動(dòng)裝置

在自由落體測(cè)試中，向下運(yùn)動(dòng)的自控方程為：

式中，v為平板速度（正面向下），f為庫(kù)倫摩擦力（在本系統(tǒng)粘性力占優(yōu)勢(shì)），m為垂直移動(dòng)質(zhì)量 （個(gè)體重力），J為電動(dòng)機(jī)和滾珠螺桿轉(zhuǎn)動(dòng)慣性之和。下降加速度˙通過捕獲速度的數(shù)值微分計(jì)算。滾珠螺桿慣性通過文獻(xiàn)［16］的標(biāo)準(zhǔn)方程計(jì)算為Jb=9.65*10-5kg·m2，制造商提供數(shù)據(jù)用于計(jì)算電動(dòng)機(jī)慣性，為J=2.59*10-4kg·m2。因?yàn)閒已經(jīng)計(jì)算，所以利用式（20）計(jì)算線性移動(dòng)質(zhì)量，即m=21.3 kg。

因?yàn)橐呀?jīng)獲取質(zhì)量和摩擦參數(shù)，在水平位置，通過平板與負(fù)載感應(yīng)器的作用力計(jì)算k1，記錄電壓和合力。電壓曲線大致是線性的，線性擬合斜率為k1=482 N/V，在控制器設(shè)計(jì)中該值可以接受。

4.2旋轉(zhuǎn)傳動(dòng)裝置

通過旋轉(zhuǎn)正弦信號(hào)u2（t）測(cè)量式（8）的轉(zhuǎn)移函數(shù)且記錄輸出結(jié)果q˙2（t），接下來為一種標(biāo)準(zhǔn)系統(tǒng)識(shí)別技術(shù)。測(cè)量的轉(zhuǎn)移函數(shù)為：

上面數(shù)據(jù)僅決定（J0+i2Jm）/k2和br/k2的比率。然而k2直接通過致動(dòng)器附加的一種設(shè)備計(jì)算，將其加載帶靜態(tài)負(fù)載單元上，測(cè)量應(yīng)用電壓和對(duì)應(yīng)的轉(zhuǎn)矩。伺服放大器為接近于線性的轉(zhuǎn)矩-電壓曲線，平均靈敏度為k2=15N-m/V。使用此值計(jì)算J0和br，因?yàn)镴m已經(jīng)從制造商數(shù)據(jù)中獲取。

4.3假肢參數(shù)

連環(huán)長(zhǎng)度l2和l3以及質(zhì)量m2，m3可以直接測(cè)量，同時(shí)通過平衡刀口上的拆卸連環(huán)測(cè)量質(zhì)量中心位置。由于存在慣性矩和大規(guī)模旋轉(zhuǎn)致動(dòng)器齒輪的力矩，所有安裝板和固定桿比假肢腿更大。假設(shè)質(zhì)量中心鏈環(huán)2的轉(zhuǎn)動(dòng)慣量與軸旋轉(zhuǎn)慣量相同：I2z=J0+Jr，式中 Jr為鏈接環(huán)和螺母的轉(zhuǎn)動(dòng)慣量，SolidWorks測(cè)量為0.105 kg·m2。為了確定轉(zhuǎn)動(dòng)慣量I3z，懸掛鏈接環(huán)且以復(fù)擺形式擺動(dòng)。利用擺動(dòng)周期和重心與懸掛點(diǎn)的距離計(jì)算慣性矩，關(guān)鍵模型參數(shù)參照文獻(xiàn)［11］。

4.4模型驗(yàn)證

通過模型獲取機(jī)器人鏈接環(huán)之間必要的動(dòng)態(tài)相互作用，因?yàn)檫@些相互作用力對(duì)設(shè)計(jì)控制模型很重要。模型參數(shù)受制于很大不確定性，且開環(huán)預(yù)測(cè)質(zhì)量嚴(yán)重依賴于選擇的參數(shù)。隨后實(shí)時(shí)比較控制器輸出與其對(duì)應(yīng)的仿真輸出值，如圖6至圖8所示，從圖中可以看出，本文模型預(yù)測(cè)結(jié)果與實(shí)際角度非常接近，有效保證了假肢控制系統(tǒng)的安全性。

圖6　臀部位移

圖7　大腿角度

圖8　膝蓋角度

5　結(jié)束語(yǔ)

文中設(shè)計(jì)了一種基于兩自由度髖關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)的機(jī)器人假肢控制系統(tǒng)，與臀部擺動(dòng)范圍相比，冠狀和橫切面平面的旋轉(zhuǎn)角度更小。為了實(shí)現(xiàn)正常步態(tài)模式，使用了力反饋。其他相關(guān)控制形式是使用阻尼控制技術(shù)實(shí)現(xiàn)垂直軸慣性特點(diǎn)，而不是使用一個(gè)預(yù)先確定的運(yùn)動(dòng)參數(shù)。在所有步態(tài)階段都追蹤大腿的運(yùn)動(dòng)。僅在支撐階段使用垂直阻尼控制技術(shù)，因?yàn)閮H存在一個(gè)假腿。當(dāng)腿沒有接觸地面時(shí)，系統(tǒng)將恢復(fù)到垂直運(yùn)動(dòng)跟蹤。在這種情況下，支撐階段的地面反作用力和臀部位移變?yōu)閷?shí)驗(yàn)輸出結(jié)果，可用于計(jì)算特定假肢的設(shè)計(jì)。

［1］Al-Timemy A H，Bugmann G，Escudero J，et al.Classification of finger movements for the dexterous hand prosthesis control with surface electromyography［J］.Biomedical and Health Informatics，IEEE Journal of，2013，17（3）:608-618.

［2］韓亞麗，賈山，王興松.基于人體生物力學(xué)的低功耗踝關(guān)節(jié)假肢的設(shè)計(jì)與仿真［J］.機(jī)器人，2013，35（3）:276-282.

［3］Richter H，Dan S，Smith W A，et al.Dynamic modeling，parameter estimation and control of a leg prosthesis test robot［J］. Applied Mathematical Modelling，2015，39（2）:559-573.

［4］吳宏岐，郭夢(mèng)宇.基于STC單片機(jī)的仿生六足機(jī)器人設(shè)計(jì)［J］.電子器件，2013，36（1）:128-131.

［5］Blank A A，Okamura A M，Whitcomb L L.Task-dependent impedance and implications for upper-limb prosthesis control［J］. International Journal of Robotics Research，2014，33（6）: 827-846.

［6］熊大柱.一種7自由度生機(jī)電假肢手臂的結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)及運(yùn)動(dòng)學(xué)分析［D］.武漢：華中科技大學(xué)，2013.

［7］Chen X，Zhang D，Zhu X.Application of a self-enhancing classification method to electromyography pattern recognition for multifunctional prosthesis control［J］.Journal of Neuroengineering and Rehabilitation，2013，10（1）:44-50.

［8］趙麗娜，劉作軍，茍斌，等.基于隱馬爾可夫模型的動(dòng)力型下肢假肢步態(tài)預(yù)識(shí)別［J］.機(jī)器人，2014，17（3）:1047-1053.

［9］Gardner M，Woodward R，Vaidyanathan R，et al.An unobtrusive vision system to reduce the cognitive burden of hand prosthesis control［C］//Control Automation Robotics＆amp;Vision （ICARCV），2014 13th International Conference on.IEEE，2014:1279-1284.

［10］Liu J.Adaptive myoelectric pattern recognition toward improved multifunctional prosthesis control［J］.Medical Engineering＆amp;Physics，2015，37（4）:424-430.

［11］侯瑨.五軸視覺檢測(cè)系統(tǒng)的運(yùn)動(dòng)學(xué)參數(shù)標(biāo)定方法研究［D］.大連：大連海事大學(xué)，2013.

［12］侯文生，萬(wàn)莎，吳小鷹，等.手指運(yùn)動(dòng)姿態(tài)檢測(cè)及假肢手指動(dòng)作實(shí)時(shí)控制［J］.重慶大學(xué)學(xué)報(bào):自然科學(xué)版，2013，36（4）:103-109.

［13］Johnson R E，Kording K P，Hargrove L J，et al.The effect of powered prosthesis control signals on trial-by-trial adaptation to visual perturbations［C］//Engineering in Medicine and Biology Society（EMBC），2014 36th Annual International Conference of the IEEE.IEEE，2014:3512-3515.

［14］Rocha C R，Tonetto C P，Dias A.A comparison between the Denavit-Hartenberg and the screw-based methods used in kinematic modeling of robot manipulators［J］.Robotics and Computer-Integrated Manufacturing，2011，27（4）:723-728.

［15］李雪峰.基于滑動(dòng)檢測(cè)的假肢手反射控制研究［D］.長(zhǎng)沙：中南大學(xué)，2014.

［16］Judy J W.Neural interfaces for upper-limb prosthesis control:opportunities to improve long-term reliability［J］. Pulse，IEEE，2012，3（2）:57-60.

The design of prosthetic limbs controlling system based on hip motion with two degrees of freedom

XU Yan-hua1，LI Rong1，WANG Hua-jun1，XU Ping-ping2
（1.School of Engineering，Taihu University of Wuxi，Wuxi 214064，China；2.School of Information Science and Engineering，Southeast University，Nanjing 211189，China）

For the unrepeatable issue of the prosthetic limbs automatic test and existing insecurity to test patients，a robot prosthetic limbs controlling system based on hip motion with two degrees of freedom is developed.It can repeat two degrees of freedom in the sagittal plane，and the walking treadmill plane is the walking plane for the robot.The general dynamic model based on joint coordinates is used to modeling prosthesis.MSP430 microcomputer is used to design circuit，TP4056 chip is used to design lithium battery charging circuit，TPS77001 chip is used to power the microcontroller by dropping the voltage to 3V，LTC3426 chip is used to power the linear stepping motor by boosting the voltage to 5V，Hall sensor A3144 is used to conditioning circuit.The deviation of hip displacement，thigh angle and knee angle has been verified by experiments.The experimental results show that the output of proposed system is closed to actual angle，which indicate that it can effectively make sure the safety of prosthesis control system.

robot；prosthesis limbs controlling；hip motion；two degrees of freedom；MSP430 microcomputer；vertical servo system

TN241

A

1674－6236（2016）11-0026-05

2015-12-30稿件編號(hào)：201512312

江蘇省高校自然科學(xué)研究項(xiàng)目（14KJD460004）

徐燕華（1979—），女，江蘇無錫人，碩士，講師。研究方向：機(jī)器人、圖像處理等。