CN114948591B - 一种下肢康复机器人的控制方法、装置及机器人 - Google Patents
一种下肢康复机器人的控制方法、装置及机器人 Download PDFInfo
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Abstract
本发明属于机器人控制技术领域,公开了一种下肢康复机器人的控制方法、装置及机器人,包括:将踝关节角度信号和踝关节相关肌肉表面肌电信号输入到踝关节刚度估计模型,得到踝关节刚度估计值;将踝关节刚度估计值输入到阻抗控制器中,以使阻抗控制器根据输入的踝关节刚度估计值实时调整电机所提供的辅助力矩。有益效果:充分考虑患者自身活动所引起的参数变化,尤其是踝关节因为肌肉活动和关节角度变化所引起的踝关节刚度变化,使机器人的控制更加仿生,实现更好的康复训练效果。
Description
技术领域
本发明涉及机器人控制技术领域,特别是涉及一种下肢康复机器 人的控制方法、装置及机器人。
背景技术
阻抗控制被广泛应用于康复机器人的控制策略上。然而由于在控 制过程中同一患者或者不同患者之间人体刚度的差异性,使用固定的 参数会导致控制系统不稳定。因此,实际选取的参数应根据实际情况 进行自适应调整。
但是现有技术中的控制方法往往没有考虑患者自身活动所引起的 参数变化,尤其是在下肢康复机器人的控制时没有考虑踝关节因为肌 肉活动和关节角度变化所引起的踝关节刚度变化。
发明内容
本发明的目的是:提供一种新的下肢康复机器人的控制方法,充 分考虑患者自身活动所引起的参数变化,尤其是踝关节因为肌肉活动 和关节角度变化所引起的踝关节刚度变化,使机器人的控制更加仿生, 实现更好的康复训练效果。
为了实现上述目的,本发明提供了一种下肢康复机器人的控制方 法,包括:
将踝关节角度信号和踝关节相关肌肉表面肌电信号输入到踝关节 刚度估计模型,得到踝关节刚度估计值;
将踝关节刚度估计值输入到阻抗控制器中,以使阻抗控制器根据 输入的踝关节刚度估计值实时调整电机所提供的辅助力矩。
进一步的,踝关节相关肌肉包括胫骨前肌和腓肠肌。
进一步的,所述将踝关节角度信号和踝关节相关肌肉表面肌电信 号输入到踝关节刚度估计模型,得到踝关节刚度估计值,具体为:
对原始踝关节相关肌肉表面肌电信号进行带通滤波、整流和低通 滤波,得到处理后的踝关节相关肌肉表面肌电信号;
将处理后的踝关节相关肌肉表面肌电信号归一化到无机器人辅助 情况下在整个步态周期中各肌肉处理后的最大值,并将最大值记为肌 肉兴奋程度;
通过递归滤波器和非线性传递函数对肌肉兴奋程度进行处理得到 肌肉激活程度;
根据关节角度信号从Opensim的人体模型获取肌肉肌腱单元的长 度和踝关节的力矩臂;
将肌肉肌腱单元的长度和肌肉激活程度输入到希尔肌肉模型得到 肌纤维力、肌腱力、肌肉肌腱单元的力和肌肉肌腱单元的长度;
根据肌纤维力和肌纤维长度得到肌纤维刚度、根据肌腱力-长度曲 线得到肌腱刚度;
根据肌纤维刚度和肌腱刚度得到肌肉肌腱单元刚度;
根据肌肉肌腱单元刚度得到踝关节刚度估计值。
进一步的,所述将踝关节刚度估计值输入到阻抗控制器中,以使 阻抗控制器根据输入的踝关节刚度估计值实时调整电机所提供的辅助 力矩,具体为:
根据输入的踝关节刚度估计值对阻抗控制器中的内环控制器参数 进行调整,所述调整公式为:
其中,Kankle为踝关节刚度估计值,和/>分别表示无 机器人辅助情况下在整个步态周期中踝关节刚度估计值的最小值和最 大值,Kmin和Kmax分别表示内环控制器参数K可以调整的最小 值和最大值;
根据调整后的关节刚度内环位置控制器参数得到辅助力矩,具体 为:
其中,Δq表示期望角度与实际角度之差,表示期望角速度与 实际角速度之差,B表示整个控制系统的固有阻尼。
进一步的,所述控制方法还包括:
将获取得到的踝关节刚度估计值,实际交互力矩以及踝关节角度 输入到阻尼估计模型中,得到阻尼系数:
其中,B(t)为估计阻尼系数,K为踝关节刚度估计值,M为质量项, Δq(t)为角度误差,为角速度误差,/>为角加速度误差;
将得到的阻尼系数分配为电机与阻尼器两部分,分别进行提供, 如下式:
B(t)=B1(t)+B2(t)
其中,B1(t),B2(t)分别为电机和阻尼器提供的阻尼系数;
根据得到的阻尼系数B2(t)可以得知阻尼器所提供的扭矩分别为:
根据阻尼器扭矩和电流的关系曲线可以得到阻尼器的控制电流;
由电机提供的阻尼系数B1(t)则为阻抗控制中的B。
本发明还公开了一种下肢康复机器人的控制装置,包括:踝关节 刚度估计值模块和辅助力矩调整模块;
所述踝关节刚度估计值模块,用于将踝关节角度信号和踝关节相 关肌肉表面肌电信号输入到踝关节刚度估计模型,得到踝关节刚度估 计值;
所述辅助力矩调整模块,用于将踝关节刚度估计值输入到阻抗控 制器中,以使阻抗控制器根据输入的踝关节刚度估计值实时调整电机 所提供的辅助力矩。
进一步的,踝关节相关肌肉包括胫骨前肌和腓肠肌。
进一步的,所述将踝关节角度信号和踝关节相关肌肉表面肌电信 号输入到踝关节刚度估计模型,得到踝关节刚度估计值,具体为:
对原始踝关节相关肌肉表面肌电信号进行带通滤波、整流和低通 滤波,得到处理后的踝关节相关肌肉表面肌电信号;
将处理后的踝关节相关肌肉表面肌电信号归一化到无机器人辅助 情况下在整个步态周期中各肌肉处理后的最大值,并将最大值记为肌 肉兴奋程度;
通过递归滤波器和非线性传递函数对肌肉兴奋程度进行处理得到 肌肉激活程度;
根据关节角度信号从Opensim的人体模型获取肌肉肌腱单元的长 度和踝关节的力矩臂;
将肌肉肌腱单元的长度和肌肉激活程度输入到希尔肌肉模型得到 肌纤维力、肌腱力、肌肉肌腱单元的力和肌肉肌腱单元的长度;
根据肌纤维力和肌纤维长度得到肌纤维刚度、根据肌腱力-长度曲 线得到肌腱刚度;
根据肌纤维刚度和肌腱刚度得到肌肉肌腱单元刚度;
根据肌肉肌腱单元刚度得到踝关节刚度估计值。
进一步的,所述将踝关节刚度估计值输入到阻抗控制器中,以使 阻抗控制器根据输入的踝关节刚度估计值实时调整电机所提供的辅助 力矩,具体为:
根据输入的踝关节刚度估计值对阻抗控制器中的内环控制器参数 进行调整,所述调整公式为:
其中,Kankle为踝关节刚度估计值,和/>分别表示无 机器人辅助情况下在整个步态周期中踝关节刚度估计值的最小值和最 大值,Kmin和Kmax分别表示内环控制器参数K可以调整的最小 值和最大值;
根据调整后的关节刚度内环位置控制器参数得到辅助力矩,具体 为:
其中,Δq表示期望角度与实际角度之差,表示期望角速度与 实际角速度之差,B表示整个控制系统的固有阻尼。
本发明还公开了一种机器人,应用上述的控制装置。
本发明实施例一种下肢康复机器人的控制方法、装置及机器人与 现有技术相比,其有益效果在于:充分考虑患者自身活动所引起的参 数变化,尤其是踝关节因为肌肉活动和关节角度变化所引起的踝关节 刚度变化,使机器人的控制更加仿生,实现更好的康复训练效果。
附图说明
图1是本发明一种下肢康复机器人的控制方法的第一流程示意图;
图2是本发明一种下肢康复机器人的控制方法中获取踝关节刚度 估计值的流程示意图;
图3是本发明一种下肢康复机器人的控制方法中获取阻尼器电流 的流程示意图:
图4是本发明一种下肢康复机器人的控制方法的第二流程示意图;
图5是本发明一种下肢康复机器人的控制装置的结构示意图。
具体实施方式
下面结合附图和实施例,对本发明的具体实施方式作进一步详细 描述。以下实施例用于说明本发明,但不用来限制本发明的范围。
实施例1:
如图1所示,一种下肢康复机器人的控制方法,包括:
步骤S1,将踝关节角度信号和踝关节相关肌肉表面肌电信号输入 到踝关节刚度估计模型,得到踝关节刚度估计值;
步骤S2,将踝关节刚度估计值输入到阻抗控制器中,以使阻抗控 制器根据输入的踝关节刚度估计值实时调整电机所提供的辅助力矩。
在本实施例中,踝关节相关肌肉包括胫骨前肌和腓肠肌。
本领域技术人员知晓人体踝关节进行活动时需要那些肌肉和肌腱 参与到活动中,其中,胫骨前肌和腓肠肌在此活动中承担了重要作用, 因此选取这两处肌肉的表面肌电信号作为踝关节刚度估计的输入。本 领域技术人员可以更加本发明所公开的技术方案,进一步的增加新的 肌肉、肌腱等身体组织的活动数据作为踝关节刚度估计的输入。
参照图2,在本实施例的步骤S1中,所述将踝关节角度信号和踝 关节相关肌肉表面肌电信号输入到踝关节刚度估计模型,得到踝关节 刚度估计值,具体为:
步骤S11,对原始踝关节相关肌肉表面肌电信号进行带通滤波、整 流和低通滤波,得到处理后的踝关节相关肌肉表面肌电信号;
步骤S12,将处理后的踝关节相关肌肉表面肌电信号归一化到无机 器人辅助情况下在整个步态周期中各肌肉处理后的最大值,并将最大 值记为肌肉兴奋程度。
一种可选的实施方式为:对原始踝关节相关肌肉表面肌电信号(原 始EMG信号)进行带通滤波(30-450Hz)、整流和低通滤波(6Hz),然 后归一化到无机器人辅助情况下在整个步态周期中各肌肉处理后最大 值,称为肌肉兴奋程度e(t);
步骤S13,通过递归滤波器和非线性传递函数对肌肉兴奋程度进行 处理得到肌肉激活程度。
一种可选的实施方式为:使用递归滤波器对肌肉兴奋程度进行处 理,再进一步用非线性传递函数处理,以解释非线性的肌肉兴奋程度 与力的关系,并得到由此产生的肌肉激活程度a(t);
u(t)=αe(t-d)-β1u(t-1)-β2(t-2);
其中,u(t)为神经激活程度,α=0.9486,β1=-0.052,β2= 0.000627,A=-1,d为肌电-力之间的延时,设置为80ms。
步骤S14,根据关节角度信号从Opensim的人体模型获取肌肉肌腱 单元的长度和踝关节的力矩臂。
在本实施例中,肌肉肌腱单元(MTU)的长度和其关于踝关节的力矩 臂从Opensim中的人体模型导出。这些数据被用来创建多项式拟合函 数来表示MTU长度和力矩臂关于关节角度的变化情况。
步骤S15,将肌肉肌腱单元的长度和肌肉激活程度输入到希尔肌肉 模型得到肌纤维力、肌腱力、肌肉肌腱单元的力和肌肉肌腱单元的长 度。
在本实施例中,将肌肉激活程度和多项式拟合函数得到的MTU长 度输入到希尔肌肉模型中,估算每个MTU对应的瞬时肌纤维长度和力, 以及弹性肌腱长度和力;
Fm=Fmax[f(lm)f(vm)a+fP(lm)];
Fmt=Ft=FmcosΦ;
lmt=lt+lmcosΦ;
其中Fmax为最大肌肉力;Fm为肌纤维力;f(lm)和f(vm)分别为主 动力-长度关系和力-速度关系;lm为肌纤维长度;vm为当前肌纤维速 度与最大收缩速度之比;a是肌肉激活程度;fP(lm)为被动弹性力-长 度关系;Ft为肌腱力;lt是肌腱的当前长度;lst是肌腱的松弛长度;Fmt是 MTU力;φ为羽状角;lmt为MTU长度。
步骤S16,根据肌纤维力和肌纤维长度得到肌纤维刚度、根据肌腱 力-长度曲线得到肌腱刚度;
在本实施例中,肌纤维刚度Km计算为纤维力Fm对纤维长度lm的 偏导数:
在本实施例中,肌腱刚度Kt由肌腱力-长度曲线的斜率计算:
步骤S17,根据肌纤维刚度和肌腱刚度得到肌肉肌腱单元刚度;
在本实施例中,MTU刚度可建模为肌纤维刚度Km与肌腱刚度Kt的 串联:
步骤S18,根据肌肉肌腱单元刚度得到踝关节刚度估计值。
在本实施例中,利用估计的肌肉力和MTU刚度,我们计算相应的 踝关节刚度Kankle:
在本实施例的步骤S2中,所述将踝关节刚度估计值输入到阻抗控 制器中,以使阻抗控制器根据输入的踝关节刚度估计值实时调整电机 所提供的辅助力矩,具体为:
根据输入的踝关节刚度估计值对阻抗控制器中的内环控制器参数 进行调整,所述调整公式为:
其中,Kankle为踝关节刚度估计值,和 />分别表示无机器人辅助情况下在整个步态周期中踝关 节刚度估计值的最小值和最大值,Kmin和Kmax分别表示 内环控制器参数K可以调整的最小值和最大值;
根据调整后的关节刚度内环位置控制器参数得到辅助力矩,具体 为:
其中,Δq表示期望角度与实际角度之差,表示期望角 速度与实际角速度之差,B表示整个控制系统的固有阻尼。
在本发明中,控制方法针对步态下肢外骨骼康复机器人设计,穿 上外骨骼康复机器人前需先进行无机器人辅助的步态实验,以获取 和/>以及抖动阈值ε等数值。实验中实时 采集关节角度和肌电信号,计算得到步态踝关节刚度估计值加入控制 方法中,提高人机交互性。
在本实施例中,所述控制方法还包括:
将获取得到的踝关节刚度估计值,实际交互力矩以及踝关节角度 输入到阻尼估计模型中,得到阻尼系数:
其中,B(t)为估计阻尼系数,K为踝关节刚度估计值,M为质量项, Δq(t)为角度误差,为角速度误差,/>为角加速度误差;
将得到的阻尼系数分配为电机与阻尼器两部分,分别进行提供, 如下式:
B(t)=B1(t)+B2(t)
其中,B1(t),B2(t)分别为电机和阻尼器提供的阻尼系数;
根据得到的阻尼系数B2(t)可以得知阻尼器所提供的扭矩分别为:
根据阻尼器扭矩和电流的关系曲线可以得到阻尼器的控制电流;
由电机提供的阻尼系数B1(t)则为阻抗控制中的B。
在本实施例中,阻尼器扭矩和电流的关系曲线的关系为:
F(t)=aI2+bI+c。
在本实施例中,同时利用阻尼估计模型所得到的阻尼估计值对磁 流变液阻尼力的控制进行实时修改,使得该控制在体现人踝关节刚度 变化的同时,在干扰抖动情况下能够产生有效的防抖效果,提高人机 交互性与稳定性。
实施例2:
参照图5,本发明还公开了一种下肢康复机器人的控制装置,包括: 踝关节刚度估计值模块101和辅助力矩调整模块102;
所述踝关节刚度估计值模块101,用于将踝关节角度信号和踝关节 相关肌肉表面肌电信号输入到踝关节刚度估计模型,得到踝关节刚度 估计值;
所述辅助力矩调整模块102,用于将踝关节刚度估计值输入到阻抗 控制器中,以使阻抗控制器根据输入的踝关节刚度估计值实时调整电 机所提供的辅助力矩。
在本实施例中,踝关节相关肌肉包括胫骨前肌和腓肠肌。
在本实施例中,所述将踝关节角度信号和踝关节相关肌肉表面肌 电信号输入到踝关节刚度估计模型,得到踝关节刚度估计值,具体为:
对原始踝关节相关肌肉表面肌电信号进行带通滤波、整流和低通 滤波,得到处理后的踝关节相关肌肉表面肌电信号;
将处理后的踝关节相关肌肉表面肌电信号归一化到无机器人辅助 情况下在整个步态周期中各肌肉处理后的最大值,并将最大值记为肌 肉兴奋程度;
通过递归滤波器和非线性传递函数对肌肉兴奋程度进行处理得到 肌肉激活程度;
根据关节角度信号从Opensim的人体模型获取肌肉肌腱单元的长 度和踝关节的力矩臂;
将肌肉肌腱单元的长度和肌肉激活程度输入到希尔肌肉模型得到 肌纤维力、肌腱力、肌肉肌腱单元的力和肌肉肌腱单元的长度;
根据肌纤维力和肌纤维长度得到肌纤维刚度、根据肌腱力-长度曲 线得到肌腱刚度;
根据肌纤维刚度和肌腱刚度得到肌肉肌腱单元刚度;
根据肌肉肌腱单元刚度得到踝关节刚度估计值。
在本实施例中,所述将踝关节刚度估计值输入到阻抗控制器中, 以使阻抗控制器根据输入的踝关节刚度估计值实时调整电机所提供的 辅助力矩,具体为:
根据输入的踝关节刚度估计值对阻抗控制器中的内环控制器参数 进行调整,所述调整公式为:
其中,Kankle为踝关节刚度估计值,和/>分别表示无 机器人辅助情况下在整个步态周期中踝关节刚度估计值的最小值和最 大值,Kmin和Kmax分别表示内环控制器参数K可以调整的最小 值和最大值;
根据调整后的关节刚度内环位置控制器参数得到辅助力矩,具体 为:
其中,Δq表示期望角度与实际角度之差,表示期望角 速度与实际角速度之差,B表示整个控制系统的固有阻尼。
在本实施例中,所述控制装置还包括:阻尼系数模块、分配模块、 扭矩模块、电流模块和电机模块;
所述阻尼系数模块,用于将获取得到的踝关节刚度估计值,实际 交互力矩以及踝关节角度输入到阻尼估计模型中,得到阻尼系数:
其中,B(t)为估计阻尼系数,K为踝关节刚度估计值,M为质量项, Δq(t)为角度误差,为角速度误差,/>为角加速度误差;
所述分配模块,用于将得到的阻尼系数分配为电机与阻尼器两部 分,分别进行提供,如下式:
B(t)=B1(t)+B2(t)
其中,B1(t),B2(t)分别为电机和阻尼器提供的阻尼系数;
所述扭矩模块,用于根据得到的阻尼系数B2(t)可以得知阻尼器所 提供的扭矩分别为:
所述电流模块,用于根据阻尼器扭矩和电流的关系曲线可以得到 阻尼器的控制电流;
所述电机模块,用于使电机提供的阻尼系数B1(t)为阻抗控制中的 B。
在本实施例中,阻尼器扭矩和电流的关系曲线的关系为:
F(t)=aI2+bI+c。
实施例2是在实施例1的基础上进行撰写的,本领域技术人员可 以根据实施例1所公开的控制方法实施实施例2的控制装置,且实施 例1中的说明和限定同样可以用于实施例2,因此不再赘述。
实施例3:
本发明还公开了一种机器人,应用实施例2所述的控制装置。
综上,本发明实施例提供一种下肢康复机器人的控制方法、装置 及机器人,有益效果在于:
(1)充分考虑患者自身活动所引起的参数变化,尤其是踝关节因 为肌肉活动和关节角度变化所引起的踝关节刚度变化,使机器人的控 制更加仿生,实现更好的康复训练效果。
(2)同时利用阻尼估计模型所得到的阻尼估计值对磁流变液阻尼 力的控制进行实时修改,使得该控制在体现人踝关节刚度变化的同时, 在干扰抖动情况下能够产生有效的防抖效果,提高人机交互性与稳定 性。
以上所述仅是本发明的优选实施方式,应当指出,对于本技术领 域的普通技术人员来说,在不脱离本发明技术原理的前提下,还可以 做出若干改进和替换,这些改进和替换也应视为本发明的保护范围。
Claims (4)
1.一种下肢康复机器人的控制装置,其特征在于,包括:踝关节刚度估计值模块、辅助力矩调整模块、阻尼系数模块、分配模块、扭矩模块及电流模块;
所述踝关节刚度估计值模块,用于将踝关节角度信号和踝关节相关肌肉表面肌电信号输入到踝关节刚度估计模型,得到踝关节刚度估计值;
所述辅助力矩调整模块,用于将踝关节刚度估计值输入到阻抗控制器中,以使阻抗控制器根据输入的踝关节刚度估计值实时调整电机所提供的辅助力矩,具体为:根据输入的踝关节刚度估计值对阻抗控制器中的内环控制器参数进行调整,调整公式为:
其中,Kankle为踝关节刚度估计值,和/>分别表示无机器人辅助情况下在整个步态周期中踝关节刚度估计值的最小值和最大值,Kmin和Kmax分别表示内环控制器参数K可以调整的最小值和最大值;
根据调整后的关节刚度内环位置控制器参数得到辅助力矩,具体为:
其中,Δq表示期望角度与实际角度之差,表示期望角速度与实际角速度之差,B表示整个控制系统的固有阻尼;
所述阻尼系数模块,用于将获取得到的踝关节刚度估计值,实际交互力矩以及踝关节角度输入到阻尼估计模型中,得到估计阻尼系数:
其中,F(t)为实际交互力矩,B()为估计阻尼系数,M为质量项,为期望角加速度与实际角加速度之差;
所述分配模块,用于将估计阻尼系数分配为电机与阻尼器两部分,以使电机与阻尼器分别提供对应的阻尼系数,如下式:
B(t)=1(t)+2()
其中,B1(t),B2(t)分别为电机和阻尼器提供的阻尼系数;
所述扭矩模块,用于根据得到的阻尼系数B2(t)计算阻尼器所提供的扭矩,如下式:
所述电流模块,用于根据阻尼器扭矩和电流的关系曲线得到阻尼器的控制电流,并使阻尼器内部电流为所述控制电流;
所述电机模块,用于使电机提供的阻尼系数B1(t)为整个控制系统的固有阻尼。
2.根据权利要求1所述的一种下肢康复机器人的控制装置,其特征在于,踝关节相关肌肉包括胫骨前肌和腓肠肌。
3.根据权利要求1所述的一种下肢康复机器人的控制装置,其特征在于,所述将踝关节角度信号和踝关节相关肌肉表面肌电信号输入到踝关节刚度估计模型,得到踝关节刚度估计值,具体为:
对原始踝关节相关肌肉表面肌电信号进行带通滤波、整流和低通滤波,得到处理后的踝关节相关肌肉表面肌电信号;
将处理后的踝关节相关肌肉表面肌电信号归一化到无机器人辅助情况下在整个步态周期中各肌肉处理后的最大值,并将最大值记为肌肉兴奋程度;
通过递归滤波器和非线性传递函数对肌肉兴奋程度进行处理得到肌肉激活程度;
根据关节角度信号从Opensim的人体模型获取肌肉肌腱单元的长度和踝关节的力矩臂;
将肌肉肌腱单元的长度和肌肉激活程度输入到希尔肌肉模型得到肌纤维力、肌腱力、肌肉肌腱单元的力和肌肉肌腱单元的长度;
根据肌纤维力和肌纤维长度得到肌纤维刚度、根据肌腱力-长度曲线得到肌腱刚度;
根据肌纤维刚度和肌腱刚度得到肌肉肌腱单元刚度;
根据肌肉肌腱单元刚度得到踝关节刚度估计值。
4.一种机器人,其特征在于,应用权利要求1-3任意一项所述的控制装置。
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Family Cites Families (7)
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---|---|---|---|---|
CN109199783B (zh) * | 2017-07-04 | 2020-06-09 | 中国科学院沈阳自动化研究所 | 一种利用sEMG来控制踝关节康复设备刚度的控制方法 |
KR102067124B1 (ko) * | 2018-03-30 | 2020-01-16 | 경북대학교 산학협력단 | 외골격 시스템의 가변 탄성 액추에이터를 이용한 반력 조절 장치 및 방법 |
CN110355761B (zh) * | 2019-07-15 | 2022-06-14 | 武汉理工大学 | 一种基于关节刚度和肌肉疲劳的康复机器人控制方法 |
TR202020038A2 (tr) * | 2020-12-08 | 2021-06-21 | Univ Yildiz Teknik | Bi̇r gi̇yi̇lebi̇li̇r ayak bi̇leği̇ rehabi̇li̇tasyon robotu si̇stemi̇ ve buna i̇li̇şki̇n bi̇r yöntem |
CN113181550A (zh) * | 2021-03-18 | 2021-07-30 | 中山大学 | 一种调控关节力矩和刚度的功能性电刺激系统和方法 |
CN113633521B (zh) * | 2021-09-15 | 2024-05-03 | 山东建筑大学 | 一种上肢外骨骼康复机器人控制系统及控制方法 |
CN114043480A (zh) * | 2021-11-25 | 2022-02-15 | 上海智能制造功能平台有限公司 | 一种基于模糊控制的自适应阻抗控制算法 |
-
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Patent Citations (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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Non-Patent Citations (1)
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基于动力学参数辨识的阻抗控制研究;崔超然;中国硕士学位论文全文数据库;55-57 * |
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