專利名稱：多關節(jié)醫(yī)療器械的致動中的張力控制的制作方法
技術領域：
背景技術：
微創(chuàng)醫(yī)療程序通常采用借助于計算機或通過計算機接口控制的器械。例如，圖1示出具有被簡化以用于圖示一些當前自動控制的醫(yī)療器械的基本工作原理的結構的自動控制器械100。(本文中使用的術語“機器人”或“自動”等包括遙控操作裝置或遙控機器人方面。)器械100包括在細長軸或主管120遠端處的工具或末端執(zhí)行器110。在圖示的示例中，末端執(zhí)行器110是顎式工具，諸如具有分離的夾片112和114的鉗子或剪刀，并且至少夾片112可移動從而相對于夾片114打開或閉合。在醫(yī)療程序期間的使用中，主管120遠端上的末端執(zhí)行器110可以通過病人身體中的小切口插入并且定位在病人身體內的工作部位。然后，例如，在執(zhí)行手術任務期間，夾片112可以打開和閉合，因此必須進行精確控制夾片以便僅執(zhí)行期望的移動。除了打開和閉合夾片112和114之外，實際醫(yī)療器械一般將需要許多運動自由度，以便執(zhí)行醫(yī)療程序。主管120的近端附連至傳動或驅動機構130，傳動或驅動機構有時被稱為后端機構130。腱122和124，可以是多股絞線、桿、管或這種結構的組合，其從后端機構130延伸通過主管120并附連至末端執(zhí)行器110。典型的手術器械還將包括將后端機構130連接到末端執(zhí)行器110的其他致動構件、腕機構(未示出)或主管120中的致動椎骨的額外的腱，以便后端機構130可以操縱腱以操作器械100的末端執(zhí)行器110和/或其他致動元件。圖1示出了具有提供夾片112的單運動自由度的樞接結構116的夾片112。兩個鍵122和124附連至夾片112和后端機構130中的滑輪132，以便滑輪132的轉動引起夾片112轉動?；?32附連至驅動馬達 140，驅動馬達可以位于機械臂(未示出)的末端，控制系統(tǒng)150電控制驅動馬達140?？刂葡到y(tǒng)150 —般包括計算系統(tǒng)以及適當的軟件、固件和外圍硬件。除了其他功能，控制系統(tǒng)150 —般還為外科醫(yī)生或其他系統(tǒng)操作人員提供工作部位和末端執(zhí)行器110的圖像(例如，立體視圖)，并且提供控制裝置或操縱器，外科醫(yī)生可以操作控制裝置或操縱器來控制末端執(zhí)行器110的移動。用于解釋控制裝置的用戶操縱和生成引起夾片112的對應移動的馬達信號所需的軟件或固件在實際機器人醫(yī)療器械中一般是復雜的。為了考慮控制任務的一部分，用于驅動馬達140的控制信號的生成一般利用夾片112的角度或位置與驅動馬達140或后端機構130中的滑輪132的角度或位置之間的關系。如果腱122和124是剛性的(例如，如果腱的拉伸可以忽略不計)，則控制系統(tǒng)150在確定按照外科醫(yī)生的指示移動夾片112所需的控制信號時，可以利用驅動馬達140的角位置與夾片112的角位置之間的直接關系，其由器械100的幾何結構限定。腱122和124例如在工作負載下的微小拉伸可以通過馬達位置和執(zhí)行器位置相關的某些數學模型處理。然而，如果包括末端執(zhí)行器110、腱122和124以及后端機構130的機械結構具有高度的柔度，那么馬達140 (或滑輪132)的角位置與夾片112的角位置之間的關系很難或不可能以足夠準確度對醫(yī)療器械建模。因此，這些系統(tǒng)需要不依賴于應用的致動器控制信號和致動元件的位置之間的固定關系的控制過程。
應當注意，在下面，醫(yī)療器械的關節(jié)可以是樞接結構或者是為器械尖端提供一個或多個運動自由度的結構。例如，關節(jié)可以是連續(xù)撓性部段或者是近似連續(xù)撓性部段的樞轉關節(jié)或不完全旋轉但也提供滾動接合的單個旋轉關節(jié)的組合。例如參見Cooper等人的標題為“Flexible Wrist for Surgical Tool”的美國專利US7, 320，700和Cooper等人的標題為“Surgical Tool Having a Positively Positionable Tendon-Actuated Mult1-diskWrist Joint” 的美國專利 US6, 817，974。還應當注意，在醫(yī)療機器人器械控制的領域的狀態(tài)中，致動器位置是伺服控制的，從而產生期望的器械尖端運動或定位。實際上只要致動器和器械關節(jié)之間的傳動系統(tǒng)是剛性的，這種方法就是有效的。例如參見標題為“Camera Referenced Control in aMinimally Invasive Surgical Apparatus”的美國專利 US6, 424，885。如果可以準確地建模傳動系統(tǒng)的撓性，該方法也可以是有效的，模型包括在控制器中，這在Barbagli等人的標題為“Robotic Instrument Control System”的美國專利申請 N0.2009/0012533A1 中進行描述。
發(fā)明內容
根據本發(fā)明一方面，具有多個自由度的器械的控制系統(tǒng)和方法使用器械的當前構形/速度和器械的期望構形/速度之間的差來確定和控制近端致動器通過一組傳動系統(tǒng)施加到器械的力。使用施加的力和指示醫(yī)療器械的結果構形的反饋允許對醫(yī)療器械的自動控制，即使器械的傳動系統(tǒng)具有近端致動器和遠處致動元件之間的不可忽略的柔度。反饋方法特別允許精確的器械操作，即使在器械的構形不能直接從近端致動器的位置推斷出時。在本發(fā)明的一個實施例中，測量或另外確定末端執(zhí)行器或尖端的構形，并且在確定實現期望的尖端構形所需的關節(jié)力矩和施加的力的過程中，采用尖端的當前構形和期望構形之間的差。該控制方法的實施例可以允許選擇尖端的動態(tài)行為，從而例如利于器械與組織的相互作用，同時允許器械其他部分中的靈活性。
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在本發(fā)明的另一個實施例中，測量器械中每個關節(jié)的構形，當前關節(jié)構形和期望關節(jié)構形之間的差被用于確定將所有關節(jié)移動到期望構形所需的致動器力。本發(fā)明的一個具體實施例是包括多個關節(jié)、致動器和傳動系統(tǒng)的醫(yī)療系統(tǒng)。該傳動系統(tǒng)具有分別耦連到致動器的近端，并且每個傳動系統(tǒng)具有附連到多個關節(jié)中的相關聯(lián)的一個關節(jié)的遠端，從而允許鉸接相關聯(lián)關節(jié)的力傳動。醫(yī)療系統(tǒng)中的傳感器測量關節(jié)或器械尖端的構形，操作致動器將力施加到傳動系統(tǒng)的控制系統(tǒng)接收來自傳感器的構形測量結果，并且使用該構形測量結果確定施加到傳動系統(tǒng)的致動力。本發(fā)明的另一個具體實施例是用于控制醫(yī)療器械的方法。該方法包括:測量醫(yī)療器械的多個關節(jié)的構形；接收指示該醫(yī)療器械的期望構形的命令；確定將相應致動器連接到關節(jié)的傳動系統(tǒng)中的各張力；和操作致動器以將力分別施加到傳動系統(tǒng)。確定施加的力不依賴于致動器的位置。
圖1示出已知自動控制的醫(yī)療器械的零件。圖2示出可以利用根據本發(fā)明實施例的控制過程操作的醫(yī)療器械，其控制通過柔性傳動系統(tǒng)施加的力以便控制器械的鉸接椎骨。圖3A示出醫(yī)療器械，其中可以用傳動系統(tǒng)操作根據本發(fā)明實施例的控制過程，該傳動系統(tǒng)具有用于操作機械關節(jié)的最小和最大力傳遞。圖3B示出其中關節(jié)包括連續(xù)撓性結構的本發(fā)明實施例。圖3C示出用于控制圖3B中關節(jié)的單運動自由度的一對腱的位置。圖4示意性示出機器人醫(yī)療系統(tǒng)并具體示出本發(fā)明實施例中使用的控制遠處關節(jié)的量，該遠處關節(jié)通過柔性傳動系統(tǒng)連接到致動器。圖5A是根據本發(fā)明實施例的控制過程的流程圖。圖5B是用于確定與致動器速度和關節(jié)速度之差相關聯(lián)的張力校正的過程的流程圖。圖5C是用于確定與操縱相同關節(jié)的致動器速度之差相關聯(lián)的張力校正的過程的流程圖。圖示出最大施加張力和最小施加張力的控制的函數。圖6示意性示出機器人醫(yī)療系統(tǒng)并具體示出本發(fā)明實施例中使用的控制多關節(jié)器械的量。圖7A是根據本發(fā)明實施例的基于所測量的關節(jié)構形和期望的關節(jié)構形之差選擇施加的張力的過程的流程圖。圖7B是根據本發(fā)明實施例的基于所測量的尖端構形和期望的尖端構形之差選擇施加的張力的過程的流程圖。 圖8A是部分多關節(jié)器械的側視圖，該多關節(jié)器械可以利用根據本發(fā)明實施例的驅動力控制而操作從而控制具有平行致動軸線的關節(jié)。圖SB和SC分別示出部分多關節(jié)器械的側視圖和端視圖，該多關節(jié)器械具有可以利用根據本發(fā)明實施例的驅動力控制而操作的帶垂直致動軸線的關節(jié)。圖9A示出其中關節(jié)包括提供兩個運動自由度的連續(xù)撓性結構的本發(fā)明實施例。圖9B和9C示出分別使用四個腱和三個腱控制圖9A中關節(jié)的兩個運動自由度的本發(fā)明實施例。圖9D示出其中每個關節(jié)包括連續(xù)撓性結構和提供兩個運動自由度的雙關節(jié)醫(yī)療器械的實施例。圖9E示出使用六個腱控制由圖9D中器械的兩個關節(jié)提供的四個運動自由度的本發(fā)明實施例。圖10是示出根據本發(fā)明實施例通過順序評價多關節(jié)器械中的關節(jié)來確定張力的過程的流程圖。不同附圖中使用的相同參考符號表不相似或相同的項。
具體實施例方式根據本發(fā)明一方面，可以經由不提供致動器位置和關節(jié)位置之間固定關系的傳動系統(tǒng)來控制醫(yī)療器械。特別地，系統(tǒng)操作人員(例如，外科醫(yī)生)的行為可以指示醫(yī)療器械當前期望的構形/速度，同時傳感器測量器械的實際構形/速度。然后，根據期望的構形和測量的構形可以選擇力、張力或扭矩，并且通過傳動系統(tǒng)施加力、張力或扭矩從而使器械朝其期望構形移動。如果先前選擇的施加的力、張力或扭矩導致關節(jié)超過或未能達到期望位置，那么可以改變施加的力、張力或扭矩的選擇標準。圖2示出具有傳動系統(tǒng)的柔性醫(yī)療器械200的一部分，諸如標題為“CompliantSurgical Device”的美國專利申請N0.12/494，797所描述的，其整體內容并入本文作為參考。器械200包括通過控制腱222和224的各自張力而被操縱的關節(jié)元件210。一般地，器械200可以含有與關節(jié)元件210相似的許多機械關節(jié)，每個關節(jié)可以利用與腱222和224相似的腱控制。在示例性的實施例中，器械200是進入導引裝置，其可以被操縱以沿著病人體內的自然腔而行。進入導引裝置一般包括包圍椎骨(包括元件210)的撓性外護套(未示出)，并且提供一個或多個中央腔，其他醫(yī)療器械可以通過中央腔插入從而進入工作部位。柔度在進入導引裝置中是特別期望的，以便防止進入導引裝置的行為或反作用損傷朝著進入導引裝置移動或擠壓的周圍組織。然而，其他類型的醫(yī)療器械也可以受益于圖2中所示類型的柔性驅動機構。器械200包括具有腱222和224的后端機構230，其提供將關節(jié)元件210連接到驅動馬達242和244的柔性傳動系統(tǒng)。特別地，后端機構230包括彈簧系統(tǒng)235，其附連至腱222和224以及驅動馬達242和244。圖2中的每個彈簧系統(tǒng)235包括機械驅動系統(tǒng)232和恒壓彈簧234。每個驅動系統(tǒng)232耦連馬達242或244，并且將驅動馬達242或244的旋轉運動轉換成線性運動，其改變由關聯(lián)的恒壓彈簧234施加到腱222或224的恒定力。在所示的實施例中，每個恒壓彈簧234包括常規(guī)的胡克定律彈簧236和凸輪238。每個彈簧236連接到關聯(lián)的驅動系統(tǒng)232，以便驅動系統(tǒng)232的線性運動使彈簧236的近端移動。每個凸輪238具有第一引導表面和第二引導表面，其中附連至關聯(lián)彈簧236遠端的纜繩237附連在第一引導表面上并騎跨在其上，并且腱222或224的一部分附連至第二引導表面上并騎跨在其上。每個凸輪238的引導表面一般為附連的纜繩237以及附連的腱222或224的行為提供不同的力矩臂，并且被成型為使得在放出或拉進一定長度的腱222或224改變附連彈簧236施加的力時，腱222或224中的張力保持恒定。每個凸輪238的每個表面可以是延伸一圈或更多圈的螺旋面，從而提 供期望范圍的腱222和224的移動，同時維持腱222或224中的恒定張力。每個驅動系統(tǒng)232控制對應彈簧236的近端位置，因而影響對應彈簧236中的基準拉伸量和附連的腱222或224中的張力。在操作中，如果彈簧系統(tǒng)235中的驅動系統(tǒng)232拉動附連的彈簧236，那么彈簧236開始拉伸，并且如果元件210和附連至彈簧系統(tǒng)235的腱222或224保持固定，那么彈簧236施加到凸輪238的力增加，因此附連的纜繩222或224中的張力增加。因此，腱222和224中的張力線性地(根據胡克定律，凸輪238的力矩臂和彈簧236的彈簧常數)取決于各彈簧236的近端的移動，但是每個彈簧系統(tǒng)235表現得不對稱，即響應于移動腱222或224的外部力或遠端力以恒定力起作用。恒壓彈簧234和驅動系統(tǒng)232可以可替換地以多種方式實施，例如以上參考的美國專利申請N0.12/494，797進一步描述的那些方式。關節(jié)元件210具有單個運動自由度(例如，繞軸線的旋轉)，并且關節(jié)元件210通常在驅動馬達242或244旋轉驅動系統(tǒng)232以改變由附連的恒壓彈簧238施加的力時移動。然而，該驅動機構是柔性的，以便在沒有驅動系統(tǒng)232的對應旋轉的情況下外部力可以移動元件210。因此，關節(jié)元件210的位置或取向與驅動系統(tǒng)232或驅動馬達242的位置之間沒有固定關系。根據本發(fā)明一方面，控制系統(tǒng)250使用傳感器260測量元件210的取向。傳感器260可以是例如形狀傳感器，其可以沿著包括元件210的器械200的長度感測關節(jié)元件210的形狀。形狀傳感器的一些示例被描述在(2006年7月20日提交的)Larkin等人的標題為“Robotic Surgery System Including Position Sensors Using Fiber BraggGratings”的美國專利申請公開US2007/0156019A1和Gius印pe M.Prisco的標題為“Fiberoptic shape sensor”的(2008年6月30日提出申請的)美國專利申請US12/164, 829，兩個申請并入本文作為參考。然而，可以可替換地使用能夠測量關節(jié)元件210的角位置的任何傳感器。以下進一步描述的控制過程使用這種測量計算操縱關節(jié)元件210所需的施加力。當后端機構230與馬達單元脫離時，器械200具有“逆驅動”能力，恒壓彈簧235仍防止腱222和224松弛，并且允許器械遠端部分被手動地布置(或擺姿勢)，而不會損害后端機構230或不會使腱222或224中出現松弛。該“逆驅動”能力通常是醫(yī)療器械的期望性能，特別是具有撓性主管的器械，在器械插入期間可以彎曲或操縱主管，同時器械不在控制系統(tǒng)250的主動控制下。例如，器械200可以被手動地擺姿勢，主軸內的腱不會經歷不適當的張力或松弛。圖3A中示出醫(yī)療器械中關節(jié)的柔性傳動系統(tǒng)的另一個示例。圖3A示出醫(yī)療器械300的示例性實施例，器械300使用允許在器械操作期間驅動馬達空轉/憑慣性轉動或驅動腱相對于驅動馬達滑動的致動過程，如在標題為“Passive Preload and Capstan Drivefor Surgical Instruments”的美國專利申請US12/286, 644中描述的,其整體內容被并入本文作為參考。醫(yī)療器械300具有在主管320末端處的末端執(zhí)行器310，后端機構330操縱延伸通過主管320的腱322和324，以控制末端執(zhí)行器310的運動自由度。在所示實施例中，腱322和324附連至末端執(zhí)行器310中的機械構件，以便腱322和324中的張力傾向于引起末端執(zhí)行器310關于樞軸關節(jié)結構以相反的方向轉動。圖3A的關節(jié)結構僅僅是示例，在本發(fā)明的可替換實施例中，可以使用響應于施加到一對腱的張力而提供單個運動自由度的其他關節(jié)機構。例如，圖3B示出一個實施例，其中諸如一般在用于胃腸 道、結腸和支氣管的導管、內窺鏡中；引導線中；或用于組織采樣的諸如抓緊器和針的其他內窺鏡器械中看到關節(jié)310。其能夠響應于通過腱322和324施加的力而伸縮或彎曲。導管關節(jié)可以只包括響應于腱322和324中的張力差而彎曲的塑料材料的壓制品。在一個配置中，腱322和324延伸穿過導管內的腔并且附連至圖3C中所示的導管末端。因此，腱322和324中的力可以用于朝著對應于具有更大張力的腱322或324的方向彎曲導管。導管的彎曲可以用于，例如在插入期間操控導管。在圖3B的實施例中，遠端傳感器360可以測量導管遠端部分的彎曲角度，從而測量或計算“關節(jié)”角度和速度。在一個特定實施例中，彎曲角度可以限定為導管關于導管的遠端撓性部分底部的尖端取向。圖3B的導管關節(jié)310的后端和控制結構可以與圖3A的實施例的結構相同，除了測量的關節(jié)角度和速度可以通過與致動器纜繩內腔和遠端撓性部分中心之間的距離相乘而被轉換成腱位置和速度之外。附連至主管320近端的后端機構330作為將驅動馬達342和344施加的扭矩轉換成相應的腱322和324中的張力和施加到末端執(zhí)行器310中的致動關節(jié)的力或扭矩的傳動系。在所示的實施例中，驅動馬達324和344可以是直接驅動電動馬達，電動馬達直接耦連至絞盤332和334，相應的腱322和324繞絞盤332和334纏繞。特別地，腱322繞對應的絞盤332纏繞一個設置接觸角(wrapping angle)(可以小于一整圈或者等于一圈或多圈)，并且腱322具有不固定于絞盤332但從絞盤332延伸到被動預加載系統(tǒng)333的末端。相似地，腱324繞對應的絞盤334纏繞一個設置接觸角，并且具有從絞盤334延伸到被動預加載系統(tǒng)335的末端。由于腱332和324不需要永久地附連于絞盤332和334，所以腱322和324能夠相對于絞盤332和334滑動并且相對于分別耦連至絞盤332和334的驅動馬達342和344的軸滑動。腱322和324的近端附連至相應的被動預加載系統(tǒng)333和335，每個被動預加載系統(tǒng)在圖3A中實現為凸輪和胡克定律彈簧，凸輪和胡克定律彈簧共同作為恒壓彈簧。被動預加載系統(tǒng)333和335被偏壓，以便在器械300的整個運動范圍系統(tǒng)332和334將非零力或張力施加到腱322和324。利用該配置，當絞盤332和334憑慣性轉動時，被動預加載系統(tǒng)333和335控制腱322和324中的張力，并且通過拉進或放出所需長度的腱322和324避免腱322和324中出現松弛。當后端機構330脫離馬達342和344時，被動預加載系統(tǒng)333和335仍防止腱322和324松弛，并且允許末端執(zhí)行器310與主管320 (當撓性時)被手動布置(或擺姿勢)，而不會損害后端機構330或不會在腱322或324中產生松弛。因此，器械300還具有與上述的圖2的器械200相似的“逆驅動”能力。在控制系統(tǒng)350和人類輸入的主動控制(例如，主從伺服控制系統(tǒng)中的主控制輸入)下利用驅動馬達342和344操作末端執(zhí)行器310。例如，當馬達342拉動腱322時，馬達扭矩被轉移作為腱322的遠端部分中的施加的張力。(絞盤332可以施加到腱322近端部分的最大張力取決于腱322開始相對于絞盤332滑動時的張力，但是一般來說，實際使用的最大張力可以被選擇，從而防止腱322和324滑到絞盤332和334上。)與此同時，當切斷提供給馬達344的功率時，允許馬達344和絞盤334憑慣性轉動/空轉，腱324可以保持在其最小張力，該最小張力是被動預加載系統(tǒng)335通過絞盤334施加到腱324近端的恒定力。然后，腱322中的更大張力傾向于引起末端執(zhí)行器310以圖3A中的逆時針方向旋轉。相似地，切斷提供給馬達342的功率并為馬達344提供動力以將力通過腱324施加于末端執(zhí)行器310傾向于引起末端執(zhí)行器310以圖3A中的順時針方向旋轉。馬達342和344憑慣性轉動的同時腱322和32 4處于張力下和接受腱322與324在絞盤332和334上滑動的能力，不允許控制系統(tǒng)350依賴于馬達340的角位置和末端執(zhí)行器310的角位置之間的固定關系。然而，控制系統(tǒng)350可以使用傳感器360測量末端執(zhí)行器310相對于通過腱322和324致動的關節(jié)的角位置。圖2、圖3A和圖3B的器械可以具有在致動器與致動的關節(jié)之間的傳動系統(tǒng)，其提供對具有撓性主管的器械來說特別期望的柔度。然而，具有柔度的傳動系統(tǒng)還可以出現在更傳統(tǒng)的器械中。例如，圖1的已知器械可以在彎曲的器械部段中使用鎧裝電纜或鮑登纜繩，并在直部段中使用桿狀元件。桿狀元件可以減少干擾致動器和關節(jié)位置的直接關系的拉伸。然而，期望的是在某些應用中使用更柔韌的材料的腱(例如，期望電絕緣或最小摩擦力的聚合物腱)，但是這類腱可能引入不可接受的拉伸量，因為控制過程取決于致動器和關節(jié)位置之間的直接關系。實心鋼牽引線還可以用在傳動系統(tǒng)中或作為傳動系統(tǒng)。根據本發(fā)明一方面，圖2、圖3A和圖3B的醫(yī)療器械或另外具有柔性傳動系統(tǒng)的器械的控制過程可以使用機械關節(jié)的位置的遠程測量來確定施加的用以驅動機械關節(jié)的張力?？刂七^程還可以用于具有剛性傳動系統(tǒng)的器械。圖4示意性示出具有機械關節(jié)410的醫(yī)療器械400的概況，其中機械關節(jié)410具有對應于角度或位置0的運動自由度。本文中廣泛使用術語位置，其包括機械系統(tǒng)自由度結構的笛卡爾坐標位置、角位置或其他表示。傳感器(未示出)測量在遠處關節(jié)410處位置e，并且提供測量的位置0給控制系統(tǒng)450，例如通過從器械400遠端處的傳感器延伸經過器械400的主管(未示出)的信號線(未示出)提
供到器械近端處的控制系統(tǒng)450。傳感器可以額外地測量關節(jié)410運動的速度6，或者速度#1可以根據位置9的兩個或多個測量結果以及測量結果之間的時間來確定。關節(jié)410通過傳動系統(tǒng)420連接到致動器440，以便關節(jié)410遠離致動器440，例如關節(jié)410可以在器械的遠端處，而致動器440在器械的近端處。在所示的實施例中，傳動系統(tǒng)420連接關節(jié)410，以便致動器440施加到傳動系統(tǒng)420的張力T傾向于以順時針方向轉動關節(jié)410。一般地，傳動系統(tǒng)420包括用于將來自致動器440的力傳遞到關節(jié)410的整個機構,致動器440可以將力或扭矩施加到傳動系統(tǒng)420，這導致在纜繩或傳動系統(tǒng)420的其他部件中出現張力。然而，這種張力一般與施加的力或扭矩成比例，因此使用術語張力是為了在此處不失一般性地表明力或扭矩。還應當注意，傳動系統(tǒng)420可能是(但是不需要是)柔性的，以至于關節(jié)410的位置和致動器440的位置之間的直接關系對于控制關節(jié)410不夠準確。例如，傳動系統(tǒng)420可以拉伸，以便在施加于傳動系統(tǒng)420的最小張力和最大張力T之間，傳動系統(tǒng)420的有效長度的差可以對應于45°的關節(jié)鉸接。相比之下，為了能夠基于致動器位置準確地建模關節(jié)位置，典型的醫(yī)療器件允許對應于不超過幾度的關節(jié)鉸接的拉伸。應當理解，在一般情況中，柔度不限于彈簧結構的簡單的胡克定律拉伸。例如，傳動系統(tǒng)420可以包括圖2的實施例中的腱222和至少一部分后端機構230，或圖3A的實施例中的腱332和至少一部分后端機構330。一般地,傳動系統(tǒng)420對于傳動系統(tǒng)420近端處施加的張力T或施加于關節(jié)410的外部力或沿著傳動系統(tǒng)420的長度施加的外部力的響應，很難建模?？梢园▓D2或圖3A的驅動馬達242或342的致動器440將張力T施加到傳動系統(tǒng)420的近端，并且通過傳動系統(tǒng)420將力或扭矩施加到關節(jié)410，但是其它力或扭矩也施加到關節(jié)410。特別地，一個或更多個其它傳動系統(tǒng)420可以被連接到關節(jié)410，并且共同地施加傾向于引起關節(jié)410轉動的凈張力或凈力。在圖4所示的實施例中,傳動系統(tǒng)420連接到關節(jié)410和驅動馬達442，以便傳動系統(tǒng)422中的張力傾向于對抗施加的張力T并使關節(jié)410以圖4中的逆時針方向旋轉。除了傳動系統(tǒng)422連接到關節(jié)410的差別以外，額外的傳動系統(tǒng)422或連接到關節(jié)410的傳動系統(tǒng)可以與傳動系統(tǒng)420相同?？刂葡到y(tǒng)450可以是執(zhí)行程序的通用計算機或被布線以生成控制致動器440施加到傳動系統(tǒng)420的張力T的驅動信號的電路。當致動器440是電動馬達時，驅動信號可以是控制來自致動器440的扭矩輸出的驅動電壓或電流，并且張力T等于馬達扭矩除以張力T施加到傳動系統(tǒng)420的有效力矩臂。如以下進一步描述的，控制系統(tǒng)450可以利用關節(jié)
410的期望位置eD、期望速度Sd以及關節(jié)410當前時刻和之前時刻的位置0的一個或多
個測量結果，計算張力T或馬達扭矩的大小。用戶(例如，控制系統(tǒng)400的外科醫(yī)生)可以通
過操縱控制器460來提供期望位置0 D和速度。除了控制器460能夠提供根據其可以確定期望位置e D和期望速投丨的值的信號之外，控制器460的確切配置對本發(fā)明來說不重
要。適合于復雜的醫(yī)療器械的手動控制器一般提供指示醫(yī)療器械的運動的許多同步指令的信號，這些運動可能涉及器械的多個關節(jié)。例如，用作控制器460的合適的操縱器被提供在直觀外科手術公司(Intuitive Surgical, Inc)商售的da Vinci外科手術系統(tǒng)的主控制器中。在時間間隔At內將關節(jié)410從其當前測量位置0移動到期望位置eD所需的張力T 一般將取決于許多因素，包括:抵抗施加的張力T的關節(jié)410的有效慣性；施加張力T的致動器440的慣性、耦連至關節(jié)410并施加凈有效力的任何其他傳動系統(tǒng)422 ;施加到關節(jié)410的外部力；對抗關節(jié)410的致動或傳動系統(tǒng)的移動的內部和外部摩擦力；關節(jié)410的
當前速度以及內部和外部阻尼力。這些因素中許多因素可能依據器械400的工作環(huán)境而
改變，并且難以測量或建模。然而，對于醫(yī)療器械的特定關節(jié)，可以基于系統(tǒng)力學或憑經驗
進行建模。在一個具體實施例中，控制系統(tǒng)450根據遠端關節(jié)的誤差(0D-0)和(#0-
確定張力T，遠端關節(jié)誤差(0 D- 0 )和(#D -6):分別是關節(jié)410的測量位置與期望位置之差和關節(jié)410的測量速度與期望速度之差。圖5A是用于控制具有圖4的系統(tǒng)400的基本結構的醫(yī)療器械的過程500的流程圖。過程500在步驟510通過讀取關節(jié)410的位置0的當前值和確定關節(jié)速度&的當前
值開始。例如，在假設恒定速度(例如，0 = (9-0')lht )或假定在給定先前確定速度下的恒定加速度情況下，可以利用當前位置e、先前位置e’和測量之間的時間間隔At以已知的方式直接測量或確定或估計速度丨6。然后，步驟515獲取關節(jié)410的期望位置eD和期
望速度^ 聚520計算測量位 置與期望位置之差或之間的誤差(0 D- 0 )以及測量速度與期望速度之差或之間的誤差(On-#)。在步驟520中計算的位置和速度誤差可以用于確定關節(jié)410到達期望位置0 D所需的張力T。在圖5A的實施例中，施加的張力T可以包括多個貢獻，主要貢獻是遠端張力
Tdist，其被確定作為位置誤差(Qd-Q)和速度誤差(I —冷)|的函數4。遠端張力Tdist獨
立于致動器的位置，例如，馬達軸的角度，其允許即使當關節(jié)410的位置和致動器440的位置之間沒有直接關系時遠端張力Tdist的確定。在一個特定實施例中，函數是形式方程式1，其中gl和g2是增益因子，C是常數或幾何結構相關參數，1；_是符號，S卩±1。符號Tsign與傳動系統(tǒng)420中的張力產生的關節(jié)410的移動相關聯(lián)，并且例如如果傳動系統(tǒng)420中的張力T傾向于增加位置坐標0，那么Tsign為正(例如，+1)，而如果傳動系統(tǒng)420中的張力T傾向于減小位置坐標9，那么Tsign為負(例如，-1)。在另一個實施例中，函數4影響力的下界，例如，為了使力總是正的，并且足以避免傳動系統(tǒng)中出現松弛。參數C可以是根據系統(tǒng)的其他部分施加到關節(jié)410的已知或建模的力而選擇的常數。例如，參數C可以是選擇用于平衡其他傳動系統(tǒng)將力施加到關節(jié)410引起的扭矩的常數，或者可以考慮預期的摩擦力或外部力。然而，參數C不需要嚴格是常數，而是可以包括補償可以有效建模的諸如重力或機構剛度的屬性的非常數項，因此，參數C可以取決于測量的關節(jié)位置或速度。增益因子gl和g2可以根據關節(jié)410的期望剛度和阻尼選擇。特別地，當關節(jié)410用作靜態(tài)夾時，施加到組織的凈夾緊力或扭矩取決于方程式I的gl (e D- e)項。一般地，增益因子gl和g2以及常數C可以根據關節(jié)410的期望剛度和阻尼或響應度或者根據誤差累積選擇。例如，當插入器械400以沿病人體內自然腔而行時，增益因子gl可以設置為較低值，以使得關節(jié)410緩緩地運轉并且防止關節(jié)410損傷周圍組織。在插入器械之后，增益因子gl可以設置為較高值，從而允許外科醫(yī)生利用器械執(zhí)行精確的手術任務。方程式I=F1= Tsipi (gIWd -0、+ g-0D -0) + C)方程式I的gi(0D -0) + g2(0D -#) + ￡:項可以用于近似確定在關節(jié)410處用
于轉動關節(jié)410以利用傳動系統(tǒng)420在給定時間At內到達期望位置0D當前所需的扭矩、張力或力。扭矩和力或張力相關，因為扭矩是力和有效力矩臂R的乘積，有效力矩臂R由關節(jié)410與傳動系統(tǒng)420的連接和關節(jié)410的旋轉軸線之間的垂直距離限定。有效力矩臂R可以并入增益因子gl和g2以及常數C或是用于將計算的遠端張力Tdist轉換成計算的扭矩。遠端張力Tdist 和適當選擇的函數，例如適當選擇的方程式I中的參數gl、g2和C，可以估計需要致動器440施加的從而以響應于手動控制器460的操作人員的操縱的方式移動關節(jié)410的力。然而，在某些條件下，步驟530、535、540和545提供可選的校正。特別地，可選的步驟530和535分別計算位置誤差(0 D-0)的飽和總和或整數I，并且計算積分張力Tint。積分張力Tint可以是正的、零或負的，并且其可以作為遠端張力Tdist的校正被加入，其中遠端張力Tdist在步驟525計算。積分張力Tint被計算作為飽和積分I的函數f2，并且可以僅為積分I和增益因子的乘積。在步驟530中計算的飽和積分I可以僅是在間隔結束時的測量位置和要到達的期望位置之間的位置誤差(e D- e)或差(e !U- e ^1)在過去N個時間間隔的總和?？梢韵拗苹虿幌拗瓶偤退臅r間間隔數N，并且積分I可能飽和，因為積分I的大小不允許超過最大飽和值。飽和值一般可以被選擇為覆蓋(cap)積分張力Tint的最大值或最小值。然而，當計算函數f2的值時，可以可替換地覆蓋(cap)積分張力Tint的最小值和最大值?？蛇x的步驟540計算本文中稱為近端張力Tpkqx的另一個校正，其可以為正、零或負。近端張力Tpkqx可以被加到遠端張力Tdist中，其中遠端張力Tdist在步驟525中計算。圖5B是用于計算近端張力Tpkqx的過程540的流程圖。過程540在步驟542中通過讀取致動
器440的速度4的當前值開始。速度4可以通過附連在致動器440底部的標準測速儀測
量。為了提高計算效率，還可以安排步驟542以在圖5A的步驟510和步驟515之間執(zhí)行。
然后，步驟544計算近端速度差或誤差其限定為基于關節(jié)410的期望速度#D計算
的期望速度和基于當前致動器速度急計算的當前速度之間的差或誤差。在一個特定實施例
中，期望速度可以是有效力矩臂R、符號Tsign和關節(jié)410的期望速度的乘積，而當前速度
可以是致動器440的有效力矩臂和致動器速度^的乘積。在圖5B的實施例中，近端張力Tpeox被確定作為近端速度誤差匕7 的函數f4。在一個特定實施例中，函數f4可以僅是近
端速度誤差和增益因子的乘積。增益因子可以被選擇以便為傳動系統(tǒng)420提供額外的阻尼效應。圖5A的可選步驟550計算成對張力Tpaik,其可以是遠端張力Tdist的正的、零或負的校正值，其中遠端張力Tdist是在步驟525中計算的。圖5C是用于計算成對張力Tpaik的
過程550的流程圖。過程550在步驟552中通過讀取致動器440的當前速度值和與關
節(jié)410關聯(lián)的所有其他致動器的速度值開始。在圖4的系統(tǒng)中，存在耦連至關節(jié)410的兩
個致動器440和442以及兩個致動器速度^和么，?？梢园才挪襟E552在圖5A的步驟510
和步驟515之間執(zhí)行，從而提高計算效率。然后，步驟556計算成對速度差或誤差當致動器440和442基本相同，例如對于相應的傳動系統(tǒng)420和422的操作具有相同的有效力矩臂時，速度差或誤差6, a可以限定為與關節(jié)410關聯(lián)的致動器440和442的當前速度
<和^4.之間的差或誤差。在一個具體實施例中，當前速度誤差^可以是致動器440和442速度差((K - )和有效力矩臂的乘積。在圖6的實施例中,成對張力Tpaik被確定作為
成對速度誤差的函數f5。在一個特定實施例中，函數&可以僅是成對速度誤差Spaw
和增益因子的乘積。增益因子可以被選擇以便為傳動系統(tǒng)420提供額外的阻尼效應。在圖5A的步驟560中，張力T被確定作為遠端張力Tdist、近端張力Tpkqx、成對張力Tpaie和積分張力Tint之和的函數f3。在圖5C的實施例中，函數f3限制張力T的最大值和最小值。最大張力Tmax和最小張力Tmin可以在對控制系統(tǒng)450 (例如,在軟件中)進行編程的過程中設置。然而，柔性的傳動系統(tǒng)本身可以具有在后端機構中合適設計的最小張力或最大張力。例如，圖3A中所示的傳動系統(tǒng)具有當馬達/致動器342或344憑慣性轉動時通過預加載系統(tǒng)333或335的設置控制的最小張力Tmin,和當耦合馬達342或344的扭矩超過腱322或324在絞盤332或334上滑動的點時由滑動引起的最大張力T祖。一般地，期望的是具有同時由硬件和軟件設置的最大張力Tmax和最小張力Tmin。特別地，最大張力Tmax應被設置為避免由于較大力對器械的損傷，而最小張力Tmin應被設置為確保傳動系統(tǒng)中的腱不會松弛和脫軌或纏繞在一起。圖5A的步驟565生成引起致動器440施加在步驟560中計算的張力T的控制信號。例如，當致動器440是直接驅動電動馬達時，控制信號可以是控制為與計算的張力T成比例的驅動電流。步驟570中的控制系統(tǒng)450引起致動器440施加和保持計算的張力T 一段時間間隔At，在該時間間隔期間，關節(jié)410朝著當前期望的位置eD移動。當改變張力T時，整個張力T的施加將延遲一段時間，其取決于致動器440的慣性。優(yōu)選地，為了快速響應，致動器440的慣性 相對較小。例如,充當致動器440的驅動馬達的慣性將優(yōu)選地小于關節(jié)410慣性的五倍。在時間間隔At之后，過程500轉向步驟510重復執(zhí)行關節(jié)位置的測量、目標位置和速度的獲取以及將要在下一個時間間隔期間施加的張力T的計算。一般地，時間間隔At應當足夠小，以便提供對器械的操作人員來說似乎平滑而不會引起器械出現不期望振動的運動。例如，每秒鐘或每幾秒鐘計算和設置張力T兩百五十次，將提供對人眼來說看似平滑的運動并且將提供響應于人類命令(例如，控制器460的人類操縱)的器械操作。在利用或不利用積分張力Tint的計算和不利用器械或外部環(huán)境的詳細建模或測量結果的情況下，在計算張力T中使用誤差一般將引起關節(jié)410集中在期望位置。然而，如上所述，在計算施加的張力T時使用的諸如增益gl和g2的參數可以針對特定器械被調整，并且在使用中被進一步調整從而補償器械的外部環(huán)境的改變。致動器442施加到傳動系統(tǒng)422的張力還可以通過利用圖5A的控制過程500而控制，并且當與致動器440和傳動系統(tǒng)420相比時，基于致動器442和傳動系統(tǒng)422的相似性和差異性，對于致動器442和傳動系統(tǒng)422在過程500中使用的參數可以與致動器440和傳動系統(tǒng)420中使用的參數相同或不同。特別地，圖4的配置中的致動器442的符號值Tsign將與致動器440的符號值Tsign相反，因為傳動系統(tǒng)422和420連接為以相反方向轉動關節(jié)410。因此，對于一個致動器440或442來說，在步驟525中計算的主要張力貢獻Tdist通常為負。計算施加的張力T的步驟560可以將負的張力和TDisT+TPKM+TPAIK+TINT設置為最小張力Tmin，如圖中所示。因此，用于在步驟525中計算遠端張力Tdist的參數(例如常數C) 一般可以基于其他致動器將施加最小張力Tmin的假設被選擇。上述用于控制醫(yī)療器械中的單個關節(jié)的原理也可以用于同時控制器械中的多個關節(jié)。圖6示意性示出多關節(jié)器械600和在器械600的控制過程中使用的某些量。器械600包括L個關節(jié)610-1到610-L，在本文中一般被稱為關節(jié)610。每個關節(jié)610提供鄰近機械構件的相對位置或取向的范圍，并且通常具有以下進一步描述的一個或兩個運動自由度。器械600的關節(jié)610提供總共N個自由度，其中自由度的數量N大于或等于關節(jié)610的數量L，并且關節(jié)610的自由度的構形可以利用N-分量或矢量0描述。N-分量速度矢量#與矢量9相關聯(lián)。移動關節(jié)610-1到610-L的扭矩T1到T ,分別對應于矢量0的N分量,因為扭矩T1到T “頃向于引起矢量0的各個分量改變。關節(jié)610利用M個傳動系統(tǒng)620-1到620-M (本文中一般稱為傳動系統(tǒng)620)和M個致動器640-1到640-M (本文中一般稱為致動器640)驅動。傳動系統(tǒng)620和致動器640可以與上面關于圖4進行描述的傳動系統(tǒng)420和致動器440相似或相同。一般地，傳動系統(tǒng)620和致動器640的數量M大于自由度的數量N，但是M和N之間的關系取決于具體的醫(yī)療器械和器械中關節(jié)的力學。例如，提供單運動自由度的關節(jié)610可以利用兩個傳動系統(tǒng)620致動，提供兩個自由度的關節(jié)610可以利用三個或四個傳動系統(tǒng)620致動。自由度和致動傳動系統(tǒng)之間的其他關系也是可能的。控制系統(tǒng)650操作致動器640-1到640-M，從而選擇致動器640-1到640-M分別施加到傳動系統(tǒng)620-1到620-M的相應的張力T1到TM。器械600的控制系統(tǒng)650可以使用遠端傳感器(未示出)確定與關節(jié)610關聯(lián)的
位置矢量e和速度矢量(此處使用的位置和速度包括線性坐標或角坐標的值和移動。)
控制系統(tǒng)650還確定關節(jié)610的期望位置矢量e D和期望速度矢量如以下進一步描述
的，期望位置矢量0 D和期望速度矢量取決于來自可由外科醫(yī)生利用器械600操縱的手
動控制器660的輸入。 一般地，期望位置矢量e D和期望速度矢量I將進一步取決于在利用控制系統(tǒng)650執(zhí)行的控制過程中限定的慣性或約束。
圖7示出根據本發(fā)明實施例的用于控制諸如圖6的器械600的多關節(jié)器械的控制過程700。過程700在步驟710中通過讀取來自器械中一個或多個位置傳感器的關節(jié)位置
矢量e開始。速度矢量6可以利用關節(jié)運動的直接測量結果或通過計算兩個時刻之間的
位置測量結果的變化來確定。在步驟715中控制系統(tǒng)650接收外科醫(yī)生的指令。外科醫(yī)生的指令可以指示器械的具體工作部分的期望位置和速度。例如，外科醫(yī)生通過操縱手動控制器660可以指示器械的遠端或末端執(zhí)行器的期望位置、期望速度、期望取向和期望轉動，諸如在標題為 “Aspects of a Control System of a Minimally Invasive SurgicalApparatus”的美國專利US6，493，608中描述的，其被并入本文作為參考。然后，步驟720將
來自手動控制器660的指令轉換成關節(jié)610的期望位置矢量e D和期望速度矢量# 例如，
給定圖6的器械600的遠端的期望位置、期望取向、期望速度和期望角速度，控制系統(tǒng)650
可以計算將實現期望的尖端構形的期望關節(jié)位置矢量9 D和期望關節(jié)速度矢量I。轉換步
驟 720 可以利用已知技術實現，例如 “Modeling and Control of Robot Manipulators”，L.Sciavicco 和 B.Sicilian。，Springer, 2000, pp.104-106 以及 “Springer Handbook ofRobotics，，，Bruno Siciliano 和 Oussama Khatib, Editors, Springer, 2008, pp.27-29 中描述的微分運動學反演(differential kinematics inversion),其內容以參考方式并入本文。以上參考的標題為 “Aspects of a Control System of a Minimally InvasiveSurgical Apparatus”的美國專利US6, 493，608還描述了用于確定將實現期望尖端構形
的期望關節(jié)位置矢量e D和期望關節(jié)速度矢量的技術。應當注意，對于具有運動學冗余
的器械，也就是，如果由關節(jié)610提供的運動自由度數量大于通過手動控制器660指定的運動命令的自由度數量，那么可以利用標準技術解決冗余，例如在Yoshihiko Nakamura的“Advanced Robotics:Redundancy and Optimization”,Addison-Wesley (1991)中描述的技術。 還應當理解，當解決有關器械的期望命令的逆向運動學問題時，還可以執(zhí)行器械的關節(jié)之間的軟件強制約束。例如，可以強迫兩個關節(jié)的關節(jié)位置命令和速度命令相同或相反，或以給定的比率有效地實現關節(jié)之間的虛擬凸輪機構。步驟725計算位置誤差矢量(0 D- 0 )和速度誤差矢量- #)，而步驟730使用
誤差矢量(e D- e)和_#)的分量計算相應的扭矩分量T i到T N。在一個具體實施例
中，利用方程式2確定每個扭矩分量T i，其中指數i從I到N。在方程式2中，811和821是增益因子，并且Ci是常數或者是可以根據系統(tǒng)其他部分施加到關節(jié)的已知力或建模力選擇的幾何結構相關參數。然而，參數Ci不需要嚴格是常數，而是可以包括補償可以有效建模的諸如重力或機構剛度的屬性的非常數項，因此，參數Ci可以取決于扭矩T i作用的關節(jié)610-1的測量位置或速度。一般地，增益因子811和821與常數Ci可以根據關節(jié)的期望剛度和阻尼或響應度或根據誤差累積選擇。例如，當插入器械600以沿病人體內的自然腔而行時，增益因子gli可以設置為較低值，以使得關節(jié)緩緩地運轉并且防止關節(jié)動作損傷周圍組織。在插入器械之后，增益因子gli可以設置為較高值，從而允許外科醫(yī)生利用器械執(zhí)行精確的手術任務。在確定扭矩時可以采用其他方程式或對方程式2的校正。例如，計算的扭矩可以包括與關節(jié)位置的當前測量結果和意圖實現先前施加的扭矩的期望關節(jié)位置之差的飽和積分成比例的校正。對于圖5A以及圖5A的步驟530和535中特別示出的單個關節(jié)控制過程，可以如上所述地確定利用飽和積分的這種校正。方程式2:
權利要求
1.一種醫(yī)療器械系統(tǒng)，其包括: 多個關節(jié)； 多個致動器； 多個傳動系統(tǒng)，其具有分別耦連至所述致動器的近端，每個所述傳動系統(tǒng)具有附連至所述多個關節(jié)中相關聯(lián)的一個關節(jié)的遠端，以允許所述醫(yī)療器械系統(tǒng)的聯(lián)接的力傳動；傳感器，其被耦連以測量所述醫(yī)療器械的構形；和 控制系統(tǒng)，其被耦連以接收構形測量結果，其中所述控制系統(tǒng)使用所述構形測量結果確定所述傳動系統(tǒng)的張力并且操作所述致動器以在所述傳動系統(tǒng)中產生張力。
2.根據權利要求1所 述的系統(tǒng)，其中每個所述傳動系統(tǒng)是柔性的，并且每個所述傳動系統(tǒng)在所述致動器力的調節(jié)值下的伸縮量相當于大于關節(jié)聯(lián)接中的允許誤差。
3.根據權利要求1所述的系統(tǒng)，其中所述控制系統(tǒng)獨立于所述致動器位置調節(jié)施加到所述傳動系統(tǒng)的張力。
4.根據權利要求1所述的系統(tǒng)，其中所述控制系統(tǒng)獨立于所述傳動系統(tǒng)或所述關節(jié)的柔度調節(jié)施加到所述傳動系統(tǒng)的張力。
5.根據權利要求1所述的系統(tǒng)，其中所述控制系統(tǒng)獨立于從所述傳動系統(tǒng)近端到其遠端的所述傳動系統(tǒng)的長度而調節(jié)施加到所述傳動系統(tǒng)的張力。
6.根據權利要求1所述的系統(tǒng)，其中所述控制系統(tǒng)獨立于從所述傳動系統(tǒng)近端到其遠端的所述傳動系統(tǒng)的形狀而調節(jié)施加到所述傳動系統(tǒng)的張力。
7.根據權利要求1所述的系統(tǒng)，其中所述控制系統(tǒng)利用包含以下步驟的過程確定所述張力: 確定所述關節(jié)的期望構形和所述關節(jié)的當前構形之間的差； 根據所述差來確定致動所述關節(jié)以減少所述差的關節(jié)扭矩；和 確定產生所述關節(jié)扭矩的張力。
8.根據權利要求1所述的系統(tǒng)，其中所述控制系統(tǒng)在包含以下步驟的過程中使用所述構形測量結果: 確定所述關節(jié)中的一個選擇關節(jié)的當前構形和所述選擇關節(jié)的期望構形之間的第一差;和 利用所述第一差和第一增益因子的第一乘積確定致動所述選擇關節(jié)的關節(jié)扭矩。
9.根據權利要求8所述的系統(tǒng)，其中所述控制系統(tǒng)使用所述構形測量結果的過程進一步包含: 確定所述選擇關節(jié)處的當前速度和所述關節(jié)處的期望速度之間的第二差；和確定所述第二差和第二增益因子的第二乘積，其中致動所述選擇關節(jié)的所述關節(jié)扭矩進一步取決于所述第二乘積。
10.根據權利要求1所述的系統(tǒng)，其中所述控制系統(tǒng)利用包含以下步驟的過程確定所述張力: 確定所述器械的尖端的期望構形和所述尖端的當前構形之間的差； 根據所述差，確定當施加到所述尖端時減少所述差的尖端力和尖端扭矩； 確定在所述器械的尖端處產生所述尖端力和所述尖端扭矩的關節(jié)扭矩；和 確定產生所述關節(jié)扭矩的所述張力。
11.根據權利要求10所述的系統(tǒng)，其中確定所述尖端力包含: 確定所述尖端的第一位置坐標的當前值和所述尖端的所述第一位置坐標的期望值之間的第一差； 確定所述第一差和第一增益因子的第一乘積；以及 利用所述第一乘積確定所述尖端力的第一分量。
12.根據權利要求11所述的系統(tǒng),其中確定尖端力進一步包含: 確定所述尖端的第二位置坐標的當前值和所述尖端的所述第二位置坐標的期望值之間的第二差； 確定所述第二差和第二增益因子的第二乘積，其中所述第二增益因子不同于所述第一增益因子；和 利用所述第二乘積確定所述尖端力的第二分量。
13.根據權利要求10所述的系統(tǒng)，其中確定所述尖端扭矩包含: 確定所述尖端的第一角坐標的當前值和所述尖端的所述第一角坐標的期望值之間的第一差; 確定所述第一差和第一增益因子的第一乘積；和 利用所述第一乘積確定所述尖端扭矩的第一分量。
14.根據權利要求13所述的系統(tǒng)，其中確定所述尖端扭矩進一步包含: 確定所述尖端的第二角坐標的當前值和所述尖端的所述第二角坐標的期望值之間的第二差; 確定所述第二差和第二增益因子的第二乘積，其中所述第二增益因子被設置為不同于所述第一增益因子。
15.根據權利要求10所述的系統(tǒng)，其中確定所述尖端力包含: 確定所述尖端的當前速度分量和所述尖端的期望速度分量之間的差； 確定所述差和增益因子的乘積；以及 利用所述乘積確定所述尖端力的分量。
16.根據權利要求10所述的系統(tǒng)，其中確定所述尖端力包含: 確定所述尖端的角速度和所述尖端的期望角速度之間的差； 確定所述差和增益因子的乘積；以及 利用所述乘積確定所述尖端力的分量。
17.根據權利要求10所述的系統(tǒng)，其中所述關節(jié)提供多于六個運動自由度，包括對于所述尖端的移動冗余的運動自由度，并且所述關節(jié)扭矩被計算以保持所述關節(jié)遠離所述關節(jié)的運動范圍限制或遠離關節(jié)扭矩限制。
18.根據權利要求1所述的系統(tǒng)，其中所述控制系統(tǒng)利用包含以下步驟的過程確定所述張力: 利用所述構形測量結果分別確定關節(jié)的關節(jié)扭矩；和 利用所述關節(jié)扭矩確定所述傳動系統(tǒng)的張力。
19.根據權利要求18所述的系統(tǒng)，其中所述控制系統(tǒng)利用包含以下步驟的過程確定所述張力: 按照從所述器械的遠端到所述器械的近端的次序順序地評價所述關節(jié)，其中評價每個關節(jié)包含利用所述關節(jié)的關節(jié)扭矩和對于更接近所述器械的遠端的關節(jié)確定的張力來確定直接施加到正在評價的所述關節(jié)的張力。
20.根據權利要求19所述的系統(tǒng)，其中當評價每個關節(jié)時，直接施加到正在評價的關節(jié)的傳動系統(tǒng)的張力被選定為等于額定值，并且直接施加到所述關節(jié)的其余傳動系統(tǒng)的一個張力或多個張力被計算以產生該關節(jié)的關節(jié)扭矩，并且被檢驗是否大于或等于所述額定值。
21.根據權利要求20所述的系統(tǒng)，其中所述額定值被選定為有效地釋放所述傳動系統(tǒng)中的所有張力。
22.根據權利要求20所述的系統(tǒng)，其中所述額定值被選定為有效地保持所述傳動系統(tǒng)中的張力。
23.根據權利 要求18所述的系統(tǒng)，其中利用所述關節(jié)扭矩確定所述張力包含: 根據所述關節(jié)扭矩確定遠端張力；和 確定取決于所述關節(jié)的速度和耦連到所述關節(jié)的所述致動器的對應速度之間的相應差的校正，其中所述傳動系統(tǒng)的張力取決于所述遠端張力和所述校正。
24.根據權利要求18所述的系統(tǒng)，其中利用所述關節(jié)扭矩確定所述張力包含: 根據所述關節(jié)扭矩確定遠端張力；和 為每個關節(jié)確定取決于耦連到附連于所述關節(jié)的傳動系統(tǒng)的所述致動器的速度之間的差的校正，其中所述傳動系統(tǒng)的張力取決于所述遠端張力和所述校正。
25.一種用于控制醫(yī)療器械的方法，所述方法包含: 測量所述醫(yī)療器械的多個關節(jié)的構形； 接收指示所述醫(yī)療器械的期望構形的命令； 分別確定分別將多個致動器連接到所述關節(jié)的多個傳動系統(tǒng)中的張力，其中張力的確定不依賴于所述致動器的位置；和 運轉所述致動器，以將所述張力分別施加到所述傳動系統(tǒng)。
26.根據權利要求25所述的方法，其中一個或更多個所述傳動系統(tǒng)具有柔度，從而使得每個所述傳動系統(tǒng)不能提供所述關節(jié)的位置和耦連到所述傳動系統(tǒng)的所述致動器的位置之間的關系，其中利用所述關系足夠準確地控制所述關節(jié)。
27.根據權利要求25所述的系統(tǒng)，其中確定所述張力包含: 確定所述關節(jié)的期望構形和所述關節(jié)的當前構形之間的差； 根據所述差來確定致動所述關節(jié)以減少所述差的關節(jié)扭矩；和 確定產生所述關節(jié)扭矩的所述張力。
28.根據權利要求25所述的系統(tǒng)，其中確定所述張力包含: 確定所述器械的尖端的期望構形和所述尖端的當前構形之間的差； 根據所述差來確定當施加到所述尖端時減少所述差的尖端力和尖端扭矩； 確定在所述器械的所述尖端上產生所述力和扭矩的關節(jié)扭矩；和 確定產生所述關節(jié)扭矩的所述張力。
29.根據權利要求28所述的方法，其中確定所述尖端力包含: 確定所述尖端的第一位置坐標的當前值和所述尖端的所述第一位置坐標的期望值之間的第一差；確定所述第一差和第一增益因子的第一乘積；以及 利用所述第一乘積確定所述尖端力的第一分量。
30.根據權利要求29所述的方法，其中確定尖端力進一步包含: 確定所述尖端的第二位置坐標的當前值和所述尖端的所述第二位置坐標的期望值之間的第二差； 確定所述第二差和第二增益因子的第二乘積，其中所述第二增益因子不同于所述第一增益因子；和 利用所述第二乘積確定所述尖端力的第二分量。
31.根據權利要求28所述的方法，其中確定所述尖端扭矩包含: 確定所述尖端的第一角坐標的當前值和所述尖端的所述第一角坐標的期望值之間的第一差; 確定所述第一差和第一增益因子的第一乘積；和 利用所述第一乘積確定所述尖端扭矩的第一分量。
32.根據權利要求31所述的方法，其中確定所述尖端扭矩進一步包含: 確定所述尖端的第二角坐標的當前值和所述尖端的所述第二角坐標的期望值之間的第二差；和 確定所述第二差和第二增益因子的第二乘積，其中所述第二增益因子被設置為不同于所述第一增益因子。
33.根據權利要求28所述的方法，其中確定所述尖端力包含: 確定所述尖端的當前速度分量和所述尖端的期望速度分量之間的差； 確定所述差和增益因子的乘積；以及 利用所述乘積確定所述尖端力的分量。
34.根據權利要求28所述的方法，其中確定所述尖端力包含: 確定所述尖端的角速度和所述尖端的期望角速度之間的差； 確定所述差和增益因子的乘積；以及 利用所述乘積確定所述尖端力的分量。
35.根據權利要求28所述的方法，其中所述關節(jié)提供多于六個運動自由度，包括對于所述尖端的移動冗余的運動自由度，并且確定所述關節(jié)扭矩使用冗余的自由度來保持所述關節(jié)遠離所述關節(jié)的運動范圍限制或遠離關節(jié)扭矩限制。
36.根據權利要求25所述的方法，其中確定所述張力包含: 利用所述構形測量結果分別確定所述關節(jié)的關節(jié)扭矩；和 利用所述關節(jié)扭矩確定所述傳動系統(tǒng)的張力。
37.根據權利要求36所述的方法，其中確定所述張力進一步包含: 按照從所述器械的遠端朝著所述器械的近端的次序順序地評價所述關節(jié)，其中評價每個關節(jié)包含利用所述關節(jié)的所述關節(jié)扭矩和對于更接近所述器械的所述遠端的關節(jié)確定的張力來確定直接施加到正在評價的關節(jié)的張力。
38.根據權利要求37所述的方法，其中當評價每個關節(jié)時，直接施加到正在評價的關節(jié)的傳動系統(tǒng)的張力被選定為等于額定值，并且直接施加到所述關節(jié)的其余傳動系統(tǒng)的一個張力或多個張力被計算以產生該關節(jié)的關節(jié)扭矩，并且被檢驗是否大于或等于所述額定值。
39.根據權利要求38所述的方法，其中所述額定值被選定為有效地釋放所述傳動系統(tǒng)中的所有張力。
40.根據權利要求38所述的方法，其中所述額定值被選定為有效地保持所述傳動系統(tǒng)中的所有張力。
41.根據權利要求36所述的方法，其中確定所述張力包含: 根據所述關節(jié)扭矩確定遠端張力；和 確定取決于所述關節(jié)的速度和耦連到所述關節(jié)的所述致動器的對應速度之間的相應差的校正，其中所述傳動系統(tǒng)的張力取決于所述遠端張力和所述校正。
42.根據權利要求36所述的方法，其中利用所述關節(jié)扭矩確定所述張力包含: 根據所述關節(jié)扭矩確定遠端張力；和 為每個關節(jié)確定取決于耦連到附連于所述關節(jié)的傳動系統(tǒng)的所述致動器的速度之間的差的校正，其中所述傳動系統(tǒng)的張力取決于所述遠端張力和所述校正。
全文摘要
本發(fā)明公開醫(yī)療器械的控制系統(tǒng)和方法，其使用測量結果確定和控制致動器通過器械傳動系統(tǒng)施加的張力。使用張力和反饋允許即使當關節(jié)位置不能與致動器位置直接相關時也可以控制具有傳動系統(tǒng)的醫(yī)療器械，其中傳動系統(tǒng)提供在關節(jié)和致動器之間的不可忽略的柔度。一個實施例根據期望關節(jié)位置和測量關節(jié)位置之間的差確定關節(jié)扭矩和張力。另一個實施例根據器械尖端的期望位置和測量位置之間的差確定關節(jié)扭矩和張力。根據關節(jié)扭矩確定張力可以利用按照從器械遠端朝著器械近端的次序順序評價關節(jié)執(zhí)行。
文檔編號A61B19/00GK103200896SQ201180054014
公開日2013年7月10日 申請日期2011年10月28日 優(yōu)先權日2010年11月12日
發(fā)明者S·K·W·奧, G·M·普里斯科 申請人:直觀外科手術操作公司