CN102892373B - 提供位置测量的医疗器械中的驱动力控制 - Google Patents

Abstract

本发明公开一种用于远距离接头的控制系统和方法，该控制系统和方法利用位置测量确定并控制致动器通过连接件施加于该接头的力。力和反馈的利用能够控制具有在该接头和近端致动器之间提供不能忽略的柔顺性的连接件的医疗器械，特别是即便当该远端接头的位置不能与近端马达位置直接相关也能够允许精确的器械操作。

Description

提供位置测量的医疗器械中的驱动力控制

背景技术

微创医疗手术经常利用借助于计算机或通过计算机接口控制的器械。例如，图1示出一种自动控制的器械100，该器械具有简化的结构以便举例说明一些当前自动控制的医疗器械的基本工作原理（正如这里所使用的，术语“自动”或“自动地”等包括远程操作或远程遥控方面）。器械100包括在细长轴或主管120远端的工具或末端执行器110。在举例说明的例子中，末端执行器110是诸如钳子或剪刀的有夹爪的工具，该夹爪工具具有分开的夹爪112和114，并且至少夹爪112是可动的以便相对于夹爪114打开或闭合。在医疗手术期间的使用中，主管120远端上的末端执行器110可以通过病人身上的小切口插入并且定位在病人身体里面的工作部位。例如，在进行外科手术期间，之后夹爪112可以打开或闭合，因此必需被精确地控制以便仅仅进行希望的运动。实际的医疗器械除了夹爪112和114的打开和闭合之外通常还需要许多运动自由度，以便进行医疗手术。

主管120的近端连接于有时候叫做后端机构130的传动或驱动机构130。可以是绞合缆线、杆、管子或这些结构的组合的筋（tendon）122和124从后端机构130延伸通过主管120并连接于末端执行器110。常用的外科器械还包括将后端机构130连接于其他被致动构件或末端执行器110的接头的附加筋（未示出）、肘节机构（未示出）或甚至主管120中的被致动脊骨（vertebrae），以便后端机构130能够操纵该筋来操作器械的末端执行器110和/或其他被致动元件。图1示出具有销接头结构116的夹爪112，该销接头结构为夹爪112提供单个自由度运动。两个筋122和124连接于夹爪112和后端机构130内的滑轮132，使得滑轮132的旋转导致夹爪112的转动。

滑轮132连接于驱动马达140，该驱动马达可以在机构臂（未示出）的端部，并且控制系统150电控制驱动马达140。控制系统150一般包括具有合适的软件、硬件和外围硬件的计算系统。除了其他功能之外，控制系统150还能够实现为外科医生或其他系统操作者提供工作部位和末端执行器110的图像的界面，并且界面还提供外科医生能够操纵来控制末端执行器110的运动的控制装置。在实时自动控制医疗器械中用于解释控制装置的使用者操纵和用于生成导致夹爪112的相应运动的马达信号所需要的软件或硬件通常很复杂。考虑到一部分控制任务，用于驱动马达140的控制信号的生成通常利用夹爪112的角度或位置与后端机构130内的驱动马达140或滑轮132的角度或位置之间的关系。如果筋122和124是极度刚性的（例如，如果筋的拉伸可以忽略），则在确定如外科医生所引导地移动夹爪112所需要的控制信号时，控制系统150可以利用驱动马达140的角度位置和由器械100的几何形状限定的夹爪112的角度位置之间的直接关系。例如，在工作载荷下，筋122和124的微小拉伸，可以通过使驱动马达位置与末端执行器位置相关的一些数学模型来处理。但是，如果包括末端执行器110、筋122和124以及后端机构130的机械结构具有高度的柔顺性，则马达140（或滑轮132）的角度位置和夹爪112的角度位置之间的关系很难或不可能被精确地建模。因此，这种系统需要不依靠所施加的致动器控制信号和被致动元件的位置之间的固定的关系的控制处理。

发明内容

根据本发明的一方面，控制系统和方法利用远端位置反馈来确定并控制一个或更多个近端致动器经由机械连接件（linkage）施加于接头（joint）的力。力控制和远端反馈的利用能够允许自动控制包括在接头和近端致动器之间具有不可忽略的柔顺性的机械连接件的医疗器械，并且具体地即便在远端接头的位置不能从近端马达位置直接推导出时，也能够提供精确的器械操作。此外，利用力控制也能够允许有源控制医疗器械中的远端接头，以提供希望的接头刚性。例如，接头的刚性能够保持在实现医疗功能（例如操纵组织）所需的范围内，或当将器械插入小体腔中时能够实现更大的柔顺性，以避免损伤周围组织。而且，通过利用力控制和远端反馈，控制系统能够与致动器的位置独立地提供医疗器械接头的位置控制和刚性控制两者。

本发明一个具体实施例是一种医疗系统，其包括致动器、接头、连接件、传感器和控制系统。该连接件具有连接于接头的第一端和机械地连接于该致动器的第二端，以允许传递用于接头的铰接的力。该传感器被连接以测量该接头的位置；并且该控制系统被连接以接收位置测量。控制系统利用位置测量以确定如何调节从致动器传递给连接件的致动器力。

本发明另一个具体实施例是用于控制医疗器械的接头的方法。该方法大体包括：测量接头的位置；接收指示该接头的希望位置的命令；确定致动器力，该致动器力决定于该接头的测量位置和希望位置但是不决定于该致动器的位置；以及操作致动器以对连接于该接头的连接件施加致动器力。确定致动器力可以包括计算决定于接头位置和该接头的希望位置的函数值。

附图说明

图1图示说明已知的自动控制的医疗器械的特征。

图2是医疗器械的框图，其中根据本发明实施例的力控制过程可以与柔顺驱动一起使用。

图3A是医疗器械的框图，其中根据本发明实施例的力控制过程可以与具有最小和最大力传输的驱动连接件一起使用。

图3B示出本发明的实施例，其中所控制的接头是连续可弯曲的结构。

图4示意地示出自动医疗系统并且具体示出通过柔顺机械连接件连接于致动器的远程接头的控制中所用的量。

图5是根据本发明实施例的控制过程的流程图。

图6是用于确定与致动器速度和接头速度之间的差有关的张力分布的过程的流程图。

图7是用于确定与操作同一个接头的两个致动器的速度之间的差有关的张力分布的过程的流程图。

图8示出控制最大和最小施加张力的力函数。

不同附图中的相同的参考符号表示类似的或相同的物件。

具体实施方式

根据本发明的一方面，医疗器械中的远程接头可以通过在致动器位置和接头位置之间不具有固定关系的连接件来控制。具体说，系统操作者（例如外科医生）的动作能够表示该远程接头的当前希望位置和速度，而传感器测量该远程接头的实际位置。于是利用希望位置和测量位置可以计算力、张力或力矩并通过连接件将其施加成将远程接头从其实际位置朝着希望位置移动。（一般而言，医疗器械中的力或张力与力矩成比例，且比例系数由固定的因素限定，即力臂，该力臂由该器械的机械的或几何的性质设定，以便力、张力或力矩中的任何一个的计算将表示该另外两个的值）。如果前面计算的施加的力导致接头过冲或不能到达希望位置，则可以修正或改变致动器施加的力的计算。

图2示出，例如，美国专利申请号12/494,797公开的名称为“柔顺的外科装置”的具有驱动连接件的柔顺的医疗器械200的一部分，其整个内容通过参考结合于此。器械200包括通过控制筋（tendon）222和224中的相应张力而被操纵/操作的连接元件210。一般来说，器械200可以包含许多类似于连接元件210的机械接头，并且每个接头均可以利用类似于筋222和224的筋被控制。在示范性的实施例中，器械200是能够被操作成沿着病人体内的天然体腔而行进的进入导向器。进入导向器通常包括围绕脊骨（包括元件210）的柔性外部鞘（未示出），并且提供一个或更多个中心腔，为了通达到工作部位，其他医疗器械能够通过所述中心腔插入。在进入导向器中柔顺性是特别希望的，以防止进入导向器的动作或反作用伤害到会移动或压抵于该进入导向器的周围组织。但是，其他类型的医疗器械也能够得益于图2所示类型的柔顺驱动结构。

器械200包括后端机构230，其中筋222和224提供将连接元件210连接于驱动马达242和244的柔顺连接件。具体说，后端机构230包括连接于筋222和224以及驱动马达242和244的弹簧系统235。图2中的每个弹簧系统235包括机械驱动系统232和等拉力弹簧234。每个驱动系统232连接马达242或244并将驱动马达242或244的旋转运动转换成改变由相关的等拉力弹簧234施加于筋222或224的恒定力的直线运动。在所示的实施例中，每个等拉力弹簧234包括常规的虎克定律弹簧236和凸轮238。每个弹簧236连接于相关的驱动系统232，使得驱动系统232的直线运动移动弹簧236的近端。每个凸轮238具有在其上连接并安放被连接于有关弹簧236的远端的缆线237的第一导向表面以及在其上连接并安放筋222或224的一部分的第二导向表面。每个凸轮238的导向表面一般为该连接的缆线237和连接的筋222或224的作用提供不同的力臂并且形状做成使得当筋222或224的张力长度的拉出或拉进改变由连接的弹簧236施加的力时筋222或224的张力保持恒定。每个凸轮238的每个表面可以是延伸一圈或更多圈的螺旋表面，以便在保持筋222和224中的恒定张力的同时提供筋222和224的希望的运动范围。

每个驱动系统232控制对应的弹簧236的远端的位置并且因而影响对应的弹簧236的基线拉伸的量和连接的筋222或224中的张力。在操作中，如果弹簧系统235中的驱动系统232拉动连接的弹簧236，则该弹簧236开始拉伸，并且如果连接于弹簧系统235的元件210以及筋222和224保持固定，则弹簧236施加于凸轮238的力增加，因而连接的缆绳222或224的张力增加。因此筋222和224中的张力线性地（根据虎克定律，凸轮238的力臂以及弹簧236的弹簧常数）决定于相应弹簧236的近端的运动，但是每个弹簧系统235非对称地动作，即，在响应移动筋222或224的外力或远端力的恒力的情况下动作。等拉力弹簧234和驱动系统232可以替代性地实施成各种方式，例如在上面参考的美国专利申请号12/494,797中进一步描述的方式。

连接元件210具有单个运动自由度（例如，绕轴线旋转）并且通常当驱动马达242或244旋转驱动系统232以改变由连接的等拉力弹簧238所施加的力时移动。但是，这个驱动机构是柔顺的，以便外力能够在驱动系统232不具有相应旋转的情况下移动元件210。结果在连接元件210的位置或取向和驱动系统232或驱动马达242的位置之间不存在固定的关系。根据本发明的一方面，控制系统250利用传感器260测量元件210的取向。传感器260可以是，例如，形状传感器，其能够沿着包含元件210的器械200的长度检测主管的形状。形状传感器的一些例子公开在Larkin等人的名称为“RoboticSurgerySystemIncludingPositionSensorsUsingFiberBraggGratings（包括利用光纤布拉格光栅的位置传感器的自动外科系统）”的美国专利申请公开号US2007/0156019A1（2006年7月20提交）和GiuseppeM.Prisco的名称为“FiberOpticshapesensor（光纤光学形状传感器）”的美国专利申请号12/164,829（2008年6月30提交）中，两者的整个内容通过参考结合于此。不过，能够测量连接元件210的角度位置的任何传感器均可以替代性地被使用。如下面进一步描述的控制过程利用这种测量用于计算操作连接元件210所需要施加的力。

当后端机构230从马达单元拆下时器械200具有“后驱动”能力，等拉力弹簧235仍然保持筋222和224不松弛并且使器械的远端部分能够被手动设置（或摆好姿态）而不损坏后端机构230或造成筋222或224的松弛。当该器械不处于控制系统250的有源控制下时，这种“后驱动”能力通常是外科器械的期望性质，特别是在器械插入期间具有能够弯曲或操作的柔性主管的器械中。例如，器械200可以被手动摆好姿态，并且在主轴内的筋不经受不合适的张紧或松弛。

用于医疗器械中的接头的柔顺驱动连接件的另一个例子在图3A中举例说明。图3A示出如名称为“PassivePreloadandCapstanDriveforSurgicalInstruments（用于外科器械的无源预加载和绞盘驱动）”的美国专利申请号12/286,644中所公开的医疗器械300的示范性实施例，该医疗器械利用在该器械工作期间允许驱动马达空转或驱动筋相对于驱动马达打滑的致动过程，该申请的整个内容通过参考结合于此。医疗器械300具有在主管320的端部处的末端执行器310，并且后端机构330操作延伸通过主管320的筋322和324，以控制末端执行器310的运动自由度。在所示的实施例中，筋322和324连接于末端执行器310中的机械构件，使得筋322和324中的张力趋向于使末端执行器310绕枢转接头结构沿着相反的方向旋转。

图3A的接头结构只是一个例子，并且在本发明的可替代实施例中可以利用响应施加于一对筋的张力提供单个运动自由度的其他接头机构。图3B，例如，示出一个实施例，其中接头310对应于响应通过筋322和324施加的力能够挠曲或弯曲的导管的一部分。该导管接头可以简单地包括响应筋322和324内的张力的差而弯曲的塑性材料挤压件。在这种结构中，筋322和324延伸通过导管内的腔并且连接于该导管的端部。因此，筋322和324中的力可以用来弯曲该导管，例如，以便在插入期间操纵该导管。在图3B的实施例中，远端传感器360能够测量该导管的远端部分的弯曲角度，以测量或计算“接头”角度和速度。除了能够通过乘以致动器缆线腔和远端柔性部分的中心之间的距离将测量的接头角度和速度转换成筋的位置和速度之外，用于图3B的导管接头310的该后端和控制架构可以与图3A的实施例的结构是相同的。

连接于主管320的近端的后端机构330，用作将驱动马达342和344施加的转矩转换成相应的筋322和324中的张力和施加于该末端执行器310中致动的接头的力或转矩的传动装置。在所示的实施例中，驱动马达342和344可以直接驱动直接连接于相应的筋322和324绕其卷绕的绞盘332和334的电动马达。具体说，筋322绕相应的绞盘332卷绕设定卷绕角（其可以小于整圈或大至一圈或更多圈），并且具有不固定于绞盘332但是从绞盘332延伸到无源预加载系统333的端部。类似地，筋324绕相应的绞盘334卷绕设定卷绕角，并且具有从绞盘334延伸到无源预加载系统335的端部。由于筋322和324不需要永久地连接于绞盘332和334，因此筋322和324可以能够相对于绞盘332和334并且相对于分别连接于绞盘332和334的驱动马达342和344的轴打滑。

筋322和324的近端连接于相应的无源预加载系统333和335，每一个预加载系统在图3A中均被实现为一起用作等拉力弹簧的凸轮和虎克定律弹簧。无源预加载系统333和335被偏置，以致在器械300的整个运动范围内系统332和334对筋322和324施加非零的力或非零的张力。使用这种结构，当绞盘332和334自由旋转时，无源预加载系统333和335通过拉紧或放出所需长度的筋322和324来控制筋322和324中的张力并且避免筋322和324的松弛。当后端机构330从马达342和344拆下时，无源预加载系统333和335仍然保持筋322和324不松弛并且允许末端执行器310和主管320（当可挠曲时）被手动设置（或摆好姿态）而不损坏后端机构330或造成筋322和324的松弛。因此，类似于上面对图2的器械200的描述，器械300也具有“后驱动”能力。

在控制系统350的有源控制和人的输入（例如主-从伺服控制系统的主控制输入）情况下，能够利用驱动马达342和344操作末端执行器310。例如，当马达342拉动筋322时，马达转矩作为在筋322的远端部分内施加的张力被传输。（绞盘332能够施加于筋322近端部分的最大张力决定于筋322相对于绞盘332开始打滑的张力，但是一般而言，实际使用的最大张力可以被选择成防止筋322和324在绞盘332和334上打滑）。同时，当断开给马达344的动力从而使马达344和绞盘334能够空转时，筋324能够保持在最小张力，其为无源预加载系统335通过绞盘334施加于筋324的近端的恒定力。筋322中的较大的张力趋向于引起末端执行器310在图3A中逆时针转动。类似地，断开给马达342的动力并且给马达344提供动力以通过筋324对末端执行器310施加力会趋向于使末端执行器310在图3A中顺时针转动。当筋322和324在张力作用下马达342和344的空转能力以及筋322和324在绞盘332和334上打滑的接受性不允许控制系统350依赖于马达340和末端执行器310的角度位置之间的固定关系。但是，控制系统350能够利用传感器360测量末端执行器310相对于通过筋322和324致动的接头的角度位置。

在图2和图3A的器械中，在致动器和被致动的接头之间的连接件提供希望的柔顺，特别是对于具有柔性主管的器械而言。但是，具有柔顺性的连接件也出现在更多传统的器械中。例如，图1的已知的器械在该器械的弯曲的部分中可以利用有鞘的或波顿缆线而在直线部分中用杆元件。该杆元件能减少与致动器和接头位置的直接关系相冲突的拉伸。但是，在一些应用中希望利用更柔性材料的筋（例如，在希望电绝缘或最小摩擦的情况下，用聚合物筋），但是对于依赖于致动器和接头位置之间的直接关系的控制过程，这种筋可以引起不合格的拉伸量。根据本发明的一方面，用于图2和图3A的医疗器械，或具有柔顺连接件的其他器械的控制过程可以利用机械接头的位置的远距离测量来确定被施加以驱动机械接头的张力。图4示意地示出具有机械接头410的医疗器械400的示意图，该接头具有对应于角或位置θ的运动自由度。

一般来说，接头410可以是在医疗器械的两部分之间提供单个运动自由度的任何机械装置。在一个实施例中，接头410可以是使两个刚性的连接构件能够绕接头轴线旋转的旋转机构。在另一个实施例中，两个刚性连接件之间的旋转可以不绕固定轴线。在另一个实施例中，两个刚性连接件之间的旋转可以通过弯曲连接所述连接件的可弯曲部分来实现。在另一个实施例中，接头410是由致动连接件420和422挠曲的弯曲部分，因此改变诸如导管的连续柔性构件的两个相邻的部分之间的相对角度。

术语“位置”在本文中广义地用来包括笛卡尔位置、角度位置或机械系统自由度构造的其他表示。传感器（未示出）测量远距离接头410处的位置θ并且，例如，通过从器械400远端的传感器通过器械400的主管（未示出）到器械400近端的控制系统450的信号线（未示出）为控制系统450提供测量的位置θ。传感器可以附加地测量接头410运动的速度或速度可以从两个或更多个测量的位置θ推导出。

接头410通过柔顺连接件420连接于致动器440，因此接头410远离致动器，例如，接头410可以在器械的远端，而致动器440在该器械的近端。在所示的实施例中，柔顺连接件420连接接头410，使得由致动器440施加于连接件的420的张力T趋向于沿着顺时针方向转动接头410。但是，连接件420可以是（但不要求是）如此柔顺以至于接头410的位置和致动器440的位置之间的直接关系对于控制接头410不够精确。例如，连接件420可以拉伸，因此在对连接件420施加的最小和最大的张力T之间，连接件420的有效长度之差可以对应于接头铰接的45°。相反，常用的医疗装置可以对应于不大于接头铰接的少数几度的拉伸，以便能够根据致动器位置精确地建模接头的位置。应当理解，在一般的情况下，柔顺性不限于弹簧结构的简单的虎克定律拉伸。柔顺的连接件420可以包括，例如，图2的实施例中的筋222和后端机构230的至少一部分，或图3A的实施例中的筋322和后端机构330的至少一部分。一般来说，连接件420与施加于连接件420的近端的张力T的响应和沿着连接件420的长度施加于连接420的外力的响应很难被建模。

可以包括图2或图3A的马达242或342的致动器440对连接件420的近端施加张力T，并且通过连接件420对接头410施加力或转矩。但是，其他的力和转矩也可以施加于接头410。具体说，一个或更多个其他的连接件420可以连接于接头410，并且共同施加趋向于使接头410转动的净张力或力。在图4的所示实施例中，单个连接件422连接于接头410和驱动马达442，因此连接件422中的张力趋向于对抗施加的张力T并且在图4中逆时针转动接头410。在连接件422连接于接头410的情况下，附加的连接件422或多个连接件可以是与连接件420相同而不是不同。

控制系统450可以是执行程序的通用的计算机或者是被布线成产生控制致动器440施加于柔顺连接件420的张力T的驱动信号的电路。当致动器440是电动马达时，驱动信号可以是控制从致动器44输出的转矩的驱动电压或电流，并且张力T等于马达转矩除以张力T施加于连接件420的有效力臂。正如在下面进一步描述的，控制系统450可以利用接头410的希望位置θ_D、希望速度以及在当前或前面时间的接头410的一个或更多个测量位置θ计算张力T的幅值或马达转矩的幅值。使用者（例如控制系统400的外科医生）可以通过操作控制器460提供希望的位置θ_D和速度除非控制器460能够提供用来确定希望的位置θ_D和速度的值的信号，否则控制器460的确切的结构对本发明不是关键的。用于复杂的医疗器械的合适的手动控制器通常提供多种信号来表示用于医疗器械的运动的许多同步指令，并且这些运动可以涉及器械中的多个接头。例如，在从IntuitiveSurgical,Inc.能够得到的Vinci外科系统的主控制器中，提供用作控制器460的合适的操作器。

在时间间隔Δt将接头410从其当前的测量位置θ移动到希望的位置θ_D所需要的张力T通常决定于许多因素，包括：对抗施加的张力T的接头410的有效惯性；施加张力T的致动器440的惯性，连接于接头410并且施加净有效力的任何其他连接件的惯性；对接头410施加的外力；抵抗接头410的致动或连接件的运动的内部或外部摩擦力；接头410的当前速度以及内部和外部阻尼力。许多这些因素可以根据器械400的工作环境而改变并且很难测量或建模。但是，根据医疗器械中用于具体接头的系统力学或根据经验可以建模。在一个具体实施例中，控制系统450从远端接头误差（θ_D-θ）和确定张力T，其相应地是接头410的测量的位置和希望的位置之间的差和接头410的测量的速度和希望的速度之间的差。具体说，随着（θ_D-θ）和增加的施加的张力T将趋向于使接头410的位置在希望的位置汇合。

图5是用于控制具有图4的系统400的基本结构的医疗器械的过程500的流程图。过程500开始于步骤510，即读取接头410的位置θ的当前值并且确定接头速度的当前值。该速度可以被直接测量，或例如在假设恒速（例如， 或假定给出在先确定的速度的恒加速度的情况下，用当前位置θ、在先的位置两个测量值之间的时间间隔Δt，以已知的方式确定或近似。然后步骤515需要接头410的希望的位置θ_D和希望的速度并且步骤520计算测量的位置和希望的位置之间的差或误差（θ_D-θ）以及测量的速度和希望的速度之间的差或误差

在步骤520计算的位置和速度误差可以用来确定接头410到达希望的位置θ_D所需要的张力T。在图5的实施例中，施加的张力T可以包括多重分布，并且主要的分布是远端张力T_DIST，该张力确定为位置误差（θ_D-θ）和速度误差的函数。远端张力T_DIST与致动器的位置无关，例如与马达轴的角度无关，即便在接头410的位置和致动器400的位置之间不存在直接关系的情况下，这也能够确定远端张力T_DIST。在一个具体的实施例中，函数F₁具有方程1的形式，其中g1和g2是增益因子，C是常数或与几何形状有关的参数，而T_sign是连接件符号，符号T_sign与由连接件420中的张力产生的接头410的运动有关，并且例如，如果连接件420中的张力T趋向于增加位置坐标θ，则可以是正的（例如，+1），并且，如果连接件420中的张力T趋向于减小位置坐标θ，则可以是负的（例如，-1）。在另一个实施例中，函数F₁对力强加一个下限，例如，为了使力总是正的。参数C可以是根据由该系统的其他部分施加于接头410的已知或建模而得的力选择的常数。例如，参数C可以是选择成平衡由对接头410施加力的其他连接件引起的转矩的常数，或可以考虑到预期的摩擦或外力。但是参数C不严格要求是常数而是可以包括非常数项以便用于补偿诸如重力或能够被有效地建模的机械刚度的性质，并且因此，C可以决定于测量的接头的位置或速度。增益因子g1和g2可以根据接头410的希望的刚度被选择。具体说，当接头410用作静态夹紧装置时，施加于组织的净夹紧力或转矩取决于方程1的项g1（θ_D-θ）。一般而言，增益因子g1和g2和常数C可以根据接头410的希望的刚度或响应性被选择，或根据累计的误差被选择。例如，当插入器械400以便沿着病人体内的天然腔时，增益因子g1可以设置成小值，以使接头410和缓地动作并且防止接头410伤害周围组织。在插入之后，增益因子g1可以设置成允许外科医生用该器械精确地执行外科任务的大值。

方程1： $F_1=T_{\mathrm{sign}}*(g1({\mathrm{\θ}}_D-\mathrm{\θ})+g2({\stackrel{\·}{\mathrm{\θ}}}_D-\stackrel{\·}{\mathrm{\θ}})+C)$

方程1中的项 $(g1({\mathrm{\θ}}_D-\mathrm{\θ})+g2({\stackrel{\·}{\mathrm{\θ}}}_D-\stackrel{\·}{\mathrm{\θ}})+C)$ 可以用来近似地确定在给定的时间Δt利用连接件420转动接头410到达希望的位置θ_D的、在接头410当前所需要的转矩或力。该转矩和力是相关的，因为转矩是力和有效力臂R的乘积，该力臂R由连接件420与接头410的连接和接头410的旋转轴线之间的垂直距离定义。该有效力臂R可以或者被结合到增益因子g1和g2和常数C内，或者用来将计算的远端张力T_DIST转换成计算的转矩。

在适当地选择方程F₁的情况下，例如在适当地选择方程1中的参数g1和g2和C的情况下，远端张力T_DIST能够近似致动器400以响应主控制器260的人操作者的操作的方式移动接头410所需施加的力。但是，在一些情况下由步骤530、535、540和545提供可选的修正。具体说，可选步骤530和535分别计算位置误差（θ_D-θ）的饱和和或饱和积分I并且计算积分张力T_INT。可以是正、零或负的积分张力T_INT可以加到在步骤525中计算的远端张力T_DIST中。积分张力T_INT可以计算为饱和积分I的函数F₂并且可以简化成积分I和增益因子之积。在步骤530计算的饱和积分I可以简化成过去N个间隔的位置误差（θ_D-θ）之和或在间隔末尾的测量位置和将到达的希望位置之间的差（θ_Dj-θ_i-1）。包含在该和中的间隔的数目N可以被限制或不被限制，而积分I可以是饱和的，其中积分的幅值不被允许超过最大饱和值。饱和值通常不被选择成涵盖（cap）该积分张力T_INT的最大或最小值。但是，当计算函数F₂的值时，积分张力T_INT的最大或最小值可以交替地被涵盖。

可选的步骤540计算可以为正、零或负的本文叫做近端张力T_PROX的另一个调节量。近端张力T_PROX可以加到步骤525计算的远端张力T_DIST。图6是用于计算近端张力T_PROX的过程600的流程图。过程600开始于步骤610，即读取致动器440的速度的当前值。该速度可以通过连接于致动器440的底座上的标准转速计测量。为了提高计算效率，步骤610也可以安排成在图5的步骤510和515之间运行。之后步骤620计算近端连接件速度差或误差该速度差或误差定义为根据希望的接头410的希望的速度计算的希望的连接件速度和根据当前的致动器速度计算的当前的连接件速度之间的差或误差。在一个具体的实施例中，希望的连接件速度可以是有效的力臂R、连接件符号T_SIGN和接头410的希望的速度之积，而当前的连接件速度可以是致动器440的有效力臂和致动器速度之积。在图6所示的实施例中，近端张力T_PROX确定为近端连接件速度误差的函数F₄。在一个具体的实施例中，函数F₄可以简化为近端连接件速度误差和增益因子之积。该增益因子可以选择成对连接件420提供附加的阻尼效果。

图5的可选的步骤545计算可以是对在步骤525计算的远端张力T_DIST的正、零或负调节的成对张力T_PAIR。图7是用于计算成对张力T_PAIR的过程700的流程图。过程700开始于步骤710，即读取与接头410有关的致动器440的当前速度值和所有其他致动器的速度值。在图4的系统中，有连接于接头410的两个致动器440和442和两个致动器速度和步骤710可以安排成在图5的步骤510和515之间运行以提高计算效率。然后步骤620计算成对连接件速度差或误差当致动器440和442基本相同，例如，具有用于对相应的连接件420和422操作的相同的有效力臂时，该速度差或误差定义为与接头410有关的致动器440和442的当前连接件速度和之间的差或误差。在一个具体实施例中，当前连接件速度误差可以是差和致动器440和442的有效力臂之积。在图7所示的实施例中，成对张力T_PAIR确定为成对连接件速度差或误差的函数F₅。在一个具体的实施例中，函数F₅可以简化成成对连接件速度差或误差和增益因子之积。该增益因子可以选择成为连接件420提供附加的阻尼效果。

张力T在图5的步骤550确定为远端张力T_DIST、近端张力T_PROX、成对张力T_PAIR和积分张力T_INT之和的函数F₃。在图8的实施例中，函数F₃限制张力T的最大和最小值。最大张力T_MAX和最小张力T_MIN可以在控制系统450的编程（例如软件）中被设定。不过，柔顺连接件本身可以具有最小或最大张力。例如，图3A所示的连接件在马达/致动器342或344空转时具有通过预先加载系统333和335的设置控制的最小张力T_MIN，并且当连接马达342或344的转矩超过筋322或324在绞盘332或334上打滑的点时具有最大张力T_MAX。一般来说，理想地通过硬件和软件二者来设定最大张力T_MAX。最大张力T_MAX应当设置成避免由于大力而损坏器械，而最小张力T_MIN应当设置成确保连接件中的筋不松弛并且不导致横向移动或缠结。

图5的步骤555产生使致动器440施加在步骤550计算的张力T的控制信号。例如，当致动器440是直接驱动电动马达时，控制信号可以是控制成与计算的张力T成比例的驱动电流。在步骤560控制系统450使致动器440施加并保持计算的张力T一段时间间隔Δt，在此期间接头410朝着当前希望的位置θ_D移动。当改变张力T时，全部张力的施加根据致动器440的惯性将被延迟一定时间。优选地，为了快速响应，致动器440的惯性比较小。例如，用作致动器440的驱动马达的惯性优选将小于接头410的惯性的五倍（lessthanfivetimes）。在时间Δt之后，过程500分支返回到步骤510以重复接头位置的测量，获得目标位置和速度，并且计算在下一个时间间隔期间所施加的张力T。一般来说，时间Δt应当足够小，以提供对器械的操作者看起来很平滑并且不产生不希望的器械的振动的运动。例如，每秒钟计算并设置张力T二百五十次或更多将对人眼提供看起来好像平滑的运动并且将提供响应人的命令例如控制器460的人工操作的器械工作。利用张力T的计算误差一般而言引起接头410在希望的位置上汇合，而需要或不需要计算积分张力并且不需要具体建模或测量器械或外部环境。但是，正如上面所描述的，诸如在计算所施加张力T中所用的增益因子g1和g2的参数对于特定的器械能够被调整，并且进一步被调整成用于补偿该器械的外部环境的变化。

致动器442施加于连接件422的张力也可以用图5的控制过程500来控制，并且根据与致动器440和连接件420相比较时致动器442和连接件422的类似性和差异性，在过程500中用于致动器442和连接件422的参数可以与用于致动器440和连接件420的参数相同或不相同。具体说，用于图4的结构中的致动器442的符号值T_sign与用于致动器440的符号值T_sign相反，因为连接件422和420连接成沿着相反的方向转动接头410。结果，在步骤520中计算的主要张力分布T_DIST对于一个致动器440或442通常将是负的。计算所施加的张力T的步骤550可以将负张力之和T_DIST+T_PROX+T_PAIR+T_INT设置成最小张力，如图8所示。因此，用于在步骤525中计算远端张力T_DIST的参数，例如常数C，通常可以根据其他致动器将施加最小张力T_MIN这一假定被选择。

虽然已经参考具体实施例描述了本发明，但是描述仅仅是本发明应用的例子并且不应当当作限制。所公开的实施例的特征的修改和组合在本发明的范围内由权利要求限定。

Claims (29)

1.一种医疗系统，包括：

致动器；

接头；

连接件，该连接件具有连接于该接头的第一端和机械地连接于该致动器的第二端，以便允许传递力来铰接该接头；

传感器，其被连接成测量该接头的位置；和

控制系统，其被连接成接收位置测量，其中利用所述位置测量，该控制系统计算致动器力并且调节该致动器以将该致动器力传递给该连接件并且进而控制该接头的该位置。

2.根据权利要求1的系统，其中该接头是从由旋转接头、多连接部分和连续柔性部分构成的一组中选择的机构。

3.根据权利要求1的系统，其中该连接件是柔顺的并且在该致动器力的调节值情况下拉伸对应于大于接头铰接的允许不精确度的量。

4.根据权利要求1的系统，其中该控制系统与该致动器的位置无关地调节传递给该连接件的该致动器力。

5.根据权利要求1的系统，其中该控制系统利用该致动器力在最小值与最大值之间变化的函数计算该致动器力。

6.根据权利要求5的系统，其中该最小值将该连接件保持在张紧状态。

7.根据权利要求5的系统，其中在该函数的变化的范围内，该致动器力随着该接头的当前位置测量和该接头的当前希望位置之间的差而变化。

8.根据权利要求5的系统，其中该力随着当前位置测量和当前希望位置之间的差线性地变化。

9.根据权利要求5的系统，其中在变化范围内，该致动器力随着该接头的速度和该接头的当前希望速度之间的差而变化。

10.根据权利要求9的系统，其中该致动器力随着该接头的速度和该接头的当前希望速度之间的差线性地变化。

11.根据权利要求5的系统，其中在该变化范围内，该致动器力决定于该致动器的当前速度。

12.根据权利要求1的系统，还包括：

第二致动器；和

第二连接件，该第二连接件具有连接于该接头的第一端和机械地连接于该第二致动器的第二端，以允许传递力来铰接该接头。

13.根据权利要求12的系统，其中该控制系统利用与该接头有关的致动器的当前速度之间的差的函数来计算该致动器力。

14.根据权利要求1的系统，其中该控制系统利用该接头的当前位置测量和该接头的当前希望位置之间的差以及该接头的速度和该接头的当前希望速度之间的差的函数来计算该致动器力。

15.根据权利要求1的系统，其中该控制系统利用位置测量和希望位置之间的差的积分来计算该致动器力。

16.根据权利要求1的系统，其中该控制系统利用该连接件的当前希望速度和根据当前致动器速度计算的该连接件的当前速度之间的差的函数来计算该致动器力。

17.根据权利要求1的系统，其中该控制系统每秒钟多于250次地、作为检测的远端位置的函数调节该致动器力。

18.根据权利要求1的系统，其中该连接件和该致动器是可后驱动的。

19.根据权利要求1的系统，其中该致动器包括直接驱动电动马达。

20.根据权利要求19的系统，其中该控制系统通过控制马达电流来调节传递给该连接件的该致动器力。

21.根据权利要求1的系统，其中该连接件包括筋，该筋包括聚合物筋、杆元件和波顿缆线至少其中之一。

22.一种用于控制医疗器械的接头的方法，该方法包括：

测量接头的位置；

接收表示该接头的希望位置的命令；

确定与致动器的位置无关的致动器力，其中确定该致动器力包括利用该接头的该位置和该接头的该希望位置；以及

通过操作致动器以对连接于该接头的连接件施加该致动器力来控制该接头的该位置。

23.根据权利要求22的方法，其中该连接件具有柔顺性，以致该连接件不能提供在该接头的位置和该致动器的位置之间的关系，利用该关系足以精确地控制该接头。

24.根据权利要求22的方法，其中利用该接头的该位置和该希望位置包括估算取决于该接头的该位置和该接头的该希望位置之间的差以及该接头的速度和该接头的希望速度之间的差的函数。

25.根据权利要求22的方法，还包括：

确定该接头的速度；和

接收表示该接头的希望速度的命令，其中

确定该致动器力包括利用该接头的速度和该接头的希望速度。

26.根据权利要求22的方法，还包括：

确定该致动器的速度；和

接收表示该接头的希望速度的命令，其中

确定该致动器力包括利用该致动器的速度和该接头的希望速度。

27.根据权利要求22的方法，还包括：

确定该致动器的第一速度；和

确定通过第二连接件连接于该接头的第二致动器的第二速度，其中

确定该致动器力包括利用该第一速度和该第二速度。

28.根据权利要求22的方法，还包括求和多个位置测量和多个希望位置之间的差以确定累积的差，其中确定该致动器力包括利用该累积的差。

29.根据权利要求22的方法，其中该连接件是柔顺的并且在该致动器力下拉伸对应于大于接头铰接的允许不精确度的量。