CN103200896B

CN103200896B - 多关节医疗器械的致动中的张力控制

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Publication number: CN103200896B
Application number: CN201180054014.6A
Authority: CN
Inventors: S·K·W·奥; G·M·普里斯科
Original assignee: Intuitive Surgical Operations Inc
Current assignee: Intuitive Surgical Operations Inc
Priority date: 2010-11-12
Filing date: 2011-10-28
Publication date: 2015-12-09
Anticipated expiration: 2031-10-28
Also published as: EP2637592A1; US10568708B2; US9743990B2; US20170304014A1; JP6872994B2; CN103200896A; JP2017205536A; US20240115331A1; US20120123441A1; JP6209447B2; KR101927749B1; KR101889432B1; JP2022000232A; CN105342703A; KR20130103765A; US9101379B2; JP7403513B2; EP2637592B1; KR20180095106A; US11877814B2

Abstract

本发明公开医疗器械的控制系统和方法，其使用测量结果确定和控制致动器通过器械传动系统施加的张力。使用张力和反馈允许即使当关节位置不能与致动器位置直接相关时也可以控制具有传动系统的医疗器械，其中传动系统提供在关节和致动器之间的不可忽略的柔度。一个实施例根据期望关节位置和测量关节位置之间的差确定关节扭矩和张力。另一个实施例根据器械尖端的期望位置和测量位置之间的差确定关节扭矩和张力。根据关节扭矩确定张力可以利用按照从器械远端朝着器械近端的次序顺序评价关节执行。

Description

多关节医疗器械的致动中的张力控制

技术领域

背景技术

微创医疗程序通常采用借助于计算机或通过计算机接口控制的器械。例如，图1示出具有被简化以用于图示一些当前自动控制的医疗器械的基本工作原理的结构的自动控制器械100。（本文中使用的术语“机器人”或“自动”等包括遥控操作装置或遥控机器人方面。）器械100包括在细长轴或主管120远端处的工具或末端执行器110。在图示的示例中，末端执行器110是颚式工具，诸如具有分离的夹片112和114的钳子或剪刀，并且至少夹片112可移动从而相对于夹片114打开或闭合。在医疗程序期间的使用中，主管120远端上的末端执行器110可以通过病人身体中的小切口插入并且定位在病人身体内的工作部位。然后，例如，在执行手术任务期间，夹片112可以打开和闭合，因此必须进行精确控制夹片以便仅执行期望的移动。除了打开和闭合夹片112和114之外，实际医疗器械一般将需要许多运动自由度，以便执行医疗程序。

主管120的近端附连至传动或驱动机构130，传动或驱动机构有时被称为后端机构130。腱122和124，可以是多股绞线、杆、管或这种结构的组合，其从后端机构130延伸通过主管120并附连至末端执行器110。典型的手术器械还将包括将后端机构130连接到末端执行器110的其他致动构件、腕机构（未示出）或主管120中的致动椎骨的额外的腱，以便后端机构130可以操纵腱以操作器械100的末端执行器110和/或其他致动元件。图1示出了具有提供夹片112的单运动自由度的枢接结构116的夹片112。两个键122和124附连至夹片112和后端机构130中的滑轮132，以便滑轮132的转动引起夹片112转动。

滑轮132附连至驱动马达140，驱动马达可以位于机械臂（未示出）的末端，控制系统150电控制驱动马达140。控制系统150一般包括计算系统以及适当的软件、固件和外围硬件。除了其他功能，控制系统150一般还为外科医生或其他系统操作人员提供工作部位和末端执行器110的图像（例如，立体视图），并且提供控制装置或操纵器，外科医生可以操作控制装置或操纵器来控制末端执行器110的移动。用于解释控制装置的用户操纵和生成引起夹片112的对应移动的马达信号所需的软件或固件在实际机器人医疗器械中一般是复杂的。为了考虑控制任务的一部分，用于驱动马达140的控制信号的生成一般利用夹片112的角度或位置与驱动马达140或后端机构130中的滑轮132的角度或位置之间的关系。如果腱122和124是刚性的（例如，如果腱的拉伸可以忽略不计），则控制系统150在确定按照外科医生的指示移动夹片112所需的控制信号时，可以利用驱动马达140的角位置与夹片112的角位置之间的直接关系，其由器械100的几何结构限定。腱122和124例如在工作负载下的微小拉伸可以通过马达位置和执行器位置相关的某些数学模型处理。然而，如果包括末端执行器110、腱122和124以及后端机构130的机械结构具有高度的柔度，那么马达140（或滑轮132）的角位置与夹片112的角位置之间的关系很难或不可能以足够准确度对医疗器械建模。因此，这些系统需要不依赖于应用的致动器控制信号和致动元件的位置之间的固定关系的控制过程。

应当注意，在下面，医疗器械的关节可以是枢接结构或者是为器械尖端提供一个或多个运动自由度的结构。例如，关节可以是连续挠性部段或者是近似连续挠性部段的枢转关节或不完全旋转但也提供滚动接合的单个旋转关节的组合。例如参见Cooper等人的标题为“FlexibleWristforSurgicalTool”的美国专利US7,320,700和Cooper等人的标题为“SurgicalToolHavingaPositivelyPositionableTendon-ActuatedMulti-diskWristJoint”的美国专利US6,817,974。

还应当注意，在医疗机器人器械控制的领域的状态中，致动器位置是伺服控制的，从而产生期望的器械尖端运动或定位。实际上只要致动器和器械关节之间的传动系统是刚性的，这种方法就是有效的。例如参见标题为“CameraReferencedControlinaMinimallyInvasiveSurgicalApparatus”的美国专利US6,424,885。如果可以准确地建模传动系统的挠性，该方法也可以是有效的，模型包括在控制器中，这在Barbagli等人的标题为“RoboticInstrumentControlSystem”的美国专利申请No.2009/0012533A1中进行描述。

发明内容

根据本发明一方面，具有多个自由度的器械的控制系统和方法使用器械的当前构形/速度和器械的期望构形/速度之间的差来确定和控制近端致动器通过一组传动系统施加到器械的力。使用施加的力和指示医疗器械的结果构形的反馈允许对医疗器械的自动控制，即使器械的传动系统具有近端致动器和远处致动元件之间的不可忽略的柔度。反馈方法特别允许精确的器械操作，即使在器械的构形不能直接从近端致动器的位置推断出时。

在本发明的一个实施例中，测量或另外确定末端执行器或尖端的构形，并且在确定实现期望的尖端构形所需的关节力矩和施加的力的过程中，采用尖端的当前构形和期望构形之间的差。该控制方法的实施例可以允许选择尖端的动态行为，从而例如利于器械与组织的相互作用，同时允许器械其他部分中的灵活性。

在本发明的另一个实施例中，测量器械中每个关节的构形，当前关节构形和期望关节构形之间的差被用于确定将所有关节移动到期望构形所需的致动器力。

本发明的一个具体实施例是包括多个关节、致动器和传动系统的医疗系统。该传动系统具有分别耦连到致动器的近端，并且每个传动系统具有附连到多个关节中的相关联的一个关节的远端，从而允许铰接相关联关节的力传动。医疗系统中的传感器测量关节或器械尖端的构形，操作致动器将力施加到传动系统的控制系统接收来自传感器的构形测量结果，并且使用该构形测量结果确定施加到传动系统的致动力。

本发明的另一个具体实施例是用于控制医疗器械的方法。该方法包括：测量医疗器械的多个关节的构形；接收指示该医疗器械的期望构形的命令；确定将相应致动器连接到关节的传动系统中的各张力；和操作致动器以将力分别施加到传动系统。确定施加的力不依赖于致动器的位置。

附图说明

图1示出已知自动控制的医疗器械的零件。

图2示出可以利用根据本发明实施例的控制过程操作的医疗器械，其控制通过柔性传动系统施加的力以便控制器械的铰接椎骨。

图3A示出医疗器械，其中可以用传动系统操作根据本发明实施例的控制过程，该传动系统具有用于操作机械关节的最小和最大力传递。

图3B示出其中关节包括连续挠性结构的本发明实施例。

图3C示出用于控制图3B中关节的单运动自由度的一对腱的位置。

图4示意性示出机器人医疗系统并具体示出本发明实施例中使用的控制远处关节的量，该远处关节通过柔性传动系统连接到致动器。

图5A是根据本发明实施例的控制过程的流程图。

图5B是用于确定与致动器速度和关节速度之差相关联的张力校正的过程的流程图。

图5C是用于确定与操纵相同关节的致动器速度之差相关联的张力校正的过程的流程图。

图5D示出最大施加张力和最小施加张力的控制的函数。

图6示意性示出机器人医疗系统并具体示出本发明实施例中使用的控制多关节器械的量。

图7A是根据本发明实施例的基于所测量的关节构形和期望的关节构形之差选择施加的张力的过程的流程图。

图7B是根据本发明实施例的基于所测量的尖端构形和期望的尖端构形之差选择施加的张力的过程的流程图。

图8A是部分多关节器械的侧视图，该多关节器械可以利用根据本发明实施例的驱动力控制而操作从而控制具有平行致动轴线的关节。

图8B和8C分别示出部分多关节器械的侧视图和端视图，该多关节器械具有可以利用根据本发明实施例的驱动力控制而操作的带垂直致动轴线的关节。

图9A示出其中关节包括提供两个运动自由度的连续挠性结构的本发明实施例。

图9B和9C示出分别使用四个腱和三个腱控制图9A中关节的两个运动自由度的本发明实施例。

图9D示出其中每个关节包括连续挠性结构和提供两个运动自由度的双关节医疗器械的实施例。

图9E示出使用六个腱控制由图9D中器械的两个关节提供的四个运动自由度的本发明实施例。

图10是示出根据本发明实施例通过顺序评价多关节器械中的关节来确定张力的过程的流程图。

不同附图中使用的相同参考符号表示相似或相同的项。

具体实施方式

根据本发明一方面，可以经由不提供致动器位置和关节位置之间固定关系的传动系统来控制医疗器械。特别地，系统操作人员（例如，外科医生）的行为可以指示医疗器械当前期望的构形/速度，同时传感器测量器械的实际构形/速度。然后，根据期望的构形和测量的构形可以选择力、张力或扭矩，并且通过传动系统施加力、张力或扭矩从而使器械朝其期望构形移动。如果先前选择的施加的力、张力或扭矩导致关节超过或未能达到期望位置，那么可以改变施加的力、张力或扭矩的选择标准。

图2示出具有传动系统的柔性医疗器械200的一部分，诸如标题为“CompliantSurgicalDevice”的美国专利申请No.12/494,797所描述的，其整体内容并入本文作为参考。器械200包括通过控制腱222和224的各自张力而被操纵的关节元件210。一般地，器械200可以含有与关节元件210相似的许多机械关节，每个关节可以利用与腱222和224相似的腱控制。在示例性的实施例中，器械200是进入导引装置，其可以被操纵以沿着病人体内的自然腔而行。进入导引装置一般包括包围椎骨（包括元件210）的挠性外护套（未示出），并且提供一个或多个中央腔，其他医疗器械可以通过中央腔插入从而进入工作部位。柔度在进入导引装置中是特别期望的，以便防止进入导引装置的行为或反作用损伤朝着进入导引装置移动或挤压的周围组织。然而，其他类型的医疗器械也可以受益于图2中所示类型的柔性驱动机构。

器械200包括具有腱222和224的后端机构230，其提供将关节元件210连接到驱动马达242和244的柔性传动系统。特别地，后端机构230包括弹簧系统235，其附连至腱222和224以及驱动马达242和244。图2中的每个弹簧系统235包括机械驱动系统232和恒压弹簧234。每个驱动系统232耦连马达242或244，并且将驱动马达242或244的旋转运动转换成线性运动，其改变由关联的恒压弹簧234施加到腱222或224的恒定力。在所示的实施例中，每个恒压弹簧234包括常规的胡克定律弹簧236和凸轮238。每个弹簧236连接到关联的驱动系统232，以便驱动系统232的线性运动使弹簧236的近端移动。每个凸轮238具有第一引导表面和第二引导表面，其中附连至关联弹簧236远端的缆绳237附连在第一引导表面上并骑跨在其上，并且腱222或224的一部分附连至第二引导表面上并骑跨在其上。每个凸轮238的引导表面一般为附连的缆绳237以及附连的腱222或224的行为提供不同的力矩臂，并且被成型为使得在放出或拉进一定长度的腱222或224改变附连弹簧236施加的力时，腱222或224中的张力保持恒定。每个凸轮238的每个表面可以是延伸一圈或更多圈的螺旋面，从而提供期望范围的腱222和224的移动，同时维持腱222或224中的恒定张力。

每个驱动系统232控制对应弹簧236的近端位置，因而影响对应弹簧236中的基准拉伸量和附连的腱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拉动附连的弹簧236，那么弹簧236开始拉伸，并且如果元件210和附连至弹簧系统235的腱222或224保持固定，那么弹簧236施加到凸轮238的力增加，因此附连的缆绳222或224中的张力增加。因此，腱222和224中的张力线性地（根据胡克定律，凸轮238的力矩臂和弹簧236的弹簧常数）取决于各弹簧236的近端的移动，但是每个弹簧系统235表现得不对称，即响应于移动腱222或224的外部力或远端力以恒定力起作用。恒压弹簧234和驱动系统232可以可替换地以多种方式实施，例如以上参考的美国专利申请No.12/494,797进一步描述的那些方式。

关节元件210具有单个运动自由度（例如，绕轴线的旋转），并且关节元件210通常在驱动马达242或244旋转驱动系统232以改变由附连的恒压弹簧238施加的力时移动。然而，该驱动机构是柔性的，以便在没有驱动系统232的对应旋转的情况下外部力可以移动元件210。因此，关节元件210的位置或取向与驱动系统232或驱动马达242的位置之间没有固定关系。根据本发明一方面，控制系统250使用传感器260测量元件210的取向。传感器260可以是例如形状传感器，其可以沿着包括元件210的器械200的长度感测关节元件210的形状。形状传感器的一些示例被描述在（2006年7月20日提交的）Larkin等人的标题为“RoboticSurgerySystemIncludingPositionSensorsUsingFiberBraggGratings”的美国专利申请公开US2007/0156019Al和GiuseppeM.Prisco的标题为“Fiberopticshapesensor”的（2008年6月30日提出申请的）美国专利申请US12/164,829，两个申请并入本文作为参考。然而，可以可替换地使用能够测量关节元件210的角位置的任何传感器。以下进一步描述的控制过程使用这种测量计算操纵关节元件210所需的施加力。

当后端机构230与马达单元脱离时，器械200具有“逆驱动”能力，恒压弹簧235仍防止腱222和224松弛，并且允许器械远端部分被手动地布置（或摆姿势），而不会损害后端机构230或不会使腱222或224中出现松弛。该“逆驱动”能力通常是医疗器械的期望性能，特别是具有挠性主管的器械，在器械插入期间可以弯曲或操纵主管，同时器械不在控制系统250的主动控制下。例如，器械200可以被手动地摆姿势，主轴内的腱不会经历不适当的张力或松弛。

图3A中示出医疗器械中关节的柔性传动系统的另一个示例。图3A示出医疗器械300的示例性实施例，器械300使用允许在器械操作期间驱动马达空转/凭惯性转动或驱动腱相对于驱动马达滑动的致动过程，如在标题为“PassivePreloadandCapstanDriveforSurgicalInstruments”的美国专利申请US12/286,644中描述的，其整体内容被并入本文作为参考。医疗器械300具有在主管320末端处的末端执行器310，后端机构330操纵延伸通过主管320的腱322和324，以控制末端执行器310的运动自由度。在所示实施例中，腱322和324附连至末端执行器310中的机械构件，以便腱322和324中的张力倾向于引起末端执行器310关于枢轴关节结构以相反的方向转动。

图3A的关节结构仅仅是示例，在本发明的可替换实施例中，可以使用响应于施加到一对腱的张力而提供单个运动自由度的其他关节机构。例如，图3B示出一个实施例，其中诸如一般在用于胃肠道、结肠和支气管的导管、内窥镜中；引导线中；或用于组织采样的诸如抓紧器和针的其他内窥镜器械中看到关节310。

其能够响应于通过腱322和324施加的力而伸缩或弯曲。导管关节可以只包括响应于腱322和324中的张力差而弯曲的塑料材料的压制品。在一个配置中，腱322和324延伸穿过导管内的腔并且附连至图3C中所示的导管末端。因此，腱322和324中的力可以用于朝着对应于具有更大张力的腱322或324的方向弯曲导管。导管的弯曲可以用于，例如在插入期间操控导管。在图3B的实施例中，远端传感器360可以测量导管远端部分的弯曲角度，从而测量或计算“关节”角度和速度。在一个特定实施例中，弯曲角度可以限定为导管关于导管的远端挠性部分底部的尖端取向。图3B的导管关节310的后端和控制结构可以与图3A的实施例的结构相同，除了测量的关节角度和速度可以通过与致动器缆绳内腔和远端挠性部分中心之间的距离相乘而被转换成腱位置和速度之外。

附连至主管320近端的后端机构330作为将驱动马达342和344施加的扭矩转换成相应的腱322和324中的张力和施加到末端执行器310中的致动关节的力或扭矩的传动系。在所示的实施例中，驱动马达324和344可以是直接驱动电动马达，电动马达直接耦连至绞盘332和334，相应的腱322和324绕绞盘332和334缠绕。特别地，腱322绕对应的绞盘332缠绕一个设置接触角（wrappingangle）（可以小于一整圈或者等于一圈或多圈），并且腱322具有不固定于绞盘332但从绞盘332延伸到被动预加载系统333的末端。相似地，腱324绕对应的绞盘334缠绕一个设置接触角，并且具有从绞盘334延伸到被动预加载系统335的末端。由于腱332和324不需要永久地附连于绞盘332和334，所以腱322和324能够相对于绞盘332和334滑动并且相对于分别耦连至绞盘332和334的驱动马达342和344的轴滑动。

腱322和324的近端附连至相应的被动预加载系统333和335，每个被动预加载系统在图3A中实现为凸轮和胡克定律弹簧，凸轮和胡克定律弹簧共同作为恒压弹簧。被动预加载系统333和335被偏压，以便在器械300的整个运动范围系统332和334将非零力或张力施加到腱322和324。利用该配置，当绞盘332和334凭惯性转动时，被动预加载系统333和335控制腱322和324中的张力，并且通过拉进或放出所需长度的腱322和324避免腱322和324中出现松弛。当后端机构330脱离马达342和344时，被动预加载系统333和335仍防止腱322和324松弛，并且允许末端执行器310与主管320（当挠性时）被手动布置（或摆姿势），而不会损害后端机构330或不会在腱322或324中产生松弛。因此，器械300还具有与上述的图2的器械200相似的“逆驱动”能力。

在控制系统350和人类输入的主动控制（例如，主从伺服控制系统中的主控制输入）下利用驱动马达342和344操作末端执行器310。例如，当马达342拉动腱322时，马达扭矩被转移作为腱322的远端部分中的施加的张力。（绞盘332可以施加到腱322近端部分的最大张力取决于腱322开始相对于绞盘332滑动时的张力，但是一般来说，实际使用的最大张力可以被选择，从而防止腱322和324滑到绞盘332和334上。）与此同时，当切断提供给马达344的功率时，允许马达344和绞盘334凭惯性转动/空转，腱324可以保持在其最小张力，该最小张力是被动预加载系统335通过绞盘334施加到腱324近端的恒定力。然后，腱322中的更大张力倾向于引起末端执行器310以图3A中的逆时针方向旋转。相似地，切断提供给马达342的功率并为马达344提供动力以将力通过腱324施加于末端执行器310倾向于引起末端执行器310以图3A中的顺时针方向旋转。马达342和344凭惯性转动的同时腱322和324处于张力下和接受腱322与324在绞盘332和334上滑动的能力，不允许控制系统350依赖于马达340的角位置和末端执行器310的角位置之间的固定关系。然而，控制系统350可以使用传感器360测量末端执行器310相对于通过腱322和324致动的关节的角位置。

图2、图3A和图3B的器械可以具有在致动器与致动的关节之间的传动系统，其提供对具有挠性主管的器械来说特别期望的柔度。然而，具有柔度的传动系统还可以出现在更传统的器械中。例如，图1的已知器械可以在弯曲的器械部段中使用铠装电缆或鲍登缆绳，并在直部段中使用杆状元件。杆状元件可以减少干扰致动器和关节位置的直接关系的拉伸。然而，期望的是在某些应用中使用更柔韧的材料的腱（例如，期望电绝缘或最小摩擦力的聚合物腱），但是这类腱可能引入不可接受的拉伸量，因为控制过程取决于致动器和关节位置之间的直接关系。实心钢牵引线还可以用在传动系统中或作为传动系统。

根据本发明一方面，图2、图3A和图3B的医疗器械或另外具有柔性传动系统的器械的控制过程可以使用机械关节的位置的远程测量来确定施加的用以驱动机械关节的张力。控制过程还可以用于具有刚性传动系统的器械。图4示意性示出具有机械关节410的医疗器械400的概况，其中机械关节410具有对应于角度或位置θ的运动自由度。本文中广泛使用术语位置，其包括机械系统自由度结构的笛卡尔坐标位置、角位置或其他表示。传感器（未示出）测量在远处关节410处位置θ，并且提供测量的位置θ给控制系统450，例如通过从器械400远端处的传感器延伸经过器械400的主管（未示出）的信号线（未示出）提供到器械近端处的控制系统450。传感器可以额外地测量关节410运动的速度或者速度可以根据位置θ的两个或多个测量结果以及测量结果之间的时间来确定。

关节410通过传动系统420连接到致动器440，以便关节410远离致动器440，例如关节410可以在器械的远端处，而致动器440在器械的近端处。在所示的实施例中，传动系统420连接关节410，以便致动器440施加到传动系统420的张力T倾向于以顺时针方向转动关节410。一般地，传动系统420包括用于将来自致动器440的力传递到关节410的整个机构，致动器440可以将力或扭矩施加到传动系统420，这导致在缆绳或传动系统420的其他部件中出现张力。然而，这种张力一般与施加的力或扭矩成比例，因此使用术语张力是为了在此处不失一般性地表明力或扭矩。还应当注意，传动系统420可能是（但是不需要是）柔性的，以至于关节410的位置和致动器440的位置之间的直接关系对于控制关节410不够准确。例如，传动系统420可以拉伸，以便在施加于传动系统420的最小张力和最大张力T之间，传动系统420的有效长度的差可以对应于45°的关节铰接。相比之下，为了能够基于致动器位置准确地建模关节位置，典型的医疗器件允许对应于不超过几度的关节铰接的拉伸。应当理解，在一般情况中，柔度不限于弹簧结构的简单的胡克定律拉伸。例如，传动系统420可以包括图2的实施例中的腱222和至少一部分后端机构230，或图3A的实施例中的腱332和至少一部分后端机构330。一般地，传动系统420对于传动系统420近端处施加的张力T或施加于关节410的外部力或沿着传动系统420的长度施加的外部力的响应，很难建模。

可以包括图2或图3A的驱动马达242或342的致动器440将张力T施加到传动系统420的近端，并且通过传动系统420将力或扭矩施加到关节410，但是其它力或扭矩也施加到关节410。特别地，一个或更多个其它传动系统420可以被连接到关节410，并且共同地施加倾向于引起关节410转动的净张力或净力。在图4所示的实施例中，传动系统420连接到关节410和驱动马达442，以便传动系统422中的张力倾向于对抗施加的张力T并使关节410以图4中的逆时针方向旋转。除了传动系统422连接到关节410的差别以外，额外的传动系统422或连接到关节410的传动系统可以与传动系统420相同。

控制系统450可以是执行程序的通用计算机或被布线以生成控制致动器440施加到传动系统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来自致动器440的扭矩输出的驱动电压或电流，并且张力T等于马达扭矩除以张力T施加到传动系统420的有效力矩臂。如以下进一步描述的，控制系统450可以利用关节410的期望位置θ_D、期望速度以及关节410当前时刻和之前时刻的位置θ的一个或多个测量结果，计算张力T或马达扭矩的大小。用户（例如，控制系统400的外科医生）可以通过操纵控制器460来提供期望位置θ_D和速度除了控制器460能够提供根据其可以确定期望位置θ_D和期望速度的值的信号之外，控制器460的确切配置对本发明来说不重要。适合于复杂的医疗器械的手动控制器一般提供指示医疗器械的运动的许多同步指令的信号，这些运动可能涉及器械的多个关节。例如，用作控制器460的合适的操纵器被提供在直观外科手术公司（IntuitiveSurgical,Inc）商售的daVinci外科手术系统的主控制器中。

在时间间隔Δt内将关节410从其当前测量位置θ移动到期望位置θ_D所需的张力T一般将取决于许多因素，包括：抵抗施加的张力T的关节410的有效惯性；施加张力T的致动器440的惯性、耦连至关节410并施加净有效力的任何其他传动系统422；施加到关节410的外部力；对抗关节410的致动或传动系统的移动的内部和外部摩擦力；关节410的当前速度以及内部和外部阻尼力。这些因素中许多因素可能依据器械400的工作环境而改变，并且难以测量或建模。然而，对于医疗器械的特定关节，可以基于系统力学或凭经验进行建模。在一个具体实施例中，控制系统450根据远端关节的误差(θ_D-θ)和确定张力T，远端关节误差(θ_D-θ)和分别是关节410的测量位置与期望位置之差和关节410的测量速度与期望速度之差。

图5A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在步骤510通过读取关节410的位置θ的当前值和确定关节速度的当前值开始。例如，在假设恒定速度（例如，或假定在给定先前确定速度下的恒定加速度情况下，可以利用当前位置θ、先前位置θ'和测量之间的时间间隔Δt以已知的方式直接测量或确定或估计速度然后，步骤515获取关节410的期望位置θ_D和期望速度步骤520计算测量位置与期望位置之差或之间的误差(θ_D-θ)以及测量速度与期望速度之差或之间的误差

在步骤520中计算的位置和速度误差可以用于确定关节410到达期望位置θ_D所需的张力T。在图5A的实施例中，施加的张力T可以包括多个贡献，主要贡献是远端张力T_DIST，其被确定作为位置误差(θ_D-θ)和速度误差的函数f₁。远端张力T_DIST独立于致动器的位置，例如，马达轴的角度，其允许即使当关节410的位置和致动器440的位置之间没有直接关系时远端张力T_DIST的确定。在一个特定实施例中，函数f₁是形式方程式1，其中g1和g2是增益因子，C是常数或几何结构相关参数，T_sign是符号，即±1。符号T_sign与传动系统420中的张力产生的关节410的移动相关联，并且例如如果传动系统420中的张力T倾向于增加位置坐标θ，那么T_sign为正（例如，+1），而如果传动系统420中的张力T倾向于减小位置坐标θ，那么T_sign为负（例如，-1）。在另一个实施例中，函数f₁影响力的下界，例如，为了使力总是正的，并且足以避免传动系统中出现松弛。参数C可以是根据系统的其他部分施加到关节410的已知或建模的力而选择的常数。例如，参数C可以是选择用于平衡其他传动系统将力施加到关节410引起的扭矩的常数，或者可以考虑预期的摩擦力或外部力。然而，参数C不需要严格是常数，而是可以包括补偿可以有效建模的诸如重力或机构刚度的属性的非常数项，因此，参数C可以取决于测量的关节位置或速度。增益因子g1和g2可以根据关节410的期望刚度和阻尼选择。特别地，当关节410用作静态夹时，施加到组织的净夹紧力或扭矩取决于方程式1的gl(θ_D-θ)项。一般地，增益因子g1和g2以及常数C可以根据关节410的期望刚度和阻尼或响应度或者根据误差累积选择。例如，当插入器械400以沿病人体内自然腔而行时，增益因子g1可以设置为较低值，以使得关节410缓缓地运转并且防止关节410损伤周围组织。在插入器械之后，增益因子g1可以设置为较高值，从而允许外科医生利用器械执行精确的手术任务。

方程式1：

F_{1} = {T_{sign}}^{*} (gl (θ_{D} - θ) + g 2 ({\overset{\cdot}{θ}}_{D} - \overset{\cdot}{θ}) + C)

方程式1的项可以用于近似确定在关节410处用于转动关节410以利用传动系统420在给定时间Δt内到达期望位置θ_D当前所需的扭矩、张力或力。扭矩和力或张力相关，因为扭矩是力和有效力矩臂R的乘积，有效力矩臂R由关节410与传动系统420的连接和关节410的旋转轴线之间的垂直距离限定。有效力矩臂R可以并入增益因子g1和g2以及常数C或是用于将计算的远端张力T_DIST转换成计算的扭矩。

远端张力T_DIST和适当选择的函数f₁，例如适当选择的方程式1中的参数g1、g2和C，可以估计需要致动器440施加的从而以响应于手动控制器460的操作人员的操纵的方式移动关节410的力。然而，在某些条件下，步骤530、535、540和545提供可选的校正。特别地，可选的步骤530和535分别计算位置误差(θ_D-θ)的饱和总和或整数I，并且计算积分张力T_INT。积分张力T_INT可以是正的、零或负的，并且其可以作为远端张力T_DIST的校正被加入，其中远端张力T_DIST在步骤525计算。积分张力T_INT被计算作为饱和积分I的函数f₂，并且可以仅为积分I和增益因子的乘积。在步骤530中计算的饱和积分I可以仅是在间隔结束时的测量位置和要到达的期望位置之间的位置误差(θ_D-θ)或差(θ_D,i-θ_i-1)在过去N个时间间隔的总和。可以限制或不限制总和所包含的时间间隔数N，并且积分I可能饱和，因为积分I的大小不允许超过最大饱和值。饱和值一般可以被选择为覆盖（cap）积分张力T_INT的最大值或最小值。然而，当计算函数f₂的值时，可以可替换地覆盖（cap）积分张力T_INT的最小值和最大值。

可选的步骤540计算本文中称为近端张力T_PROX的另一个校正，其可以为正、零或负。近端张力T_PROX可以被加到远端张力T_DIST中，其中远端张力T_DIST在步骤525中计算。图5B是用于计算近端张力T_PROX的过程540的流程图。过程540在步骤542中通过读取致动器440的速度的当前值开始。速度可以通过附连在致动器440底部的标准测速仪测量。为了提高计算效率，还可以安排步骤542以在图5A的步骤510和步骤515之间执行。然后，步骤544计算近端速度差或误差其限定为基于关节410的期望速度计算的期望速度和基于当前致动器速度计算的当前速度之间的差或误差。在一个特定实施例中，期望速度可以是有效力矩臂R、符号T_sign和关节410的期望速度的乘积，而当前速度可以是致动器440的有效力矩臂和致动器速度的乘积。在图5B的实施例中，近端张力T_PROX被确定作为近端速度误差的函数f₄。在一个特定实施例中，函数f₄可以仅是近端速度误差和增益因子的乘积。增益因子可以被选择以便为传动系统420提供额外的阻尼效应。

图5A的可选步骤550计算成对张力T_PAIR，其可以是远端张力T_DIST的正的、零或负的校正值，其中远端张力T_DIST是在步骤525中计算的。图5C是用于计算成对张力T_PAIR的过程550的流程图。过程550在步骤552中通过读取致动器440的当前速度值和与关节410关联的所有其他致动器的速度值开始。在图4的系统中，存在耦连至关节410的两个致动器440和442以及两个致动器速度和可以安排步骤552在图5A的步骤510和步骤515之间执行，从而提高计算效率。然后，步骤556计算成对速度差或误差当致动器440和442基本相同，例如对于相应的传动系统420和422的操作具有相同的有效力矩臂时，速度差或误差可以限定为与关节410关联的致动器440和442的当前速度和之间的差或误差。在一个具体实施例中，当前速度误差可以是致动器440和442速度差和有效力矩臂的乘积。在图6的实施例中，成对张力T_PAIR被确定作为成对速度误差的函数f₅。在一个特定实施例中，函数f₅可以仅是成对速度误差和增益因子的乘积。增益因子可以被选择以便为传动系统420提供额外的阻尼效应。

在图5A的步骤560中，张力T被确定作为远端张力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5C的实施例中，函数f₃限制张力T的最大值和最小值。最大张力T_MAX和最小张力T_MIN可以在对控制系统450（例如，在软件中）进行编程的过程中设置。然而，柔性的传动系统本身可以具有在后端机构中合适设计的最小张力或最大张力。例如，图3A中所示的传动系统具有当马达/致动器342或344凭惯性转动时通过预加载系统333或335的设置控制的最小张力T_MIN，和当耦合马达342或344的扭矩超过腱322或324在绞盘332或334上滑动的点时由滑动引起的最大张力T_MAX。一般地，期望的是具有同时由硬件和软件设置的最大张力T_MAX和最小张力T_MIN。特别地，最大张力T_MAX应被设置为避免由于较大力对器械的损伤，而最小张力T_MIN应被设置为确保传动系统中的腱不会松弛和脱轨或缠绕在一起。

图5A的步骤565生成引起致动器440施加在步骤560中计算的张力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为与计算的张力T成比例的驱动电流。步骤570中的控制系统450引起致动器440施加和保持计算的张力T一段时间间隔Δt，在该时间间隔期间，关节410朝着当前期望的位置θ_D移动。当改变张力T时，整个张力T的施加将延迟一段时间，其取决于致动器440的惯性。优选地，为了快速响应，致动器440的惯性相对较小。例如，充当致动器440的驱动马达的惯性将优选地小于关节410惯性的五倍。在时间间隔Δt之后，过程500转向步骤510重复执行关节位置的测量、目标位置和速度的获取以及将要在下一个时间间隔期间施加的张力T的计算。一般地，时间间隔Δt应当足够小，以便提供对器械的操作人员来说似乎平滑而不会引起器械出现不期望振动的运动。例如，每秒钟或每几秒钟计算和设置张力T两百五十次，将提供对人眼来说看似平滑的运动并且将提供响应于人类命令（例如，控制器460的人类操纵）的器械操作。在利用或不利用积分张力T_INT的计算和不利用器械或外部环境的详细建模或测量结果的情况下，在计算张力T中使用误差一般将引起关节410集中在期望位置。然而，如上所述，在计算施加的张力T时使用的诸如增益g1和g2的参数可以针对特定器械被调整，并且在使用中被进一步调整从而补偿器械的外部环境的改变。

致动器442施加到传动系统422的张力还可以通过利用图5A的控制过程500而控制，并且当与致动器440和传动系统420相比时，基于致动器442和传动系统422的相似性和差异性，对于致动器442和传动系统422在过程500中使用的参数可以与致动器440和传动系统420中使用的参数相同或不同。特别地，图4的配置中的致动器442的符号值T_sign将与致动器440的符号值T_sign相反，因为传动系统422和420连接为以相反方向转动关节410。因此，对于一个致动器440或442来说，在步骤525中计算的主要张力贡献T_DIST通常为负。计算施加的张力T的步骤560可以将负的张力和T_DisT+T_PRox+T_PAIR+T_INT设置为最小张力T_MIN，如图5D中所示。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）一般可以基于其他致动器将施加最小张力T_MIN的假设被选择。

上述用于控制医疗器械中的单个关节的原理也可以用于同时控制器械中的多个关节。图6示意性示出多关节器械600和在器械600的控制过程中使用的某些量。器械600包括L个关节610-1到610-L，在本文中一般被称为关节610。每个关节610提供邻近机械构件的相对位置或取向的范围，并且通常具有以下进一步描述的一个或两个运动自由度。器械600的关节610提供总共N个自由度，其中自由度的数量N大于或等于关节610的数量L，并且关节610的自由度的构形可以利用N-分量或矢量θ描述。N-分量速度矢量与矢量θ相关联。移动关节610-1到610-L的扭矩τ₁到τ_N分别对应于矢量θ的N分量，因为扭矩τ₁到τ_N倾向于引起矢量θ的各个分量改变。

关节610利用M个传动系统620-1到620-M（本文中一般称为传动系统620）和M个致动器640-1到640-M（本文中一般称为致动器640）驱动。传动系统620和致动器640可以与上面关于图4进行描述的传动系统420和致动器440相似或相同。一般地，传动系统620和致动器640的数量M大于自由度的数量N，但是M和N之间的关系取决于具体的医疗器械和器械中关节的力学。例如，提供单运动自由度的关节610可以利用两个传动系统620致动，提供两个自由度的关节610可以利用三个或四个传动系统620致动。自由度和致动传动系统之间的其他关系也是可能的。控制系统650操作致动器640-1到640-M，从而选择致动器640-1到640-M分别施加到传动系统620-1到620-M的相应的张力T₁到T_M。

器械600的控制系统650可以使用远端传感器（未示出）确定与关节610关联的位置矢量θ和速度矢量（此处使用的位置和速度包括线性坐标或角坐标的值和移动。）控制系统650还确定关节610的期望位置矢量θ_D和期望速度矢量如以下进一步描述的，期望位置矢量θ_D和期望速度矢量取决于来自可由外科医生利用器械600操纵的手动控制器660的输入。一般地，期望位置矢量θ_D和期望速度矢量将进一步取决于在利用控制系统650执行的控制过程中限定的惯性或约束。

图7示出根据本发明实施例的用于控制诸如图6的器械600的多关节器械的控制过程700。过程700在步骤710中通过读取来自器械中一个或多个位置传感器的关节位置矢量θ开始。速度矢量可以利用关节运动的直接测量结果或通过计算两个时刻之间的位置测量结果的变化来确定。在步骤715中控制系统650接收外科医生的指令。外科医生的指令可以指示器械的具体工作部分的期望位置和速度。例如，外科医生通过操纵手动控制器660可以指示器械的远端或末端执行器的期望位置、期望速度、期望取向和期望转动，诸如在标题为“AspectsofaControlSystemofaMinimallyInvasiveSurgicalApparatus”的美国专利US6,493,608中描述的，其被并入本文作为参考。然后，步骤720将来自手动控制器660的指令转换成关节610的期望位置矢量θ_D和期望速度矢量例如，给定图6的器械600的远端的期望位置、期望取向、期望速度和期望角速度，控制系统650可以计算将实现期望的尖端构形的期望关节位置矢量θ_D和期望关节速度矢量转换步骤720可以利用已知技术实现，例如“ModelingandControlofRobotManipulators”，L.Sciavicco和B.Siciliano，Springer，2000，pp.104-106以及“SpringerHandbookofRobotics”，BrunoSiciliano和OussamaKhatib，Editors,Springer，2008，pp.27-29中描述的微分运动学反演（differentialkinematicsinversion），其内容以参考方式并入本文。以上参考的标题为“AspectsofaControlSystemofaMinimallyInvasiveSurgicalApparatus”的美国专利US6,493,608还描述了用于确定将实现期望尖端构形的期望关节位置矢量θ_D和期望关节速度矢量的技术。应当注意，对于具有运动学冗余的器械，也就是，如果由关节610提供的运动自由度数量大于通过手动控制器660指定的运动命令的自由度数量，那么可以利用标准技术解决冗余，例如在YoshihikoNakamura的“AdvancedRobotics:RedundancyandOptimization”，Addison-Wesley（1991）中描述的技术。

还应当理解，当解决有关器械的期望命令的逆向运动学问题时，还可以执行器械的关节之间的软件强制约束。例如，可以强迫两个关节的关节位置命令和速度命令相同或相反，或以给定的比率有效地实现关节之间的虚拟凸轮机构。

步骤725计算位置误差矢量(θ_D-θ)和速度误差矢量而步骤730使用误差矢量(θ_D-θ)和的分量计算相应的扭矩分量τ₁到τ_N。在一个具体实施例中，利用方程式2确定每个扭矩分量τ_i，其中指数i从1到N。在方程式2中，g1_i和g2_i是增益因子，并且C_i是常数或者是可以根据系统其他部分施加到关节的已知力或建模力选择的几何结构相关参数。然而，参数C_i不需要严格是常数，而是可以包括补偿可以有效建模的诸如重力或机构刚度的属性的非常数项，因此，参数C_i可以取决于扭矩τ_i作用的关节610-i的测量位置或速度。一般地，增益因子g1_i和g2_i与常数Ci可以根据关节的期望刚度和阻尼或响应度或根据误差累积选择。例如，当插入器械600以沿病人体内的自然腔而行时，增益因子g1_i可以设置为较低值，以使得关节缓缓地运转并且防止关节动作损伤周围组织。在插入器械之后，增益因子g1_i可以设置为较高值，从而允许外科医生利用器械执行精确的手术任务。在确定扭矩时可以采用其他方程式或对方程式2的校正。例如，计算的扭矩可以包括与关节位置的当前测量结果和意图实现先前施加的扭矩的期望关节位置之差的饱和积分成比例的校正。对于图5A以及图5A的步骤530和535中特别示出的单个关节控制过程，可以如上所述地确定利用饱和积分的这种校正。

方程式2：

τ_{i} = {g 1}_{i} {(θ_{D} - θ)}_{i} + g 2_{i} {({\overset{\cdot}{θ}}_{D} - \overset{\cdot}{θ})}_{i} + C_{i}

步骤735使用在步骤730中计算的扭矩确定远端张力T_DIST。远端张力T_DIST是对应于传动系统620-1到620-M和致动器640-1到640-M的M分量矢量。远端张力的确定取决于器械关节和传动系统之间的几何结构或力学。特别地，由于具有多个关节，每个关节不仅受到附连至关节的传动系统直接施加的力而且还受到连接到更接近器械远端的关节的传动系统直接施加的力的影响。利用方程式3形式的方程式一般可以建模医疗器械中的扭矩和张力。在方程式3中，τ₁到τ_N是扭矩矢量的分量，而T₁到T_M分别是铰接关节610的M个传动系统620中的远端张力。对于指数I=1到N和指数J=1到M的每个系数a_IJ一般对应于关节的张力T_J的有效力矩臂和对应于扭矩τ_I的旋转轴线。

方程式3：

因此，在步骤735中的计算对应于求解M个变量T₁到T_M的N个方程式。因为M一般大于N，所以解不是唯一的，因此可以选择不等式约束，例如所有张力大于一组最小值的约束，并且最优性条件（例如选择一组最低最大值的张力的条件）可以被应用以提供具有期望特征的唯一解，例如保持在所有或选择的关节的期望阈值之上的最小张力。具有诸如最小张力约束的不等式约束和最优性约束的方程式3的矩阵求逆问题可以通过某些已知的技术求解，已知技术例如线性规划的SIMPLEX方法。（例如，参考“LinearProgramming1:Introduction”，GeorgeB.Dantzig和MukundN.Thapa，Springer-Verlag，1997，其整体内容被并入本文作为参考。）根据本发明的进一步方面，可以利用以下方法确定远端张力，即基于几何参数和先前计算的更多远端关节的张力，顺序地估计以最远端关节开始的关节并且求解连接到每个关节的传动系统中的张力。

过程700的一个实施例中的控制系统650启动致动器640，将步骤735中计算的远端张力施加到相应的传动系统620。可替换地，远端张力的校正可以如步骤740和745所示被确定。具体地，步骤740计算校正张力T_PROX，其取决于基于期望关节速度计算的期望传输速度矢量和基于当前致动器速度计算的当前传输速度矢量之差。在一个具体实施例中，期望传输速度可以是方程式3中的耦合矩阵A的转置阵和期望关节速度相乘，而当前传输速度可以是致动器速度和致动器640的相应力矩臂的乘积。校正张力T_PROX可以补偿惯性或致动器640和连接的关节610之间的其他影响，并且在一个实施例中，校正张力是差的函数，例如差和增益因子的乘积。步骤745计算校正张力T_PAIR，其取决于致动相同关节的致动器的速度之间的（一个或多个）差。例如，在关节提供一个运动自由度和由通过一对传动系统连接到关节的一对致动器致动的情况中，校正张力T_PAIR可以确定为两个致动器的速度之差的函数。（例如，参考如上所述的图5A的步骤550）。与矫正张力T_PAIR相似的矫正可以概括为三个或更多传动系统和致动器致动具有两个运动自由度的关节的情况。

步骤750结合远端张力T_DIST和任何校正T_PROX或T_PAIR以确定由致动器施加的组合张力T。一般地，如果计算的远端张力T_DIST和校正T_PROX与T_PAIR的总和大于或小于以上参考图5D所述的期望最大值或期望最小值，那么组合张力T的每个分量T₁到T_M可以被限制为在最大张力T_MAX或最小张力T_MIN饱和。然后，步骤755和760启动致动器640，在过程700返回到步骤710和读取新的关节位置之前施加和保持组合的张力T一段时间间隔Δt。保持张力大约4ms或更少的间隔，可以为医疗程序提供器械的平滑移动，其中该时间间隔对应于250Hz或更高的速率。

医疗器械通常要求器械的工作尖端或末端执行器具有诸如外科医生的操作人员可以控制的位置和取向。另一方面，除了由器械穿过其中的腔命令的关节位置或取向之外，每个关节的具体位置和取向对正在执行的程序来说一般不太重要。根据本发明一方面，控制多关节器械的一个方法利用器械尖端的当前构形和其期望构形之差选择通过腱施加的张力。例如，器械尖端的测量的位置、取向、速度和角速度与器械尖端的期望的位置、取向、速度和角速度之间的差可以控制施加到医疗器械的腱的张力。

图7B示出了根据本发明实施例的控制过程700B。过程700B使用与过程700相同的某些步骤，那些步骤在图7A和图7B中具有相同参考数字。过程700B在步骤710中读取或确定来自医疗器械中的一个或更多个传感器的关节位置θ和关节速度并且在步骤712中读取或确定器械尖端的位置、取向、速度和角速度。此处尖端是指器械中的具体机械结构，其可以是在器械远端的末端执行器，例如钳子、剪刀、手术刀或烧灼器件。一般地，尖端具有六个运动自由度并具有可以由六个分量值限定的构形，例如，在尖端的具体点的三个笛卡尔坐标和指示尖端的俯仰、滚动和侧转的三个角度。与构形坐标随时间的变化相关联的速度可以被直接测量或利用在不同时刻的测量结果计算。如果给定器械610的关节位置θ和关节速度与其运动学模型的先验知识，则可以建立允许关于器械610的参考系计算尖端的笛卡尔位置、取向、平移速度和角速度的前向运动学模型和微分运动学模型。运动链的前向运动学模型和微分运动学模型可以根据已知的方法容易地构建。例如，可以使用由JohnJ.Craig的“IntroductiontoRobotics:MechanicsandControl”，PearsonEducationLtd.（2004）描述的过程，其被并入本文作为参考。步骤715确定期望的尖端位置、取向、平移速度和角速度，这可以通过以上所述的方式执行。

在另一个实施例中，传感器（例如形状传感器）可以用于直接测量笛卡尔位置和取向，如GiuseppeM.Prisco的标题为“Fiberopticshapesensor”的美国专利申请公开US20090324161中所描述的，其被并入本文作为参考。与构形坐标随时间的变化相关联的平移速度可以利用在不同时刻的测量结果计算。与平移速度不同，由于量的角性质，不能仅通过求差方法计算角速度。然而，计算与取向变化相关联的角速度的方法在本领域是已知的，并且描述在例如L.Sciavicco和B.Siciliano的“ModellingandControlofRobotManipulators”，Springer，2000年，pp.109-111中。

过程700B在步骤722中计算尖端误差。在一个实施例中，步骤722包括计算尖端的期望笛卡尔坐标和尖端的当前笛卡尔坐标之间的位置误差或差e_POS、尖端的期望平移速度和尖端的当前平移速度之间的平移速度误差或差e_VT、尖端的期望取向坐标和尖端的当前取向坐标之间的取向误差或差e_ORI以及尖端的期望角速度和尖端的当前角速度之间的角速度误差或差e_VA。与位置误差e_POS不同，由于量的角性质，取向误差e_ORI不能仅仅通过求差方法计算。然而，计算取向变化的方法在本领域是已知的，并且可以在机器人文献中例如L.Sciavicco和B.Siciliano的“ModellingandControlofRobotManipulators”，Springer，2000年，pp.109-111中找到。

在步骤724中，过程700B确定尖端力F_TIP和尖端扭矩τ_TIP，该尖端力F_TIP和尖端扭矩τ_TIP倾向于将尖端从当前构形移动到期望构形。在本发明的该实施例中，尖端力F_TIP取决于误差e_POS和e_VT。例如，尖端力F_TIP的每个分量F_X、F_Y、或F_Z可以利用方程式4计算，其中gp_i和gv_i是增益因子，而Cf_i是常量。尖端扭矩τ_TIP可以通过相似的方式确定，其中尖端扭矩τ_i的每个分量是误差e_ORI和e_VA与另一组增益因子gori_i、gva_i和常量Cτ_i的函数，如方程式5中所示。一般地，与不同力分量F_i或扭矩分量τ_i相关联的增益因子gp_i和gv_i可以不同。尖端力F_TIP和尖端扭矩τ_i的每个分量具有单独的增益因子和常量为指定器械尖端的末端执行器的动态行为提供灵活性，使得器械与组织之间的相互作用更有效。例如，当引导器械进入较小内腔时，可以为垂直于插入方向的尖端力的增益因子设置较低值，而为沿着插入方向的尖端力的增益因子设置较高值。于是，器械足够硬以便于插入，同时具有对组织的较低横向阻力，防止对周围组织造成损伤。另一个实例，当利用器械朝着特定方向在组织中打孔时，尖端扭矩的增益因子和沿着插入方向的尖端力的增益因子具有较高值，利于打孔任务。

方程式4：F_i=gp_i*e_pOS+gv_i*e_VT+Cf_i

方程式5：τ_i=gori_i*e_ORI+gva_i*e_VA+Cτ_i

步骤732确定一组关节扭矩，该组关节扭矩将提供在步骤724中确定的尖端力F_TIP和尖端扭矩τ_TIP。关节扭矩矢量τ、尖端力F_TIP和尖端扭矩τ_TIP之间的关系被很好地存档，并且通常如方程式6中所描述，其中J^T是器械的运动链的众所周知的雅可比矩阵J的转置。

方程式6：

{τ = J}^{T} [\begin{matrix} F_{TIP} \\ τ_{TIP} \end{matrix}]

雅可比矩阵J取决于器械的几何结构和在步骤710中确定的当前关节位置，并可以利用已知方法构造。例如，JohnJ.Craig的“IntroductiontoRobotics:MechanicsandControl”，PearsonEducationLtd.（2004）描述了可以用于构造机器人机构的雅可比矩阵的技术，其被并入本文作为参考。在某些情况下，如果医疗器械中提供额外的或多余的运动自由度，例如，尖端的多于六个运动自由度，那么提供尖端力F_TIP和尖端扭矩τ_TIP的一组关节扭矩不是唯一的，并且约束可以用于选择具有期望特性的一组关节扭矩，例如，用于选择防止关节达到其运动范围或支持的负载范围的机械关节极限的一组关节扭矩或者用于在操纵期间将额外的效用强制在器械的任意特定关节。例如，通过选择使与中间关节位置的偏差、与雅可比矩阵的转置J^T相关联的零空间的偏差最小化的一组关节扭矩，可以防止关节达到其机械关节极限。该组关节扭矩可以根据方程式7选择。在方程式7中，P(θ)是限定由解提供的额外效用的势函数（potentialfunction），是梯度算子，N()是与其输入相关联的从雅可比矩阵的转置阵J^T的零空间选择一组关节扭矩的零空间投影算子。在一个实施例中，势P(θ)是当关节处于其运动范围的中心时具有最小值的关节位置的二次函数。势函数的梯度选择牵引关节朝其运动范围中心移动的一组关节扭矩，而零空间投影算子N()强迫提供期望尖端力和期望尖端扭矩的选择的一组关节扭矩还满足额外的效用。利用提供冗余运动自由度的机器人系统中的约束的技术在本领域中是已知的，并且可以在机器人文献中找到。例如参考YoshihikoNakamura的“AdvancedRobotics:RedundancyandOptimization”Addison-Wesley（1991）和OussamaKhatib的文献“TheOperationalSpaceFramework”，JSMEInternationalJournal，Vol.36，No.3，1993。

方程式7：

{τ = J}^{T} [\begin{matrix} F_{TIP} \\ τ_{TIP} \end{matrix}] + N (- &dtri; P (θ))

在步骤732之后，过程700B以与上述过程700相同的方式进行。特别地，基于在步骤732中确定的关节扭矩，步骤735确定张力T_DIST。步骤740和步骤745确定张力T_DIST的校正T_PROX和T_PAIR，步骤750确定组合的张力矢量T。然后，步骤755和步骤760施加和保持传动系统上的组合张力矢量T的分量，从而在时间间隔Δt期间致动医疗器械。

图7A和图7B的过程700和700B需要确定将产生一组特定关节扭矩的张力。仅仅通过用关节扭矩除以施加张力的力矩臂，单个隔离关节的腱张力可以根据关节扭矩确定。在多关节情况中，由于传动系统的几何结构以及致动缆绳中的缆绳路线和冗余，问题相当于求解具有约束的方程式的系统。在一个具体的实施例中，当求解方程式系统时可以应用非负腱张力约束（或最小的张力约束），以防止缆绳或传动系统中的其他腱松弛。问题的输入是经确定的每个关节的关节扭矩，而缆绳路线的几何形状限定方程式的系统（或方程式3的耦合矩阵A）。需要满足方程式3的合适的腱张力，并且该合适的腱张力大于最小张力约束。被称为SIMPLEX方法的标准优化方法可以用于处理该具有不等式约束和最优性约束的矩阵求逆问题。SIMPLEX方法需要相对多的计算时间，不利于在实时应用中使用。而且，在关节扭矩改变时，SIMPLEX方法无法保证解的连续性。为了加速计算效率和提供连续的输出解，可以考虑依赖耦合矩阵A的三角性质的迭代方法。图8A、图8B、图8C、图9A、图9B、图9C、图9D和图9E示出多关节器械中关节的一些具体示例，并且在本文中使用这些附图来图示方程式3中耦合矩阵A的某些特性。

例如，图8A示出包括多个机械关节810、820和830的一部分器械。每个关节810、820或830提供单个自由度，其对应于关节绕轴线z1、z2或z3的旋转。在图8A中，腱C1和C2连接到关节810，以便于致动关节810。腱C3和C4穿过关节810并连接到关节820，以便于致动关节820。腱C5和C6穿过关节810和820，并连接到关节830，以便于致动关节830。腱C1到C6的近端（未示出）可以通过诸如图2或图3A中所示的柔性传动系统连接到对应的驱动马达或其他致动器。器械的控制系统控制致动器在腱C1、C2、C3、C4、C5和C6中施加相应张力T1、T2、T3、T4、T5和T6。

关节830处于所示实施例中器械的远端，如上面参考图5A、图5B、图5C和图5D描述的，可以利用单关节过程控制关节830的致动。然而，关节820上的总扭矩不仅取决于腱C3和C4中的张力，而且取决于腱C5和C6施加的扭矩，其中腱C5和C6连接到关节830。关节810上的总扭矩相似地不仅取决于腱C1和C2中的张力，而且取决于腱C3、C4、C5和C6施加的扭矩，其中C3、C4、C5和C6连接到更接近远端的关节820和830。可以形成基于器械的几何或运动学特征的模型，使得关节810、820和830上的扭矩τ1、τ2和τ3与腱T1、T2、T3、T4、T5和T6中的张力相关。方程式3A示出一个这样的数学模型，并且提供以上方程式3的具体示例。在方程式3A中，τ1、τ2和τ3是关节810、820和830上的相应致动扭矩，r1、r2和r3是附连腱C1、C3和C5的有效力矩臂，以及T1、T2、T3、T4、T5和T6是相应腱C1、C2、C3、C4、C5和C6中的张力。导致方程式3A的模型应用于包括关节810、820和830的器械的一组具体几何或机械特征，包括：旋转轴线z1、z2和z3平行并且位于相同平面中；腱C1和C2、C3和C4或者C5和C6分别以有效力矩臂r1、r2或r3附连；并且腱C1、C3和C5分别在相应的关节810、820和830上以与腱C2、C4和C6的工作相反的旋转方向工作。

方程式3A：

[\begin{matrix} τ_{1} \\ τ_{2} \\ τ_{3} \end{matrix}] = [\begin{matrix} r_{1} & - r_{1} & r_{2} & - r_{2} & r_{3} & - r_{3} \\ 0 & 0 & r_{2} & - r_{2} & r_{3} & - r_{3} \\ 0 & 0 & 0 & 0 & r_{3} & - r_{3} \end{matrix}] \cdot [\begin{matrix} T_{1} \\ T_{2} \\ T_{3} \\ T_{4} \\ T_{5} \\ T_{6} \end{matrix}]

图8B和图8C示出包括关节810和820的医疗器械的特征，其中关节810和820具有互相垂直的各自旋转轴线z1和z2。一般地，每个关节810和820处的净扭矩取决于穿过关节到远端的腱中的张力以及与腱相对于关节的致动轴线关联的有效力矩臂。图8C示出关节810的底部视图，以示出其中每个腱C1、C2、C3和C4以关于轴线z1和z2的不同力矩臂工作的典型示例。考虑到关节810和820作为独立的系统或器械远端上的最后两个致动关节，如方程式3B中所表明，关节810和820上的净扭矩τ1和τ2与相应的腱C1、C2、C3和C4中的张力T1、T2、T3和T4相关。特别地，关节820受净扭矩τ2支配，净扭矩τ2取决于腱C3中的张力T3和腱C3相对于轴线z2的力矩臂a32以及腱C4中的张力T4和腱C4相对于轴线z2的力矩臂a42，其中腱C3以力臂矩a32附连至关节820，腱C4以力矩臂a42附连至关节820。关节810上的扭矩τ1取决于附连至关节810的腱C1和C2中的张力T1和T2、附连至关节820的腱C3和C4中的张力T3和T4以及力矩臂a11、a21、a31和a41。力矩臂a21和a41指定为负号，因为对于关节810上的扭矩τ1，牵引腱C2和C4引起朝着与按照惯例定义的正向相反的方向的旋转。为此，力矩臂a31也指定为负号，因为牵引腱C3引起朝着与关节820的正旋转方向相反的方向的旋转。

方程式3B：

[\begin{matrix} τ_{1} \\ τ_{2} \end{matrix}] = [\begin{matrix} a 11 & - a 21 & a 31 & - a 41 \\ 0 & 0 & - a 32 & a 42 \end{matrix}] [\begin{matrix} T_{1} \\ T_{2} \\ T_{3} \\ T_{4} \end{matrix}]

应当理解，当关节轴线既不彼此平行也不彼此垂直而是在任意相对取向时，可以通过相应地计算每个腱关于每个关节轴线的力矩臂，使用计算方程式3中的矩阵A的相似方法。

图9A示出包括连续挠性关节910的器械的一部分900，例如常见于医疗导管，用于胃肠道、结肠和支气管的内窥镜，导引线和诸如用于组织取样的抓紧器和针的某些其他内窥镜器械。关节910类似于上面参考图3B描述的挠性结构。然而，关节910通过使用三个或更多腱920操纵，从而提供具有两个运动自由度的关节。例如，图9B示出实施例的底部视图，其中在图9B中标记为c1、c2、c3和c4的四个腱920连接到挠性关节910的一端。腱c1和c2中的张力差可以使关节910以第一方向转动，例如，引起绕X轴线的旋转，而腱c3和c4中的张力差可以使得关节910以与第一方向正交的第二方向转动，例如，引起绕Y轴线的旋转。倾向于弯曲关节910的净扭矩的分量τ_X和τ_Y可以按方程式3C的表示根据腱c1、c2、c3和c4中相应的张力T1、T2、T3和T4确定。从方程式3C可以看出，扭矩分量τ_X和τ_Y的方程式不力偶（couple），因为分量τ_X只取决于张力T1和T2，分量τ_Y只取决于张力T3和T4。

方程式3C：

[\begin{matrix} τ_{X} \\ τ_{Y} \end{matrix}] = [\begin{matrix} rx & - rx & 0 & 0 \\ 0 & 0 & ry & - ry \end{matrix}] [\begin{matrix} T_{1} \\ T_{2} \\ T_{3} \\ T_{4} \end{matrix}]

图9C示出使用三个腱920致动关节910的实施例的底部视图，在图9C中三个腱920被标记为c1、c2和c3。在该配置下，倾向于弯曲关节910的净扭矩的分量τ_X和τ_Y可以按方程式3D的表示分别根据腱c1、c2和c3中的张力T1、T2和T3确定，其中ra是腱c1关于X轴线的力矩臂，-rb是腱c2和c3关于X轴线的力矩臂，以及rc和-rc是腱c2和c3关于Y轴线的相应的力矩臂。按照惯例腱c2和c3关于X轴线的力矩臂被指定为负号，因为牵引腱c2和c3将使关节910朝着与牵引腱c1使关节910绕X轴线弯曲的方向相反的方向弯曲。为此，按照惯例，腱c3关于Y轴线的力矩臂被指定为负号。

方程式3D：

[\begin{matrix} τ_{X} \\ τ_{Y} \end{matrix}] = [\begin{matrix} ra & - rb & - rb \\ 0 & rc & - rc \end{matrix}] [\begin{matrix} T_{1} \\ T_{2} \\ T_{3} \end{matrix}]

图9D示出其中挠性器械950（例如挠性导管）含有两个关节的实施例。关节910通过腱920致动，以提供两个运动自由度，关节940通过腱930致动，以提供另外两个运动自由度。图9E示出在具体情况中使用用于关节910的三个腱920（在图9E中标记为c1、c2和c3）和用于关节940的三个腱930（在图9E中标记为c4、c5和c6）的关节940的底部。在最远端关节910的扭矩和力之间的关系可以利用上面的方程式3D建模。然而，关节940中的扭矩取决于穿过挠性部段940的所有腱920和930中的张力。因此，在如方程式3E所示的一个具体示例中，器械950中的扭矩和张力可以相关。在方程式3E中，τ1_X和τ1_Y是关节910中的扭矩分量，τ2_X和τ2_Y是关节940中的扭矩分量，ra、rb和rc是力矩臂的大小，T1、T2和T3是腱920中的张力，以及T4、T5和T6是腱930中的张力。

方程式3E：

[\begin{matrix} {τ 2}_{X} \\ {τ 2}_{Y} \\ {τ 1}_{X} \\ {τ 1}_{Y} \end{matrix}] = [\begin{matrix} - ra & rb & rb & ra & - rb & - rb \\ 0 & - rc & rc & 0 & rc & - rc \\ 0 & 0 & 0 & ra & - rb & - rb \\ 0 & 0 & 0 & 0 & rc & - rc \end{matrix}] [\begin{matrix} T_{1} \\ T_{2} \\ T_{3} \\ T_{4} \\ T_{5} \\ T_{6} \end{matrix}]

方程式3A到3E示出在许多医疗器械中获得在最远端关节中提供具体扭矩的张力的问题可以独立于系统中的其他张力求解。更具体地，每个关节的关节扭矩取决于连接到该关节的腱中的张力和施加到更多远端关节的张力。因此，图7A和图7B的过程700和700B的步骤735可以利用按照器械远端朝着器械近端的顺序迭代地分析关节从而确定产生一组给定关节扭矩的一组张力的过程执行。

图10示出用于计算产生一组给定关节扭矩的张力的迭代过程735。图10的实施例中的过程735从确定最后或最远端关节的张力开始，然后以朝着第一或最近端关节的次序顺序地确定关节的张力。步骤1010初始化指数j，其表示分析的关节，并且被初始设置为关节的数量L。然后，步骤1020获取第j个关节的扭矩τ_j。例如，关节扭矩τ_j可以如在上述的过程700的步骤730中或过程700B的步骤732中确定，并且可以具有提供单个运动自由度的关节的单个非零分量或提供两个运动自由度的关节的两个非零分量。

然后，步骤1030计算通过附连至第j个关节的联动装置直接施加到第j个关节的张力，从而产生净扭矩，例如，在图7A或图7B的步骤730或732中计算的。在图10的示例中，步骤1030的计算处于直接施加的张力中的一个是目标或额定张力的约束下。额定张力可以是但不需要是零，所以传动系统中的张力被释放或者可替换地是确保传动系统中的腱不会变得松弛的最小张力。额定张力可以但不需要对应于致动器力被释放的情况，例如，图6的驱动马达640是凭惯性转动的，在该情况中张力可以取决于所使用的传动系统的类型。

在医疗器械的第j个关节提供单个运动自由度并且直接耦连到两个键或传动系统的具体情况中，关节扭矩具有通过方程式3中的单个方程式与张力相关的单个分量。然后，对于第L个关节或最远端关节，步骤1030包含求解使关节扭矩与和该最远端关节有关的两个张力相关的线性方程式。利用包含两个未知张力的单线性方程式，应用一个张力是额定张力的约束确保对于其他张力的唯一解。特别地，其他张力可以根据在最远端关节上的扭矩和耦合矩阵A的相关系数唯一地确定。可替换地，如果第L个关节提供两个运动自由度并且耦连到三个腱或传动系统，那么关节扭矩具有两个分量并且符合来自方程式3的两个方程式。两个方程式包含三个张力，因此利用等于额定张力的一个张力的约束，根据关节扭矩的分量和耦合矩阵A的相关分量可以唯一地确定其他两个张力。应当注意，建议的方法以相似方式在以下意义上来说是通用的，即，如果m个腱连接到提供两个自由度的相同关节，其中m大于3，那么同时（m-2）个张力可以约束为等于额定张力，而剩下的两个张力将根据关节扭矩的分量和耦合矩阵A的相关分量唯一地确定。

最初对最远端关节（即，j=L）执行步骤1030。步骤1030的子步骤1032初始选择附连至最远端关节的传动系统中的一个，子步骤1034将张力设置为额定张力，用于在子步骤1036进行试计算。子步骤1036初始计算附连至关节的其他传动系统的张力（或多个张力），计算的张力仅取决于所计算的关节扭矩和直接施加到最远端关节的其他张力。步骤1038确定是否所有计算的张力都大于或等于最小允许张力。如果答案是否，那么步骤1040选择直接耦连到关节的另一个传动系统作为重复执行步骤1034和1036时具有额定张力的传动系统。一旦步骤1040确定所计算的一个张力或多个张力都大于或等于最小允许张力，那么完成最远端关节的张力的确定，并且在过程735从步骤1060返回之前，步骤1050减少关节指数j，以便重复步骤1020。

在连接到两个传动系统和提供一个运动自由度的关节的情况中，对于第j个关节步骤1030包括评价方程式3中的单个方程式。如上所述，耦合矩阵A的性质是使得第j个关节的方程式仅涉及直接与第j个关节有关的张力和与最远端关节有关的张力。因此，如果更多远端关节的张力已经被确定，那么与第j个关节关联的方程式只包括两个未知量，这两个未知量是直接连接到关节的传动系统中的张力。一个张力是额定张力的约束允许唯一地确定大于或等于额定张力的另一个张力。第j个关节连接到三个传动系统并提供两个运动自由度的情况包括：评价与关节扭矩的两个分量关联的两个方程式。如果更多远端关节的张力已经被确定，那么与第j个关节关联的方程式只包括三个未知量，其是直接连接到关节的腱中的张力。一个张力是额定张力的约束允许唯一地确定大于或等于额定张力的其他两个张力。

因此，图10的过程735可以使用按照从器械远端的关节开始的顺序张力确定，以生成一组完整的远端张力，当步骤1060确定已经评价最近端关节时在步骤1070中输出该组完整的远端张力。过程735可以利用计算机或其他计算系统有效地实现，该计算机或其他计算系统操作以便实时确定以一定速率改变的张力，该速率为医疗程序提供足够平滑的运动，例如，高达250Hz或更高的速率。进一步，每个关节具有在目标或额定值的至少一个直接施加的张力的约束提供在相继时刻确定的张力之间的连续性。

上述过程可以利用可存储在计算机可读介质上用于由通用计算机执行的软件来实现或控制，该计算机可读介质例如电子存储器或磁盘或光盘。可替换地，上述过程中使用的控制或计算可以利用专用硬件或电子器件植入。

尽管已经参考具体的实施例描述了本发明，但是说明仅仅是本发明申请的示例，不应当视为对本发明的限制。公开的实施例的特征的各种适用和组合都在权利要求限定的本发明的范围内。

Claims

1.一种医疗器械系统，其包括：

多个关节；

多个致动器；

多个传动系统，其具有分别耦连至所述致动器的近端，每个所述传动系统具有附连至所述多个关节中相关联的一个关节的远端，以允许所述医疗器械系统的联接的力传动；

传感器，其被耦连以测量所述医疗器械的构形；和

控制系统，其被耦连以

接收构形数据，包括所述关节中的一个选择关节的当前构形和所述选择关节的期望构形，

确定所述关节中的一个选择关节的当前构形和所述选择关节的期望构形之间的第一差，以及

确定所述选择关节处的当前速度和所述选择关节处的期望速度之间的第二差，

其中所述控制系统使用所述构形数据、所述第一差和所述第二差确定所述传动系统的张力并且操作所述致动器以在所述传动系统中产生张力。

2.根据权利要求1所述的系统，其中每个所述传动系统是柔性的，并且每个所述传动系统在所述致动器力的调节值下的伸缩量相当于大于关节联接中的允许误差。

3.根据权利要求1所述的系统，其中所述控制系统独立于所述致动器位置调节施加到所述传动系统的张力。

4.根据权利要求1所述的系统，其中所述控制系统独立于所述传动系统或所述关节的柔度调节施加到所述传动系统的张力。

5.根据权利要求1所述的系统，其中所述控制系统独立于从所述传动系统近端到其远端的所述传动系统的长度而调节施加到所述传动系统的张力。

6.根据权利要求1所述的系统，其中所述控制系统独立于从所述传动系统近端到其远端的所述传动系统的形状而调节施加到所述传动系统的张力。

7.根据权利要求1所述的系统，其中所述控制系统利用包含以下步骤的过程确定所述张力：

根据所述第一和第二差来确定致动所述选择关节以减少每个差的关节扭矩；和

确定产生所述关节扭矩的张力。

8.根据权利要求1所述的系统，其中所述控制系统在包含以下步骤的过程中使用所述构形数据：

利用所述第一差和第一增益因子的第一乘积确定致动所述选择关节的关节扭矩。

9.根据权利要求8所述的系统，其中所述控制系统使用所述构形数据的过程进一步包含：

确定所述第二差和第二增益因子的第二乘积，其中致动所述选择关节的所述关节扭矩进一步取决于所述第二乘积。

10.根据权利要求1所述的系统，其中所述控制系统利用包含以下步骤的过程确定所述张力：

确定所述器械的尖端的期望构形和所述尖端的当前构形之间的差；

根据所述差，确定当施加到所述尖端时减少所述差的尖端力和尖端扭矩；

确定在所述器械的尖端处产生所述尖端力和所述尖端扭矩的关节扭矩；和

确定产生所述关节扭矩的所述张力。

11.根据权利要求10所述的系统，其中确定所述尖端力包含：

确定所述尖端的第一位置坐标的当前值和所述尖端的所述第一位置坐标的期望值之间的第一差；

确定所述第一差和第一增益因子的第一乘积；以及

利用所述第一乘积确定所述尖端力的第一分量。

12.根据权利要求11所述的系统，其中确定尖端力进一步包含：

确定所述尖端的第二位置坐标的当前值和所述尖端的所述第二位置坐标的期望值之间的第二差；

确定所述第二差和第二增益因子的第二乘积，其中所述第二增益因子不同于所述第一增益因子；和

利用所述第二乘积确定所述尖端力的第二分量。

13.根据权利要求10所述的系统，其中确定所述尖端扭矩包含：

确定所述尖端的第一角坐标的当前值和所述尖端的所述第一角坐标的期望值之间的第一差；

确定所述第一差和第一增益因子的第一乘积；和

利用所述第一乘积确定所述尖端扭矩的第一分量。

14.根据权利要求13所述的系统，其中确定所述尖端扭矩进一步包含：

确定所述尖端的第二角坐标的当前值和所述尖端的所述第二角坐标的期望值之间的第二差；

确定所述第二差和第二增益因子的第二乘积，其中所述第二增益因子被设置为不同于所述第一增益因子。

15.根据权利要求10所述的系统，其中确定所述尖端力包含：

确定所述尖端的当前速度分量和所述尖端的期望速度分量之间的差；

确定所述差和增益因子的乘积；以及

利用所述乘积确定所述尖端力的分量。

16.根据权利要求10所述的系统，其中确定所述尖端力包含：

确定所述尖端的角速度和所述尖端的期望角速度之间的差；

确定所述差和增益因子的乘积；以及

利用所述乘积确定所述尖端力的分量。

17.根据权利要求10所述的系统，其中所述关节提供多于六个运动自由度，包括对于所述尖端的移动冗余的运动自由度，并且所述关节扭矩被计算以保持所述关节远离所述关节的运动范围限制或远离关节扭矩限制。

18.根据权利要求1所述的系统，其中所述控制系统利用包含以下步骤的过程确定所述张力：

利用所述构形数据分别确定关节的关节扭矩；和

利用所述关节扭矩确定所述传动系统的张力。

19.根据权利要求18所述的系统，其中所述控制系统利用包含以下步骤的过程确定所述张力：

按照从所述器械的远端到所述器械的近端的次序顺序地评价所述关节，

其中评价每个关节包含利用所述关节的关节扭矩和对于更接近所述器械的远端的关节确定的张力来确定直接施加到正在评价的所述关节的张力。

20.根据权利要求19所述的系统，其中当评价每个关节时，直接施加到正在评价的关节的传动系统的张力被选定为等于额定值，并且直接施加到所述关节的其余传动系统的一个张力或多个张力被计算以产生该关节的关节扭矩，并且被检验是否大于或等于所述额定值。

21.根据权利要求20所述的系统，其中所述额定值被选定为有效地释放所述传动系统中的所有张力。

22.根据权利要求20所述的系统，其中所述额定值被选定为有效地保持所述传动系统中的张力。

23.根据权利要求18所述的系统，其中利用所述关节扭矩确定所述张力包含：

根据所述关节扭矩确定远端张力；和

确定取决于所述关节的速度和耦连到所述关节的所述致动器的对应速度之间的相应差的校正，其中所述传动系统的张力取决于所述远端张力和所述校正。

24.根据权利要求18所述的系统，其中利用所述关节扭矩确定所述张力包含：

根据所述关节扭矩确定远端张力；和

为每个关节确定取决于耦连到附连于所述关节的传动系统的所述致动器的速度之间的差的校正，其中所述传动系统的张力取决于所述远端张力和所述校正。

25.一种用于控制医疗器械的方法，所述方法包含：

测量所述医疗器械的多个关节的构形；

接收指示所述医疗器械的期望构形的命令；

分别确定分别将多个致动器连接到所述关节的多个传动系统中的张力，其中张力的确定不依赖于所述致动器的位置，其中确定张力包括

确定所述尖端的第一位置坐标的当前值和所述尖端的所述第一位置坐标的期望值之间的位置差；

确定所述尖端的当前速度分量和所述尖端的期望速度分量之间的速度差；

确定使用所述位置差和所述速度差产生所述关节扭矩的所述张力；和运转所述致动器，以将所述张力分别施加到所述传动系统。

26.根据权利要求25所述的方法，其中一个或更多个所述传动系统具有柔度，从而使得每个所述传动系统不能提供所述关节的位置和耦连到所述传动系统的所述致动器的位置之间的关系，其中利用所述关系足够准确地控制所述关节。

27.根据权利要求25所述的方法，其中确定所述尖端力包含：

确定所述位置差和第一增益因子的第一乘积；以及

利用所述第一乘积确定所述尖端力的第一分量。

28.根据权利要求27所述的方法，其中确定尖端力进一步包含：

利用所述第二乘积确定所述尖端力的第二分量。

29.根据权利要求25所述的方法，其中确定所述尖端扭矩包含：

确定所述第一差和第一增益因子的第一乘积；和

利用所述第一乘积确定所述尖端扭矩的第一分量。

30.根据权利要求29所述的方法，其中确定所述尖端扭矩进一步包含：

确定所述尖端的第二角坐标的当前值和所述尖端的所述第二角坐标的期望值之间的第二差；和

31.根据权利要求25所述的方法，其中确定所述尖端力包含：

确定所述速度差和增益因子的乘积；以及

利用所述乘积确定所述尖端力的分量。

32.根据权利要求25所述的方法，其中确定所述尖端力包含：

确定所述尖端的角速度和所述尖端的期望角速度之间的角速度差；

确定所述角速度差和增益因子的乘积；以及

利用所述乘积确定所述尖端力的分量。

33.根据权利要求25所述的方法，其中所述关节提供多于六个运动自由度，包括对于所述尖端的移动冗余的运动自由度，并且确定所述关节扭矩使用冗余的自由度来保持所述关节远离所述关节的运动范围限制或远离关节扭矩限制。

34.根据权利要求25所述的方法，其中确定所述张力包含：

利用所述构形测量结果分别确定所述关节的关节扭矩；和

利用所述关节扭矩确定所述传动系统的张力。

35.根据权利要求34所述的方法，其中确定所述张力进一步包含：

按照从所述器械的远端朝着所述器械的近端的次序顺序地评价所述关节，其中评价每个关节包含利用所述关节的所述关节扭矩和对于更接近所述器械的所述远端的关节确定的张力来确定直接施加到正在评价的关节的张力。

36.根据权利要求35所述的方法，其中当评价每个关节时，直接施加到正在评价的关节的传动系统的张力被选定为等于额定值，并且直接施加到所述关节的其余传动系统的一个张力或多个张力被计算以产生该关节的关节扭矩，并且被检验是否大于或等于所述额定值。

37.根据权利要求36所述的方法，其中所述额定值被选定为有效地释放所述传动系统中的所有张力。

38.根据权利要求36所述的方法，其中所述额定值被选定为有效地保持所述传动系统中的所有张力。

39.根据权利要求34所述的方法，其中确定所述张力包含：

根据所述关节扭矩确定远端张力；和

40.根据权利要求34所述的方法，其中利用所述关节扭矩确定所述张力包含：

根据所述关节扭矩确定远端张力；和