JP2020039922A - マルチジョイント医療器具の作動における張力制御 - Google Patents

Abstract

【課題】マルチジョイント医療器具のための制御システムを提供する。【解決手段】制御システムは、アクチュエータが器具伝達システムを通じて加える張力Ｔ１、Ｔ２、Ｔ３、Ｔ４、Ｔ５、及びＴ６を決定するとともに制御するために、測定値を使用する。張力及びフィードバックの使用は、ジョイント８１０、８２０、及び８３０の位置がアクチュエータ位置と直接関連付けることができないときでさえジョイントとアクチュエータとの間の無視できないコンプライアンスを提供する伝達システムを有する医療器具の制御を可能にする。１つの実施形態は、所望の及び測定されたジョイント位置の間の差からジョイントトルク及び張力を決定する。ジョイントトルクから張力の決定は、器具の遠位端部から器具の近位端部に向かう順のジョイント連続的な評価を使用して実行され得る。【選択図】図８Ａ

Description

低侵襲医療処置はしばしばコンピュータを用いて又はコンピュータインターフェースを介して制御される器具を用いる。例えば、図１は、現在のロボット制御された医療器具の基本的な動作原理を説明するために単純化された構造を有するロボット制御される器具１００を示す。（ここで使われるように、用語「ロボット」又は「ロボットで」及び同様のものは、遠隔操作又は遠隔操作ロボットの態様を含む。）器具１００は、細長いシャフト又はメインチューブ１２０の遠位端部にツール又はエンドエフェクタ１１０を含む。図示された例では、エンドエフェクタ１１０は独立した顎部１１２及び１１４を有する鉗子又ははさみのような顎部付きツールであり、少なくとも顎部１１２は顎部１１４に対して開閉するように移動可能である。医療処置中の使用において、メインチューブ１２０の遠位端部のエンドエフェクタ１１０は、患者の小さい切開部を通って挿入され得るとともに患者内の作業部位に位置決めされ得る。顎部１１２は次に、例えば、外科的な作業の遂行中、開閉され得るので、所望の動きのみを行うように精密に制御されなければならない。実際的な医療器具は、一般に、医療処置を行うために、顎部１１２及び１１４の開閉に加えて、多くの運動の自由度を必要とする。

メインチューブ１２０の近位端部は、バックエンド機構１３０と呼ばれることもある伝達又は駆動機構１３０に付く。撚り線、ロッド、チューブ、又はこれらの構造の組合せであり得る、テンドン１２２及び１２４は、バックエンド機構１３０からメインチューブ１２０を通って延びるとともにエンドエフェクタ１１０に付く。典型的な手術器具はまた、バックエンド機構１３０が器具１００のエンドエフェクタ１１０及び／又は他の駆動される要素を作動させるためにテンドンを操作し得るように、バックエンド機構１３０をエンドエフェクタ１１０、手首機構（図示せず）、又はメインチューブ１２０の駆動される脊椎骨部に接続する、追加的なテンドン（図示せず）も含む。図１は、顎部１１２の１自由度の動きをもたらすピンジョイント構造１１６を有するような顎部１１２を示す。２つのテンドン１２２及び１２４は、プーリ１３２の回転が顎部１１２を回転させるように、顎部１１２及びバックエンド機構１３０のプーリ１３２に取り付けられる。

プーリ１３２は、メカニカルアーム（図示せず）の端部にあり得る、駆動モータ１４０に取り付けられ、制御システム１５０は駆動モータ１４０を電気的に制御する。制御システム１５０は、一般的に、適切なソフトウェア、ファームウェア、及び周辺ハードウェアとともにコンピュータシステムを含む。他の機能の中で、制御システム１５０は一般的に外科医又は他のシステムオペレータに作業部位及びエンドエフェクタ１１０の画像（例えば、立体視）を提供するとともに、外科医がエンドエフェクタ１１０の動きを制御するように操作することができる制御装置又はマニピュレータを提供する。制御装置のユーザの操作の解釈及び顎部１１２の対応する動きを生じさせるためのモータ信号の生成に必要とされるソフトウェア又はファームウェアは一般的に現実のロボット医療器具において複雑である。制御タスクの一部を検討すると、駆動モータ１４０のための制御信号の生成は通常、顎部１１２の角度又は位置とバックエンド機構１３０の駆動モータ１４０又はプーリ１３２の角度又は位置との間の関係を用いる。テンドン１２２及び１２４が剛である場合（例えば、テンドンの伸張が無視できる場合）、制御システム１５０は、外科医が指示するように顎部１１２を動かすのに必要な制御信号を決定するのに器具１００の幾何学的配置によって決定されるような駆動モータ１４０の角度位置と顎部１１２の角度位置との間の直接的関係を使うことができる。例えば、使用荷重の下での、テンドン１２２及び１２４の小さい伸張は、モータ位置をエンドエフェクタに関連付ける幾つかの数学的なモデルによって対処され得る。しかし、エンドエフェクタ１１０、テンドン１２２及び１２４、並びにバックエンド機構１３０を含む機械的な構造が高いコンプライアンスを有する場合、モータ１４０（又はプーリ１３２）の角度位置と顎部１１２の角度位置との間の関係は、医療器具のための十分な正確さでモデル化することが困難又は不可能になり得る。その結果、このようなシステムは、与えられたアクチュエ−タ制御信号と駆動された要素の位置との間の固定した関係に頼らない制御プロセスを必要とする。

以下では医療器具のジョイントが、ピンジョイント構造又は器具の先端の１又は多自由度の動きを提供する構造になり得ることに留意されるべきである。例えば、ジョイントは、連続的な柔軟な部分、又は連続的な柔軟な部分を近付けるピンジョイントの組合せ、又は純粋な回転ではないがあるローリングジョイントを提供する単一の回転ジョイントであり得る。例えば、Ｃｏｏｐｅｒ他による、“Ｆｌｅｘｉｂｌｅ Ｗｒｉｓｔ ｆｏｒ Ｓｕｒｇｉｃａｌ Ｔｏｏｌ”という名称の特許文献１、Ｃｏｏｐｅｒ他による、“Ｓｕｒｇｉｃａｌ Ｔｏｏｌ Ｈａｖｉｎｇ ａ Ｐｏｓｉｔｉｖｅｌｙ Ｐｏｓｉｔｉｏｎａｂｌｅ Ｔｅｎｄｏｎ−Ａｃｔｕａｔｅｄ Ｍｕｌｔｉ−ｄｉｓｋ Ｗｒｉｓｔ Ｊｏｉｎｔ”という名称の特許文献２、を参照。

最先端の医療用ロボット器具では、アクチュエータの位置は、所望の器具先端動作又は位置を生じさせるためにサーボ制御されることにも留意されたい。このようなアプローチは、アクチュエータと器具ジョイントとの間の伝達システムが全ての実用的な目的に関して剛である限り効率的である。例えば、“Ｃａｍｅｒａ Ｒｅｆｅｒｅｎｃｅｄ Ｃｏｎｔｒｏｌ ｉｎ ａ Ｍｉｎｉｍａｌｌｙ Ｉｎｖａｓｉｖｅ Ｓｕｒｇｉｃａｌ Ａｐｐａｒａｔｕｓ”という名称の特許文献３を参照。このようなアプローチはまた、伝達システムの柔軟性が正確にモデル化され得るとともにＢａｒｂａｇｌｉ他による“Ｒｏｂｏｔｉｃ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔ Ｃｏｎｔｒｏｌ Ｓｙｓｔｅｍ”という名称の特許文献４に記載されたようなコントローラに含まれるモデルであり得る場合に効率的になり得る。

米国特許第７，３２０，７００号 米国特許第６，８１７，９７４号 米国特許第６，４２４，８８５号 米国特許出願公開第２００９／００１２５３３号

本発明の態様によれば、多自由度を有する器具のための制御システム及び方法は、近位アクチュエータが一連の伝達システムを通じて器具に加える力を決定するとともに制御するために、器具の現在の配置／速度と器具の所望の配置／速度との間の差を使用する。加えた力及び医療器具の結果として生じる配置を示すフィードバックの使用は、器具の伝達システムが近位アクチュエータと離れて駆動される要素との間に無視できないコンプライアンスを有するとしても、医療器具のロボット制御を可能にする。フィードバックアプローチは特に、器具の配置が近位アクチュエータの位置から直接推測されることができないときでさえ、正確な器具の操作を可能にする。

本発明の１つの実施形態では、エンドエフェクタ又は先端の配置が測定される又はそうでなければ決定され、現在と所望の先端の配置の間の差が所望の先端の配置を実現するために必要とされる必要なジョイントトルク及び印加力を決定するのに用いられる。この制御方法の実施形態は、例えば、器具の他の部分において柔軟性を許容しながら、組織との器具の相互作用を促進するように、動的挙動の選択を可能にし得る。

本発明の他の実施形態では、器具の各ジョイントの配置が測定され、現在と所望のジョイントの配置の間の差が、所望の配置に全てのジョイントを動かすために必要なアクチュエータ力を決定するために使用される。

本発明の１つの特定の実施形態は、複数のジョイント、アクチュエータ、伝達システムを含む医療用システムである。伝達システムは、アクチュエータに結合される近位端部をそれぞれ有し、それぞれの伝達システムは、関連するジョイントの関節動作のために力の伝達を可能にするように、関連するジョイントの１つに結合される遠位端部を有する。医療用システムのセンサは、ジョイント又は器具の先端の配置を測定し、伝達システムに力を加えるためにアクチュエータを作動させる制御システムは、センサから配置の測定結果を受信するとともに伝達システムに加えられる駆動力を決定するために配置の測定結果を使用する。

本発明の他の特定の実施形態は、医療器具を制御するための方法である。方法は、医療器具の複数のジョイントの配置を測定するステップ、医療器具の所望の配置を示す命令を受信するステップ、それぞれのアクチュエータをジョイントに接続する伝達システムの張力をそれぞれ決定するステップ、及び力を伝達システムにそれぞれ加えるようにアクチュエータを作動させるステップ、を含む。印加力の決定は、アクチュエータの位置に無関係である。

図１は、既知のロボット制御医療器具の特徴を示す。 図２は、器具の関節接合された脊椎骨部を制御するためにコンプライアント（compliant）伝達システムを通じて加えられる力を制御する本発明の実施形態による制御プロセスを使用して操作され得る医療器具を示す。 図３Ａは、本発明の実施形態による制御プロセスが機械的なジョイントを操作するために最小及び最大の力の伝達を有する伝達システムで動作し得る医療器具を示す。 図３Ｂは、ジョイントが連続的な柔軟な構造を含む本発明の実施形態を示す。 図３Ｃは、図３Ｂのジョイントの１自由度の動きを制御するために使用される１対のテンドンの位置を示す。 図４は、ロボット医療システムを概略的に示すとともに、コンプライアント伝達システムを通じてアクチュエータに接続される遠隔操作のジョイントを制御する本発明の実施形態に使用される量を示す。 図５Ａは、本発明の実施形態による制御プロセスのフローチャートである。 図５Ｂは、アクチュエータ速度とジョイント速度との間の差に関連付けられた張力修正値を決定するためのプロセスのフローチャートである。 図５Ｃは、同じジョイントを操作するアクチュエータの速度の間の差に関連付けられた張力修正値を決定するためのプロセスのフローチャートである。 図５Ｄは、最大及び最小の印加張力の制御のための関数を示す。 図６は、ロボット医療システムを概略的に示すとともに、特にマルチジョイント器具を制御する本発明の実施形態に使用される量を示す。 図７Ａは、測定されたジョイントの配置と所望のジョイントの配置との間の差に基づいて印加張力を選択する本発明の実施形態によるプロセスのフローチャートである。 図７Ｂは、測定された先端の配置と所望の先端の配置との間の差に基づいて印加張力を選択する本発明の実施形態によるプロセスのフローチャートである。 図８Ａは、平行駆動軸でジョイントを制御する本発明の実施形態による駆動力制御を使用して操作され得るマルチジョイント器具の一部の側面図である。 図８Ｂは、本発明の実施形態による駆動力制御を使用して操作され得る直交作動軸を持つジョイントを有するマルチジョイント器具の一部の側面図を示す。 図８Ｃは、本発明の実施形態による駆動力制御を使用して操作され得る直交作動軸を持つジョイントを有するマルチジョイント器具の一部の端面図を示す。 図９Ａは、ジョイントが２自由度の動きをもたらす連続的な柔軟な構造を含む本発明の実施形態を示す。 図９Ｂは、図９Ａのジョイントの２自由度の動きを制御するための４つのテンドンを用いる本発明の実施形態を示す。 図９Ｃは、図９Ａのジョイントの２自由度の動きを制御するための３つのテンドンを用いる本発明の実施形態を示す。 図９Ｄは、各ジョイントが連続的な柔軟な構造を含むとともに２自由度の動きを提供する２つのジョイントの医療器具の実施形態を示す。 図９Ｅは、図９Ｄの器具の２つのジョイントによって提供される４自由度の動きを制御するために６つのテンドンを用いる本発明の実施形態を示す。 図１０は、マルチジョイント器具のジョイントの連続的な評価を通じて張力を決定する本発明の実施形態によるプロセスを説明するフローチャートである。

異なる図面における同じ参照符号の使用は、同様または同一の品目を示す。

本発明の一態様によれば、医療器具は、アクチュエータ位置とジョイント位置との間の固定の関係を提供しない伝達システムを介して制御され得る。特に、システムオペレータ（例えば外科医）の動作が医療用器具のための現在の所望の配置／速度を示す一方、センサは器具の実際の配置／速度を想定する。力、張力、又はトルクが、次に所望の及び測定された配置にしたがって選択され、器具をその所望の配置に向けて動かすために伝達システムを通じて加えられる。加えられる力、張力、又はトルクの選択基準は、加えられる力、張力、又はトルクの以前の選択基準がジョイントにオーバーシュート又は所望の位置に到達し損なうことをもたらす場合、変更され得る。

図２は、全体が参照により本願に援用される、“Ｃｏｍｐｌｉａｎｔ Ｓｕｒｇｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅ，”という名称の米国特許出願第１２／４９４，７９７号に記載されたような伝達システムを有するコンプライアント医療器具（compliant medical instrument）２００の一部を示す。器具２００は、テンドン２２２及び２２４のそれぞれの張力の制御を通じて操作される接合された要素２１０を含む。一般に、器具２００は、接合された要素２１０と同様の多くの機械的ジョイントを含み得るとともに、各ジョイントはテンドン２２２及び２２４と同様なテンドンを使用して制御され得る。例示的な実施形態では、器具２００は、患者の自然な管腔に追従するように操作され得るエントリガイドである。エントリガイドは、典型的には（要素２１０を含む）脊椎骨部を囲む柔軟な外側シース（さや）部（図示せず）を含み、そこを通って他の機械的器具が作業部位へのアクセスために挿入され得る１つ又は複数の中央管腔部を提供する。コンプライアンスは特に、エントリガイドの作用又は反作用が、エントリガイドに対して動く又は押し付け得る周囲の組織に損傷を与えることを防ぐために、エントリガイドにおいて望ましくなる。しかし、他のタイプの医療器具も、図２に示されたタイプのコンプライアント駆動機構から利益を得ることができる。

器具２００は、テンドン２２２及び２２４を持ち接合された要素２１０と駆動モータ２４２及び２４４に接続するコンプライアント駆動システムを提供するバックエンド機構２３０を含む。特に、バックエンド機構２３０は、テンドン２２２及び２２４並びに駆動モータ２４２及び２４４に取付けられたバネシステム２３５を含む。図２の各バネシステム２３５は、機械的駆動システム２３２及び定荷重バネ２３４を含む。各駆動システム２３２は、モータ２４２又は２４４を結合するとともに駆動モータ２４２又は２４４の回転運動を付随する定荷重バネ２３４によってテンドン２２２又は２２４に加えられる定荷重を変更する直線運動に変換する。図示された実施形態では、各定荷重バネ２３４は、従来のフックの法則バネ２３６及びカム２３８を含む。各バネ２３６は、駆動システム２３２の直線運動がバネ２３６の近位端部を動かすように、付随する駆動システム２３２に接続する。各カム２３８は、その上で付随するバネ２３６の遠位端部に取付けられたケーブル２３７が付くとともに支えられて動く第１のガイド面及びその上でテンドン２２２又は２２４の一部が付くとともに支えられて動く第２のガイド面を有する。各カム２３８のガイド面は概して、取付けられたケーブル２３７及び取付けられたテンドン２２２又は２２４の動作のための異なるモーメントアームを提供するとともに、テンドン２２０又は２２４の長さの手繰り出し又は手繰り寄せが取付けられたバネ２３６によって加えられる力を変化させるときにテンドン２２２又は２２４の張力が一定に留まるように、成形される。各カム２３８の各表面は、テンドン２２２又は２２４において一定の張力を保持しながらテンドン２２２又は２２４の所望の動きの範囲を提供するように、１つ又は複数の回転のために延びる螺旋面であり得る。

各駆動システム２３２は、対応するバネ２３６の近位端部の位置を制御し、したがって対応するバネ２３６の基準の伸びの量及び取付けられたテンドン２２２又は２２４の張力に影響を与える。動作中、バネシステム２３５の駆動システム２３２が取付けられたバネ２３６を引く場合、バネ２３６は伸張し始め、要素２１０及びバネシステム２３５に取付けられたテンドン２２２又は２２４が固定して保持される場合、バネ２３６がカム２３８に加える力は増加し、したがって取付けられたケーブル２２２又は２２４の張力は増加する。したがって、テンドン２２２又は２２４の張力は、（フックの法則、カム２３８のモーメントアーム、及びバネ２３６のバネ定数に従って）それぞれのバネ２３６の近位端部の動きに直線的に決まるが、各バネシステム２３５は、非対称に振る舞う、すなわち、テンドン２２２又は２２４を動かす外部の又は遠位の力に応じた一定の力で作動する。定荷重バネ２３４及び駆動システム２３２は、代替的には、上述の米国特許出願１２／４９４，７９７にさらに記載されたような様々な方法で実装され得る。

接合された要素２１０は、１自由度の動き（例えば、軸周りの回転）を有するとともに、概して、駆動モータ２４２又は２４４が取付けられた定荷重バネ２３８によって加えられる力を変化させるように駆動システム２３２を回転させる場合に動く。しかし、この駆動機構は、外力が駆動システム２３２の対応する回転なしに要素２１０を動かすことができるように、コンプライアントである。結果として、接合された要素２１０の位置又は向きと駆動システム２３２又は駆動モータ２４２の位置との間に固定された関係が無い。本発明の態様によれば、制御システム２５０は、要素２１０の向きを測定するためのセンサ２６０を使用する。センサ２６０は、例えば、要素２１０を含む器具２００の長さに沿って接合された要素２１０の形状を検知する、形状センサであり得る。形状センサの幾つかの例が、Ｌａｒｋｉｎ他による“Ｒｏｂｏｔｉｃ Ｓｕｒｇｅｒｙ Ｓｙｓｔｅｍ Ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ Ｐｏｓｉｔｉｏｎ Ｓｅｎｓｏｒｓ Ｕｓｉｎｇ Ｆｉｂｅｒ Ｂｒａｇｇ Ｇｒａｔｉｎｇｓ” という名称の米国特許出願公開２００７／０１５６０１９Ａ１（２００６年７月２０日出願）、Ｇｉｕｓｅｐｐｅ Ｍ． Ｐｒｉｓｃｏによる"Ｆｉｂｅｒ ｏｐｔｉｃ ｓｈａｐｅ ｓｅｎｓｏｒ"という名称の米国特許出願１２／１６４，８２９（２００８年６月３０日出願）に記載され、いずれも参照によって本願に援用される。しかし、接合された要素２１０の角度位置を測定することができる任意のセンサが代替的に使用され得る。さらに以下で説明される制御プロセスが、接合された要素２１０を操作するために必要な印加力の計算のためにこのような測定を用いる。

器具２００は、バックエンド機構２３０がモータパックから取り外される場合、「バックドライビング（ｂａｃｋｄｒｉｖｉｎｇ）」能力を有し、定荷重バネ２３５は、依然としてテンドン２２２及び２２４が緩むことを防ぎ、器具の遠位部分が、バックエンド機構２３０に損傷を与えること無しに又はテンドン２２２又は２２４に緩みを作ること無しに、手動で配置される（又はある姿勢を取らされる）ことを可能にする。この「バックドライビング」能力は一般的に、手術器具、特に器具が制御システム２５０による能動的な制御下にない間の器具の挿入中に曲げられ得る又は操作され得る柔軟なメインチューブを持つ器具、の望ましい特性である。例えば、器具２００は、ある姿勢に手動でされ得るとともに、メインシャフト内のテンドンは過度な張力又は緩みに見舞われない。

医療器具のジョイントのためのコンプライアント伝達システムの他の例が図３Ａに示される。図３Ａは、全体が参照により本願に援用される、“Ｐａｓｓｉｖｅ Ｐｒｅｌｏａｄ ａｎｄ Ｃａｐｓｔａｎ Ｄｒｉｖｅ ｆｏｒ Ｓｕｒｇｉｃａｌ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ”という名称の米国特許出願第１２／２８６，６４４号に記載されたように、器具の動作中に駆動モータが自由に回転する又は駆動テンドンが駆動モータに対してスリップすることを可能にする駆動プロセスを用いる医療器具３００の例示的な実施形態を示す。医療器具３００は、メインチューブ３２０の端部にエンドエフェクタ３１０を有し、バックエンド機構３３０が、エンドエフェクタ３１０の１自由度の動きを制御するために、メインチューブ３２０を通って延びる、テンドン３２２及び３２４を操作する。図示された実施形態では、テンドン３２２及び３２４は、テンドン３２２及び３２４の張力が、エンドエフェクタ３１０をピボットジョイント構造周りに反対方向に回転させ易くするように、エンドエフェクタ３１０の機械的部材に付く。

図３Ａのジョイント構造は単なる例であり、１組のテンドンに加えられる張力に応じて１自由度の運動を提供する他のジョイント構造が本発明の代替的な実施形態に用いられ得る。例えば、図３Ｂは、カテーテル、消化管、結腸、及び気管支用内視鏡、ガイドワイヤ、又は例えば組織サンプリングために使用される把持装置及び針等の他の内視鏡器具に一般的に見られるようなジョイント３１０の実施形態を示す。

これは、テンドン３２２及び３２４を通じて加えられる力に応じて屈曲する又は曲がることができる。カテーテルジョイントは、テンドン３２２及び３２４の張力の差に応じて曲がるプラスチック材料の押出成形品を単に含み得る。１つの構造では、テンドン３２２及び３２４は、図３Ｃに示されるように、カテーテル内の管腔を通って延びるとともに、カテーテルの端部に付く。したがって、テンドン３２２及び３２４の力は、より大きい張力を有するテンドン３２２又は３２４に応じた方向にカテーテルを曲げるために使用され得る。カテーテルの曲げは、例えば、挿入中にカテーテルを誘導するために、使用され得る。図３Ｂの実施形態では、遠位端部センサ３６０が「ジョイント」角度及び速度を測定又は計算するために、カテーテルの遠位部分の曲げ角度を測定し得る。１つの特定の実施形態では、曲げ角度は、カテーテルの遠位の柔軟部分のベースに対するカテーテルの先端の向きとして定義され得る。図３Ｂのカテーテルジョイント３１０のためのバックエンド及び制御アーキテクチャは、測定されたジョイント角度及び速度が、アクチュエータケーブル管腔と遠位柔軟部分の中心との間の距離の掛け算によってテンドンの位置および速度に変換され得ることを除いて、図３Ａの実施形態のものと同一であり得る。

メインチューブ３２０の近位端部に付く、バックエンド機構３３０は、駆動モータ３４２及び３４４によって加えられるトルクをそれぞれのテンドン３２２及び３２４の張力並びにエンドエフェクタ３１０の駆動ジョイントに加えられる力又はトルクに変換する伝達部として、作用する。図示された実施形態では、駆動モータ３４２及び３４４は、その周りをそれぞれのテンドン３２２及び３２４が巻き付くキャプスタン３３２及び３３４に直接結合するダイレクトドライブ電動モータであり得る。特に、テンドン３２２は、対応するキャプスタン３３２の周りに（全部の回転より小さい或いは１又は複数の回転と同じくらい大きくなり得る）設定された巻付角度で巻き付き、キャプスタン３３２に固定されていないがキャプスタン３３２から受動的予荷重システム３３３に延びる端部を有する。同様に、テンドン３２４は、対応するキャプスタン３３４の周りに設定された巻付角度で巻き付き、キャプスタン３３４から受動的予荷重システム３３５に延びる端部を有する。テンドン３２２及び３２４は、キャプスタン３３２及び３３４に永久的に取り付けられる必要がないので、テンドン３２２及び３２４は、キャプスタン３３２及び３３４に対して並びにそれぞれキャプスタン３３２及び３３４に結合する駆動モータ３４２及び３４４の軸に対して滑ることができる。

テンドン３２２及び３２４の近位端部は、それぞれの受動的予荷重システム３３３及び３３５に付き、それぞれは、図３Ａにおいて一緒に定荷重バネとして作動するカム及びフックの法則バネとして実装される。受動的予荷重システム３３３及び３３５は、システム３３２及び３３４が器具３００の動きの範囲全体に渡ってテンドン３２２及び３２４に０でない力又は張力を加えるように、付勢される。この構造を使って、キャプスタン３３２及び３３４は自由に回転でき、受動的予荷重システム３３３及び３３５は、テンドン３２２及び３２４の張力を制御するとともに、必要な長さのテンドン３２２及び３２４を引き入れる又は繰り出すことによってテンドン３２２及び３２４の緩みを避ける。バックエンド機構３３０がモータ３４２及び３４４から取り外されるとき、受動的予荷重システム３３３及び３３５は、依然としてテンドン３２２及び３２４が緩むことを防ぎ、メインチューブ３２０が（柔軟な場合に）バックエンド機構３３０に損傷を与えること無しに又はテンドン３２２又は３２４に緩みを作ること無しに、手動で配置される（又はある姿勢を取らされる）ことを可能にする。したがって、器具３００はまた、図２の器具２００に関して上述されたものと同様の「バックドライビング」能力を有する。

エンドエフェクタ３１０は、制御システム３５０及び人間の入力（例えば、マスタスレーブサーボ制御システムにおけるマスタ制御入力）の能動制御下で駆動モータ３４２及び３４４を用いて操作され得る。例えば、モータ３４２がテンドン３２２を引き寄せるとき、モータトルクは、テンドン３２２の遠位部分における印加張力として伝達される。（キャプスタン３３２がテンドン３２２の近位部分に加えることができる最大張力は、テンドン３２２がキャプスタン３３２に対して滑り始める張力に依存するが、一般的に、実際使用される最大張力は、テンドン３２２及び３２４がキャプスタン３３２及び３３４を滑ることを防ぐように選択され得る。）同時に、モータ３４４への動力が止まり、モータ３４４及びキャプスタン３３４が自由に回転することを許容するとき、テンドン３２４は、受動的予荷重システム３３５がキャプスタン３３４を通してテンドン３２４の近位端部に加える定荷重である最小張力に保たれ得る。テンドン３２２におけるより大きい張力はその結果エンドエフェクタ３１０を図３Ａの反時計周りに回転させる傾向がある。同様に、テンドン３２４を通じてエンドエフェクタ３１０に力を加えるためにモータ３４２への動力を止めるとともにモータ３４４に動力を供給することは、エンドエフェクタ３１０を図３Ａに時計回りに回転させる傾向がある。テンドン３２２及び３２４が張力下にある一方モータ３４２及び３４４が自由に回転する能力並びにテンドン３２２及び３２４のキャプスタン３３２及び３３４での滑りの許容は、制御システム３５０がモータ３４０及びエンドエフェクタ３１０の角度位置の間の固定された関係に依存することを許容しない。しかし、制御システム３５０は、テンドン３２２及び３２４を通じて駆動されるジョイントに対するエンドエフェクタ３１０の角度位置を測定するためにセンサ３６０を使用することができる。

図２、３Ａ、及び３Ｂの器具は、特に柔軟なメインチューブを持つ器具に望ましい、コンプライアンスを提供するアクチュエータと駆動されるジョイントとの間の伝達システムを有し得る。しかし、コンプライアンスを持つ伝達システムはまた、従来の器具にも存在し得る。例えば、図１の既知の器具は、屈曲する器具の部分における被覆又はボーデンケーブル及び直線部分におけるロッド要素を使用し得る。ロッド要素は、アクチュエータ及びジョイント位置の直接の関係に干渉する伸張を減少させ得る。しかし、幾つかの用途において、より柔軟な材料のテンドン（例えば、電気絶縁又は最小の摩擦が望まれる場合のポリマーテンドン）を使用することが望ましくなり得るが、このようなテンドンは、アクチュエータとジョイント位置との間の直接の関係に依存する制御プロセスに対して、許容できない量の伸びをもたらし得る。ワイヤを引く固体の鋼もまた、伝達システムの中に又は伝達システムとして使用され得る。

本発明の態様によれば、図２、３Ａ、及び３Ｂの医療器具又は他のコンプライアント伝達システムを有する器具のための制御プロセスは、機械的なジョイントを駆動するために加えられることになる張力を決定するために、機械的なジョイントの位置の遠隔測定を用いることができる。制御プロセスはまた、剛性伝達システムを有する器具に用いられ得る。図４は、角度又は位置θに対応する１自由度の動きを有する機械的ジョイント４１０を有する医療器具４００の概念を概略的に示す。位置の用語は、デカルト座標の位置、角度位置、又は機械的システムの１自由度の構成の他の表示を含むように、ここでは広く用いられる。センサ（図示せず）は、遠隔ジョイント４１０における位置θを測定するとともに、測定された位置θを制御システム４５０に、例えば、器具４００の遠位端部におけるセンサから器具のメインチューブ（図示せず）を通って器具の近位端部の制御システム４５０に延びる信号線（図示せず）を通じて、提供する。センサは、追加的にジョイント４１０の動きに関する速度ｄθ／ｄｔを測定し得る、又は速度ｄθ／ｄｔは、位置θの２つ以上の測定値と測定値の間の時間から決定され得る。

ジョイント４１０は、ジョイント４１０がアクチュエータ４４０から離れるように、例えば、アクチュエータ４４０が器具の近位端部にある一方ジョイント４１０が器具の遠位端部にあり得るように、伝達システム４２０を通じてアクチュエータ４４０に接続される。図示された実施形態では、伝達システム４２０は、アクチュエータ４４０によって伝達システム４２０に加えられた張力Ｔがジョイント４１０を時計回りの方向に回転させる傾向があるように、ジョイント４１０に接続する。一般的に、伝達システム４２０は、アクチュエータ４４０からジョイント４１０に力を伝達するために使われる全体の機構を含み、アクチュエータ４４０は、ケーブル又は伝達システム４２０の他の構成要素に張力をもたらす伝達システム４２０に力又はトルクを加え得る。しかし、このような張力は、概して加えられた力又はトルクに比例するので、張力の用語は、ここでは一般性を失うことなく、力又はトルクも示すように使用されることが意図される。伝達システム４２０は（必ずしも必要ではないが）、非常にコンプライアントなのでジョイント４１０の位置とアクチュエータ４４０の位置との間の直接の関係がジョイント４１０の制御のために十分正確でないことも留意されるべきである。例えば、伝達システム４２０は、伝達システム４２０に加えられる張力Ｔの最小及び最大の間で、伝達システム４２０の有効長さの差がジョイントの関節の４５°に対応し得るように、伸張し得る。その一方、典型的な医療装置は、アクチュエータ位置に基づいてジョイントの位置を正確にモデル化することができるように、ジョイントの関節の数度より小さい角度に対応する伸びを許容する。一般的な場合、コンプライアンスはバネ構造の単純なフックの方向の伸びに限定されないことが理解されるべきである。伝達システム４２０は、例えば、テンドン２２２及び図２の実施形態のバックエンド機構２３０の少なくとも一部又はテンドン３２２及び図３Ａの実施形態のバックエンド機構３３０の少なくとも一部を含み得る。一般的に、伝達システム４２０の近位端部に加えられる張力Ｔへの及びジョイント４１０又は伝達システム４２０の長さに沿って加えられる外力への伝達システム４２０の応答は、モデル化することが難しくなり得る。

図２又は３Ａの駆動モータ２４２又は３４２を含み得る、アクチュエータ４４０は、伝達システム４２０の近位端部に張力Ｔを加えるとともに、伝達システム４２０を通じてジョイント４１０に力又はトルクを加えるが、他の力又はトルクもジョイント４１０に加えられる。特に、１つ又は複数の他の伝達システム４２０が、ジョイント４１０に接続され得るとともにジョイント４１０を回転させる傾向がある正味の張力又は力を全体として加え得る。図示された図４の実施形態では、伝達システム４４２は、伝達システム４４２の張力が、加えられた張力Ｔに対抗する傾向があるとともにジョイント４１０を図４の反時計回りに回転させる傾向があるように、ジョイント４１０及び駆動モータ４４２に接続される。追加的な伝達システム４２２又はジョイント４１０に接続された伝達システムは、伝達システム４２２がジョイント４１０に接続する相違以外は、伝達システム４２０と同じであり得る。

制御システム４５０は、アクチュエータ４４０が伝達システム４２０に加える張力Ｔを制御する駆動信号を生成するように、プログラムを実行する汎用コンピュータ又は配線された回路であり得る。アクチュエータ４４０が電動モータである場合、駆動信号は、アクチュエータ４４０からのトルク出力を制御する駆動電圧又は電流であり得るとともに、張力ＴはテンションＴが伝達システム４２０に加えられるところの有効モーメントアームによって割られるモータトルクと等しい。さらに以下に記載されるように、制御システム４５０は、ジョイント４１０に関する所望の位置θ_Ｄ、所望の速度ｄθ_Ｄ／ｄｔ、及び現在の及び先の時間におけるジョイント４１０に関する位置θの１つ又は複数の測定値を用いて、張力Ｔ又はモータトルクの大きさを計算し得る。ユーザ（例えば、システム４００を制御する外科医）は、コントローラ４６０を操作することによって所望の位置θ_Ｄ及び速度ｄθ_Ｄ／ｄｔを提供することができる。コントローラ４６０の正確な構成は、そこから所望の位置θ_Ｄ及び速度ｄθ_Ｄ／ｄｔに関する値が決定され得る信号をコントローラ４６０が提供することができることを除いて、本発明に重要ではない。手動コントローラは、医療器具の動きに関する多くの同時の指示を示す信号を一般的に提供する複雑な医療器具に適しており、このような動きは、器具の複数のジョイントに作用する。コントローラ４６０としての使用のための適切なマニピュレータは、例えば、Ｉｎｔｕｉｔｉｖｅ Ｓｕｒｇｉｃａｌ， Ｉｎｃ．から入手できるｄａ Ｖｉｎｃｉ Ｓｕｒｇｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍのマスタコントローラに与えられている。

現在の測定された位置θから所望の位置θ_Ｄに時間間隔Δｔでジョイント４１０を動かすために必要な張力Ｔは概して、次のものを含む多くの要因に依存する：印加張力Ｔに抵抗するジョイント４１０の有効慣性、張力Ｔを加えるアクチュエータ４４０の慣性、ジョイント４１０に結合されるとともに所身の有効な力を加える任意の他の伝達システム４２２、ジョイント４１０に加えられる外力、ジョイント４１０の駆動又は伝達システムの動きに対抗する内部及び外部摩擦力、ジョイント４１０の現在の速度ｄθ／ｄｔ、及び内部及び外部減衰力。多くのこれらの要因は、器具４００の動作環境に応じて変化し得るとともに、測定又はモデル化することが困難であり得る。しかし、モデルは、システムの力学に基づいて又は医療器具の特定のジョイントに関して経験的に開発され得る。１つの特定の実施形態では、制御システム４５０は、張力Ｔを、それぞれジョイント４１０の測定された位置と所望の位置との間の差及びジョイント４１０の測定された速度と所望の速度との間の差である、遠位ジョイントの誤差（θ_Ｄ−θ）及び（ｄθ_Ｄ／ｄｔ−ｄθ／ｄｔ）から決定する。

図５Ａは、図４のシステム４００の基本構造を有する医療器具を制御するためのプロセス５００のフローチャートである。プロセス５００は、ジョイント４１０の位置θの現在の値を読み込むこと及びジョイント速度ｄθ／ｄｔに関する現在の値を決定することによってステップ５１０で開始する。速度ｄθ／ｄｔは、直接測定され得る又は決定され得る又は現在の位置θ、以前の位置θ’、測定値の間の時間間隔Δｔを用いて、例えば一定速度の仮定の下で（例えば、ｄθ／ｄｔ＝（θ−θ’）／Δｔ）又は速度の以前の決定が与えられる一定加速度の仮定の下で、良く知られた方法で近似され得る。ステップ５１５は次に、ジョイント４１０に関する所望の位置θ_Ｄ及び所望の速度ｄθ_Ｄ／ｄｔを取得し、ステップ５２０は、測定された位置と所望の位置との間の差又は誤差（θ_Ｄ−θ）及び測定された速度と所望の速度との間の差又は誤差（ｄθ_Ｄ／ｄｔ−ｄθ／ｄｔ）を計算する。

ステップ５２０において計算された位置及び速度の誤差は、所望の位置θ_Ｄに到達するためにジョイント４１０に必要とされる張力Ｔを決定するために使用され得る。図５Ａの実施形態では、印加張力Ｔは、複数の寄与を含み得るとともに、主要な寄与は、位置誤差（θ_Ｄ―θ）及び速度誤差（ｄθ_Ｄ／ｄｔ−ｄθ／ｄｔ）の関数ｆ_１として決定される、遠位張力Ｔ_ＤＩＳＴである。遠位張力Ｔ_ＤＩＳＴは、アクチュエータの位置、例えばモータシャフトの角度に無関係であり、これは、ジョイント４１０の位置とアクチュエータ４４０の位置との間に直接の関係が無い場合でさえ、遠位張力Ｔ_ＤＩＳＴの決定を可能にする。１つの特定の実施形態では、関数ｆ_１は、式１の形であり、ｇ１及びｇ２はゲイン係数であり、Ｃは定数又は形状依存パラメータであり、Ｔ_ｓｉｇｎは符号、すなわち±１である。符号Ｔ_ｓｉｇｎは伝達システム４２０の張力によって作り出されるジョイント４１０の動きに関連付けられ、例えば、伝達システム４２０のテンションＴが位置座標θを増加させる傾向にある場合に正（例えば＋１）になり得るとともに、伝達システム４２０のテンションＴが位置座標θを減少させる傾向にある場合に負（例えば−１）になり得る。他の実施形態では、関数ｆ_１は、例えば、力が常に正であるとともに伝達システムにおける緩みを避けるのに十分であるように、力の下限を強制する。パラメータＣは、システムの他の部分によってジョイント４１０に加えられる既知の又はモデル化された力に従って選択される定数であり得る。例えば、パラメータＣは、ジョイント４１０に力を加える他の伝達システムによってもたらされるトルクをバランスさせるように選択される定数であり得る、又は予想される摩擦力又は外力に相当し得る。しかし、パラメータＣは、厳密に定数である必要はなく、有効にモデル化され得る重力又は機械的剛性等の特性を補償する非定数項を含むことができ、したがって、パラメータＣは測定されたジョイント位置又は速度に依存し得る。ゲイン係数ｇ１及びｇ２は、ジョイント４１０の所望の剛性及び減衰にしたがって選択され得る。特に、ジョイント４１０が静的把持部として使用されるとき、組織に加えられる正味の把持力又はトルクは、式１の項ｇ１（θ_Ｄ−θ）によって決まる。一般的に、ゲイン係数ｇ１及びｇ２並びに定数Ｃは、ジョイント４１０の所望の剛性及び減衰又は応答性に従って、或いは誤差の蓄積に従って選択され得る。例えば、器具４００を患者内の自然な管腔に追従するように挿入するとき、ゲイン係数ｇ１は、ジョイント４１０が優しく振る舞うようにさせるとともにジョイント４１０が周囲の組織を傷つけることを防ぐように、低い値に設定され得る。挿入後、ゲイン係数ｇ１は、外科医が器具を用いて正確な外科的な仕事を実行することを可能にする高い値に設定され得る。
式１：Ｆ_１＝Ｔ_ｓｉｇｎ＊（ｇ１（θ_Ｄ−θ）＋ｇ２（ｄθ_Ｄ／ｄｔ−ｄθ／ｄｔ）＋Ｃ）
式１の項ｇ１（θ_Ｄ−θ）＋ｇ２（ｄθ_Ｄ／ｄｔ−ｄθ／ｄｔ）＋Ｃは、伝達システム４２０を用いて与えられた時間Δｔで所望の位置θ_Ｄまで到達するようにジョイント４１０を回転させるためのジョイント４１０において現在必要とされるトルク、張力、又は力をほぼ決定するために使用され得る。トルク及び力又は張力は、トルクが力と有効モーメントアームＲの積であることに関連し、この有効モーメントアームは、伝達システム４２０のジョイント４１０への接続部とジョイント４１０の回転軸との間の垂直距離によって定められる。有効モーメントアームＲは、ゲイン係数ｇ１及びｇ２並びに定数Ｃに吸収され得る又は計算された遠位張力Ｔ_ＤＩＳＴを計算されたトルクに変換するために使用され得る。

関数ｆ_１の適切な選択、例えば、式１のパラメータｇ１、ｇ２及びＣの適切な選択と伴う、遠位張力Ｔ_ＤＩＳＴは、アクチュエータ４４０が手動コントローラ４６０の人間のオペレータによる操作に応じた方法でジョイント４１０を動かすために加えるのに必要とされる力を近似し得る。しかし、オプションの修正値が、幾つかの状況下でステップ５３０、５３５、５４０及び５４５によって提供され得る。特に、オプションのステップ５３０及び５３５はそれぞれ、位置誤差（θ_Ｄ−θ）の飽和の合計又は積分Ｉを計算するとともに積分張力Ｔ_ＩＮＴを計算する。正、ゼロ、又は負であり得る、積分張力Ｔ_ＩＮＴは、ステップ５２５で計算された遠位張力Ｔ_ＤＩＳＴの修正値として加えられ得る。積分張力Ｔ_ＩＮＴは、飽和した積分Ｉの関数ｆ_２として計算され得るとともに単純に積分Ｉとゲイン係数の積であり得る。ステップ５３０で計算された飽和した積分Ｉは、単に過去のＮ個の間隔の位置誤差（θ_Ｄ−θ）又は間隔の終わりにおける測定された位置と達成されるべきであった所望の位置との間の差（θ_Ｄ，ｉ−θ_ｉ−１）に関する合計であり得る。合計に含まれる間隔の数Ｎは、制限されてもされなくてもよく、積分Ｉは、積分の大きさが最大飽和値を超えることが許されないという点で飽和し得る。飽和値は一般的に、積分張力Ｔ_ＩＮＴの最大値又は最小値を制限するように選択され得る。しかし、積分張力Ｔ_ＩＮＴの最大値又は最小値は代替的には、関数ｆ_２の値を計算するときに制限され得る。

オプションのステップ５４０は、近位張力Ｔ_ＰＲＯＸと本願では表される他の修正値を計算する。この近位張力は正、ゼロ、又は負であり得る。近位張力Ｔ_ＰＲＯＸは、ステップ５２５で計算された遠位張力Ｔ_ＤＩＳＴに加算され得る。図５Ｂは、近位張力Ｔ_ＰＲＯＸを計算するためのプロセスのフローチャートである。プロセス５４０は、アクチュエータ４４０の速度ｄθ_Ａ／ｄｔの現在の値を読み込むことによってステップ５４２において開始する。速度ｄθ_Ａ／ｄｔは、アクチュエータ４４０の基部に付く標準的なタコメータによって測定され得る。計算効率を向上させるために、ステップ５４２はまた、図５Ａのステップ５１０と５１５との間に実行するように計画され得る。ステップ５４４は次に、近位速度差又は誤差ｄｅ_ＰＲＯＸ／ｄｔを計算し、この近位速度差又は誤差ｄｅ_ＰＲＯＸ／ｄｔは、ジョイント４１０の所望速度ｄθ／ｄｔに基づいて計算された所望速度と現在のアクチュエータ速度ｄθ_Ａ／ｄｔに基づいて計算された現在の速度との間の差又は誤差として定義される。１つの特定の実施形態では、所望速度は、有効モーメントアームＲ、符号Ｔ_ｓｉｇｎ、及びジョイント４１０の所望速度ｄθ_Ｄ／ｄｔの積になり得る一方、現在の速度はアクチュエータ４４０の有効モーメントアーム及びアクチュエータ速度ｄθ_Ａ／ｄｔの積になり得る。図５Ｂの実施形態では、近位張力Ｔ_ＰＲＯＸは、近位速度誤差ｄｅ_ＰＲＯＸ／ｄｔの関数ｆ_４として決定される。１つの特定の実施形態では、関数ｆ_４は単純に近位速度誤差ｄｅ_ＰＲＯＸ／ｄｔとゲイン係数の積であり得る。ゲイン係数は、伝達システム４２０に対する追加的な減衰効果を提供するように選択され得る。

図５Ａのオプションのステップ５５０は、対張力Ｔ_ＰＡＩＲを計算する。この対張力Ｔ_ＰＡＩＲは、正、ゼロ、又は負の遠位張力Ｔ_ＤＩＳＴに対する修正値であり得る。この遠位張力Ｔ_ＤＩＳＴはステップ５２５で計算された。図５Ｃは、対張力Ｔ_ＰＡＩＲを計算するためのプロセス５５０のフローチャートである。プロセス５５０は、アクチュエータ４４０の速度ｄθ_Ａ／ｄｔの現在の値及びジョイント４１０に関連付けられた全ての他のアクチュエータの速度値を読み込むことによってステップ５５２において開始する。図４のシステムでは、ジョイント４１０に結合された２つのアクチュエータ４４０及び４４２並びに２つのアクチュエータ速度ｄθ_Ａ／ｄｔ及びｄθ_Ａ’／ｄｔがある。ステップ５５２はまた、図５Ａのステップ５１０と５１５との間に実行するように計画され得る。ステップ５５６は次に、対速度差又は誤差ｄｅ_ＰＡＩＲ／ｄｔを計算し、この対速度差又は誤差ｄｅ_ＰＡＩＲ／ｄｔは、アクチュエータ４４０及び４４２が実質的に同一である場合、例えば、それぞれの伝達システムの作動のために同じ有効モーメントアームを有する場合、ジョイント４１０に関連付けられたアクチュエータ４４０及び４４２の現在の速度ｄθ_Ａ／ｄｔ及びｄθ_Ａ’／ｄｔの間の差又は誤差として定義される。１つの特定の実施形態では、現在の速度誤差ｄｅ_ＰＡＩＲ／ｄｔは、差（ｄθ_Ａ／ｄｔ−ｄθ_Ａ’／ｄｔ）とアクチュエータ４４０及び４４２の有効モーメントアームの積になり得る。図５Ｃの実施形態では、対張力Ｔ_ＰＡＩＲは、対速度誤差ｄｅ_ＰＡＩＲ／ｄｔの関数ｆ_５として決定される。１つの特定の実施形態では、関数ｆ_５は単純に対速度誤差ｄｅ_ＰＡＩＲ／ｄｔとゲイン係数の積であり得る。ゲイン係数は、伝達システム４２０に対する追加的な減衰効果を提供するように選択され得る。

張力Ｔは、遠位張力Ｔ_ＤＩＳＴ、近位張力Ｔ_ＰＲＯＸ、対張力Ｔ_ＰＡＩＲ及び、積分張力Ｔ_ＩＮＴの和の関数として図５Ａのステップ５６０において決定される。図５Ｄの実施形態では、関数ｆ_３は張力Ｔの最大及び最小値を制限する。最大張力Ｔ_ＭＡＸ及び最小張力Ｔ_ＭＩＮは、制御システム４５０のプログラムに（例えば、ソフトウェアに）設定され得る。しかし、コンプライアントシステムそれ自体が、バックエンド機構の適切な設計を用いて最小又は最大張力を有し得る。例えば、図３Ａに示された伝達システムは、モータ／アクチュエータ３４２又は３４４が自由に回転する場合に予荷重システム３３３又は３３５の設定によって制御される最小張力Ｔ_ＭＩＮ、及びカップルモータ３４２又は３４４のトルクが、テンドン３２２又は３２４がキャプスタン３３２又は３３４を滑る時のレベルを超える場合に、滑りから生じる最大張力Ｔ_ＭＡＸを有する。一般的に、ハードウェア及びソフトウェアの両方によって設定される最大及び最小張力Ｔ_ＭＡＸ及びＴ_ＭＩＮを有することが望ましい。特に、最大張力Ｔ_ＭＡＸは、大きい力により生じる器具に対する損傷を避けるように設定されるべきであり、張力Ｔ_ＭＩＮは、伝達システムのテンドンが、緩まない及び、外れる又はもつれるようにならないことを確実にするように設定されるべきである。

図５Ａのステップ５６５は、アクチュエータ４４０にステップ５６０で計算された張力Ｔを加えさせる制御信号を生成する。例えば、制御信号は、アクチュエータ４４０がダイレクトドライブ電動モータである場合、計算された張力Ｔに比例するように制御される駆動電流であり得る。ステップ５７０において制御システム４５０は、アクチュエータ４４０に時間間隔Δｔの間、計算された張力Ｔを加えさせるとともに保持させ、この時間の間、ジョイント４１０は現在の所望の位置θ_Ｄに向かって移動する。張力Ｔが変化する場合、完全な張力Ｔの印加は、アクチュエータ４４０の慣性に依存してある時間だけ遅れる。好ましくは、アクチュエータ４４０の慣性は、迅速な応答のために比較的小さい。例えば、アクチュエータ４４０として作動する駆動モータの慣性は、好ましくは、ジョイント４１０の慣性の５倍より小さい。時間Δｔ後、プロセス５００は、ジョイント位置の測定、目標位置及び速度の取得、及び次の時間間隔の間に加えられることになる張力Ｔの計算を繰り返すために、ステップ５１０に分岐して戻る。一般的に、時間Δｔは、器具のオペレータに滑らかであるように見えるとともに器具の望ましくない振動を起こさない動きを提供するのに十分小さくなるべきである。例えば、毎秒２５０回又はそれ以上の張力Ｔの計算及び設定は、人間の目に滑らかに見える動きを提供するとともに、人間の指令、例えばコントローラ４６０の人間の操作に応答する器具の操作を提供する。張力Ｔの計算における誤差の使用は概して、ジョイント４１０を、積分張力Ｔ_ＩＮＴの計算の有無にかかわらず且つ器具又は外部環境の詳細なモデル化又は測定無しに、所望の位置に収束させる。しかし、上述のように、印加張力Ｔを計算するのに使用したゲインｇ１及びｇ２等のパラメータは、特定の器具のために調整され得るとともに、さらに器具の外部環境における変化の補償するために使用中に調整され得る。

アクチュエータ４４２が伝達システム４２２に加える張力はまた、図５Ａの制御プロセス５００を使用して制御され得るとともに、アクチュエータ４４２及び伝達システム４２２のためにプロセス５００で使用されるパラメータは、アクチュエータ４４０及び伝達システム４２０と比較したときのアクチュエータ４４２及び伝達システム４２２の類似点及び差異に基づいて、アクチュエータ４４０及び伝達システム４２０のために用いられるものと同じ又は異なり得る。特に、図４の構成のアクチュエータ４４２のための符号値Ｔ_ｓｉｇｎは、伝達システム４２２及び４２０がジョイント４１０を反対方向に回転させるように接続するので、アクチュエータ４４０のための符号値Ｔ_ｓｉｇｎとは逆になる。結果として、ステップ５２５で計算された主要な著力の寄与Ｔ_ＤＩＳＴは典型的には、１つのアクチュエータ４４０又は４４２に関して負である。印加張力Ｔを計算するステップ５６０は、負の張力の合計Ｔ_ＤＩＳＴ＋Ｔ_ＰＲＯＸ＋Ｔ_ＰＡＩＲ＋Ｔ_ＩＮＴを図５Ｄに示された最小張力Ｔ_ＭＩＮに設定し得る。したがって、ステップ５２５における遠位張力Ｔ_ＤＩＳＴの計算のためのパラメータ、例えば定数Ｃは、概して、他のアクチュエータが最小張力Ｔ_ＭＩＮを加えるという仮定に基づいて選択され得る。

医療器具の単一のジョイントの制御のための上述された原理はまた、器具の複数のジョイントを同時に制御するために用いられ得る。図６は、マルチジョイント医療器具６００及び器具６００のための制御プロセスで使用される幾つかの量を概略的に示す。器具６００は、ここではジョイント６１０と総称的に表される、Ｌ個のジョイント６１０−１乃至６１０−Ｌを含む。各ジョイント６１０は、隣接する機械的部材の相対位置又は向きの範囲を提供し、以下にさらに述べるように、典型的には１又は２自由度の動きを有する。器具６００のジョイント６１０は、前部でＮ自由度を提供し、自由度の数Ｎはジョイントの数Ｌ以上であり、ジョイント６１０の構造の自由度は、Ｎ成分又はベクトルθを用いて記載され得る。Ｎ成分速度ベクトルｄθ／ｄｔはベクトルθに関連付けられる。ジョイント６１０−１乃至６１０−Ｌを動かすトルクτ_１乃至τ_Ｎは、それぞれ、トルクτ_１乃至τ_Ｎが、それぞれのベクトルθの成分を変化させる傾向があるという点で、ベクトルθのＮ成分に対応する。

ジョイント６１０は、Ｍ個の伝達システム６２０−１乃至６２０−Ｍ（ここでは伝達システム６２０と総称的に表される）及びＭ個のアクチュエータ６４０−１乃至６４０−Ｍ（ここではアクチュエータ６４０と総称的に表される）を用いて駆動される。伝達システム６２０及びアクチュエータ６４０は、図４を参照して上述された、伝達システム４２０及びアクチュエータ４４０と同様または同一であり得る。一般的に、伝達システム６２０及びアクチュエータ６４０の数Ｍは、自由度の数Ｎより大きいが、ＭとＮとの間の関係は、特定の医療器具及び器具のジョイントの機構に依存する。例えば、１自由度の動きを提供するジョイント６１０は２つの伝達システム６２０を使用して駆動され得るとともに、２自由度を提供するジョイント６１０は３つ又は４つの伝達システム６２０を用いて駆動され得る。自由度と駆動伝達システムとの間の他の関係も可能である。制御システム６５０は、アクチュエータ６４０−１乃至６４０−Ｍがそれぞれ伝達システム６２０−１乃至６２０−Ｍに加えるそれぞれの張力Ｔ_１乃至Ｔ_Ｍを選択するために、アクチュエータ６４０−１乃至６４０−Ｍを操作する。

器具６００のための制御システム６５０は、ジョイント６１０に関連付けられた位置及び速度ベクトルθ及びｄθ／ｄｔを決定するために遠位センサ（図示せず）を使用し得る。（位置及び速度は、直線又は角座標の値及び動きを含むようにここでは使用される。）制御システム６５０はまた、ジョイント６１０の所望の位置及び速度ベクトルθ_Ｄ及びｄθ_Ｄ／ｄｔを決定する。以下にさらに記載されるように、所望の位置及び速度ベクトルθ_Ｄ及びｄθ_Ｄ／ｄｔは、器具６００を使って外科医によって操作され得る手動コントローラからの入力によって決まる。一般的に、所望の位置及び速度ベクトルθ_Ｄ及びｄθ_Ｄ／ｄｔはさらに、制御システム６５０を使用して実装される制御プロセスに定められる基準又は制限によって決まる。

図７は、図６の器具６００等のマルチジョイント器具を制御するための本発明の実施形態による制御プロセス７００を示す。プロセス７００は、器具の１つ又は複数のセンサからジョイント位置ベクトルθを読み込むことによってステップ７１０で開始する。速度ベクトルｄθ_Ｄ／ｄｔは、ジョイントの動きの直接測定を用いて又は２つの時点の間の位置測定値における変化の計算を通じて決定され得る。制御システム６５０は、ステップ７１５において外科医の指示を受信する。外科医の指示は、器具の特定の作業部分の所望の位置及び速度を示し得る。例えば、手動コントローラ６６０の操作を通じて外科医は、参照により本願に援用される、"Ａｓｐｅｃｔｓ ｏｆ ａ Ｃｏｎｔｒｏｌ Ｓｙｓｔｅｍ ｏｆ ａ Ｍｉｎｉｍａｌｌｙ Ｉｎｖａｓｉｖｅ Ｓｕｒｇｉｃａｌ Ａｐｐａｒａｔｕｓ"という名称の米国特許第６，４９３，６０８号に記載されたような、器具の遠位端部又はエンドエフェクタの所望の位置、速度、向き、及び回転を示し得る。ステップ７２０は次に、手動コントローラ６６０からの指示をジョイント６１０の所望の位置及び速度ベクトルθ_Ｄ及びｄθ_Ｄ／ｄｔに変換する。例えば、図６の器具６００の遠位先端の所望の位置、向き、速度、及び角速度が与えられると、制御システム６５０は、所望の先端配置を達成する所望のジョイント位置及び速度ベクトルθ_Ｄ及びｄθ_Ｄ／ｄｔを計算し得る。変換ステップ７２０は、参照により本願に援用される、"Ｍｏｄｅｌｉｎｇ ａｎｄ Ｃｏｎｔｒｏｌ ｏｆ Ｒｏｂｏｔ Ｍａｎｉｐｕｌａｔｏｒｓ，" Ｌ． Ｓｃｉａｖｉｃｃｏ ａｎｄ Ｂ． Ｓｉｃｉｌｉａｎｏ， Ｓｐｒｉｎｇｅｒ， ２０００， ｐｐ． １０４−１０６及び"Ｓｐｒｉｎｇｅｒ Ｈａｎｄｂｏｏｋ ｏｆ Ｒｏｂｏｔｉｃｓ，" Ｂｒｕｎｏ Ｓｉｃｉｌｉａｎｏ ＆ Ｏｕｓｓａｍａ Ｋｈａｔｉｂ， Ｅｄｉｔｏｒｓ， Ｓｐｒｉｎｇｅｒ， ２００８， ｐｐ． ２７−２９に記載された微分運動学的逆変換等、良く知られた技法を用いて達成され得る。上述の"Ａｓｐｅｃｔｓ ｏｆ ａ Ｃｏｎｔｒｏｌ Ｓｙｓｔｅｍ ｏｆ ａ Ｍｉｎｉｍａｌｌｙ Ｉｎｖａｓｉｖｅ Ｓｕｒｇｉｃａｌ Ａｐｐａｒａｔｕｓ"という名称の米国特許第６，４９３，６０８号も、所望の先端配置を達成する所望のジョイント位置及び速度ベクトルθ_Ｄ及びｄθ_Ｄ／ｄｔを決定するための技法を記載する。運動学的冗長性をもつ器具に関して、すなわち、ジョイント６１０によって提供される動きの自由度の数が手動コントローラ６６０によって特定される指令の動きの自由度の数より大きい場合、冗長性は、Ｙｏｓｈｉｈｉｋｏ Ｎａｋａｍｕｒａ， "Ａｄｖａｎｃｅｄ Ｒｏｂｏｔｉｃｓ: Ｒｅｄｕｎｄａｎｃｙ ａｎｄ Ｏｐｔｉｍｉｚａｔｉｏｎ，" Ａｄｄｉｓｏｎ−Ｗｅｓｌｅｙ (１９９１)に記載されたような標準的な技法で解決され得ることが留意されるべきである。

器具のジョイントの間のソフトウェアの強制的な制約もまた器具のための所望の指令に関する逆運動学問題を解く場合に実行され得ることも理解されるべきである。例えば、２つのジョイントのジョイント位置及び速度指令は、強制的に同じ又は反対又はある比率にされることができ、ジョイントの間の仮想的なカム機構を効果的に実現する。

ステップ７２５は、位置誤差ベクトル（θ_Ｄ−θ）及び速度誤差ベクトル（ｄθ_Ｄ／ｄｔ−ｄθ／ｄｔ）を計算し、ステップ７３０は、それぞれのトルク成分τ_１乃至τ_Ｎの計算のために、誤差ベクトル（θ_Ｄ−θ）及び（ｄθ_Ｄ／ｄｔ−ｄθ／ｄｔ）の成分を使用する。１つの特定の実施形態では、１からＮの添え字ｉに関する各トルク成分τ_ｉは、式２を用いて決定される。式２では、ｇ１_ｉ及びｇ２_ｉはゲイン係数であり、Ｃ_ｉは定数又はシステムの他の部分によってジョイントに加えられる既知の又はモデル化された力に従って選択され得る形状依存パラメータである。しかし、パラメータＣ_ｉは、厳密に定数である必要はなく、有効にモデル化され得る重力又は機械的剛性等の特性を補償する非定数項を含むことができ、したがって、Ｃ_ｉはトルクτ_ｉが作用するジョイント６１０−ｉの測定された位置又は速度に依存し得る。一般的に、ゲイン係数ｇ１_ｉ及びｇ２_ｉ並びに定数Ｃ_ｉは、ジョイントの所望の剛性及び減衰又は応答性に従って、或いは誤差の蓄積に従って選択され得る。例えば、器具６００を患者内の自然な管腔に追従するように挿入するとき、ゲイン係数ｇ１_ｉは、ジョイントを優しく振る舞うようにさせるとともにジョイントが周囲の組織を傷つけることを防ぐように、低い値に設定され得る。挿入後、ゲイン係数ｇ１_ｉは、外科医が器具を用いて正確な外科的な仕事を実行することを可能にする高い値に設定され得る。他の方程式又は式２の修正値がトルクの決定に用いられ得る。例えば、計算されたトルクは、ジョイント位置の現在の測定値と先に印加されたトルクが達成することが意図される所望のジョイント位置との間の差の飽和積分に比例する修正値を含み得る。飽和積分を使用するこのような修正値は、図５Ａの単一ジョイント制御プロセスに関して記載されたように、特に図５Ａのステップ５３０及び５３５に示されたように決定され得る。
式２：τ_ｉ＝ｇ１_ｉ（θ_Ｄ−θ）_ｉ＋ｇ２_ｉ（ｄθ_Ｄ／ｄｔ−ｄθ／ｄｔ）_ｉ＋Ｃ_ｉ
ステップ７３５は、遠位張力Ｔ_ＤＩＳＴを決定するためにステップ７３０で計算されたトルクを使用する。遠位張力Ｔ_ＤＩＳＴは、伝達システム６２０−１乃至６２０−Ｍ及びアクチュエータ６４０−１乃至６４０−Ｍに対応するＭ成分ベクトルである。遠位張力の決定は、器具ジョイントと伝達システムの間のジオメトリ又は機構に依存する。特に、マルチジョイントでは、各ジョイントは、ジョイントに取付けられた伝達システムによって直接加えられる力によってだけでなく、器具の遠位端部に近いジョイントに接続する伝達システムによっても影響され得る。医療器具におけるトルク及び張力は、一般的に式３の形の式を用いてモデル化され得る。式３では、τ_１乃至τ_Ｎはトルクベクトルの成分であり、Ｔ_１乃至Ｔ_Ｍはジョイント６１０を関節動作させるＭの伝達システムそれぞれの遠位張力である。添え字Ｉ＝１からＮであり添え字Ｊ＝１からＭである各係数ａ_ＩＪは、一般的に、ジョイントの張力Ｔ_Ｊ及びトルクτ_Ｉに対応する回転軸の有効モーメントアームに対応する。

式３：

したがって、ステップ７３５での計算は、Ｍ個の変数Ｔ_１乃至Ｔ_Ｍに対するＮ個の方程式を解くことに対応する。Ｍは概してＮより大きいので、解は一意的ではなく、したがって、全ての張力が最小値のセットより大きいという制約等の、不等式の制約が選択されることができ、最も低い最大値のセットが選択されるという条件等の、最適性条件が、全ての又は選択されたジョイントにおける所望の閾値より上に留まる最小張力のような所望の特性を持つ一意的な解を提供するために適用され得る。最小の張力の制約等不等式及び最適性条件を伴う式３の逆行列問題は、線形計画法のシンプレックス法等の幾つかの良く知られた技法によって解かれ得る。（例えば、その全体が参照により本願に援用される、"Ｌｉｎｅａｒ Ｐｒｏｇｒａｍｍｉｎｇ １： Ｉｎｔｒｏｄｕｃｔｉｏｎ，" Ｇｅｏｒｇｅ Ｂ． Ｄａｎｔｚｉｇ ａｎｄ Ｍｕｋｕｎｄ Ｎ． Ｔｈａｐａ， Ｓｐｒｉｎｇｅｒ−Ｖｅｒｌａｇ， １９９７を参照。）本発明のさらなる態様によれば、遠位張力は、最も遠位のジョイントとから始まるジョイントを連続して評価する（調べる、数値を求める）とともに幾何学的パラメータ及びより遠位のジョイントに関して以前に計算された張力に基づいて各ジョイントに接続する伝達システムにおける張力を解くプロセスを使用して決定され得る。

プロセス７００の１つの実施形態における制御システム６５０は、それぞれの伝達システム６２０にステップ７３５で計算された遠位張力を加えるようにアクチュエータ６４０を動かす。代替的には、遠位張力の修正値がステップ７４０及び７４５に示されるように決定され得る。特に、ステップ７４０は、修正張力Ｔ_ＰＲＯＸを計算する。この修正張力Ｔ_ＰＲＯＸは、所望のジョイント速度ｄθ_Ｄ／ｄｔに基づいて計算された、所望の伝達速度ベクトルｄθ_ＤＬ／ｄｔと、現在のアクチュエータ速度ｄθ_Ａ／ｄｔに基づいて計算された、現在の伝達速度ベクトルｄθ_Ｌ／ｄｔとの間の差によって決まる。１つの特定の実施形態では、所望の伝達速度は、式３の結合行列Ａの転置行列の所望のジョイント速度ｄθ_Ｄ／ｄｔとの積であり得る一方、現在の伝達速度は、アクチュエータ速度ｄθ_Ａ／ｄｔ及びアクチュエータ６４０のそれぞれのモーメントアームの積であり得る。修正張力Ｔ_ＰＲＯＸは、慣性又はアクチュエータ６４０と接続されたジョイント６１０との間のほかの影響を補償することができ、１つの実施形態では、差（ｄθ_ＤＬ／ｄｔ−ｄθ_Ｌ／ｄｔ）及びゲイン係数の積等、差（ｄθ_ＤＬ／ｄｔ−ｄθ_Ｌ／ｄｔ）の関数である。ステップ７４５は修正張力Ｔ_ＰＡＩＲを計算し、この修正張力Ｔ_ＰＡＩＲは同じジョイントを駆動するアクチュエータの速度の間の差によって決まる。例えば、ジョイントが、１自由度の動きを提供するとともに一対の伝達システムを通じてジョイントに接続された一対のアクチュエータによって駆動される場合、修正張力Ｔ_ＰＡＩＲは、２つのアクチュエータの速度の間の差の関数として決定され得る。（例えば、上述の図５Ａのステップ５５０を参照。）修正張力Ｔ_ＰＡＩＲと同様である修正値は、３つ以上の伝達システム及びアクチュエータが２自由度の動きを有するジョイントを駆動する場合に、一般化され得る。

ステップ７５０は、アクチュエータによって加えられる組合せ張力Ｔを決定するために、遠位張力Ｔ_ＤＩＳＴと任意の修正張力Ｔ_ＰＲＯＸ又はＴ_ＰＡＩＲを組み合わせる。一般的に、組合せ張力Ｔの各成分Ｔ_１乃至Ｔ_Ｍは、計算された遠位張力Ｔ_ＤＩＳＴ並びに修正張力Ｔ_ＰＲＯＸ及びＴ_ＰＡＩＲの和が図５Ｄを参照して上述された所望の最大値又は最小値より大きい又は小さい場合、最大張力Ｔ_ＭＡＸ又は最小張力Ｔ_ＭＩＮに飽和するように制限され得る。ステップ７５５及び７６９は次に、アクチュエータ６４０を、プロセス７００がステップ７１０に戻り新しいジョイント位置を読み込む前に、時間間隔Δｔの間、組合せ張力Ｔを加えるとともに保持するように作動させる。２５０Ｈｚ以上の速さに対応する、おおよそ４ｍｓ以下の間隔の間張力を保持することは、医療処置のための器具の滑らかな動きをもたらし得る。

医療器具は一般に、器具の作業先端部又はエンドエフェクタが外科医等のオペレータが制御し得る位置及び向きを有することを必要とする。他方、各ジョイントの特定の位置及び向きは、ジョイントの位置又は向きがそこを通って器具が延びる管腔によって強制される場合を除いて、一般的に実行される処置にとって重要ではない。本発明の態様によれば、マルチジョイント器具を制御するための１つのアプローチは、器具の先端部の現在と所望の配置との間の差を使用してテンドンを通じて加えられる張力を選択する。例えば、器具の先端部の測定された位置、向き、速度、及び角速度と、器具の先端部の所望の位置、向き、速度、及び角速度との間の差は、医療器具のテンドンに加えられる張力を制御し得る。

図７Ｂは本発明の実施形態による制御プロセス７００Ｂを示す。プロセス７００Ｂは、幾つかのプロセス７００と同じステップを用い、これらのステップは図７Ａ及び７Ｂで同じ参照番号を有する。プロセス７００Ｂはステップ７１０において、医療器具の１つ又は複数のセンサからジョイント位置θ及びジョイント速度ｄθ／ｄｔを読み込む又は決定し、ステップ７１２において、器具の先端部の位置、向き、速度、及び角速度を読み込む又は決定する。先端部は、ここでは器具の特定の機械的な構造を表すとともに、器具の遠位端部の鉗子、はさみ、外科用メス、又は焼灼装置等のエンドエフェクタであり得る。一般的に、先端部は６自由度の動きを有し、６つの成分の値、例えば、先端部の特定のポイントの３つのデカルト座標及び先端部のピッチ、ロール及びヨーを示す３つの角度によって定義され得る配置を有する。時間を通しての配置座標の変化に関連付けられる速度は、直接測定され得る又は異なる時間における測定値を用いて計算され得る。ジョイントの位置及び速度θ及びｄθ／ｄｔ並びに器具６１０の運動学的な演繹的な知識が与えられると、器具６１０の座標系に対する先端部のデカルト座標の位置、向き、並進速度、及び角速度の計算を可能にする順運動学モデル及び微分運動学モデルの両方を作ることができる。運動学的連鎖の順運動学モデル及び微分運動学モデルは、既知の方法にしたがって容易に構成することができる。例えば、参照により本願に援用される、Ｊｏｈｎ Ｊ. Ｃｒａｉｇ, “Ｉｎｔｒｏｄｕｃｔｉｏｎ ｔｏ Ｒｏｂｏｔｉｃｓ： Ｍｅｃｈａｎｉｃｓ ａｎｄ Ｃｏｎｔｒｏｌ,” Ｐｅａｒｓｏｎ Ｅｄｕｃａｔｉｏｎ Ｌｔｄ. （２００４）に記載された手順が使用され得る。ステップ７１５は所望の先端部の位置、向き、並進速度、及び角速度を決定し、これは上述の方法で実行され得る。

他の実施形態では、センサ、例えば形状センサが、参照により本願に援用されるＧｉｕｓｅｐｐｅ Ｍ． Ｐｒｉｓｃｏによる"Ｆｉｂｅｒ ｏｐｔｉｃ ｓｈａｐｅ ｓｅｎｓｏｒ"という名称の米国特許出願公開第２００９０３２４１６１号に記載されたように、デカルト座標の位置及び方向を直接測定するために使用され得る。時間を通しての配置座標の変化に関連付けられる並進速度は、異なる時間における測定値を使用して計算され得る。並進速度と異なり、角速度は、角度の性質の量のために差分アプローチによって単純に計算することができない。しかし、向きの変化に関連付けられた角速度を計算する方法は、技術分野で知られており、例えば、Ｌ． Ｓｃｉａｖｉｃｃｏ ａｎｄ Ｂ． Ｓｉｃｉｌｉａｎｏによる"Ｍｏｄｅｌｌｉｎｇ ａｎｄ Ｃｏｎｔｒｏｌ ｏｆ Ｒｏｂｏｔ Ｍａｎｉｐｕｌａｔｏｒｓ，" Ｓｐｒｉｎｇｅｒ ２０００， ｐｐ． １０９−１１１に記載されている。

プロセス７００Ｂはステップ７２２において、先端部誤差を計算する。１つの実施形態では、ステップ７２２は、先端部の所望のデカルト座標と先端部の現在のデカルト座標との間の位置誤差又は差ｅ_ＰＯＳ、先端部の所望の並進速度と先端部の現在の並進速度との間の並進速度誤差又は差ｅ_ＶＴ、先端部の所望の向きの座標と先端部の現在の向きの座標との間の向きの誤差又は差ｅ_ＯＲＩ、及び先端部の所望の角速度と先端部の現在の角速度との間の角速度誤差又は差ｅ_ＶＡ、を計算することを含む。位置誤差ｅ_ＰＯＳとは異なり、向きの誤差ｅ_ＯＲＩは、角度の性質の量のために差分アプローチによって単純に計算することができない。しかし、向きの変化を計算する方法は、技術分野で知られており、例えば、Ｌ． Ｓｃｉａｖｉｃｃｏ ａｎｄ Ｂ． Ｓｉｃｉｌｉａｎｏによる"Ｍｏｄｅｌｌｉｎｇ ａｎｄ Ｃｏｎｔｒｏｌ ｏｆ Ｒｏｂｏｔ Ｍａｎｉｐｕｌａｔｏｒｓ，" Ｓｐｒｉｎｇｅｒ ２０００， ｐｐ． １０９−１１１に記載されている。

ステップ７２４では、プロセス７００Ｂは、先端部を現在の配置から所望の配置に動かすことが意図される先端部力Ｆ_ＴＩＰ及び先端部トルクτ_ＴＩＰを決定する。本発明のこの実施形態では、先端部力Ｆ_ＴＩＰは、誤差ｅ_ＰＯＳ及びｅ_ＶＴによって決まる。例えば、先端部力Ｆ_ＴＩＰの角成分Ｆ_Ｘ、Ｆ_Ｙ、又はＦ_Ｚは式４を用いて計算されることができ、ｇｐ_ｉ及びｇｖ_ｉはゲイン係数でありＣｆ_ｉは定数である。先端部トルクτ_ＴＩＰは同様の方法で決定されることができ、この方法では、先端部トルクの各成分τ_ｉは、式５に示されるように、ゲイン係数及び定数のもう１つのセットｇｏｒｉ_ｉ、ｇｖａ_ｉ、及びＣτ_ｉを持つ誤差ｅ_ＯＲＩ及びｅ_ＶＡの関数である。一般的に、異なる力又はトルクの成分Ｆ_ｉ及びτ_ｉに関連付けられるゲイン係数ｇｐ_ｉ及びｇｖ_ｉは異なり得る。先端部力Ｆ_ＴＩＰ及び先端部トルクτ_ＴＩＰの各成分に対して異なるゲイン係数及び定数を有することは、エンドエフェクタ又は器具先端部の動的挙動を特定する柔軟性を提供し、より効果的な器具の組織との相互作用を高める。例えば、器具を小さい管腔内に誘導する場合、挿入方向に沿うゲイン係数に対して高い値を有する一方、挿入方向と直交する先端部力のゲイン係数に対して低い値を設定し得る。それによって、器具は、組織に対する低い横方向の抵抗を有する一方、挿入に関して十分堅く、周辺組織への損傷を防ぐ。他の例では、ある方向に組織に穴を開けるために器具を使う場合、先端部トルクのゲイン係数並びに先端部力の挿入方向に沿ったゲイン係数に高い値にすることが、穴開け作業を容易にする。
式４：Ｆ_ｉ＝ｇｐ_ｉ＊ｅ_ＰＯＳ＋ｇｖ_ｉ＊ｅ_ＶＴ＋Ｃｆ_ｉ
式５：τ_ｉ＝ｇｏｒｉ_ｉ＊ｅ_ＯＲＩ＋ｇｖａ_ｉ＊ｅ_ＶＡ＋Ｃτ_ｉ
ステップ７３２は、ステップ７２４で決定された先端部力Ｆ_ＴＩＰ及び先端部トルクτ_ＴＩＰを提供するジョイントトルクのセットを決定する。ジョイントトルクベクトルτ、先端部力Ｆ_ＴＩＰ及び先端部トルクτ_ＴＩＰの間の関係は、文書で十分に立証されており、通常は式６のように記載され、Ｊ^Ｔは器具の運動学的連鎖の良く知られたヤコビ行列Ｊの転置行列である。

式６

ヤコビ行列Ｊは、器具の幾何学的形状及びステップ７１０で決定された現在のジョイント位置によって決まり、既知の方法を使用して作ることができる。例えば、参照により本願に援用される、Ｊｏｈｎ Ｊ． Ｃｒａｉｇ， "Ｉｎｔｒｏｄｕｃｔｉｏｎ ｔｏ Ｒｏｂｏｔｉｃｓ： Ｍｅｃｈａｎｉｃｓ ａｎｄ Ｃｏｎｔｒｏｌ，" Ｐｅａｒｓｏｎ Ｅｄｕｃａｔｉｏｎ Ｌｔｄ．(２００４)は、ロボット機構のためのヤコビ行列を作るために使用され得る技法を記載する。幾つかの場合、医療器具に提供された余分な又は冗長な動きの自由度の、例えば、６自由度より大きい先端部の動き、がある場合、先端部力Ｆ_ＴＩＰ及び先端部トルクτ_ＴＩＰを提供するジョイントトルクのセットは一意的ではなく、制約条件が、所望の特性を有するジョイントトルクのセットを選択するために、例えば、ジョイントが動きの範囲又は支持荷重におけるそれらの機械的なジョイントの限界に達することを防ぐジョイントトルクのセットを選択するために、或いは操作中に器具の任意の特定のジョイントに余分な用役を実行させるために、使用され得る。例えば、中央範囲のジョイント位置からの、ヤコビ行列の転置行列Ｊ^Ｔに関連するゼロ空間からの偏差を最小にする、ジョイントトルクのセットを選択することによってジョイントがそれらの機械的なジョイントの限界に達することを防ぐことができる。ジョイントトルクのセットは、式７にしたがって選択され得る。式７では、Ｐ（θ）は解によって提供されることになる追加有用性を定めるポテンシャル関数であり、∇は勾配演算子、Ｎ（）は、入力に関連したヤコビ行列の転置行列Ｊ^Ｔのゼロ空間からジョイントトルクのセットを選択するゼロ空間射影演算子である。１つの実施形態では、ポテンシャルＰ（θ）は、ジョイントがそれらの動きの範囲の中心にある場合に最小値を有するジョイント位置の２次関数である。ポテンシャル関数の勾配−∇Ｐ（θ）は、動きの範囲の中心に向かって動くようにジョイントを引くジョイントトルクのセットを選択する一方、ゼロ空間射影演算子Ｎ（）は、所望の先端部力及び先端部トルクを提供する選択されたジョイントトルクのセットもまた追加的な有用性を満足することを強制する。冗長な動きの自由度を提供するロボットシステムにおいて制約条件を使用するための技法は、技術分野で知られているとともに、ロボット工学の文献に見つけることができる。例えば、Ｙｏｓｈｉｈｉｋｏ Ｎａｋａｍｕｒａ， "Ａｄｖａｎｃｅｄ Ｒｏｂｏｔｉｃｓ: Ｒｅｄｕｎｄａｎｃｙ ａｎｄ Ｏｐｔｉｍｉｚａｔｉｏｎ，" Ａｄｄｉｓｏｎ−Ｗｅｓｌｅｙ (１９９１)、及びＯｕｓｓａｍａ Ｋｈａｔｉｂ，による文献“Ｔｈｅ Ｏｐｅｒａｔｉｏｎａｌ Ｓｐａｃｅ Ｆｒａｍｅｗｏｒｋ，" ＪＳＭＥ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｊｏｕｒｎａｌ， Ｖｏｌ． ３６， Ｎｏ． ３， １９９３を参照。

式７

ステップ７３２の後、プロセス７００Ｂは、上述のプロセス７００と同じ方法で継続する。特に、ステップ７３２で決定されたジョイントトルクに基づいて、ステップ７３５は張力Ｔ_ＤＩＳＴを決定する。ステップ７４０及び７４５は張力Ｔ_ＤＩＳＴへの修正値Ｔ_ＰＲＯＸ及びＴ_ＰＡＩＲを決定し、ステップ７５０は組合せ張力ベクトルＴを決定する。ステップ７５５及び７６０は、次に医療器具を時間間隔Δｔの間駆動するために、伝達システムに組合せ張力ベクトルＴの成分を加えるとともに保持する。

図７Ａ及び７Ｂのプロセス７００及び７００Ｂは、特定のジョイントトルクのセットを生み出す張力の決定を必要とする。１つの単独のジョイントのためのテンドンの張力は、単純にジョイントトルクを張力が加えられる所におけるモーメントアームによって割ることによってジョイントトルクから決定され得る。マルチジョイントの場合、伝達システム及びケーブル経路の幾何学的形状並びに駆動ケーブルの冗長性のために、問題は、制約条件を持つ連立方程式を解くことになる。１つの特定の実施形態では、連立方程式を解く場合、ケーブル又は伝達システムにおける他のテンドンの緩みを防ぐように、非負のテンドン張力の制約条件（或いは最小張力の制約条件）を適用し得る。問題の入力は各ジョイントのための決定されたジョイントトルクである一方、ケーブル経路の幾何学的形状は連立方程式（又は式３の結合行列Ａ）を定める。式３を満たすとともに最小張力制約条件より大きい適切なテンドン張力が必要とされる。シンプレックス法と呼ばれる、標準的な最適化法が、不等式及び最適制約条件を持つこの逆行列問題を扱うために使用され得る。シンプレックス法は、比較的大きい計算時間を必要とし、実時間アプリケーションに使用されることが有利でない場合がある。また、シンプレックス法は、ジョイントトルクが変化するとき解の連続性を保証しない。計算効率をスピードアップするとともに連続的な出力解を提供するために、結合行列Ａの三角形の性質に依存する反復アプローチが考慮され得る。図８Ａ、８Ｂ、８Ｃ、９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、及び９Ｅは、マルチジョイント器具におけるジョイントの幾つかの特定の例を示し、ここでは式３の結合行列Ａの幾つかの特性を説明するために使用される。

図８Ａは、例えば、複数の機械的ジョイント８１０、８２０、及び８３０を含む器具の一部を示す。各ジョイント８１０、８２０、及び８３０は、ジョイントの軸ｚ１、ｚ２、又はｚ３周りの回転に対応する、１自由度を提供する。図８Ａでは、テンドンＣ１及びＣ２は、ジョイント８１０の駆動のためにジョイント８１０に接続する。テンドンＣ３及びＣ４は、ジョイント８１０を貫通し、ジョイント８２０の駆動のためにジョイント８２０に接続する。テンドンＣ５及びＣ６は、ジョイント８１０及び８２０を貫通し、ジョイント８３０の駆動のためにジョイント８３０に接続する。テンドンＣ１乃至Ｃ６の近位端部（図示せず）は、図２又は３Ａに示されたようなコンプライアント伝達システムを通じて、それぞれの駆動モータ又はアクチュエータに接続され得る。器具のための制御システムは、テンドンＣ１、Ｃ２、Ｃ３、Ｃ４、Ｃ５、及びＣ６にそれぞれの張力Ｔ１、Ｔ２、Ｔ３、Ｔ４、Ｔ５、及びＴ６を加えるようにアクチュエータを制御する。

ジョイント８３０は図示された実施形態の器具の遠位端部にあり、ジョイント８３０の駆動は、図５Ａ、５Ｂ、５Ｃ、及び５Ｄを参照して上述されたようなシングルジョイントプロセスを使用して制御され得る。しかし、ジョイント８２０の全トルクは、ケーブルＣ３及びＣ４の張力だけでなく、ジョイント８３０に接続されるテンドンＣ５及びＣ６によって加えられるトルクによっても決まる。ジョイント８１０の全トルクは同様に、テンドンＣ１及びＣ２の張力だけでなく、遠位端部に近いジョイント８２０及び８３０に接続されるテンドンＣ３、Ｃ４、Ｃ５、及びＣ６によって加えられるトルクによっても決まる。器具の幾何学的又は運動学的性質に基づくモデルは、ジョイント８１０、８２０、及び８３０のトルクτ１、τ２、及びτ３を、テンドンの張力Ｔ１、Ｔ２、Ｔ３、Ｔ４、Ｔ５、及びＴ６と関連付けるように作られ得る。式３Ａは、このような数学的モデルの１つを示し、上述の式３の特定の例を提供する。式３Ａでは、τ_１、τ_２、及びτ_３は、ジョイント８１０、８２０、及び８３０のそれぞれの駆動トルクであり、ｒ_１、ｒ_２、及びｒ_３は、テンドンＣ１、Ｃ３、及びＣ５が付く所における有効モーメントアームであり、Ｔ１、Ｔ２、Ｔ３、Ｔ４、Ｔ５、及びＴ６は、それぞれのテンドンＣ１、Ｃ２、Ｃ３、Ｃ４、Ｃ５、及びＣ６における張力である。式３Ａをもたらすモデルは、回転軸ｚ１、ｚ２、又はｚ３が平行であるとともに同じ平面内にあり、テンドンＣ１及びＣ２、Ｃ３及びＣ４、Ｃ５及びＣ６がそれぞれ有効モーメントアームｒ１、ｒ２、又はｒ３で付き、テンドンＣ１、Ｃ３、及びＣ５がそれぞれのジョイント８１０、８２０、及び８３０を、それぞれテンドンＣ２、Ｃ４、及びＣ６の操作の反対の回転方向に操作することを含む、ジョイント８１０、８２０、及び８３０を含み器具の幾何学的又は機械的性質の特定のセットを適用する。

式３Ａ

図８Ｂ及びｂＣは、互いに直交するそれぞれの回転軸ｚ１及びｚ２を持つジョイント８１０及び８２０を含む医療器具の特性を示す。一般的に、各ジョイント８１０及び８２０における正味のトルクは、ジョイントを通って遠位端部に延びるテンドンの張力及びジョイントの駆動軸に対するテンドンに関連する有効モーメントアームによって決まる。図８Ｃは、各テンドンＣ１、Ｃ２、Ｃ３、及びＣ４が軸ｚ１及びｚ２周りの異なるモーメントアームで動作する典型的な例を示すために、ジョイント８１０の基部の図を示す。ジョイント８１０及び８２０を孤立系又は器具の遠位端部の最後の２つの作動するジョイントとして考えると、ジョイント８１０及び８２０の正味のトルクτ_１及びτ_２は、式３Ｂに示されるように、それぞれのテンドンＣ１、Ｃ２、Ｃ３、及びＣ４の張力Ｔ１、Ｔ２、Ｔ３、及びＴ４に関連する。特に、ジョイント８２０は、テンドンＣ３の張力Ｔ３及びテンドンＣ３がジョイント８２０に付く軸ｚ２に関するモーメントアームａ３２、並びにテンドンＣ４の張力Ｔ４及びテンドンＣ４がジョイント８２０に付く軸ｚ２に関するモーメントアームａ４２によって決まる正味のトルクτ_２にさらされる。ジョイント８１０のトルクτ_１は、ジョイント８１０に取付けられるテンドンＣ１及びＣ２の張力Ｔ１及びＴ２、ジョイント８２０に取付けられるテンドンＣ３及びＣ４の張力Ｔ３及びＴ４、並びにモーメントアームａ１１、ａ２１、ａ３１、及びａ４１によって決まる。モーメントアームａ２１及びａ４１は、引っ張りテンドンＣ２及びＣ４がジョイント８１０のトルクτ_１のための慣例定義の正の方向の反対の方向への回転を作り出すため、負符号が与えられる。同じ理由で、モーメントアームａ３１もまた、引っ張りテンドンＣ３がジョイント８２０の正の回転の方向と反対の回転を作り出すので、負符号が与えられる。

式３Ｂ

式３の行列Ａを計算するための同様の方法が、ジョイント軸が互いに平行又は直行せず、むしろ任意の相対的な向きであるとき、それに応じて各ジョイント軸に関する各テンドンのモーメントアームを計算することによって、利用され得ることが理解されるべきである。

図９は、医療用カテーテル、消化管、結腸、及び気管支用内視鏡、ガイドワイヤ、並びに組織サンプリングために使用される把持装置及び針等の他の内視鏡器具に一般的に見られるような連続的な柔軟なジョイント９１０を含む器具の一部９００を示す。ジョイント９１０は、図３Ｂを参照して上述された柔軟構造と同様である。しかし、ジョイント９１０は、２自由度の動きを持つジョイントを提供するように、３つ以上のテンドン９２０の使用を通じて操作される。例えば、図９Ｂは、柔軟なジョイント９１０の端部に接続する、図９Ｂにｃ１、ｃ２、ｃ３、及びｃ４で標識される、４つのテンドン９２０の実施形態の基部の図を示す。テンドンｃ１及びｃ２における張力の差は、ジョイント９１０を第１の方向に回転させる、例えばＸ軸周りの回転を生じさせることができ、テンドンｃ３及びｃ４における張力の差は、ジョイント９１０を第１の方向と直交する第２の方向に回転させる、例えばＹ軸周りの回転を生じさせることができる。ジョイント９１０を曲げる傾向がある正味のトルクの成分τ_Ｘ及びτ_Ｙは、式３Ｃに示されるように、テンドンｃ１、ｃ２、ｃ３、及びｃ４の張力Ｔ１、Ｔ２、Ｔ３、及びＴ４それぞれから決定され得る。式３Ｃから分かるように、トルク成分τ_Ｘ及びτ_Ｙのための式は、成分τ_Ｘが張力Ｔ１及びＴ２のみによって決まるとともに成分τ_Ｙが張力Ｔ３及びＴ４のみによって決まるという点で結合しない。

式３Ｃ

図９Ｃは、ジョイント９１０を駆動するために、図９Ｃにｃ１、ｃ２、及びｃ３で標識される、３つのテンドン９２０を使用する実施形態の基部の図を示す。この配置を用いて、ジョイント９１０を曲げる傾向がある正味のトルクの成分τ_Ｘ及びτ_Ｙは、式３Ｄに示されるように、テンドンｃ１、ｃ２、及びｃ３の張力Ｔ１、Ｔ２、及びＴ３それぞれから決定され得る。ここで、ｒａはＸ軸周りのテンドンｃ１のモーメントアームであり、−ｒｂはＸ軸周りのテンドンｃ２及びｃ３のモーメントアームであり、ｒｃ及び−ｒｃはそれぞれＹ軸周りのテンドンｃ２及びｃ３のモーメントアームである。Ｘ軸周りのテンドンｃ２及びｃ３のモーメントアームは、引っ張りテンドンｃ２及びｃ３が、引っ張りテンドンｃ１がジョイント９１０をＸ軸周りに曲げる方向と反対の方向に、ジョイント９１０を曲げるため、慣例により負符号が与えられる。同じ理由で、Ｙ軸周りのテンドンｃ３のモーメントアームは慣例により負符号が与えられる。

式３Ｄ

図９Ｄは、柔軟な器具９５０、例えば柔軟なカテーテルが２つのジョイントを含む実施形態を示す。ジョイント９１０は、２自由度の動きを提供するようにテンドン９２０を通じて駆動され、ジョイント９４０は、別の２自由度の動きを提供するようにテンドン９３０を通じて駆動される。図９Ｅは、ジョイント９１０のために３つのテンドン９２０（図９Ｅにおいてｃ１、ｃ２、及びｃ３で標識される）及びジョイント９４０のために３つのテンドン９３０（図９Ｅにおいてｃ４、ｃ５、及びｃ６で標識される）を使用する特定の場合におけるジョイント９４０の基部を示す。最遠位ジョイント９１０におけるトルクと力の間の関係は、上述の式３Ｄを使用してモデル化され得る。しかし、ジョイント９４０におけるトルクは、柔軟な部分９４０を通過するテンドン９２０及び９３０の全ての張力によって決まる。したがって、器具９５０のトルク及び張力は、式３Ｅに示されるような１つの特定の例に関係し得る。式３Ｅにおいて、τ１_Ｘ及びτ１_Ｙはジョイント９１０におけるトルク成分であり、τ２_Ｘ及びτ２_Ｙはジョイント９４０におけるトルク成分であり、ｒａ、ｒｂ、及びｒｃはモーメントアームの大きさであり、Ｔ１，Ｔ２、及びＴ３はテンドン９２０における張力であり、Ｔ４，Ｔ５、及びＴ６はテンドン９３０における張力である。

式３Ｅ

式３Ａ乃至３Ｅは、多くの医療器具において、最遠位ジョイントにおいて特定のトルクを提供する張力を見つける問題が系における他の張力と独立して解かれ得ることを示す。より一般的には、各ジョイントのためのジョイントトルクは、そのジョイントに接続するテンドンにおける張力及び最遠位ジョイントに加えられる張力によって決まる。したがって、図７Ａ及び７Ｂのプロセス７００及び７００Ｂのステップ７３５は、あるジョイントトルクのセットを作り出す張力のセットを決定するために、器具の遠位端部から器具の近位端部に向かって順番にジョイントを反復的に解析するプロセスを使用して実行され得る。

図１０は、あるジョイントトルクのセットを作る張力を計算するための反復プロセス７３５を示す。図１０の実施形態におけるプロセス７３５は、最後の又は最遠位のジョイントのための張力決定で開始し、次に順次第１の又は最近位のジョイントに向かう順にジョイントのための張力を決定する。ステップ１０１０はインデックスｊを初期化する。このインデックスｊは、解析のためのジョイントを識別するとともに、最初はジョイントの数Ｌに設定される。ステップ１０２０は次に、ｊ番目のジョイントのためのトルクτ_ｊを取得する。ジョイントトルクτ_ｊは、例えば、上述のプロセス７００のステップ７３０又はプロセス７００Ｂのステップ７３２にあるように決定され得るとともに、１自由度の動きを提供するジョイントのための１つの非ゼロの成分又は２自由度の動きを提供するジョイントのための２つの非ゼロの成分を有し得る。

ステップ１０３０は次に、例えば図７Ａ又は７Ｂのステップ７３０又は７３２で計算された、正味のトルク、を作るように、ｊ番目のジョイントに取付けられたリンクを通じてｊ番目のジョイントに加えられることになる張力を計算する。図１０の例では、ステップ１０３０の計算は、直接加えられる張力の１つが目標又は公称張力であるという制約条件下にある。公称張力は、伝達システムの張力が開放されるようにゼロ又は代替的には伝達システムのテンドンが緩まないことを確実にする最小張力であり得るが、これは必須ではない。公称張力は、アクチュエータの力が開放される場合に対応する、例えば、図６の駆動モータ６４０が自由に回転し、この場合張力は用いられる伝達システムの種類によって決まり得る場合に対応するが、これは必須ではない。

医療器具のｊ番目のジョイントが１自由度の動きを提供するとともに２つのテンドン又は伝達システムに直接結合される特定の場合、ジョイントトルクは、式３の中からの１つの式によって張力に関連付けられる１つの成分を有する。Ｌ番目又は最遠位ジョイントのためのステップ１０３０は次に、ジョイントトルクを最遠位ジョイントに結び付けられた２つの張力に関連付ける線形方程式を解くことを伴う。２つの未知の張力を含む１つの線形方程式に、１つの張力が公称張力であるという制約条件を適用することは、もう１つの張力に関する一意的な解を保証する。特に、もう１つの張力が、最遠位ジョイントのトルク及び結合行列Ａの関連する係数から一意的に決定され得る。代替的には、Ｌ番目のジョイントが、２自由度の動きを提供するとともに３つのテンドン又は伝達システムに結合される場合、ジョイントトルクは、２つの成分を有するとともに式３の中からの２つの式に対応する。２つの式は３つの張力を含むので、張力の１つが公称張力と等しいという制約条件を用いて、残りの２つの張力は、ジョイントトルクの成分及び結合行列Ａの関連する成分から一意的に決定され得る。提案された方法は、同様の方法で、ｍが３より大きい、ｍ個のテンドンが２自由度を提供する同じジョイントに接続される場合、次に（ｍ−２）の張力が同時に公称張力になるように制約され得る一方、残りの２つの張力がジョイントトルクの成分及び結合行列Ａの関連する成分から一意的に決定され得る、という意味で一般的であることが留意されるべきである。

ステップ１０３０は、最初に最遠位ジョイント（すなわち、ｊ＝L）に関して実行される。ステップ１０３０のサブステップ１０３２は最初に、最遠位ジョイントに取付けられた伝達システムの１つを選択し、サブステップ１０３４は、サブステップ１０３６の試算のために張力を公称張力に設定する。サブステップ１０３６は最初に、ジョイントに取付けられた他の伝達システムのための張力（又は複数の張力）を計算し、計算された張力は、計算されたジョイントトルク及び最遠位ジョイントに直接加えられる他の張力のみによって決まる。ステップ１０３８は、全ての計算された張力が最小許容張力以上であるかどうかを決定する。そうでない場合、ステップ１０４０は、ステップ１０３４及び１０３６が繰り返される場合に公称張力を持つ伝達システムになるように、ジョイントに直接結合された他の伝達システムを選択する。いったんステップ１０４０が、計算された張力が全て最小許容張力以上であることを決定すると、最遠位ジョイントに関する張力の決定は完了し、ステップ１０５０は、プロセス７３５がステップ１０２０の繰返しのためにステップ１０６０から戻って分岐する前に、ジョイントインデックスｊをデクリメントする。

２つの伝達システムが接続されるとともに１自由度の動きを提供するジョイントの場合におけるｊ番目のジョイントのためのステップ１０３０は、式３の中から１つの式の評価（数値を求めること）を含む。上述のように、結合行列Ａの性質は、ｊ番目のジョイントのための式がＪ番目のジョイントに直接結び付けられた張力及びより遠位のジョイントに結び付けられた張力のみを含むというものである。したがって、より遠位のジョイントのための張力が既に決定されている場合、ｊ番目のジョイントに関連する式は、２つの未知数だけを含み、この２つの未知数は、ジョイントに直接結合された伝達システムの張力である。張力の１つが公称張力であるという制約条件は、公称張力以上であるもう一つの張力の一意的な決定を可能にする。ｊ番目のジョイントが３つの伝達システムに接続するとともに２自由度の動きを提供する場合は、ジョイントトルクの２つの成分に関連する２つの式の評価を含む。より遠位のジョイントのための張力が既に決定されている場合、ｊ番目のジョイントに関連する式は３つの未知数だけを含み、この３つの未知数は、ジョイントに直接結合されたテンドンの張力である。張力の１つが公称張力であるという制約条件は、公称張力以上である残りの２つの張力の一意的な決定を可能にする。

図１０のプロセス７３５は、したがって、最遠位ジョイントが評価されていることをステップ１０６０が決定するとき、ステップ１０７０で出力される完全な遠位張力のセットを生成するために、器具の遠位端部のジョイントから順の張力の決定を使用し得る。プロセス７３５は、医療処置に十分滑らかな動きを提供する速さで、例えば２５０Ｈｚまで、またはそれより大きい速さで変更される張力の実時間決定のために動作するコンピュータ又は他のコンピュータシステムを使用して効率的に実装され得る。さらに、各ジョイントが、少なくとも１つの目標又は公称値で直接加えられる張力を有するという制約条件は、連続的な時間において決定される張力の間の連続性を提供する。

上述のプロセスは、汎用コンピュータによる実行のための電子メモリ或いは磁気又は光学ディスク等、コンピュータ可読媒体に保存され得るソフトウェアを使用して実装又は制御され得る。代替的には、上述のプロセスの制御又は上述のプロセスに用いられた計算は、特定用途向けハードウェア又は電子機器を使用して実装され得る。

本発明は特定の実施形態を参照して記載されているが、記載は本発明の応用の単なる例であり、限定として受け止められるべきではない。開示された実施形態の特徴の様々な適合及び組み合せは、以下の特許請求の範囲によって定められる本発明の範囲内である。

次の付記を記す。
（付記１） 医療器具システムであって：
複数のジョイントと；
複数のアクチュエータと；
それぞれ前記アクチュエータに結合される近位端部を有する複数の伝達システムであって、それぞれの前記伝達システムは、前記医療器具システムの関節のために力の伝達を可能にするように、関連図けられた前記ジョイントの１つに取り付けられる遠位端部を有する、複数の伝達システムと；
前記医療器具の配置を測定するように結合されたセンサと；
配置測定値を受信するように結合された制御システムであって、前記制御システムは、前記伝達システムのための張力を決定するために前記配置測定値を使用するとともに前記伝達システムに前記張力を作り出すように前記アクチュエータを操作する、制御システムと；を含む、
医療器具システム。
（付記２） 前記伝達システムのそれぞれは、コンプライアントであるとともに、調整された値のアクチュエータ力の下でジョイント関節において許容された不正確さより多いものに対応する量だけ伸びる、
付記１に記載のシステム。
（付記３） 前記制御システムは、前記アクチュエータの位置に無関係であるように、前記伝達システムに加えられる前記張力を制御する、
付記１に記載のシステム。
（付記４） 前記制御システムは、前記伝達システム又は前記ジョイントのコンプライアンスに無関係であるように、前記伝達システムに加えられる前記張力を制御する、
付記１に記載のシステム。
（付記５） 前記制御システムは、前記伝達システムの前記近位端部から前記遠位端部への長さに無関係であるように、前記伝達システムに加えられる前記張力を制御する、
付記１に記載のシステム。
（付記６） 前記制御システムは、前記伝達システムの前記近位端部から前記遠位端部への形状に無関係であるように、前記伝達システムに加えられる前記張力を制御する、
付記１に記載のシステム。
（付記７） 前記制御システムは：
前記ジョイントの所望の配置と前記ジョイントの現在の配置との間の差を決定するステップ；
前記差から、前記差を減らすように前記ジョイントを作動させるジョイントトルクを決定するステップ；及び
前記ジョイントトルクを発生させる前記張力を決定するステップ；
を有する、プロセスを使用して前記張力を決定する、
付記１に記載のシステム。
（付記８） 前記制御システムは：
選択された前記ジョイントの１つの現在の配置と前記選択されたジョイントの所望の配置との間の第１の差を決定するステップ；及び
前記第１の差及び第１のゲイン係数の第１の積を前記選択されたジョイントを作動させるジョイントトルクを決定するのに使用するステップ；
を含む、プロセスにおいて、前記配置測定値を使用する、
付記１に記載のシステム。
（付記９） 前記制御システムが前記配置測定値を使用する前記プロセスは:
前記選択されたジョイントにおける現在の速度と前記ジョイントにおける所望の速度との間の第２の差を決定するステップ；及び
前記第２の差及び第２のゲイン係数の第２の積を決定するステップであって、前記選択されたジョイントを作動させる前記ジョイントトルクがさらに前記第２の積によって決まる、ステップ；
をさらに有する、
付記８に記載のシステム。
（付記１０） 前記制御システムは：
前記器具の先端の所望の配置と前記先端の現在の配置との間の差を決定するステップ；
前記差から、前記先端に加えられるときに前記差を減少させる先端力及び先端トルクを決定するステップ；
前記器具の前記先端に前記先端力及び前記先端トルクを発生させるジョイントトルクを決定するステップ；及び
前記ジョイントトルクを発生させる前記張力を決定するステップ；
を有する、プロセスを使用して、前記張力を決定する、
付記１に記載のシステム。
（付記１１） 前記先端力を決定するステップは：
前記先端の第１の位置座標の現在の値と前記先端の前記第１の位置座標の所望の値との間の第１の差を決定するステップ；
前記第１の差及び第１のゲイン係数の第１の積を決定するステップ；及び
前記先端力の第１の成分を決定するのに前記第１の積を使用するステップ；
を有する、
付記１０に記載のシステム。
（付記１２） 前記先端力を決定するステップは、
前記先端の第２の位置座標の現在の値と前記先端の前記第２の位置座標の所望の値との間の第２の差を決定するステップ；
前記第２の差及び第２のゲイン係数の第２の積を決定するステップであって、前記第２のゲイン係数は前記第１のゲイン係数と異なる、ステップ；及び
前記先端力の第２の成分を決定するのに前記第２の積を使用するステップ；
をさらに有する、
付記１１に記載のシステム。
（付記１３） 前記先端トルクを決定するステップは：
前記先端の第１の角度座標の現在の値と前記先端の前記第１の角度座標の所望の値との間の第１の差を決定するステップ；
前記第１の差及び第１のゲイン係数の第１の積を決定するステップ；及び
前記先端トルクの第１の成分を決定するのに前記第１の積を使用するステップ；
を有する、
付記１０に記載のシステム。
（付記１４） 前記先端トルクを決定するステップは：
前記先端の第２の角度座標の現在の値と前記先端の前記第２の角度座標の所望の値との間の第２の差を決定するステップ；及び
前記第２の差及び第２のゲイン係数の第２の積を決定するステップであって、前記第２のゲイン係数は前記第１のゲイン係数と異なるように設定される、ステップ；

をさらに有する、
付記１３に記載のシステム。
（付記１５） 前記先端力を決定するステップは：
前記先端の現在の速度の成分と前記先端の所望の速度の成分との間の差を決定するステップ；
前記差及びゲイン係数の積を決定するステップ；及び
前記先端力の成分を決定するのに前記積を使用するステップ；
を有する、
付記１０に記載のシステム。
（付記１６） 前記先端力を決定するステップは：
前記先端の角速度と前記先端の所望の角速度との間の差を決定するステップ；
前記差及びゲイン係数の積を決定するステップ；及び
前記先端力の成分を決定するのに前記積を使用するステップ；
を有する、
付記１０に記載のシステム。
（付記１７） 前記ジョイントは、６を超える動作の自由度を提供し、前記先端の動きに関して冗長である動作の自由度を含み、前記ジョイントトルクは、前記ジョイントの動きの範囲の限界に前記ジョイントが近付かないように又はジョイントトルク限界に近づかないように、計算される、
付記１０に記載のシステム。
（付記１８） 前記制御システムは：
前記ジョイントにおいてそれぞれジョイントトルクを決定するために前記配置測定値を使用するステップ；及び
前記ジョイントトルクを使用して前記伝達システムのための前記張力を決定するステップ；
を有するプロセスを使用して前記張力を決定する、
付記１に記載のシステム。
（付記１９） 前記制御システムは：
前記器具の前記遠位端部から前記器具の前記近位端部に向かう順に連続して前記ジョイントを評価するステップであって、各ジョイントを評価する前記ステップは、その前記ジョイントのための前記ジョイントトルク及び前記器具の前記遠位端部により近いジョイントに関して決定された張力を、評価されている前記ジョイントに直接加えられる張力を決定するために使用するステップを有する、ステップ、
を有するプロセスを使用して前記張力を決定する、
付記１８に記載のシステム。
（付記２０） 各ジョイントを評価するとき、評価されている前記ジョイントに直接加えられる前記伝達システムの前記張力は、公称値と等しくなるように選ばれ、前記ジョイントに直接加えられる残りの前記伝達システムの前記張力は、そのジョイントのための前記ジョイントトルクを生成するように且つ前記公称値以上になることが検証されるように計算される、
付記１９に記載のシステム。
（付記２１） 前記公称値は、前記伝達システムにおいて全ての張力を効果的に開放するように選ばれる、
付記２０に記載のシステム。
（付記２２） 前記公称値は、前記伝達システムにおいて前記張力を効果的に保持するように選ばれる、
付記２０に記載のシステム。
（付記２３） 前記ジョイントトルクを使用して前記張力を決定する前記ステップは：
前記ジョイントトルクから遠位張力を決定するステップ；及び
前記ジョイントの速度と前記ジョイントに結合された前記アクチュエータの対応する速度との間のそれぞれの差に依存する修正値を決定するステップであって、前記伝達システムのための前記張力は、前記遠位張力及び前記修正値に依存する、ステップ；
を有する、
付記１８に記載のシステム。
（付記２４） 前記ジョイントトルクを使用して前記張力を決定する前記ステップは：
前記ジョイントトルクから遠位張力を決定するステップ；及び
前記ジョイントに結合された前記伝達システムに結合されたアクチュエータの速度の間の差に依存する修正値を各前記ジョイントに関して決定するステップであって、前記伝達システムのための前記張力は、前記遠位張力及び前記修正値に依存する、ステップ；
を有する、
付記１８に記載のシステム。
（付記２５） 医療器具を制御するための方法であって：
前記医療器具の複数のジョイントの配置を測定するステップ；
前記医療器具の所望の配置を示す指令を受信するステップ；
複数のアクチュエータを前記ジョイントにそれぞれ接続する複数の伝達システムそれぞれの張力を決定するステップであって、前記張力の決定は前記アクチュエータの位置に無関係である、ステップ；及び
前記伝達システムそれぞれに前記張力を加えるように、前記アクチュエータを操作するステップ；
を有する、
方法。
（付記２６） １つ又は複数の前記伝達システムは、前記ジョイントの位置と前記伝達システムに結合された前記アクチュエータの位置との間の関係を提供しないように、コンプライアンスを有し、前記伝達システムは前記関係を使用している前記ジョイントの制御に関して十分正確である、
付記２５に記載の方法。
（付記２７） 前記張力を決定するステップは：
前記ジョイントの所望の配置と前記ジョイントの現在の配置との間の差を決定するステップ；
前記差から、前記差を減らすように前記ジョイントを作動させるジョイントトルクを決定するステップ；及び
前記ジョイントトルクを発生させる前記張力を決定するステップ；
を有する、
付記２５に記載の方法。
（付記２８） 前記張力を決定するステップは：
前記器具の先端の所望の配置と前記先端の現在の配置との間の差を決定するステップ；
前記差から、前記先端に加えられるときに前記差を減少させる先端力及び先端トルクを決定するステップ；
前記器具の前記先端に前記先端力及び前記先端トルクを発生させるジョイントトルクを決定するステップ；及び
前記ジョイントトルクを発生させる前記張力を決定するステップ；
を有する、
付記２５に記載の方法。
（付記２９） 前記先端力を決定するステップは：
前記先端の第１の位置座標の現在の値と前記先端の前記第１の位置座標の所望の値との間の第１の差を決定するステップ；
前記第１の差及び第１のゲイン係数の第１の積を決定するステップ；及び
前記先端力の第１の成分を決定するのに前記第１の積を使用するステップ；
を有する、
付記２８に記載の方法。
（付記３０） 前記先端力を決定するステップは、
前記先端の第２の位置座標の現在の値と前記先端の前記第２の位置座標の所望の値との間の第２の差を決定するステップ；
前記第２の差及び第２のゲイン係数の第２の積を決定するステップであって、前記第２のゲイン係数は前記第１のゲイン係数と異なる、ステップ；及び
前記先端力の第２の成分を決定するのに前記第２の積を使用するステップ；
をさらに有する、
付記２９に記載の方法。
（付記３１） 前記先端トルクを決定するステップは：
前記先端の第１の角度座標の現在の値と前記先端の前記第１の角度座標の所望の値との間の第１の差を決定するステップ；
前記第１の差及び第１のゲイン係数の第１の積を決定するステップ；及び
前記先端トルクの第１の成分を決定するのに前記第１の積を使用するステップ；
を有する、
付記２８に記載の方法。
（付記３２） 前記先端トルクを決定するステップは、
前記先端の第２の角度座標の現在の値と前記先端の前記第２の角度座標の所望の値との間の第２の差を決定するステップ；及び
前記第２の差及び第２のゲイン係数の第２の積を決定するステップであって、前記第２のゲイン係数は前記第１のゲイン係数と異なるように設定される、ステップ；

をさらに有する、
付記３１に記載の方法。
（付記３３） 前記先端力を決定するステップは：
前記先端の現在の速度の成分と前記先端の所望の速度の成分との間の差を決定するステップ；
前記差及びゲイン係数の積を決定するステップ；及び
前記先端力の成分を決定するのに前記積を使用するステップ；
を有する、
付記２８に記載の方法。
（付記３４） 前記先端力を決定するステップは：
前記先端の角速度と前記先端の所望の角速度との間の差を決定するステップ；
前記差及びゲイン係数の積を決定するステップ；及び
前記先端力の成分を決定するのに前記積を使用するステップ；
を有する、
付記２８に記載の方法。
（付記３５） 前記ジョイントは、６を超える動作の自由度を提供し、前記先端の動きに関して冗長である動作の自由度を含み、前記ジョイントトルクを決定するステップは、前記ジョイントの動きの範囲の限界に前記ジョイントが近付かないように又はジョイントトルク限界に近づかないように、前記冗長な動作の自由度を使用する、
付記２８に記載の方法。
（付記３６） 前記張力の決定は：
前記ジョイントにおいてそれぞれジョイントトルクを決定するために前記配置測定値を使用するステップ；及び
前記ジョイントトルクを使用して前記伝達システムのための前記張力を決定するステップ；
を有する、
付記２５に記載の方法。
（付記３７） 前記張力を決定するステップは：
前記器具の前記遠位端部から前記器具の前記近位端部に向かう順に連続して前記ジョイントを評価するステップであって、各ジョイントを評価する前記ステップは、その前記ジョイントのための前記ジョイントトルク及び前記器具の前記遠位端部により近いジョイントに関して決定された張力を、評価されている前記ジョイントに直接加えられる張力を決定するために使用するステップを有する、ステップ、
をさらに有する、
付記３６に記載の方法。
（付記３８） 各ジョイントを評価するとき、評価されている前記ジョイントに直接加えられる前記伝達システムの前記張力は、公称値と等しくなるように選ばれ、前記ジョイントに直接加えられる残りの前記伝達システムの前記張力は、そのジョイントのための前記ジョイントトルクを生成するように且つ前記公称値以上になることが検証されるように計算される、
付記３７に記載の方法。
（付記３９） 前記公称値は、前記伝達システムにおいて全ての張力を効果的に開放するように選ばれる、
付記３８に記載の方法。
（付記４０） 前記公称値は、前記伝達システムにおいて前記張力を効果的に保持するように選ばれる、
付記３８に記載の方法。
（付記４１） 前記張力を決定するステップは：
前記ジョイントトルクから遠位張力を決定するステップ；及び
前記ジョイントの速度と前記ジョイントに結合された前記アクチュエータの対応する速度との間のそれぞれの差に依存する修正値を決定するステップであって、前記伝達システムのための前記張力は、前記遠位張力及び前記修正値に依存する、ステップ；
を有する、
付記３６に記載の方法。
（付記４２） 前記ジョイントトルクを使用して前記張力を決定する前記ステップは：
前記ジョイントトルクから遠位張力を決定するステップ；及び
前記ジョイントに結合された前記伝達システムに結合されたアクチュエータの速度の間の差に依存する修正値を各前記ジョイントに関して決定するステップであって、前記伝達システムのための前記張力は、前記遠位張力及び前記修正値に依存する、ステップ；
を有する、
付記３６に記載の方法。

Claims (14)

1. 遠位先端、ジョイント、及び複数の伝達システムを有する医療器具を駆動するための医療器具システムであって、前記ジョイントは、前記遠位先端に結合されるとともに前記遠位先端のための自由度を提供し、前記複数の伝達システムは、第１の伝達システム及び第２の伝達システムを有し、前記医療器具システムは：
   第１及び第２のアクチュエータであって、使用中、前記第１の伝達システムは前記ジョイントを前記第１のアクチュエータに結合し、前記第２の伝達システムは前記ジョイントを前記第２のアクチュエータに結合する、第１及び第２のアクチュエータと；
   前記第１のアクチュエータ及び前記第２のアクチュエータに動作可能に結合される制御システムであって：
   第１及び第２の張力の少なくとも１つを最小張力以上に維持しながら前記遠位先端を前記自由度で動かすように前記第１及び前記第２のアクチュエータを作動させることによって、前記第１の伝達システムに前記第１の張力及び前記第２の伝達システムに前記第２の張力を加えること、
   を含む動作を行う命令を実行するように構成される、
   制御システムと；を有する、
   医療器具システム。
2. 前記第１及び前記第２の張力の少なくとも１つを前記最小張力以上に維持することは：
   前記第１及び前記第２の張力のそれぞれを前記最小張力以上に維持することを含む、
   請求項１に記載の器具システム。
3. 前記第１及び前記第２の張力の少なくとも１つを前記最小張力以上に維持することは：
   前記第１の張力を第１の最小張力以上に維持すること、及び
   前記第２の張力を第２の最小張力以上に維持すること、
   を含む、
   請求項１に記載の器具システム。
4. 前記第１の張力及び前記第２の張力を加えることは、前記ジョイントの動きが、所定の動作範囲に達することを防ぐように前記第１及び前記第２のアクチュエータを動作させることを含む、
   請求項１乃至３のいずれか１項に記載の器具システム。
5. 前記動作はさらに：
   前記遠位先端又は前記ジョイントの位置を決定すること、を含み、
   前記第１及び前記第２の張力を加えることは、前記の決定された位置に基づいて前記第１及び前記第２のアクチュエータを操作することを含む、
   請求項１乃至４のいずれか１項に記載の器具システム。
6. 医療器具システムを制御する方法であって、前記医療器具システムは：医療器具と、第１のアクチュエータと、第２のアクチュエータとを有し、前記医療器具は、遠位先端、前記遠位先端に結合されるとともに前記遠位先端のための自由度を提供するジョイント、及び複数の伝達システムを有し、前記複数の伝達システムは、前記ジョイントを前記第１のアクチュエータに結合する第１の伝達システムと、前記ジョイントを前記第２のアクチュエータに結合する第２の伝達システムとを有し、前記方法は：
   前記医療器具システムを制御するように構成された制御システムが、前記第１の伝達システムに第１の張力及び第２の伝達システムに第２の張力を加えるステップであって、前記第１及び前記第２の張力の少なくとも１つを最小張力以上に維持しながら前記遠位先端を前記自由度で動かすように前記第１及び前記第２のアクチュエータを作動させることによって、前記第１の伝達システムに第１の張力及び第２の伝達システムに前記第２の張力を加えるステップ、を含む、
   方法。
7. 前記第１及び前記第２の張力の少なくとも１つを前記最小張力以上に維持することは：
   前記制御システムが、前記第１の張力を第１の最小張力以上に維持すること、及び
   前記制御システムが、前記第２の張力を第２の最小張力以上に維持すること、
   を含む、
   請求項６に記載の方法。
8. エンドエフェクタ及び複数の伝達システムを有する医療器具を駆動するための医療器具システムであって、前記医療器具システムは：
   複数のアクチュエータであって、使用中、前記複数の伝達システムの各伝達システムは、前記複数のアクチュエータが多自由度の動きで前記エンドエフェクタを動かすために前記複数の伝達システムを駆動するよう動作可能であるように、前記エンドエフェクタを前記複数のアクチュエータのそれぞれのアクチュエータに結合する、複数のアクチュエータと；
   前記複数のアクチュエータに動作可能に結合される制御システムであって：
   前記複数のアクチュエータの位置及び前記エンドエフェクタの所望の配置に基づいて前記複数の伝達システムに張力を加えるとともに前記張力が加えられている間の前記複数の伝達システムにおける緩みを防ぐように、前記複数のアクチュエータを作動させること、
   を含む動作を行う命令を実行するように構成される、
   制御システムと；を有する、
   医療器具システム。
9. 前記複数の伝達システムに前記張力を加えるように前記複数のアクチュエータを作動させることは：
   前記複数の伝達システムの１つ又は複数の伝達システムにおける張力を最小張力以上に維持するように前記複数のアクチュエータを作動させることを含む、
   請求項８に記載の医療器具システム。
10. 前記複数の伝達システムに前記張力を加えるように前記複数のアクチュエータを作動させることは：
    前記複数の伝達システムの全てにおける張力を最小張力以上に維持するように前記複数のアクチュエータを作動させることを含む、
    請求項８に記載の医療器具システム。
11. 前記複数の伝達システムに前記張力を加えるように前記複数のアクチュエータを作動させることは：
    前記複数の伝達システムにおける張力を最小張力のセットのうちの対応する最小張力以上に維持するように前記複数のアクチュエータを作動させることを含む、
    請求項８に記載の医療器具システム。
12. 前記複数のアクチュエータの数は、前記自由度の数より大きい、
    請求項８乃至１１のいずれか１項に記載の医療器具システム。
13. 医療器具システムを制御する方法であって、前記方法は：
    前記医療器具システムを制御するように構成された制御システムが、医療器具のエンドエフェクタの所望の配置を受信するステップと；
    前記制御システムが、前記エンドエフェクタの現在の配置を決定するステップと；
    前記制御システムが、複数のアクチュエータの位置及び前記エンドエフェクタの前記所望の配置に基づいて前記医療器具の複数の伝達システムに張力を加えるとともに前記張力が加えられている間の前記複数の伝達システムのそれぞれにおける緩みを防ぐように、前記複数のアクチュエータを作動させるステップと；
    を含む、
    方法。
14. 前記複数の伝達システムに前記張力を加えるように前記複数のアクチュエータを作動させるステップは：
    前記制御システムが、前記複数の伝達システムの１つ又は複数の伝達システムにおける張力を最小張力以上に維持するように前記複数のアクチュエータを作動させるステップを含む、
    請求項１３に記載の方法。

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