用于机器人外科手术的系统和方法.pdf

本申请是国际申请号为PCT/US2013/053451、国家申请号为201380052236.3、申请日为2013年8月2日、名称为“用于机器人外科手术的系统和方法”的中国发明专利申请的分案申请。

相关申请的交叉参考

本申请要求2012年8月3日提交的美国临时专利申请No.61/679,258和2013年3月15日提交的美国临时专利申请No.61/792,251的优先权，这两件申请的权益和公开内容全文以引用方式并入。

技术领域

本发明整体涉及外科操纵器。更具体地，本发明涉及能够以手动或半自动模式操作的外科操纵器。

背景技术

近来，执业医师已经发现，使用机器人装置来辅助进行外科手术是有用的。机器人装置通常包括活动臂，该活动臂包括一个或多个联结机构。该臂具有自由的远侧端部，该远侧端部能够以非常高的精确度放置。设计成应用于外科手术部位的外科器械附接到该臂的自由端部。执业医师能够精确地定位该臂，以便通过外推法将外科器械精确地定位在患者身上该器械将要进行医疗或外科手术的部位处。使用机器人系统以保持器械的一个优点在于，与外科医生的手和臂不同，系统的臂不会经受肌肉张紧或诸如抽搐的神经性动作。从而，与器械是手持式的并且因此用手定位的情况相比，使用医疗机器人系统能够稳定地保持器械，或者以较高的精确度沿着预定的路径移动器械。

另外的某些机器人外科系统被设计成与外科导航系统一起使用。外科导航系统是这样一种系统，其能够生成数据，这些数据提供外科器械相对于器械所施加的患者的位置的较为精确的指示。当向外科机器人系统提供表明器械相对于患者的位置的数据时，机器人系统能够定位该器械，以确保其施加到患者的该器械预期将要施加到的组织上。这基本上消除了器械将施加到该器械不应当施加到的组织上的可能性。

某些医疗机器人系统被设计成以被称为“半自动”模式的模式进行工作。在这种操作模式中，机器人系统致动臂，以使得器械沿着预先编程的路径相对于患者的组织进行运动。这在例如器械是某些类型的切割装置并且具体手术的目的是去除患者组织的预定部分的情况下是有用的。借助于参考，如果机器人系统以“自动”操作模式进行操作，那么一旦被致动，机器人就在基本上没有来自外科医生的输入的情况下进行手术。在“半自动”操作模式中，执业医师能够发出命令，以控制机器人的操作。例如，一些半自动机器人被构造成使得，为了机器人能够移动该器械，执业医师必须通过连续地压下与机器人相关的控制按钮或开关来启动命令。在执业医师拒绝启动命令的情况下，机器人至少暂时停止器械的前进。

某些机器人系统不是传统的机器人，原因在于一旦被启动，它们不会使得附接的器械沿着预先编程的行进路径自动地运动。这些系统包括控制系统，执业医师通过该控制系统输入表明附接的器械将要定位在何处的命令。根据这些执业医师输入的命令，这种类型的系统致动系统的臂/多个臂，以引起器械的基本上同时的、实时的运动。这些机器人系统被认为是以手动模式进行操作的。

迄今为止，难以提供一种这样的机器人系统，其能够在单次手术期间在半自动操作模式和手动操作模式之间切换。例如，据信外科医生可能多次期望初始手动地操作器械，以去除大质量的组织。手术的这个部分有时候称为减瘤。然后，为了去除组织以限定剩余组织的表面，外科医生可能期望机器人系统半自动地进行器械的精细定位。手术的这个部分有时候被称为精切割。

此外，有时候可能期望从器械的半自动定位切换回到手动定位。例如，在整形外科关节置换术中，执业医师可能期望器械(切割工具)眼编程的路径运动，以便精确地成形该器械所要应用的骨骼。这种精确骨骼成形方便了植入物精确配合到通过切割工具暴露的骨骼的表面。然而，可能存在这样的状况，其中在手术开始之后，明显该器械可能与外科部位处的目标碰撞，这样的接触是不期望的。该目标可能是已经运动到外科部位中的组织或者定位在该部位处的第二器械。在这种状况中，执业医师应当能够即刻中断工具的编程的运动，手动地控制该工具以重新定位该器械，然后使工具返回到编程的运动。

发明内容

本发明提供一种外科操纵器，其用于操纵外科器械和从外科器械延伸的能量施加器。外科操纵器还包括至少一个控制器，控制器被构造成用以使能量施加器前进。

在一个实施例中，至少一个控制器被构造成用以确定受控姿态，能量施加器前进到该受控姿态，其中基于多个力和转矩信号的和来确定该受控姿态。

在另一个实施例中，至少一个控制器被构造成用以将外科器械和能量施加器模拟为虚拟刚性本体。

在另一个实施例中，至少一个控制器被构造成用以以手动模式或半自动模式操作外科操纵器。

在另一个实施例中，至少一个控制器包括进给速率计算器，该进给速率计算器被构造成用以计算器械进给速率。

在另一个实施例中，至少一个控制器包括材料登记模块，该材料登记模块被构造成用以收集与能量施加器已经施加到材料体积所处的位置相关的数据。

在这里还可以想到本发明的其它实施例。

附图说明

本发明具体在权利要求中指明。从以下结合附图的详细描述中，可以理解本发明的上述和其它特征和优点，其中：

图1为本发明的操纵器如何用来使外科器械在患者身上定位和前进的概略视图；

图2为本发明的操纵器的透视图，外科器械和导航跟踪器附接到该操纵器；

图2A和2B分别为下垂物的俯视图和侧视图，该下垂物用来调节操纵器的操作；

图3为操纵器的前视图；

图4为操纵器的臂的透视图；

图5为操纵器的臂的可供选择的透视图；

图6为操纵器的臂的侧视图，其中在近景中看到下部臂；

图7为操纵器的臂的俯视图；

图8为端部执行器和外科器械的侧视图，这里动力钻头附接到端部执行器；

图9为端部执行器和附接的外科器械的前视图；

图10为端部执行器和附接的外科器械的透视图；

图11为多个处理器的方框图，这些处理器共同配合以控制操纵器和附接的外科器械的致动；

图12为与患者以及调节操纵器的致动的各元件相关的不同坐标系的示意图；

图13A至13E形成软件模块的方框图，这些软件模块运行以调节操纵器的致动；

图14为形成接头致动器之一的部件的方框图；

图15A为骨骼的侧视图，示出了如何形成工具路径以限定外科器械施加到的骨骼区段；

图15B为骨骼的俯视图，示出了工具绘图的布置；

图15C示出了单个工具路径如何能够包括一组不同长度和取向的路径节段；

图16A-16D示出了处于工具路径力计算器内的子模块；

图17示意性地示出了工具路径节段如何被滚动平均过滤器平均；

图18A至18D是一组示意图，示出了如何生成取向调节器所用的点和边界；

图19为曲线图，示出了器械相对于目标取向的偏移与取向调节器确定的应当施加到虚拟刚性本体以补偿该偏移的力之间的关系；

图20A、20B和20C示意性地示出了通过切割引导器执行的能量施加器的重新定位；

图21A、21B和21C形成由切割引导器执行的处理步骤的流程图；

图22示出了限定了最靠近能量施加器的贴片的边界如何可能不是施加器最有可能相交的贴片，

图23A和23B为示意图，示出了由于切割引导器防止能量施加器运动超过限定的边界而导致器械和能量施加器承受的速度变化；

图23C为示意图，示出了由于切割引导器防止能量施加器运动超过限定的边界而导致器械和能量施加器承受的位置变化；

图24为可能产生接头限制约束力的过程的流程图；

图25为可能产生干涉角度约束力的过程的流程图；

图26为可能产生工作空间约束力的过程的流程图；

图27为器械管理器的输入和输出的方框图；

图28A-28G共同形成当器械进行半自动前进时由操纵器执行的过程步骤的流程图；

图29A和29B分别为俯视图和侧视图，示意性地示出了当处于半自动模式时器械的初始取向；

图30A和30B分别为俯视图和侧视图，示意性地示出了基于总取向力调节器输出的力和转矩命令，操纵器如何将器械和能量施加器取向成使得公共轴线延伸穿过中心点；

图31示意性地示出了当能量施加器沿着工具路径前进时，基于总取向力调节器输出的力和转矩命令，公共轴线的取向如何相对保持靠近中心点；

图32A、32B和32C分别为俯视图、侧视图和横截面图，示出了即使在工具路径上方存在障碍828的情况下，操纵器如何能够调节器械的取向以将能量施加器保持在工具路径上，同时保持公共轴线处于基准表面孔口中；

图33A和33B分别为俯视图和侧视图，示出了操纵器如何调节器械的取向以将能量施加器保持在工具路径上，同时保持公共轴线处于基准表面孔口中；

图33C示意性地示出了当能量施加器沿着工具路径前进时，基于总取向力调节器输出的力和转矩命令，公共轴线的取向如何移动以保持轴线处于基准表面孔口中。

图34A、34B和34C是第二组横截面图，示出了位置和取向基准表面和该表面中限定的孔口在操纵器操作期间如何复位。

图35A、35B和35C是第二组横截面图，示出了基准表面和该表面中限定的孔口的位置和取向在操纵器操作期间如何复位；以及

图36A、36B和36C示出了限定能量施加器将要施加到的边界在外科手术期间如何变化的图序列。

具体实施方式

I.概述

本发明整体涉及新型的且可用的外科操纵器，其将外科器械或工具定位在患者体内或身上。外科操纵器将外科器械定位成使得器械的将施加到组织的端部仅仅施加到该器械应当施加到的组织。

操纵器可以以手动模式或半自动模式操作。当操纵器以手动模式操作时，操纵器监测执业医师施加在器械上以定位该器械的力和转矩。通过传感器来测量这些力和转矩，传感器为操纵器的一部分。响应于执业医师施加的力和转矩，操纵器基本上使器械实时地运动。因此，通过操纵器进行的器械运动可以被认为是仿真了执业医师对器械进行的期望定位的器械运动。

当操纵器以手动模式操作时，操纵器确定器械相对于边界的相对位置。该边界限定了组织的限制，器械不应当放置成超过该限制。在执业医师有可能希望将器械定位成超过该边界的情形下，该操纵器不允许器械进行这种运动。例如，如果操纵器确定执业医师重新定位器械导致器械接近该器械不应当越过的边界，那么操纵器阻止该器械运动超过该边界。

执业医师可能继续尝试将器械重新定位到末端不应当超过的位置。操纵器不会将末端运动成使得该末端重新定位为超过边界。然而，操纵器根据从执业医师检测到的力将该器械重新取向。在不允许末端重新定位的情况下器械的这种重新取向向执业医师表明，器械的末端已经到达不应当越过的边界。操纵器仍然不会响应以使末端沿着边界运动。

当操纵器以半自动模式操作时，操纵器计算使器械沿着预定行进路径运动所需的力和转矩。基于这些力和转矩，操纵器使器械沿着预定行进路径运动。

进一步的特征在于，当操纵器在半自动操作期间使器械运动时，执业医师能够进行器械位置的某些手动调节。一种这样的调节在于，当器械沿着编程的行进路径运动时，执业医师能够调节器械的取向。

在某些形式中，当操纵器使器械前进时，它这样做是基于必须施加到虚拟刚性本体的力和转矩的确定。该虚拟刚性本体是器械和能量施加器的模型。基于这些力和转矩，操纵器使器械前进。当操纵器以手动模式操作时，这些力和转矩的分量是这样的力和转矩，即由于它们施加到虚拟刚性本体，而导致操纵器将器械定位成使得该器械不会越过边界。当操纵器以半自动模式操作时，施加到虚拟刚性本体的力和转矩包括额外的分量。响应于存在这些额外的力和转矩分量，操纵器使器械前进，从而能量施加器沿着预定工具路径运动。

在某些形式中，操纵器包括多个互连的联结件。这些联结件可以以串联和/或并联的方式连接在一起。在本发明的一个实施例中，这些联结件形成两个并联的四杆联结机构。器械连接到联结件的远侧端部。总体上，每对相邻的联结件通过接头进行连接。通过与接头相关联的致动器来设定联结件的位置。

图1和2示出了示例性的操纵器50，其用来将外科器械160施加到患者600。操纵器50包括端部执行器110，该端部执行器为操纵器的与外科器械160附接的部件。操纵器50定位端部执行器110，以对外科器械160进行定位和取向，使得该器械在患者身上执行期望的医疗/外科手术。操纵器50与外科导航系统210结合使用。外科导航系统210监测端部执行器110和患者600的位置。基于该监测，外科导航系统210确定外科器械160相对于患者身上器械所要施加到的部位的位置。

手持式下垂物190(图2A)也附接到操纵器50。下垂物190在某些操作模式中用来调节操纵器和器械160的操作。

本发明的操纵器50可以以手动模式操作。当操纵器以手动模式操作时，操纵器响应于执业医师施加在器械160上的力和转矩来定位该器械。响应于这些力和转矩，操纵器使器械机械地运动，从而模仿基于执业医师所施加的力和转矩而将要发生的运动。当器械160运动时，外科操纵器50和外科导航系统210配合以确定器械是否在限定的边界内。通常但不总是，该边界处于患者内，并且器械不应当超过该边界施加。基于这些数据，操纵器50选择性地限制器械160运动的范围。具体地，操纵器约束自身不进行否则将导致器械施加到限定边界之外的运动。从而，如果执业医师施加的力和转矩将导致器械前进超过边界，那么操纵器不模仿器械的这种预期定位。

操纵器50还可以以半自动模式操作。为了以这种模式操作操纵器50，生成行进路径，器械160应当沿着该行进路径施加。在开始手术之前，至少生成该路径的基本形式。基于这些力和转矩，以及其它数据，操纵器生成描述器械应当前进到的受控姿态的数据。(“姿态”应理解为讨论的系统部件的位置和取向)。一旦生成受控姿态，操纵器就使器械前进到该姿态。与处于手动模式时一样，当器械以半自动模式操作时，操纵器不会使器械160前进超过边界。

ii.硬件

如图2和3所示，操纵器50包括小车52。小车52包括安装在轮上的框架(框架未示出)。外壳56设置在框架上。

操纵器50分别包括下部臂和上部臂68和70。臂68和70分别从肩部67和69向上延伸。肩部67和69位于小车外壳56上方。每个肩部67和69以及相关的臂68和70分别地、共同地相对于小车52的水平基准面具有三个自由度。肩部69(上部臂70安装到的肩部)位于肩部67(下部臂68安装到的肩部)上方。两个肩部67和69均可旋转地附接到小车框架。每个肩部67和69绕着与小车52的水平基准面垂直地延伸的轴线旋转。每个肩部67和69的旋转相应地导致相关的臂68或70进行相似的位移。从以下可以明显看到，肩部不需要总是一致地运动或者具有相同的端部位置。每个肩部67和69相对于小车52上的基准位置的角度位置被称为肩部的接头角度。

如图4和5所示，每个臂68和70包括四杆联结机构。在这些图中，臂处于它们的标称起始位置。每个臂68和70包括上部联结件74，该上部联结件可枢转地安装到肩部67或69。虽然上部联结件74能够进行枢转，但是在图4和5中，它们示出为在肩部上方延伸，并且与地面大致垂直地延伸。驱动联结件76也可枢转地安装到肩部67或69。驱动联结件76安装到肩部67或69，以便绕着与上部联结件74枢转所绕的轴线相同的轴向进行枢转。每个驱动联结件从相关的肩部67或69向后延伸。(这里，“向后”是离开患者的方向。“向前”是朝向患者的方向)。在本发明的图示形式中，与其它联结件不同的是，驱动联结件76通常不为直梁的形式。相反，每个驱动联结件76形成有弯曲部(弯曲部未示出)。驱动联结件76的弯曲形状便于联结件与肩部67和69隔开。

四杆联结件78可枢转地安装到每个驱动联结件76的后自由端部。四杆联结件78从相关的驱动联结件76向上延伸，并且与上部联结件74大致平行。从动联结件80是每个臂68和70的剩余的刚性联结件。每个从动联结件80具有没有用附图标记表示的上部区段，该上部区段可枢转地附接到相关的近侧四杆联结件78的自由端部。每个从动联结件80也可枢转地附接到相关的上部联结件74的自由端部。每个从动联结件80具有没有用附图标记表示的前部区段，该前部区段向外延伸超过上部联结件74。由于肩部67和69在地面以上具有不同的高度，而使得与上部臂70成一体的驱动联结件80位于与下部臂68成一体的驱动联结件的上方。

与每个肩部67和69一样，每个联结件74、76、78和80进行旋转。两个联结件之间的连接被称为接头。两个联结件之间的角度是连接该联结件的接头的接头角度。

刚性联接器88(也为操纵器50的一部分)在从动联结件80的远侧端部之间延伸。如图6和7所示，腕部82将联接器88连接到下部臂从动联结件80。腕部82连接到下部臂从动联结件80。腕部82是三自由度的腕部。腕部84将联接器88连接到上部臂从动联结件80的远侧端部。腕部84是两自由度的腕部。这种类型的操纵器的某些特征的描述，以及可供选择的能够用来定位端部执行器110的联结件设置的描述，可见于2011年5月31日公布的名称为MANIPULATOR(操纵器)的美国专利No.7,950,306，该专利明确地以引用方式并入本文中。

三种致动器92、94和96与每个臂68和70相关联，图13D中示意性地示出了每种致动器中的一个。每个致动器92安装到小车框架，相邻于与相关的臂68或70成一体的肩部72。

致动器94和96安装在与相关的臂68或70成一体的肩部67或69中。致动器94连接到上部联结件74，以便使上部联结件选择性地枢转。致动器96连接到驱动联结件76，以便使驱动联结件76枢转。驱动联结件76的枢转使得附接的四杆联结件78进行位移。四杆联结件78的运动使得附接的从动联结件80进行枢转。具体地，从动联结件80绕着从动联结件80附接到相关的上部联结件74所绕的轴线进行枢转。这些特定的齿轮组件是大致“零反冲”齿轮组件。在互锁的齿轮之间基本上不存在松动。齿轮的这种特征有助于肩部72以及联结件74、76、78和80的精确定位。

臂68和70以及联接器88共同形成过致动机构。这意味着一个联结件的致动必须通过其它致动的联结件中的一个或多个的对应运动来实现。

多个部件与每个致动器92、94和96相关联。图14随意地示出了与致动器94相关联的部件。具体地，致动器包括永磁体同步马达101，该永磁体同步马达附接到处于肩部67或69内的结构框架87。马达101不是直接附接到框架87。相反，转矩传感器89位于框架87和马达101之间。

与马达101相关联的是以下描述的旋转编码器114。当不向马达供电时，制动器103锁定马达轴的旋转。通过操纵器控制器124来控制制动器103的锁定/解锁状态。当操纵器50断电时，操纵器控制器124将制动器103从解锁状态设定到锁定状态。从而，当操纵器50断电时，制动器103是与肩部67和69以及臂68和70成一体的防止臂进行运动的部件。

减速齿轮105将马达转子(未示出)的输出轴的旋转运动转换为旋转力矩，以驱动与马达附接的肩部67或69或者联结件74或76。在本发明的某些形式中，减速齿轮是谐波齿轮传动机构。减速齿轮组件105的输出轴107示出为连接到上部联结件74。在本发明的某些形式中，马达、旋转编码器、制动器和减速齿轮组件是单个单元。

虽然没有示出，但是与每个致动器成一体的是分动齿轮组件。与致动器92成一体的分动齿轮组件包括使相关的肩部67或69旋转的齿轮。与致动器94成一体的分动齿轮组件包括使上部联结件74枢转的齿轮。与致动器96成一体的分动齿轮组件包括使驱动联结件76枢转的齿轮。分动齿轮组件是大致“零反冲”齿轮组件。这意味着在互锁的齿轮之间基本上不存在松动。齿轮组件的这种特征有助于肩部67和69以及臂68和70的精确定位。

与每个臂68和70相关联的是三个上述旋转编码器112、114和116。图13D中示出了每种编码器中的一个。每个旋转编码器112、114和116是传感器，该传感器监测与编码器相关联的臂68或70的三个马达驱动的部件之一的角度位置。旋转编码器112监测臂的肩部67或69的旋转。旋转编码器114监测臂的上部联结件74的旋转。旋转编码器116监测臂的驱动联结件76的旋转。

在本发明的所述形式中，每个旋转编码器112、114和116分别监测与相关的致动器92、94和96内部的马达101成一体的轴的旋转。(马达轴未示出)。每个致动器马达轴的旋转与由马达驱动的肩部或臂联结件的旋转成正比例。每个旋转编码器112、114和116监测相关的马达轴的转子旋转的程度以及旋转方向(顺时针或逆时针)。

在本发明的其它形式中，每个编码器112、114和116监测将马达轴连接到通过马达进行位移的肩部或臂联结件的分动齿轮组件的齿轮之一的旋转程度和旋转方向。在该齿轮的旋转程度与通过相关的马达设定的接头的接头角度之间存在第一阶线性关系。作为另外一种选择，每个编码器112、114和116是传感器，该传感器直接测量与该传感器相关联的接头的接头角度。

在本发明的某些优选形式中，编码器112、114和116是绝对编码器。在操纵器50启动的情况下，绝对编码器生成立即表明编码器所监测的部件(马达转子轴或齿轮轴)的位置的信号。在本发明的其它形式中，编码器是增量编码器。在操纵器50启动的情况下，增量编码器设定到零状态。一旦设定在零状态，增量编码器就提供表明编码器所监测的部件位移的程度的数据。对于这种类型的编码器，在使用操纵器之前，臂68和70可以运动到起始或零状态位置。一旦臂这样运动，通过编码器保持的增量计数就归零。在清零过程之后，通过马达输出的增量计数用来提供臂68和70的位置的推断指示。

在本发明的某些优选形式中，旋转编码器112、114和116是多匝绝对编码器。在测量360°的全旋转之后，这种类型的绝对编码器输出表明除了第一次或额外的360°旋转之外还存在进一步的旋转角度的信号。例如，当编码器在监测的轴进行第三次旋转期间测量到10°的旋转时，编码器输出表明轴已经经历了730°旋转的信号。

操纵器50包括两个额外的编码器，编码器117和118。编码器117和118与从动联结件80相关联，该从动联结件与上部臂70成一体。在图13D中，编码器117和118示出为处于上部臂从动联结件80内。编码器117和118生成表示腕部84相对于上部臂从动联结件80的角度位置的信号。如上所述，腕部84相对于相邻的从动联结件以两个自由度旋转。每个编码器117和118产生表示腕部绕着一个轴线的角度位置的信号，腕部绕着该轴线旋转。

端部执行器110刚性地附接到联接器88。在本发明的某些形式中，端部执行器可移除地附接到联接器88。虽然没有示出或详细描述，但是应当理解，端部执行器110包括联接组件111，该联接组件在图10示出，将外科器械160牢固地且可释放地保持到联接器88。联接组件111被设计成用以确保当器械经受显著的力时这些力不会引起外科器械160相对于端部执行器110滑动。端部执行器能够以一个或多个自由度进行运动。这样的端部执行器可以包括在名称为Surgical Instrument Including Housing,a Cutting Accessory that Extends from the Housing and Actuators that Establish the Position of the Cutting Accessory Relative to the Housing(包括壳体、从壳体延伸的切割附件以及建立切割附件相对于壳体的位置的致动器的外科器械)的美国专利申请No.13/600,888中公开的外科器械，该专利申请以引用方式并入本文。

联接器88还安装有传感器108，如图13D中象征性地示出。传感器108被构造成用以输出可变信号，该可变信号随着端部执行器110所配置的力和转矩而变化。虽然在这里没有描述传感器108的确切结构，但是应当理解，传感器是六自由度传感器。从而，传感器108输出表示施加到器械或能量施加器的三个相互垂直的力和绕力的轴线的三个转矩的信号。

另外，小车52安装有操纵器控制器124和接头马达控制器126，它们在图11中以方框的形式示出。操纵器控制器124可以是高速通用型数字计算机。一种这样的计算机是可得自Concurrent Computer的iHawk计算机，其具有x8超微型主板。该计算机具有双四核处理器。在本发明的某些形式中，操纵器控制器具有更少的或更多的处理核心。在本发明的其它形式中，操纵器控制器124具有16个或更多个处理核心。操纵器控制器124通常还具有多图形处理单元。在一个实施例中，操纵器控制器124基于来自力/转矩传感器108、编码器112、114、116、117和118、外科导航系统210以及其它信息的数据来确定外科器械160应当运动到的位置。基于该确定，操纵器控制器124确定每个臂形成的联结件为了重新定位外科器械160而需要运动的程度。关于联结件将被定位的位置的数据被传递到接头马达控制器126。

每个接头马达控制器126调节激励信号到接头马达101中的单个接头马达的施加。接头马达控制器126的主要功能是将激励信号施加到相关联的马达101，使得马达将相关的接头驱动到接近以下讨论的受控接头角度的角度。来自旋转编码器114的信号用作反馈信号，该反馈信号表示用以执行这种类型的马达调节的实际接头角度。某些控制器126利用级联位置、速度和电流控制回路计算该激励信号。每个控制回路通常利用比例-积分-微分控制来实施。表示向前进给转矩的信号通常加入到电流控制回路的输入中，以增强控制器126的响应能力。

在接头马达控制器126内具有驱动电路(未示出)。来自与操纵器成一体的电源(电源未示出)的功率信号施加到该驱动电路。该驱动电路响应于最后的控制回路输出信号而将功率信号转换为施加到马达101的合适的激励信号。在操纵器50的许多形式中，激励信号为三相脉冲宽度调制(PWM)电压信号的形式。该信号通常具有幅值在10至200瓦特之间的电压以及20至200kHz之间的PWM频率。驱动电路向电流控制回路供应返回表示由马达101吸收的电流的信号。该信号作为测量的马达电流信号而被输出到在操纵器控制器124上运行的其它软件模块。

当马达101是永磁体同步马达时，控制器124还调节激励信号的施加，使得被驱动的电流相对于转子位置处于正确的相位。这被称为马达整流。某些控制器基于场取向控制技术来执行整流控制。为了执行这种电流信号调节，接头马达控制器126依赖于表示马达转子的位置的信号。来自旋转编码器112、114和116的信号用作反馈信号。在本发明的一种形式中，来自马萨诸塞州皮博迪的Harmonic Drive LLC的REL-230-36马达控制器用作接头马达控制器126。

触摸屏显示器128或其它用户输入/输出单元也安装到小车52。显示器128附接到用户界面130，该用户界面也附接到小车。一种这样的用户界面130是来自德国威尔的Beckhoff Automation的C6320触摸屏。用户界面130控制显示器128上的信息显示，并且初始处理在显示器上输入的用户生成的命令。这些命令的大部分施加到操纵器控制器124。

用户界面130是操纵器处理器，下垂物190输出的信号被传递到该操纵器处理器。

小车52包括工具控制器132。工具控制器132将激励信号供应到外科器械160。工具控制器132通常包括：电源；功率控制电路；用户界面；专用数据处理单元(这些部件未示出)。电源将线电压转换为能够施加到外科器械160的功率信号。功率控制器电路将功率信号选择性地施加到与器械160成一体的功率生成单元。用户界面130允许执业医师输入有关他/她期望器械如何起作用的指令。工具控制器132接收在用户界面上输入的指令以及操作该器械所需的其它数据。基于这些数据，工具控制器132输出激励信号，该激励信号使得器械以执业医师指示的方式进行操作。工具控制器的更详细的讨论可见于名称为CONTROL CONSOLE TO WHICH POWERED SURGICAL HANDPIECES ARE CONNECTED,THE CONSOLE CONFIGURED TO SIMULTANEOUSLY ENERGIZE MORE THAN ONE AND LESS THAN ALL OF THE HANDPIECES(与动力外科手持件连接的控制台，该控制台被构造成用以模拟地使手持件中的多于一个且少于所有的手持件通电)的美国专利No.7,422,582，该专利的内容以引用方式并入本文。

在本发明的某些形式中，操纵器显示器128用作用户界面和用于工具控制器132的输出显示器。用以设定和调节工具控制器132和器械160的操作设定的命令从用户界面130传递到工具控制器132。

如图8-10所示，外科器械160包括外壳162，该外壳是器械的外部本体。在外壳162内具有功率生成单元163，该功率生成单元在图9中用虚线矩形表示。功率生成单元163将从工具控制器132接收到的电能转换为合适的功率形式。如果例如器械160是机动化的外科器械，那么功率生成单元163是器械的马达。如果器械振动，那么功率生成单元163是转换引起期望机械振动的电能的部件。如果器械160输出光(光子)能，那么功率生成单元是将电能转换为光能的单元。

六个控制按钮安装到器械外壳160。两个按钮，按钮164和174，安装到外壳160的相对侧上。按钮164和174是并联的常开瞬时接触开关。当执业医师期望致动器械160时，执业医师按下按钮164或174中的任一个。由按钮164和174调节的电路的打开/关闭状态通过用户界面130监测，其中的关系未示出。界面130将这些状态数据传递到操纵器控制器124。操纵器控制器124部分地基于这些控制构件的状态将命令发送到工具控制器132。基于这些命令，工具控制器132选择性地将激励信号施加到器械160内部的功率生成单元163。两个按钮164和174设置成使得执业医师能够通过按下位于器械的任一侧上的按钮来致动器械160。

按钮166、168和170位于器械外壳162的前表面上。按钮166、168和170设置成便于外科导航系统210的操作。外科导航系统的这种具体操作不是本发明的一部分。

第六个按钮，按钮172，安装到器械的顶部。按钮172是瞬时接触按压按钮开关。如下所述，当执业医师期望改变处于半自动模式的器械的取向时，按下按钮172。如以下将变得明显的，器械取向的改变意味着，器械和能量施加器184进行重新定位，使得两个装置绕能量施加器的远侧端部末端枢转，同时能量施加器184的远侧端部末端沿着处于半自动模式时计划的路径继续前进。

如图8所示，开关176可枢转地安装到器械外壳162。开关176安装到外壳162的指向近侧的一侧上。开关176是常开瞬时接触开关。开关176是控制构件，当执业医师期望手动地设定器械的姿态时，他/她按下该控制构件。应当理解，部件的“姿态”是该部件的位置和取向。按钮172和开关176的打开/关闭状态由操纵器控制器124和用户界面130监测，其中的关系未示出。

从器械外壳162向前延伸的是能量施加器184。能量施加器184是这样一种部件，即其将器械功率生成单元163输出的能量施加到将要在患者身上执行手术的部位。如果功率生成单元163是马达，那么能量施加器184可以是钻头、锯条或钻孔锥。如果功率生成单元是超声振动器，那么能量施加器184是末端。如果功率生成单元输出光子能量，那么能量施加器184是某种类型的构件，其对于功率生成器发生的光的波长而言是透明的。总体上，能量施加器184的远侧端部(通常称为远侧端部末端)是器械的能量施加器184的施加到将要进行手术的组织上的部分。

许多器械160包括联接组件，该联接组件在图9中用环182表示。联接组件将能量施加器184可释放地保持到外壳162，并且将能量施加器184可释放地连接到功率生成单元163。

可以用作器械10的一种机动化外科器械以及互补的能量施加器184公开于名称为CUTTING ATTACHMENT FOR SURGICAL HANDPIECE DESIGNED TO BE SELECTIVELY COUPLED TO THE HANDPIECE(用于外科手持件的切割附接件，其被设计成选择性地联接到该手持件)的美国专利No.6,562,055，该专利的内容明确地以引用方式并入本文。

为了操纵器50模拟通过执业医师进行的器械定位，应当理解，器械和能量施加器184被模拟成虚拟刚性本体。该虚拟刚性本体被认为具有虚拟质量。虚拟刚性本体的虚拟质量通常与器械160和能量施加器184的实际质量大小大致相同。由于机械和电气限制，虚拟质量通常大于实际质量。通过扩展，应当理解，虚拟刚性本体具有其自身的质心。在图8中，质心用点165表示，该点是手持件外壳162内部的点。这是将被认为是实际器械的质心的点。通常但不总是，该点在器械上或在器械内。这里，“质心”应理解为这样一个点，如果力施加到器械的另一个点，那么器械和能量施加器184将绕该点旋转。虚拟刚性本体的质心靠近但通常不是附接有能量施加器184的器械160的实际质心。

可以通过经验确定虚拟刚性本体的质心。一旦器械和能量施加器184附接到操纵器，就可以重设质心的位置，以适应各个执业医师的优选要求。

现在参考图2A和2B描述的下垂物190还用来调节操纵器50的操作。如图2A所示，下垂物190包括外壳191，该外壳的形状形成为能够一手保持。三个常开控制构件安装到外壳。这些控制构件用来调节操纵器50的半自动操作。一个控制构件，触发器194，位于外壳的下侧上。触发器194被按下，以将操作器置于操纵器执行器械160的半自动前进的模式中。两个额外的控制构件，按钮193和195，位于外壳191的顶部表面上。按钮193和195调节操纵器50在处于半自动模式时使器械前进的速率。一个按钮(按钮193)被按下，以减缓半自动器械前进的速率。按钮195被按下，以增大半自动前进的速率。器械进行半自动前进的速度被称为器械的进给速率。符合人体工程学地，下垂物190被设计成使得执业医师能够用一只手的拇指和手指按下触发器194，同时，按下按钮193或按钮195。

下垂物190包括额外的控制构件(未示出)。这些构件允许执业医师将命令和数据输入到外科导航系统210中。缆线197将下垂物190连接到小车52。

现在参考图1、11和13D描述与本发明的操纵器50一起使用的外科导航系统210。外科导航系统210包括一个跟踪器，跟踪器212，其牢固地附着到患者600。通常，跟踪器212牢固地附着到骨骼区段，该骨骼区段与将要施加器械能量施加器184的组织所处的位置相邻。

如图1所示，第二跟踪器，跟踪器214，牢固地附着到端部执行器110。因为通过操纵器50定位的器械牢固地附着到端部执行器，跟踪器214有时候被称为工具跟踪器。

定位器216从跟踪器212和214接收信号，或者将信号传递到跟踪器212和214。如果定位器216从跟踪器212和214接收光信号，那么定位器可以被称为相机。外科导航系统还包括导航处理器218。如果定位器216从跟踪器212和214接收到信号，那么定位器基于跟踪器相对于定位器(定位器与处理器218的关系未示出)的位置和取向向处理器218输出信号。如果跟踪器212和214从定位器216接收到信号，那么跟踪器基于跟踪器相对于定位器的位置和取向向处理器218输出信号。基于接收到的信号，导航处理器218生成表示跟踪器212和214相对于定位器216的相对位置和取向的数据。在本发明的某些形式中，外科导航系统210可以包括2010年5月25日公布的名称为“Surgery System(外科系统)”的Malackowski等人的美国专利No.7,725,162中公开的跟踪器、传感器系统、定位器和/或计算机系统，该专利以引用方式并入本文。

如下所述，在开始手术之前，额外的数据加载到导航处理器218中。基于跟踪器212和214的位置和取向以及之前加载的数据，导航处理器218确定器械能量施加器184的远侧端部相对于能量施加器184施加到的组织的位置以及器械相对于能量施加器184施加到的组织的取向。导航处理器218将这些数据传递到操纵器控制器124。

导航处理器218还生成图像信号，该图像信号表明器械能量施加器184相对于外科部位的相对位置。这些图像信号施加到界面220，该界面也为外科导航系统210的一部分。基于这些信号，界面220生成图像，这些图像允许执业医师观察器械能量施加器184相对于外科部位的相对位置。界面220包括允许输入命令的触摸屏或其它输入/输出装置。

操纵器控制器124和导航处理器218配合以定位端部执行器110，使得能量施加器184适当地定位在将要在患者600身上进行手术的部位处。作为该定位的一部分，操纵器控制器124不将能量施加器184定位在限定的边界之外。为了执行这个过程，控制器124和处理器218共同记录多个不同系统部件和患者600的姿态。每个部件的姿态可以考虑相对于世界坐标系统进行跟踪。世界坐标系统具有原点和取向(即一组X轴、Y轴和Z轴)，对于执行的手术而言，该原点和取向均是静态的。操纵器50的坐标系统是世界坐标系统，MNPL，如图12所示。在本发明的一种形式中，操纵器坐标系统MNPL的原点是沿着穿过与上部臂70相关联的肩部69的轴线上的点。该点是肩部69旋转所绕的轴线与臂联结件74和76旋转所绕的轴线的交点。在图12中，为了在操纵器上部臂70的结构和操纵器坐标系统MNPL之间进行区分，坐标系统用虚线示出。

与本发明相关的第二静态坐标系统是定位器216的坐标系统，LCLZ。

每个被跟踪的部件都具有其自身的坐标系统，该坐标系统与坐标系统MNPL和坐标系统LCLZ分开。这些坐标系统中的每一个都具有原点，该原点可以识别为相对于操纵器坐标系统MNPL的原点的点。矢量限定了这些坐标系统中的每一个坐标系统的原点相对于其它坐标系统中的另一个坐标系统的位置。从而，坐标系统的位置应当理解为坐标系统的原点的位置。这些坐标系统中的每一个坐标系统都具有取向，该取向通常不同于操纵器坐标系统MNPL的取向。坐标系统的取向可以被认为是坐标系统的X轴、Y轴和Z轴相对于操纵器坐标系统MNPL的对应轴的角度位置。旋转矩阵描述了一个坐标系统相对于另一个坐标系统的取向。旋转矩阵由一个坐标系统在另一个坐标系统中表达的轴的单位矢量构成。限定了一个坐标系统相对于另一个坐标系统的关系的位置矢量和旋转矩阵共同形成齐次变换矩阵。符号是用于齐次变换矩阵的记号，该齐次变换矩阵识别坐标系统i相对于坐标系统i-1的位置和取向。

系统的具有其自身坐标系统的两个部件是骨骼跟踪器212和工具跟踪器214。在图12中，这些坐标系统分别表示为骨骼跟踪器坐标系统BTRK和工具跟踪器坐标系统TLTR。

导航系统210通过监测骨骼跟踪器212的位置来监测患者600的位置，跟踪器牢固地附接到患者600的骨骼。患者的坐标系统被认为是骨骼坐标系统BONE，与骨骼跟踪器212牢固地附接的骨骼的坐标系统。在开始手术之前，生成在患者身上执行手术的部位的位置的手术前图像。这些图像可以基于外科部位的MRI扫描、放射性扫描或计算机断层扫描(CT)。这些图像利用不构成本发明一部分的方法绘图到骨骼坐标系统BONE中。这些图像固定在骨骼坐标系统BONE中。

在手术的初始阶段期间，骨骼跟踪器212牢固地附着到患者的骨骼。利用不是本发明的一部分的处理步骤，将坐标系统BONE的姿态绘图到坐标系统BTRK中。考虑到骨骼与骨骼跟踪器212之间的固定关系，坐标系统BONE的姿态在整个手术过程中相对于坐标系统BTRK保持固定。姿态描述数据存储在与操纵器控制器124和导航处理器218成一体的存储器中。

除了坐标系统MNPL之外，还具有与操纵器50相关联的额外的坐标系统。端部执行器110具有其自身的坐标系统，坐标系统EFCT。还具有与器械160的虚拟模型相关联的坐标系统。该坐标系统的原点在虚拟刚性本体的质心处。给定该坐标系统的原点，该坐标系统被称为坐标系统CMVB。器械坐标系统CMVB的Z轴的中心处于延伸穿过器械160和能量施加器184的纵向轴线上。能量施加器184具有其自身的坐标系统，系统EAPP。坐标系统EAPP的原点是能量施加器184的远侧端部末端。能量施加器184的坐标系统EAPP的Z轴与能量施加器184的纵向轴线对准。该Z轴向外延伸离开能量施加器184的远侧端部末端。这就是为什么在图12中坐标系统EAPP的Z轴示出为其取向大致沿着其它坐标系统的Z轴的负方向。与操纵器50相关联的额外的坐标系统是之前描述的工具跟踪器214的坐标系统，系统TLTR。

在图12中没有示出某些微小坐标系统。如下所述，这些坐标系统在操纵器的操作期间仅仅偶尔参考。这些坐标系统在图12中没有示出，以降低该图的复杂度。

应当理解，在本发明的部件进行组装以进行使用的情况下，坐标系统EFCT、虚拟刚性本体坐标系统CMVB、能量施加器坐标系统EAPP和工具跟踪器坐标系统TLTR的姿态相对于彼此是固定的。因此，在组装本发明的部件的情况下，确定这些坐标系统相对于彼此的姿态。这些坐标系统和姿态数据存储在与端部执行器110、联接组件111、器械160或能量施加器184成一体的存储器中。在本发明的某些形式中，这些数据存储在集成到操纵器控制器124的存储器中。

III.软件

图13A至13E示出了由操纵器控制器124和导航处理器218执行的基本软件模块。图13A至13E还示出了软件模块如何与硬件相互作用以致动操纵器而使得外科器械160位移。

图13A示出了在导航处理器218上运行的某些软件模块。这些模块之一是边界生成器(BDNRYGNRTR)232。边界生成器232是生成绘图的软件模块，该绘图限定了器械能量施加器184应当施加到的组织与能量施加器184不应当施加到的组织之间的一个或多个边界。当能量施加器184用来去除组织体积时，通常生成该边界。这些类型的能量施加器包括但不限于：钻孔锥；钻头；锯条；超声振动末端；电极末端；RF电极；烧灼和烧蚀末端；以及发光末端。

进入边界生成器232的输入包括将要执行手术的部位的手术前图像(PRE-OPIMGS)。如果操纵器用来选择性地去除组织以使得患者能够装配有植入体，那么进入边界生成器232的第二输入是植入体的形状的绘图。该绘图的初始形式可以来自于植入体数据库(IMPNTDB)。这是因为植入体的形状限定了应当被去除以接纳植入体的组织的边界。在植入体是将要装配到患者骨骼的整形外科植入体的情况下，这种关系是尤其准确的。

进入边界生成器232的第三输入时外科医生的设定(SRGNSTNGS)。这些设定包括表明能量施加器184应当施加到哪一个组织的执业医师的设定。如果能量施加器184用来去除组织，那么该设定表明待去除的组织与在施加能量施加器184之后保留的组织之间的边界。如果操纵器50用来辅助整形外科植入体的装配，那么这些设定限定植入体应当定位在组织上哪些地方。这些设定可以利用数据处理单元在手术之前输入。作为另外一种选择，这些设定可以通过输入/输出单元输入，该输入/输出单元与系统的一个部件相关联，例如与导航界面220相关联。

基于上面的输入数据和指令，边界生成器232生成限定了器械能量施加器184的边界的绘图。

在实施过程中，在开始手术之前，该绘图的初始形式可以由执业医师在外科部位处设定。在开始手术时，将更精确地限定了植入体实际装配到患者体内的数据加载到边界生成器232中。这些数据可以来自于与植入体相关联的存储装置，例如记忆棒或RFID标签。为了易于理解本发明，这些数据可以被认为是供应到边界生成器232的植入体数据库数据的组成部分。这些数据基于具体植入体的制造后测量值。这些数据提供具体植入体的形状限定，该形状由于制造变化而可能稍稍不同于之前能够获得的植入体形状的库存限定。基于该植入体具体数据，边界生成器232生成切割引导器、待去除的组织与应当保留就位的组织之间的边界的最终限定。可以被植入到患者体内的植入体包括在2012年6月22日提交的名称为“Prosthetic Implant and Method of Implantation(假体植入体和植入方法)”的美国专利申请No.13/530,927中公开的植入体，该专利申请以引用方式并入本文。从而，在该专利申请中公开的植入体可以用来限定切割引导器，并且随后在适当量的材料(例如骨骼)去除之后被植入到患者体内。也可以想到其它植入体。

在本发明的一种形式中，边界生成器232生成待切离的组织与要保留就位的组织之间的边界，作为一组连续限定的表面区域。在本发明的一个更具体的形式中，这些表面区域是多边形的。更具体地，这些表面区域是三角形的。每个多边形的角部由骨骼坐标系统BONE中的点限定。在图15A中，表面242是待去除的组织所处的位置与要保留就位的组织所处的位置之间的边界。有时候，该边界被称为网孔。限定了边界或网孔的一部分的单独区域区段被称为贴片。

工具路径生成器(工具路径GNRTR)234是在导航处理器218上运行的第二软件模块。工具路径生成器234接收与施加到边界生成器232的总体输入相同的总体输入。基于这些输入，工具路径生成器234生成工具路径248，如图15A和15B所示。图15A示出了骨骼202，其一部分将被去除以接纳植入体。表面242是边界，能量施加器184不应当施加超过该边界。因此，表面242也是在去除手术之后保留的骨骼202的轮廓，植入体将安装到该骨骼。虚线244表示将利用操纵器50去除的骨骼的周边。在图15A中，工具路径用来回的线条248表示。最终表面的平滑度和质量部分地取决于来回的线条248的相对定位。更具体地，每个来回通过的线条靠得越近，则最终表面越精确和平滑。

此外，工具路径248的构造还有助于最终表面的质量。例如，在一种路径构造中，表面边界的周边首先被切割，其中工具路径向内朝向中心移动。在这种构造中，不允许去除的材料流出。在另一种构造中，工具路径开始于待去除的骨骼区段的中心处，并且沿着向外的方向前进。采用这种方式，去除的材料具有流出路径，并且不会干涉去除过程。

在图15A中，工具路径248示出为仅仅处于去除的组织的周边内。工具路径248的位置随着能量施加器184的远侧端部的几何形状而变化。例如，能量施加器184的远侧端部的中心可以是坐标系统EAPP的原点。在本发明的这种实施方式中，当生成工具路径时，工具路径生成器232要考虑能量施加器184实际延伸超过坐标系统EAPP的原点的事实。如果能量施加器184是球形钻孔锥，那么这意味着最靠近边界242的工具路径节段通常与边界间隔开的距离至少等于钻孔锥头部的半径。

工具路径248不是绘制在单个平面中。在图15B中，工具路径248示出为包括多个层，其中最顶部的节段示出为一组实线，虚线表示位于顶部节段下方的节段。

如图15C所示，工具路径248包括多个路径节段。每个节段包括一组点，坐标系统EAPP的原点应当沿着这组点行进。如该图所示，单独的节段256、262和266可以是直的或弯曲的。每个节段256、262和266具有原点和终点。点258是工具路径248的原点和节段256的原点。一个节段的终点将会是邻接节段的原点。从而，点260是节段256的终点和节段262的原点。点264是节段262的终点和节段266的原点。点268是节段266的终点。点268也可以是工具路径248的终点和未示出的另一个工具路径的原点。在图15C中，节段266示出为从原点到终点尺寸减小的虚线序列。示意性地示出了该路径除了具有X分量和Y分量之外，还具有出入示出了图15C的页面的Z分量。

工具路径生成器234接收组织图像的输入、限定了边界形状的数据以及外科医生的关于边界位置的设定。对于整形外科手术，边界通常是植入体的形状；外科医生的设定通常是植入体的位置。基于这些数据，工具路径生成器234限定了工具路径248。每个工具路径节段256、262和266限定为在骨骼坐标系统BONE中存在的点之间延伸的矢量或曲线。应当理解，路径节段是以三维的方式限定的。这是因为器械能量施加器184不仅仅在单个平面中施加到组织。能量施加器184还向上或向下运动，以便接触在其当前所处的平面上方或下方的平面中的组织。

一旦开始进行手术，工具路径生成器234就接收额外的数据。这些数据是来自下述去除材料记录器275的数据，该去除材料记录器识别能量施加器184已经施加到的组织的区段。基于这些数据，工具路径生成器234修正工具路径的路径区段。执行这些修正，以避免生成使得能量施加器184经过由于之前的组织去除而留下的空隙空间的路径节段。切割路径的修改或修正可以包括高速跳跃，其中能量施加器184以高速跳过去除的组织体积(也被称为子体积)中的已知间隙。切割路径的修正还可以包括绕着骨骼已经在之前被去除的区域延伸的迂回路径。另外，切割路径的修改还可以包括子体积区域，该子体积区域被标记为完成的，并且如果模式用来完成剩余骨骼去除的任何部分，那么该子体积区域将不是任何自主切割路径的一部分。

定位执行装置270是第三软件模块，可以被认为是外科导航系统210的一部分。在本发明的某些形式中，定位执行装置270在操纵器控制器124上运行。定位执行装置270的组成部分也可以在导航处理器218上运行。定位执行装置270作为输入接收信号定位器216的输出，该输出随着从跟踪器212和214接收到的信号而变化。基于从骨骼跟踪器212接收到的这些信号，定位执行装置270确定骨骼坐标系统BONE相对于定位器坐标系统LCLZ的姿态。基于从工具跟踪器214接收到的信号，定位执行装置270确定工具跟踪器坐标系统TLTR相对于定位器坐标系统LCLZ的姿态。

定位执行装置270将表示跟踪器212和214的姿态的信号传递到坐标变换器272。坐标变换器272是在导航处理器218上运行的导航系统软件模块。坐标变换器272是参考了数据的软件模块，该数据限定了患者的手术前图像与患者跟踪器212之间的关系。坐标变换器272还存储表明器械能量施加器184相对于工具跟踪器214的姿态的数据。

导航处理器218包括去除材料记录器275。去除材料记录器275包括能量施加器184将要施加到的组织的体积的绘图。通常，这是将要去除的组织的体积的绘图。在图13A中，基于患者的手术前图像示出该绘图。进入维持该绘图的其它数据可能来自于描述植入体的形状以及外科医生的个人设定的数据，其中的关系未示出。在手术开始时获得包括绘图数据的用于限定该体积的其它数据源。可以通过将指示器施加到能量施加器184将要施加到的组织上的界标，来获得这些数据。

记录器275还收集表明能量施加器184施加到的患者身上位置的数据。在本发明的一种实施方式中，这些数据是这样的数据，其描述端部执行器以及相关地能量施加器184已经前进到的位置。这些数据可以基于来自操纵器的以下描述的跟踪臂68和70的运动的数据。这些数据可以基于受控的或测量的姿态数据。作为另外一种选择，这些数据可以基于描述工具跟踪器的运动的数据而生成。记录器275将关于端部执行器和工具跟踪器的运动的这些数据变换为限定了能量施加器184相对于骨骼202已经运动到何处的数据。记录器275存储这些数据。

基于这些数据，记录器275生成图像数据，该图像数据适合于呈现在一个显示器上，表明能量施加器184已经施加到组织的程度。这些图像数据可以呈现在导航界面220上。由记录器呈现的图像可以表明能量施加器184还没有施加到的组织的表面区段以及能量施加器184已经施加到的组织的表面区段。由记录器呈现的图像还表明不必施加能量施加器184的组织区段；边界区域外侧的组织。该组织包括超过通过组织去除而暴露的边界的组织。

记录器275提供表明能量施加器184已经和还没有施加到工具路径生成器234的组织区段的数据。

如上所述，坐标系统EAPP的姿态相对于坐标系统TLTR通常是固定的。患者组织的位置和组织的表示相对于骨骼跟踪器坐标系统BTRK通常是固定的。

在手术期间，坐标变换器272接收表明跟踪器212和214相对于定位器216的相对姿态的数据。基于这些数据和之前加载的数据，坐标变换器272生成表明坐标系统EAPP和骨骼跟踪器坐标系统BTRK的原点相对于操纵器坐标系统MNPL的相对位置和取向的数据。基于这些数据，坐标变换器272生成表明能量施加器184的远侧端部相对于器械所施加到的组织的位置和取向的数据。表示这些数据的图像信号被传递到界面220，以使得外科医生能够观察到这些信息。

额外的两组软件模块在操纵器控制器124上运行。一组软件模块执行行为控制。行为控制是生成表明用于能量施加器184的下一个受控姿态的指令的过程。

第二组软件模块执行所谓的运动控制。运动控制的一个方面是操纵器50的控制。在以下讨论的运动控制过程中，运动控制过程从行为控制过程接收限定了能量施加器184的下一个受控姿态的数据。基于这些数据，运动控制过程确定操纵器50的接头角度的下一个位置。运动控制的第二个方面是基于操纵器的约束向行为控制模块提供反馈。这些约束包括操纵器的接头角度限制以及确保多个联结件不会朝向彼此靠得比最小距离更近的目标。该反馈控制的另一个组成部分是确保能量施加器184保持在限定的工作空间边界内。能量施加器184的运动被限制到该工作空间边界内的区域，以确保不会削弱器械160的灵巧性。运动控制模块还监测操纵器50的状态，以检测外部力/转矩是否施加到操纵器50或器械160或者物体是否接触操纵器50或器械160。

通过运动控制过程生成的反馈数据施加到行为控制过程。基于这些数据，行为控制过程调节器械和能量施加器184的操纵器运动。通过利用这些数据作为变量以建立用于能量施加器184的下一个受控姿态，行为控制处理器执行这种调节。一旦建立了这种下一个受控姿态，运动控制过程就使得操纵器50使能量施加器184朝向该位置前进。

图13B示出了形成行为控制过程的软件模块。这些模块之一是工具路径力计算器(工具路径FRCCLCLTR)278。工具路径力计算器278计算两种变量。这些变量中的第一个变量是力和转矩，当施加到虚拟刚性本体，该力和转矩引起能量施加器184的远侧端部前进。这些变量中的第二个变量是力和转矩，其施加到虚拟刚性本体以保持器械160在可接受的取向范围内的取向。工具路径力计算器278包括多个子模块。

形成工具路径力计算器278的模块之一是进给速率计算器284，如图16A所示。进给速率计算器284确定被称为器械进给速率的速度，能量施加器184的远侧端部在沿着单独的路径节段行进时应当以该速度运动。进入进给速率计算器284的初级输入是限定的进给速率(DEFINEDF.R.)在其大多数基本形式中，限定的进给速率是标量值。在实施过程中，操纵器控制器124通常设有多个限定的进给速率。特定的限定进给速率被指派给每个路径节段。这种进给速率指派可以在手术前执行。然后，可以在手术开始时或手术期间调节进给速率。两个或更多个邻接的路径节段可以指派有相同限定的进给速率。这些进给速率基于诸如以下的变量而生成：空隙空间的形状；能量施加器184的类型；患者的健康；能量施加器184所施加到的组织的特性；以及路径节段的几何形状。在实施过程中，限定的进给速率通常在5至400mm/秒之间。

在实施过程中，通过工具路径生成器234生成限定的进给速率，其中的关系未示出。

进给速率计算器284调节限定的进给速率以产生器械进给速率。在本发明的一种形式中，这种调节通过将限定的进给速率乘以多个系数来执行。每个系数大致在0至1.0之间。系数的值可以超过1.0。这些系数中的每一个系数都随着也施加到进给速率计算器284的变量而变化。这些变量中的第一个变量是进给速率的用户调节(USERADJUST)。这是执业医师在手术进行时实时执行的进给速率调节。执业医师通过按下下垂物按钮193和195来进行进给速率的调节。进给速率计算器284输出系数，该系数为执业医师输入的用以增大或减小器械进给速率的命令的函数。

用来选择性地绘制限定的进给速率的第二变量是暴露于能量施加器184的力和转矩(SNSDF/T)。能量施加器184刚性地附接到器械160，器械刚性地附接到端部执行器110。因此，由端部执行器的力/转矩传感器108输出的信号是表示暴露于能量施加器184的力和转矩的信号。进给速率计算器284基于以下的原理来设定器械速率：即在操纵器施加到器械和能量施加器184的力/转矩大小与器械前进速率之间存在关系。总体上，现代医疗实践的目标是使得不被去除的组织的发热最小化。这个目标的一个原因在于使得这种不必要的加热对组织可能导致的伴随伤害最小化。因此，操纵器50被构造成用以当确定相当大的力和/或转矩施加到器械或能量施加器184时减缓器械沿着路径节段的前进。

器械进给速率的这种调节是有用的一个例子是当能量施加器184横跨路径节段而行进穿过密质骨和松质骨的情况。密质骨(外部骨骼)是较硬的。与密质骨相比，松质骨(内部骨骼)是更多孔的，并且对去除的抵抗力小。因此，如果能量施加器184以恒定速度运动跨过两种类型的骨骼，那么与松质骨相比，需要施加更大的力/转矩来使施加器运动跨过密质骨。这意味着，在没有调节器械速度的情况下，密质骨将比相邻的松质骨区段承受引起受热的可能更多的伤害。通过在力/转矩传感器108提供表明使器械前进所需的力/转矩大小增大的信号时减缓，操纵器的这个特征使得对于不期望加热的可能性最小化。

一旦能量施加器184从切割密质骨运动到切割松质骨，使器械前进所需的力/转矩就减小。在这种情形下，器械前进的速率可以加速，而不会显著增大能量施加器184所施加到的骨骼被加热的程度。因此，进给速率计算器284增大器械前进的计算速率。这减少了在患者身上执行手术所花费的时间量。这是期望的，原因在于现代医疗实践的另一个目标是使得在患者身上执行手术所花费的时间最小化。时间最小化的一个原因在于，其降低了患者体内组织暴露和经受感染的时间量。另外，尽可能快地进行手术降低了外科医生疲劳的可能性并且减小了患者必须保持处于麻醉状态的时间量。

进给速率计算器284基于以下大小中的一个、两个或三个来确定力/转矩调节系数：(1)包括单独力和转矩分量的六个分量矢量的大小；(2)包括单独力分量的三个个分量矢量的大小；以及(3)包括单独力和/或转矩分量的任何组合的矢量的大小。作为另外一种选择，系数是基于最大力或转矩分量中的一个或多个。基于这些变量中的一个或多个，参考相关查找表286中的数据，进给速率计算器284确定力/转矩调节系数。

除了调节器械进给速率之外，还可以改变能量施加器184的速度。更具体地，在能量施加器184是钻孔锥的情况下，可以调节和优化钻孔锥的切割齿的速度以提高组织去除的精确度并使得组织处的发热最小化。钻孔锥切割齿的优化速度是基于齿几何形状和去除的材料的类型而进行优化的切割旋转速度和切割直径的因素。

第三变量是路径节段(PATHCRVTR)的曲率，在第三变量下调节器械进给速率。执行这种调节是为了确保当器械沿着弯曲行进路径移动时，器械不会以高的速度移动而使得动量导致能量施加器184运动离开行进路径。总体上，当行进路径是线性的或者具有较小的曲率时，限定的进给速率不基于该曲率进行调节。当进给速率计算器284接收到器械能量施加器184沿着具有较大曲率或小半径的路径节段行进的指示时，计算器基于该变量向下调节限定的进给速率以产生器械进给速率。

进给速率计算器284从曲率计算器291(图16B)接收路径的曲率(PATHCRVTR变量)的指示，能量施加器184沿着该路径行进。如下所述，曲率计算器291是工具路径力计算器278的另一个子模块部件。基于该输入变量，进给速率计算器284参考查找表286之一，以确定反映限定的进给速率应当调节到的程度的系数。总体上，当行进路径是线性的或者具有接近零的曲率时，限定的进给速率不基于该曲率进行调节。系数为1.0或接近1.0。当进给速率计算器284接收到器械能量施加器184沿着具有较大曲率的路径节段行进的指示时，计算器基于该变量向下调节限定的进给速率以产生器械进给速率。补偿系数从1下降。在本发明的某些形式中，如果曲率为0.05mm-1或更小，那么进给速率计算器284不根据能量施加器184前进所沿着的节段的曲率来降低器械进给速率。

第四变量是器械功率(INSTPOWER)，在该第四变量下调节进给速率以产生器械进给速率。该变量为器械通过能量施加器184施加给患者的功率大小。器械功率用作用于调节器械进给速率的输入变量，原因在于，通常随着器械施加到组织的功率增大，组织被该功率加热的程度也增大。如上所述，期望的是将组织经受可能造成伤害的加热的程度最小化。还可能存在这样的情形，其中器械的大功率输出表明操纵器进入了如果器械进给速率不降低能量施加器184的性能就下降的状态。例如，如果大量的功率需要施加到钻孔锥，那么这种功率增大可能表明，钻孔锥可能进入了其难以去除应当被去除的材料的状态。为了确保钻孔锥根据期望执行操作，于是期望的是降低钻孔锥的前进速率。这可以有助于提高材料被去除的精确度。提高材料去除精确度加强了在钻孔锥施加之后保留的组织的表面光洁度和清晰度。

因此，当存在器械160施加的功率增大的指示时，进给速率计算器284输出减小的器械进给速率。

在本发明的器械160是机动化工具的构造中，功率变量可以是工具马达输出的转矩量。

总体上，在施加到工具的电流与工具输出的转矩之间存在正比例的关系。因此，工具吸收的电流的测量值用作器械功率变量。通过工具控制器132生成表示该变量的器械功率信号，并将该器械功率信号施加到操纵器控制器124。更具体地，监测器械吸收的电流的器械控制器132内部的电路输出表示器械吸收的电流的信号。该信号是根信号，在该根信号下生成施加到进给速率计算器284的模拟或数字INSTPOWER信号。

基于INSTPOWER信号并且参考查找表286之一，进给速率计算器284确定表明限定的进给速率应当根据器械功率绘制以确定器械进给速率的程度的系数。

第五变量是组织温度(TISSUETEMP)，该第五变量用作用于调节限定的进给速率以产生器械进给速率的因素。这是由于现代医疗实践的上述目标，也就是使得患者的未切除组织被加热的程度最小化。温度传感器97提供组织温度的表示(TISSUETEMP)。在图中，温度传感器97仅仅在图16A中象征性地示出。通常，传感器97安装到器械160。再者，传感器97输出的信号可以表示组织的温度或者能量施加器184的温度。通常，温度传感器97输出的信号通过工具控制器132传递到操纵器控制器124。除了未切除组织的温度之外，用于调节限定的进给速率的另一个因素可以包括能量施加器184去除的碎屑的温度。去除的碎屑和材料通常被称为“浆料”。浆料的温度可以以任何合适的方式进行测量，包括温度传感器97。

基于由TISSUETEMP信号表示的温度并参考查找表286之一，进给速率计算器284确定合适的组织温度进给速率调节系数。如果TISSUETEMP信号表明组织温度处于可接受的范围内，那么该系数可以为1.0或接近1.0。作为另外一种选择，如果TISSUETEMP信号表明组织或能量施加器184的温度接近或超过可能对组织造成显著伤害的水平，那么补偿系数可以从1下降。

第六变量是计算的力(CMPTDFORCE)，进给速率计算器284采用该第六变量来生成器械进给速率。如下所述，该计算的力是施加到虚拟刚性本体的力。响应于该力，运动控制过程使能量施加器184沿着工具路径前进。计算的力通过行为控制过程软件模块中的另一个模块进行计算。该计算的力(其可以包括转矩分量)用作输入变量，从该输入变量来确定端部执行器的受控位置。

进给速率计算器284生成器械进给速率，从而在计算的力与器械进给速率之间存在逆向关系。在计算的力增大以实现能量施加器184的期望前进的情形下，进给速率计算器284使器械进给速率降低。器械进给速率的这种降低减小了操纵器将使得能量施加器184以对能量施加器184施加到组织的精确度产生不利影响的速度以上的速度前进的可能性。

在本发明的某些形式中，基于计算的力的大小并参考查找表286之一，进给速率计算器确定一系数。该系数表示限定的进给速率应当作为计算的力的大小的函数而被绘制的程度。

进给速率计算器284将限定的进给速率乘以上述六个系数。该过程的乘积是器械进给速率。这是能量施加器184应当沿着当前路径节段前进的速率。

进入进给速率计算器284的额外输入是从以下描述的力覆写器375判断的信号，该力覆写器也是工具路径力计算器278的组成部分。响应于来自力覆写器375的信号的判断，进给速率计算器284输出零速度器械进给速率。通常，进给速率计算器284使器械倾斜下降到零速度进给速率。一旦力覆写器375停止将信号判断至进给速率计算器284，进给速率计算器284就基于来自执业医师的其它命令输入而返回到输出非零速度器械进给速率。

如图16B所示，路径插入器(PATHINTRPLTR)288是工具路径力计算器278的另一个子模块组成部分。路径插入器288确定坐标系统EAPP的目标位置。器械能量施加器184的远侧端部的姿态应理解为相对于坐标系统EAPP是固定的。这些目标位置是一些点，能量施加器184的远侧端部应当沿着这些点行进以执行期望的任务。进入路径插入器的输入包括：限定了路径节段的原点和终点的数据；表明节段是直的还是弯曲的数据，以及如果是弯曲的，弯曲的特性。进入路径插入器288的另一个输入是来自进给速率计算器284的器械进给速率。这是由进给速率计算器284确定的器械应当沿着路径节段行进的速率。

基于上述输入变量，路径插入器288根据以下步骤确定能量施加器184的远侧端部的目标位置：

1)假定坐标系统EAPP的原点处于初始位置处。该初始位置是沿着能量施加器184应当行进的路径节段的位置。如果能量施加器184在节段的起始点处，那么该点是坐标系统EAPP的初始位置。初始位置和目标位置均是骨骼坐标系统BONE中的点。

2)基于器械进给速率，计算在单个时间帧内能量施加器184沿着节段应当行进的距离。在本发明的某些形式中，该时间帧段为0.1至2毫秒。

3)基于初始位置、计算的距离的长度以及节段终点的位置，路径插入器288生成限定了目标位置的数据。用来确定目标位置的另一个变量是来自工具路径生成器的数据，描述了路径节段的特性：直的或弯曲的；以及，如果是弯曲的，则曲率半径。

4)重复步骤1至3，直到确定坐标系统EAPP已经到达路径节段的终点。在与节段原点间隔开的第一目标位置的计算之后，在每一帧中计算的目标位置用作初始位置，该初始位置作为计算下一帧的目标位置的基础。

5)一旦目标位置等同于路径节段的终点位置，插入器288就重复步骤1至4，以生成沿着新的节段定位的一组目标位置。

在单帧时间段期间，能量施加器184能够行进的距离可以大于到当前节段的终点位置的距离。如果路径插入器288确定能量施加器184将处于这种状态，插入器针对当确定能量施加器184将处于当前路径节段的终点处时开始的时间点，生成表明能量施加器184在帧的末端处沿着下一个路径节段应当位于何处的数据。

目标位置是从路径插入器288到一系列级联运行平均过滤器290(RNINGAVGFILTER)的输出，该运行平均过滤器也是工具路径力计算器278的组成部分。运行平均过滤器290将各个目标位置进行平均，以产生过滤的目标位置。用于本发明的具体的运行平均过滤器是有限脉冲反应过滤器。运行平均过滤器生成随着时间、过滤器的长度而变化的过滤的目标位置。该时间段通常在5至50毫秒之间。因此，所得到的过滤的距离是过滤时间段和器械进给速率的函数。

级联运行平均过滤器在该过程中用来确保目标位置的高阶导数是连续的。在本发明的某些形式中，采用三个级联过滤器。这使得所得到的过滤的路径一直到觉克(jerk)都具有连续的导数。这种过滤基本上确保了致动器不被驱动超出其使能量施加器184沿着工具路径248前进的能力。

参考图17示出了通过这些过滤器执行的过滤。这里，点294和302分别表示能量施加器184在其沿着路径节段297运动时的初始和最终目标位置。点302也是初始位置，能量施加器184在其沿着路径节段310行进时从该初始位置开始运动。路径节段297完全是线性的。在运行平均过程中，过滤器将沿着路径部分的待平均的多个点的位置进行平均，以确定平均位置。点296和298是沿着路径节段297的两个间隔开的目标位置。如果点296和298之间的目标位置形成直线，并且点之间的距离大于能量施加器184在过滤器的长度期间行进的距离，那么这种运行平均的结果形成直线。如同任何过滤器一样，在这些位置的输入与等同过滤输出位置的输出之间存在时间延迟。

在该运行平均过程期间，应当理解，为了产生等同于点296的过滤目标位置，有关点296之后的未过滤目标位置的数据是进入过滤器的输入变量。

目标位置302是路径节段310的原点。路径节段310是线性的，并且成角度地离开路径节段297。运行平均过滤器290从目标位置299、路径节段297上的点以及目标位置303、路径节段310上的点最终产生过滤目标位置。所得到的平均目标位置由节段314表示。这些过滤的目标位置是基于以下的假设，即目标位置299和303之间的距离大于能量施加器184在过滤器的长度期间行进的距离。这里，点312在位置上等同于点299。点316在位置上等同于点303。点318等同于点305。过滤的目标位置点312和316之间的这一组过滤的目标位置限定了曲线。该曲线表示从目标位置限定节段297到目标位置限定节段310的平均过渡。从过滤的目标位置316到过滤的目标位置318，该组目标位置是线性的。这是因为，在平均过程的这个部分期间，除了沿着路径节段310的那些点之外，没有点是进入到平均公式中的输入。

目标位置320是直节段310的终点和弯曲节段330的原点。基于由目标位置320和目标位置332界定并包括目标位置320和目标位置332的点的位置，弯曲节段330中间的点，过滤器290产生另一组平均的目标位置。这些平均的目标位置由节段340表示。节段340在过滤的目标位置338和过滤的目标位置342之间延伸。考虑到目标位置320是线性路径节段310的终点，对应的过滤目标位置，点338从实际位置稍稍移位。在待过滤的目标位置限定了曲线的位置中，这些目标位置的过滤的形式通常限定了一曲线，该曲线的半径比过滤的点的半径大。

对于某些手术，期望的是使得过滤的和未过滤的目标位置之间的差别基本上最小化。一种这样的手术是在骨骼中形成孔。另一种手术是精确地成形骨骼，以便于植入体的精确座置。对于这些手术，操纵器被设定成降低施加到进给计算器284的限定的速率(过程未示出)。这导致生成的过滤的目标位置限定了路径节段，该路径节段基本上等同于通过未过滤的一组目标位置所限定的路径节段。

过滤的目标位置施加到曲率计算器291。曲率计算器291基于表示多个间隔开的过滤的目标位置的数据来确定当前过滤的路径的曲率。表示该曲率的数据被传递到进给速率计算器284，作为PATHCRVTR变量。

过滤的目标位置也被传递到目标位置坐标变换器354，该目标位置坐标变换器也为工具路径力计算器278的子模块组成部分。坐标变换器354将处于坐标系统BONE中的每个过滤的目标位置绘图到坐标系统MNPL中。坐标系统EAPP的原点的这个过滤的目标位置施加到也为工具路径力计算器278的一部分的能量施加器力计算器358。

进入计算器358的第二输入表示坐标系统EAPP的实际位置。在本发明的许多实施方式中，受控位置用来表示实际位置。受控位置是受控姿态的位置分量。采用受控位置表示实际位置的一个优点在于，其是实际位置的先行指示器。这种进给传递作用便于器械运动的响应控制。这促进了能量施加器184的运动仅仅最小地偏离工具路径。

当操纵器50首次激活时，通过解出端部执行器110的向前动力学来确定初始受控姿态。该过程应理解为指的是确定坐标系统CMVB的姿态，该姿态为肩部67和69以及臂68和70的接头角度的函数。该姿态是相对于坐标系统MNPL。因为坐标系统EAPP的原点相对于坐标系统CMVB是固定的，所以虚拟刚性本体的向前动力学解法导致在坐标系统MNPL中同样确定坐标系统EAPP的首次初始姿态。

能量施加器力计算器358确定将施加到虚拟刚性本体的一组力和转矩。响应于这些力和转矩施加到虚拟刚性本体，运动控制过程使得操纵器50使坐标系统EAPP沿着工具路径248前进。施加到虚拟刚性本体的导致设定器械的取向的力和转矩并不是用于计算器358执行的计算的材料。

在首次确定能量施加器坐标系统EAPP的原点的初始姿态之后，操纵器控制器124假定在每一帧的末端处，坐标系统EAPP的原点运动到在帧的起始处计算的受控姿态。这种受控姿态是通过以下描述的切割引导器390生成的。受控姿态的受控位置分量由切割引导器390提供到能量施加器力计算器358。

因此，进入能量施加器力计算器358的两个输入是坐标系统EAPP的受控位置以及该标系统的下一个目标位置。后一个位置是来自目标位置坐标系统变换器354的输入。这两个位置是坐标系统MNPL中的点。进入工具末端力生成器的第三输入是在帧的起始处的坐标系统CMVB的速度，速度V0。以下讨论计算速度V0的意义。进入能量施加器力计算器358的第四输入是能量施加器184在其沿着路径前进时应当运动的速度，速度V1。速度V1是基于前一帧的目标位置和当前目标位置的矢量。速度V1是相对于操纵器坐标系统MNPL的速度。因此，速度V1包括骨骼坐标系统BONE相对于操纵器坐标系统MNPL的运动的影响。速度V0和V1应理解为包括线性分量和旋转分量。

能量施加器力计算器358计算使坐标系统EAPP的原点从其当前位置运动到过滤的目标位置的力。在本发明的一种形式中，通过确定在坐标系统EAPP的原点处需要施加到虚拟刚性本体的脉冲，计算器358来确定该力。脉冲I是施加到物体的动量的变化。因此，根据以下的公式来计算最一般形式的脉冲/动量变化I，

I＝∫Fdt＝m(vFNL-vINTL) (1)

这里，F是力；m是脉冲所要施加到的物体的质量；vINTL是初始速度；以及vFNL是最终速度。目的是计算需要施加到能量施加器184的远侧端部末端(是坐标系统EAPP的原点)的力，以使得施加器前进到速度V1。公式(1)假设速度是物体质心处的速度，力施加到该质心，速度是该点处的速度。虽然初始速度V0是坐标系统CMVB的初始速度并且是已知的，但是最终速度V1是能量施加器184的速度。

力F施加到虚拟刚性本体。如上所述，力F不是施加到坐标系统CMVB的原点；该力施加到坐标系统EAPP的原点。考虑到这些因素，脉冲公式重新编写如下：

这里，Dxyz是脉冲将要施加的方向。方向Dxyz包括两个单位矢量。这些单位矢量中的一个限定了力进行作用所沿的方向。第二单位矢量限定了转矩进行作用所绕的方向。通常，仅仅需要计算力分量。为了实现这种计算，矢量Dxyz的转矩分量设定为零矢量。力FEAPP是沿着方向Dxyz的标量力。雅可比行列式JSA是沿着方向Dxyz从在坐标系统CMVB中表达的坐标系统CMVB的原点到能量施加器坐标系统EAPP的原点的雅可比矩阵。因为雅可比行列式JSA仅仅映射到沿着方向Dxyz的分量，所以JSA是非方形雅可比行列式。矩阵M是虚拟器械的质量/惯量。方向Dxyz通过能量施加器力计算器358进行计算。方向Dxyz所基于的变量是能量施加器184的受控位置和过滤的目标位置。通过采用方向Dxyz矢量，公式(2)从六个公式和六个未知量减少到具有一个未知量的一个公式。

还需要考虑两个附加因素。一个因素是，器械和能量施加器184模拟为刚性本体，并且速度是在非惯性坐标系统中指定的。因此，该本体经受惯性力。这些惯性力的作用(包括转矩)必须被模拟。根据以下的公式计算这些惯性力：

这里，Finertial是惯性力和转矩构成的矢量。速度v是坐标系统CMVB的速度。旋转速度ω是坐标系统CMVB的旋转速度。惯量I是坐标系统CMVB中的虚拟惯量张量。两个速度ω和v表达在坐标系统CMVB中

第二附加因素是以下讨论的环境力，合力FENV，作用在虚拟刚性本体上。环境力的分量包括接头限制力、干涉限制力、工作空间边界力和阻尼力。环境力的额外分量是施加到操纵器50、器械160和能量施加器184的外力。该外力包括能量施加器184施加到的组织的抵抗作用。外力的另一个分量是执业医师施加在器械上的力。以下详细讨论环境力的分量FENV。

因此，根据以下公式计算力FEAPP：

这里，Finertial是作用在器械和能量施加器184上的惯性力。力FENV接收自以下讨论的环境力加法器379，并且在坐标系统CMVB中进行表达。时间段Δt等于被以下讨论的积分器386采用的积分时间段。

在实施过程中，如果能量施加器184基于速度矢量的计算而简单地重新定位，那么能量施加器184的位置趋向于漂移离开施加器应当前进所沿着的路径节段。这种漂移是由于例如以下的因素：圆整误差，机加工精度以及与离散时间建模相关的固有限制。漂移也可以由于器械附近的微环境干扰而发生。为了补偿这种漂移，修正力加入到施加到虚拟刚性本体的力的计算。这些力的整体描述是：

距离Δd被限定为能量施加器184已经从路径节段漂移的距离大小的负数。在本发明的一种实施方式中，通过确定实际位置和目标位置之间的距离大小的负数来计算距离Δd。在本发明的一种实施方式中，受控位置用来表示能量施加器184的实际位置。系数∈和C是比例因数。当以上的条件加入到公式(4)中时，解在坐标系统EAPP的原点处施加到虚拟刚性本体的力的公式的最终形式是：

矩阵I是单位矩阵。

因此，能量施加器力计算器358解出力FEAPP，该力沿着方向Dxyz在坐标系统EAPP的原点处施加到虚拟刚性本体。响应于力FEAPP的存在，运动控制过程使得操纵器50使能量施加器184沿着路径节段以适当的速度前进。如上所述FEAPP是标量。力变换模块362将该标量变换为力FINST。力FINST是在坐标系统CMVB的原点处施加到虚拟刚性本体以使能量施加器184以期望速度前进的力和转矩的矢量。根据以下的公式计算这些力和转矩：

FINST＝JSATFEAPP (6)

力FINST是由在坐标系统CMVB的原点处施加到虚拟刚性本体的三个单独的力和三个单独的转矩构成的矢量。力FINST在坐标系统CMVB中进行表达。

包括FINST的力和转矩从力变换模块362施加到力加法器380。如下所述，力加法器380是在操纵器控制器124上运行的另一个行为控制模块。

工具路径力计算器278还包括器械取向调节器368，如图16C所示。取向调节器368确定需要施加到虚拟刚性本体的力和转矩，以确保当操纵器50使器械160运动时，器械相对于能量施加器184所施加到的组织保持可接受的取向。器械取向调节是期望的，原因如上所述，能量施加器力计算器358生成限定了施加到虚拟刚性本体的力和转矩的数据，当处于半自动模式时该力和转矩使得能量施加器184前进。外部力和转矩也施加到操纵器50、器械和能量施加器184。响应于这些外力，操纵器50计算施加到虚拟刚性本体的额外的力和转矩。这些各组力和转矩中的任一者施加到虚拟刚性本体可以导致操纵器50将器械定位成使得器械从可接受的取向范围显著地漂移。如果器械从该取向范围漂移，那么能量施加器184的效率可能下降。另外，由于这种取向漂移，而使得器械可能运动到一位置，在该位置中器械可能潜在地抵靠与能量施加器184施加到的组织相邻的其它组织或其它器械。该接触可以阻止能量施加器184进一步前进。

取向调节器368确定需要施加到虚拟刚性本体以防止这种漂移的恢复力和转矩。

在本发明的大多数形式中，取向调节器368设定成用以当操纵器使器械以半自动模式前进时进行操作。当首先输入命令以开始器械的半自动前进时，取向调节器368限定位于能量施加器184的远侧端部上方的基准表面369，如图18A所示。为了执行该过程，取向调节器368需要了解器械的实际姿态。在本发明的某些形式中，受控姿态用来表示实际姿态。在图中，表面369示出为是平面的，但是在实施过程中并不受到这样的限制。基准表面369通常位于能量施加器184的远侧端部上方大约5至20cm。在本发明的某些形式中，基准表面定位成与坐标系统CMVB的原点相交。如果基准表面是平面，那么在操纵器初始化的情况下，调节器368通常限定了与器械160的纵向轴线垂直的平面。然后，取向调节器368限定了处于基准表面369中的孔口370，如图18B所示。孔口370通常但不限于是圆形的。孔口370绕器械或能量施加器184的纵向轴线与基准表面369相交的点进行对中。在本发明的所述形式中，这些轴线呈现为是线性的，并且共同称为“公共轴线”。在图中，该相交点被称为对中点371。如果孔口370为圆形的形式，那么孔口的半径可以在2至5cm之间。表面369和孔口370通常相对于坐标系统BONE是固定的。这确保了这些几何界标的表示随着患者一起运动。表面369和孔口370通常限定在操纵器坐标系统MNPL或骨骼坐标系统BONE中。

在帧的起始处，取向调节器368具有描述器械160的受控姿态的数据。由于器械160通过操纵器50进行重新定位，所以公共轴线可能从对中点371移动，如图18D所示。这种移动的发生是由于孔口370和对中点371均不随着器械和能量施加器184的移动而运动。如果器械160这样移动，那么取向调节器368确定取向恢复力，该取向恢复力施加到虚拟刚性本体，导致操纵器50使器械移动而使得公共轴线朝向对中点371运动。

取向调节器368确定取向恢复力和转矩的过程与取向调节器确定沿着公共轴线与基准表面369相交的点一起开始。取向调节器368基于表示实际姿态的受控姿态来确定公共轴线的当前位置。然后，取向调节器368确定从该点到对中点371的距离。基于这些数据，取向调节器368确定将使得器械160朝向对中点371枢转的恢复力和转矩。在本发明的一种形式中，这些力和转矩根据以下的公式确定：

FR_MAG＝f(DISTINST-CP)+f(VINST-CP) (7)

在某些情况下：

f(DISTINST-CP)＝KORNTDISTINST-CP (7A)

f(VINST-CP)＝DORNTVINST-CP (7B)

这里，FR_MAG是沿着基准表面369施加到虚拟刚性本体以使得器械朝向对中点枢转的恢复力的大小。力FR_MAG将沿着从器械轴线与基准表面369相交的点到对中点371的矢量进行作用。在公式(7)中，力FR_MAG具有距离分量和速度分量。距离DISTINST-CP是公共轴线与基准表面369相交的点和对中点371之间的距离。距离DISTINST-CP是正的标量。速度VINST-CP是距离DISTINST-CP的时间导数。

系数KORNT是弹簧系数。该系数可以是可变的。一个原因在于，当公共轴线非常靠近对中点371时，可能不需要向器械施加显著的恢复力。这是因为，虽然期望的是公共轴线位于对中点371上，但是这对于操纵器的操作而言并不是必要的。因此，当公共轴线较为靠近对中点371时，弹簧常数KORNT可以较低或者甚至为零。如果公共轴线进一步与对中点371分隔开，那么可能期望的是增大这些恢复力和转矩的施加。

系数DORNT是阻尼系数。该阻尼系数可以是可变的。在本发明的某些形式中，该系数是距离DISTINST-CP和/或速度VINST-CP的函数。改变系数DORNT可以是期望的，以增强器械运动的稳定性。

在图19中，示出了公式(7)中的力的距离分量的大小。在该图中，在力从拐点377到峰值378的施加过程中存在急剧的增大。拐点377位于孔口370的周边处。因此，如果公共轴线继续超过该位置，那么取向调节器368生成表示需要显著的恢复力施加到虚拟刚性本体以保持器械处于孔口中的数据。该恢复力的大小随着器械递增地运动超过孔口371而显著增大。

取向调节器368可以确定器械已经运动超过孔口370非常大的距离。这是峰值378所处的距离。如果取向调节器368确定存在这种状况，那么调节器368不再生成表示应当施加大恢复力的数据。这是因为可能存在这样的情形，即当器械以半自动模式移动时，期望使器械运动到正常取向范围之外。例如，可能存在障碍，该障碍堵塞能量施加器184沿着编程的路径节段的前进。该障碍可能是突出组织或外科器械。为了使得该障碍不堵塞能量施加器184的前进，器械可能需要呈现正常取向范围之外的取向。作为另外一种选择，执业医师可以在没有首先按下按钮172的情况下试图迫使器械160重新取向。如果出现这种情形，那么取向调节器368允许器械运动到正常取向范围之外的事实允许执业医师进行器械的这种重新取向。

因此，当器械运动超过孔口大于0.5至2.0cm时，距离分量的大小倾斜下降到标称水平。该水平可以等于零。在允许该力降到零之外呢，操纵器可以在用户界面上显示一消息，以要求执业医师确认取向调节器368至少临时暂停了器械取向的规则。在等待该确认时，操纵器可以暂停能量施加器184沿着路径节段的前进。

一旦取向调节器368开始生成表明仅仅标称/零取向恢复力FR_MAG应当施加到虚拟刚性本体的数据，执业医师就可以将器械手动地重新取向，使得轴线处于孔口370处或附近。如果出现这种情形，那么取向调节器368可以返回到输出表明应当施加不只是标称恢复力的数据。在操纵器50的某些构造中，为了取向调节器368返回到输出不只是标称取向恢复力，执业医师需要按压和释放按钮172。当按钮172被释放时，取向调节器368基于器械取向重新限定基准表面369、孔口370和对中点371。一旦这些界标被重新限定，取向调节器368就返回到输出不只是标称取向恢复力。

在实施过程中，取向调节器368实际上不执行公式(7)来确定取向恢复力FR_MAG。相反，取向调节器368保持恢复力的查找表(查找表未示出)。用以确定合适恢复力的输入重新表示距离DISTINST-CP和速度VINST-CP。

一旦恢复力FR_MAG被确定，取向调节器368就将该力转换为矢量。取向调节器368通过将力FR_MAG乘以从器械轴线与基准平面368相交的点到对中点371的单位方向矢量来执行这个转换。该单位方向矢量在坐标系统MNPL中进行表达。该乘法产生也处于坐标系统MNPL中的力矢量FRSTR。该矢量限定了在本体器械的纵向轴线与基准表面369相交的位置处施加到虚拟刚性本体的恢复力。该点不是坐标系统CMVB的原点。

因此，取向调节器368将力FRSTR转换为等同形式的力和转矩，该力和转矩应当在坐标系统CMVB的原点处施加到虚拟刚性本体。根据以下的公式来执行这种转换：

力FORNT是力和转矩矢量，其施加到坐标系统CMVB的原点，以将器械轴线朝向对中点重新定位。该力在坐标系统CMVB中进行表达。雅可比行列式JORNT是从在坐标系统MNPL表达的器械轴线与基准表面369相交的位置到在坐标系统CMVB中表达的坐标系统CMVB的原点的雅可比行列式。处于坐标系统CMVB中的这些力和转矩也通过工具路径力计算器278施加到总力加法器380。

取向调节器368接收作为出入的其它信号。这些信号包括来自器械按钮172和以下讨论的力覆写器375的信号。以下讨论取向调节器368对这些信号的判断和否定的响应。

图16D示出了与工具路径力计算器278成一体的另一个模块，力覆写器375。进入力覆写器375的一个输入是表示施加到力转矩传感器108的力和转矩的信号。进入力覆写器375的第二输入是表示施加到虚拟刚性本体而使得能量施加器184在工具路径上前进的力FINST的信号。这些信号来自于能量施加器力计算器358。这些信号示出为来自于力变换器362。进入力覆写器375的第三输入是力FORNT，与工具取向力调节器368确定的力和转矩共同保持器械轴线处于孔口370内。进入力覆写器的第四输入是表示由能量施加器184施加的功率的信号。对于马达作为功率生成单元的器械而言，产生的转矩可以用作器械功率的标记。器械吸收的电流可以用来表示由能量施加器184施加的功率。在图16D中，这是为什么信号ENGRYAPPPWR示出为来自工具控制器132的原因。

从而，这些信号中的每个信号表示施加到器械160和/或能量施加器184或者由器械160和/或能量施加器184输出的力或转矩。力覆写器375将这些力/转矩中的每一个与一个或多个极限值进行比较。如果一组这些力/转矩超过较低的极限值，那么力覆写器停用器械并停止器械的前进。根据哪一组力/转矩超过极限值，力覆写器可以不停用器械和停止前进，直到在设定时间段极限值被连续地超过。这种延迟可以编程到力覆写器375中，以最小化施加的或输出的力/转矩中的瞬时尖峰中断操纵器的操作的情形。该延迟时间段通常在10至500毫秒之间。通过将信号判断到器械管理器702(图27)，来表示器械的停用。响应于接收到该信号，器械管理器702向工具控制器132发送命令。该命令使得控制器132取消将激励信号施加到器械功率生成单元163。通过将信号判断到进给速率计算器284，来表示沿着工具路径的运动的停止。响应于该信号，进给速率计算器284使器械进给速率倾斜下降到零。

如果一组这些力/转矩超过较高的极限水平，那么力覆写器375使得操纵器从半自动操作过渡到手动模式操作。和较低极限水平一样，力覆写器375可能不引起操纵器50的这种过渡，直到特定的力/转矩极限在连续时间段内被超过。该时间段通常比与对应的力/转矩较低极限相关的时间段短。该时间限制较低是因为感测到较高的施加的或输出的力/转矩意味着存在操纵器可能处于不期望状态的更大的可能性。减小力覆写器375响应于该力/转矩信息之后的时间段基本上确保了当较高的极限水平被超过时，覆写器采取与该状况相关联的修正动作，而不是响应于与被超过的较低极限力/转矩水平相关的较小修正动作。

为了将操纵器的操作复位到手动模式，力覆写器375将信号判断到能量施加器力计算器358和工具取向调节器368。当能量施加器力计算器358从覆写器375接收到该命令信号时，计算器将力FINST倾斜下降到零。当工具取向调节器从覆写器375接收到该命令信号时，调节器将力FORNT倾斜下降到零。

现在，从以上描述应当理解，工具路径力计算器278产生与力和转矩有关的信息，该力和转矩施加到虚拟刚性本体的质心以：(1)使能量施加器184沿着路径节段运动；以及(2)保持器械处于可接受的取向范围内。描述这些力和转矩的数据被施加到总力加法器380。用来使能量施加器184前进并保持工具取向的力和转矩单独地进行计算。因此，在图13B中，这两组力和转矩示出为进入力加法器380中的两个单独的加数。

力加法器380是在操纵器控制器124上运行的单独的行为控制软件模块。进入力加法器380的额外的加数是从环境力加法器379输出的环境力FENV。力加法器380基于这三个输入产生两个和：力FTTL；和转矩TTTL。这些和分别是操纵器将要施加到虚拟刚性本体的质心的力和转矩的总和。力FTTL和转矩TTTL在坐标系统CMVB中进行表达。在手动或半自动模式操作中，操纵器50根据这些总的力和转矩使器械160前进。

加速度计算器384，在操纵器控制器124上运行的另一个行为控制软件模块，相应地从力加法器380接收总的力和转矩矢量，FTTL和TTTL。在图13B中，示出了从加法器380到计算器384的单个连接。加速度计算器384基于力FTTL和转矩TTTL的施加来确定坐标系统CMVB的原点被加速的程度。该加速度是平移和旋转的。如上所述，器械和能量施加器184被模拟成虚拟刚性本体。对于该本体，运动公式为：

这里：H是虚拟刚性本体的虚拟质量；v是坐标系统CMVB的线性速度；是坐标系统CMVB的线性加速度；ω是坐标系统CMVB的旋转速度；是坐标系统CMVB的旋转加速度。这些速度和加速度在坐标系统CMVB中进行表达。张量I是在坐标系统CMVB中表达的虚拟刚性本体的虚拟惯量张量。

因此，加速度计算器384还加载有虚拟刚性本体的虚拟质量和虚拟惯量。这个值通常是恒定的。加速度计算器384假定线速度V和角度旋转ω是用于这些变量的中间计算值。因此，考虑到上述已知的变量，加速度计算器384能够相应地解出线性加速度和旋转加速度两者，和应当理解，和是矢量。

矢量和均施加到积分器386，在操纵器控制器124上运行的另一个行为控制软件模块。积分器386还从以下描述的切割引导器390接收在坐标系统MNPL中表达的坐标系统CMVB的受控姿态和受控速度。这些受控姿态和受控速度数据由积分器386用作用于当前帧进行积分的初始条件。积分器386将速度从坐标系统MNPL转换到坐标系统CMVB。对于将速度用作积分中的初始条件，这种转换是必须的。

对于在操纵器初始化的情况下的首次帧积分，如上所述，受控姿态是基于来自以下讨论的向前动力学模块562的数据。受控速度被设定为零。

积分器386执行第一次积分，以确定坐标系统CMVB的线性速度和旋转速度，V和ω。然后，积分器386将线性速度V旋转成在操纵器坐标系统MNPL中的等同形式。然后，积分器386可以限制这些速度的大小，以确保操纵器的运动处于操纵器的操作限制范围内。该速度限制还可以执行以确保操纵器使器械前进的速率不超过手术的期望速率。积分器能够独立地限制线性速度和旋转速度的大小。

然后，这些速度进行积分，以确定坐标系统CMVB的原点在坐标系统MNPL中的新位置。

积分器386还将旋转速度转换为四元速率。这些四元速率在坐标系统MNPL中进行表达。四元速率进行积分以获得四元数。然后，四元数用来形成坐标系统CMVB在操纵器坐标系统MNPL中的新取向的旋转矩阵。该旋转矩阵和限定了坐标系统CMVB在操纵器坐标系统MNPL中的位置的矢量共同形成坐标系统CMVB相对于操纵器坐标系统MNPL的齐次变换矩阵。这种变换矩阵指定了虚拟刚性本体的姿态。该姿态施加到以下描述的切割引导器。

积分器386还监测开关176的状态。当积分器386确定开关176已经从判断状态过渡到不判断状态时，积分器暂时使表速度V和ω的信号倾斜下降到零。在对线性和旋转速度进行第二次积分之前，执行这种倾斜下降。积分器386不将速度保持为零。这允许其它的力，例如以下描述的反向驱动力和接头限制力，在开关176不再被判断之后继续影响操纵器的运动。

在本发明的某些形式中，积分器386没有使速度直接倾斜下降到零。相反，当开关176不再被判断时，通过暂时增大以下描述的施加到力加法器379的阻尼力，速度被间接地驱动到零。

速度和位置积分的结果施加到切割引导器390。切割引导器390是在操纵器控制器124上运行的行为控制器软件模块。切割引导器390是软件模块，当操纵器以手动模式操作时，该软件模块防止操纵器将能量施加器184定位成超过施加器将要施加到的体积的边界。从而，切割引导器390是确保能量施加器184的手动模式定位受到边界约束的软件模块。

当操纵器50以半自动模式操作时，能量施加器184前进所沿着的路径节段固有地处于能量施加器184应当施加到的体积的边界范围内。切割引导器390保留积分器386生成的初始姿态接收。从而，当操纵器50以半自动模式操作时，切割引导器390用作安全装置，以防止能量施加器184不期望地运动超过限定的边界。

进入切割引导器390的一个输入是积分器386生成的姿态。该积分器生成的姿态是坐标系统CMVB的原点相对于坐标系统MNPL的姿态。第二输入是积分器386生成的速度，线性速度和旋转速度。进入切割引导器390的第三输入是来自边界生成器232的数据，限定了能量施加器184施加到的体积和未施加到的体积之间的边界。在图20A、20B和20C中，这些边界由线节段452、454和456限定。图20A-20C应理解为是通过三维表面的二维截面图。

切割引导器390还接收来自坐标系统变换器272的第四输入。这些是限定了坐标系统相对于彼此进行变换的数据。这些包括与坐标系统CMVB、EAPP、BONE和MNPL有关的变换。

上述姿态和速度输入初始在坐标系统MNPL中进行表达。切割引导器390将这些输入中的每一个输入变换到坐标系统BONE中，步骤482。执行这种变换是因为能量施加器184不应当施加超过的边界在坐标系统BONE中通常是固定的。因此，为了易于进行处理，更方便的是在骨骼坐标系统BONE中执行以下分析。

参考图21A-21C的流程图，初始解释切割引导器390的操作。虽然没有示出为步骤，但是切割引导器390基于之前的受控姿态计算坐标系统EAPP的原点的之前的受控位置。基于积分器生成的姿态，切割引导器390计算坐标系统EAPP的原点的积分器生成的位置。

在步骤484中，切割引导器390识别在帧期间能量施加器184可能越过的任何限定边界的贴片。该步骤通常被描述为宽相搜索。通过识别处于能量施加器184的前一个受控位置的限定距离范围内的一组贴片，来执行步骤484。在图20A中，这是点458。该距离是以下因素的函数：能量施加器184的尺寸；能量施加器184相对于贴片的速度(在过去帧期间的前进速度是可接受的)；帧的时间段；限定了边界限定区段的特征尺寸的标量；以及圆整因素。

由于在步骤484执行宽相搜索，切割引导器390可以确定，在执行该分析的帧中，所有的贴片处于限定的距离之外，步骤486。这意味着，在执行该分析的帧的末端，能量施加器184还没有前进到超出边界的位置。这通过图20A示出，其中能量施加器184的积分器限定的位置，点460，与最近的边界充分间隔开。

因为能量施加器184在能量施加器184将要施加到的体积的边界范围内连续前进，所以切割引导器390没有改变积分器386生成的坐标系统CMVB的姿态或速度。在步骤488中，切割引导器390输出受控姿态和受控速度。如果执行这种形式的步骤488，结果确定所有的边界贴片处于限定距离之外，那么由积分器386生成的姿态和速度由切割引导器390输出为受控姿态和受控速度。

作为执行上述形式和以下描述的其它形式的步骤488的一部分，切割引导器390变换来自坐标系统CMVB的受控姿态和速度，使得该姿态和速度在坐标系统MNPL中进行表达。应理解为矢量的受控速度包括线性分量和旋转分量。

作为另外一种选择，由于执行步骤484，而使得切割引导器390可以识别宽的一组边界限定贴片，它们处于能量施加器184的限定距离范围内。接下来，在步骤490中，切割引导器390识别窄的一组边界限定贴片，它们处于能量施加器184可以越过的宽的一组贴片范围内。该步骤通常被称为窄相搜索。通过初始限定边界体积，可以执行该窄相搜索。该边界体积在被认为的能量施加器184的初始位置和最终位置之间延伸。如果这是第一次执行步骤490，那么初始位置被设定成之前的受控位置；最终位置设定成积分器生成的位置。

在最基本的形式中，该边界体积是能量施加器184的初始位置和最终位置之间的线节段。边界体积的横截面区域几何形状沿着边界体积的长度可以是恒定的。边界体积的横截面区段可以包括一个或多个形状上是直的和/或弯曲的边界。边界体积的形状可以是能量施加器184的形状以及能量施加器184的初始取向和最终取向的函数。

一旦限定了边界体积，那么作为步骤490的窄相搜索的一部分，切割引导器390就确定(如果有的话)宽的一组贴片中哪些与该边界体积相交。与边界体积相交的贴片是窄的一组贴片。

由于步骤490的评估，而能够确定宽的一组贴片中没有贴片与边界体积相交；窄的一组是空的组。这是步骤492的评估。如果该评估测试为真，那么切割引导器390将该状况解释为表明能量施加器184的最终位置处于边界限定的体积范围内。如果能量施加器184这样定位，那么切割引导器390前进到上述步骤488。如果这是第一次执行步骤490，那么在步骤488的这种形式中，积分器386生成的姿态和速度由切割引导器390输出为受控姿态和受控速度。

作为另外一种选择，由于步骤492的评估，而能够确定边界体积横过一个或多个贴片；窄的一组贴片包括一个或多个贴片。如果这是步骤492的评估的确定，那么切割引导器390将该状况解释为表明能量施加器184的最终位置超过边界。图20B示出了这种状况。这里，点462是能量施加器184的初始位置。点469是最终位置。

如果存在图20B的状况，那么执行步骤493以确定能量施加器184将会首先横过窄的一组贴片中的哪一个贴片。如果边界体积是线，那么对于每个贴片而言，切割引导器390确定能量施加器184将在帧期间在施加器横过贴片之前前进的距离的百分比。以最低距离百分比横过的贴片是理解为首先被横过的贴片。如果边界体积具有非零横截面积，那么并非本发明一部分的过程用来确定横过距离。

参加图22，可以看到，最靠近能量施加器184的边界限定贴片可以不是能量施加器184可能横过的贴片。这里，由于步骤484的过程，而初始确定贴片506-522处于距离d范围内，由虚线圆501表示的体积，能量施加器184在时间帧内可能潜在地运动的距离。

最靠近能量施加器184的贴片是贴片518。然而，能量施加器184沿着一轨迹运动，为了图示的目的，在图22中该轨迹示出为是直的且向下的，朝向点469。因此，在步骤493的评估中，切割引导器确定贴片512是将与边界体积相交的贴片。

一旦切割引导器390大致确定哪一个边界限定贴片将被能量施加器184横过，那么就在步骤494中，切割引导器390确定时间tCNTC和点pCNTC。时间tCNTC是当能量施加器184将横过边界时相对于帧的起始处的时间段。该时间基于在接触边界之前在帧期间能量施加器184将前进的距离百分比进行确定。基于以下的假设做出该确定：在任何给定帧期间，能量施加器184的速度是恒定的。点pCNTC是坐标系统BONE中的点，在该点处，能量施加器184将横过贴片。通过计算能量施加器184的前进路径横过贴片的位置来确定这个点。两个计算值用作输入变量，能量施加器184的初始位置和最终位置以及限定了边界贴片的周边的数据。这些位置指定数据处于坐标系统BONE中。

另外，作为步骤494的一部分，切割引导器390确定在时间tCNTC下的坐标系统CMVB的姿态和该坐标系统的速度。基于坐标系统CMVB的初始姿态、该坐标系统的初始速度和时间tCNTC来计算该姿态。如果这是第一次执行步骤494，那么切割引导器390将坐标系统CMVB的前一个受控姿态指派为初始姿态。如果这是第一次执行步骤494，那么切割引导器390将坐标系统CMVB的前一个受控速度指派为初始速度。坐标系统CMVB的线性速度和旋转速度假定在整个帧都是恒定的。因此，线性速度和旋转速度都假定为时间tCNTC下的线性速度和旋转速度。参考坐标系统BONE做出上述确定。

另外，作为步骤494的一部分，在时间tCNTC下确定坐标系统EAPP的线性速度和旋转速度。这些速度是基于坐标系统CMVB的速度以及坐标系统EAPP相对于坐标系统CMVB的固定姿态。参考坐标系统BONE计算坐标系统EAPP的线性和旋转速度。

切割引导器390还限定了边界接触坐标系统，步骤496。该坐标系统限定成具有Z轴，该Z轴垂直于将被能量施加器184横过的边界的表面区段。作为限定边界接触坐标系统的过程的一部分，确定该坐标系统相对于坐标系统BONE的位置和取向。该坐标系统的原点是点pCNTC。

然后，切割引导器390确定在坐标系统EAPP的原点处施加到虚拟刚性本体的力FBNDR，以阻止能量施加器184不期望地前进超过边界。初始参考图23A解释确定力FBNDR的方法。该图表示施加器朝向边界运动时坐标系统CMVB和能量施加器184的速度。为了易于图示，仅仅示出了沿着边界接触坐标系统的X轴和Z轴的速度。如图23A所示，能量施加器184沿着X轴向右且沿着Z轴向下高速运动。同时，虚拟刚性本体(更具体地，坐标系统CMVB的原点)沿着X轴向左且沿着Z轴向上以较低的速度运动。由于这些速度的取向和相对大小，而使得在该运动中发生的是，能量施加器184相对于坐标系统CMVB逆时针旋转，同时虚拟刚性本体存在一定的微小位移。

切割引导器390确定施加到坐标系统EAPP的原点的边界约束力，该边界约束力防止能量施加器184沿边界接触坐标系统的Z轴前进。

因此，在步骤530中，切割引导器390将坐标系统EAPP的位置和速度以及坐标系统CMVB的姿态和速度变换到边界接触坐标系统中。在步骤532中，切割引导器确定标量力FBNDR，如果在时间tCNTC下施加到坐标系统EAPP的原点，那么该标量力将阻止施加器沿着与边界垂直且朝向边界的方向前进。如图23B中的箭头457所示，力FBNDR沿着边界接触坐标系统中的Z轴作用。切割引导器390可以利用多个不同方法中的一个方法来确定力FBNDR的大小。

例如，可以使用脉冲方法来计算力FBNDR。在一个这样的方法中，采用具有在边界接触坐标系统中表达的分量的公式(5)的形式来确定FBNDR。在公式(5)的这种应用中，FBNDR替代FEAPP。在这种情况下，速度V1是能量施加器184在时间tCNTC下的期望速度。因此，速度V1的Z分量为零。这是因为公式的该应用的目的在于确定力，在施加到坐标系统EAPP的原点的情况下，该力将使得Z轴速度相对于边界下降到零。速度V1的其它分量是不相关的。这是由于以下讨论的方向矢量Dxyz的选择。速度V0是坐标系统CMVB在帧的起始处的速度。时间tCNTC用作Δt。方向矢量Dxyz的线性分量是单位矢量，限定了在点pCNTC处的边界表面的法线方向。因此，该矢量是[0，0，1]。矢量Dxyz的旋转分量设定为零矢量。在公式(5)的这个应用中，JBNDRY代替JSA。雅可比行列式JBNDRY沿着方向矢量Dxyz从坐标系统CMVB的原点到边界坐标系统的原点的雅可比行列式。

在公式(5)的这个应用中，质量矩阵M在边界接触坐标系统中进行表达。力是力加法器380的输出。对于将要使用的力Finertial和它们必须首先在边界接触坐标系统中进行表达。分量C和∈通常设定为零。这不需要确定Δd。

可能存在这样的状况，其中能量施加器184同时接触多个边界限定贴片。当能量施加器184如此定位时，多个贴片同时向能量施加器184施加多个力。共同地，这些力必须使能量施加器184沿着不会横过任何贴片的路径移动。进行计算以确定需要施加到坐标系统EAPP的原点以确保该运动的力，是线性互补问题。该问题为这样的形式，其中对于每个力和速度对，力必须等于或大于零，速度也必须等于或大于零。因此，为了解决这个问题，需要公式(5)这种形式的雅可比矩阵包括额外的行。

还应当理解，该脉冲施加到虚拟刚性本体上的点，能量施加器184在坐标系统EAPP中的原点，与坐标系统CMVB的原点间隔开。一旦确定了FBNDRY，该标量力就被转换为等同形式的一组边界约束力和转矩，FB_C，它们将需要在坐标系统CMVB的原点处施加到虚拟刚性本体，步骤534。这种转换可以根据以下的公式：

力FB_C在边界接触坐标系统中进行表达。

然后，力FB_C加上使用参考公式(9)和(10)描述的方法，切割引导器390确定坐标系统CMVB的新的加速度，步骤536。力和转矩的上述和在这些公式应用中替代FTTL和TTTL。

基于这些加速度值，利用积分器386采用的方法，利用终止于时间tCNTC.的积分间距，切割引导器390确定坐标系统CMVB在时间tCNTC下的速度，步骤538。如果这是第一次执行该步骤，那么帧的起始就是积分间隔的起始。如果这是后续执行该步骤，那么该积分间隔起始于帧开始之后的时间处。

接下来，第二次执行积分器386所采用的方法被执行，以确定帧的端部处坐标系统CMVB的速度和姿态。第二次执行利用从时间tCNTC延伸到帧端部的积分间隔。

切割引导器390执行的上述积分过程在边界接触坐标系统中执行。在边界约束力生成过程的单次迭代期间，边界接触坐标系统的姿态相对于坐标系统BONE是固定的。因此，通过在边界接触坐标系统中执行这些过程，在计算边界约束力时考虑到了患者的解剖结构的运动。通常假设的是，边界接触坐标系统是惯性坐标系统，在积分间隔期间相对于坐标系统MNPL速度恒定且没有加速度。然后，这些积分过程的输出从边界接触坐标系统转换到坐标系统BONE。

此时，在边界约束过程中，坐标系统CMVB在时间tCNTC下的姿态变成该坐标系统的新的初始姿态。从该姿态，确定坐标系统EAPP的新的初始位置。该位置是能量施加器184的位置，与边界相邻但是不越过边界。在图20B中，这是点464。在帧的端部处坐标系统CMVB的姿态变成该坐标系统的新的最终姿态，步骤540。从该姿态，确定坐标系统EAPP的新的最终位置，步骤542。在图20B中，该位置用点468表示。应当理解，由于FB_C施加到虚拟刚性本体，所以坐标系统EAPP的位置沿着边界运动，但是不越过边界。在图20B中，这表示为能量施加器184从点464前进到点468。

还应当理解，由于FB_C的施加，坐标系统CMVB的位置将存在显著的变化。这种差别由点165的位置从图23B到23C的差别来表示。比较图23B、图23C中的图示，，坐标系统CMVB向下和向左的移动比在不经受边界约束力的情况下的移动大。这用器械160和能量施加器184的虚线表示来表示。

在图20B中，能量施加器184示出为在与边界454大致平行且相邻的路径上前进。虚拟刚性本体的能量施加器184沿着该路径前进，直到帧的端部。

在能量施加器184的前进受到约束以防止施加器横过一个边界之后，在相同的时间帧内，能量施加器184可能能够横过第二边界。图20C中示出了这种情形。这里，点470是能量施加器184的之前的受控位置，第一初始位置。在能量施加器184的前进不受边界约束的情况下，点472表示积分器生成的位置，第一最终位置。可以看到，点472超出了边界。因此，切割引导器390确定边界约束力，该边界约束力需要施加到虚拟刚性本体以防止能量施加器184越过边界454。

点471是与边界454相邻的点，在该点处，通过施加第一边界约束力，切割引导器390防止能量施加器184横过边界454。因此，点471在帧内是能量施加器184的第二初始位置。

在虚拟刚性本体仅仅经受单个边界约束力的情况下，点476表示能量施加器184的第二最终位置。在图20C中，可以看到，点471和476之间的行进路径横过边界456。因此，切割引导器390进一步被构造成用以防止能量施加器184的一个边界约束转移引起施加器横过另一个边界。

在执行步骤542之后，通过执行贴片的后续窄相搜索，切割引导器390防止这种侵入，重新执行步骤490。在执行该后续窄相搜索之前，步骤490，切割引导器执行步骤543。在步骤543中，切割引导器390评估切割引导器390是否已经执行了可以施加到坐标系统EAPP的原点的边界约束力FBNDRY的最大数量的容许重新计算。以下讨论执行步骤543的目的。如果切割引导器没有执行边界约束力的最大数量的重新计算，那么切割引导器前进到后续的步骤490，重新执行窄相搜索。

在该后续窄相搜索过程中，能量施加器184的新限定的初始位置和最终位置在步骤490中用来限定新的边界体积。另外，再次在步骤490中，做出有关于该边界体积是否与任何边界相交的确定。在步骤492的后续执行期间，该评估可以表明边界体积横过的贴片组是空的组。和第一次执行步骤492一样，如果该评估测试为真，那么切割引导器390将该结果解释为表明，如果能量施加器184前进到最终位置，那么施加器将不会越过边界。这是切割引导器将做出的关于能量施加器184在图20B中从点464至468的前进的评估结果。

由于步骤492的该后续评估测试为真，因此切割引导器390执行步骤488的形式。应当理解，在第二次或稍后执行步骤492之后，执行步骤488。因此，在这种形式的步骤488中，切割引导器390输出坐标系统CMVB的最后确定的帧端部姿态和最后确定的帧端部速度，分别为该坐标系统的受控姿态和受控速度。

在图20C的能量施加器184前进的第二窄相搜索中，边界体积处于点471和476之间。该边界体积越过了边界456。步骤492的后续评估将测试为假。因此，重新执行步骤493、494、496、530、532、534、536、538、540、542和543。由于重新执行这些步骤，因此切割引导器390确定需要施加到虚拟刚性本体的后续边界约束力的特征。然后，切割引导器390确定后续最终位置，在施加该后续边界约束力的情况下，能量施加器184将前进到该后续最终位置。

在图20C中，可以看到，需要向虚拟刚性本体施加后续边界约束力，以防止能量施加器184在点474处越过边界。由于施加该后续边界约束力，而使得能量施加器184前进到点478。当能量施加器184处于该点478处时，坐标系统CMVB的最终姿态是切割引导器390输出的帧端部受控姿态。

从而，对于能量施加器184前进的单个时间帧，切割引导器390可以执行多次分析，以确定能量施加器184相对于边界的位置。如果需要，切割引导器390将多个边界约束力施加到虚拟刚性本体以防止能量施加器184越过边界。

在本发明的某些形式中，切割引导器受限于次数，在单个帧内，其能够生成有关应当施加到虚拟刚性本体的边界约束力的数据。这是由于操纵器控制器124的处理能力的限制。在本发明的某些形式中，切割引导器被限制到每帧4至16次迭代，更一般的是每帧6至12次迭代。这是切割引导器执行步骤543的评估的原因。如果切割引导器确定其已经执行了最大数量的边界约束力生成，那么切割引导器执行步骤488的形式。在这种形式的步骤488执行中，最后一个初始姿态和速度分别输出为坐标系统CMVB的受控姿态和受控速度。这是因为该姿态和速度是切割引导器390针对能量施加器184处于边界内的状态而存储的最后一个姿态和速度。

坐标系统CMVB相对于坐标系统MNPL的受控姿态和受控速度是行为控制过程的最终输出。

坐标系统CMVB的受控姿态施加到图13C所示的逆向运动学模块542。逆向运动学模块542是通过操纵器控制器124执行的运动控制模块之一。基于受控姿态和预先加载的数据，逆向运动学模块542确定操纵器50的接头的期望接头角度。预先加载的数据是限定了联结件和接头的几何形状的数据。在本发明的某些形式中，这些数据为Denavit-Hartenberg参数的形式。

在本发明的构造中，逆向运动学的关闭形式方案不是已知的。这通常是具有过致动平行机构的情况，例如本申请中描述的机构。在这样的情形下，利用数值计算方法解逆向运动学，例如Newton Raphson迭代方法。逆向运动学模型针对操纵器的主动和被动接头计算接头角度。主动接头是其角度由接头致动器驱动的接头。被动接头是其角度由于主动接头的定位而被设定的接头。被动接头是：上部联结件74和从动联结件80之间的接头；四杆联结件78和从动联结件80之间的接头；以及从动联结件80和联接器88之间的接头。

主动接头的每个期望的接头角度施加到相关的接头马达控制器126。接头马达控制器126调节接头的定位。施加到控制器126的这些接头角度被称为受控接头角度。

虽然没有示出，但是应当理解，某些操纵器包括执行载荷平衡和/或臂补偿的模块。这对于包括平行臂的操纵器是适用的。在操纵器包括过致动平行臂的情况下，几乎总是提供这些模块。执行载荷平衡以确保臂分担与使器械前进到受控姿态相关的载荷。执行载荷平衡以最小化每个臂抵抗其它臂的运动的程度。还执行载荷平衡以在致动器之间重新分配转矩。重新分配转矩以最小化任何单体致动器需要施加大百分比的操纵器输出的总转矩的情况。

执行臂补偿是因为一个臂通常定位成用以调节另一个臂的定位。例如，通常下部臂68的受控接头角度的至少一部分通常得到精细的调节，以确保与上部臂70相关的被动接头角度的精确定位。载荷平衡和臂补偿模块的设计是针对于与操纵器成一体的联结件的特性。这可以是联结件组件与所述的联结件组件不同的实践。

逆向运动学模块生成的期望接头角度施加到控制动力学模块544，也称为运动控制模块。控制动力学模块区分每个接头的接头角度序列。执行这些区分，以便对于每个接头生成表明其角速度和加速度的数据。控制动力学模块还具有描述每个联结件的质量和惯量特性的数据。

基于以上数据，控制动力学模块544针对联结件和接头的运动执行逆向动力学计算。这种逆向动力学计算对于每个主动接头产生应当施加到接头以使得接头运动到受控接头角度的转矩。该转矩被称为向前进给转矩。在本发明的某些形式中，基于Newton-Euler迭代方法计算该转矩。作为另外一种选择，这些转矩可以利用Lagrangian方法进行计算。

虽然在图13D中未示出，但是表示由传感器108检测到的力和转矩的信号有时施加到控制动力学模块544。通过采用这些信号作为动力学计算中的额外输入变量，模块544产生向前进给转矩的更加精确的计算。

存在这样的时间段，在该时间段内，操纵器50将器械160保持为静止姿态。在这些时间段期间，接头的速度和加速度下降到零。甚至在这些时间段期间，控制动力学模块544输出表明接头马达应当仍然产生非零转矩的数据。这是因为接头马达需要输出至少一些转矩，以防止臂联结件从它们的静态位置滑动。这是因为即使当臂联结件不暴露于直接机械力时，臂仍然经受重力作用。

每个接头马达控制器126接收三个输入。一个输入是来自于逆向运动学模块的用于相关接头的受控接头角度。第二个输入是来自于控制动力学模块544的用于接头的向前进给转矩。第三个输入是来自与接头相关联的旋转编码器112、114或116的输入信号。每个马达控制器126还存储作为常数的与控制器相关联的致动器92、94或96的减速齿轮105的齿轮比。基于这些转子角度数据和齿轮比数据，控制器126生成表示接头的实际接头角度的数据。这被称为测量的接头角度。

基于以上输入，接头马达控制器126确定激励信号，该激励信号应当施加到相关的马达101，以使得马达将接头朝向受控接头角度驱动。应当理解，测量的接头角度用来表示实际接头角度。来自控制动力学模块的向前进给转矩是向前进给转矩信号，加入到控制器126的电流控制回路的输入。在将向前进给转矩的该指示增加到电流控制回路之前，控制器124基于齿轮比将转矩从接头转矩调节到马达转矩。然后，基于存储的马达转矩常数将转矩从马达转矩调节为马达电流。

由于施加到马达101的激励信号的应用，主动接头被驱动到它们的受控接头角度。所得到的肩部和联结件的移动导致被动接头被驱动到它们的期望接头角度。

由接头马达控制器126生成的六个主动接头的测量的接头角度被传递到正向运动学模块562。另外，施加到正向运动学模块562的是来自编码器117和118的信号。这些信号是用于与这些编码器成一体的被动接头的测量的接头角度。基于测量的接头角度和预先加载的数据，正向运动学模块562确定相对于坐标系统MNPL的坐标系统EFCT的端部执行器110的实际姿态的表示。预先加载的数据是限定了联结件和接头的几何形状的数据。在本发明的某些形式中，这些数据为Denavit-Hartenberg参数的形式。

正向运动学模块562还计算没有与编码器附接的被动接头的接头角度。这些计算的接头角度用来表示没有与编码器附接的被动接头的实际接头角度。正向运动学模块562计算这些接头角度，作为确定端部执行器110的实际姿态的过程的一部分。

基于端部执行器的测量的姿态，正向运动学模块562产生描述坐标系统CMVB和坐标系统EAPP相对于坐标系统MNPL的测量的姿态的数据。这是因为坐标系统EFCT、CMVB和EAPP相对于彼此具有固定的姿态。

坐标系统CMVB的测量的姿态施加到雅可比计算器564。雅可比计算器564基于该测量的姿态计算雅可比矩阵，该雅可比矩阵将各个坐标空间内的运动关联到在坐标系统CMVB中表达的坐标系统CMVB的原点的运动。一个这样的坐标空间是接头空间。接头空间是由操纵器的所有接头角度构成的矢量。一个计算的矩阵是接头空间和坐标系统CMVB之间的雅可比矩阵，雅可比行列式JJNT。第二坐标空间是干涉空间。干涉空间是包括以下讨论的可能碰撞的成对联结件之间的最小距离的矢量。在某些情况下，这些最小距离是沿着可能碰撞的成对联结件之间的公共法线的距离。第二个计算的矩阵是干涉空间和坐标系统CMVB之间的雅可比矩阵，雅可比行列式JINF。坐标系统EAPP是第三坐标空间。计算器564计算在坐标系统MNPL中表达的坐标系统EAPP的原点到坐标系统CMVB的原点之间的雅可比矩阵，雅可比行列式JWSB。

通常，计算器564初始利用数值计算方法计算期望雅可比行列式的逆雅可比行列式。一旦计算了逆雅可比行列式，计算器564就通过计算逆雅可比行列式的逆来确定期望雅可比行列式。在非方形雅可比矩阵的情况下，伪逆法必须用来计算该逆。

来自编码器112-118的测量的接头角度以及来自正向运动学模块562的计算的接头角度施加到接头极限比较器582。接头极限比较器582和相关的模块生成防止每个接头(主动接头和被动接头)运动超过特定运动范围的信号。对于每个接头，限定最小和最大接头极限角度。为了操纵器进行正确的操作，每个接头角度应当在相关的接头极限角度之间。接头极限比较器582采用每个接头的测量的或计算的接头角度来表示接头的实际接头角度。

与每个接头限制角度相关的是接头边界角度。接头边界角度是处于接头的运动范围内的角度，较为靠近接头极限角度。例如，如果与接头相关的最小接头极限角度是10°，那么最小边界角度可以在12至20°之间。如果接头的最大接头角度是115°，那么最大边界角度可以在105°至113°之间。接头极限比较器582确定实际接头角度的表示与最小和最大边界接头角度之间的差，图24的步骤591。这个差被称为边界超出角度，角度ANGLEB_E。

如果实际接头角度的表示大于最小边界接头角度而小于最大接头边界角度，那么接头被认为是可接受地与接头的接头极限角度间隔开。不需要向虚拟刚性本体施加力和转矩来防止接头朝向最接近的接头极限运动。因此，在步骤591中，如果以上状况测试为真，那么接头极限比较器输出为0°的边界超出角度(步骤未示出)。如果以上状况测试为假，那么接头极限比较器582输出边界超出角度，该边界超出角度是实际接头角度表示与越过的边界角度的带符号的差(步骤未示出)。通常，在最小接头边界角度被越过的情况下符号是负的，在最大接头边界角度被越过的情况下符号是正的。

步骤592表示边界超出角度的评估。如果对于特定接头角度，该角度等于零，那么操纵器控制器124将该信息解释为表明操纵器50能够继续自由地使接头朝向最接近的边界接头角度运动。在图24中，步骤594，这通过运动控制软件的不输出接头极限转矩来表示。

如果边界超出角度不为零，那么该角度施加到接头极限转矩生成器584，步骤未示出。基于边界超出角度的输入系列，生成器584计算这些角度的时间导数。该时间导数是角速度VB_E。接头极限转矩生成器584输出一转矩，该转矩将施加到接头以防止操纵器运动成使得接头朝向相邻的接头极限角度进一步运动超过边界角度，步骤596。这个转矩，转矩TJ_L，根据以下的公式确定：

TJ_L＝f(ANGLEB_E)+f(VB_E) (13)

在某些情况下：

f(ANGLEB_E)＝KB_EANGLEB-E (13A)

f(VB_E)＝DB_EVB_E (13B)

系数KB_E是弹簧系数。该系数可以是可变的。这是因为，当接头角度接近相邻的接头极限角度时，将需要极大地增大限制接头朝向该角度运动的转矩。因此，通常大于该转矩的大小与被越过的边界角度和实际接头角度的表示之间的绝对差之间的第一阶关系。

系数DB_E是阻尼系数。该阻尼系数可以是可变的。在本发明的某些形式中，该系数是边界超出角度ANGLEB-E和/或速度VB_E的函数。改变系数DB_E可能是期望的，以增强器械运动的稳定性。

在实施过程中，接头极限转矩生成器584实际上不执行公式(13)来确定接头极限转矩。相反，生成器584保持极限转矩的查找表(查找表未示出)。用以确定适当极限转矩的输入表示边界超出角度ANGLEB-E和角速度VB_E。如果边界超出角度为0°，那么转矩TJ_L固有地是零转矩。

接头极限转矩生成器584将多个转矩TJ_L(每个接头一个转矩)施加到CMVB力转换器586，步骤未示出。进入力转换器586的第二个输入是来自雅可比计算器564的之前生成的雅可比行列式JJNT。力转换器584将各个转矩TJ_L设置成列矢量，力转换器将这些转矩转换为等同形式的力和转矩，力FJ_L，其应当在坐标系统CMVB的原点处施加到虚拟刚性本体，步骤597。根据以下的公式来执行这种转换：

力FJ_L在坐标系统CMVB中进行表达。力FJ_L是施加到力加法器379的输入之一，(步骤未示出)。

测量的和计算的接头角度所施加到的另一个软件模块是干涉极限比较器622。比较器622采用这些角度来表示实际接头角度。简而言之，如果臂的运动可能潜在地导致联结件碰撞，那么接头极限比较器622和相关的模块输出描述应当施加到虚拟刚性本体的力的数据。这里，“联结件”不仅仅是形成每个臂68和70的联结件72、74、76和80。为了比较器622执行的处理的目的，“联结件”是任何结构构件，运动的或刚性的，其由于一个接头的运动而可能与操纵器的另一个部件碰撞。例如，如果操纵器50被构造成使得一个臂联结件可能潜在地与小车52的外表面碰撞，那么比较器622将小车表面看作是联结件。致动器所处的外壳在它们可能潜在地与联结件碰撞的情况下也被认为是联结件。

防止这些碰撞的一个原因在于，防止联结件的可能导致在联结件之间形成夹点的相对于彼此的运动。防止这些碰撞还避免了由这样的碰撞所导致的伤害。

应当理解，操纵器的每个联结件不可能潜在地能够与操纵器的每一个其它联结件碰撞。例如，每个臂68和70的四杆联结件78和从动联结件80由于操纵器50的固有构造而不可能彼此碰撞。然而，臂68的从动联结件80可能与臂70的从动联结件80碰撞。大多数成对的可能碰撞的联结件包括与臂68成一体的联结件以及与另一个臂(臂70)成一体的联结件。

基于实际接头角度的表示，干涉极限比较器622确定每对可能碰撞的联结件之间的最小距离，图25中的步骤632。在本发明的一些实施例中，该最小距离是沿着联结件之间的公共法线的距离。为了做出该确定，比较器622利用与正向运动学模块562所采用的类似的数据和过程来确定每个接头的姿态。基于姿态数据，模块622将每个联结件模拟成每个接头之间的一个或多个线节段。基于线节段模型，模块622确定每对可能碰撞的联结件之间的公共法向距离，最小距离。

在步骤634中，干涉极限比较器622计算用于每对可能碰撞的联结件的最小距离与用于成对联结件的边界距离之间的差。该边界距离是这样一种距离，在该距离下，联结件朝向彼此的运动是不期望的。应当理解，这种运动包括仅仅一个联结件朝向另一个联结件的运动。该边界距离比可以被认为是碰撞避免距离的距离大。这里，碰撞避免距离是联结件之间的最小间隙距离。碰撞避免距离是用于一对可能碰撞的成对联结件的距离，比将被认为在联结件之间形成夹点的联结件之间的最小距离大。

用于每对可能碰撞的联结件的边界距离通常在开始手术之前确定。通过模拟包括纵向轴线的每个联结件被三维体积围绕，可以确定边界距离。该体积可以具有圆柱形或胶囊形的形状。作为另外一种选择，该形状可以是平行吸管的形式。该体积可以具有更加复杂的形状。该体积的外表面通常位于超过模拟的联结件的实际外表面至少3cm的位置处。在本发明的某些形式中，该体积的外径为超过联结件的实际表面至少5cm或至少10cm。如果该体积是胶囊状的或圆柱形的，那么用于每对可能碰撞的联结件的边界距离包括用于每个联结件包封胶囊或圆筒的半径的和。

用于一对可能碰撞的联结件的最小距离和边界距离之间的差是干涉边界超出距离，距离DISTI_B_E。

如果用于一对联结件的最小距离大于相关的边界距离，那么操纵器50被认为处于这样的状况，在该状况中，联结件彼此充分间隔远离，使得联结件朝向彼此的运动不会导致形成夹点或碰撞。对于处于该状况的每对可能碰撞的联结件，比较器将干涉边界超出距离返回到零(步骤未示出)。

如果用于一对联结件的最小距离小于相关的边界距离，那么干涉极限比较器622将该差的绝对值输出为距离DISTI_B_E，步骤未示出。

在步骤635中，对于成对的可能碰撞的联结件，评估干涉边界超出距离，距离DISTI_B_E。如果该距离为零，那么运动控制过程不输出力，该力将防止联结件继续运动到一起，步骤636。

如果干涉边界超出距离，距离DISTI_B_E不为零，那么该距离施加到干涉限制力生成器624，步骤未示出。生成器624基于干涉边界超出距离的输入系列计算这些距离的时间导数，步骤637。该时间导数是线性速度VI_B_E。干涉限制力生成器624输出力，该力将沿着联结件之间的最小距离的线施加，以防止操纵器运动成导致可能碰撞的联结件之间的距离进一步靠近，步骤638。对于本发明的某些构造，该线沿着联结件之间的公共法线。该力，力FI_B_E，根据以下的公式确定：

FI_B_E＝f(DISTI_B_E)+f(VI_B_E) (15)

在某些情况下：

f(DISTI_B_E)＝KC_ADISTI_B_E (15A)

f(VI_B_E)＝DC_AVI_B_E (15B)

系数KC_A是弹簧系数。该系数可以是可变的。这是因为，当最小距离接近碰撞停止距离时，需要显著地增大用以限制联结件朝向彼此运动的力。因此，通常大于该力的大小与干涉边界超出距离之间的第一阶关系。

系数DC_A是阻尼系数。该阻尼系数可以是可变的。在本发明的某些形式中，该系数是距离DISTI_B_E和/或速度VI_B_E的函数。改变系数DC_A可以是期望的，以增强器械运动的稳定性。

在实施过程中，干涉限制力生成器624实际上不执行公式(15)来确定碰撞防止力。相反，生成器624保持碰撞防止力的查找表(查找表未示出)。用以确定碰撞防止力的输入表示干涉边界超出距离DISTI_B_E和速度VI_B_E。如果干涉边界超出距离为零，那么力FI_B_E固有地是零力。干涉限制力生成器624生成多个力FI_B_E，每个可能碰撞的成对联结件一个力。

生成器624生成的多个力FI_B_E施加到CMVB力转换器626，步骤未示出。进入力转换器626的第二个输入是来自雅可比计算器564的之前生成的雅可比行列式JINF。力转换器626将各个力FI_B_E设置成列矢量，力转换器将这些力转换为等同形式的力和转矩，力FINF，其应当在坐标系统CMVB的原点处施加到虚拟刚性本体，步骤639。根据以下的公式来执行这种转换：

力FINF在坐标系统CMVB中进行表达。力FINF是施加到力加法器379的输入之一，步骤未示出。

另一个模块是工作空间极限比较器652，该模块是操纵器控制器124执行的运动控制过程的一部分。工作空间极限比较器652确定能量施加器184是否到达限定的工作空间的边界。该工作空间的极限与坐标系统MNPL的原点间隔开，并且参考该坐标系统进行限定。工作空间处于体积内，如果肩部67和69以及联结件72和74能够运动到它们的运动范围的全部延伸部分，那么能量施加器184能够在该体积内运动。该工作空间有时候被称为“灵敏工作空间”，比操纵器50的完全运动范围内的空间体积小。这是因为，当能量施加器184朝向其固有边界的极限运动时，调节器械和能量施加器184的取向的能力下降。以举例的方式，在极端处，为了将能量施加器184定位在与操纵器基准框架的原点间隔开最大距离的位置处，臂仅能处于一个位置，完全延伸位置。因为臂仅能处于单个位置，因此延伸开来，器械和能量施加器184仅能沿着一个方向对准。为了确保执业医师至少具有将能量施加器184重新取向的某些能力，操纵器50不允许能量施加器184前进到该工作空间之外。

应当理解，由于操纵器50的物理构造，而使得该工作空间通常不是简单几何结构(例如球体或立方体)的形式。该工作空间通常由一组连续体积限定，每个体积具有不同的形状和/或尺寸。从而，当到处于操纵器的原点上方且远离该原点的工作空间的顶部的距离可以是距操纵器坐标系统的原点1.5m的距离时，到处于操纵器坐标系统的原点下方的工作空间的基部的距离可以是0.2m。在本发明的这些和其它形式中，工作空间的近侧端部可以定位成远离坐标系统MNPL的原点。因此，在本发明的某些形式中，臂能够使器械在工作空间中运动，该工作空间可以从远离坐标系统MNPL的原点0.5m的位置延伸到远离同一点2.0m的位置。

限定了工作空间的绕操纵器的虚拟表面共同被称为工作空间极限。在工作空间极限内存在工作空间边界。工作空间边界通常位于从工作空间极限向内1至5cm的位置处。类似于工作空间极限，工作空间边界限定在坐标系统MNPL中。

工作空间极限比较器652接收作为输入的能量施加器184的实际位置表示，坐标系统EAPP的原点。在本发明的一种形式中，坐标系统EAPP的原点在该位置上的实际位置表示由正向运动学模块562计算。基于能量施加器184的位置表示，比较器652确定能量施加器184相对于工作空间边界的位置，坐标系统EAPP的原点，步骤639a。步骤640表示在该初始确定做出之后发生的评估。如果能量施加器184处于工作空间边界内，那么运动控制过程不施加力，以确保能量施加器184保持在工作空间极限内。这由步骤661的分支来表示。

如果步骤661的评估测试为假，那么比较器652计算正的工作空间边界超出距离，距离DISTW_B_E，步骤663。该距离是沿着从坐标系统EAPP的原点回到工作空间边界上的点的线的距离，该线垂直于边界的表面。该距离通常是从坐标系统EAPP的原点回到工作空间边界的最短距离。作为步骤663的一部分，确定单位方向矢量，矢量DW_B_E，其沿着该线从坐标系统EAPP的原点朝向工作空间边界。矢量DW_B_E在坐标系统MNPL中进行表达。

工作空间边界超出距离施加到工作空间限制力生成器654，步骤未示出。生成器654基于工作空间边界超出距离的输入系列计算这些距离的时间导数，步骤664。该时间导数是线性速度VW_B_E。

在步骤665中，工作空间边界超出力生成器654输出一力，该力将沿着从坐标系统EAPP的原点回到工作空间的法线施加，防止能量施加器184离开工作空间边界而进一步朝向工作空间极限运动。该力，力FW_B_E，的大小根据以下的公式确定：

FW_B_E＝f(DISTW_B_E)+f(VW_B_E) (17)

在某些情况下：

f(DISTW_B_E)＝KWS_EDISTW_B_E (17A)

f(VW_B_E)＝DWS_EVW_B_E (17B)

系数KWS_E是弹簧系数。该系数可以是可变的。这是因为，当能量施加器184从工作空间边界朝向工作空间极限向外运动时，需要显著增大防止能量施加器184朝向工作空间极限继续运动的力。因此，通常大于该力的大小与工作空间边界超出距离之间的第一阶关系。

系数DWS_E是阻尼系数。该阻尼系数可以是可变的。在本发明的某些形式中，该系数是距离DISTW_B_E和/或速度VW_B_E的函数。改变系数DWS_E可以是期望的，以增强器械运动的稳定性。

在实施过程中，工作空间边界力生成器654实际上不执行公式(17)来确定工作空间边界超出力。相反，生成器654保持这些力的查找表(查找表未示出)。用以确定碰撞防止力的输入表示工作空间边界超出距离DISTI_B_E和速度VI_B_E。如果工作空间边界超出距离为零，那么力FW_B_E固有地是零力。

标量力FW_B_E根据以下公式被转换为矢量力，

力在坐标系统MNPL中进行表达。

力施加到CMVB力转换器655，步骤未示出。进入力转换器655的第二个输入是来自雅可比计算器564的雅可比行列式JWSB。力转换器将力转换为等同形式的力和转矩，力FWSB，其应当在坐标系统CMVB的原点处施加到虚拟刚性本体，步骤666。根据以下的公式来执行这种转换：

力FWSB在坐标系统CMVB中进行表达。力FWSB是施加到力加法器379的力之一，步骤未示出。

行为控制器还包括模块，该模块提供有关施加到操纵器50、器械160和能量施加器184的外部力和转矩的数据。这些外部力和转矩包括组织对器械前进和执业医师施加的力和转矩的抵抗。

确定外部力和转矩的一种方法是，确定由接头马达101输出的反向驱动转矩的大小。反向驱动转矩由接头马达101响应于施加在操纵器、器械和能量施加器184上的外部力和转矩而输出。反向驱动转矩是由接头马达101输出的转矩，超过克服惯量和重力所需的转矩。

反向驱动转矩用来表示外部力和转矩，原因在于每个接头马达101和相关联的接头马达控制器126形成位置控制回路。接头马达控制器126调节与控制器相关联的接头的接头角度。每个控制器126连续地调节相关的马达101输出的转矩，以尽可能地确保马达将相关的接头驱动到受控接头角度。当器械经受外部力和转矩时，这些力和转矩暂时破坏器械前进到受控姿态。继而，暂时破坏一个或多个接头前进到它们的受控接头角度。控制回路通常以比行为和运动控制过程高得多的带宽进行操作。因此，控制回路基本上与外部力和转矩的施加同时地调节由接头马达101输出的转矩，以补偿这些力和转矩。从而，由接头马达输出的转矩表示转矩和。这些转矩是克服惯量和重力所需的转矩以及克服外部力和转矩、反向驱动转矩所需的转矩。

为了计算反向驱动转矩，在不存在外部力和转矩的情况下，操纵器控制器124确定接头马达101应当输出的转矩。这些转矩由期望动力学模块(模块690)确定。进入期望动力学模块690的输入是来自编码器112、114、116、117和118的测量的接头角度以及来自正向运动学模块562的计算的接头角度。利用控制动力学模块544采用的方法，期望动力学模块690针对主动接头计算与接头的观察到的运动相一致的转矩估计。这些转矩是转矩估计，其将在没有外部力和转矩施加到操纵器、器械或能量施加器184的情况下进行施加。这些转矩被称为期望转矩。

用以确定反向驱动转矩的第二组变量是实际转矩，其由接头马达施加到臂68和70，以使器械160朝向受控姿态前进。操纵器50采用两种方法来获得实际转矩表示。一种方法是测量由接头马达101输出的转矩，更精确地，由减速齿轮105输出的转矩。在实施过程中，表示从接头马达控制器126施加到接头马达101的电流的信号通常用作表示接头马达/减速齿轮转矩的信号。这是因为，在施加到马达101的电流与由马达输出的转矩之间存在线性关系。

确定实际转矩表示的第二种方法是监测由转矩传感器89测量的接头马达101输出的转矩。

反向驱动转矩加法器691接收施加到接头马达101的电流以及转矩传感器89输出的信号，作为输入。转矩加法器691组合这些输入，以产生表示实际接头转矩的单个输出数据流。在本发明的某些形式中，反向驱动转矩加法器691产生这两个实际转矩表示的加权平均值。这些平均转矩值反映了转矩测量精确度方面的优势，其是固有的，但是在确定实际接头转矩的两种单独的方法中是不同的。转矩传感器89可以产生对转矩输出的变化越来越敏感的信号。在某些情况下，基于施加的电流的转矩测量在较宽的转矩范围内更能表示输出转矩。

转矩加法器691产生的实际接头转矩表示施加到反向驱动转矩计算器693。进入计算器693的第二输入是一组期望接头转矩。计算器693计算这两组转矩之间的差。该差是反向驱动转矩的估计，转矩TBDR，其输出以补偿外部力和转矩。转矩TBDR是列矢量，包括施加到主动接头的反向驱动转矩的估计。用于被动接头的转矩TBDR的分量被设定为零。

如果不存在外部力和转矩，那么实际接头转矩表示应当等于期望接头转矩。如果存在这种状况，那么来自反向驱动转矩计算器693的输出，转矩TBDR，基本上为零矢量。

转矩TBDR施加到CMVB力转换器694。进入力转换器694的第二个输入是来自雅可比计算器564的雅可比行列式JJNT。力转换器694将转矩TBDR转换为等同形式的力和转矩，力FBDR，其应当在坐标系统CMVB的原点处施加到虚拟刚性本体。根据以下的公式来执行这种转换：

力FBDR在坐标系统CMVB中进行表达。力FBDR与施加到操纵器50、器械160和能量施加器184的外部力和转矩处于相同的方向。

反向驱动力FBDR施加到死带滤波器695。死带滤波器695仅仅超过存储在滤波器695中的某些限定阈值而以绝对值穿过后续的处理反向驱动力。在本发明的某些形式中，力FBDR的每个分量都具有阈值。作为另外一种选择，该阈值是基于力分量的大小以及力FBDR的转矩分量的大小。

滤波器695输出是基于反向驱动力FBDR的分量与阈值之间的差。具有低于阈值的绝对值的力FBDR的分量被设定为零。这种过滤抵消了模拟操纵器50的结构时的固有限制。这些限制部分地是由于考虑额外载荷的困难度，例如存在可能附接到操纵器的臂68和70的缆线。这些限制还补偿了模拟操纵器的摩擦和动力学的困难度。

力/转矩传感器108向操纵器控制器124提供施加到操纵器50、器械160和能量施加器184的外部力和转矩的第二标记。来自传感器108的输出信号施加到图13E中所示的重力补偿器689。重力补偿器689输出表示施加的力和转矩的信号，重力对传感器108、器械160和能量施加器184的影响从该信号上已经基本上消除。

这些补偿通常从表示感测的力和转矩的信号中减去。通常，通过参考存储在与补偿器689成一体的查找表中的值来执行这种补偿。这些值可以是正的或负的。从表示测量的力和转矩的任何单独信号中减去的特定补偿值通常是器械的取向的函数。因此，进入补偿器689的第二个输入是表示器械实际取向的数据。来自正向运动学模块562的测量的姿态的取向分量可以用作实际器械取向的这种表示。

每当操纵器50被初始启动时，可以限定用于由补偿器689维持的补偿值表的数据。为了获得这些数据，臂68和70以多种预定取向定位器械160和附接的能量施加器184。当器械处于这些取向中的每一个取向时，补偿器689基于来自传感器108的输出生成用于查找表的数据。作为另外一种选择，利用有关传感器108的预定数据以及限定了与传感器的远侧指向部分附接的部件的质量特性的数据，来计算用于查找表的数据。这些数据可以包括存储在与器械成一体的存储器中的数据。

由于这种补偿，而使得执业医师在保持器械时既不会暴露于对器械起作用的实际重力，也不会暴露于这种力的模拟形式。当长时间保持器械时，这减少了执业医师否则可能暴露到的身体疲劳。

补偿器689还补偿传感器输出的信号中的固有误差。这些误差包括由于温度漂移而导致的偏移。补偿器689通过加或减针对传感器的特定偏移值来补偿这些误差。这些偏移值还可以是传感器取向的函数。这些偏移值通常存储在与补偿器689成一体的查找表中。这些查找表与存储重力补偿偏移值的查找表是分开的。

来自传感器108的重力补偿信号施加到CMVB力转换器696。转换器696将来自对于传感器108而言特定的坐标系统的这些力和转矩转换为施加到坐标系统CMVB的等同形式的力和转矩。CMVB力转换器696采用的雅可比行列式是具有恒定系数的雅可比行列式，在采用该操纵器的手术开始时进行限定。该雅可比行列式是基于传感器108的坐标系统和坐标系统CMVB之间的相对姿态。从而，转换器696输出在坐标系统CMVB中进行表达的传感器108测量的力和转矩表示。

转换器696的输出施加到处于操纵器控制器124内部的衰减器697。衰减器697将信号选择性地从零值衰减到它们的未衰减水平。在本发明的某些形式中，利用有限脉冲响应数字过滤器来执行倾斜变化。衰减器697衰减这些信号的程度是开关176的按下/释放状态的函数。当开关176被按下时，衰减器697使信号向下倾斜下降到它们的完全衰减的零值。在开关176释放的情况下，信号倾斜下降到它们的未衰减的水平。通常，在10至500毫秒的时间段内执行倾斜下降/倾斜上升。这两个倾斜变化过程的实际时间段不必是相等的。在本发明的某些形式中，利用有限脉冲响应数字过滤器来执行倾斜变化。来自衰减器697的输出是力FFTS。力FFTS在坐标系统CMVB中进行表达。

当开关176初始被按下或释放时，这种信号倾斜变化降低了大脉冲力施加到器械的程度。

来自CMVB力转换器694的力FBDR以及力FFTS施加到外力加法器698。加法器698产生外部力和转矩的这两个表示的加权和，力FEXT。力FEXT包括力矢量分量，和转矩矢量分量，外力力加法器698根据以下公式输出力矢量分量：

这里，是FBDR的力矢量分量。矢量是FFTS的力矢量分量。利用类似的公式计算外力FEXT的转矩矢量分量：

这里，是FBDR的转矩矢量分量。矢量是FFTS的转矩矢量分量。

在公式(20A)和(20B)中，ABDR、AFTS、BBDR和BFTS是用于各个力和转矩变量的加权因数。这些加权因数对于施加到操纵器、器械或能量施加器184的外部力和转矩的全部范围而言可以不是恒定的。这些加权因数可以改变，以补偿与外部力和转矩的表示源相关的特性。例如，当较低的外部力和转矩施加到器械时，传感器108可以提供更加精确的这些力和转矩的表示。因此，当操纵器处于这种状态时，加权因数AFTS和BFTS较高，而加权因数ABDR和BBDR较低。

当外部力和转矩较大时，来自同一个传感器108的输出信号可能是饱和的。对于操纵器50的这种构造，反向驱动转矩表示在较宽动态范围内的外部力和转矩。因此，当外部力和转矩较大时，加权因数ABDR和BBDR较高，而加权因数AFTS和BFTS较低。

加权因数通常在从0.0至1.0的范围内。根据经验测试，在本发明的某些形式中，加权因数ABDR和BBDR的最大值设定为大于1的值。因数Axxx和Bxxx每一对通常加到1。在本发明的某些形式中，这个和可以小于或大于1。

力FEXT在坐标系统CMVB中进行表达。外力加法器将力FEXT施加到力加法器379。

阻尼力和转矩也是通过力加法器380输出的力FTTL和转矩TTTL的分量。共同地，阻尼力和转矩识别为力FDMP。阻尼力FDMP生成为用以提供对模拟器械自然运动的器械运动的抵抗。

阻尼力FDMP由阻尼力计算器734生成，如图13B所示。坐标系统CMVB的实际速度的表示用作输入数据，计算器734从该输入数据确定阻尼力FDMP。在本发明的图示形式中，切割引导器390的受控速度输出用作该速度的表示。

存在多种不同的手段，借助这些手段，阻尼力计算器734可以生成与器械160前进相对立的力。计算器734可以利用算法来生成这些力，其中输入变量是速度矢量。该算法通常为以下的形式：

FDMP＝f(VCMND) (21)

在某些情况下：

f(VCMND)＝DDMPVCMND (21A)

速度VCMND是矢量，包括受控速度的线性和旋转分量，在坐标系统CMVB中进行表达。系数DDMP是包括阻尼系数的矩阵。在本发明的许多构造中，该矩阵是对角矩阵，其中线性和旋转系数不相等。通常，线性系数是相同的，旋转系数是相同的。该算法的系数可以作为供应到计算器的速度的特定范围的函数而变化。这些系数通常存储在与计算器734相关的查找表中。

作为另外一种选择，阻尼计算器734基于速度矢量参考查找表，在该查找表中存储有用于阻尼力FDMP的多个不同的值。基于提供到计算器734的特定速度，计算器检索数据，这些数据共同描述合适的力FDMP。

通常，操纵器50设置有多组阻尼系数DDMP或多组存储有用于力FDMP的值的查找表。根据操纵器50的操作模式，特定组的系数或查找表用作参考数据，通过该参考数据生成力FDMP。这是因为，通常期望将阻尼力设定为操纵器的操作模式的函数。例如，与以手动模式操作时相比，当操纵器以半自动模式操作时，通常期望提供较高幅值的阻尼力。已经发现的是，阻尼力的增大使得器械对力的反应(抵抗)最小化，器械和能量施加器184暴露于该力。这可以提高操纵器50使能量施加器184沿着路径节段前进的精度。

阻尼力计算器734可以生成抵抗器械160前进的力的另一种方式是利用算法来生成由于“滑动摩擦”而导致的力。滑动摩擦的大小是恒定的值，并且独立于表面积、位移或位置、和速度。这种类型的阻尼是一阶的，并且被称为库伦阻尼。库伦阻尼和上述粘性阻尼可以独立地调节，以保持器械的稳定性并控制器械对于执业医师的感觉。

另外，当执业医师按下开关176以手动地设定器械176的位置时，通常期望的是输出量值减小的阻尼力FDMP。开关176一释放，通常就期望采用系数DDMP或参考查找表，导致阻尼力FDMP的输出量值增大。输出较高量值的力FDMP，以快速停止器械的运动。

阻尼力计算器734输出阻尼力FDMP，作为将要施加到虚拟刚性本体的质心的力，该力在坐标系统CMVB中进行表达。阻尼力FDMP施加到力加法器379。

力加法器379(环境力加法器)接收以下输入：接头限制力FJ_L；干涉限制力FINF；工作空间边界力FWSB；外力FEXT；以及阻尼力FDMP。这些力加在一起。力加法器379的输出是环境力，力FENV。

环境力加法器379可以输出力FENV作为加权和。系数施加到各个输入，以执行该加权。可以执行该加权，以适当地平衡每个输入力的相对分布。执行该平衡，以增大当操纵器50使器械以手动模式前进时，执业医师感觉到的印象与他/她直接施加力以使器械前进的情况下将感觉到的印象相同的程度。系数可以作为操纵器在操作模式之间的过渡的函数。在这些过渡期间，系数通常在过渡之后的时间间隔内倾斜上升或倾斜下降。通常，该时间间隔在10至100毫秒之间。

环境力FENV施加到工具路径力计算器278的能量施加器力计算器358。能量施加器力计算器358利用力FENV作为上述输入，而解出公式(5)。环境力FENV也施加到总力加法器380。

总力加法器380接收作为输入的环境力FENV，半自动器械前进力FINST以及保持器械的取向所需的力，FORNT。基于这三个输入，总力加法器380产生上述输出：力FTTL；和转矩TTTL。力FTTL和转矩TTTL可以是输入的加权和，同样，环境力FENV可以是加权和。

操纵器控制器124内的另一个模块是器械管理器702，如图27所示。器械管理器702控制器械160的开/关状态。进入管理器702的输入包括表明下垂触发器194、器械按钮164和174以及器械控制开关176的按下/释放状态的信号。力覆写器375提供是否需要停用器械功率生成单元163的信号。工具路径生成器234在器械的半自动前进开始时选择性地将信号判断到器械管理器702。在器械处于以下讨论的目标区域中时，判断该信号。切割引导器390向器械管理器702提供表明已经限定了边界的信号。定位执行装置270提供表明执行装置能够生成描述器械盒骨骼的相对姿态的数据的数据。推理地，后面的数据是表明跟踪器212和214传递的信号被定位器216接收到的数据。基于以上数据，器械管理器702选择性地判断信号，以启动和停用器械功率生成单元163。这些信号被传递到工具控制器132。

器械管理器702判断信号，该信号导致响应于遇到的多种状况而接通工具功率生成单元163。这些状况中的一种是切割引导器390已经表明已经限定了边界。应当遇到的另一种状况是定位执行装置270能够跟踪器械到骨骼的相对姿态。

当执业医师采取积极动作以有意致动器械时，器械管理器702致动器械160。当操纵器以手动模式操作时，该动作是开关176的连续按下与按钮164或174之一按下的组合。当操纵器以半自动模式操作是，器械管理器702仅仅向工具控制器132发送信号，该信号表明在管理器接收到下垂物触发器194被按下的指示的情况下功率生成单元163应当被激活。

IV.操作

A.手动模式

操纵器50通过将能量施加器184附接到器械160而准备使用。器械160借助于联接组件111安装到端部执行器110。利用校准技术，确定相对于彼此的坐标系统EAPP的姿态、坐标系统CMVB的姿态、坐标系统EFCT的姿态和坐标系统TLTR的姿态。描述这些相对姿态的数据提供到操纵器控制器124，具体提供到坐标系统变换器272。

在操纵器50初始致动的情况下，还没有限定切割引导器限制器械前进的边界。因此，器械管理器702不将可能导致器械功率生成单元163致动的信号判断至工具控制器132。

一旦骨骼跟踪器212固定到骨骼，该骨骼就相对于坐标系统BTRK进行记录。外科手术人员利用导航界面220调节和确认边界相对于骨骼的定位。一旦执行该步骤，边界生成器232就采用这些数据来计算与边界相关的坐标系统相对于坐标系统BTRK的姿态。该关系是固定的。这些关系数据施加到坐标系统变换器272。限定了边界限定贴片的位置的数据加载到切割引导器390中。

一旦贴片限定数据加载到切割引导器390中，切割引导器390就将表明已经限定了边界的信号判断至器械管理器702。通过器械管理器702认识到该信号的接收，使得执业医师现在能够致动器械160。

另外，作为器械初始构造的一部分，工具控制器132被设定成用以输出使得器械在致动时输出由执业医师指定的能量所需的激励信号。例如，如果器械160包括马达，那么工具控制器132被设定成使得器械马达以执业医师期望的马达速度进行操作。如果器械160是电外科工具，那么工具控制器132被设定成使得器械获得合适的电流和/或使得合适电压穿过两个电极。如果器械发出光子能量，那么器械控制器132被设定成使得器械160输出合适瓦数的光子能量。这些设定借助于通过用户界面130输入命令来执行。

操纵器50能够通过按下在用户界面130上显示的按钮(按钮未示出)而进行操作。响应于按钮的按下，操纵器控制器读取来自编码器112、114、116、117和118的信号作为测量的接头角度。基于这些数据，正向运动学模块562确定一组初始的计算的接头角度。正向运动学模块562还输出坐标系统CMVB相对于操纵器坐标系统MNPL的原点的初始姿态。

基于测量的接头角度、计算的接头角度和坐标系统CMVB的初始姿态，比较器582、622和652进行初始比较。这些比较用来确定在初始状态中操纵器是否违反了接头极限、干涉极限或工作空间极限中的任一个，(步骤未示出)。如果违反了这些极限中的任一个极限，那么在用户界面130上显示错误信息。锁定操纵器的进一步的操作，直到解决了这种违反。

正向运动学得出的坐标系统CMVB的初始姿态也用作该坐标系统的初始受控姿态。受控速度初始被设定为零。

因此，积分器386具有作为第一帧的初始状况数据，该初始状况数据表示坐标系统CMVB的实际姿态和初始受控速度，该初始状况数据为零。该受控姿态初始被传递到逆向运动学模块542。

和任何受控姿态数据一样，逆向运动学模块利用该受控姿态来确定施加到接头马达控制器126的受控接头角度。在该初始帧中，测量的接头角度基本上已经处于受控接头角度。

当接头马达控制器126初始被启动时，制动器保持主动接头是静止的。在接头马达控制器126启动之后，释放制动器。响应于制动器的释放，重力开始作用在联结件上。当主动接头开始远离受控接头角度时，控制器126使得马达101输出用以抵消重力的转矩。因此，接头马达控制器126使得基本上保持臂静止的转矩被输出。一旦制动器103已经被释放，操纵器50就能够定位器械160。

在开关176没有被按下的时间段期间，传感器信号衰减器697完全衰减、阻止信号从力转矩传感器108传递到外力加法器698。阻止这些信号防止了操纵器的非预期运动，该非预期运动可能是由于来自传感器108的信号的漂移和随机变化而导致的。如果这些漂移和变化的传感器信号被传递超过衰减器697，那么它们将被解释为表示执业医师已经向器械施加力和/或转矩。这将导致操纵器控制器124内的其它模块生成命令，这些命令将导致操纵器的非预期运动。

在反向驱动力FBDR表明一个臂68或70或附接的部件经受外力的情况下，即使执业医师不试图移动器械，操纵器控制器124也将重新定位器械160。在这些装置中任一个莫名其妙地无意中碰撞的情况下，这防止了对操纵器和器械160的结构部件造成伤害。应当理解，这些非预期力必须大于死带滤波器695通过的最小力。

操纵器50缺省以手动模式初始化。当操纵器处于手动模式时，器械160不是半自动地前进的。工具路径力计算器278不输出力和转矩的信号至总力加法器380，这些信号将便于器械进行半自动前进。

为了执业医师定位该器械，执业医师按下启动开关176。同时，执业医师将力和转矩施加在器械上。这些力和转矩的量值上类似于将施加在保持于手中的器械上以控制器械姿态的力和转矩。响应于感测到开关176的状态转变，传感器信号衰减器697使来自传感器108的信号倾斜上升到它们的未衰减水平。这种信号倾斜变化确保了接头马达101在初始将转矩施加到臂时不会突然将大量的转矩施加到操纵器50。

响应于执业医师将力和转矩施加在器械上，传感器108输出表示这些力和转矩的信号。这些信号通过传感器信号衰减器697传递到外力加法器698。外力加法器将这些信号与表示外力(由反向驱动力FBDR表示)的信号适当地组合。继而，外力加法器698通过环境力加法器379将这些信号输出到总力加法器380。这些执业医师施加的力由此是总力加法器380输出的力FTTL和转矩TTTL的分量。

因此，当积分器386生成姿态和速度数据时，其部分地是基于执业医师施加的力和转矩的表示。切割引导器390基于积分器生成的姿态和速度输出用于坐标系统CMVB的受控姿态和受控速度。基于受控姿态，逆向运动学模块542和控制动力学模块544生成分别表示用于主动接头的受控接头角度和向前进给转矩的信号。接头马达控制器126基于受控接头角度和向前进给转矩向接头马达101施加必要的电流。这些是这样的电流，这些电流导致马达101输出转矩，该转矩导致主动接头朝向它们的受控接头角度前进。这导致器械进行运动，该运动模拟了在执业医师施加的力和转矩被施加到保持在手中的器械的质心的情况下器械160的运动。

为了致动器械160，按钮164或174中的任一个接通，同时开关176被按下。当存在这种状况时，器械管理器702将命令信号判断至工具控制器132。这是指示控制器132如何致动器械的命令信号。基于接收到该命令信号，工具控制器132向器械160施加合适的激励信号以致动该器械。在器械160包括马达且能量施加器184为钻孔锥或其它切割附件的情形中，激励信号的施加导致能量施加器184旋转。

当器械160和能量施加器184前进时，定位执行装置270连续地生成表明骨骼跟踪器212和工具跟踪器214相对于定位器216的姿态的数据。这些数据传递到坐标系统变换器272。坐标系统变换器272从正向运动学模块562接收表明端部执行器110相对于操纵器坐标系统MNPL的姿态的数据。坐标系统变换器272基于以下的数据生成表明边界坐标系统相对于坐标系统MNPL的姿态的数据：边界坐标系统相对于骨骼跟踪器坐标系统BTRK的固定姿态；骨骼跟踪器坐标系统BTRK相对于定位器坐标系统LCLZ的运动姿态；定位器坐标系统LCLZ相对于工具跟踪器坐标系统TLTR的运动姿态；工具跟踪器坐标系统TLTR相对于端部执行器坐标系统EFCT的固定姿态；以及基于正向运动学模块；端部执行器坐标系统EFCT相对于操纵器坐标系统MNPL的姿态。

基于能量施加器184、坐标系统EAPP相对于坐标系统EFCT的固定姿态以及端部执行器坐标系统EFCT相对于坐标系统MNPL的运动姿态，坐标系统变换器272生成表明坐标系统EAPP相对于坐标系统MNPL的姿态的数据。

从而，坐标系统变换器272向切割引导器390提供表明坐标系统EAPP和边界坐标系统相对于操纵器坐标系统MNPL的姿态的数据。

除了以上数据之外，切割引导器390包含之前存储的数据，该之前存储的数据限定了边界形成贴片相对于边界坐标系统的原点的姿态。基于这些数据，切割引导器390执行以上参考图21A-21C描述的处理步骤，以确定执业医师对器械160的预期前进是否将导致能量施加器184越过边界限定贴片。如果该评估测试为负，那么切割引导器390输出积分器生成的姿态和速度作为受控姿态和速度。

作为另外一种选择，如果呈现的是积分器生成的位置超过边界限定贴片，那么切割引导器390生成确定一个或多个脉冲需要施加到虚拟刚性本体以避免该运动的数据。由切割引导器390输出的受控姿态是基于该脉冲(或多个脉冲)。因此，操纵器50不会使臂前进而导致能量施加器184越过贴片。相反，操纵器将使臂前进而保持能量施加器184处于边界限定的体积内。如果能量施加器184用来去除组织，那么这种能量施加器184前进的方法导致操纵器仅仅允许施加能量来去除执业医师要求去除的组织。这导致剩余的组织具有执业医师期望的限定的形状、表面242。

如上所述，将转矩从接头马达传递到肩部和联结件的齿轮组件大致是零反冲齿轮组件。本发明的这个特征意味着，在齿轮的实际旋转期间，在肩部或联结件/多个联结件被致动的运动中基本上没有滑动、松动。这种滑动的最小化导致非常稳定的部件运动。此外，这种最小化导致附接的臂和肩部的精确定位。共同地，这些特征使得接头马达能够快速地重新定位肩部和联结件，并且以高精确度执行这样的重新定位。这包括由于接头马达和齿轮组件的逆向旋转而发生的重新定位。

在能量施加器184的手动模式前进期间，接头极限比较器582、干涉极限比较器622和工作空间极限比较器652进行它们的上述分析。如果相应的一个边界被越过，那么合适的约束力被提供到环境力加法器379。施加到虚拟刚性本体的约束力基本上防止操纵器使臂前进而导致接头超过接头极限，导致一对臂运动超过它们的干涉极限，或者导致能量施加器184超过工作空间极限。

虽然在流程图中没有示出，但是接头极限比较器582评估任何接头是否已经超过其接头极限之一；干涉极限比较器622评估任何一对臂是否处于小于它们的干涉极限的距离处；以及工作空间边界比较器652评估能量施加器184是否已经运动超过其工作空间边界极限。通常，如果操纵器损坏、故障或者经受极高外力，那么这些状况中仅仅出现一个状况。如果这些状况中的任何状况测试为真，那么操纵器控制器124停止臂的前进并接合制动器，停用器械功率生成单元163，其中的关系未示出。向用户显示错误信息。操纵器被认为已经进入了不稳定状态。操纵器保持在该状态中，直到错误被解决。

如上所述，在器械前进期间，去除材料记录器275生成和存储数据。这些数据确定能量施加器184施加到的组织的体积。

在器械的手动模式前进期间的任何时间处，执业医师可以通过二次接通按钮164或174之一来停用器械。响应于该二次接通按钮164或174，器械管理器702向工具控制器132判断导致控制器停用器械功率生成单元163的信号。按钮164或174的额外接通导致器械管理器702和工具控制器132停用器械功率生成单元163。

一旦执业医师完成将能量施加器184特定地施加到组织，执业医师就释放开关176上的压力。响应于开关176的释放，器械管理器702向工具控制器132判断导致控制器停用器械功率生成单元163的信号。当执业医师已经将他/她的手从器械移开时，这防止了器械的致动。

传感器信号衰减器697也响应于开关176的释放。当发生这种情形时，衰减器697使来自力/转矩传感器108的信号的施加倾斜下降到外力加法器698。这导致施加到环境力加法器379的外力分量的倾斜下降。这种分量的倾斜下降导致总力加法器380输出的力和转矩包括基于执业医师期望的器械定位的分量的程度的类似倾斜下降。

积分器386还接收表明开关176已经被释放的数据。响应于该数据的接收，积分器386使积分器输出的速度信号的量值快速倾斜下降。这些速度在通常为250毫秒或更短的时间段内倾斜下降到零。作为另外一种选择，通过暂时增大施加到环境力加法器379的阻尼力，可以实现这种速度倾斜下降。

假设没有其它的力施加到环境力加法器379，速度倾斜下降导致器械160停止前进。接头马达控制器126继续向接头马达101施加电流。这些电流引起接头马达101输出转矩，该转矩基于切割引导器390输出的最后受控姿态将肩部和臂保持在它们的最后位置中。在开关176释放之前，操纵器至少暂时将器械保持在最后姿态中。

在开关176被释放时，切割引导器390可以处于向虚拟刚性本体施加力以防止能量施加器184越过贴片的过程中。如果存在这种状况，那么开关176的释放不会导致器械前进的快速停止。切割引导器390继续输出需要施加到虚拟刚性本体的力。因此，这些力的输出导致操纵器继续将器械定位成使得能量施加器184保持在边界范围内。

如上所述，开关176的释放通常导致操纵器50使得器械160的前进停止。可能存在促使器械进一步运动的状况。如上所述，一种这样的状况是，切割引导器390确定似乎能量施加器184将越过贴片。在某些情形下，切割引导器390在开关176释放之后做出这种确定。这种确定可能出现的原因在于，即使在开关176释放之后，软件模块仍然保持是活动的。切割引导器390继续选择性地生成施加到虚拟刚性本体以防止能量施加器184越过边界的力。在当器械160静止时患者相对于器械的运动导致能量施加器184明显越过边界的情况下，可能出现这种情形。如果切割引导器390确定正在发生这种越过，那么切割引导器向虚拟刚性本体施加力，该力使能量施加器184有效地运动，使得施加器不会越过边界。换言之，由于骨骼的运动，而使得操纵器50可以继续将器械重新定位。

可能存在其它状况，导致当开关176处于释放状态时操纵器184使器械160进行一定的前进。具体地，如果接头马达101经受反向驱动力或行为控制模块之一输出约束力，那么非零的加数仍然施加到环境力加法器379。总力加法器380继而向加速度计算器384输出非零总力和总转矩。如果来自总力加法器380的这些输出是非零的，那么积分器386在初始使速度倾斜下降之后使速度倾斜上升到基于总力和总转矩的速度。从而，如果存在反向驱动力或约束力，那么操纵器50在初始使器械停止前进之后继续将器械重新定位。这种前进一直发生，直到由于这些力而使得这些加速度随时间的积分下降到零。

一旦这些加速度随时间的积分下降到零并且切割引导器390不再向虚拟刚性本体施加力，操纵器50就将器械160保持处于静止姿态。操纵器50保持处于该状态，直到被执业医师重新定位。

在手术完成的情况下，可以通过按下在用户界面130上显示的按钮来停用操纵器，其中按钮未示出。在按下按钮的情况下，制动器103再次接合。一旦过去足够的时间以确保制动器103接合，操纵器控制器124就向接头马达控制器126发送命令。响应于这些命令，接头马达控制器终止向接头马达101施加电流。

B.半自动模式

被执行以使操纵器以手动模式操作的初始化步骤被执行，以使得操纵器准备进行半自动操作。器械160和能量施加器184连接在一起并连接到端部执行器110。执行适当的校准、导航登记和边界定位。边界加载到切割引导器390中。

在本发明的某些形式中，操纵器50一旦能够进行手动模式操作就准备使器械160半自动地前进。参考图28A，可以看到，器械的半自动操作中的初始步骤是生成工具路径，能量施加器184应当沿着该工具路径前进，步骤760。在步骤760中，工具路径生成器234生成限定了工具路径248的数据(图15C)。该工具路径，再一组路径节段256、262和266，限定了能量施加器184应当施加到的沿着组织的位置。作为步骤760的一部分，工具路径生成器234参考从去除材料记录器275得到的数据。在手术开始时执行步骤760的情况下，这些数据表明能量施加器184还没有施加到组织。如果存在这种状况，那么工具路径抵靠组织的起始点，点258，是初始计算路径起始点。

作为另外一种选择，来自去除材料记录器275的数据可以表明能量施加器184之前施加到组织的一个或多个体积。通常，这是由于之前器械的手动模式前进去除了组织。如果存在这种状况，那么工具路径生成器234生成修正的工具路径248。该修正的工具路径248是沿着剩余组织的路径节段的集合，该剩余组织是能量施加器184没有施加到的组织，现在能量施加器184应当穿过该修正的工具路径。修正的工具路径248的生成避免了使能量施加器184在自由空间内运动以试图去除之前被去除的组织。由于这种修正的工具路径的生成，而使得工具路径生成器可以生成用于点258的新的位置，用于沿着能量施加器184将要施加到的组织的工具路径的起始点。

应当理解，即使工具路径生成器234限定了在待去除的组织上延伸的一组路径节段，也并非所有的路径节段可以在组织上延伸。某些路径节段可以在组织上延伸的路径节段之间的自由空间内延伸。

在器械开始半自动前进之前，执业医师通过进行操纵器50的手动模式操作而将器械定位成使得坐标系统EAPP的原点处于所谓的目标区域内，步骤762。该目标区域是靠近组织上工具路径的起始点(点258)的空间。在本发明的某些形式中，该目标区域是骨骼上方的路径起始点258的2cm范围内的体积。在本发明的其它形式中，该目标区域是路径起始点258上方1cm范围内的体积。部分地基于由定位执行装置执行的器械和骨骼的跟踪，坐标系统变换器272生成表明能量施加器184的坐标系统EAPP的原点靠近起始点258的数据。坐标系统变换器272将数据提供到导航处理器218。基于这些数据，导航处理器218在界面220上显示表明能量施加器184相对于工具路径起始点258的位置的图像。执业医师参考该显示，以便定位器械。

一旦执业医师完成器械的粗略定位，操纵器控制器124就继续将器械保持处于最后的受控姿态。这呈现的是，臂和器械均不经受约束力或反向驱动力。

一旦确信器械处于目标区域中，并且执业医师期望开始半自动操作，执业医师就按下下垂物触发器开关194，步骤未示出。用户界面130连续地监测下垂物190以确定触发器开关是否被按下，步骤764。触发器194的按下将操纵器置于半自动模式。在执业医师期望使器械半自动地前进的整个时间段，下垂触发器194必须保持被按下。如以下更详细地讨论的，下垂触发器194的释放使操纵器50返回到手动模式。

将器械置于半自动模式的一个中间效果在于，工具路径生成器234生成延伸穿过自由空间的路径节段，步骤766。自由空间路径节段是工具路径的这样一个部分，能量施加器184应当沿着该部分前进以到达点258。

在按下触发器194之前，用户界面130将进给速率计算器284的用户调节输入设定为零，步骤未示出。因此，当触发器194初始被按下时，进给速率计算器284输出为零的缺省器械进给速率。因此，这些输出信号使得工具路径力计算器278初始生成施加到总力加法器380的一组力和转矩，以将能量施加器184大致保持在当触发器194被按下时其所处的位置中。通常，在器械的半自动前进中，由工具路径力计算器278在这个阶段输出的力和转矩接近零。

在初始按下下垂触发器194的情况下，操纵器控制器124还证实能量施加器184的坐标系统EAPP的原点处于目标区域中。如果能量施加器184处于目标区域之外，那么自由空间路径节段可能越过边界限定贴片或者将不被切割的组织区段中的一者的可能性增大。因此，操纵器50仅仅允许在能量施加器184处于目标区域中时开始半自动器械前进。

在图28A中，步骤768和770表示操纵器50评估能量施加器184的坐标系统EAPP的原点靠近工具路径点258的过程。步骤768是工具路径生成器234做出的关于从能量施加器184到点258的距离的确定。步骤770是评估该距离是否表明能量施加器184处于目标区域中。如果器械不处于目标区域中，那么在界面220上显示信息，步骤772。然后，执业医师必须重新定位该器械。为了这样重新定位该器械，执业医师必须首先释放触发器194，步骤未示出。在本发明的所述形式中，由于触发器194的释放，操纵器自动地循环回到步骤760。

当确定坐标系统EAPP的原点处于目标区域中时，工具路径生成器234将关于这个事实的数据发送到器械管理器702，步骤未示出。器械管理器702继而向工具控制器132发送命令。该命令指示工具控制器将激励信号施加到器械，从而致动器械功率生成单元163。以上步骤在图28A中共同地显示为步骤774。为了调节用于驱动器械160的操作设定，通过按钮输入的命令显示在操纵器显示器上(按钮未示出)。基于这些按钮的按下，用户界面130向工具控制器132发送命令，以调节工具功率生成单元163的操作，步骤未示出。

如果步骤770的评估测试为正，那么工具取向调节器368限定基准表面369、孔口370和对中点371，步骤776。基于器械160相对于骨骼的实际姿态表示来限定这些几何界标。转换到坐标系统BONE中的受控姿态用来表示实际姿态。

一旦执业医师准备开始器械160的半自动前进，执业医师就按下按钮195，步骤未示出。在本发明的某些形式中，用户界面130基于按钮193和195的按下而输出表示进给速率的用户调节的系数。在本发明的某些形式中，该系数为0.0、0.25、0.40、0.70或1.0。这是作为USERADJUST输入而施加到进给速率计算器284的系数。下垂按钮193的每次按下导致用户界面将进给速率系数向下重新调节到一个水平。下垂按钮195的每次按下导致用户界面将进给速率系数向上重新调节到下一个较高的水平。用户界面130连续地监测下垂物190以确定按钮193或195是否被按下，步骤778。为了理解本发明，应当理解，使器械开始前进的必要命令是将USERADJUST系数复位到大于0的命令。

按钮195的初始按下使得用户界面130向上调节施加到进给速率计算器284的USERADJUST系数的水平。该系数被设定的水平是按钮195被脉冲触发的次数的函数。进给速率计算器284响应于接收到该非零系数而输出非零器械进给速率，步骤未示出。这呈现的是，施加到进给速率计算器284的其它系数均不为零。基于器械以非零速度前进的这种指示，工具路径力生成器234的下线模块配合以输出需要施加到虚拟刚性本体以使得能量施加器184沿着工具路径前进的力和转矩序列。这些力和转矩施加到总力加法器380。继而，总力加法器380下线的模块配合以使得器械160和能量施加器184进行期望的前进，步骤782。虽然器械的前进示出为是不同的步骤，但是应当理解，当器械半自动地前进时进行以下描述的步骤。

初始，在能量施加器184的这种前进中，能量施加器184沿着自由空间路径节段运动；该路径节段通向点258。从点258开始，能量施加器184沿着组织上路径节段前进。在本发明的能量施加器184为钻孔锥的所述形式中，这意味着，由于能量施加器184前进超过点258，而使得旋转的钻孔锥头部压靠组织。由于钻孔锥头部的几何形状、通过器械功率生成单元(马达163)获得的钻孔锥头部的旋转、以及通过操纵器50施加到钻孔锥头部的力，而使得钻孔锥头部去除其所施加到的组织，步骤未示出。

在图28A-28G中，这些步骤示出为顺序地进行。应当理解，在器械半自动地前进的整个时间段内，许多步骤是连续且大致同时地进行的。在某些情况下，过程步骤所表示的功能实施为独立的连续功能。图28A-28G不表示过程步骤通过模块或模块做出的决定而执行的顺序。这些图表示模块执行的上述过程的执业医师认知的合计效果。

当能量施加器184靠着组织前进时，去除材料记录器275生成并存储表明能量施加器184施加到的组织的各部分的数据，步骤784。这些数据用来更新之前获得的表明能量施加器184施加到的组织的各部分的数据。在步骤760的后续执行中，工具路径生成器234采用这些更新的数据来生成修正的工具路径。

由于操纵器50以半自动模式操作，所以力覆写器375执行其之前描述的对操纵器和器械的监测。步骤786表示能量施加器184输出的功率的确定。功率输出在指定的时间段超过预定的较低极限值的确定被操纵器50解释为本发明的系统能够以期望的状态进行操作。因此，作为步骤786的一部分，能量施加器184输出的功率的标记与用于该标记的较低极限值进行比较。如果该评估测试为真，那么力覆写器375向器械管理器702发送命令。响应于该命令，器械管理器702指令控制器132停用器械功率生成单元163。工具控制器132因此停用器械。以上的步骤共同形成步骤794的执行。力覆写器375指令进给速率计算器284使器械进给速率倾斜变化到零。这导致操纵器停止能量施加器184的前进。这在图28B中表示为执行步骤796。

力覆写器375还使得用户界面130显示表明器械终止半自动前进的原因的信息，步骤798。这向外科医生提供了机会，以调查为何器械输出比期望多的转矩，从而确定在能量施加器184施加到的部位是否存在不期望的状况。

在步骤796中操纵器50使器械停止前进并不会使操纵器停止继续调节接头马达101输出转矩的程度。工具路径力计算器278输出的力和转矩是需要施加到虚拟刚性本体以保持能量施加器184处于其最后目标位置的力和转矩。总力加法器380和下线模块使得接头马达101输出转矩，该转矩导致臂68和70将能量施加器184保持在最后目标位置中，步骤未示出。

虽然操纵器50仍然处于半自动模式，但是操纵器在步骤798之后不会使能量施加器184前进。这向执业医师提供了机会，以处理导致施加器停止前进的状况。操纵器控制器124允许执业医师在已经了解了警告之后重新开始能量施加器184的半自动前进。步骤799表示力覆写器375等待这种了解。执业医师通过按下按钮表明这种了解。当操纵器50处于这种状态时，器械按钮172可以用作被按下以用于执业医师了解步骤798的警告的按钮。

一旦了解了警告，力覆写器375就将操纵器置于其能够继续当前半自动工具前进的状态中。这通过从步骤799过渡返回到步骤774来表示。器械管理器702再次判断导致器械功率生成单元163致动的命令。在重新执行步骤776时复位器械取向界标。然后，基于执业医师将USERADJUST系数重新设定为大于0.0，重新执行步骤778，能量施加器184再次前进，执行步骤782。

步骤786的另一个组成部分是对于指定的时间段，将能量施加器184输出的功率的标记与用于该标记的较高极限水平进行比较。该评估测试为真被力覆写器375解释为操纵器有较大的可能性处于不期望的状态。因此，如果该评估测试为真，那么操纵器控制器采用必要的步骤以过渡到手动模式并停用能量施加器184的操作。这表示为从步骤786到以下描述的步骤864和866的分支。

步骤788表示由力覆写器监测力计算器358输出的力FINST。在步骤788中，力覆写器375将力FINST与其相关的上述下限和上限值进行比较。如果评估表明对于指定的时间段力FINST已经超过其较低极限值，那么解释为表明在外科部位附近存在障碍828，该障碍阻止能量施加器184的前进。因此，如果步骤788的评估测试为真，那么力覆写器375使得前述步骤794、796、798和799被执行。

这向外科医生提供了机会，以确定为何能量施加器184的前进受到阻止。如果合适的话，外科医生可以采取步骤来处理导致能量施加器力计算器358表明大量值的力/转矩需要施加到虚拟刚性本体的状况。

在步骤788中，力覆写器375可以确定对于指定的时间段力FINST已经超过其较高的极限值。该评估测试为真被解释为操纵器有较大的可能性处于不期望的状态。因此，操纵器控制器分支到步骤864和866，以返回到手动模式并停用能量施加器184。

力覆写器375还监测表示由传感器108感测的力和转矩的信号，步骤804。执行这种监测以确定是否过量的外力施加到器械160或能量施加器184。由于能量施加器184施加到的组织的正常抵抗，而对器械160的前进存在一定的抵抗。在器械的半自动前进期间，力/转矩传感器108响应于组织抵抗的施加而输出表明传感器暴露于最小水平的力和转矩的信号。

该评估可以表明对于超过指定的时间段，由传感器108感测的力和转矩超过较低极限值。在障碍828施加某种类型的抵抗力以阻止能量施加器184前进的情况下，可能出现这种情形。如果这种状况测试为真，那么力覆写器375分支到步骤794、796、798和799，以临时停止能量施加器184的半自动前进。

另外，在器械的半自动前进期间，可能出现导致外科医生突然试图重新定位器械的状况。当采用这种动作时，执业医师可能不注意地没有释放下垂物触发器194。如果出现这种情形，那么响应于执业医师努力使器械移动离开工具路径，力/转矩传感器108暴露于较高的力和转矩。这些力和转矩超过力覆写器375保持的高的力/转矩极限。因此，在步骤804中，力覆写器还评估传感器108的输出，以确定对于大于指定时间段的时间，这些力/转矩是否已经超过其较高的极限值。

如果以上评估测试为真，那么力覆写器375判断导致器械功率生成单元停用的命令，步骤808。力覆写器375还判断导致器械停止半自动前进的命令，步骤810。执行步骤794和796的同样的软件和硬件分别执行步骤808和810。

力覆写器375还使能量施加器力计算器输出的力FINST倾斜变化到零。这使得操纵器脱离半自动模式，并使得操纵器返回到手动操作模式，由步骤811表示。由于执业医师施加的力和转矩的大小，而使得反向驱动力大于存储在死带滤波器695中的阈值。外力加法器698基于执业医师施加的力而将力输出到环境力加法器379。因此，即使开关176可能没有被按下，操纵器50(由步骤812表示)也响应于执业医师施加的力和转矩而重新定位该器械，以迫使能量施加器离开工具路径。

一旦器械这样重新定位，操纵器就返回到步骤760。通过按下下垂触发器而停用器械的半自动前进，步骤764。

在能量施加器184前进期间，工具取向调节器368监测器械160的取向。在图28C中，这示出为单独的步骤814。应当理解，这种监测与能量施加器184的前进同时进行。应当理解，在这个过程期间，基准表面369、孔口370和对中点371的位置相对于坐标系统BONE进行限定。

初始参考图29A和29B来解释在半自动前进期间器械的取向变化。这些图示出了器械和能量施加器184的初始取向。这里，器械纵向轴线延伸穿过孔口370中的对中点371。器械的纵向轴线垂直于基准表面369。

在器械的半自动前进期间，目标是使能量施加器184沿着工具路径前进。从以上描述，应当理解，这是基于能量施加器力计算器358执行的计算而由力和转矩施加到虚拟刚性本体所导致的运动。

如上所述，工具取向调节器368生成施加到虚拟刚性本体的另一组力和转矩。这是为了最低限度地确保操纵器将器械取向成使得器械轴线保持在基准表面的孔口370中。理想的是，操纵器能够将器械取向成使得器械轴线与孔口的对中点371相交。

图30A和30B示出了能量施加器的坐标系统EAPP何时与垂直于基准平面369穿过对中点371延伸的线间隔开较短的距离。当能量施加器184从图29B的位置前进到图30B的位置时，力FORNT由工具取向调节器368输出，以用于施加到虚拟刚性本体。这是导致操纵器使器械枢转从而公共轴线继续延伸穿过对中点371的力FORNT。

如图31所示，在器械的半自动前进期间，操纵器可以定位能量施加器184，使得施加器沿着工具路径248的位于孔口370包含的区域之外的部分前进。该区域用虚线示出。即使能量施加器184这样定位，工具取向调节器368也施加力FORNT，以便操纵器将器械取向成使得公共轴线基本上与对中点371相交。在本发明的某些构造中，当工具取向调节器368在位于组织表面上方大于15cm处的基准表面369中限定了半径为3cm的孔口370时，操纵器50能够将能量施加器184定位成使得其能够定位成距穿过对中点371的法线20cm或更大。即使能量施加器184位于该区域的周边处，施加到虚拟刚性本体的力FORNT使得操纵器将器械取向成公共轴线基本上与对中点371相交。

操纵器50进一步被构造成使得自身可能出现在工具路径248上方的微小障碍828不会阻止能量施加器184沿着工具路径前进。这些障碍包括在工具路径上方向外伸出的组织。诸如抽吸施加器和牵开器的器械也可以在工具路径上方伸出。在图28C中，是否存在障碍828示出为是步骤818的条件测试。假设不存在障碍828，则步骤818的条件为负，器械的这种半自动前进如累进所表示的继续到步骤836。

如果存在障碍828，那么步骤818的条件是正的，障碍828抵抗工具取向调节器368输出足够的力FORNT的能力，该力使得操纵器将公共轴线保持穿过对中点371，步骤未示出。响应于这种情形的发生，操纵器50使器械前进成使得公共轴线朝向孔口370的周边运动，步骤未示出。公共轴线移动离开对中点371可以说是起因于障碍828的抵抗力，该抵抗力没有被平衡，大于施加到虚拟刚性本体的力FORNT。响应于该移动，工具取向调节器调节力FORNT，以确保操纵器50将器械取向成使得公共轴线保持在孔口中，步骤824。通常，该力FORNT在量值上大于之前输出的力FORNT。

响应于新施加的力FORNT，操纵器可以将器械定位成使得公共轴线通过孔口370中的与对中点371间隔开的点与孔口相交。图32A、32B和32C示出了处于该位置的器械。公共轴线的这个新位置是施加到虚拟刚性本体的力FORNT以及障碍828的抵抗力处于平衡状态的位置。

障碍828可以对器械屈服，步骤826。在障碍828是可屈服材料(例如软组织)的情况下可能出现这种情形。作为另外一种选择，在障碍828尽管是刚性的但是固定到可屈服的组织的情况下可能出现这种情形。如果障碍828屈服，那么操纵器使器械继续前进。当障碍828屈服时，施加到虚拟刚性本体的力FORNT变得大于障碍828的抵抗力。这导致操纵器将器械恢复到公共轴线基本上与对中点371相交的取向，步骤未示出。在图28F中，障碍828的屈服识别为分支到步骤836。

即使障碍828不会屈服，步骤826的条件为负，公共轴线也可以保持在基准表面孔口370中，步骤830的条件评估。如果存在这种状况，那么操纵器50继续器械的半自动前进，分支到步骤836。

作为另外一种选择，步骤830的条件测试的结果可以是负的。在这种情形下，工具取向力调节器368输出高量值的力FORNT。该力FORNT基于图19的拐点377和峰值点378之间的查找表值。该力FORNT的输出由步骤832表示。

在步骤834中，将力FORNT的大小与该力相关的较低极限值和高极限值进行比较。这种评估通过力覆写器375来执行。如果两个评估测试为负，那么操纵器响应于新的力FORNT施加到虚拟刚性本体而将操纵器重新取向。这示出为分支回到步骤824。

作为另外一种选择，由于步骤834的评估，力覆写器375可以确定对于指定的时间段力FORNT超过用于该力的较低极限值。如果力覆写器375做出这种确定，那么力覆写器解释操纵器处于应当至少临时停止半自动前进的状态。这示出为分支到前述步骤794、796、798和799。

在某些情形下，对于比指定时间段多的时间段，工具取向调节器368输出的力FORNT可以超过与该力相关的高极限值。在障碍828与器械160或能量施加器184碰撞的情况下，可能出现这种情形。因此，力覆写器375将步骤834的第二次评估测试为真解释为操纵器处于不期望的状态。因此，操纵器控制器124分支到步骤864和866，以使操纵器过渡回到手动模式，并停用该器械。

在器械160的半自动前进期间，执业医师可以决定复位器械的取向，同时能量施加器184沿着工具路径252前进。可能期望的是，将器械这样重新取向，以避免器械接触可能处于工具路径附近的组织或另一个器械。

步骤836表示与执业医师相关的决定，决定将器械重新取向。如果执业医师期望将器械这样重新取向，那么他/她按下器械按钮172，步骤未示出。用户界面130监测该按钮的状态。只要步骤836的评估测试为负，工具取向调节器368就继续输出力FORNT，该力导致操纵器将器械取向成使得公共轴线尽可能接近地与之前限定的对中点371相交。在图28C中，这表示为累进到步骤850。

如果步骤836的评估测试为正，那么工具取向调节器368重新限定基准表面369、工具孔口370和对中点371，步骤840。这些几何基准特征结构的重新限定是基于器械的当前实际姿态，该实际姿态由受控姿态表示。

因此，在步骤814的后续重新执行中，进入取向调节器368的输入变量表明器械基本上居中地处于对中点371上。考虑到器械处于这种状态，工具取向调节器确定不需要向虚拟刚性本体施加很大的取向力，FORNT＝0，步骤842。

在器械重新取向期间，执业医师向器械施加力和转矩以将器械重新取向。这些力和转矩通常是施加到环境力加法器379的外力FEXT的最大分量。因为FORNT为零，所以工具取向调节器368不向虚拟刚性本体施加与执业医师施加的外力相反的力FEXT。从而，响应于该外力FEXT，操纵器50将器械取向成使得器械取向是基于执业医师的期望取向，步骤844。

虽然在这个过程中，FORNT为零，但是能量施加器力计算器358和力变换器362继续输出非零力FINST。这是施加到虚拟刚性本体的力FINST，导致操纵器使能量施加器184沿着工具路径248前进。因此，操纵器50与模拟执业医师期望的器械重新取向同时地继续将器械定位成使得能量施加器184沿着工具路径248前进，继续执行步骤782。

操纵器根据以上的过程步骤继续将器械重新取向，只要按钮172保持被按下。这在图28G中表示为从决定步骤846到步骤840的回路返回。

一旦器械处于执业医师期望的取向，执业医师就释放按钮172，步骤未示出。响应于这种情形的出现，工具取向调节器368不再基于器械的受控姿态而连续地更新取向界标。当按钮172被释放时，存储的界标是后续用以确定力FORNT的计算所基于的界标，步骤848。操纵器基于这些界标继续器械取向的半自动调节，步骤849。然后，操纵器50可以考虑前进到步骤850。

在操纵器50的某些构造中，按钮172的释放被认为表明执业医师已经执行了步骤799，清除在步骤798中显示的警告的过程。这是因为，可能已经导致操纵器50临时停止器械160的半自动前进的多种状况通过器械的重新取向得到了补救。

当操纵器50以半自动模式操作时，用户界面130连续地监测下垂物190，以确定按钮193或195是否被按下。这在图28C中表示为操纵器监测外科医生是否已经选择调节能量施加器184沿着工具路径的前进的进给速率，步骤850。响应于按钮193或195被按下，参考步骤778所述的过程用来使得新的USERADJUST系数施加到进给速率计算器284，步骤未示出。这导致控制器124调节操纵器使能量施加器184沿着工具路径248前进的速率，步骤858。

如果在步骤858中器械进给速率被设定为零速度，那么工具路径力计算器278仍然输出力FINST。这是施加到虚拟刚性本体的力FINST，使得操纵器50将能量施加器184保持在工具路径248上的最后一个确定的目标位置处，步骤未示出。

在本发明的某些形式中，当器械进给速率被设定为零速度时，器械管理器702还判断导致工具功率生成单元163停用的命令，步骤未示出。在本发明的这些形式中，当按钮195再次被按下以再次引起器械的半自动前进时，器械管理器702使得器械功率生成单元停用。用户界面130将非零USERADJUST系数施加到进给速率计算器284，步骤未示出。

另外，在本发明的某些形式中，在将器械进给速率重新设定为大于零的速度的情况下，能量施加器力计算器358初始输出力FINST，其基本上与导致能量施加器184沿着工具路径向前前进的力FINST的方向相反。由于该初始力FINST暂时施加到虚拟刚性本体，操纵器初始使能量施加器184在反方向上沿着工具路径248运动。这种运动通常是2mm或更小。一旦能量施加器184进行这种返回运动，器械功率生成单元163就停用。一旦停止器械功率生成，那么能量施加器力计算器358输出力FINST，以导致操纵器使能量施加器184沿着工具路径248向前前进。

以上的过程步骤避免了在施加器压靠组织时重新致动能量施加器184的状况。这降低了施加器184在重新致动的情况下约束组织的可能性。

在器械160的半自动前进期间，切割引导器390监测能量施加器184相对于边界贴片的位置，就好像操纵器以手动模式进行操作，步骤860。当操纵器以半自动模式操作时切割引导器390的操作方法与操纵器以手动模式操作时相同。因为操纵器50将能量施加器184沿着工具路径248定位，所以切割引导器390极少确定这些位置越过边界限定贴片之一。

然而，存在这样的可能性，即外来情形的发生将导致操纵器从半自动模式快速过渡返回到手动模式。这种情形的一个例子是上述执业医师的动作，该动作将力施加在器械上，以重新定向该器械，同时操纵器执行半自动前进，参见步骤788。这种情形的第二个例子是以下讨论的情形，即当能量施加器184靠近边界限定贴片之一时，执业医师按下器械开关176以定位该器械。

从而，即使当操纵器50进行半自动能量施加器前进时，切割引导器390也仍然证实能量施加器184的受控位置处于限定的边界范围内。如果切割引导器390确定能量施加器184将越过边界，那么切割引导器向虚拟刚性本体施加一个或多个脉冲。施加该力可以被认为是步骤860的一部分。脉冲(多个脉冲)的施加使得操纵器50避免这种运动。从而，即使当操纵器使能量施加器184半自动地前进时，切割引导器390也基本上消除了能量施加器184运动超过边界的可能性。

在器械的半自动前进期间，用户界面还监测器械开关176的状态，步骤862。如果开关176被按下，那么用户界面使操纵器过渡回到手动操作模式，步骤864。该过程包括将工具路径力计算器278输出到总力加法器380的力FINST和FORNT清零。传感器信号衰减器697使传感器108测量的力和转矩用作力FEXT的分量的程度倾斜上升。共同地，这些动作使操纵器从其执行半自动前进的状态过渡到其执行器械定位的状态，该器械定位模拟了基于执业医师施加的力和转矩将会出现的定位。

在操作模式的这种过渡期间，器械管理器702生成用于工具控制器的命令以停用该器械，步骤未示出。在接收到该命令的情况下，工具控制器132取消将激励信号施加到器械功率生成单元，步骤866。

然后，操纵器控制器生成新的组织上工具路径；重新执行步骤760。

用户界面130连续地监测下垂物190以确定触发器194的状态，步骤868。如果触发器194保持被按下，那么操纵器50继续使器械以半自动模式前进。在图28B和28D中，这示出为从步骤868到步骤782的回路返回。

一旦触发器194被释放，操纵器就返回到手动操作模式并停用能量施加器184。这通过从步骤868分支到步骤864和866来表示。应当理解，在步骤864的这种形式的执行中，执业医师可以不向器械施加力和转矩。因此，除了清零的力FINST和FORNT之外，力FEXT也大致为零。因此，总力加法器380输出的力FTTL和转矩TTTL是力和转矩，其施加到虚拟刚性本体，导致操纵器50将器械保持处于静止姿态。这是能量施加器184沿着工具路径248处于最后目标位置的姿态。

如上所述，一旦执行步骤866，就生成新的组织上工具路径，执行步骤760。

一旦器械的半自动前进已经终止，外科医生就可以定位器械，并通过手动操作模式致动该器械。

通过外科医生再次按下下垂触发器194，可以重新开始器械160的半自动前进。这将再次使得步骤764的评估测试为正。

V.替代实施例

应当理解，本发明的操纵器并不限于所述的具有操纵器控制器和导航处理器的构造。在本发明的某些形式中，单个处理器或多核处理器、多个多核处理器或GPU、多个DSP或一组并行处理器可以进行由这些处理器执行的数据处理。同样，本发明的某些形式可以具有比已经描述的更多的处理器。例如，第一处理器可以执行某些导航数据处理，第二处理器可以执行行为控制功能，第三处理器可以执行运动控制过程。同样，在本发明的某些形式中，许多导航和行为控制功能可以由专门用于这些任务的处理器来执行。

同样，已经描述的各种软件模块应当理解为是示例性的而非限制性的。其它软件模块可以执行处理步骤，这些处理步骤使得接头马达101输出进行以下动作所必需的转矩：在执业医师的力和转矩施加到器械的情况下模拟器械的前进；使器械半自动地前进；以及允许执业医师在半自动前进期间调节器械取向。

另外，在本发明的某些形式中，通过按压设置在界面130或220之一上的按钮，能够改变虚拟刚性本体的质量特性和惯量特性。例如，能够减小或增大虚拟质量的大小。减小虚拟质量使得操纵器响应为就好像与它们的实际质量相比，器械和能量施加器184的质量降低。因此，当执业医师向器械施加力和转矩时，通过操纵器获得的器械的模拟运动将使得器械感觉在执业医师手中的质量下降以及更多地响应于施加的力和转矩。可以复位的惯量特性包括惯量张量或矩阵。

另一个能够改变的惯量特性是虚拟刚性本体的质心位置。通过重新限定虚拟刚性本体的质心相对于端部执行器坐标系统EFCT的原点的位置来执行该质心的运动。虚拟刚性本体的质心的这种运动导致操纵器将器械定位成使得让执业医师有印象器械的质心移动了。应当理解，甚至能够将质心定位成使得其不位于器械160内。还能够重新限定坐标系统CMVB相对于坐标系统EFCT或者与器械160或能量施加器184相关的其它静态坐标系统的取向。

相似地，不需要能量施加器的坐标系统EAPP的Z轴被取向成沿着与坐标系统CMVB的对应轴线相反的方向延伸。在本发明的某些实施方式中，这些轴线可以以相同的方向取向。另外，在本发明的某些形式中，这些Z轴可以相对于彼此倾斜。另外，这些轴线甚至可以相对于彼此平行。

此外，虽然不同坐标系统的各个Z轴大致示出为是竖直的，但是这并非限制性的。在本发明的可供选择的构造中，对于一个或多个坐标系统，X轴或Y轴可以是最接近垂直于小车52的水平基准面的轴线。

同样，特定的处理步骤可以与已经描述的不同，并且算法和模型可以进行改变。例如，不要求分别由能量施加器力计算器358和切割引导器390计算的力FEAPP和FBNDR被计算成用于施加到坐标系统EAPP。在本发明的可选形式中，这些力被计算成用于施加到其它点，这些点通常间隔远离坐标系统CMVB的原点。这些力所施加到的确切位置通常是能量施加器184的几何形状的函数。同样，不要求能量施加器358和切割引导器390将它们分别生成的力施加到相同的点。参考切割引导器，力FBNDR施加到的点可以每一帧都重新计算。力FBNDR的施加点可以随边界越过分析步骤而变化，在该边界越过分析步骤中，切割引导器390确定能量施加器184上的哪一个点或区段将首先越过边界限定贴片。相同的可选形式能够应用于力FEAPP_SPR的计算。如下所述，在本发明的某些形式中，能量施加器计算器358可以计算这个力FEAPP_SPR。

例如，不要求干涉极限计算器比较器622总是包括为圆柱形或胶囊形的联结件模型。联结件可以模拟成是矩形的、锥形的或三角形的结构。在本发明的某些形式中，每个联结件可以被模拟成一种或多种结构的集合，其中各种结构的尺寸和/或形状是不同的。

相似地，不要求在本发明的所有形式中，运行平均过滤器都被用来生成沿着工具路径248的目标位置。可供选择的平滑技术包括：利用样条函数；有限脉冲响应过滤；无限脉冲响应过滤；Chebychev过滤；Butterworth过滤；以及具有抛物线的混合线性节段。

同样，不要求总是利用有限脉冲过滤器来执行信号倾斜变化，例如通过衰减器697执行信号倾斜变化。作为另外一种选择，其它过程，例如无限脉冲响应过滤、Chebychev过滤、Butterworth过滤或适应过滤可以用来执行这种信号倾斜变化。

不要求在本发明的所有形式中，进给速率计算器284总是基于变量的瞬时值来计算器械进给速率。在本发明的某些形式中，这些输入变量可以被过滤。同样，可能存在某些原因来改变系数，该系数用作乘法器，以形成任何变量影响进给速率的程度。特定变量的施加可以是延迟的。系数的改变可以被过滤或倾斜变化以混合/排除系数大小的变化的影响。这种过滤或混合导致器械160的前进平滑。器械的前进的平滑降低了由于器械定位的快速变化而使得操纵器可能变得不稳定或超过目标位置的可能性。可以选择性地忽视任何变量的影响。例如，可能期望的是仅仅基于最小的或最大的系数来生成器械进给速率。其它系数被忽略掉。

在本发明的某些形式中，进入进给速率计算器284的两个或更多个变量可以组合。这种组合可以是相加、相乘、平均或相除。计算的系数同样可以相加、相乘、平均或相除，以提供最终系数，该最终系数用来基于限定的进给速率形成器械进给速率。同样，不要求仅仅基于变量-系数进给速率表来确定这些系数。确定这些系数的其它手段是基于利用变量作为进入公式的输入变量，结果是系数用来形成器械进给速率。公式可以是多项式方程或非线性方向。

同样，不同于器械最大电流的数据通过进给速率计算器284可以用作数据，该数据用作器械功率的标记。这些数据包括施加到器械以保持恒定输出所需的电压或占空比。该输出可以是速度或温度。在闭环能量输出装置的情况下，输出的测量值可以用作器械功率的标记。更具体地，输出的下降可以用作器械功率变化的标记。例如，如果感测的参数是马达速度，那么速度下降表明器械的功率需求增大。基于功率需求已经改变的这种推断性指示，来调节施加到进给速率计算器284的INSTPOWER系数。

接头马达101输出的转矩的可供选择的表示可以用来方便确定由这些马达输出的反向驱动转矩。例如，可以并不总是必须采用表示施加到接头马达101的实际电流的信号来作为这些马达输出的转矩的标记。在本发明的可供选择的构造中，表示输入到接头马达控制器126的电流控制回路中的受控电流或向前进给转矩的信号用作表示马达输出的转矩的信号。

表示实际接头转矩的数据还可以由与接头马达101附接的传感器提供，或者由与主动接头成一体的其它部件提供。另外，在本发明的某些形式中，没有反向驱动力加法器691。在本发明的这些形式中，实际转矩的表示中的单个表示施加到反向驱动转矩计算器693。

可以采用用以确定反向驱动力和转矩的可供选择的方法。例如，在本发明的一个可供选择的方法中，计算期望转矩与接头马达101产生的转矩之间的第一差。然后，将这一组转矩差值转换到坐标系统CMVB中作为第一组反向驱动力和转矩。计算期望转矩与传感器89感测的转矩之间的第二差。然后，将这一组转矩差值转换到坐标系统CMVB中作为第二组反向驱动力和转矩。这两组器械反向驱动力和转矩一起求和以产生表示反向驱动力和转矩的数据。进入该和的输入可以是加权的。

应当理解，形成操纵器的联结件的物理构造可以与已经描述的构造不同。例如，在某些具有平行四杆联结机构的操纵器中，联结机构可以被设计成使得将联接器连接到联结件的腕部可以绕着轴线旋转，该轴线与从动联结件的轴线沿侧向偏移。同样，腕部甚至可以不绕与驱动联结件确切地平行或垂直的轴线旋转。相似地，不要求在本发明的所有形式中，操纵器具有多个四杆联结机构组件。本发明可以由多个联结件构成，这些联结件共同形成单臂串联联结机构。在本发明的包括联接在一起的平行联结件的形式中，联结件之间的联接器可以不是刚性的。

与永磁体同步马达不同的马达可以用作致动器。例如，无刷DC马达、电刷式DC马达、步进式马达和感应马达。同样，不要求致动器是电驱动的马达。在本发明的某些形式中，致动器可以是液压式或气动式致动器。

接头马达控制器的结构应当理解为随着致动器内的马达的特性而变化。马达控制过程也能够进行改变。例如，当调节马达操作时，可以省略速度控制回路。

在本发明的某些形式中，期望向至少一个主动接头提供多个编码器。第一编码器监测与接头马达101成一体的轴的角度位置。来自该编码器的数据被接头马达控制器用来调节接头致动器的致动。如果接头致动器是电动马达，那么这些数据通常用来调节马达绕组的整流。第二编码器监测接头角度。来自该第二编码器的数据被诸如正向运动学模块562的模块用来表示实际接头角度。接头角度的这种更直接的测量不会受到齿轮系的固有公差的影响。因此，采用接头角度的这种更直接的测量作为接头角度的实际表示可以提高操纵器设定器械160的姿态的精确度。

在本发明的包括用于至少一个主动接头的多个编码器的构造中，来自多个编码器的位置数据可以被接头马达控制器用来调节接头致动器的致动。例如，在本发明的某些构造中，来自一个编码器(通常是与接头致动器相关联的编码器)的数据用作进入位置控制回路的初级反馈变量。来自第二编码器(通常是生成表示实际接头角度的数据的编码器)的数据用作输入以确定输出信号的阻尼分量。在本发明的操纵器的其它构造中，基于来自多个编码器的表示接头角度的数据的加权平均，进入位置控制回路的初级反馈变量表示接头角度。另外，阻尼分量可以基于来自多个编码器的接头角度表示之间的差。采用接头角度的这些多个表示作为进入接头角度位置控制回路的输入变量可以提高该控制过程的稳定性。

相似地，其它方法可以用来对器械将要施加到的组织进行绘图。在这些方法中的一个方法中，执业医师采用指示器，外科导航系统210跟踪该指示器的位置。在手术开始时，执业医师利用该指示器来识别患者身上的特定界标。基于这些界标的位置，生成数据，以限定能量施加器184应当施加到的空间的边界。

在本发明的可供选择的形式中，切割引导器采用其他方法来确定能量施加器184将越过的边界上的点。关于这种分析，当确定能量施加器184将在何处越过边界时，不要求总是假定坐标系统CMVB的速度是恒定的。在帧期间坐标系统BONE的速度也可以是变化的。不要求在单个帧期间顺序地处理多个能量施加器184靠着边界接触的问题。这些接触可以合计以产生单个有效接触。通过单个边界约束力来缓和该单个有效接触。

同样，切割引导器390可以不依赖于脉冲来防止能量施加器184越过边界。例如，在操纵器50的可选构造中，每个边界贴片可以被模拟成适形的表面，诸如弹簧/阻尼器系统。当确定能量施加器184将运动到超过贴片的位置是，限定了贴片的弹簧被认为进行压缩。计算弹簧施加的抵抗这种压缩的力。

相似地，本发明的操纵器不仅仅被设计成用于工具路径生成器，该工具路径生成器生成包括平行路径节段的工具路径。本发明的操纵器可以用于工具路径生成器，该工具路径生成器生成包括节段的工具路径，这些节段在连接在一起时形成二维或三维螺旋。

在本发明的所述形式中，工具路径被描述为是沿着能量施加器184施加到的组织的一组点。这仅仅是示例性的而非限制性的。根据器械的类型，工具路径可以是这样的路径，其生成为用以定位器械，以使得能量施加器184处于距目标组织的选择距离内并且相对于目标组织处于限定的取向内。在例如器械发出光子能量的情况下，可以生成这种类型的工具路径。这种类型的器械可以被设计成使得为了执行期望的手术，能量施加器184的远侧端部末端需要与能量将要施加到的组织相距给定距离，例如0.1至2.0cm。

相似地，在本发明的某些形式中，进一步能够调节孔口370相对于能量施加器184将要施加到的组织表面的间距。一般来讲，随着孔口370与下层组织表面之间的距离增大，器械能够进行速转的空间的体积减小。执行这种调节的控制件可以显示为界面128或220之一上的按钮。这允许执业医师执行这种调节。

在本发明的某些形式中，工具取向调节器368在一般的状况下可以不被构造成用以总是生成力FORNT，该力导致操纵器50将器械定位成使得公共轴线与固定的对中点相交。在本发明的某些形式中，甚至当不存在障碍828时，工具取向调节器368也输出施加到虚拟刚性本体的力FORNT，该力并不总是导致操纵器将器械定位成使得公共轴线与固定的对中点相交。相反，这些力FORNT仅仅导致操纵器将器械定位成使得公共轴线与基准表面孔口相交。图33A和33B示出了器械如何这样定位。

本发明的这种形式的优点在于，其增大了能量施加器184可以施加到的处于基准平面下方的组织的表面区域。本发明的该特征的额外优点在于，一旦已经限定了单个基准表面和孔口，就能够将器械定位在宽的区域上，并且利用该器械来形成处于明显不同平面中的形状。

本发明的这种形式的另一个优点在于，当使能量施加器184沿着工具路径前进时，能够保持器械处于这样的取向，在该取向中，公共轴线和基准表面390之间的微小角度不会相对于法线明显变化。在图33C中示意性地示出了本发明的这种形式的这个优点。这里，当施加器沿着工具路径248前进时，可以在各种位置中看到能量施加器184的远侧端部末端。当施加器184处于这些位置的每一个位置中时，调节器368输出的用于施加到虚拟刚性本体的力FORNT仅仅导致操纵器将器械保持成使得公共轴线延伸穿过孔口370。因为操纵器并不受限于将器械枢转成使得公共轴线延伸穿过孔口370的中心，所以器械能够保持在通常相对于法线变化小于45°的取向中。

当能量施加器184半自动地前进时，通过使工具取向调节器368动态地改变对中点的位置，可以实现操作器械的这种方法。对中点的每个新的位置是基于这样的变量，例如公共轴线相对于基准表面369的实际角度、施加器目标位置以及器械的受控姿态和受控速度的表示。对中点的每个新的位置应理解为处于基准表面孔口370内。距离DISTINST-CP基于动态限定的对中点与公共轴线和基准表面孔口370的交点之间的距离进行计算。

同样，不需要取向调节器368总是基于弹簧/阻尼器建模计算施加到虚拟刚性本体以保持器械取向的力和转矩。工具取向调节器368可以基于其它模型计算这些力和转矩，这些模型生成施加到虚拟刚性本体以保持公共轴线至少接近对中点的力和转矩。

脉冲力模型可以用来限定这些力和转矩，是用来确定施加到虚拟刚性本体以执行器械的半自动前进的力和转矩。与公式(5)类似的公式用来确定力FORNT。在使用公式(5)时，方向Dxyz所基于的变量是对中点的位置以及器械的纵向轴线与基准平面的交点的位置。距离Δd是对中点和器械的纵向轴线与基准平面的交点之间的距离的大小的负数。速度V0是坐标系统CMVB的在坐标系统CMVB中表达的速度。速度V1是对中点的在坐标系统CMVB中表达的速度。所用的雅可比行列式是沿着方向Dxyz从坐标系统CMVB的原点到对中点的雅可比矩阵。其余的术语与能量施加器184的半自动前进的脉冲模型所采用的相同。

也可以利用与弹簧/阻尼器模型不同的模型，来计算施加到虚拟刚性本体以防止接头超过其极限、防止联结件碰撞或者防止操纵器延伸超过工作空间边界的所计算的力和转矩。这些各组力和转矩中的每一个可以例如利用脉冲模型进行计算。

当脉冲模型用来确定防止接头运动超过其最小和最大接头极限角度的力和转矩时，与公式(5)类似的公式用来确定力FJ_L。当用于接头的对应边界超出角度非零时，该公式用于每个接头。在使用公式(5)时，方向Dxyz的角度分量是限定了接头的旋转轴线的单位矢量的分量。方向Dxyz的线性分量被设定为零。作为约定，在许多情况下，Z轴选择成用以限定旋转轴线。在这种情况下，方向Dxyz被设定成[0，0，0，0，0，1]。距离Δd为边界超出角度的负数。速度V0是坐标系统CMVB的在坐标系统CMVB中表达的速度。速度V1表示接头的期望速度，限定为具有与方向Dxyz的定义相一致的分量的矢量。对于这种情况，期望的是阻止接头前进超过边界。这是通过将速度V1的与绕轴线的旋转对应的分量设定为零来实现的。如果采用上述约定，那么速度V1是零矢量。所用的雅可比行列式是通过方向Dxyz限定的从在坐标系统CMVB中表达的坐标系统CMVB的原点到接头空间的雅可比矩阵。利用这种形式的公式(5)，力FENV是之前限定的力FENV，其中之前限定的力FJ_L的分量被移除。其余的术语与能量施加器184的半自动前进的脉冲模型所采用的相同。

当脉冲模型用来确定防止联结件碰撞的力和转矩时，与公式(5)类似的公式用来确定力FINF。当用于一对联结件的对应干涉边界超出距离非零时，该公式用于每一对可能碰撞的联结件。在使用公式(5)时，方向Dxyz的线性分量是限定了联结件之间的最小距离的线的单位矢量的分量。在许多情况下，这是联结件之间的公共法线。方向Dxyz的角度分量被设定为零。作为约定，在许多情况下，Z轴选择成沿着最小距离的线。在这种情况下，方向Dxyz被设定成[0，0，1，0，0，0]。距离Δd为边界超出角度的负数。速度V0是坐标系统CMVB的在坐标系统CMVB中表达的速度。速度V1表示沿着最小距离的线的联结件之间的期望速度，限定为具有与方向Dxyz的定义相一致的分量的矢量。对于这种情况，期望的是阻止联结件沿着该线朝向彼此前进。这是通过将速度V1的与最小距离的方向对应的分量设定为零来实现的。如果采用上述约定，那么速度V1是零矢量。所用的雅可比行列式是通过方向Dxyz限定的从在坐标系统CMVB中表达的坐标系统CMVB的原点到干涉空间的雅可比矩阵。利用这种形式的公式(5)，力FENV是之前限定的力FENV，其中之前限定的力FINF的分量被移除。其余的术语与能量施加器184的半自动前进的脉冲模型所采用的相同。

当脉冲模型用来确定防止操纵器超过工作空间边界的力和转矩时，与公式(5)类似的公式用来确定力FWSB。当工作空间边界超出距离DISTW_B_E非零时，采用该公式。在使用公式(5)时，方向Dxyz的线性部分是之前限定的单位方向矢量DW_B_E。方向Dxyz的角度分量被设定为零。距离Δd是距离DISTW_B_E的负数。速度V0是坐标系统CMVB的在坐标系统CMVB中表达的速度。速度V1表示离开工作空间边界的坐标系统EAPP的期望速度，限定为具有与方向Dxyz的定义相一致的分量的矢量。对于这种情况，期望的是阻止坐标系统EAPP前进超过工作空间边界。这是通过将速度V1的与超过边界的运动速度对应的分量设定为零来实现的。这导致距离DISTW_B_E和速度V1的乘积为矢量。所用的雅可比行列式是沿着方向Dxyz从在坐标系统CMVB中表达的坐标系统CMVB的原点到返回到边界的最小距离的线与边界相交的点的雅可比矩阵。该交点在坐标系统MNPL中进行表达。利用这种形式的公式(5)，力FENV是之前限定的力FENV，其中之前限定的力FWSB的分量被移除。其余的术语与能量施加器184的半自动前进的脉冲模型所采用的相同。

如果脉冲模型用来确定施加到虚拟刚性本体的多个力，那么多种形式的公式(5)在一起作为方程系统来解。由于解这些方程而确定的未知量是单独的对应力。这些力中的每个力是沿着它们相应的Dzyz方向的标量力。每个力转换为在坐标系统CMVB的原点处作用的等同形式的力和转矩。这些转换利用各种形式的公式(6)执行。在每种情况下，采用相应的雅可比行列式。

如果被解出的一组力包括力FJ_L、FINF或FWSB中的任一个，那么公式作为线性互补问题来解。这是因为，力FJ_L，FINF或FWSB中的每一个都具有如下特征，如果不超过对应边界，那么不存在该力。该问题为这样的形式，其中对于每个力和速度对，力必须等于或大于零，速度也必须等于或大于零。

如果力FJ_L，FINF或FWSB中的任一个被解为施加到虚拟刚性本体的力和转矩的脉冲模型的一部分，那么每个解出的力直接施加到总力加法器380。这些脉冲模拟的力不施加到环境力加法器379。

在用来生成工作空间边界力FWSB的过程中，不需要仅仅基于坐标系统EAPP的姿态来生成该力。例如，可能期望的是，基于坐标系统之一来执行这种建模，该坐标系统的姿态相对于坐标系统EAPP是固定的。这些坐标系统包括坐标系统EFCT和坐标系统CMVB。这种建模控制也可以基于评估臂68和70上的一个或多个可动点的位置/多个位置。可能期望的是，基于多个坐标系统的姿态来模拟力FWSB。如果期望避免附接到操纵器的不同部件上的多个点中的任一个或多于一个点运动超过工作空间边界，那么可以执行这种类型的建模。

在本发明的某些形式中，通过评估在步骤766中生成的自由空间工具路径路径节段的长度，来执行用以在半自动操作开始时确定能量施加器184是否处于目标区域内的步骤770的评估。如果该路径节段的长度低于最大长度，那么操纵器控制器124认为能量施加器的坐标系统EAPP的原点足够靠近组织上路径节段的起始点，点258，于是可以进行器械的半自动前进。

当操纵器50以半自动模式操作时，不同于基于脉冲的计算的过程可以用来确定使能量施加器184前进到目标位置所需的力。例如，该力可以模拟成弹簧/阻尼力。一般来讲，根据以下的公式来模拟这些弹簧/阻尼力：

FEAPP_sPR＝KEAPP*DISTTRGT-CMND-DEAPP_REL*VTRGT-CMND-DEAPP_MNPL*VTRGT (15)

这里，FEAPP_SPR，是弹簧/阻尼力，其将需要在坐标系统EAPP的原点处施加到虚拟刚性本体以将能量施加器184沿着路径节段朝向目标位置拉动。常数KEAPP是弹簧常数；DEAPP_REL是用于相对速度的阻尼系数；以及DEAPP_MNPL是用于操纵器坐标系统MNPL中的速度的阻尼系数。距离DISTTRGT-CMND是位置矢量，限定了目标位置相对于受控位置的位置。速度VTRGT-CMND是矢量，提供了目标位置相对于受控位置的相对速度。速度VTRGT是矢量，提供了目标位置在操纵器坐标系统MNPL中的速度。可能不需要采用速度VTRGT作为输入变量来确定需要施加到虚拟刚性本体的力。

一旦确定了FEAPP_SPR，就将该力转换为等同形式的一组力和转矩，它们将需要在坐标系统CMVB的原点处施加到虚拟刚性本体。可以根据以下的公式来执行这种转换：

FINST_SPR＝JTFEAPP_SPR (16)

力FINST_SPR是施加到虚拟刚性本体的力和转矩。该特定的雅可比行列式J从坐标系统CMVB到坐标系统EAPP进行限定。力/转矩矢量FINST_SPR作为输入变量取代否则将采用的力/转矩变量FINST。

如果基于脉冲模型确定没有施加到虚拟刚性本体的力产生力FTTL和转矩TTTL，那么力可以全部直接施加到总力加法器380。这不需要提供环境力加法器379。

不要求积分器或切割引导器采用特定的积分技术来确定坐标系统的速度或姿态。例如，可以采用半隐式Euler方法、Verlet、矩形、梯形、Taylor系列扩展或Riemann数值积分技术。同样，在本发明的某些形式中，帧的时间段或积分的时间段可以是变化的。

在器械的手动模式和半自动定位中，不要求受控姿态/位置是表示力和转矩计算中所用的实际器械姿态/位置的变量。在本发明的某些形式中，器械/能量施加器的测量的姿态/位置用来表示实际位置。该“测量的”姿态/位置包括但不限于由于以下因素而确定的位置：正向运动学计算；以及通过监测工具跟踪器的位置和取向而做出的确定。通过直接手段(例如利用接头角度传感器)或者间接手段(例如单独的外部监测单元)进行的接头的测量还可以用来产生用于确定测量的姿态/位置的数据。测角计是一种这样的外部监测单元。

该测量的姿态/位置数据除了用于力/转矩计算之外，还可以在其它的计算中用作受控姿态/位置数据的替代形式。这些计算包括：接头极限计算；干涉极限计算；以及工作空间极限计算。同样，应当理解，这种取代不是绝对的。可能存在某些过程，其中期望采用受控姿态/位置作为这种变量，并且可能存在其它的过程，其中采用测量的姿态/位置。这里，应当理解，这种取代不仅仅应用于用测量的姿态/位置数据取代受控姿态/位置数据，还应用于用测量的接头角度取代受控的接头角度。

相似地，在需要实际速度的表示的情况下，可以采用受控的或测量的速度。这包括接头的实际角速度的表示，以及器械160和与器械一起运动的坐标系统的实际速度(线性速度和角速度)的表示。

同样，可能存在这样的情形，其中大多数表示器械姿态/位置和/或操纵器接头角度的合适变量是来自受控姿态/位置/接头角度和测量的姿态/位置/接头角度的组合的变量。衍生的值可以是：未加权的平均值；加权的平均值；最小值；和/或最大值。

另外，在本发明的某些形式中，提供到力加法器379或380的力和转矩中的一个或多个可以乘以系数。然后，该乘法的积被力加法器用作一个加数变量，力FENV和FTTL以及转矩TTTL基于该变量。在本发明的某些形式中，根据操纵器的状态，一个或多个系数可能随时间而变化。与外力加法器一样，执行这种组合，以平滑器械的运动。

例如，当执业医师按下按钮172以复位器械160的取向或者当操纵器处于手动操作模式时按下开关176的情况下，外力加法器698输出的力和转矩可能经受组合处理。在这个过程中，将加法器698输出的力和转矩乘以系数。然后，这些乘法的积用作表示器械的外科医生期望运动的加数。初始，这些系数可以明显小于1，为0.2或更小。然后，在通常小于1秒且更通常小于0.5秒的时间段内，这些系数上升到1.0。从而，如果外科医生在按下按钮172或开关176时已经在器械上施加了显著的力和转矩，那么这些力和转矩不会立即作为加数施加到力加法器380。这降低了这些力和转矩组合成力FTTL和转矩TTTL导致操纵器快速重新设定器械的位置的程度。

同样，还应当理解，工具取向调节器368可以不总是保持基准表面和基准表面中限定的孔口的位置恒定。由于预先编程的指令或者通过用户界面输入的命令，而可以复位这些几何界标的位置和几何形状。

图34A、34B和34C示出了基准表面和孔口的位置和取向被复位的一种情形。在图34A中，基准表面910示出了较为靠近能量施加器184将要施加到的组织、骨骼902的表面。基准表面中限定的孔口912至少在图示的平面中示出为具有窄的长度。从而，当能量施加器184施加到面积较小的组织区段时，孔口912良好地适合于限定能量施加器184的轴线应当相交的区域。这是要去除的组织区段，以在骨骼中形成初始孔904，如图34B所示。

一旦形成了孔904，工具取向调节器就限定新的基准表面，表面918，其具有孔口920，如图34C所示。与基准表面910相比，基准表面918与骨骼902的表面进一步间隔开。孔口920的宽度大于孔口912的宽度。基准表面的位置变化以及孔口的尺寸增大增加了能量施加器坐标系统EAPP的原点相对于初始状态能够施加到的区域。这意味着，如图34C所示，能量施加器184接下来可以用来在骨骼902中形成底切906。可以看到，该底切906至少在图示的平面中具有的宽度大于横过孔904的直径。

图35A、35B和35C示出了另一种情形，其中基准表面和孔口的位置和取向进行复位。图35A示出了初始限定基准表面938，以便处于与骨骼902的表面大致平行的平面中，在图中呈现为大致水平的。孔口940限定在表面938中。孔口940是这样一个孔口，当能量施加器184用来在骨骼中限定表面930和932时，工具取向调节器368从该孔口调节能量施加器184的取向，如图35B所示。

在限定了表面930和932之后，手术可以要求形成离开表面932成锥形的表面。这就是在图35B中示出了新的基准表面944的原因。工具取向调节器限定基准表面944，以使得其相对于骨骼902的顶部水平表面是倾斜的而不是平行的。孔口946限定在基准表面944中。考虑到能量施加器184将要施加到的区域的特定情况，孔口946在附图的平面中具有的宽度小于孔口940的宽度。

一旦限定了基准表面944和孔口946，操纵器就可以应用能量施加器184。具体地，能量施加器184可以用来去除骨骼以限定图35C中的表面936。在这个过程期间，工具取向调节器368基于孔口946的位置保持能量施加器184的取向。

虽然没有示出，但是还应当理解，计算机生成的或者手动限定的基准表面不必总是平面的，扩展而言，孔口也不必总是平面的。基准表面和孔口可以处于彼此成角度的一个或多个相交平面中。基准表面和相关的孔口的全部或一部分甚至可以是曲面。同样，不要求用来形成能量施加器184的取向极限的孔口的形状是圆形的。

还应当理解，对于某些手术，工具取向调节器甚至可以不限定孔口。工具取向调节器368可以仅仅限定对中点。在本发明的某些形式中，工具取向调节器368输出力FORNT，其大小使得操纵器50总是将器械取向成使得公共轴线仅仅以最小的变化与对中点相交。当以这种模式操作操纵器50时，许多障碍的存在可能导致力FORNT超出与该力相关的较低极限水平或较高极限水平。力覆写器375适当地响应于极限水平被超出。

工具取向调节器368可以被设计成使得操纵器50将器械160相对于能量施加器184将要施加到的组织的表面保持为预定的取向。当能量施加器184是在其旋转轴线上不会良好切割的铣削切割器时，预定的取向可能是有利的。例如，当能量施加器184是球形切割器时，齿速沿着该轴线接近于零，并且在利用球的沿着旋转轴线旋转而出现在待去除材料中的部分进行切割的情况下，材料去除速率和表面精整度受到不利影响。以这种取向进行切割还将增大将切割器推到待去除材料中所需的力，并且通常将在表面界面处产生热。从而，选择姿态，使得切割齿呈现提供最有效的材料去除并优化表面精整度的取向。

工具取向调节器368还可以进一步被设计成用以输出力FORNT，该力导致操纵器50将器械相对于能量施加器184将要施加到的组织的表面保持为固定的取向。执行这种取向调节的一种方式是，使得取向调节器输出力FORNT，该力导致操纵器将器械保持成使得公共轴线以固定角度与基准表面相交。通常但不总是，该角度是直角。在附接到操纵器的器械是用来以精确角度形成孔的钻头的情况下，采用这种类型的取向调节。当能量施加器184前进时，该固定角度或者与公共轴线相交的对中点的位置可以通过工具路径生成器进行更新。

在本发明的外科医生手动设定调节器368调节器械取向的程度的形式中，通过用户界面130输入命令，外科医生能够改变基准表面的位置和取向以及孔口的形状和尺寸。这允许外科医生实时改变操纵器50调节器械160的取向的程度。

同样，不要求由取向调节器限定的对中点处于调节器限定的孔口的中心。利用用户界面，外科医生可以限定对中点，使得其与该孔口的中心间隔开。同样，通过选择性地按下诸如按钮172的器械开关，外科医生可以限定该对中点。在本发明的这个实施方式中，孔口自身将相对于限定孔口的坐标系统的原点保持固定的形状和位置。

本发明的某些操纵器50进一步被构造成用以允许基本上实时调节器械能量施加器184能够施加到的区域的边界。参考图36A、36B和36C，可以理解这些边界设定的形成。图36A是俯视图，示出骨骼952，操纵器50针对该骨骼用来辅助手术的执行。虚线矩形954表示能量施加器184将要施加到的骨骼的表面的边界。另外还可以看到，缩回的软组织950初始被推离以暴露骨骼952的表面。患者的皮肤表面用附图标记948表示。

如图36B所示，伸缩器956将被拉后的组织保持离开暴露的骨骼。伸缩器956延伸到能量施加器184将要施加到的区域上方的空间中。一旦伸缩器956被固定，导航指示器(未示出)就压靠该伸缩器。然后，导航系统通过监测该指示器的位置而生成表明伸缩器956相对于骨骼的位置的数据。基于这些数据，边界生成器232生成用虚线960表示的修正的边界。虽然类似于边界954，但是边界960具有两个凹口962。凹口962限定了围绕伸缩器956并与该伸缩器间隔开的边界部分。因此，在器械以手动模式或半自动模式操作期间，行为控制模块现在配合以防止能量施加器184试图靠着由伸缩器956覆盖的组织而运动。这显著降低了器械或能量施加器184与伸缩器碰撞的可能性。

一旦能量施加器184已经施加到骨骼952的一个区段，如图36C所示，就可能需要复位伸缩器956的位置，以将软组织950的另一个区段保持远离骨骼。一旦伸缩器复位，它们的位置就通过导航系统再次传递到边界生成器232。这导致生成新的边界，由虚线964表示，限定了器械应当施加到的区域。该新的边界限定了凹口966。凹口966限定了伸缩器956所在的边界外空间。这确保了即使伸缩器956已经重新定位，操纵器也不会将器械重新定位成使得能量施加器184与伸缩器956碰撞。

取向调节器368确定器械的所得的取向是否处于可接受范围内的孔口的边界同样可以用指示器限定。在本发明的其它形式中，附接到患者的标记的位置可以用来限定取向调节器368所限定的孔口的周边。这些标记的位置可以由导航系统210或单独的跟踪系统进行监测。当指示器或标记用来形成调节器368限定的孔口的边界时，应当理解，调节器动态地改变该孔口的形状。

同样，某些控制构件的物理构造也可以改变。操纵器50可以设置有一组脚踢开关。这些脚踢开关中的一个可以执行开关176的一个或多个功能。在本发明的某些形式中，为了使得操纵器模拟器械的手动运动和/或致动该器械，执业医师必须按下脚踢开关。

相似地，在本发明的其它形式中，应当被按下以引起械的半自动前进的开关可以处于器械160上。例如，在本发明的某些形式中，器械设置有另外的按钮或杠杆。外科医生按下该按钮，以引起器械的半自动前进。当操纵器以这种状态操作时，按钮164和174不再用作调节器械功率生成单元163的开/关状态的按钮。相反，按钮164和174分别执行下垂按钮193和195的功能。按钮164被按下，以减小半自动限定的进给速率。按钮174被按下，以增大半自动进给速率。从而，当操纵器以这种构造操作时，外科医生利用用来保持器械160的手能够：引起器械的手动定位；使器械采取/取消半自动模式；以及控制半自动进给速率。

另外，不要求在本发明的所有形式中，执业医师必须连续地按下下垂触发器194来使得工具路径力计算器278输出非零力FINST和FORNT。在本发明的某些形式中，响应于下垂触发器194的单个脉冲而输出施加到虚拟刚性本体以导致能量施加器184沿着工具路径248前进的力。操纵器50使器械前进，直到执业医师向触发器194施加第二脉冲，停止脉冲。

用于该操纵器的导航系统并不限于所公开的系统。例如，操纵器可以与电磁导航系统一起使用。另外，在定位器和导航跟踪器之间可能存在有线连接。

去除组织记录器275可以提供表明标记为去除的组织的体积被去除的百分比的数据。这向执业医师提供手术完成度的指示。当操纵器以手动模式或半自动模式操作时，记录器275执行这个功能。

因此，所附权利要求的目的在于涵盖处于本发明真实精神和范围内的所有这样的修改和变型。