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Γ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-Ι的位置和取向。
[0122] 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。
[0123] 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Β0ΝΕ，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。
[0124] 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。
[0125] 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。
[0126] 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。
[0127] 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。
[0128] III.软件
[0129] 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。
[0130] 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。
[0131] 进入边界生成器2 3 2的输入包括将要执行手术的部位的手术前图像 (PRE-0PMGS)。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（MPNTDB)。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。
[0132] 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。
[0133] 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。
[0134] 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。
[0135] 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。
[0136] 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。
[0137] 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。
[0138] 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。
[0139] 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。
[0140] 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，还具有出入不出了图15C的页面的Z分量。
[0141] 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。
[0142] -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。
[0143] 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。
[0144] 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。
[0145] 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。
[0146] 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。
[0147] 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。
[0148] 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。
[0149] 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。
[0150] 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。
[0151] 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。
[0152] 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。
[0153] 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。
[0154] 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。
[0155] 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。
[0156] 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。
[0157] 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。
[0158] 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。
[0159] 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