日本ロボット学会誌 Vol. 27652

No. 6, pp.652〜660, 2009

学術・技術論文

ロッド駆動型多関節術具とこれを用いた MRI 環境対応小型マスタスレーブマニピュレータ岸宏 亮∗1 藤 江 正 克∗2 橋 爪
佐久間 一 郎∗4 土 肥 健 純∗5誠∗3MR-compatible Surgical Support Manipulator System with Rod-driven Instruments
Kosuke Kishi∗1 , Masakatsu G. Fujie∗2 , Makoto Hashizume∗3 , Ichiro Sakuma∗4 and Takeyoshi Dohi∗5
To overcome the diﬃculties associated with minimally invasive surgery, we have developed a magnetic resonance(MR)-compatible compact surgical robotic system. This system uses MR-guided navigation and can augment thesurgeon’s eye-hand skills that are limited by endoscopic surgery. To achieve MR-compatibility of the manipulators,
we had to provide remote actuation of joints from the ultrasonic motors located and driven at least 750 [mm] awayfrom the center of the MRI. We then developed a new surgical instrument and a novel tube-rod transmission mechr rod encased in a Teﬂon
r tube, as well as a technique for controlling theanism comprised of a ﬂexible PEEKtransmission mechanism. It was found that stiction force had a signiﬁcant impact on the stiﬀness of transmission
using a parameter estimation method. We derived an algorithm to compensate for the expansion of the rods that
occurred so we could negate the stiction force. The result of the compensation showed that the time delay between the reference to the ultrasonic motor and the movement of the joint was reduced from 600 to 80 [ms]. Using
the master-slave manipulator system with the tool and the transmission mechanism, we were able to perform eachprimitive motion of a suturing task for training material.
Key Words: Tendon Drive Mechanism, Master-slave Robot, Surgical Robot, MR-compatibility, Compact Robot

全で正確な手術を実現するシステムの開発を目的として，筆者

1. は じ め にらは MRI（Magnetic resonance imaging）を用いたナビゲー

1. 1 背景と目的

ション機能とマニピュレータを融合した Fig. 1 に示す手術支援

患者の体に負担をかけずに手術を行う低侵襲手術は，できる

マニピュレータシステムを提案している [3]．術者は，強磁場環

だけ小さな切開（侵襲）で手術を行うことにより患者の早期社境を有する MRI の中で動作可能な多数の小型マニピュレータ

会復帰を可能とし，高齢者のような回復力の弱い患者にも有効を，MR 画像を用いたナビゲーション画像を見ながら操作するな手術方法である．これを容易に実現することを目的としてロことにより，内視鏡では直視できなかった患部に対して治療をボット技術を用いた製品 [1] [2] もいくつか販売されるようになっ行うことができ，治療範囲の拡大，安全性の向上が図れる．
これまで筆者らは，MR 画像と連動して操作可能な穿刺針保てきたが，治療範囲が拡大されるわけでも安全性がより向上するわけでもなかった．そこで，低侵襲手術の課題である制限された自由度と視野を補い，時々刻々変化する患部に対してより安原稿受付 2008 年 9 月 30 日
日立製作所機械研究所∗2
早稲田大学理工学術院∗3
九州大学大学院医学研究院∗4東京大学大学院工学系研究科∗5
東京大学大学院情報理工学系研究科∗1
Mecanical Engineering Research Laboratory, Hitachi, Ltd.
∗2
Faculty of Science and Engineering, Waseda University∗3
Faculty of Medical Sciences, Kyushu University∗4
Graduate School of Engineering, The University of Tokyo∗5
Graduate School of Information Science & Technology, The University of Tokyo 本論文は有用性で評価されました．
∗1

JRSJ Vol. 27 No. 6

Fig. 1 Conceptual image of MR-guided surgical support system—62—

July, 2009

ロッド駆動型多関節術具とこれを用いた MRI 環境対応小型マスタスレーブマニピュレータ

653

持マニピュレータシステムを開発してきた [4]．このシステムでしかし，MRI 環境下にて術具を用いることを考えると，配置ス

は，マニピュレータの位置姿勢情報を用いて，マニピュレータ

ペースの問題，強磁場環境下の問題から，術具後端にアクチュが保持する穿刺針を含む断面の MR 画像をナビゲーション画像

エータを配置することができない．マニピュレータの関節機構ととして提供する．しかし，低侵襲手術をより安全かつ精確に支アクチュエータの位置を分離する機構として，術具後端部からワ援し治療範囲を拡大して普及させるためには，穿刺術のサポー

イヤ・プーリ系を用いて，マニピュレータの動作変化に対してワトだけでなく従来の内視鏡外科手術で用いている持針器や剪刀

イヤ経路長が変化しないように動力を伝達するシステム [15] [16]といった他の術具を用いて，MR 画像によるナビゲーション機

や，ヒューマノイドロボットの指や手を駆動するためにしばし能を用いた内視鏡外科手術も実現できるようにする必要がある．

ば用いられる蛇管ワイヤ機構などがある．一般に蛇管ワイヤ機

本報では，高さ 430 [mm] という MRI の狭隘空間内で，MRI

構は，ワイヤとチューブ間の摩擦，ワイヤの伸びやたるみ，ワイの強磁場と干渉せずに動作可能な多自由度術具機構とその制御

ヤ経路の短縮，チューブの途中形状変化による特性変動，といっ方法を提案し，これを用いた MRI 環境対応小型手術支援マス

た問題があり制御が困難であるが，ワイヤのたるみや伸びに対

タ・スレーブマニピュレータシステムについて述べる．

応するために，1 関節に対し二つのアクチュエータを用いてワ

MRI 下での治療を支援するシステムの研究として，正宗ら [5]が MRI 下で動く脳外科用穿刺ロボットについて報告して以降，イヤの拮抗駆動による制御を行うものや，ワイヤ張力を計測し様々な対象を目的とした穿刺マニピュレータが報告されてい環境下では使用できるセンサが限られており，ワイヤ張力が計る [6]〜[9]．ドイツの Innomedic 社は，INNOMOTION とい

測できないため力制御は難しい．先端部のセンサや力センサをう CT や MRI の中で穿刺が可能なマニピュレータを開発し，用いずにワイヤ牽引駆動機構の先端部を位置決めする方法としCE マークを取得している [10]．しかし，MRI 環境下で動作可ては，適応目標値フィルタ追従制御系の報告がある [23] [24]．

力制御を行うものが報告されている [20]〜[22]．しかし，MRI

能な多自由度術具は，マニピュレータサイズの制限および強磁場環境との干渉という理由からこれまで実現されていない．

また，蛇管ワイヤ方式は，ワイヤのたるみ等により制御性が悪化する欠点のほかに以下の問題がある．

本報では，1. 2 節にて術具の開発コンセプトを述べた後，2. 1（1）長時間の使用によりワイヤが疲労破断する可能性が高い．

節にて独立な屈曲 2 自由度と，開閉 1 自由度を有する先端 3 自（2）蛇管にワイヤを通す作業が難しく，組立やメンテナンスに由度の術具を一切のワイヤを用いず駆動可能な術具関節機構に時間がかかる．

ついて述べる．次に 2. 2 節にて術具後端部にモータを直結せず（3）関節一つにつき，関節を動かすために牽引する蛇管ワイヤに可撓性を有するロッドによって動力を伝達する蛇管ロッド機と，次の逆回転のためにワイヤを送り出す蛇管ワイヤの 2

構についてまとめ，2. 3，2. 4 節にてこれの制御系について述べ

本のチューブが必要となり，関節が多くなるにつれて設計

る．3 章にて本術具を用いたマスタスレーブシステムについて

自由度が限られる．
特に，術具機構の駆動のような小さな機構部（φ10 [mm] 程

述べ，4 章にてこれらを用いた実験結果を報告し，5 章でまと度）に大きな力（5 [N] 程度）がかかり，つねに複雑なサーボ駆

める．

1. 2 マニピュレータ用術具の開発コンセプト

動がなされる場合，ワイヤは疲労破断しやすくメンテナンスに

手術用術具は，安全性・小型化等の問題から，関節に直接ア

時間がかかる．そこで，マニピュレータの関節とアクチュエー

クチュエータを取り付けることは難しい．そこで従来の術具でタの位置を分離し自由な配置を実現するという利点を生かしつは，ワイヤを用いて動力を伝達して術具関節を駆動することがつ，上記の問題を抜本的に解決する蛇管ロッド機構を提案する．

多かった [11]〜[14]．しかし，ワイヤを用いて関節を駆動する

2. ロッド駆動型多関節術具と，複数の関節が連結された多自由度術具において，根元側の要である．そこで，ワイヤを用いずに剛体のロッドやリンクに

2. 1 ワイヤを使わない多自由度術具関節機構開発した本術具の先端関節機構について Fig. 2 を用いて説明する．端部にギヤが切ってあるラックロッド 1 を直動させると，それとかみ合うピニオンギア 1 が回転し，ピニオンギア 1 と一体化したギア 1 が回転する．ギア 1 は，ギア 2，ギア 3，ギア
4 を回転させ，ギア 4 と一体になったかさ歯車 1 を回転させる．
かさ歯車 1 はグリッパ 1 と一体になったかさ歯車 2 を回転させるため，グリッパ 1 は術具に対して ±90 度回転可能である．
一方，平行リンク機構の一部であるリンクロッド 1 を動かすと，リンクロッド 2 がガイドギア 1 にかみ合って動くガイドギ
ア 2 を回転させる．ガイドギア 1 は，ガイドギア 2 と噛み合う

よって，術具を屈曲させるという研究が進められている [17]〜ように歯車が切ってあるが，術具本体に対して回転しないよう[19]．筆者らはさらに，屈曲に加え術具開閉に対してもワイヤに固定されている．つまり，ガイドギア 2 は，ガイドギア 1 に関節から先端側の関節にワイヤを導く過程で，根元側の関節の動作によって先端側関節駆動用ワイヤの経路長が変化し，ワイ
ヤがたるんだり，ひっかかったりといった問題が生じ，制御を困難なものにしていた．これを解決するために，一つの関節に二つのアクチュエータを用いて協調駆動するといった方法があるが，アクチュエータ数が増加するため小型化することが難し
い．また，ワイヤ経路長の変化に対し，各関節が干渉することなく独立に駆動可能なワイヤ経路を設計した術具も開発されている [15] [16] が，ワイヤの疲労や磨耗によりワイヤが切れたり
伸びたりする可能性があり，時間経過に伴いメンテナンスが必対して，自転しながら公転する．そのため，ガイドギア 2 と一体を用いず，屈曲半径の小さい術具の開発を目指す．
また，従来の電動術具では術具先端関節の駆動源として，術具のベースが保持するグリッパ 1 が，術具に対して屈曲する．ギ

後端部にアクチュエータを配置することが多い [14] [17]〜[19]．

ア 2 とガイドギア 1，ギア 3 とガイドギア 2 は，それぞれ中心

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誠

佐久間 一 郎土 肥 健 純

Fig. 3 Surgical tools

2 片のグリッパ（1，a）を同じ方向に動かすことにより，屈曲関節に対し直交した首ふり関節となる．さらに 2 片のグリッ
パを反対方向に動かすことにより，グリッパの開閉を実現する．
これらの機構により，ワイヤを使うことなく，屈曲関節とグリッパの動きが非干渉な先端 3 自由度を実現できる．この機構を用いて製作した術具を Fig. 3 に示す．本術具は MRI の強磁場環境下と生体安全性を考慮し，すべてチタンにより製作している．ギアのモジュールは平歯車が 0.2，かさ歯車がモジュー
ル 0.3 と小さいが，チタンの曲げ応力が高く，回転速度も最大360 [deg/s] 程度と低速なため，歯の欠け等の問題は生じていな
い．実際の運用時には，歯の破片が臓器に落ちることや，ギアへの臓器のはさみこみを防ぐために術具先端にゴムカバーをかぶせる．

2. 2 蛇管ロッド式動力伝達機構
MRI 環境下では，MRI 磁場中心から 750 [mm] 程度離れた位置に配置した超音波モータから動力を伝達することにより，MR
撮像に影響を及ぼすことなく関節を動かすことができる [4]．超音波モータから MRI 磁場中心付近までは，タイミングベルトを用いた動力伝達機構により駆動力を伝達し，そこから新たに開発した蛇管ロッド機構により術具軸後端部まで動力を伝達する．
蛇管ロッド機構とは，可撓性を有するチューブの中に，曲げ方向には可撓性を有しつつ，軸方向には剛体として作用するロッFig. 2 Mechanism for the surgical tool

ドを通し，ロッドの押し引きにより動力を伝達する機構である．

r （PTFE（四フッ化エチレン樹脂））
具体的には，テフロン を等しくし，同じ半径で歯が切ってある．ギア 2 を固定していればギア 2 はガイドギア 1 と同じ働きとなり，リンクロッド 2を動かして術具を屈曲させても，ギア 3 はガイドギア 2 と同じチューブの中に可撓性を有するエンジニアリングプラスチックr
である PEEK（Poly-ether ether ketone）のロッドを通し，
r
PEEK
ロッドの両端にラックを取り付け，駆動力を直動運動

ように自転しながら公転する．このとき，ギア 3 はガイドギア
2 からみれば不動となるため，ギア 3 と連動しているギア 4 お
よびグリッパ 1 は屈曲動作から影響を受けない．逆に，グリッ
パ 1 の動きに屈曲動作が影響を受けることもない．ラックロッ
ド 1，ピニオンギア 1 とギア 1，ギア 2，ギア 3，ギア 4 とかさ歯車 1，かさ歯車 2，グリッパ 1 に対し，A-A 断面をはさんで反対側にラックロッド a，ピニオンギア a とギア a，ギア b，
ギア c，ギア d とかさ歯車 a，かさ歯車 b，グリッパ a が同様に配置されており，同様の働きをする．Fig. 2 IV) 図に，Fig. 2
III) 図からグリッパ a の動作に関連するギヤトレインのみを抽として伝達する．蛇管ロッド機構では，ロッド剛性が十分高い出した図を示す．

出する長さに限界があることである．つまり，伝達する力の大JRSJ Vol. 27 No. 6

ため蛇管ワイヤ方式のようにロッドが断裂するということが発生しにくく，メンテナンスの必要頻度が大幅に低減する．また，蛇管ワイヤ方式のように 1 自由度に 2 本の管を必要とすることなく，一本のロッドの押し引きにより動力を伝達するため空間効率がよい．さらに，ワイヤのようにたるみといった問題が発生しにくく，構造体はすべて樹脂であるため強磁場を有する MRI
環境下でも利用できる．
蛇管ロッド機構のデメリットとしてはロッドの押し引きにより動力を伝達するため，チューブから押し出されてロッドが突—64—

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ロッド駆動型多関節術具とこれを用いた MRI 環境対応小型マスタスレーブマニピュレータ

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Fig. 4 Overview of tube-rod mechanism

きさと距離によっては，ロッドが座屈して動力を伝達できなくなる問題が生じる．PEEK チューブ端部は剛体のラックに接続されており，ラックは歯面以外の 3 面を摺動するガイドでおさr
えているため，PEEK
ロッドがチューブから突出する部分を両端固定の長さ lr の円柱と仮定すると，座屈荷重 Fk は

Fk = 4π 2 EIlr 2（1）となる．ただし，E はヤング率，I は円柱の断面 2 次モーメr
ロッドの円柱直径を 1.5 [mm]，ヤングントである．PEEK

r
材の最低レベルである E = 2.35 [GPa] とし，率を PEEK

r ロッドにかかる最大の力 F を 100 [N] とすると，
PEEKklr = 15.2 [mm] で座屈する．そこで直動可能伝達範囲を 14 [mm]Fig. 5 Measurement object with the encoderとした．なお，このときグリッパ先端で出力できる力は計算上20 [N] となる．
2. 3 モデル化とシミュレーション
本システムは小型化と MRI 環境下での動作を目指している
ため，強磁場下に配置されるマニピュレータ本体では力や位置情報を取得するためのセンサを用いることができない．そこで，モータ付属のエンコーダの情報を用いてセミクローズドフィー
ドバックにより関節を制御することを目的とし，超音波モータ
Fig. 6 Model of tube-rod mechanism

から関節機構まで含めた伝達系に対し摩擦系を含めたモデリン
グを行う．評価のために関節部に測定用エンコーダを取り付けて実際の関節の挙動を計測する．さらに，測定用のエンコーダ

る．超音波モータから MRI 磁場中心付近までは，タイミング

を用いずに関節を操作指令値に追従させることを目的とした摩ベルトを用いた動力伝達機構により駆動力を伝達し，蛇管ロッ

擦補償アルゴリズムを開発した．

ド機構を経た後，術具後端部のラックアンドピニオン機構を介蛇管ロッド系の構成と制御系をモデル化したブロック線図をして術具内で動力を伝達する剛体のラックロッドを動かして術

Fig. 4 に示す．操作入力装置からマニピュレータ先端の位置姿

具先端の関節を駆動する．術具先端のグリッパには測定用エン

勢の指令を受けると，ジョイントプランナーはマニピュレータのコーダを取り付けることはできないが，Fig. 5 に示すように術

逆運動学を計算して関節への指令値 xt を生成する．この xt か

具先端部のギヤとかみ合うように測定用のエンコーダを取り付

ら，2. 4 節で提案する摩擦補償アルゴリズムに従って指令値 xa

けこの値を術具先端グリッパの角度と仮定して動作を解析する．

を生成する，あるいはこのアルゴリズムを使用しなければ指令

なお本モデル化および実験は，Fig. 5 に示す関節 6 と名づけた

値 xt と等価な指令値 xa を生成する．モータは超音波モータをグリッパに対して行った．

用いており，超音波モータに付属したエンコーダによりモータ

ロッド・チューブ間のクリアランスや経路の短縮などに起因の回転角 xm を取得することができる．操作指令値 xa とモーする不感帯，ギヤのバックラッシなどを等価バックラッシとし

タ位置 xm との偏差をとり，PD 補償器で操作量を演算し，モーてまとめ，Fig. 6 に示す 1 質点系のモデルとして簡易化した．
Mt を関節部等価質量，kt を関節にかかる剛性，ct を関節にかかる粘性，krod をロッドの剛性，等価バックラッシをバック
ラッシ関数 φ(x) とし不感帯の幅を関節角度換算で Bld ，ロッド

タアンプに指令電圧を入力する．制御用計算機の OS としてリr
アルタイム OS である QNX（QNX Software Systems）を採用し，サンプリングタイム 1 [ms] で各軸 PD 制御を行ってい日本ロボット学会誌 27 巻 6 号—65—2009 年 7 月

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宏 亮

藤

江 正 克

橋 爪

誠

佐久間 一 郎土 肥 健 純とチューブ間に発生する摩擦を Ff ric とした．なお，マニピュ
レータの動作範囲に対して，十分なチューブ長さを用意しているため，チューブの途中形状の変化は少なく，チューブ形状による特性変動を考慮しない．このモデルは次式で表現できる．

Mt ẍt = krod φ(xm −xt ) − kt xt − ct ẋt −Ff ric （2）ただし，摩擦力 Ff ric は関節が動いている状態と静止している
状態，状態間の遷移状態の 3 状態としてsign(ẋ)F= F
sign(F )Fsliding

Ff ric

trans

trans

static(ẋt = 0)(ẋt = 0, |Ftrans | < Fstatic )(ẋt = 0, |Ftrans | ≥ Fstatic )（3）と表す．Fsliding は動摩擦力，Fstatic は静摩擦力であり，関節Fig. 7 Response of tube-rod mechanism (no using compensatedalgorism)部にかかる力 Ftrans は，Ftrans = krod φ(xm −xt ) − kt xt − ct ẋt（4）
値入力から実際の動作までの時間遅れの目標値は，画像転送遅である．

r
これを Matlab
/simulink（MathWorks, Inc.）上でモデル

れ 30〜60 [ms] や，マスタからスレーブへの転送遅れ約 20 [ms]化し，関節 6 について実際の実験データを用いたパラメータ推定などが加算されることを考慮し，100 [ms] と設定した．グリッを行った．静摩擦と動摩擦の切り替えには，Stateflow（Math-

パの目標関節精度は，特に明確な先行指標が見当たらなかった

Works, Inc.）を用いた．入力指令値は，術具先端グリッパ関節の動作範囲の半分である振幅 45 [deg] で，周期 8 [s] の正弦波

ため，開閉に支障のない角度から 5 [deg] と設定した．これを実現するための補償アルゴリズムについて次節で述べる．

とした．この指令値と摩擦補償アルゴリズムを用いずに行った

2. 4 摩擦補償アルゴリズムの設計

実験での測定用エンコーダによって測定された実験値，および

指令値と実験値に乖離ができる原因は，推定されたパラメータシミュレーションによる値を Fig. 7 に示す．関節の初期位置はからロッドとチューブ間の摩擦が大きいことに由来すると推測でバックラッシの中間位置としている．指令値に対し計測用エン

きる．静摩擦力 Fstatic を打ち消すためにロッドに力をかけると，

コーダから得られた結果は，立ち上がり時の時間遅れ 600 [ms]，Fstatic /krod [m] 分ロッドが伸びる．等価バックラッシ量も含めピーク時のギャップは 20 [deg] と大幅な遅延と振幅の減衰が見ると，ロッドの初期必要駆動量は，関節角度換算で 19.5 [deg]られた．このデータを基に推定されたパラメータは，と計算できる．

関節部等価質量：Mt = 3.86 [kg]

そこで，時々刻々の指令値の差分値を監視し，その正負の逆関節にかかる剛性：kt = 315 [N/m]

転にあわせて静摩擦力の打ち消しに必要なロッド移動量 xsm を関節にかかる粘性：ct = 212 [kg/s]

加える摩擦補償アルゴリズムを指令値に追加する．回転の反転

ロッドなどの剛性：krod = 21,187 [N/m]

時には，これまでの動作のために余分に駆動した移動量 xsm をギヤやロッドなどの不感帯幅：Bld = 0.55 [deg]打ち消し，さらに反転動作を行うために必要な静摩擦力相当分

動摩擦力：Fsliding = 32 [N]

xsm を動かすという摩擦補償量を指令値に追加する．ただし，

静摩擦力：Fstatic = 33 [N]

指令値の微小な振動や計算誤差による正逆転の反転時には巻きとなった．推定されたデータを基にしたシミュレーション結果取りを実行しないように，正逆転時の不感帯を設定する．さらは，実験データと同様の結果を示しており，モデル化が妥当であに，正逆転時のロッドへの指令値の急激な変化を軽減するため

r ロッドのヤング率は公表されていなることが分かる．PEEKr
いが，一般材料としての PEEK
のヤング率は 2.35 [GPa]〜

1に，ローパスフィルタ T s+1を追加した．
l

3. MRI 環境対応小型マスタスレーブマニピュレータ

13 [GPa] と混合物によってばらつきがあることが分かっている．
rのロッド半径 1.5 [mm]，ロッド長さ 0.5 [m] を用いて PEEK
剛性を計算すると，8,300〜 45,900 [N/m] となり，推定された
r
PEEK
ロッド剛性値 krod は妥当である．

3. 1 MRI 環境対応小型スレーブマニピュレータ
開発した MRI 環境対応小型スレーブマニピュレータを Fig. 8rに示す．高さ 430 [mm] の MRI（日立メディコ：AIRIS-II
）の手術支援用マスタ・スレーブシステムにおいて支障なく操作

開放部内に配置可能である．体表刺入点の位置とマニピュレータ

できる最大の時間遅れは，330 [ms] といわれている [25]．当然，の許容サイズは，患者の体のサイズおよび MRI の開口部高さに時間遅れが少なければ少ないほど操作性はよいので，マスタ・ス

よる制限から決定した．青年群と高齢者群の臍位腹部厚径平均値

レーブシステムにおける時間遅れとして上記値を参考に 200 [ms]197 [mm] [26] に，気腹による腹部高さ上昇分 30 [mm] を足し合
わせ，手術台天板から高さ 227 [mm] の位置に刺入点を設定し，を目標に設定した．そこで，スレーブマニピュレータ内での指令

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Fig. 9 Master consoleFig. 8 MR-compatible compact slave manipulator

その上下 30 [mm] でピボット点高さを調整可能とした．さらに，

in-vivo 実験で用いるミニブタの大きさを考慮し，ピボット点高さ 176 [mm] から 242 [mm] まで調整可能な位置決め機構を用意した．MRI の撮像領域開口部高さは 430 [mm]，手術台天板高さ 23 [mm]，腹部最大高さ 242 [mm] とすると，腹部から MRI
開口部天井までの間隔は 165 [mm] となる．そこで，マニピュ
レータや動力伝達機構の動作空間を考慮して，10 [mm] 余裕を取り，高さ 155 [mm] でマニピュレータを開発した．本マニピュ
レータは，2 章で述べた術具を体表刺入点でピポット運動（円錐頂角 60 [deg]）および直動（75 [mm]），回転（± 180 [deg]）させることができる．これらの 4 自由度は，Fig. 8 上の白色の破線で示されており，蛇管ワイヤ方式で駆動している [4]．術具は長さ 100 [mm]，150 [mm]，200 [mm] の 3 種類の術具を用意した．術具先端の動作範囲は頂角 60 [deg] の円錐底面となり，術Fig. 10 Right arm of master devices

開閉 1 自由度を有している．術者は，あたかも術具先端のグリッパを持って操作しているかのように，入力を行うことができる．
本マスタデバイスの位置情報入力可能範囲は，200 [mm] 角の立方体内であり，これはモーションスケール比 1 のときに，ス
レーブマニピュレータ先端の動作範囲をすべて含む大きさである．

4. 実験結果と考察

決めは，Fig. 8 上の点線で表した手動 4 関節で位置決めを行う．

4. 1 術具関節制御結果と考察
2. 4 節で設計した摩擦補償アルゴリズムを用いてシミュレー
ションおよび実験を行った結果を Fig. 11 に示す．このときの本マニピュレータを設置する際は，患者を MRI で撮像して手指令値と実験値の差，および摩擦補償アルゴリズムを用いなかっ術計画を立案し，その計画に基づいて手動関節の設定位置を計た場合（Fig. 7）との差をプロットしたものが，Fig. 12 である．

具長さを直径とする円内である．刺入点（ピボット点）の位置

算し設置する [27]．上記 4 関節と術具 3 関節の計 7 関節を用い

これらより，指令値に対する偏差が大幅に減少し，目標関節て，術具先端での位置姿勢 6 自由度と術具開閉 1 自由度を実現

誤差 5 [deg] に対し，関節誤差 2.6 [deg] を実現した．また，信する．

号立ち上がり時の時間遅れについても 600 [ms] から 80 [ms] と3. 2 マスタコンソール

摩擦補償アルゴリズムを用いないときに比べ約 85%低減し，ス

上記スレーブマニピュレータを MRI シールドルーム外から

レーブマニピュレータ単体での目標時間遅れ 100 [ms] 以下を実遠隔操作可能なマスタコンソールとその右腕操作部を Fig. 9，

現した．なお，牽引長さに比例したロッド伸び係数およびロッド

Fig. 10 に示す．マスタコンソールは，術者周りに情報を提供す

巻き取り量は，上記設計値を基に実験的に求めた結果，xsmd =るモニタを集中させつつも，没入型ではなく，操作中も周りを見渡せるようなデザインとした．さらに，日本の狭い手術室を18.5 [deg] となった．なお，巻き取りの不感帯 Db は 関節角度1とした．
換算で 0.01 [deg]，ローパスフィルタ時定数 Tl = 2π·10

意識し，術場を占有しないコンパクトな装置を目指した．マス

上記のパラメータを用いて，様々な波形や振幅や周期を変えタデバイスは Fig. 10 に示すように位置姿勢の 6 自由度と術具のて行った時間応答実験の一部の結果を Fig. 13 に示す．波形や

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振幅，周期にかかわらず本アルゴリズムおよび上記パラメータが十分に機能することを確認した．また，これらのグラフではモータ付属のエンコーダ値をプロットしているが，指令値のピー
ク前後における摩擦補償アルゴリズムによる指令値の急激な変化に対しても，モータが激しく振動することなく指令値通りに追従できている．
一軸に対して 2 本の経路がある蛇管ワイヤ系に比べ，蛇管ロッド機構は単純な構造であるため，上記のような簡単な摩擦補償
アルゴリズムで十分な成果をあげることができた．これより，本機構の有用性が示された．今後，システム全体を用いた実験を通して，時間遅れや関節誤差が十分であるか，検証をすすめていく必要がある．

4. 2 マスタ・スレーブ操作実験
スレーブマニピュレータ 2 台とマスタコンソールを用いて，Fig. 11 Response of tube-rod mechanism using compensated algorism

マスタ・スレーブシステムを構築し，内視鏡下手術での基本手技となる彎曲針の針かけ，糸結びといったタスクをマスタ・ス
レーブ操作により模擬臓器に対して行った．Fig. 14 に示すよ
うに，模擬臓器に針をかけ，2 回糸を結ぶといった基本的な手技が実現できることを確認した．針は，26 [mm] の 1/2 彎曲針で 2-0 のシルクの糸を用いている．
外科医からは術具の屈曲半径が小さいため（術具直径 10 [mm]に対し屈曲半径は 7.6 [mm]．Fig. 2 II 図参照），糸結びのような複雑な作業を行う際に有効であるというコメントを得た．なお，作業中，時折把持している彎曲針がすべることが確認された．把持力を計測する手法が確立できていないため，フォース
ゲージに糸をとりつけ，それをマスタ・スレーブシステムを用いて把持し牽引することにより，把持がすべり糸を把持できなくなったときの値を計測し把持力を推定した．糸は 2-0 のシル
クの糸を用いている．これより 420 [g] 程度で糸がすべり把持できなくなることを確認した．他のシステムとの比較や針を握った状態（負荷をかけた状態）でのモデル化および検証は今後の課題である．

Fig. 12 Error of tube-rod mechanism (no using vs using compensated algorism)

なお，MRI 環境下で使用可能な彎曲針を入手できなかったため，本針かけ実験は一般環境下にて行ったが，本スレーブマニ
ピュレータは，MRI との機械的な干渉もなく MRI の磁場環境下で動作可能であることを確認している [4]．Fig. 15 は，ミニブタを用いた in-vivo 実験中，肝臓に埋め込んだ擬似腫瘍の周囲を本マニピュレータにより圧迫した際の術具先端と腫瘍を含Fig. 13 Response of tube-rod mechanism using compensated algorism (sin wave, amplitude = 45 [deg], cycle = 6 [s])JRSJ Vol. 27 No. 6—68—

Fig. 14 Suture operation with 2 slave manipulators

July, 2009

ロッド駆動型多関節術具とこれを用いた MRI 環境対応小型マスタスレーブマニピュレータ

Fig. 15 Endoscopic image and MR image

む MR 画像断面の様子とそのときの内視鏡画像である [27]．術中リアルタイムに撮像した MR 画像が読み取りに耐えうることを臨床外科医が確認している．

5. お わ り に狭隘空間かつ強磁場空間である MRI の撮像領域内にて，MR
画像を撮像しながら治療を行う手術支援マニピュレータシステ
ムを開発するために，ワイヤを用いないロッド駆動型多関節術
具と動力伝達機構，およびその制御方法について述べ，以下の結論を得た．
（1） MRI 環境下でのマニピュレータの駆動と小型化を両立する
ために，マニピュレータの関節からアクチュエータを分離し，離れた位置から関節に動力を伝達するための蛇管ロッド機構，およびワイヤを一切用いない先端 3 自由度の術具機構を開発した．
（2）蛇管ロッド機構を含む術具駆動系をモデル化後パラメータ
推定し，蛇管ロッド系の挙動を分析した．開発した機構において，ロッドとチューブの摩擦が高く，関節誤差 20 [deg]，
時間遅れ 600 [ms] となり，静摩擦力を打ち消すためにロッドを余分に直動させる必要があることを明らかにした．
（3）推定した挙動に基づく摩擦補償アルゴリズムを蛇管ロッド機構に適用することにより，関節誤差および時間遅れとも
約 85%低減することができた．
（4）提案した術具機構を駆動する MRI 環境対応小型手術支援
マスタ・スレーブシステムを用いて，針かけ・吻合が可能なことを示し，外科手術の基本手技実現の見通しを得た．
謝 辞

本研究は独立行政法人新エネルギー・産業技術総合開発機構（NEDO）基盤技術研究促進事業「未来型医療を実現
する小型手術用ロボティックシステムの研究開発」の委託により実施した．

参考 文

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2009 年 7 月

岸

660

宏 亮

藤

江 正 克

橋 爪

誠

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2007.

岸 宏亮（Kosuke Kishi）

藤江正克（Masakatsu G. Fujie）

2001 年 3 月東京大学大学院修士課程（機械情報工学専攻）修了．同年 4 月より日立製作所機械研究所勤務．博士（工学）．手術支援システムの研究開発に従事．日本機械学会，日本コンピュータ外科学会の会員．
（日本ロボット学会正会員）

橋爪

佐久間 一 郎誠（Makoto Hashizume）

1984 年九州大学大学院医学研究科博士課程修了．医学博士．1998 年九州大学医学部第二外科助教授を経て，1999 年九州大学大学院医学研究科災害救急
医学（後に大学院医学研究院先端医療医学部門災害
救急医学分野に名称変更）教授就任．2003 年九州大学病院先端医工学診療部長併任．現在，消化器外科，門脈圧亢進症，ロボット医学，低侵襲治療学，災害救急医学などの研究に従事．低侵襲治療に興味を持つ．第 41 回日本消化器外科学，2003 年度日本ロボット学会実用化技術賞受会会長賞（1993 年 2 月）
賞．日本外科学会，日本救急医学会，日本コンピュータ外科学会（理事），日本腹部救急医学会（理事），日本門脈圧亢進症学会（評議員），
日本消化器外科学会（評議員），日本消化器内視鏡学会（評議員），日
本肝臓学会（評議員）ほかに所属．

1971 年早稲田大学大学院修士課程修了．日立製作
所機械研究所にてロボットの研究開発に従事．同社
主管研究長を経て 2001 年より早稲田大学理工学部
機械工学科教授，現在，早稲田大学理工学術院教授．
日本機械学会（フェロー・評議員），IEEE 等の会
員．注目発明科学技術長官賞・日本ロボット学会実用化技術賞・日本機械学会技術賞・日経 BP 技術賞・今年のロボット
大賞審査委員特別賞，IEEE Harashima Award，工学博士．
（日本ロボット学会正会員）

佐久間一郎（Ichiro Sakuma）
1985 年東京大学大学院工学系（精密）博士課程中
退．工学博士（1989 年東京大学）．現在同大学大学院工学系研究科教授．医用生体計測，医用画像，
ロボティクスを利用した手術支援に関する研究に従事．所属学会：日本コンピュータ外科学会，日本生体医工学学会，精密工学会などの会員．
（日本ロボット学会正会員）

土肥健純（Takeyoshi Dohi）
1977 年東京大学大学院工学系研究科博士課程修了，工学博士．1980 年東京電機大学工学部助教授．1981
年東京大学工学部助教授，1988 年同教授．2001 年
より東京大学大学院情報理工学系研究科教授．日本
ロボット学会実用化技術賞（2003），日本生体医工学学会生体医工学シンポジウムベストリサーチア
ワード 2005，Asian CAS 功労賞（2007），今年のロボット大賞 2007
優秀賞，審査員特別賞など．専門：医療福祉工学．所属学会：日本生体医工学会（旧日本エム・イー学会）前会長，ライフサポート学会理事・前会長，日本臓器保存生物医学会副理事長，日本生活支援工学会副会
長理事，日本コンピュータ外科学会理事（理事長：2004.4 2006.3），
ISCAS 前会長，IUPESM 理事 (2000.8 2003.8），MICCAI 理事（〜2005.9）．

JRSJ Vol. 27 No. 6—70—

July, 2009