工程科学学报，第41卷，第6期：709-718,2019年6月 Chinese Journal of Engineering,Vol.41,No.6:709-718,June 2019 D0:10.13374/j.issn2095-9389.2019.06.002;http:/journals..usth.edu.cn 临床外科手术中骨切削技术的研究现状及进展 王 震”，宋晓菲)四，陈彤云》 1)天津大学机械工程学院，天津3003502)南开大学附属胸科医院，天津300350 ☒通信作者，E-mail:xiaofeisong(@ju.cdu,cn 摘要对骨切削研究中的骨切削数值仿真本构模型、骨切削手术工艺及机理等方面进行了综述，着重介绍了切削参数对骨 切削的影响、骨切削刀具设计等，并对医学领域新兴的超声骨切削技术进行了介绍和分析.最后得出应从以下方面完善骨切 削研究：(1)骨切削数值仿真的本构模型有待开发：(2)构建系统的骨材料切削理论以解释骨材料切屑形态的切削机理：(3) 骨材料切削刀具的开发需要进一步深化：(4)超声骨切削由于安全性高、损伤小、愈合快的特点将成为未来临床骨切割操作的 发展方向和趋势. 关键词骨切削：本构模型；切削温度：切削损伤：超声骨切削 分类号TG501.1 A review of bone cutting in surgery WANG Zhen,SONG Xiao-fei,CHEN Tong-yun2) 1)School of Mechanical Engineering,Tianjin University,Tianjin 300350,China 2)Affiliated Chest Hospital,Nankai University,Tianjin 300350,China Corresponding author,E-mail:xiaofeisong@tju.edu.en ABSTRACT Bone cutting is a basic and vital clinical operation in surgery.Traditional mechanical processing methods such as drill- ing,grinding,and milling,are widely applied in bone surgery.Bone is a hard biological tissue with a complex structure.The compact bone structure is similar to a brittle fiber-reinforced composite.It is easy to damage bone tissue and reduce bone activity during cutting. The quality and efficiency of bone cutting are related to the therapeutic and rehabilitative outcomes of patients.A correct understanding of bone-eutting processes and mechanisms,optimizing the process parameters of bone cutting,and developing advanced bone-cutting surgical tools are important ways to reduce cutting-induced thermal-mechanical damage from bone cutting and improve the postoperative rehabilitation of patients.This article reviewed published works related to constitutive models of bone tissue,bone cutting processes, and the cutting mechanisms used in different bone-cutting surgeries,with a main focus on the effect of machining parameters and tool design.The latest techniques and challenges in ultrasonic bone cutting were also discussed.Finally,it is concluded that bone-cutting research should address the following aspects:(1)improving the constitutive model for numerically simulating bone cutting:(2)con- structing a systemic bone-material-cutting theory that explains the cutting mechanism as it relates to the chip morphology of bone materi- al:(3)further refining the development of cutting tools for bone materials:(4)recognizing the advantages of ultrasonic bone cutting, including high safety levels,less damage,and faster healing,which will guide the development trends of future clinical bone-cutting operations. KEY WORDS bone cutting:constitutive model;cutting temperature:cutting-induced damage;ultrasonic bone cutting 骨切削操作在临床上是一项基础而关键的技术，应用广泛，如神经外科开颅手术、心胸外科的开 收稿日期：20180508 基金项目：国家自然科学基金资助项目(51875404)：天津市自然科学基金资助项目(18CYBC19700)
工程科学学报，第 41 卷，第 6 期: 709--718，2019 年 6 月 Chinese Journal of Engineering，Vol． 41，No． 6: 709--718，June 2019 DOI: 10． 13374 /j． issn2095--9389． 2019． 06． 002; http: / /journals． ustb． edu． cn 临床外科手术中骨切削技术的研究现状及进展 王 震1) ，宋晓菲1) ，陈彤云2) 1) 天津大学机械工程学院，天津 300350 2) 南开大学附属胸科医院，天津 300350 通信作者，E-mail: xiaofeisong@ tju． edu． cn 摘 要 对骨切削研究中的骨切削数值仿真本构模型、骨切削手术工艺及机理等方面进行了综述，着重介绍了切削参数对骨 切削的影响、骨切削刀具设计等，并对医学领域新兴的超声骨切削技术进行了介绍和分析． 最后得出应从以下方面完善骨切 削研究: ( 1) 骨切削数值仿真的本构模型有待开发; ( 2) 构建系统的骨材料切削理论以解释骨材料切屑形态的切削机理; ( 3) 骨材料切削刀具的开发需要进一步深化; ( 4) 超声骨切削由于安全性高、损伤小、愈合快的特点将成为未来临床骨切割操作的 发展方向和趋势． 关键词 骨切削; 本构模型; 切削温度; 切削损伤; 超声骨切削 分类号 TG501. 1 收稿日期: 2018--05--08 基金项目: 国家自然科学基金资助项目( 51875404) ; 天津市自然科学基金资助项目( 18JCYBJC19700) A review of bone cutting in surgery WANG Zhen1) ，SONG Xiao-fei1) ，CHEN Tong-yun2) 1) School of Mechanical Engineering，Tianjin University，Tianjin 300350，China 2) Affiliated Chest Hospital，Nankai University，Tianjin 300350，China Corresponding author，E-mail: xiaofeisong@ tju． edu． cn ABSTＲACT Bone cutting is a basic and vital clinical operation in surgery． Traditional mechanical processing methods such as drilling，grinding，and milling，are widely applied in bone surgery． Bone is a hard biological tissue with a complex structure． The compact bone structure is similar to a brittle fiber-reinforced composite． It is easy to damage bone tissue and reduce bone activity during cutting． The quality and efficiency of bone cutting are related to the therapeutic and rehabilitative outcomes of patients． A correct understanding of bone-cutting processes and mechanisms，optimizing the process parameters of bone cutting，and developing advanced bone-cutting surgical tools are important ways to reduce cutting-induced thermal--mechanical damage from bone cutting and improve the postoperative rehabilitation of patients． This article reviewed published works related to constitutive models of bone tissue，bone cutting processes， and the cutting mechanisms used in different bone-cutting surgeries，with a main focus on the effect of machining parameters and tool design． The latest techniques and challenges in ultrasonic bone cutting were also discussed． Finally，it is concluded that bone-cutting research should address the following aspects: ( 1) improving the constitutive model for numerically simulating bone cutting; ( 2) constructing a systemic bone-material-cutting theory that explains the cutting mechanism as it relates to the chip morphology of bone material; ( 3) further refining the development of cutting tools for bone materials; ( 4) recognizing the advantages of ultrasonic bone cutting， including high safety levels，less damage，and faster healing，which will guide the development trends of future clinical bone-cutting operations． KEY WOＲDS bone cutting; constitutive model; cutting temperature; cutting-induced damage; ultrasonic bone cutting 骨切削操作在临床上是一项基础而关键的技 术，应用广泛，如神经外科开颅手术、心胸外科的开
·710 工程科学学报，第41卷，第6期 胸手术、口腔外科颌面骨与牙齿的调磨、骨外科的截 外环骨板 黏合线 骨、钻骨手术等.骨切削的质量与效率是影响手术 密质骨 ,骨单位纤维 治疗与康复效果的关键因素.如骨外科中折断骨周 一间骨板基质 围钻孔的质量关系到固定和安装医疗用具的定位准 松质骨 确性和稳固性.随着人类对低创伤、快愈合外科手 内环骨板 术要求的不断提高，近年来越来越多的学者开展骨 切削技术的研究回 不同于工程材料切削，临床切骨绝大多数是封 闭式容屑的干切削方式，无法施加外部冷却，骨组织 的热传导率低，热量不易及时导出，热量积聚导致切 图1骨材料结构组成图回 削区周围的温度场变化，对骨组织的生物活性影响 Fig.I Bone material structure 很大.研究表明，人体骨组织的极限安全温度是 简化为二维正交模型，从切削原理的角度出发来研 47℃，一旦温度过高，骨组织发生热损伤，生物活性 将明显降低，甚至造成骨热坏死或骨髓炎.另一 究.该方法在金属和复合材料切削仿真中已经取得 了广泛应用. 方面，骨材料作为半脆性材料，切削过程中切削层极 皮质骨的正交切削研究始于20世纪70年代 易产生断裂损伤，并传播至骨内层.切削力的变化 Jacobs等学者1974年首先依据剪切滑移Merchant 会引起切削表面产生裂纹，在矿化的骨基质中积累 切削理论，研究了皮质骨的正交切削中前角和进给 的小裂纹也会引起骨细胞调亡，而且会将存于孔隙 速度对切削力和切屑形态的影响.随后Wiggins 中的骨髓挤压出来，造成二次伤害，影响术后恢复. 和Malkin做了类似研究，并在切削过程中采用突然 另外，骨切削表面质量直接关系到人工假体和骨组 中断的方法观察瞬时切屑形态因.Krause于1987 织的配合精度.因此改善目前骨组织切削中存在的 年用同样的方法证实了较高的进给速度、较小的负 热力损伤，实现安全、高效、低损的骨切削手术，是医 前角(0~10)可以减小切削力m.2013年，Sui等 生及学者不断追求的目标 采用回归和方差分析法研究骨切削中前角和进给速 1骨材料的力学本构模型 度的影响，由Merchant理论计算得出的切削力值和 实验结果取得了很好的吻合圆 骨组织作为生物进化材料，不同于一般工程材 近年来，随着计算机仿真技术的进步，有限元切 料，其组织是由胶原纤维和矿物质组成的各向异性 削仿真成为研究皮质骨切削的有效方法，并得到推 高强度黏弹性生物复合材料，且具有硬脆材料的特 广应用.John-Cook(JC)模型是描述材料在切削时 点.如图1所示，骨的宏观结构包括密度较大的皮 塑性变形过程的理想本构模型，广泛应用于金属切 质骨与结构疏松的松质骨，松质骨被皮质骨包围在 削瞬态仿真分析过程中.皮质骨是一种硬脆组织， 骨内环.其中皮质骨主要承担力学行为，而松质骨 不考虑各项异性和材料非均匀性的条件下可类比金 是具有许多较大空隙的网状结构，网孔内含有骨髓、 属.因此该本构模型在皮质骨的正交切削仿真中被 神经、血管等活性细胞及神经纤维.骨单位直径在 广泛采用.JC本构方程如下式所示，括号中的三项 50~300μm,长3~5um,骨单位周围填充着骨板基 分别表示应变强化、应变率强化及热软化强化， 质，二者之间由一层较薄的骨黏合质隔开，称为黏合 线囚.黏合线的机械强度弱于骨单位和骨板基质， G(sp,E,T)= 般骨材料断裂后的裂纹会沿着该层扩展. a+e+]-(二子)]m 材料的力学特性与本构关系是切削仿真与切削 Eo 机理研究的基础，是保证加工过程动态物理仿真结 式中，为总的流动应力；E。为等效塑性应变；为 果正确性和可靠性的前提.由于皮质骨承担了骨的 等效塑性应变率；。为参考应变率；T为转化温度： 主要力学行为，有关骨材料本构关系的研究大多集 T为熔化温度；另外A、B、C、n、m为常数，由材料不 中在密质骨上.临床上骨切削从本质上来讲都是三 同应变率下的拉伸等试验拟合而来，A为初始屈服 维切削.实际中刀具几何形态复杂，刀具相对于工 应变，B为材料应变强化参数，C为应变率强化参 件的相对位置各异，从理论上进行数值分析很困难. 数，n为硬化指数，m为材料热软化指数. 同时兼顾计算效率的问题，很多学者将骨切削过程 Alam等于2009年首次将J-C本构模型应用于
工程科学学报，第 41 卷，第 6 期 胸手术、口腔外科颌面骨与牙齿的调磨、骨外科的截 骨、钻骨手术等． 骨切削的质量与效率是影响手术 治疗与康复效果的关键因素． 如骨外科中折断骨周 围钻孔的质量关系到固定和安装医疗用具的定位准 确性和稳固性． 随着人类对低创伤、快愈合外科手 术要求的不断提高，近年来越来越多的学者开展骨 切削技术的研究［1--2］． 不同于工程材料切削，临床切骨绝大多数是封 闭式容屑的干切削方式，无法施加外部冷却，骨组织 的热传导率低，热量不易及时导出，热量积聚导致切 削区周围的温度场变化，对骨组织的生物活性影响 很大． 研究表明，人体骨组织的极限安全温度是 47 ℃，一旦温度过高，骨组织发生热损伤，生物活性 将明显降低，甚至造成骨热坏死或骨髓炎［3--4］． 另一 方面，骨材料作为半脆性材料，切削过程中切削层极 易产生断裂损伤，并传播至骨内层． 切削力的变化 会引起切削表面产生裂纹，在矿化的骨基质中积累 的小裂纹也会引起骨细胞凋亡，而且会将存于孔隙 中的骨髓挤压出来，造成二次伤害，影响术后恢复． 另外，骨切削表面质量直接关系到人工假体和骨组 织的配合精度． 因此改善目前骨组织切削中存在的 热力损伤，实现安全、高效、低损的骨切削手术，是医 生及学者不断追求的目标． 1 骨材料的力学本构模型 骨组织作为生物进化材料，不同于一般工程材 料，其组织是由胶原纤维和矿物质组成的各向异性 高强度黏弹性生物复合材料，且具有硬脆材料的特 点． 如图 1 所示，骨的宏观结构包括密度较大的皮 质骨与结构疏松的松质骨，松质骨被皮质骨包围在 骨内环． 其中皮质骨主要承担力学行为，而松质骨 是具有许多较大空隙的网状结构，网孔内含有骨髓、 神经、血管等活性细胞及神经纤维． 骨单位直径在 50 ～ 300 μm，长 3 ～ 5 μm，骨单位周围填充着骨板基 质，二者之间由一层较薄的骨黏合质隔开，称为黏合 线［5］． 黏合线的机械强度弱于骨单位和骨板基质， 一般骨材料断裂后的裂纹会沿着该层扩展． 材料的力学特性与本构关系是切削仿真与切削 机理研究的基础，是保证加工过程动态物理仿真结 果正确性和可靠性的前提． 由于皮质骨承担了骨的 主要力学行为，有关骨材料本构关系的研究大多集 中在密质骨上． 临床上骨切削从本质上来讲都是三 维切削． 实际中刀具几何形态复杂，刀具相对于工 件的相对位置各异，从理论上进行数值分析很困难． 同时兼顾计算效率的问题，很多学者将骨切削过程 图 1 骨材料结构组成图［5］ Fig． 1 Bone material structure［5］ 简化为二维正交模型，从切削原理的角度出发来研 究． 该方法在金属和复合材料切削仿真中已经取得 了广泛应用． 皮质骨的正交切削研究始于 20 世纪 70 年代． Jacobs 等学者 1974 年首先依据剪切滑移 Merchant 切削理论，研究了皮质骨的正交切削中前角和进给 速度对切削力和切屑形态的影响［6］． 随后 Wiggins 和 Malkin 做了类似研究，并在切削过程中采用突然 中断的方法观察瞬时切屑形态［5］． Krause 于 1987 年用同样的方法证实了较高的进给速度、较小的负 前角( 0 ～ 10°) 可以减小切削力［7］． 2013 年，Sui 等 采用回归和方差分析法研究骨切削中前角和进给速 度的影响，由 Merchant 理论计算得出的切削力值和 实验结果取得了很好的吻合［8］． 近年来，随着计算机仿真技术的进步，有限元切 削仿真成为研究皮质骨切削的有效方法，并得到推 广应用． John-Cook ( J-C) 模型是描述材料在切削时 塑性变形过程的理想本构模型，广泛应用于金属切 削瞬态仿真分析过程中． 皮质骨是一种硬脆组织， 不考虑各项异性和材料非均匀性的条件下可类比金 属． 因此该本构模型在皮质骨的正交切削仿真中被 广泛采用． J-C 本构方程如下式所示，括号中的三项 分别表示应变强化、应变率强化及热软化强化． σ( εp，ε ·，T) = ［A + Bεn p］[ 1 + Cln ε · 0 ε · ] [ 0 1 － ( T － Tr Tm － T ) r ] m ( 1) 式中，σ 为总的流动应力; εp为等效塑性应变; ε · 为 等效塑性应变率; ε · 0 为参考应变率; Tr为转化温度; Tm为熔化温度; 另外 A、B、C、n、m 为常数，由材料不 同应变率下的拉伸等试验拟合而来，A 为初始屈服 应变，B 为材料应变强化参数，C 为应变率强化参 数，n 为硬化指数，m 为材料热软化指数． Alam 等于 2009 年首次将 J-C 本构模型应用于 · 017 ·
王震等：临床外科手术中骨切削技术的研究现状及进展 ·711· 牛皮质骨的有限元正交切削仿真，忽略温度效应，故 指导作用.但是缺乏对失效准则的定义，因此仿真 式(1)简化为式(2)，将骨简化为弹塑性材料，研究 中看到的是连续不断的切屑，如图2(a)所示. 切削参数和刀具几何形态对切削力、热的影响，仿真 =(A+Be)[1+Cln so (2) 结果由实验得到验证0，对临床骨手术有一定的 Mise等效应力fMPa (a) 温度/℃ 142.3 2.6-b 85 55 35 13. 24 8.4 2.2 56.9 , 4.6 4.8 5.0 5.2 5.4 5.6 x/mm 图2正交切骨切屑形态.(a)连续切削回：(b)锯齿切屑) Fig.2 Chip morphology of bone orthogonal cutting:(a)continuous chip (b)serrated chip 随后Childs和Arola将骨视为均质弹塑性材 少.哈尔滨工业大学殷杰的推导了骨骼微切削条 料，对骨正交切削中的切屑形态做了仿真研究，不过 件下流动应力关于应变梯度的关系，并修正了骨骼 在Alam的基础上定义了与应变路径相关的材料失 微切削的J-C本构模型.分别基于均质各向同性材 效准则.同时，与压力相关的流动应力同样未考虑 料和非均质各向异性材料模型，模拟并分析了骨单 热软化，屈服应力则采用Drucker-Prager准则u,发 位方向对正交切削过程中切削力和切削温度的影 现切削形态以锯齿形为主，如图2(b)所示 响，并观察了材料失效行为.廖志荣等6-切研究了 2014年，Santiuste等考虑到骨组织的各向异性， 皮质骨正交切削中切屑形成及断裂机制，发现在骨 将骨看成是长纤维增强型复合材料，在采用JC本 切削中主要以剪切一裂纹模式和断裂模式为主.对 构的基础上，以Hou模型作为材料的失效准则，研 比不同骨单位方向时的切屑形态，发现断裂模式下 究牛长骨的骨单位方向对切削效果的影响回.结 表面质量差，骨单位的损伤严重，如图3所示.另 果表明，相同条件下骨单位方向和主切削刃方向平 外，在骨单位方向和主切削刃方向垂直时，由于骨纤 行和垂直时，切削温度较低.当切削方向与骨单位 维的强度和韧性增强，剪切应力和切削力最大.天 平行时为连续切屑，切削刃与骨单位方向垂直时为 津理工大学崔洪胤等图针对微织构切骨刀具，采用 锯齿切屑. 线性回归法对不同参数下的骨材料钻削和正交切削 Li等采用光滑粒子流(SPH)）+有限元(FE) 进行建模得到其经验模型，后续的研究在仿真时采 方法数值模拟牛皮质骨的穿透过程，SPH采用拉格 用了正交各向异性的本构建模以更好地模拟骨的力 朗日算法和粒子单元从而避免了网格缠绕和单元的 学行为回 过度扭曲，同时可以保持对历程变量的追踪.骨材 由于骨材料的黏弹性和脆性特征，切削时随着 料被模拟为横观各项同性均质材料，同时采用Hl 切削条件的不同其切削变形和切屑形态变化多样， 各向异性屈服准则和渐进式材料退化.仿真结果显 这与金属切削的塑型变形差异较大.现有的骨材料 示穿透力与骨组织结构取向密切相关，然而实验观 切削仿真研究大多将骨简单类比于金属的弹塑性均 察到的骨材料微观结构增韧机制如裂纹偏转等在仿 质各向同性材料，没有考虑骨材料包含密质骨与松 真中未被考虑 质骨的梯度异构复合结构特征，显然现有的本构模 此外，Feldmann等实验研究了骨的正交切削 型还不能准确有效地指导切削机理的研究. 过程中，刀具前角和切深对切削力和温度的影响. 2骨切削工艺与机理 发现前角和切削深度增大，切削力和温度降低明显. 另外，提出一种从正交试验中计算材料断裂韧性的 2.1骨的钻削 简化方法. 在骨科骨折、神经外科开颅手术、口腔外科牙体 相比之下，国内在骨正交切削方面研究相对较 种植及关节置换术和修复手术中，为了固定植入体
王 震等: 临床外科手术中骨切削技术的研究现状及进展 牛皮质骨的有限元正交切削仿真，忽略温度效应，故 式( 1) 简化为式( 2) ，将骨简化为弹塑性材料，研究 切削参数和刀具几何形态对切削力、热的影响，仿真 结果由实验得到验证［9--10］，对临床骨手术有一定的 指导作用． 但是缺乏对失效准则的定义，因此仿真 中看到的是连续不断的切屑，如图 2( a) 所示． σ = ( A + Bεn p [ ) 1 + Cln ε · 0 ε · ] 0 ( 2) 图 2 正交切骨切屑形态． ( a) 连续切削［9］; ( b) 锯齿切屑［11］ Fig． 2 Chip morphology of bone orthogonal cutting: ( a) continuous chip［9］; ( b) serrated chip［11］ 随后 Childs 和 Arola 将骨视为均质弹塑性材 料，对骨正交切削中的切屑形态做了仿真研究，不过 在 Alam 的基础上定义了与应变路径相关的材料失 效准则． 同时，与压力相关的流动应力同样未考虑 热软化，屈服应力则采用 Drucker-Prager 准则［11］，发 现切削形态以锯齿形为主，如图 2( b) 所示． 2014 年，Santiuste 等考虑到骨组织的各向异性， 将骨看成是长纤维增强型复合材料，在采用 J-C 本 构的基础上，以 Hou 模型作为材料的失效准则，研 究牛长骨的骨单位方向对切削效果的影响［12］． 结 果表明，相同条件下骨单位方向和主切削刃方向平 行和垂直时，切削温度较低． 当切削方向与骨单位 平行时为连续切屑，切削刃与骨单位方向垂直时为 锯齿切屑． Li 等［13］采用光滑粒子流( SPH) + 有限元( FE) 方法数值模拟牛皮质骨的穿透过程，SPH 采用拉格 朗日算法和粒子单元从而避免了网格缠绕和单元的 过度扭曲，同时可以保持对历程变量的追踪． 骨材 料被模拟为横观各项同性均质材料，同时采用 Hill 各向异性屈服准则和渐进式材料退化． 仿真结果显 示穿透力与骨组织结构取向密切相关，然而实验观 察到的骨材料微观结构增韧机制如裂纹偏转等在仿 真中未被考虑． 此外，Feldmann 等［14］实验研究了骨的正交切削 过程中，刀具前角和切深对切削力和温度的影响． 发现前角和切削深度增大，切削力和温度降低明显． 另外，提出一种从正交试验中计算材料断裂韧性的 简化方法． 相比之下，国内在骨正交切削方面研究相对较 少． 哈尔滨工业大学殷杰［15］推导了骨骼微切削条 件下流动应力关于应变梯度的关系，并修正了骨骼 微切削的 J-C 本构模型． 分别基于均质各向同性材 料和非均质各向异性材料模型，模拟并分析了骨单 位方向对正交切削过程中切削力和切削温度的影 响，并观察了材料失效行为． 廖志荣等［16--17］研究了 皮质骨正交切削中切屑形成及断裂机制，发现在骨 切削中主要以剪切--裂纹模式和断裂模式为主． 对 比不同骨单位方向时的切屑形态，发现断裂模式下 表面质量差，骨单位的损伤严重，如图 3 所示． 另 外，在骨单位方向和主切削刃方向垂直时，由于骨纤 维的强度和韧性增强，剪切应力和切削力最大． 天 津理工大学崔洪胤等［18］针对微织构切骨刀具，采用 线性回归法对不同参数下的骨材料钻削和正交切削 进行建模得到其经验模型，后续的研究在仿真时采 用了正交各向异性的本构建模以更好地模拟骨的力 学行为［19］． 由于骨材料的黏弹性和脆性特征，切削时随着 切削条件的不同其切削变形和切屑形态变化多样， 这与金属切削的塑型变形差异较大． 现有的骨材料 切削仿真研究大多将骨简单类比于金属的弹塑性均 质各向同性材料，没有考虑骨材料包含密质骨与松 质骨的梯度异构复合结构特征，显然现有的本构模 型还不能准确有效地指导切削机理的研究． 2 骨切削工艺与机理 2. 1 骨的钻削 在骨科骨折、神经外科开颅手术、口腔外科牙体 种植及关节置换术和修复手术中，为了固定植入体 · 117 ·
·712 工程科学学报，第41卷，第6期 100μm 骨单位断裂 黏合线 骨单位 骨单位断裂 装纹扩展方向 图3骨单位方向垂直于主切削刃方向时的断裂切削的。(a)断裂切削显微图像(b)切削方向和骨单位方向示意图 Fig.3 Fracture cutting in the transverse direction relative to osteon orientation (a)microscopic observation of fracture cutting:(b)schematic diagram of cutting direction relative to osteon 或扩大手术视野，常需要在病患骨处形成孔或腔的 增大，摩擦生热增多，传递给骨组织的能量增 界面，这就需要用到骨钻孔手术.在该手术过程中， 多0,24-.另一方面，钻头直径的增加使得出屑槽 由于骨组织的导热性差，骨组织的剪切变形以及钻 增大，更有利于骨屑排出和热量散失.骨材料的热 头和骨组织、骨屑之间的相互摩擦：加上人体组织特 容量和导热率较低，因此骨屑带走的热量比例很低 殊生理环境，为减少医源感染，医生一般不使用冷却 钻头可认为是两个单刃沿同一轴线环绕而成.因 液而直接采用干式钻削导致局部热量累积，温度急 此，较大的前角意味着切削刃更锋利，钻削力减小. 剧升高，很容易超过骨组织热坏死的临界温度 早在I999年Hillery和Shuaib就指出骨钻削的最优 47℃，造成骨坏死.在进行骨折固定术及关节重建 前角范围是20°~30.后角的存在是为了减少 时，由于骨热坏死导致的植入体松动或其他并发症， 己加工表面和钻头之间不必要的摩擦，过大的后角 将会严重影响治疗效果和伤口愈合.如在下肢骨连 降低了刃口强度.Karmani和Lam指出用于钻骨的 接手术中，植入失败率达到了2%~5%0，严重制 钻头最佳后角范围在12°~15m.螺旋槽又称为 约了手术成功，影响病人康复效果 刃沟，是钻体上的螺旋形沟槽，起到排屑、容屑的作 由于骨钻孔技术在临床上的广泛使用，近年来 用.Bertollo等2图发现三槽钻头相对于双槽钻头钻 国内外对骨钻削的研究也显著增加.当前骨钻削的 削效率更高，生热时间更短，但钻削最高温度却没有 研究主要是集中钻削热的传递及热损伤.影响骨钻 降低.原因可能是骨钻孔产生的切屑很少，螺旋槽 削温度的因素可以大致分为三类：(1)骨自身材质 的优化设计对降低钻削温度的影响有限.值得注意 差异，包括种类、密度、性别、年龄等：(2)钻头规格， 的是三槽钻头的项角是44°而双槽钻头顶角为 即钻头几何尺寸参数，包括钻头前角、后角、螺旋角、 970.螺旋角是钻头螺旋槽上最外圆的螺旋线展 顶角、横刃角度等；(3)钻削工艺参数，包括转速、进 开成直线后与钻头轴线的夹角.Lee等网对牛股骨 给率等，下面将从这几方面归纳近年来骨钻削的研 的钻削研究中发现钻削的最高温度随螺旋角的增大 究成果 而降低，顶角起到定位作用，使得钻头不至于在骨 骨作为一种具有多样性的生物材料，不同生物 组织表面滑动.因此较小的顶角会使钻头更容易刺 体骨质差异明显.即使同种动物不同年龄阶段、不 入工件材料，同时让初始时刻参与钴削的切削刃部 同部位的骨组织生物成分不同，导致骨组织的力学 分减少，进而温度升高.众多学者对顶角对钻削温 性能差别较大.2011年，Karaca等发现雌性牛胫 度的影响进行了研究，没有得出一致性结论 骨的钻削温度在同等工艺条件下总是高于雄性，他 Augustin等在对猪股骨钻削时分别采用80°、100°和 推测与雌性牛骨中钙含量较多有关，未得到相关证 120的顶角，发现顶角改变对温度影响很小0.同 实，同时还发现钻削温度随着骨密度增加而增大. 期Udiljak等的研究发现顶角对钻削力影响显著，对 随后Sezek等网证实骨密度增加会导致施加的轴 温度的影响同样很小0.2011年，Lee等9和Ka- 向力增大从而使得钻削温度升高 raca等在各自的研究中发现钻削温度随顶角的 骨钻削是一种复杂的切削过程，医疗钻头几何 增大而增大. 形态参数在一定程度上决定了钻削性能.众多研究 钻削工艺参数是决定钻削力和钻削热的主要因 表明0，”，钻头直径的增大会导致钻削温度的升 素，用于常规口腔调磨领域的骨钻转速范围通常在 高，这是由于钻头直径增大导致钻头和骨接触面积 3600~7500r·min-1,而骨外科手术的钻骨转速只有
工程科学学报，第 41 卷，第 6 期 图 3 骨单位方向垂直于主切削刃方向时的断裂切削［16］． ( a) 断裂切削显微图像 ( b) 切削方向和骨单位方向示意图 Fig． 3 Fracture cutting in the transverse direction relative to osteon orientation［16］: ( a) microscopic observation of fracture cutting; ( b) schematic diagram of cutting direction relative to osteon 或扩大手术视野，常需要在病患骨处形成孔或腔的 界面，这就需要用到骨钻孔手术． 在该手术过程中， 由于骨组织的导热性差，骨组织的剪切变形以及钻 头和骨组织、骨屑之间的相互摩擦; 加上人体组织特 殊生理环境，为减少医源感染，医生一般不使用冷却 液而直接采用干式钻削导致局部热量累积，温度急 剧升 高，很容易超过骨组织热坏死的临界温度 47 ℃，造成骨坏死． 在进行骨折固定术及关节重建 时，由于骨热坏死导致的植入体松动或其他并发症， 将会严重影响治疗效果和伤口愈合． 如在下肢骨连 接手术中，植入失败率达到了 2% ～ 5%［20］，严重制 约了手术成功，影响病人康复效果． 由于骨钻孔技术在临床上的广泛使用，近年来 国内外对骨钻削的研究也显著增加． 当前骨钻削的 研究主要是集中钻削热的传递及热损伤． 影响骨钻 削温度的因素可以大致分为三类: ( 1) 骨自身材质 差异，包括种类、密度、性别、年龄等; ( 2) 钻头规格， 即钻头几何尺寸参数，包括钻头前角、后角、螺旋角、 顶角、横刃角度等; ( 3) 钻削工艺参数，包括转速、进 给率等，下面将从这几方面归纳近年来骨钻削的研 究成果． 骨作为一种具有多样性的生物材料，不同生物 体骨质差异明显． 即使同种动物不同年龄阶段、不 同部位的骨组织生物成分不同，导致骨组织的力学 性能差别较大． 2011 年，Karaca 等［21］发现雌性牛胫 骨的钻削温度在同等工艺条件下总是高于雄性，他 推测与雌性牛骨中钙含量较多有关，未得到相关证 实，同时还发现钻削温度随着骨密度增加而增大． 随后 Sezek 等［22］证实骨密度增加会导致施加的轴 向力增大从而使得钻削温度升高． 骨钻削是一种复杂的切削过程，医疗钻头几何 形态参数在一定程度上决定了钻削性能． 众多研究 表明［20，22--23］，钻头直径的增大会导致钻削温度的升 高，这是由于钻头直径增大导致钻头和骨接触面积 增大，摩 擦 生 热 增 多，传递给骨组织的能量增 多［20，24--25］． 另一方面，钻头直径的增加使得出屑槽 增大，更有利于骨屑排出和热量散失． 骨材料的热 容量和导热率较低，因此骨屑带走的热量比例很低． 钻头可认为是两个单刃沿同一轴线环绕而成． 因 此，较大的前角意味着切削刃更锋利，钻削力减小． 早在 1999 年 Hillery 和 Shuaib 就指出骨钻削的最优 前角范围是 20° ～ 30°［26］． 后角的存在是为了减少 已加工表面和钻头之间不必要的摩擦，过大的后角 降低了刃口强度． Karmani 和 Lam 指出用于钻骨的 钻头最佳后角范围在 12° ～ 15°［27］． 螺旋槽又称为 刃沟，是钻体上的螺旋形沟槽，起到排屑、容屑的作 用． Bertollo 等［28］发现三槽钻头相对于双槽钻头钻 削效率更高，生热时间更短，但钻削最高温度却没有 降低． 原因可能是骨钻孔产生的切屑很少，螺旋槽 的优化设计对降低钻削温度的影响有限． 值得注意 的是三 槽 钻 头 的 顶 角 是 44° 而双槽钻头顶角为 97°［20］． 螺旋角是钻头螺旋槽上最外圆的螺旋线展 开成直线后与钻头轴线的夹角． Lee 等［29］对牛股骨 的钻削研究中发现钻削的最高温度随螺旋角的增大 而降低． 顶角起到定位作用，使得钻头不至于在骨 组织表面滑动． 因此较小的顶角会使钻头更容易刺 入工件材料，同时让初始时刻参与钻削的切削刃部 分减少，进而温度升高． 众多学者对顶角对钻削温 度的 影 响 进 行 了 研 究，没有得出一致性结论． Augustin 等在对猪股骨钻削时分别采用 80°、100°和 120°的顶角，发现顶角改变对温度影响很小［20］． 同 期 Udiljak 等的研究发现顶角对钻削力影响显著，对 温度的影响同样很小［30］． 2011 年，Lee 等［29］和 Karaca 等［21］在各自的研究中发现钻削温度随顶角的 增大而增大． 钻削工艺参数是决定钻削力和钻削热的主要因 素，用于常规口腔调磨领域的骨钻转速范围通常在 3600 ～ 7500 r·min － 1，而骨外科手术的钻骨转速只有 · 217 ·
王震等：临床外科手术中骨切削技术的研究现状及进展 ·713· 60~800r·min1B刚.大多数研究者给出的结论是 ni等B阅、Li等提出钻削温度随着进给速度的增 转速增大将会导致钻削温度升高0,9-列，不过只 加而降低.而Lee等P四和Alam等B对牛股骨的钻 有在转速低于4000r·min-1时的低速钻孔时适用. 削中发现较高的进给速度会导致温度升高23，.甚 当转速较高时不具备普适性.只有Udiljak等的研 至Lee等Ps,刘在前后研究中得出了相反的结论.钻 究发现转速对钻削力影响不大0.进给速度是影 孔深度的增加意味着钻头和骨组织接触的时间增 响钻削热的另一个重要参数.进给速度增大时，钻 加，因此摩擦生热增多，温度升高.Lee等在对牛 削相同厚度的骨所用时间更短，传递给骨组织的热 股骨皮质骨钻孔时，将钻孔深度由6提高到7mm, 量减少；另一方面，进给速度增大使得钻削施加的轴 检测到最高温度升高了将近48.5%，由此可见钻孔 向力增大，钻头和骨组织间摩擦增大，温度升高和钻 深度对钻削温度的影响很明显 头磨损加剧。因此，确定最优进给速度使钻削力不 鉴于降低力热损伤在保证临床钻骨手术方面的 至太大，钻削时间尽可能缩短就显得尤为重要.以 重要性，人们对面向康复医疗手术的骨钻削机理开 上由于实验条件差异，研究者没有得出一致性结论. 展了广泛深入的研究，表1给出了近年来骨钻削的 Karaca等、Augustin等o、Udiljak等Bo、Lughma- 研究概述.由表可知相关研究大多集中在骨钻削的 表1近年来钻削研究概述 Table 1 Overview of recent bonedrilling research 时间 研究者 材料 研究内容 结论 钻头直径、顶角、转速、进给速度、钻头直径和转速的增加会导致钻削温度升高：顶角的改变对 2007 Augustin等B 猪股骨 外部冷却对骨热坏死的影响 温度影响不大：进给率增加，温度降低 转速、进给、顶角及钻头几何形状转速对钻削力影响不大，和最高温度成正比：进给速率和钻 2007 Udiljak等0 未提及 (常规钻头和两相钻)对钻削力和 削力成正比，和钻削温度成反比：顶角对钻削力影响显著，对 温度的影响 温度几乎没有影响. 热传递模型：主轴转速、进给速度、提出一种新的应用于骨科手术钻削的热模型：最高温度随若 2011 Lce等图 牛股骨 顶角、钻头直径、螺旋角等对钻削 主轴转速、进给率、顶角的增大而增大，随钻头直径、螺旋角 最高温度的影响 的增大而降低 相同条件下，雌性牛骨的温度明显高于雄性：最高温度随骨 2011 Karaca等P] 骨密度、性别、顶角、转速、进给率、 牛胫骨 密度、主轴转速、顶角增加而增加，随进给速度和施加钻削力 钻削力对钻削温度的影响. 的增大而降低. 转速、进给、钻头直径、骨密度和性钻削力、温度随着骨密度增加而增加：得到了最佳参数：转速 2012 Serk等P☒ 牛皮质骨 别、钻削力对钻削温度的影响. 370r*minl、进给量70 mm'min"、钻削力140N 主轴转速、进给速度、钻孔深度对 最高温度随主轴转速增大而升高，随进给率增加而降低.同 2012 Lce等2网 牛股骨 钻削温度分布的影响 种动物的不同骨样钻削最高温度差别为±5.6℃ Lughmani等E☒ 人皮质骨 仿真和实验法研究转速和进给速提出的用于预测钻削力和转矩的有限元钻削模型具有一定预 2013 度对钻削力和扭矩的影响. 测精度：钻削力和转矩随若进给速度和转速的增加而增大. 皮质骨和骨钻削三维有限元仿真以获得钻 Tu等划 在恒定的进给率下，钻头转速的升高会导致骨钻削过程中的 2013 松质骨 削区温度分布. 温度明显升高 2014 Alam等B网 进给率和转速，冷却条件（盐溶液、 较高的转速和进给速度会导致钻削温度升高：在使用盐溶液 牛股骨 空气)对钻削温度的影响 冷却的条件下，可以使用较高的转速和进给而不导致骨坏死 Sui等B7- 骨钻削温度、力、扭矩的预测和实 预测结果和实验取得了很好的吻合，只是横刃扭矩的预测值 2014 牛皮质骨 验验证. 低于实验值. 生理条件（盐溶液冷却）和没有外， 钻削力和温度变化趋势相似，在钻头钻孔至密质骨和松质骨 2014 Xu等B 猪肱骨 部冷却条件下医用麻花钻钻孔温之间时达到最大，随后减小：生理条件下钻削温度较低，钻削 度分布及钻孔质量观察. 力却大于干钻削：钻削速度增加钻孔质量得到改善 反向热传递发和有限元仿真结合 Tai等网 对顺序钻孔路径进行了优化：建议在条件允许的情况下，应 2015 人皮质骨 研究骨顺序钻孔的温度分布和热 尽量采用麻花钻而不是克式钢针以减小热损伤和骨坏死 损伤 进给速度、转速、钻头直径中任意参数增大会使钻削温度升 Li等B 有限元方法研究进给率、转速和钻 2016 未提及 高：参数对温升的影响具有协同效应：提出了钻削温度经验 头直径对钻孔的最高温度的影响 公式
王 震等: 临床外科手术中骨切削技术的研究现状及进展 60 ～ 800 r·min － 1［31］． 大多数研究者给出的结论是 转速增大将会导致钻削温度升高［20--23，29--37］，不过只 有在转速低于 4000 r·min － 1时的低速钻孔时适用． 当转速较高时不具备普适性． 只有 Udiljak 等的研 究发现转速对钻削力影响不大［30］． 进给速度是影 响钻削热的另一个重要参数． 进给速度增大时，钻 削相同厚度的骨所用时间更短，传递给骨组织的热 量减少; 另一方面，进给速度增大使得钻削施加的轴 向力增大，钻头和骨组织间摩擦增大，温度升高和钻 头磨损加剧． 因此，确定最优进给速度使钻削力不 至太大，钻削时间尽可能缩短就显得尤为重要． 以 上由于实验条件差异，研究者没有得出一致性结论． Karaca 等［21］、Augustin 等［20］、Udiljak 等［30］、Lughmani 等［32］、Li［36］等提出钻削温度随着进给速度的增 加而降低． 而 Lee 等［23］和 Alam 等［34］对牛股骨的钻 削中发现较高的进给速度会导致温度升高［23，33］． 甚 至 Lee 等［23，29］在前后研究中得出了相反的结论． 钻 孔深度的增加意味着钻头和骨组织接触的时间增 加，因此摩擦生热增多，温度升高． Lee 等［29］在对牛 股骨皮质骨钻孔时，将钻孔深度由 6 提高到 7 mm， 检测到最高温度升高了将近 48. 5% ，由此可见钻孔 深度对钻削温度的影响很明显． 鉴于降低力热损伤在保证临床钻骨手术方面的 重要性，人们对面向康复医疗手术的骨钻削机理开 展了广泛深入的研究，表 1 给出了近年来骨钻削的 研究概述． 由表可知相关研究大多集中在骨钻削的 表 1 近年来钻削研究概述 Table 1 Overview of recent bone-drilling research 时间 研究者 材料 研究内容 结论 2007 Augustin 等［20］ 猪股骨 钻头直径、顶角、转速、进给速度、 外部冷却对骨热坏死的影响． 钻头直径和转速的增加会导致钻削温度升高; 顶角的改变对 温度影响不大; 进给率增加，温度降低． 2007 Udiljak 等［30］ 未提及 转速、进给、顶角及钻头几何形状 ( 常规钻头和两相钻) 对钻削力和 温度的影响． 转速对钻削力影响不大，和最高温度成正比; 进给速率和钻 削力成正比，和钻削温度成反比; 顶角对钻削力影响显著，对 温度几乎没有影响． 2011 Lee 等［23］ 牛股骨 热传递模型; 主轴转速、进给速度、 顶角、钻头直径、螺旋角等对钻削 最高温度的影响． 提出一种新的应用于骨科手术钻削的热模型; 最高温度随着 主轴转速、进给率、顶角的增大而增大，随钻头直径、螺旋角 的增大而降低． 2011 Karaca 等［21］ 牛胫骨 骨密度、性别、顶角、转速、进给率、 钻削力对钻削温度的影响． 相同条件下，雌性牛骨的温度明显高于雄性; 最高温度随骨 密度、主轴转速、顶角增加而增加，随进给速度和施加钻削力 的增大而降低． 2012 Sezek 等［22］ 牛皮质骨 转速、进给、钻头直径、骨密度和性 别、钻削力对钻削温度的影响． 钻削力、温度随着骨密度增加而增加; 得到了最佳参数: 转速 370 r·min － 1、进给量 70 mm·min － 1、钻削力 140 N． 2012 Lee 等［29］ 牛股骨 主轴转速、进给速度、钻孔深度对 钻削温度分布的影响． 最高温度随主轴转速增大而升高，随进给率增加而降低． 同 种动物的不同骨样钻削最高温度差别为 ± 5. 6 ℃ ． 2013 Lughmani 等［32］ 人皮质骨 仿真和实验法研究转速和进给速 度对钻削力和扭矩的影响． 提出的用于预测钻削力和转矩的有限元钻削模型具有一定预 测精度; 钻削力和转矩随着进给速度和转速的增加而增大． 2013 Tu 等［33］ 皮 质 骨 和 松质骨 骨钻削三维有限元仿真以获得钻 削区温度分布． 在恒定的进给率下，钻头转速的升高会导致骨钻削过程中的 温度明显升高． 2014 Alam 等［34］ 牛股骨 进给率和转速，冷却条件( 盐溶液、 空气) 对钻削温度的影响． 较高的转速和进给速度会导致钻削温度升高; 在使用盐溶液 冷却的条件下，可以使用较高的转速和进给而不导致骨坏死． 2014 Sui 等［37--38］ 牛皮质骨 骨钻削温度、力、扭矩的预测和实 验验证． 预测结果和实验取得了很好的吻合，只是横刃扭矩的预测值 低于实验值． 2014 Xu 等［35］ 猪肱骨 生理条件( 盐溶液冷却) 和没有外 部冷却条件下医用麻花钻钻孔温 度分布及钻孔质量观察． 钻削力和温度变化趋势相似，在钻头钻孔至密质骨和松质骨 之间时达到最大，随后减小; 生理条件下钻削温度较低，钻削 力却大于干钻削; 钻削速度增加钻孔质量得到改善． 2015 Tai 等［39］ 人皮质骨 反向热传递发和有限元仿真结合 研究骨顺序钻孔的温度分布和热 损伤． 对顺序钻孔路径进行了优化; 建议在条件允许的情况下，应 尽量采用麻花钻而不是克式钢针以减小热损伤和骨坏死． 2016 Li 等［36］ 未提及 有限元方法研究进给率、转速和钻 头直径对钻孔的最高温度的影响． 进给速度、转速、钻头直径中任意参数增大会使钻削温度升 高; 参数对温升的影响具有协同效应; 提出了钻削温度经验 公式． · 317 ·
·714 工程科学学报，第41卷，第6期 切削参数和刀具结构优化上.然而由于实验骨组织 铣削方面，Shin与Yoon阅构建了牛股骨球钻 的多样性、实验医疗钻头结构参数的独立性、实验设 铣削过程中移动热源的温度预测解析模型，设计 备及加工工艺参数的个性化，关于医疗钻头的结构 了采用红外温度计的骨铣削试验，实验装置如图5 及工艺参数对钻削温度的研究并未系统化，难以得 所示，采用工件移动刀具固定的方式，钻头后间距 出普适性结论.但是，面向临床领域骨钻研究对于 为10mm的地方设置两个红外测温仪T.、T2.,改 优化医疗钻头的结构和工艺参数选择以及手术器械 变实验的进给速度和切削深度.得出在没有冷却 的发展将会起到重要的推动作用. 液的条件下，骨铣削过程中的最高温度超过100 2.2骨的铣削与磨削 ℃，热损伤深度可达1.9mm,增加进给速率或降低 磨削和铣削作为传统的精密加工方法，近年来 切削深度，可以减少骨铣削过程中的热损伤.东京 被越来越多地用于骨外科手术中.如采用微球形磨 大学的Sugita等a使用在半平面内上移动的线性 头对脑内骨肿瘤进行切除、气动圆磨钻磨削开窗治 热源对骨科手术骨骼内部的切削温度分布进行了 疗腰椎间盘突出症、全膝关节置换术中手术切口表 理论计算和实验验证，预测切削温度分布.实验采 面需要铣骨以确保术后关节灵活性等.磨削和铣削 用干化处理的猪股骨，最终得到的实验结果略高 技术在骨外科手术中的应用可以实现对骨组织的精 于理论计算结果.Sugita等提出一种改进的专 密、高效和小损伤去除 用立铣刀设计，采用锯齿和直刃相结合的设计，如 近年来，陆续有学者开展骨磨削研究，如Tai 图6所示，通过减小刀具和工件之间的接触区域 等用微小球形磨头磨削骨组织，基于骨骼切削热 来减小切削力，发现在较高的进给速度下，切削力 与电机输入电能的线性相关性的热能转换方程和有 减小40%，直刃的存在同时也提高了加工的表面 限元模型，模拟采用介入方式磨削脑内骨肿瘤外科 粗糙度.哈尔滨工业大学的廖志荣等7,6基于骨 手术，对骨组织磨削温度进行预测.微小球形磨头 材料正交切削变形机理，设计出一种根据进给量 沿着回转方向被离散成单元磨轮，顺次通过进给方 变化的特殊铣刀结构，如图7所示，铣刀副齿结构 向以完成各自磨削过程，如图4所示.热模型建立 按照特殊曲线分布设计使得切削模式可以根据进 在有限元软件ABAQUS中，使用转换后的热源作为 给量变化来调整，使得刀具可以工作在剪切/锯齿 输入来计算金刚石磨头周围的温度分布，达到了一 形（剪切裂纹）、切削模式（只有主齿工作）和断 定的预测精度0.华侨大学的朱铮回研究了磨 裂一剪切切削模式（主齿副齿同时工作）·从而既 削参数对磨削力的影响规律，在骨组织磨削过程中， 能提高进给量以保证切削效率，又可以达到较好 磨削力随着磨削深度和工作台速度的增大而增大， 的切削表面质量 随着砂轮速度和磨粒粒径的增大而减小；在其他磨 球形钻头 削条件相同情况下，金刚石砂轮磨削力比氧化铝砂 轮磨削力要小得多 红外测温仪 球形磨头 牛股骨 工件移动方向 进给方向 图5球钻铣骨的温度测量示意图陶 Fig.5 Bone temperature estimation during round bur milling 相对于骨钻削来说，骨铣削和磨削的研究不多 现有的铣磨削研究多集中在切削力和温度场建模和 工件 刀具结构设计，由于铣削和磨削的复杂性，其有限元 图4由单元磨轮组成的球形钻头磨骨三维模型@ 仿真模型的建立即使在金属切削仿真中也很难实 Fig.4 3D configuration of the spherical grinding tool consisting of el- 现即使建立成功，三维仿真的效率依然很低，实用 emental grinding wheels 性有待验证，在数值仿真方面仍有待发展
工程科学学报，第 41 卷，第 6 期 切削参数和刀具结构优化上． 然而由于实验骨组织 的多样性、实验医疗钻头结构参数的独立性、实验设 备及加工工艺参数的个性化，关于医疗钻头的结构 及工艺参数对钻削温度的研究并未系统化，难以得 出普适性结论． 但是，面向临床领域骨钻研究对于 优化医疗钻头的结构和工艺参数选择以及手术器械 的发展将会起到重要的推动作用． 2. 2 骨的铣削与磨削 磨削和铣削作为传统的精密加工方法，近年来 被越来越多地用于骨外科手术中． 如采用微球形磨 头对脑内骨肿瘤进行切除、气动圆磨钻磨削开窗治 疗腰椎间盘突出症、全膝关节置换术中手术切口表 面需要铣骨以确保术后关节灵活性等． 磨削和铣削 技术在骨外科手术中的应用可以实现对骨组织的精 密、高效和小损伤去除． 近年来，陆续有学者开展骨磨削研究，如 Tai 等［40］用微小球形磨头磨削骨组织，基于骨骼切削热 与电机输入电能的线性相关性的热能转换方程和有 限元模型，模拟采用介入方式磨削脑内骨肿瘤外科 手术，对骨组织磨削温度进行预测． 微小球形磨头 沿着回转方向被离散成单元磨轮，顺次通过进给方 向以完成各自磨削过程，如图 4 所示． 热模型建立 在有限元软件 ABAQUS 中，使用转换后的热源作为 输入来计算金刚石磨头周围的温度分布，达到了一 定的预测精度［40--41］． 华侨大学的朱铮［42］研究了磨 削参数对磨削力的影响规律，在骨组织磨削过程中， 磨削力随着磨削深度和工作台速度的增大而增大， 随着砂轮速度和磨粒粒径的增大而减小; 在其他磨 削条件相同情况下，金刚石砂轮磨削力比氧化铝砂 轮磨削力要小得多． 图 4 由单元磨轮组成的球形钻头磨骨三维模型［40］ Fig． 4 3D configuration of the spherical grinding tool consisting of elemental grinding wheels［40］ 铣削方面，Shin 与 Yoon［43］构建了牛股骨球钻 铣削过程中移动热源的温度预测解析模型，设计 了采用红外温度计的骨铣削试验，实验装置如图 5 所示，采用工件移动刀具固定的方式，钻头后间距 为 10 mm 的地方设置两个红外测温仪 T1s、T2s，改 变实验的进给速度和切削深度． 得出在没有冷却 液的条件下，骨铣削过程中的最高温度超过 100 ℃ ，热损伤深度可达 1. 9 mm，增加进给速率或降低 切削深度，可以减少骨铣削过程中的热损伤． 东京 大学的Sugita等［44］使用在半平面内上移动的线性 热源对骨科手术骨骼内部的切削温度分布进行了 理论计算和实验验证，预测切削温度分布． 实验采 用干化处理的猪股骨，最终得到的实验结果略高 于理论计算结果． Sugita 等［45］提出一种改进的专 用立铣刀设计，采用锯齿和直刃相结合的设计，如 图 6 所示，通过减小刀具和工件之间的接触区域 来减小切削力，发现在较高的进给速度下，切削力 减小 40% ，直刃的存在同时也提高了加工的表面 粗糙度． 哈尔滨工业大学的廖志荣等［17，46］基于骨 材料正交切削变形机理，设计出一种根据进给量 变化的特殊铣刀结构，如图 7 所示，铣刀副齿结构 按照特殊曲线分布设计使得切削模式可以根据进 给量变化来调整，使得刀具可以工作在剪切 /锯齿 形( 剪切 裂 纹) 、切 削 模 式( 只 有 主 齿 工 作) 和 断 裂--剪切切削模式( 主齿副齿同时工作) ． 从而既 能提高进给量以保证切削效率，又可以达到较好 的切削表面质量． 图 5 球钻铣骨的温度测量示意图［43］ Fig． 5 Bone temperature estimation during round bur milling［43］ 相对于骨钻削来说，骨铣削和磨削的研究不多． 现有的铣磨削研究多集中在切削力和温度场建模和 刀具结构设计，由于铣削和磨削的复杂性，其有限元 仿真模型的建立即使在金属切削仿真中也很难实 现． 即使建立成功，三维仿真的效率依然很低，实用 性有待验证，在数值仿真方面仍有待发展． · 417 ·
王震等：临床外科手术中骨切削技术的研究现状及进展 715· 接触区 如图8所示. 直齿 锯齿 提出的新齿形 图6 Sugita提出的多齿立铣刀结构图4啊 Fig.6 Profile of multi-grooved cutting tool proposed by Sugita 图8超声骨刀及刀头 Fig.8 Piezosurgery and cutting tools 副切削齿 自20世纪90年开始，越来越多的国外学者开 始关注该领域的研究.英国伯明翰大学的Khambay 与Walmsley s2针对超声凿骨进行研究，阐述了骨 切削过程中切割速度、切割力和进给深度等参数对 切割效果的影响.近年来，Aam等B4系统研究了 附加超声后骨钻削的切削力、温度、应力分布、切屑 和表面质量等问题，证实超声振动切削牛皮质骨在 主切削齿 切削力和切削温度方面均小于常规切牛皮质骨，切 图7复合铣刀主副齿结构图的 屑为针状且表面粗糙度低.东京大学Sugita等B例发 Fig.7 Main and subsidiary edges profile of combined milling 现在切骨时给予刀具附加振动冲击后，骨各个方向 tool4 的切削力可以降低80%以上. 在国内目前只有少数学者报道了有关超声骨切 3 超声骨切削技术 割技术的研究.如清华大学顾煜炯研制了新型 超声骨骼切割系统，其谐振频率为25~29kHz,刀头 超声骨切割是基于外科手术对安全性和精准 性的需求而出现的一种新兴的骨切割技术.超声 振幅最大可达350um,可更换多种刀头，适合不同 手术部位需要：陈颖等9研究了超声骨科换能器 骨切割将高频微幅的振动能量附加于加工界面， 的组织负载特性，包括工作频率、输入导纳、反射系 具有硬组织识别能力，可以最大程度地避免损伤 数等工作特性的影响，并建立了相应数学模型，实验 神经、血管等软组织，同时使切削温度低，热损伤 小，术后愈合快7-.目前，超声骨切削技术已广 结果发现软组织会降低工作频率，而硬组织（骨组 泛应用于微创脊柱手术、整形外科和口腔颌面外 织)会提高工作频率.北航的Wang等0对超声钻 骨和常规钻骨进行了对比研究，实验采用新鲜牛皮 科的骨切除术、牙科坏牙剔除术等微创或少量骨 质骨，发现附加超声后，钻骨温度显著降低.另外， 组织切除医疗手术中90.例如在椎管内肿瘤切 随着超声频率和振幅增加，钻削温度有降低的趋势， 除术中，超声骨刀对骨组织有良好的切削作用，同 其中仿真结果显示，超声频率（小于100Hz)增加对 时对神经、血管等软组织有很好的保护作用，出血 温度的降低程度不大. 少，术后患者恢复良好 综合国内外研究现状可知，尽管超声骨切割具 临床骨组织切割手术工具经历了从传统手 有安全性高、损伤小这一独特优势，但有关超声骨切 动，电动再到超声切骨的转变.超声骨刀作为一种 割的研究仍处在起步阶段，相关研究还很缺乏，如超 新型手术器械，是一种通过压电转换装置将电能 声效应与骨组织界面切削机理尚不明确，且骨组织 转换成机械能使钛合金刀头处于高频共振模态， 材料随不同部位及不同人体呈个性化特征，而超声 利用刀头强大的机械振动对目标骨组织进行粉碎 工作负载变化及其对换能器特性的影响规律尚不清 和切割的手术工具.其工作频率范围在24~29 楚.另外与传统的骨切割器械（如截肢关节置换术 kHz,刀头的摆动幅度水平方向为60~200um,垂 式中使用的电动锯，铣刀等)相比，目前的超声骨切 直方向为20~60umB0.超声振动的引入改变了 割效率低，故只适用局部或厚度小于3mm的骨组织 骨的切削作用机理，从而改善切削效率和质量.目 切割手术，如微创脊柱手术、整形外科、口腔颌面外 前口腔临床上用于坏牙剔除的超声骨刀及其刀头 科的微创或少量骨组织切除手术.因此，超声骨切
王 震等: 临床外科手术中骨切削技术的研究现状及进展 图 6 Sugita 提出的多齿立铣刀结构图［45］ Fig． 6 Profile of multi-grooved cutting tool proposed by Sugita［45］ 图 7 复合铣刀主副齿结构图［46］ Fig． 7 Main and subsidiary edges profile of combined milling tool［46］ 3 超声骨切削技术 超声骨切割是基于外科手术对安全性和精准 性的需求而出现的一种新兴的骨切割技术． 超声 骨切割将高频微幅的振动能量附加于加工界面， 具有硬组织识别能力，可以最大程度地避免损伤 神经、血管等软组织，同时使切削温度低，热损伤 小，术后愈合快［47--48］． 目前，超声骨切削技术已广 泛应用于微创脊柱手术、整形外科和口腔颌面外 科的骨切除术、牙科坏牙剔除术等微创或少量骨 组织切除医疗手术中［49--50］． 例如在椎管内肿瘤切 除术中，超声骨刀对骨组织有良好的切削作用，同 时对神经、血管等软组织有很好的保护作用，出血 少，术后患者恢复良好． 临床骨组织切割手术工具经历了从传统手 动，电动再到超声切骨的转变． 超声骨刀作为一种 新型手术器械，是一种通过压电转换装置将电能 转换成机械能使钛合金刀头处于高频共振模态， 利用刀头强大的机械振动对目标骨组织进行粉碎 和切割 的 手 术 工 具． 其工作频率范围在 24 ～ 29 kHz，刀头的摆动幅度水平方向为 60 ～ 200 μm，垂 直方向为20 ～ 60 μm［51］． 超声振动的引入改变了 骨的切削作用机理，从而改善切削效率和质量． 目 前口腔临床上用于坏牙剔除的超声骨刀及其刀头 如图 8 所示． 图 8 超声骨刀及刀头 Fig． 8 Piezosurgery and cutting tools 自 20 世纪 90 年开始，越来越多的国外学者开 始关注该领域的研究． 英国伯明翰大学的 Khambay 与 Walmsley［52--53］针对超声凿骨进行研究，阐述了骨 切削过程中切割速度、切割力和进给深度等参数对 切割效果的影响． 近年来，Alam 等［54--56］系统研究了 附加超声后骨钻削的切削力、温度、应力分布、切屑 和表面质量等问题，证实超声振动切削牛皮质骨在 切削力和切削温度方面均小于常规切牛皮质骨，切 屑为针状且表面粗糙度低． 东京大学 Sugita 等［57］发 现在切骨时给予刀具附加振动冲击后，骨各个方向 的切削力可以降低 80% 以上． 在国内目前只有少数学者报道了有关超声骨切 割技术的研究． 如清华大学顾煜炯［58］研制了新型 超声骨骼切割系统，其谐振频率为 25 ～ 29 kHz，刀头 振幅最大可达 350 μm，可更换多种刀头，适合不同 手术部位需要; 陈颖等［59--60］研究了超声骨科换能器 的组织负载特性，包括工作频率、输入导纳、反射系 数等工作特性的影响，并建立了相应数学模型，实验 结果发现软组织会降低工作频率，而硬组织( 骨组 织) 会提高工作频率． 北航的 Wang 等［61］对超声钻 骨和常规钻骨进行了对比研究，实验采用新鲜牛皮 质骨，发现附加超声后，钻骨温度显著降低． 另外， 随着超声频率和振幅增加，钻削温度有降低的趋势， 其中仿真结果显示，超声频率( 小于 100 Hz) 增加对 温度的降低程度不大． 综合国内外研究现状可知，尽管超声骨切割具 有安全性高、损伤小这一独特优势，但有关超声骨切 割的研究仍处在起步阶段，相关研究还很缺乏，如超 声效应与骨组织界面切削机理尚不明确，且骨组织 材料随不同部位及不同人体呈个性化特征，而超声 工作负载变化及其对换能器特性的影响规律尚不清 楚． 另外与传统的骨切割器械( 如截肢关节置换术 式中使用的电动锯，铣刀等) 相比，目前的超声骨切 割效率低，故只适用局部或厚度小于 3 mm 的骨组织 切割手术，如微创脊柱手术、整形外科、口腔颌面外 科的微创或少量骨组织切除手术． 因此，超声骨切 · 517 ·
·716* 工程科学学报，第41卷，第6期 割技术在实际临床应用中还不够成熟，如超声骨切 recent advances in numerical modelling of bone cutting.Mech 割存在能量传输效率低、稳定性差，手术时间延长等 Behav Biomed Mater,2015,44:179 ] 问题，这些问题的解决将会极大促进超声骨切割技 Takabi B,Tai B L.A review of cutting mechanics and modeling techniques for biological materials.Med Eng Phys,2017,45:I 术在医学领域的发展和应用. B]Birkenfeld F,Erika Becker M,Harder S,et al.Increased intrao- 4结论 sseous temperature caused by ultrasonic devices during bone sur- gery and the influences of working pressure and cooling irrigation. (1)骨切削数值仿真的本构模型有待完善.材 mlJ0 ral Max1mpl,2012,27(6）:1382 4 料的力学特性与本构关系是切削仿真与切削机理研 Manerrnann W J,Sampathkumar P,Thompson R L Sternal 究的基础，而现有研究大多将骨简单地看成是类似 wound infections.Best Pract Res Clin Anaesthesiol,2008,22(3): 423 于金属的弹塑性均质材料，未把骨材料微结构和物 [5] Wiggins K L,Malkin S.Orthogonal machining of bone.Biomech 理特性考虑在内.现有的本构模型还不能准确有效 Eng,1978,100(3):122 地指导切削机理的研究 [6]Jacobs C H.Pope M H,Berry J T,et al.A study of the bone ma- (2)构建系统的骨材料切削理论以解释骨材料 chining process-orthogonal cutting./Biomech,1974,7(2):131 切屑形态的切削机理.切削过程中的切削力、切削 D]Krause W R.Orthogonal bone cutting:saw design and operating characteristics.J Biomech Eng,1987,109 (3):263 热现象主要由材料的切削变形产生.目前对骨材料 ⑧] Sui J B,Sugita N,Ishii K,et al.Force analysis of orthogonal cut- 切屑变形机理研究较少，各自观察到的切屑形态不 ting of bovine cortical bone.Mach Sci Technol,2013,17(4): 尽相同. 637 (3)骨材料切削刀具的开发需要进一步深化. 9]Alam K,Mitrofanov A V,Silberschmidt VV.Finite element anal- 相关研究大多集中在骨钻削的切削参数和刀具结构 ysis of forces of plane cutting of cortical bone.Comput Mater Sci, 2009,46(3):738 优化上，理论模型及结论尚欠完备性和普适性，没有 [10]Alam K,Mitrofanov A V,Silberschmidt VV.Thermal analysis 从根本上解决骨切削中的热损伤问题，事实上骨切 of orthogonal cutting of cortical bone using finite element simula- 削的热损伤是影响骨愈合的最直接因素.且现有研 tions.Int J Exp Comput Biomech,2010,1 (3):236 究只能局部降低切削力和温度，很少涉及如何提高 [11]Childs T H C,Arola D.Machining of cortical bone:Simulations 骨材料切削表面质量、另外临床上手术刀具经常需 of chip formation mechanics using metal machining models.Mach Sci Technol,2011,15(2):206 要清洗、消毒和杀菌，在一定程度上会加剧刀具磨 02] Santiuste C,Rodriguez-Millin M,Giner E,et al.The influence 损.骨材料刀具磨损的相关研究较少 of anisotropy in numerical modeling of orthogonal cutting of corti- (4)超声骨切削由于安全性高、损伤小、愈合快 cal bone.Compos Struct,2014,116:423 的特点将成为未来临床骨切割操作的发展方向和趋 [13]Li S,Zahedi A,Silberschmidt V,et al.Penetration of cutting 势.目前对骨材料切削工艺仍以传统的钻、铣和磨 tool into cortical bone:experimental and numerical investigation 削为主，超声骨切削尚处于起步阶段，很多问题需要 of anisotropic mechanical behaviour.JBiomech,2014,47:1117 [14]Feldmann A,Ganser P,Nolte L,et al.Orthogonal cutting of 系统和深入的研究，如超声效应与骨组织界面切削 cortical bone:Temperature elevation and fracture toughness.Int 机理尚不清楚，超声工作负载变化及其对换能器特 J Mach Tools Manuf,2017,118-19:1 性的影响规律还不明确等.此外，目前临床应用的 15] Yin J.Study on Simulation and Experiment of Micro Cutting of 超声骨切割普遍存在效率低，超声切骨稳定性差，手 Bone [Dissertation].Harbin:Harbin Institute of Technology, 术时间延长，能量传输效率低，只适用于局部或厚度 2016 (殷杰.骨骼微切削过程的有限元仿真与实验研究[学位论 小于3mm的骨组织切割等问题.因此，医工结合背 文].哈尔滨：哈尔滨工业大学，2016) 景下大振幅稳定超声骨切削研究将会推动超声切骨 16] Liao Z R,Axinte D A.On chip formation mechanism in orthogo- 在外科手术中更广泛的应用.总之，超声骨切削技 nal cutting of bone.Int J Mach Tools Manuf,2016,102:41 术在医学领域有显著优势和广阔的应用前景.超声 07] LiaoZ R.Research on Bone Cutting and A Novel Tool Derelop- 骨切割技术一旦成熟，必将开启医学临床骨切割的 ment [Dissertation].Harbin:Harbin Institute of Technology, 2017 新时代 (图志荣.骨材料切削加工及一种新型刀具研究[学位论 文].哈尔滨：哈尔滨工业大学，2017) 参考文献 [18]Cui H Y,Hu Y H,Wang C.Study on the prediction model of cutting temperature on cortical bone by micro-exture tool.Mach [Marco M,Rodriguez-Millan M,Santiuste C,et al.A review on Tool Hydraul,2015,43(23):31
工程科学学报，第 41 卷，第 6 期 割技术在实际临床应用中还不够成熟，如超声骨切 割存在能量传输效率低、稳定性差，手术时间延长等 问题，这些问题的解决将会极大促进超声骨切割技 术在医学领域的发展和应用． 4 结论 ( 1) 骨切削数值仿真的本构模型有待完善． 材 料的力学特性与本构关系是切削仿真与切削机理研 究的基础，而现有研究大多将骨简单地看成是类似 于金属的弹塑性均质材料，未把骨材料微结构和物 理特性考虑在内． 现有的本构模型还不能准确有效 地指导切削机理的研究． ( 2) 构建系统的骨材料切削理论以解释骨材料 切屑形态的切削机理． 切削过程中的切削力、切削 热现象主要由材料的切削变形产生． 目前对骨材料 切屑变形机理研究较少，各自观察到的切屑形态不 尽相同． ( 3) 骨材料切削刀具的开发需要进一步深化． 相关研究大多集中在骨钻削的切削参数和刀具结构 优化上，理论模型及结论尚欠完备性和普适性，没有 从根本上解决骨切削中的热损伤问题，事实上骨切 削的热损伤是影响骨愈合的最直接因素． 且现有研 究只能局部降低切削力和温度，很少涉及如何提高 骨材料切削表面质量． 另外临床上手术刀具经常需 要清洗、消毒和杀菌，在一定程度上会加剧刀具磨 损． 骨材料刀具磨损的相关研究较少． ( 4) 超声骨切削由于安全性高、损伤小、愈合快 的特点将成为未来临床骨切割操作的发展方向和趋 势． 目前对骨材料切削工艺仍以传统的钻、铣和磨 削为主，超声骨切削尚处于起步阶段，很多问题需要 系统和深入的研究，如超声效应与骨组织界面切削 机理尚不清楚，超声工作负载变化及其对换能器特 性的影响规律还不明确等． 此外，目前临床应用的 超声骨切割普遍存在效率低，超声切骨稳定性差，手 术时间延长，能量传输效率低，只适用于局部或厚度 小于 3 mm 的骨组织切割等问题． 因此，医工结合背 景下大振幅稳定超声骨切削研究将会推动超声切骨 在外科手术中更广泛的应用． 总之，超声骨切削技 术在医学领域有显著优势和广阔的应用前景． 超声 骨切割技术一旦成熟，必将开启医学临床骨切割的 新时代． 参 考 文 献 ［1］ Marco M，Ｒodríguez-Milln M，Santiuste C，et al． A review on recent advances in numerical modelling of bone cutting． J Mech Behav Biomed Mater，2015，44: 179 ［2］ Takabi B，Tai B L． A review of cutting mechanics and modeling techniques for biological materials． Med Eng Phys，2017，45: 1 ［3］ Birkenfeld F，Erika Becker M，Harder S，et al． Increased intraosseous temperature caused by ultrasonic devices during bone surgery and the influences of working pressure and cooling irrigation． Int J Oral Max Impl，2012，27( 6) : 1382 ［4］ Manerrnann W J，Sampathkumar P，Thompson Ｒ L． Sternal wound infections． Best Pract Ｒes Clin Anaesthesiol，2008，22( 3) : 423 ［5］ Wiggins K L，Malkin S． Orthogonal machining of bone． J Biomech Eng，1978，100( 3) : 122 ［6］ Jacobs C H，Pope M H，Berry J T，et al． A study of the bone machining process-orthogonal cutting． J Biomech，1974，7( 2) : 131 ［7］ Krause W Ｒ． Orthogonal bone cutting: saw design and operating characteristics． J Biomech Eng，1987，109( 3) : 263 ［8］ Sui J B，Sugita N，Ishii K，et al． Force analysis of orthogonal cutting of bovine cortical bone． Mach Sci Technol，2013，17 ( 4) : 637 ［9］ Alam K，Mitrofanov A V，Silberschmidt V V． Finite element analysis of forces of plane cutting of cortical bone． Comput Mater Sci， 2009，46( 3) : 738 ［10］ Alam K，Mitrofanov A V，Silberschmidt V V． Thermal analysis of orthogonal cutting of cortical bone using finite element simulations． Int J Exp Comput Biomech，2010，1( 3) : 236 ［11］ Childs T H C，Arola D． Machining of cortical bone: Simulations of chip formation mechanics using metal machining models． Mach Sci Technol，2011，15( 2) : 206 ［12］ Santiuste C，Ｒodríguez-Milln M，Giner E，et al． The influence of anisotropy in numerical modeling of orthogonal cutting of cortical bone． Compos Struct，2014，116: 423 ［13］ Li S，Zahedi A，Silberschmidt V，et al． Penetration of cutting tool into cortical bone: experimental and numerical investigation of anisotropic mechanical behaviour． J Biomech，2014，47: 1117 ［14］ Feldmann A，Ganser P，Nolte L，et al． Orthogonal cutting of cortical bone: Temperature elevation and fracture toughness． Int J Mach Tools Manuf，2017，118-119: 1 ［15］ Yin J． Study on Simulation and Experiment of Micro Cutting of Bone［Dissertation］． Harbin: Harbin Institute of Technology， 2016 ( 殷杰． 骨骼微切削过程的有限元仿真与实验研究［学位论 文］． 哈尔滨: 哈尔滨工业大学，2016) ［16］ Liao Z Ｒ，Axinte D A． On chip formation mechanism in orthogonal cutting of bone． Int J Mach Tools Manuf，2016，102: 41 ［17］ Liao Z Ｒ． Ｒesearch on Bone Cutting and A Novel Tool Development［Dissertation］． Harbin: Harbin Institute of Technology， 2017 ( 廖志荣． 骨材料切削加工及一种新型刀具研究［学 位 论 文］． 哈尔滨: 哈尔滨工业大学，2017) ［18］ Cui H Y，Hu Y H，Wang C． Study on the prediction model of cutting temperature on cortical bone by micro-texture tool． Mach Tool Hydraul，2015，43( 23) : 31 · 617 ·
王震等：临床外科手术中骨切削技术的研究现状及进展 ·717· (崔洪胤，胡亚辉，王超.刀具微织构形貌对骨切削温度的 108:211 预报模型研究.机床与液压，2015,43(23)：31) B7]Sui J B,Sugita N,Ishii K,et al.Mechanistic modeling of bone- 19]He L.Finite Element Analysis and Experimental Research of Cor- drilling process with experimental validation.J Mater Process tical Bone Drilling Performance Based on Orthotropic Analysis Technol,,2014,214(4):1018 [Dissertation].Tianjin:Tianjin University of Technology,2016 B38]Sui J B,Sugita N,Mitsuishi M.Thermal modeling of tempera- (何玲.基于正交各向异性分析的皮质骨钻削的仿真与实验 ture rise for bone drilling with experimental validation.J Manuf 研究[学位论文].天津：天津理工大学，2016) Sei Eng,2015,137(6):061008 20]Augustin G.Davila S,Mihoci K,et al.Thermal osteonecrosis B9]Tai B L.Palmisano A C,Belmont B,et al.Numerical evaluation and bone drilling parameters revisited.Arch Orthop Trauma of sequential bone drilling strategies based on thermal damage. Swg,2008,128(1):71 Med Eng Phys,2015,37(9):855 21]Karaca F,Aksakal B,Kom M.Influence of orthopaedic drilling 40]Tai B L.Zhang L H,Wang A,et al.Neurosurgical bone grind- parameters on temperature and histopathology of bovine tibia:an ing temperature monitoring.Procedia CIRP,2013,5:226 in vitro study.Med Eng Phys,2011,33(10):1221 41] Zhang L H,Tai B L,Wang GJ,et al.Thermal model to investi- 2]Sezek S,Aksakal B,Karaca F.Influence of drill parameters on gate the temperature in bone grinding for skull base neurosurgery. bone temperature and necrosis:a FEM modelling and in vitro ex Med Eng Phys,2013,35(10):1391 periments.Comput Mater Sci,2012,60:13 442]Zhu Z.Experimental Study on Bone Tissue Grinding Characteris- [3]Lee J E,Rabin Y,Ozdoganlar O B.A new thermal model for tics [Dissertation].Xiamen:Huagiao University,2014 bone drilling with applications to orthopaedic surgery.Med Eng (朱铮.骨组织磨削特性实验研究[学位论文].厦门：华侨 Phs,2011,33(10):1234 大学，2014) 24]Pandey R K,Panda SS.Drilling of bone:a comprehensive re- [43]Shin H C,Yoon Y S.Bone temperature estimation during ortho- view.J Clin Orthop Trauma,2013,4(1):15 paedic round bur milling operations.J Biomech,2006,39(1): 5]Augustin G,Zigman T,Davila S,et al.Cortical bone drilling and thermal osteonecrosis.Clin Biomech,2012,27(4):313 44]Sugita N,Osa T,Mitsuishi M.Analysis and estimation of cut- 6]Hillery MT,Shuaib I.Temperature effects in drilling of human ting-temperature distribution during end milling in relation to or- and bovine bone.J Mater Process Technol,1999,9293:302 thopedic surgery.Med Eng Phys,2009,31 (1)101 7]Karmani S,Lam F.The design and function of surgical drills and [45]Sugita N,Ishii K,Sui J B,et al.Multi-grooved cutting tool to K-wires.Curr Orthop,2004,18 (6):484 reduce cutting force and temperature during bone machining. 28]Bertollo N,Milne H R M,Ellis L P,et al.A comparison of the CIRP Ann,2014,63(1):101 thermal properties of 2-and 3-luted drills and the effects on bone [46]Liao Z R,Axinte D A,Gao D.A novel cutting tool design to cell viability and screw pull-out strength in an ovine model.Clin avoid surface damage in bone machining.Int J Mach Tools Biomech,2010,25(6):613 Mang,2017,116:52 29]Lee J E,Ozdoganlar B.Rabin Y.An experimental investigation [47]Mason T J.Therapeutic ultrasound an overview.Ultrason Sono- on thermal exposure during bone drilling.Med Eng Phys,2012, chem,2011,18(4):847 34(10):1510 [48]Crum L,Bailey M,Hwang J H,et al.Therapeutic ultrasound: 30]Udiljak T,Ciglar D,Skoric S.Investigation into bone drilling Recent trends and future perspectives.Phys Procedia,2010,3 and thermal bone neerosis.Adu Prod Eng Manage,2007,2(3): (1):25 103 [49]Zhang Y,Wang C Y,Zhou S B,et al.A comparison review on 1]Karmani S.The thermal properties of bone and the effects of sur- orthopedie surgery using piezosurgery and conventional tools. gical intervention.Cur Orthop.2006,20(1):52 Procedia CIRP,2017,65:99 2]Lughmani W A,Bouazza-Marouf K,Ashcroft I.Finite element [50]Zhou C,Yang F B,Wang B,et al.Piezoelectric surgery inin- modeling and experimentation of bone drilling forces.I Phys Conf traspinal tumor resection.J Third Mil Med Univ,2016,38(2): Ser,2013,451:012034 200 B3]Tu Y K,Chen L W,Ciou J S,et al.Finite element simulations (周冲，杨福兵，王斌，等.超声骨刀在椎管内肿瘤切除术中 of bone temperature rise during bone drilling based on a bone an- 的应用.第三军医大学学报，2016,38(2)：200) alog.J Med Biol Eng,2013.33(3):269 [51] Wang B L,Yang C,Cai X Y.Application overview of piezosur- B4]Alam K,Khan M,Silberschmidt VV.3D finite-element model- gery in oral and maxillofacial surgery.Chin I Dent Mater Der. ling of drilling cortical bone:temperature analysis.J Med Biol 2014,23(2):101 Eng,2014,34(6):618 (王保利，杨驰，蔡协艺.超声骨刀在口腔颌面外科中的应 B5]Xu LL.Wang C Y,Jiang M,et al.Drilling force and tempera- 用概况.口腔材料器械杂志，2014,23(2)：101) ture of bone under dry and physiological drilling conditions.Chin [52]Khambay B,Walmsley A D.Investigations into the use of an JMech Eng,2014,27(6):1240 ultrasonic chisel to cut bone,Part 1:forces applied by clini- 36]Li X S,Zhu W,Wang JQ,et al.Optimization of bone drilling cians.JDet,2000,28(1):31 process based on finite element analysis.Appl Therm Eng,2016, [53]Khambay B S,Walmsley A D.Investigations into the use of an
王 震等: 临床外科手术中骨切削技术的研究现状及进展 ( 崔洪胤，胡亚辉，王超． 刀具微织构形貌对骨切削温度的 预报模型研究． 机床与液压，2015，43( 23) : 31) ［19］ He L． Finite Element Analysis and Experimental Ｒesearch of Cortical Bone Drilling Performance Based on Orthotropic Analysis ［Dissertation］． Tianjin: Tianjin University of Technology，2016 ( 何玲． 基于正交各向异性分析的皮质骨钻削的仿真与实验 研究［学位论文］． 天津: 天津理工大学，2016) ［20］ Augustin G，Davila S，Mihoci K，et al． Thermal osteonecrosis and bone drilling parameters revisited． Arch Orthop Trauma Surg，2008，128( 1) : 71 ［21］ Karaca F，Aksakal B，Kom M． Influence of orthopaedic drilling parameters on temperature and histopathology of bovine tibia: an in vitro study． Med Eng Phys，2011，33( 10) : 1221 ［22］ Sezek S，Aksakal B，Karaca F． Influence of drill parameters on bone temperature and necrosis: a FEM modelling and in vitro experiments． Comput Mater Sci，2012，60: 13 ［23］ Lee J E，Ｒabin Y，Ozdoganlar O B． A new thermal model for bone drilling with applications to orthopaedic surgery． Med Eng Phys，2011，33( 10) : 1234 ［24］ Pandey Ｒ K，Panda S S． Drilling of bone: a comprehensive review． J Clin Orthop Trauma，2013，4( 1) : 15 ［25］ Augustin G，Zigman T，Davila S，et al． Cortical bone drilling and thermal osteonecrosis． Clin Biomech，2012，27( 4) : 313 ［26］ Hillery M T，Shuaib I． Temperature effects in drilling of human and bovine bone． J Mater Process Technol，1999，92-93: 302 ［27］ Karmani S，Lam F． The design and function of surgical drills and K-wires． Curr Orthop，2004，18( 6) : 484 ［28］ Bertollo N，Milne H Ｒ M，Ellis L P，et al． A comparison of the thermal properties of 2-and 3-fluted drills and the effects on bone cell viability and screw pull-out strength in an ovine model． Clin Biomech，2010，25( 6) : 613 ［29］ Lee J E，Ozdoganlar B，Ｒabin Y． An experimental investigation on thermal exposure during bone drilling． Med Eng Phys，2012， 34( 10) : 1510 ［30］ Udiljak T，Ciglar D，Skoric S． Investigation into bone drilling and thermal bone necrosis． Adv Prod Eng Manage，2007，2( 3) : 103 ［31］ Karmani S． The thermal properties of bone and the effects of surgical intervention． Curr Orthop，2006，20( 1) : 52 ［32］ Lughmani W A，Bouazza-Marouf K，Ashcroft I． Finite element modeling and experimentation of bone drilling forces． J Phys Conf Ser，2013，451: 012034 ［33］ Tu Y K，Chen L W，Ciou J S，et al． Finite element simulations of bone temperature rise during bone drilling based on a bone analog． J Med Biol Eng，2013，33( 3) : 269 ［34］ Alam K，Khan M，Silberschmidt V V． 3D finite-element modelling of drilling cortical bone: temperature analysis． J Med Biol Eng，2014，34( 6) : 618 ［35］ Xu L L，Wang C Y，Jiang M，et al． Drilling force and temperature of bone under dry and physiological drilling conditions． Chin J Mech Eng，2014，27( 6) : 1240 ［36］ Li X S，Zhu W，Wang J Q，et al． Optimization of bone drilling process based on finite element analysis． Appl Therm Eng，2016， 108: 211 ［37］ Sui J B，Sugita N，Ishii K，et al． Mechanistic modeling of bonedrilling process with experimental validation． J Mater Process Technol，2014，214( 4) : 1018 ［38］ Sui J B，Sugita N，Mitsuishi M． Thermal modeling of temperature rise for bone drilling with experimental validation． J Manuf Sci Eng，2015，137( 6) : 061008 ［39］ Tai B L，Palmisano A C，Belmont B，et al． Numerical evaluation of sequential bone drilling strategies based on thermal damage． Med Eng Phys，2015，37( 9) : 855 ［40］ Tai B L，Zhang L H，Wang A，et al． Neurosurgical bone grinding temperature monitoring． Procedia CIＲP，2013，5: 226 ［41］ Zhang L H，Tai B L，Wang G J，et al． Thermal model to investigate the temperature in bone grinding for skull base neurosurgery． Med Eng Phys，2013，35( 10) : 1391 ［42］ Zhu Z． Experimental Study on Bone Tissue Grinding Characteristics［Dissertation］． Xiamen: Huaqiao University，2014 ( 朱铮． 骨组织磨削特性实验研究［学位论文］． 厦门: 华侨 大学，2014) ［43］ Shin H C，Yoon Y S． Bone temperature estimation during orthopaedic round bur milling operations． J Biomech，2006，39( 1) : 33 ［44］ Sugita N，Osa T，Mitsuishi M． Analysis and estimation of cutting-temperature distribution during end milling in relation to orthopedic surgery． Med Eng Phys，2009，31( 1) : 101 ［45］ Sugita N，Ishii K，Sui J B，et al． Multi-grooved cutting tool to reduce cutting force and temperature during bone machining． CIＲP Ann，2014，63( 1) : 101 ［46］ Liao Z Ｒ，Axinte D A，Gao D． A novel cutting tool design to avoid surface damage in bone machining． Int J Mach Tools Manuf，2017，116: 52 ［47］ Mason T J． Therapeutic ultrasound an overview． Ultrason Sonochem，2011，18( 4) : 847 ［48］ Crum L，Bailey M，Hwang J H，et al． Therapeutic ultrasound: Ｒecent trends and future perspectives． Phys Procedia，2010，3 ( 1) : 25 ［49］ Zhang Y，Wang C Y，Zhou S B，et al． A comparison review on orthopedic surgery using piezosurgery and conventional tools． Procedia CIＲP，2017，65: 99 ［50］ Zhou C，Yang F B，Wang B，et al． Piezoelectric surgery in intraspinal tumor resection． J Third Mil Med Univ，2016，38( 2) : 200 ( 周冲，杨福兵，王斌，等． 超声骨刀在椎管内肿瘤切除术中 的应用． 第三军医大学学报，2016，38( 2) : 200) ［51］ Wang B L，Yang C，Cai X Y． Application overview of piezosurgery in oral and maxillofacial surgery． Chin J Dent Mater Dev， 2014，23( 2) : 101 ( 王保利，杨驰，蔡协艺． 超声骨刀在口腔颌面外科中的应 用概况． 口腔材料器械杂志，2014，23( 2) : 101) ［52］ Khambay B S，Walmsley A D． Investigations into the use of an ultrasonic chisel to cut bone，Part 1: forces applied by clinicians． J Dent，2000，28( 1) : 31 ［53］ Khambay B S，Walmsley A D． Investigations into the use of an · 717 ·
·718* 工程科学学报，第41卷，第6期 ultrasonic chisel to cut bone,Part 2:cutting ability.J Dent, ment on Series of Ultrasonic Surgical Instruments [Dissertation]. 2000,28(1):39 Beijing:Tsinghua University,1996 54]Alam K.Experimental and Numerical Analysis of Conrentional (顾煜炯.超声振动系统的研究及系列超声手术刀的研制 and Ultrasonically-assisted Cutting of Bone [Dissertation] [学位论文].北京：清华大学，1996) Loughborough:Loughborough University,2009 59]Chen Y,Zhou Z Y,Zhang G H.Effects of different tissue loads [55]Alam K,Khan M,Silberschmidt VV.Analysis of forces in con- on high power ultrasonic surgery scalpel.Ultrasound Med Biol, ventional and ultrasonically assisted plane cutting of cortical 2006,32(3):415 bone.Proc Inst Mech Eng Part H J Eng Med,2013,227(6): 60]Zhang G H,Chen Y.Research on tissue load characteristics of 636 ultrasonie bone transducer.Piezoelectr Acoustoopt,2011,33(6): 56]Alam K,Silberschmidt VV.Analysis of temperature in conven- 923 tional and ultrasonically-assisted drilling of cortical bone with in- (章刚华，陈颖.超声骨科换能器的组织负载特性研究.压 frared thermography.Technol Health Care,2014,22(2):243 电与声光，2011,33(6)：923) 57]Sugita N.Shu L M,Shimada T,et al.Novel surgical machining [61]Wang Y,Cao M,Zhao X R,et al.Experimental investigations via an impact cutting method based on fracture analysis with a and finite element simulation of cutting heat in vibrational and discontinuum bone model.CIRP Ann,2017,66(1):65 conventional drilling of cortical bone.Med Eng Phys,2014,36 [58]Gu Y J.Research on Ultrasonic Vibration Systems and Develop- (11):1408
工程科学学报，第 41 卷，第 6 期 ultrasonic chisel to cut bone，Part 2: cutting ability． J Dent， 2000，28( 1) : 39 ［54］ Alam K． Experimental and Numerical Analysis of Conventional and Ultrasonically-assisted Cutting of Bone ［Dissertation］． Loughborough: Loughborough University，2009 ［55］ Alam K，Khan M，Silberschmidt V V． Analysis of forces in conventional and ultrasonically assisted plane cutting of cortical bone． Proc Inst Mech Eng Part H J Eng Med，2013，227( 6) : 636 ［56］ Alam K，Silberschmidt V V． Analysis of temperature in conventional and ultrasonically-assisted drilling of cortical bone with infrared thermography． Technol Health Care，2014，22( 2) : 243 ［57］ Sugita N，Shu L M，Shimada T，et al． Novel surgical machining via an impact cutting method based on fracture analysis with a discontinuum bone model． CIＲP Ann，2017，66( 1) : 65 ［58］ Gu Y J． Ｒesearch on Ultrasonic Vibration Systems and Development on Series of Ultrasonic Surgical Instruments［Dissertation］． Beijing: Tsinghua University，1996 ( 顾煜炯． 超声振动系统的研究及系列超声手术刀的研制 ［学位论文］． 北京: 清华大学，1996) ［59］ Chen Y，Zhou Z Y，Zhang G H． Effects of different tissue loads on high power ultrasonic surgery scalpel． Ultrasound Med Biol， 2006，32( 3) : 415 ［60］ Zhang G H，Chen Y． Ｒesearch on tissue load characteristics of ultrasonic bone transducer． Piezoelectr Acoustoopt，2011，33( 6) : 923 ( 章刚华，陈颖． 超声骨科换能器的组织负载特性研究． 压 电与声光，2011，33( 6) : 923) ［61］ Wang Y，Cao M，Zhao X Ｒ，et al． Experimental investigations and finite element simulation of cutting heat in vibrational and conventional drilling of cortical bone． Med Eng Phys，2014，36 ( 11) : 1408 · 817 ·