CN109640858B

CN109640858B - 非整体复合骨材料的激光辅助加工(lam)

Info

Publication number: CN109640858B
Application number: CN201780051076.9A
Authority: CN
Inventors: N·达霍特雷; S·圣哈娜克里希南
Original assignee: University of North Texas
Current assignee: University of North Texas
Priority date: 2016-06-20
Filing date: 2017-06-19
Publication date: 2022-02-01
Anticipated expiration: 2037-06-19
Also published as: AU2017280014B2; EP3471645A1; CA3028407A1; US10729497B2; WO2017223003A1; US20190142515A1; JP2019526306A; AU2017280014A1; CN109640858A; EP3471645C0; JP6989960B2; EP3471645B1

Abstract

描述了一种用于非整体复合骨材料的激光辅助加工(LAM)的装置和方法。高强度聚焦激光束在极短的持续时间内进行骨材料去除，而不会对骨‑激光相互作用区域周围的材料造成任何热损伤(坏死)和机械损伤。与用于加工骨的装置相关联的计算机优选地采用多物理量计算建模方式，其在确定骨靶体积、计算多组分和多成分复合骨材料的材料特性、基于材料特性确定激光辅助加工的参数以及进行骨的激光辅助切割/整形/加工、时考虑例如传热、流体流动、对流混合和表面张力的物理现象。

Description

非整体复合骨材料的激光辅助加工(LAM)

本申请要求2016年6月20日提交的序列号为62/352,275的美国临时专利申请、2016年12月2日提交的序列号为62/429,485的美国临时专利申请以及2016年12月21日提交的序列号为62/437,167的美国临时专利申请的优先权，每个申请的标题均为“非整体复合骨材料的激光辅助加工(LAM)”，并且每个申请的内容通过引用整体并入本文。

技术领域

本发明总地涉及一种，考虑到其非整体的复合性质，切割/整形/加工骨材料的系统和方法，更具体地涉及一种用于骨的激光辅助加工(“LAM”)的过程和装置的系统。

背景技术

切割过程是骨科手术过程中重要的骨整形操作之一。如今，虽然骨科手术已经通过适应/整合现代工具取得了长足进展，例如基于传感器和CAD(计算机辅助绘图)的患者特定的关节设计和骨整形/切割参数的生成，但其仍然主要由外科医生使用常规工具例如锯、超声切割器、锤、钻等进行。这种最传统的手术方式与人和工具属性相关联，这通常会导致热损伤(坏死)的风险可能增加。这种情况反过来为进一步开发操作工具和技术留下了巨大的空间。这些进一步的发展可能会解决骨科手术的一些额外的副作用，例如但不限于(1)经修复/手术的区域内及周围组织的严重损伤，(2)经修复/手术的骨的最终尺寸公差精度低，(3)手术过程相对缓慢，(4)术后组织创伤，(5)剧烈疼痛，(6)在某些情况下，术后及相关费用增加。

切割锯和钻是在骨科手术过程中用于骨切割的传统工具。作为手动操作，其涉及人为错误和熟练外科医生的必要性，因此难以实现再现性。除了这些可变性之外，还存在其他相关问题，例如由于导致切割工具和骨之间的摩擦/磨损的切割/整形工具和骨之间的长时间物理接触引起的温度上升引发的组织热驱动坏死，以及传统机械切割/整形/加工过程中骨的重机械载荷。一般来说，切割锯片比切割钻更为严苛，骨温上升到100℃以上。其背后的原因是骨与锯齿的接触面积较大。另外，为了整形骨，需要进行多次切割。尽管使用钻的切割操作导致了中等温度(50-60℃)，但钻切割仅限于浅切割，因此不能完全替代切割锯。

为了解决温度上升并避免相关的坏死，已经探索了许多补救措施，这些补救措施主要集中在(a)工具设计的改变、(b)改进操作方法以及最普遍的(c)采用盐水冷却。除此之外，(a)和(b)仍然需要谨慎的操作过程以实现较低的热量产生。在(c)的情况下，即使能够控制温度上升，也需要设计有效的冷却系统。对于切割工具，据报道，内部冷却工具在热控制方面优于外部喷/雾冷却。需要设计复杂的工具和谨慎的温度和流量控制以实现低热量产生。此外，由于机械切割工具和骨之间的物理接触，需要对工具进行非常谨慎的灭菌过程以避免任何感染风险。除了这些问题之外，传统的骨切割/整形/加工还涉及组织后创伤和剧烈疼痛以及较长的愈合/康复时间。

此外，由于骨的复合性质，切割过程中的机械载荷方向关键性地决定了骨对切割的响应。诸如骨组织结构的胶原纤维的孔隙率、矿化度和取向-直径-间隔的因素在力学响应上起决定性作用。文献中已充分证明，力学响应根据这些微观结构特征对于载荷方向的取向而急剧变化。因此，骨结构的各向异性和异质性使得难以预测骨对切割操作的精确响应并且导致在特定部位的不均匀的应力集中和微裂纹和/或裂纹的产生。这种情况还进一步导致不可预测的呈韧性或脆性或混合(韧性+脆性)方式的骨折，这反过来导致不可预测的切割表面质量(粗糙度)，其对术后骨长入和愈合特性具有巨大影响。鉴于这种情况，设计/选择切割参数(速度、力、进给速率)和切割锯参数(齿距或节距、齿尺寸、齿形)以获得期望结果非常困难，并且主要仍然是与外科医生的技能和经验相关的技术。

发明内容

本公开涉及用于切割、整形和加工骨的非传统的基于激光的非接触技术。目前的方法采用完全不同的方式来实现较佳的切割/整形/加工操作。其基于将极短持续时间的非物理接触高强度激光束作为用于切割/整形/加工的能量源。这种高强度聚焦激光束在极短的持续时间内进行骨材料去除，而不会对骨-激光相互作用区域周围的材料造成任何热损伤(坏死)和机械损伤。此外，基于激光的骨切割/整形/加工技术非常适合于自动化和减少人为干预和操作时间并且提高了切割/整形/加工的精度。这些主要优点有望带来间接的益处，例如患者快速康复以及成本降低。

显然，尽管存在缺点，但传统的切割技术仍在使用中。改善这种操作的工作需要消除(a)复杂的系统布置、(b)由人为因素引入的变量，以及(c)切割/整形工具和骨之间的物理接触。鉴于此，开发了本发明的新颖且非常规的用于整形/切割骨的基于激光的非接触技术。该技术基于将极短持续时间的非物理接触高强度激光束作为用于整形/切割的能量源。这种高强度聚焦激光束允许在极短的持续时间内去除骨材料。通常，激光器的使用具有优于传统机械整形/切割方法的固有优点，例如但不限于(a)对处理参数的高度控制、(b)操作中的高精度和可重复性、(b)高局限/局部加热以减少材料体积周围的热损伤，以及(d)高速成型/切割操作。此外，基于激光的整形/切割方法是非接触方法，其消除了机械载荷的风险，并且更可能消除或基本上减少相关的非期望效应，例如骨材料的破裂。此外，这种新颖的基于激光的骨整形/切割技术非常适合于自动化和减少人为干预和操作时间并且提高了整形/切割的精度。此外，这些主要优点有望带来间接的益处，例如患者快速康复以及成本降低。

激光先前已被研究用于骨(硬组织)烧蚀目的。这些研究中的大多数仅限于评估激光参数与烧蚀表面的结果形态(烧蚀深度)和烧蚀速率(加工速率)之间的参数相关性以及热效应(坏死和微裂纹)的研究。此外，这些研究中的一些涉及加工硬组织例如整体牙釉质，虽然与非热损伤(冷烧蚀)相关并且对组织没有附带损伤，但由于超短脉冲fs或ps激光的使用，它们产生很浅的深度(≤1μm)和/或较低的加工速率(<1mm³/s)。其余的研究虽然采用连续波(CW)和脉冲CO₂ Nd:YAG、Ho:YAG和Er:YAG激光器加工非整体结构骨，但它们仅限于浅层钻孔和切割(<2mm深度)操作并且观察结果显示切割区域周围骨的大量坏死，并且表现为产生很低的加工速率(1mm³/s)。相比之下，在用于硬组织生物植入物替换(膝盖、髋部等)的骨科手术的情况下，期望更高的加工速率(≥30mm³/s)，同时对结构骨的附带热损伤最小。

通常，激光器的使用具有优于传统机械切割/整形/加工方法的固有优点，例如但不限于(a)对处理参数的高度控制、(b)操作中的高精度和可重复性、(c)高局限/局部加热以使材料体积周围的热损伤最小，以及(d)高速切割/整形/加工操作。此外，由于基于激光的切割/整形/加工方法是非接触方法，因此其消除了机械载荷的风险以及相关的非期望效应，例如骨材料的破裂。值得注意的是，激光器是强热源，在基于激光的操作中，热量不是副产品，而是用于材料去除的工具。由于其高强度(能量密度)，激光-材料相互作用区域内的材料通过使其温度瞬时上升到熔融和/或汽化温度而被去除，同时对周围区域产生的热影响最小或没有。基于这些优点，激光器先前已被研究用于骨烧蚀目的。

由于骨组分的多种热物理特性，通过激光去除骨材料是具有挑战性的。矿物(羟基磷灰石)具有高熔点(约1100℃)，而由胶原组成的有机基质在约45℃时开始经历坏死，并且在水蒸发后在>100℃时完全碳化。根据所用激光的波长水在确定烧蚀机制中起关键作用。一些波长被水强吸收，使其迅速沸腾，而另一些波长则通过水传输，因而可能会损伤底部组织。铜蒸汽激光(波长＝511nm)和在532nm下工作的Nd:YAG激光容易通过水传输。另一方面，Er:YAG激光(波长＝2.940μm)和在2900nm波长下工作的Nd:YAG激光被水强吸收。其他被水吸收的激光器有CO₂激光器(波长＝10.6μm)、掺镱光纤激光器(波长＝1.07μm)以及在1.06μm波长下工作的Nd:YAG激光器。

烧蚀机制受到相互作用时间和功率密度的严重影响。对于大于1s的曝光，激光器优选以连续波模式工作，以引起光化学相互作用。1分钟至1μs的时间范围引起热相互作用。通常，对于更短的相互作用时间，激光器以脉冲模式工作。在1μs至1ns的范围内的曝光时间导致光烧蚀。<1ns量级的极短的曝光持续时间引起等离子体诱导的烧蚀和光致破裂。

在目前的方法和系统的优选实施例中，掺镱光纤耦合的Nd:YAG激光器(1.07μm波长)用于加工结构骨。评估侧重于对激光与骨材料系统相互作用的根本/基本理解。利用实验和计算方式的集成来尝试这种基本评估以优化激光处理参数，从而实现骨的最有效的去除/烧蚀(整形/切割)，同时热损伤可能性最小。

传热模型扩展到多程激光处理以用于更大面积和更大体积材料去除(切割/整形/加工)，并且通过建模方式以考虑再加热效应来优化激光处理。水平集方法特别用于预测固-液-汽界面的演变。这种界面的时间跟踪预测了熔融和/或汽化的基底部分的体积，并进而有助于在骨的激光切割/整形/加工过程中估计切割/整形/加工体积的几何尺寸(深度和宽度)。

此外，本计算模型结合了与各种物理现象(Marangoni对流、表面张力、反冲压力和结构变形)和温度相关骨材料特性(热导率、热容量、弹性模量、热膨胀系数和动态粘度)相对应的传热、流体流动和结构力学边界条件，以便评估多维激光切割/整形/加工过程中的温度(T)曲线、相关的冷却速率、切割/整形/加工区域的后续表面形貌，以及周围区域中产生的最终热应力。此外，为了更高的精度和更真实的计算预测，考虑了骨的温度相关热物理特性。为了解决骨的多组分和多成分性质，利用骨的各个组分矿物(羟基磷灰石)、水、胶原和孔隙的热物理和/或热机械特性M_矿物，M_水，M_胶原和M_孔隙来估计骨的任何热物理和/或热机械特性(M_骨)，骨的各个组分遵循以下的混合规则：

M_骨＝(X_矿物*M_矿物)+(X_水*M_水)+(X_胶原*M_胶原)+(X_孔隙*M_孔隙) (7)

其中，X_矿物、X_水、X_胶原、X_孔隙分别是矿物、水、胶原和孔隙的体积占比。

由于激光骨-材料相互作用区域中的温度的快速上升(直至汽化温度)，周围区域可能经历陡峭的热梯度，从而导致断裂裂纹的产生。为了避免热应力裂纹的产生，通过基于计算预测的热场来设计激光处理参数，该模型将固体力学界面与传热界面耦合，使得来自传热界面的热场充当固体力学界面的热载荷。温度相关弹性模量和热膨胀系数被分配给模型，以有效地结合弹性行为规律。从本发明的多物理量模型评估的温度历史被用作热应力分析的输入，而热应力分析则被建模为具有各向同性硬化和温度相关屈服应力的弹塑性材料。

附图说明

以下附图构成本说明书的一部分，并被包括在说明书内以进一步展示本发明的某些方面。可以通过参考这些附图中的一个或多个并结合本文给出的具体实施例的详细描述来更好地理解本发明。

图1示出了物理现象对硬组织或骨的切割/整形/加工区域的物理属性/表面形貌(深度、宽度和几何形状)的演变和周围区域中的热应力的组合效应的示意图。

图2示出了根据本公开的示例性实施例的用于确定激光切割/整形/加工腔的属性的计算方法中的与流体流动模型耦合的两步传热模型的示意图。

图3示出了根据本公开的示例性实施例的使用传热和流体流动耦合模型来预测最终切割/整形/加工的腔的形态的集成方法的回路图。

图4示出了激光加工一部分骨材料的横截面示意图。

图5示出了激光烧蚀骨的SEM显微照片，显示了(a)顶表面和(b)显示切割深度和宽度的横截面。

图6示出了在以各种能量密度对骨进行激光切割过程中获得的加工速率。

图7A示出了用于激光辅助骨切割/整形/加工的激光系统的示例的图示。

图7B示出了进行切割/整形/加工的骨样品的放大图。

图7C示出了在基于激光的骨切割/整形/加工的实施例中使用的示例性序列物理机制。

图8A示出了根据本公开的示例性实施例的计算模型的控制方程，用于表示骨区域的温度相关材料特性。

图8B示出了根据本公开的示例性实施例的计算模型的边界条件，该计算模型用于表示骨区域的温度相关材料特性。

图9A示出了根据本公开的示例性实施例的作为激光能量密度的函数的骨组织切割/整形/加工速率的表格。

图9B示出了根据本公开的示例性实施例的作为激光能量密度的函数的骨组织切割/整形/加工速率的图形表示。

图9C示出了根据本公开的示例性实施例的基于激光的骨切割/整形/加工样品的宽度的扫描电子显微镜(SEM)表面视图。

图9D示出了根据本公开的示例性实施例的激光辅助骨切割/整形/加工样品的横截面视图(即宽度和深度)的SEM图像。

图10示出了根据本公开的示例性实施例的在5.36x10⁶J/m²激光能量密度下的激光切割/整形/加工的骨样品的SEM视图，显示了这些区域内的多个切割/整形/加工区域和相应的元素组成。

图11示出了根据本发明的一种过程的在4.24x10⁶J/m²下的激光切割/整形/加工的骨样品的不同深度处的温度分布。

图12示出了根据本公开的示例性实施例的自动计算机数控(“CNC”)骨切割/整形/加工系统。

图13示出了与光束轴平行且垂直的横截面中的哑铃型激光束轮廓以及这些部分内的激光功率强度分布的示意图。

图14示出了具有各种加工参数的结构骨中的激光加工腔的扫描电子显微镜顶视图(a)-(h)。

图15示出了具有各种加工参数的结构骨中的激光加工腔的扫描电子显微镜横截面视图(a)-(h)。

图16示出了(左)显示各加工区域1、2和3的激光加工的骨样品的扫描电子显微镜视图以及(右)加工区域1、2和3内的相应的元素组成。

图17示出了具有激光骨加工腔的属性的实验估计值和计算预测值的表。

图18示出了对于(a)恒定扫描速度和可变功率以及(b)可变扫描速度和可变功率的作为激光能量密度的函数的结构骨中激光加工腔的深度。

图19示出了对于(a)恒定扫描速度和可变功率以及(b)可变扫描速度和可变功率的作为激光能量密度的函数的结构骨中激光加工腔的宽度。

图20示出了对于(a)恒定扫描速度和可变功率以及(b)可变扫描速度和可变功率的作为激光能量密度的函数的结构骨的激光加工速率。

图21示出了激光加工的结构骨中的表面下方的各深度处的热场以及加工腔的相应演变。

图22示出了对于(a)恒定扫描速度和可变功率以及(b)可变扫描速度和可变功率的作为激光能量密度的函数的结构骨的激光加工过程中的加热速率。

图23示出了对于(a)恒定扫描速度和可变功率以及(b)可变扫描速度和可变功率的作为激光能量密度的函数的结构骨的激光加工过程中的冷却速率。

具体实施方式

本公开涉及用于骨的激光辅助加工的方法和装置。在优选实施例中，骨的激光辅助加工利用多物理量计算模型方式，其考虑到生物硬组织/骨是非整体多组分(陶瓷+胶原+水+孔隙)材料系统的事实。

本公开涉及用于骨的激光辅助加工的方法和装置，其考虑到其非整体的复合(多组分和多成分)性质。在优选实施例中，该方法包括确定要加工的骨靶体积(bone targetvolume)或靶区(target area)的步骤。一旦骨靶体积已被确定，将使用聚焦激光束以计算的加工速率沿着骨的靶体积的表面轴扫描激光。该方法将高斯型或顶帽型或哑铃型激光束轮廓用于骨靶。聚焦激光束将产生强热，其将瞬间蒸发骨的液体层以及其他有机(胶原)和无机/矿物/陶瓷(羟基磷灰石)组分，从而从预定的骨靶体积中排出骨残留物，由此在骨中产生切割/整形/加工的空隙。

骨的加工速率通过使用切割/整形/加工参数的计算来确定，所述参数例如为：激光功率输出；骨靶体积；聚焦激光束的直径；激光扫描速度；以及停留时间。激光能量密度提供了具有高功率密度的窄激光束，在骨靶体积上产生很少或没有热影响区(“HAZ”)。

在优选实施例中，所使用的激光器的选择可以选自产生激光能量密度在2.0至12.0x10⁶J/m²的范围内的聚焦激光束的激光器。另外，聚焦激光束的波长优选为300nm至29,400nm。激光器优选地选自：钛宝石激光器、CO₂激光器、准分子激光器、YAG激光器、掺铒YAG激光器、铜蒸汽激光器或掺镱光纤激光器。在另外的优选实施例中，激光器可以以脉冲模式或连续模式操作。激光器的脉冲模式操作允许针对期望参数(例如，脉冲频率、脉冲形状和脉冲能量分布)定制脉冲，从而在空间(高斯型、顶帽型和哑铃型)和时间方式上更好地控制输入能量以增强加工特性。另外，优选的光束直径或焦斑直径可以在0.3mm至3.0mm的范围内。另外，在另一个优选实施例中，可以使用具有0.5μs至4ms的范围内的驻留时间的激光器。这些参数在加工过程中提供了高水平的控制，并且提供了更高的尺寸精度和速度。聚焦激光束可以产生在4.2-9.9x10⁷ W/m²的范围内的热强度。

另外的实施例可包括视觉系统(即ScanLab)和计算机数控(“CNC”)机器人系统，它们与激光器集成以完全自动化地选择骨靶体积并且以加工速度沿着骨靶体积的表面轴扫描聚焦激光束。进一步的实施例可包括用于加工骨的装置，包括能够输送聚焦激光束的激光源、用于将聚焦激光束输送到可视化靶位的动态聚焦单元，以及能够同时地处理可视化靶位数据和控制激光源且控制动态聚焦单元的实时控制器(“RTC”)，其中，RTC能够校正激光源输出，以防止骨靶中的热影响区和以预定图案加工骨。

另外的实施例可涉及一种用于骨的激光辅助加工的过程。该过程可以包括以下步骤：观察待切割/整形/加工的骨区域，计算该骨区域的温度相关材料特性，基于骨区域的温度相关材料特性确定用于激光辅助加工的参数，以及使用所确定的参数进行激光辅助骨加工。

在某些优选实施例中，与用于切割/整形/加工骨的装置相关联的计算机将采用多物理量计算建模方式，其在确定骨靶体积、计算复合骨材料的材料特性、基于材料特性确定用于激光辅助加工的参数以及进行骨的激光辅助加工时考虑例如传热、流体流动、对流混合和表面张力的物理现象。

在激光切割/整形/加工过程中控制热力学和动力学条件极其重要，因为该过程涉及去除熔融和/或蒸发的材料。在激光-材料(生物硬组织/骨)相互作用区域内产生的温度水平将限定加热和冷却速率(传热)以及材料去除模式(质量传递)。这些热力学和动力学条件以及相关的热力学现象对生物硬组织/骨的切割/整形/加工的各种属性的演变具有巨大影响，所述属性例如为成分、加工区域中的热应力、加工表面形态(粗糙度)、微观结构、以及切割/整形/加工表面区域的物理缺陷(孔隙、裂纹)和切割/整形/加工速率。由于在生物硬组织/骨的情况下，成分变化、过大的热/残留应力(等于或高于断裂应力)和孔隙导致机械特性和化学特性的劣化，因此避免产生导致这些属性的热力学和动力学条件极其重要。同样，对于任何技术应用，切割/整形/加工的实际方面，例如被切割/整形/加工的表面形态(粗糙度)和切割/整形/加工速率也非常重要。因而，在激光切割/整形/加工生物硬组织/骨过程中，在避免产生非期望属性的同时，通过对热力学和动力学条件的精确控制来控制期望属性的演变也很重要。因此，可以通过集成的计算建模和实验方式来达成实现期望属性所需的热力学和动力学条件。

计算建模形成当前基于激光的切割/整形/加工方法的一个重要方面。考虑到激光切割/整形/加工的动态性，包括从毫秒到皮秒的极短的相互作用时间，通过在过程中测量热力学和动力学参数来捕获/实现各种物理现象是极其困难的。鉴于此，可以使用包含例如传热、流体流动、对流混合、表面张力等的物理现象的多物理量计算建模方式。通过了解这些物理现象之间的相关性，这些物理现象与激光加工参数之间的下一级相关性可以更好地控制在骨切割/整形/加工操作过程中激光烧蚀/去除(切割/整形/加工速率)和物理属性(切割/整形/加工的几何形状)的演变。此外，该方法可以扩展到优化(方差分析-ANOVA)以实现更高的处理效率。

在多维激光切割/整形/加工过程中，材料经历各种物理现象，例如从固态到液态到气态的相变和蒸发过程中的材料损失。另外，切割/加工/烧蚀区域周围的材料也经历相变相关效应，例如加热过程中的热膨胀、汽化过程中的反冲压力以及凝固过程中的Marangoni对流和表面张力。为了考虑这种复杂的激光切割/整形/加工机制，本模型将多步骤多物理量计算建模方式用于多物理量有限元平台上的多维(1D、2D和3D)激光切割/整形/加工过程。基于多物理量方法的计算模型将传热、流体流动和结构力学结合以用于热机械耦合(温度和热膨胀系数)，从而研究这些物理现象对切割/整形/加工区域的物理属性/表面形貌(深度，宽度和几何形状)的演变和周围区域中的热应力的组合效应，如图1中示意性示出的。下面给出了多物理量计算模型的选择性控制方程和边界条件。

冷却速率和温度演变由如下所示的控制传热的方程的解决定：

这里，k是热导率，C_p是比热，ρ是材料的密度。利用移动激光束为激光轨迹分配热流边界，其由下面的等式定义：

这里，h是传热系数，ε是发射率，σ是Stefan-Boltzman常数，T₀是环境温度，P_X是输入激光功率强度分布并且其是P_g或P_th或P_db，其中P_g是三维高斯型激光束功率强度分布，P_th是顶帽型激光束功率强度分布，P_db是哑铃型激光束功率强度分布。具有高斯型、顶帽型和哑铃型功率强度分布的移动激光束由下面用相应的等式表示：

(参见Koechner 2005，Willstrand 2013)其中P₀是激光输入功率，r₀是激光功率横向强度降低到

的光束半径，而x、y、z是笛卡尔坐标，其中y是沿光束轴线并且x和z在与光束轴线正交的平面内，并且光束强度分布被视为在x-z平面内是轴对称的。

在另外的优选实施例中，利用移动激光束为激光轨迹分配热流边界，其由下面的等式定义：

这里，h是传热系数，ε是发射率，P_g是三维高斯激光束轮廓，σ是Stefan-Boltzman常数，而T₀是环境温度。

对传热和流体流动以及因此加工样品的形态(宽度和深度)和形貌(粗糙度)演变具有强烈影响的激光-材料相互作用的两个重要方面是激光束内的能量分布和表面张力和/或汽化材料产生的反冲压力。移动光束内固有的基本高斯能量分布P_g和相应的反冲压力P_r分别由下面的等式给出：

仅当T_s≥T_v时

其中，P是激光功率，x是沿x轴的距离并且φ表示激光束强度的标准偏差，V_in表示瞬时激光扫描速度。L_v是汽化潜热；M_v是蒸汽分子的质量；而T_s和T_v分别是瞬时表面温度和汽化温度。

所有其他表面被分配对流冷却和表面到环境辐射边界条件，由下面的关系式给出：

尽管在目前的工作中仅执行在各组激光加工参数下的单个激光轨迹加工，但当前的传热模型可以扩展到多程激光处理，同时考虑在任何骨科手术过程中加工大面积/体积骨材料去除(加工)所需的再加热效应。此外，水平集(level-set)方法可以特别用于预测/跟踪固-液-汽界面的演变。对这种界面的时间跟踪预测了熔融和/或汽化的基质骨部分的体积，并进而有助于在骨的激光加工过程中估计加工区域的几何尺寸(深度和宽度)。

此外，本计算模型结合了与各种物理现象(Marangoni对流、表面张力、反冲压力和结构变形)和骨材料特性(热导率、热容量、弹性模量、热膨胀系数和动态粘度)相对应的传热、流体流动和结构力学边界条件，以便评估多维激光加工过程中的温度(T)分布、相关的加热/冷却速率、加工区域的后续表面形貌。由于公开文献中缺乏与上述骨的热-物理特性相关的数据，因此仅考虑了它们主要在室温下的恒定值。然而，为了解决骨的多组分性质(按体积计算，60-70％羟基磷灰石、10-30％胶原和10-20％水)，利用混合规则估计骨的平均热-物理特性，并呈现在表1中。

表1

在优选实施例中，在加工过程中激光与基底材料的相互作用引起表面形貌的演变，这是由于激光-材料相互作用区域的上升导致该区域的熔融和汽化。该区域内的温度变化由使用有限元基于涉及上述方程的的多物理量模型预测的等温线表示。基于计算模型的预测的等温线对应于固体基底-熔融区和熔融区-汽化区域之间的界面，其明确地限定了在切割/整形/加工过程中形成的表面形貌。因此，能够通过控制空间和时间热条件(激光加工参数)，以基于涉及上述方程的多物理量模型从激光-材料相互作用区域产生和去除基底材料的熔融和汽化体积，来精确地预测/控制最终切割/整形/加工区域的形态。

此外，实施例涉及通过采用两步计算传热模型与流体流动模型耦合的切割/整形/加工腔的最终形态(几何属性，例如宽度和深度)的演变的计算预测，如在图2中示意性呈现的。在切割/整形/加工过程中，随着温度的上升，材料发生从固态到液态到汽态的相变。因此，由于汽化和蒸汽反冲压力，达到汽化温度以上温度的材料的顶部因而被去除。汽化区域(熔融区域)下方的部分处于熔融温度，在凝固之前(在冷却过程中)在动态力(反冲压力、对流力、重力、表面张力等)作用下经历部分到完全的排出(取决于这些力的大小)和物理变形，并且其与汽化区域一起产生切割/整形/加工腔的最终属性(宽度和深度)。

本多物理量计算模型的优选实施例利用两步法进行骨的多维激光切割/整形/加工过程。在图3的回路图中呈现了利用基于方程的传热和流体流动耦合模型来预测最终切割/整形/加工腔的形态的集成方法。在这些实施例中，计算模型的步骤1(结合传热、结构力学和相变动力学)预测通过材料的蒸发损失产生的切割/烧蚀凹坑的几何形状。在步骤1中，将采用水平集方法来跟踪液-固相和汽-液相之间的界面，以便将温度达到汽化温度以上的单元从几何形状中排除。切割/整形/加工腔的尺寸(深度和宽度)在预测最终表面轮廓和相关的热应力方面起重要作用。因此，在模型的步骤2中，将从步骤1预测的凹坑几何形状视为起始表面轮廓。计算模型的步骤2(结合传热、流体流动、结构力学和相变动力学)的主要目的是预测相变和相关物理现象对演变的表面形貌的组合效应。

利用计算建模工作和基于SEM图像的测量的加工区域的几何尺寸(深度和宽度)的计算预测和实验估计分别有助于预测在骨的激光加工过程中在一组给定的加工参数下的加工速率。加工速率被视为每单位时间去除的材料体积，并且表示为如下：

加工速率＝(加工腔的横截面积)x(激光束扫描速度)

计算预测的和随后实验证实的加工腔的横截面视图的示意图显示为半椭圆几何形状(图4)。这种半椭圆几何形状部分的横截面积可以用下面的等式表示：

加工腔的宽度、深度和加工速率的计算预测和实验估计都有助于基于激光的骨加工技术的预测/估计的优化和改进。

基于计算模型的方法可能极大地有助于定制和/或微调激光切割/整形/加工参数以适应患者特定属性(例如来自其他测试，如MRI/CT扫描的骨特性)，从而在临床环境中成功完成骨科手术。该方法还有望通过选择最佳激光参数以最大限度地减少人为错误并提高切割/整形/加工质量。此外，在骨的激光切割/整形/加工过程中，将该计算过程参数设计方法与非侵入式光学感测结合并结合基于人工智能的机器学习以用于精确控制、安全和定位(在后续部分中描述)，可能加速用于临床环境中的骨科手术的完整系统的开发。尽管在某些实施例中Er:YAG激光器是优选的，但初步实验利用已经广泛用于加工金属和陶瓷材料的Nd:YAG激光器来进行。已经已经示出了产生局部材料去除的令人满意的结果，如图5所示。切割速率也可基于激光能量密度来控制，如图6所示。

由于生物硬组织/骨是非整体的多组分和多成分(陶瓷+胶原+水+孔隙)材料系统，因此特定波长的给定激光与生物硬组织/骨的每种组分和成分以不同的效果相互作用。因此，为了在热力学和动力学效应方面优化激光与骨的各组分和成分的相互作用，使水具有更佳的吸收特性的激光适于整形生物硬组织/骨。水对于波长范围为1.0至2.93μm的激光往往具有更佳的吸收性。鉴于此，Nd-YAG(1.06μm)和掺铒YAG(2.93μm)优选用于切割/整形/加工操作过程中。可以使用输入功率、波束扫描速度和操作模式(脉冲和连续)的各种组合，因为这些组合可能产生不同的热力学和动力学条件。

在优选实施例中，连续波掺镱光纤耦合Nd:YAG激光器(波长1070nm)以分别为300W-700W和110mm/s-250mm/s的激光功率和扫描速度以及在3.18J/mm²-8.48J/mm²范围内的相应激光能量密度来加工结构骨，使得实验上观察到的加工腔的深度、宽度和加工速率范围分别为136±5μm-822±4μm、293±6μm-935±20μm以及8±0.3mm³/s-113±0.6mm³/s。考虑了激光-骨相互作用过程中发生的各种物理现象的计算机模型产生并且在数值上预测了深度、宽度和加工速率分别在203μm-516μm、412μm-1014μm和13.4mm³/s-80.3mm³/s范围内。在激光能量密度>6J/mm²时与实验上观察到的深度相比，所述计算机模型对深度的预测更小，并且在整个激光能量密度范围(3.18J/mm²-8.48J/mm²)内与实验上观察到的宽度相比，所述计算机模型预测的宽度更大，这进而导致对于具有恒定扫描速度+可变激光功率和可变扫描速度+可变激光功率的组合的加工参数组，对激光能量密度>4.75J/mm²和>5.8J/mm²时的加工速率的预测更小。计算预测的高加热速率(≥10⁴K/s)和冷却速率(≥10³K/s)支持局限于在激光能量密度≥7.42J/mm²下加工的骨的骨表面(没有渗入基底中)的大范围微裂纹网络的产生。随着激光能量密度的降低，表面微裂纹网络的范围逐渐减小。实验和计算工作的结合允许确定激光加工参数与诸如加工腔的深度、宽度和加工速率的结果属性之间的相互关系。

术语：应当理解，本发明不限于特定示例，各个所述示例可以变化。本领域普通技术人员将理解，本文使用的术语仅用于描述特定实施例的目的，而不是限制性的。另外，在描述本发明的具体实施例之前，阐述用于描述本发明的定义将是有用的。所列出的定义仅适用于本专利中使用的术语，并且可能不适用于与其他地方使用的相同术语，例如科学文献或其他专利或申请，包括这些发明人的或转让给共同所有人的其他申请使用的相同术语。另外，当示例被给出时，它们仅旨在是示例性的而不是限制性的。在描述和要求保护本发明时，将根据下面给出的定义使用以下术语。

必须注意，如在本说明书和所附权利要求中使用的，单数形式“a”、“an”和“该”包括复数个指示物，除非上下文另有明确说明。

术语“切割/整形/加工”和“整形/切割”是指切割、整形和/或加工，并且包括单独地、共同地或组合地进行切割、整形和加工。

本文使用的术语“多物理量计算模型”是指用于将物理现象和激光加工参数相关联以在骨切割/整形/加工操作过程中控制激光烧蚀/去除(切割/整形/加工速率)和物理属性的演变(切割/整形/加工的几何形状)的一组计算过程。

本文使用的术语“高斯型激光束轮廓”是指横向电场和强度(辐照度)分布良好地近似于高斯函数的电磁辐射束。

本文使用的术语“顶帽型激光束轮廓”是指横向电场和强度(辐照度)分布在射束的横截面上恒定和均匀的电磁辐射束。

本文使用的术语“哑铃型激光束轮廓”是指功率强度分布在外部区域比在中心区域相对更强的电磁辐射束。

本文使用的术语“骨”是指构成脊椎动物内骨骼一部分的刚性器官。它们支撑和保护身体的各个器官，产生红细胞和白细胞并储存矿物。骨组织是一种致密的结缔组织。骨具有各种形状并且内部和外部结构复杂，其重量轻且坚固而坚硬，并具有多种功能。本发明也可以将骨视为合成骨或骨替代材料，包括金属和陶瓷。

本文使用的术语“激光能量密度”是指如下计算的LAM的参数：激光能量密度(J/m²)＝(激光功率(J/s)/激光照射面积(m²))×(激光束直径(m)/扫描速度(m/s))。

本文使用的术语“骨组织加工速率”是指加工速率(m⁵/Js)＝去除材料的体积(m³)/停留时间(s)/激光能量密度(J/m²)

术语“实时时钟控制器”(RTC控制器)实时地提供对扫描系统和激光器的同步、抗干扰控制。信号处理器和动态链接库(“DLL”)可以简化编程。可选地，来自各种第三方供应商的软件也可用于处理标准应用程序。例如，指令可以加载到RTC中，被处理，并且每10μs作为16位控制信号输出到扫描系统。RTC控制器可以自动执行例如微矢量化和图像场校正的重要步骤。激光控制与扫描仪运动同步。

本文使用的术语“z”是指三维空间(m)中的Z坐标-(在基底的表面平面内的激光束运动的方向)。

本文使用的术语“x”是指三维空间(m)中的X坐标-(在基底的表面平面内垂直于激光束运动Z的方向)。

本文使用的术语“y”是指三维空间(m)中的Y坐标-(垂直于激光束运动和基底的表面平面、Z和X并且沿着光束轴的方向)。

本文使用的术语“ρ”是指密度(kg/m³)。

本文使用的术语“C_p”是指恒定压力下的比热(J/kg.K)。

本文使用的术语“T”是指温度(K，开尔文)。

本文使用的术语“t”是指时间(s，秒)。

本文使用的术语“K”是指热导率(W/m.K)。

本文使用的术语

是指激光开/关功能。

本文使用的术语“P_X”是指三维激光功率强度分布(W/m²)。

本文使用的术语“P_g”是指三维高斯型激光功率强度分布(W/m²)。

本文使用的术语“P_th”是指三维顶帽型激光功率强度分布(W/m²)。

本文使用的术语“P_db”是指三维哑铃型激光功率强度分布(W/m²)。

本文使用的术语“P_o”是指平均输入激光功率强度(W/m²)。

本文使用的术语“r_o”是指激光功率横向强度降低到

的光束半径。

本文使用的术语“M_骨”是指骨的平均热物理和/或热力学特性。

本文使用的术语“M_矿物”是指骨的矿物组分的热物理和/或热力学特性。

本文使用的术语“M_胶原”是指骨的胶原组分的热物理和/或热力学特性。

本文使用的术语“M_水”是指骨的水组分的热物理和/或热力学特性。

本文使用的术语“M_孔隙”是指骨的孔隙组分的热物理和/或热力学特性。

本文使用的术语“X_矿物”是指骨的矿物组分的体积占比。

本文使用的术语“X_胶原”是指骨的胶原组分的体积占比。

本文使用的术语“X_水”是指骨的水组分的体积占比。

本文使用的术语“X_孔隙”是指骨的孔隙组分的体积占比。

本文使用的术语“h”是指传热系数(W/m².K)。

本文使用的术语“T_i”是指初始温度(K)。

本文使用的术语“ε”是指发射率。

本文使用的术语“σ”是指Stefan-Boltzmann常数(W/m².K⁴)。

本文使用的术语“t_r”是指激光束停留时间(s)＝激光束直径/扫描速度。

本文使用的术语“P”是指激光束功率(W，瓦特)。

本文使用的术语“D”是指激光束的直径(m，米)。

本文使用的术语“v”是指激光束扫描速度(m/s)。

本文使用的术语“T₀”是指环境温度。

本文使用的术语“φ”是指激光束强度的标准偏差。

本文使用的术语“L_v”是指汽化潜热。

本文使用的术语“M_v”是指蒸汽分子的质量。

本文使用的术语“T_s”是指瞬时表面温度。

本文使用的术语“T_v”是指瞬时汽化温度。

本文使用的另外定义的术语具有所提供的含义。

示例

以下示例被包括以说明本发明的优选实施例。本领域技术人员应当理解，以下示例中公开的技术代表发明人发现的在本发明的实践中很好地起作用的技术，因此可以被视为构成其实践的优选方式。然而，根据本公开，本领域技术人员应当理解，在不脱离本发明的精神和范围的情况下，可以对所公开的具体实施例做出多种改变并仍然获得相同或类似的结果。

示例1

连续和长持续时间脉冲激光中的热相互作用

在骨和硬组织的激光照射过程中，由于热输入引起的温度上升导致各种热相互作用的发生。从加工的角度来看，这些相互作用非常重要，并且可以在连续激光操作和脉冲激光操作中进行。根据曝光的温度和持续时间，热相互作用产生的影响包括凝结、碳化、熔融和汽化。由于这些热效应可能导致材料严重损坏，因此在这种情况下的处理需要谨慎的过程控制。凝结(血细胞的凝固)发生在60℃的温度下，而碳化开始于100℃。随着温度的进一步上升，熔融的发生之后是汽化，导致热力学烧蚀。在连续和长持续时间脉冲型CO₂、Nd:YAG、Er:YAG、Ho:YAG、氩离子和二极管激光器的情况下，通常观察到热效应。

已经在骨的激光切割/整形/加工领域中，对热烧蚀效应进行了广泛研究。在一项这样的研究中，利用钻和Er:YAG激光器(波长为2.94mm，输出范围为30-350mJ/脉冲，最大脉冲重复频率为10Hz，脉冲持续时间为200微秒)以及CO₂激光器(波长为10.6mm，并且输出范围为0.5-5W)，对大鼠顶骨在钻孔操作过程中的材料去除特征进行了比较。发现100mJ/脉冲的能量输出在临床上是合适的。采用的激光功率为1W并且钻头角度为30°。Er:YAG激光导致林形物(grove)的形成，并且在加工表面上观察到两个不同的层。钻孔边界精确并且平均影响深度为22μm。CO₂激光没有导致凹槽形成，并且受损区域要大得多。激光影响区域分为三个区：照射表面上的完全碳化层、轻度碳化的中间层，以及更深照射部位处的深染层。钻头如预期的导致林形物形成，同时存在涂抹状区域。

TEM分析表明，在Er:YAG激光照射的骨的情况下，良好取向的晶体存在于未受影响的区域，而受影响较小的区域显示出部分无序的晶体。表面具有完全随机的取向。所有区域都具有晶体衍射图案。在CO₂激光的情况下，部分碳化区域显示出圆形大晶体。完全碳化层显示出原始磷灰石的完全融解。钻头具有与在Er:YAG激光的情况下类似的未受影响区域，但涂抹层具有非晶相和针状晶体的混合物。这表明Er:YAG和钻头在底部区域引起的损伤最小。EDS分析表明：在Er:YAG激光的情况下，Ca/P比发生变化，其原因被认为是形成了亚稳定相。

尽管钻和Er:YAG在骨中产生了最小的损伤，但在Er:YAG的情况下，术后康复更佳，使其成为最有益的方法。烧蚀机制考虑了骨的复合性质。骨成分的不同热特性导致热-机械效应。烧蚀机制的步骤如下：(1)骨对激光能量的吸收导致温度上升。骨内的水分开始沸腾，形成蒸汽压。(2)累积压力导致微爆。微爆最终产生机械组织烧蚀。(3)产生两层结构区，其中，在累积能量的亚表层中经历微爆，而直接暴露于强激光能量的表面立即经历微裂纹。

另一项研究比较了Er:YAG、连续波CO₂和脉冲CO₂激光的烧蚀特征。Er:YAG由于对骨外部以及软骨产生最小的损伤而再次被证明是最佳的激光，并且在较低的能量密度下以较快的速率实现加工。这归因于在2.94μm波长下Er:YAG激光的骨吸收系数比10.6μm的CO₂激光高10倍。另外，发现脉冲激光是有用的，因为它们允许冷却时间。

除了Er:YAG激光器和CO₂激光器之外，还已经尝试了引起热效应的其他类型的激光器用于骨烧蚀过程。在这些研究中大部分使用了Nd:YAG(λ＝1:06mm，τ_L＝100μs-cw)和Ho:YAG(λ＝2.12nm，τ_L＝150-800μs)，因为其主要优点在于这些激光可以通过玻璃纤维方便地传输。从实际的角度来看，这种特性变得非常重要，因为在实际的手术装置中，手术工具的可操作性对于最佳地执行操作起着关键作用。因此，通过使用可传输激光，可以使激光系统远离患者和外科医生并通过光纤将光束传输到手持激光头，从而提供多种便利。尽管如此，但这些激光会在骨内引起不期望的损伤。这些激光的波长被水以及矿物以大约350-400cm^-1的散射级强烈散射。不均匀的能量分布导致对骨组织的严重损伤。除了这些商业上可获得的医疗激光器之外，已经成功地尝试了其他类型的激光器，例如Nd:YVO₄和自由电子激光器(FEL)，用于骨材料去除。Nd:YVO₄激光在烧蚀过程中导致严重碳化(炭化)。可调谐FEL用于研究各种波长(2.79、2.9、6.1和6.45μm)对骨烧蚀的影响。6.1μ的波长在烧蚀方面是最有效的，并且对骨组织的热损伤最小。其原因还与水以及骨矿物对该波长的最佳吸收有关。

示例2

用于骨的激光辅助加工(“LAM”)的装置

本发明涉及一种涉及用于骨的激光辅助切割/整形/加工(“LAM”)的方法和装置的系统。LAM提供高精度尺寸加工，同时周围组织损伤/创伤极小或没有。与机器人-计算机控制器集成的非接触式高聚焦激光束可为任何复杂的结构骨提供高精度的尺寸匹配。上述技术遵循简单的程序，并且有望促进快速康复，而没有创伤性振动相关伤害、热痕可忽略并且通常与常规骨科技术相关的侵入性组织损伤最小，并且也不需要输血。

在一个实施例中，本发明包括一种用于激光辅助骨加工的装置，包括：a)激光器；b)个人计算机；c)实时时钟/控制器(RTC)；d)扩束器；e)动态聚焦单元，例如

f)电源；g)扫描头；以及h)物镜。

在本发明的一些实施例中，动态聚焦单元(例如SCANLAB^TM的

)能够实现激光焦点沿光轴的精确、高性能定位。在XY扫描系统中，动态聚焦单元可以取代昂贵的平场物镜。因此，动态聚焦单元是在标准平场物镜不可用的应用中的理想解决方案。动态聚焦单元还可以将XY扫描系统扩展到3D光束偏转系统中。沿着正在处理的工件的轮廓引导激光焦点，从而实现三维处理。动态聚焦单元还允许连续地调节图像场大小、工作距离和光斑尺寸。某些型号的动态聚焦单元提供更低的跟踪误差，从而实现更大的焦点偏移范围和更佳的光斑质量。

本发明的一些实施例中的RTC用于两个目的：1)保持准确的时间/日期信息；2)提供唤醒警报(运行时和睡眠时)。由于RTC由外部供电并且独立于处理器计时，因此即使系统的其余部分关闭，它也可以保持运行。RTC控制卡是PC和激光束扫描仪之间的通信方式，并且即时地提供信息或延迟可忽略不计。

现在转向图7A和7B，其示出了用于骨的激光辅助加工(LAM)的激光系统包括激光装置。根据本公开的图7A示出的系统具有电气地并且通过光纤110附接的激光器。保护气体管线120与骨系统的LAM流体连通。骨样品140显示在位于引导装置150顶部的夹具151上。利用光束聚焦头130将激光束斑点141聚焦在骨样品140上。图7B示出了激光束和气体喷嘴出口160；用于调节保护/防护气流的刻度盘162；以及聚焦头的轴环163。利用与系统的每个组件集成的实时控制板或计算机来完成扫描系统、激光器和引导系统的同步控制。在7A和7B中，聚焦头运动是CNC控制的并且与机器人运动系统集成在一起，允许在多维空间中完成加工。

尽管不希望受理论约束，图7C描述了激光基骨加工的序列的物理机制。例如，通过在骨样品上提供窄聚焦激光束(170)将允许骨组织的激光吸收(172)。能量的吸收引起骨组织内的瞬时发热(174)以及液体层和有机/无机骨组分的蒸发(176)。由于内部快速且高值的蒸汽压的产生，骨基质会发生挥发性破坏(178)。汽化时发生骨组织残留物排出(180)，其中，微加工的骨结构被保留(182)。该实施例基本上包括：a)观察待切割/整形/加工的骨区域；b)计算骨区域的温度-骨组分(矿物、胶原、水和孔隙)相关材料特性；c)基于骨区域的温度相关材料特性确定用于激光辅助加工的参数；以及d)以确定的参数进行激光辅助骨加工。

尽管不希望受理论约束，骨包括：陶瓷/矿物组分，例如磷酸钙和羟基磷灰石(HA)；例如胶原的有机成分；水和孔隙。为了对该过程提供控制，研发了骨的计算模型。更具体地，图8A示出了用于表示骨的温度相关材料特性的计算模型。该计算模型的控制方程在图8A的表1中示出，参考图8B。由于光束在垂直于激光束轴(y)的平面(x-z)内的激光功率强度分布是轴对称的，因此在2D(x-y)平面内考虑数学公式。

现在转向图8A和图8B。可以利用控制方程对整个几何形状的边界条件进行建模：

热流、自然对流冷却和辐射的边界条件显示在图8B中，对于区域6，具有以下的模型方程：

其中，对于0≤t≤t_r，

并且对于t≥t_r，

另外，高斯分布中的平均激光功率密度的边界条件显示在图8B中，对于区域6，具有以下的模型方程：

图8B中区域1和9的自然对流冷却和辐射的边界条件具有以下的模型方程：

图8B中区域3和8的自然对流冷却和辐射的边界条件具有以下的模型方程：

图8B中区域2的绝缘边界条件具有以下的模型方程：

示例3

加工参数

在特定实施例中，所述方法可以利用例如X射线计算机断层扫描(X射线CT)、单光子发射CT(SPECT)、磁共振成像(MRI)、微位置发射断层扫描(microPET)、荧光分子断层扫描(FMT)、小鼠双能X射线吸收测定(DEXA)的一种或多种技术来确定待加工的骨的一个或多个物理特征，并确定骨的密度(即孔隙度)，进而提供骨组分(磷酸钙-羟基磷灰石、胶原、水和孔隙)的总体积占比的估计以及这些骨组分(磷酸钙-羟基磷灰石、胶原、水和孔隙)中的每一种的元素组成和体积占比的估计。尽管不希望受理论约束，但从文献已知每个骨组分的热-物理特性，例如热导率、比热和密度，可以计算给定骨基质(复合物)的热-物理特性。这些热-物理特性以及骨的尺寸和边界条件被纳入本发明的基于多物理量的计算模型中，以预测切割/整形/加工给定骨的温度-时间历史。尽管不希望受理论约束，但已知该历史，可以预测各种激光参数，例如激光功率和扫描速度，从而以期望的加工速率加工给定的骨以获得所需的尺寸。

骨的切割/整形/加工深度(d，以μm为单位)是温度(T，以K为单位)的函数：

d＝f(T)

温度是激光能量密度(LED，以J/m²为单位)的函数：

T＝f(LED)

激光能量密度是激光功率(P，以W为单位)、光束焦斑直径(D，以m为单位)和激光束扫描速度(v，以m/s为单位)的函数：

LED＝f(P,D,v)

与常规技术相比，本发明的激光辅助骨加工装置和方法具有多个优点。本发明提供一种用于切割/整形/加工的化学清洁光源。相干和单色光束被传送到待切割/整形/加工的区域，其提供窄光束、高功率密度，很少或没有热影响区(“HAZ”)，并且没有物理接触，因此没有机械载荷和摩擦力。柔性光纤光束允许远程处理，并且易于快速且轻松地处理复杂形状。最后，骨的激光辅助加工(LAM)与机器人-计算机控制器集成提供了一种用于切割/整形/加工复杂结构骨的高精度方法。该技术还有望促进快速康复，同时创伤性损害最小，热标记可忽略并且通常与常规骨科技术相关的侵入性组织损伤最小。

现在转向图9A。以八组不同的参数进行骨的激光辅助加工，其中，测量加工属性和速率。图9B示出了用于图9A所示实验的作为激光能量密度的函数的骨组织加工速率。图9C是示出图9A的八个参数中的每一个的宽度的图示。另外，图9D是示出图9A的八个参数中的每一个的深度的图示。例如，图9A的实验1中列出的参数行表示以下参数：激光功率(W)＝300W；扫描速度＝0.2m/s；停留时间＝3.0ms；激光能量密度＝3.18×10⁶J/m²；假定加工速率＝3.3m³/s或加工速率表示去除材料体积(m³)/停留时间/激光能量密度(J/m²)。以这些参数切割的骨的实验上的宽度显示在图9C中(第1面板)。类似地，以这些参数切割的骨的实验上的深度显示在图9D中(第1面板)。在图9C中比较计算或实验测量的骨的激光加工属性。

现在转向图10，其示出了在5.36x10⁶J/m²激光能量密度下的激光加工骨样品的图示。图10示出了几个加工区域(601、602和603)以及这些区域内的相应元素组成(601-面板A、602-面板B和603-面板C)。更具体地，区域601和面板A对应于基骨材料。区域602和面板B对应于加工区域周围的热影响区。区域603和面板C对应于加工骨区域。

总之，当在较短时间尺度(2-4ms)内将高聚焦激光束施加在骨表面上时，由于骨组织的激光吸收而快速产生的热强度(4.2-9.9x10⁷W/m²)进入到骨组织中，进而产生蒸汽压和血浆。突起的等离子体进一步较深地破坏了骨基质，这导致加工的骨组织的残留物的排出。根据所施加的激光能量密度(激光功率、激光束横动速度和骨表面上的光束尺寸的组合)和相应的冷却速率，能够在加工区域周围的热影响区最小或没有的情况下实现各种水平的骨去除体积和相应的骨加工速率。此外，这种加工参数的组合使激光束-骨相互作用区域内的温度上升到加工骨的水平(图11)，而不会损伤加工区域周围区域中的组织。这种谨慎选择的激光加工参数还允许使加工区域内的骨组织的成分保留成与周围区域和基骨材料相同。

示例4

利用计算机数控机器人的骨的LAM

本发明的关于元件的独特性在表示自动骨铣削系统的图12中示出。更具体地，硬组织和骨均由多种组分组成，例如有机(胶原)、无机(磷酸钙)、水和孔隙，而它们以各种体积占比和物理形式存在。这些组分具有不同的热-物理特性。因此，为了在不损伤周围组织的情况下以高精度和速度切割/整形/加工复杂构造的这些组织，激光参数(功率、扫描速度、光束聚焦)和运动系统(机器人)参数(速度和位置)需要准确/精确地同步和控制。这可以通过控制和同步图12所示的铣削系统的一般元件来实现。12。

现在转到图12，激光源610与光束聚焦组件645通过光纤连接。激光源还与控制装置电连通，在这种情况下，控制装置是计算机620。计算机还与机械臂电连通。机器人坐在支架630上，支架具有底座632，底座632与肩部633、臂部634、肘部635、腕部636和末端夹持器638机械地和电气地连通。机械臂的末端夹持器638附接到光束聚焦组件645并且可以利用计算机620来控制。可以利用与激光源集成的自动机械臂来切割/整形/加工位于工作台650上的骨样品641。

该技术是一种非接触式简单程序，也是一种灵活的方法。激光束可以通过光纤被传输到正在加工的骨。这种激光束传输可以利用手动操作的手持装置或为了全自动化而通过计算机数控(“CNC”)机器人系统来实现(图12)。在这两种情况下，视觉系统可与光束传输系统集成，用于在切割/整形/加工简单和复杂的轮廓的过程中进行光束引导。由于采用基于光纤传输的方法，激光器可以远程定位和操作。激光器操作(用于功率调节)和光束运动系统(如果它是完全基于机器人的)均可以是计算机数控的以实现高精度。此外，在手动、半自动和全自动的切割/整形/加工操作中，可以采用多种类型的激光(红外和紫外波长范围)来扩展操作参数包和可处理(加工)的组织材料(硬和软)的类型。

本发明提供了一种用于激光辅助骨切割/整形/加工的方法。在一个实施例中，该方法包括以下步骤：a)提供聚焦激光束；b)组织对激光的吸收；c)瞬时发热；d)液体层和骨的有机/无机组分的蒸发；e)通过内部快速且高值的蒸汽压的产生对骨基质的挥发性破坏；f)组织残留物喷射和汽化，由此获得微加工的骨结构。

示例5

利用哑铃型激光轮廓的骨的LAM

哑铃型激光轮廓在外部区域呈现比在中心区域相对更强的激光功率强度分布。更确切地说，这种激光束包括中心区域和两个外部区域。每个外部区域包括外边缘。这种复合光束在中心区域具有平均恒定的功率强度分布，随后在外部区域功率强度增加，最终在外边缘处减小，使得哑铃型激光束轮廓的外部峰值与平均中心功率强度之比大于或等于1.2。这种哑铃型激光束轮廓的示意图呈现在图13中。

在骨加工过程中使用这种哑铃型激光束轮廓补偿了光束周围的工件(骨)区域中的过度传热，并在激光束工件(骨)相互作用区的中心区域和边缘区域内产生均匀的温度上升。因此，中心区域中的恒定分布在中心区域提供了基本上均匀的能量沉积和材料处理。外部区域增加的功率分布补偿了该区域中的能量流量或热流量增加。端部区域处的功率分布的基本上阶跃函数式的减小在近似等于功率强度分布的宽度的区域中提供了受控的材料处理。这提供了改善的切割/整形/加工，其中，通过最小化或消除后续平行激光轨迹之间重叠的需求，激光束沿着连续的平行路径被施加到工件(骨)。

在整个激光束材料(骨)相互作用区中的这种均匀传热产生多个有利的结果和成果，包括但不限于：(1)提高的材料去除速率、(2)均匀的材料去除和均匀的加工深度，以及(3)改善的加工表面的质量(粗糙度或平滑度)。

示例5

骨的LAM和分析

从屠宰场收集新鲜牛尸股骨样本。用商用带锯将中轴部分分离并切成约100×25×20mm的皮质骨块。将样本置于生理盐水中并用超声波清洗机清洗一小时。超声波清洗后，在体积比为75％-25％、50％-50％、25％-75％、15％-85％、10％-90％和5％-95％的蒸馏水-甲醛溶液中进行每次12小时的浸泡清洗，最后在100％甲醛中进行12小时的浸泡清洗。该过程去除了附着于骨外部的所有软组织和骨筒。将待激光烧蚀的样品表面在800和1200号磨砂纸上轻磨，以使表面平滑(约3μm的平均粗糙度)并用蒸馏水清洗以在烧蚀之前去除任何松动的颗粒/碎屑。将清洁后的样本吹风干燥15分钟，密封在塑料容器中，并且冷藏直至它们在24小时内进行激光烧蚀程序。

采用波长为1070nm的连续波掺镱光纤耦合的Nd:YAG激光器进行激光加工试验。为了理解在初级加工参数下激光-骨相互作用的基本原理，在样本表面上在每组激光加工参数组合下产生单个孤立的激光轨迹。样品表面上的激光束直径为0.6mm。目前工作中使用的激光功率范围和扫描速度分别为300-700W和100-250mm/s。激光能量密度(F)基于采用的激光处理参数根据以下等式来计算：

其中，P₀是输入激光功率，A是激光束的横截面积，t₀是以d/V表示的光束停留时间，其中，d是激光束直径并且V是激光束扫描速度。对于上述激光功率和扫描速度组，所得激光能量密度的范围为3.18-8.48J/mm²(表1)。加工试验在3升/分钟的氩防护气体中进行，以避免样本表面上的氧污染。对应于本工作中采用的激光参数的激光能量密度和光束停留时间的结果值也列于表2中。

表2.激光加工参数

利用FEI ESEM扫描电子显微镜(SEM)通过激光轨迹的顶视图和横截面视图对加工表面的形态特征例如加工腔的宽度、深度、微裂纹以及加工表面内的任何其他物理附属热损伤进行了初步观察。在计算机系统上以电子方式记录SEM图像，并利用美国国家卫生研究院开发的Image J^TM公共领域软件以数字方式对这些图像的形态参数进行测量。为了获得统计变化，对在同一组参数下激光加工的5个样品，在每个样品的顶视图中的5个位置和5个横截面图中进行测量。利用能量色散谱(EDS)对加工表面以及加工区域和基骨材料之间的界面进行元素分析。由于使用EDS的探针深度在微米级(0.5-3μm，取决于电子束的能量)的范围内，利用该技术采集的元素数据仅提供在激光加工过程中由于热效应引起的这些区域内元素组成变化的定性/半定量评估。

在顶视图和垂直于激光轨迹的横截面视图中对加工的骨样品进行SEM观察，并且观察结果在图14和图15中示出。这些观察展现了加工腔的各种物理和形态方面。加工腔的宽度呈现为沿着腔的长度相当均匀(图14)。通常，沿着加工腔的长度的宽度均匀性随着激光输入能量的增加而增加，而激光扫描(加工)速度的变化没有任何明显的影响。横截面视图中的加工腔的平均几何轮廓(形态)呈半椭圆形(图15)。半椭圆形加工腔的短(深度)轴和长(宽度)轴的长度随着激光输入能量的增加而增加，而激光扫描(加工)速度的变化仍然没有任何明显的影响。由于快速的非等温激光加工过程，在加工腔的壁上明显存在微裂纹(图14)。随着激光能量输入的增加(>4.24J/mm²)，微裂纹的物理尺寸(长度和宽度)增加，因而微裂纹更加明显。值得注意的是，在较低的激光能量输入(4.24和3.18J/mm²)下，与其他激光输入能量相比，微裂纹密度(每单位面积的裂纹数量)更小并且纵向取向(沿着加工轨迹的长度)的更长且更宽的微裂纹占主导地位。相比之下，在较高的激光输入能量(6.36-8.48J/mm²)下加工的样品表面上存在网状的微裂纹(沿纵向和横向取向)。此外，如在这些加工腔的横截面视图中清楚可见的，这些微裂纹看起来较浅并且局限于表面区域而没有任何更深地渗透到骨基质中(图15)。

尽管基于激光的骨加工涉及通过在高温下熔融和/或汽化以去除材料的非等温处理，但在顶视图和横截面视图中加工样品的视觉和SEM观察显示在加工表面上炭化最少(6.36-8.48J/mm²)或没有炭化(3.18-5.30J/mm²)(图14和15)。在几乎所有情况下，在观察到轻炭化(6.3-8.49J/mm²)的情况下，它表现为局限于浅层表面而在加工表面下不会进一步损伤细胞。这一点通过在以5.30J/mm²加工的样品上的三个不同位置上进行空间(30μm×30μm)EDS元素分析进一步得到证实(图16)。这些位置包括基底上的位置1、基底和加工区域之间的界面上的位置2，以及加工表面上的位置3。所有这三个位置的分析提供了类似的元素光谱，其中存在Ca峰、K峰、P峰而不存在C峰和O峰(图16)。

使用Image J^TM软件在计算机上在类似于图14和图15中的顶视图和横截面视图中对加工腔的多个数字SEM图像执行诸如激光加工腔的深度和宽度的形态方面的测量。此外，基于上面详细描述的计算方式，对于与所述实验工作中采用的相同的加工参数，进行了腔的宽度和深度的预测。图17中示出了诸如加工腔的宽度、深度和横截面积的形态特征(参数)的实验测量值和计算预测值。另外，对应于使用上述等式导出的每组激光加工参数(激光能量密度和扫描/加工速度)的实验和计算的加工速率也在图17中示出。虽然预期输入激光能量是影响加工过程结果的主要参数，但该过程是非等温处理，与该过程相关的热力学和动力学也受到各个加工参数如激光功率和加工速度的影响。鉴于此并且如图17中所示，该组激光加工参数(功率和扫描速度)被组合成两个不同的组：(1)恒定扫描速度和可变功率，以及(2)可变扫描速度和可变功率。

在上述两组激光加工参数下能够实现激光能量输入对加工腔的形态方面(深度和宽度)的影响，并在图18和图19中比较了实验测量值和计算预测值。通常，在两组激光加工参数下，实验测量和计算预测的深度和宽度随着激光能量输入的增加而增加。然而，与实验测量值相比，深度的计算预测值略高，并且在激光能量密度约为6J/mm²下逆转了趋势(图5、图18(a)和图18(b))。相比之下，在两组激光加工参数下探索的整个激光能量密度范围内，宽度的计算预测值仍然高于实验测量值(图17、图19(a)和图19(b))。图20(a)和图20(a)中分别示出了在第1组和第2组激光加工参数下根据作为激光能量密度的函数的实验测量值和计算预测值导出的加工速率。

对于两个组，加工速率随着激光能量密度的增加而增加。尽管如此，对于第1组低于约4.75J/mm²，第2组低于约5.8J/mm²的激光能量密度，对应于实验测量值的加工速率仍然低于计算预测值，并且分别在第1组和第2组的这两个激光能量密度以上逆转趋势(图17、图20(a)和图20(b))。最后，如前所述，基于激光的加工主要是通过熔融和汽化去除材料的过程，其在很大程度上取决于该过程的热力学和动力学。因此，计算预测的时间-温度关系可能提供了一种用于合理地确定实验结果的工具。

鉴于此，图21示出了在自以激光能量密度6.36J/mm²(600W、200mm/s)加工的样品表面起的各深度处的作为加工时间的函数的计算预测温度。该图的插图提供了实验观察到的同一样品的加工腔的横截面视图。可以清楚地看到，在汽化温度(T_v＝1923K)及其之上，加工腔内的大部分材料已被去除到约400μm的最大深度。对应于所有处理条件组的作为时间函数的温度的类似计算预测值表明骨样品表面上的最高瞬时温度范围在2450K和4750K之间。相应地，表面上的相应加热速率和冷却速率分别示于图22和图23中。而对于第1组，加热速率随着激光能量密度的增加而增加(图22(a))，对于第2组(图22(b))，加热速率作为激光能量密度的函数没有遵循任何特定的趋势。相比之下，即使在两组处理参数中，冷却速率随着激光能量密度的增加而增加，第1组的冷却速率水平为10³K/s，第2组的冷却速率水平为10⁴K/s(图23)。此外，第1组的加热速率水平为10⁵K/s，第2组的加热速率水平为10⁴K/s。加热速率主要由过程动力学(激光能量密度和加工速度的组合)决定，而冷却速率主要受热物理特性例如材料(骨)的热导率和比热的影响。

深度、宽度和加工速率的实验观察值和计算预测值之间的合理接近是由于在计算建模过程中考虑了多个物理现象的组合效应、传热和流体流动效应的耦合、相变和动力学，以及在激光-骨相互作用(加工)过程中发生的体力的影响。尽管考虑到这样可想象的细节，但激光材料相互作用是非常复杂且高度动态的过程，可能发生额外的非线性时间动态物理效应并且导致上述实验观察值和计算预测值的偏差。

为了呈现热力学和动力学对加工腔的属性的影响，如前所述，考虑了两组激光加工参数的组合(表2和图16)。第1组由恒定扫描(加工)速度和可变功率组成，而第2组由可变扫描(加工)速度和可变功率组成。在第1组中，加工速度(动力学)是恒定的，激光能量密度(热力学，温度)的影响能够明显地体现，而在第2组中，在改变加工速度和激光能量密度的情况下，该过程的动力学效应明显。

对应于第1组中8.48J/mm²的最高激光能量密度和第2组中7.24J/mm²的最高激光能量密度的冷却速率分别为5.6x10⁴K/s和9.5x10³K/s(图10)，并且骨材料的低热导率(0.4824W/m²/K，表1)导致在表面上形成大范围的微裂纹网络(图14(a)和14(b))。另外，这些微裂纹的形成还可以通过由激光能量密度和加工速度产生的线性力来补充。由于在本研究中探索的加工速度设定下骨与激光的相互作用时间非常短(约毫秒)，因此施加在骨表面上的线性力的范围在1.5x10³到4.0x10³ N之间。对于8.38J/mm²和7.42J/mm²的激光能量密度分别为4.0x10³ N和3.5x10³ N的这些线性力在线性力范围的较高侧(图17)，它们有助于形成大范围的表面微裂纹网络。对于以减小的激光能量密度加工的样品，这些微裂纹的强度逐渐减小(图14(c)-14(h))。这些微裂纹的深度呈现为非常浅，因此主要局限于表面区域(图14)而不会更深地扩展到基底材料中(图15)。如前所述，虽然在所考虑的一组参数(表2)下进行加工时表面温度达到了2450K-4750K的范围，但由于加热速率极高(>10⁴K/s)，随后冷却速度非常高(>10³)，骨材料被瞬间烧蚀(加工)而在加工表面上不存在任何可检测的碳化层(图16)。

作为激光加工参数(激光能量密度：功率和扫描速度)的函数的加工腔的形态的演变可以通过腔的深度和宽度的演变来实现。因此，作为加工参数的函数的深度和宽度之间的相互关系被表示为实验观察值(R_E)和计算预测值(R_C)的深宽比并且在图17中示出。第1组和第2组处理参数的R_C值表明，加工腔深度是宽度的近乎两倍，并且R_C的变化范围较窄(第1组为±0.02，第2组为±0.025)，如前所述，这表示假设在本研究中探索的所有加工参数组的激光-骨相互作用(加工)过程中发生同一组物理现象。然而，R_E值是在以各种参数组合加工的过程中发生非线性现象的真实反映。然而，在两组实验观察到的R_E值中，除了最高流量密度之外，所有其他加工参数组继续保持深度是宽度的近乎两倍的关系。然而，相比于两组中将R_E的变化范围(第1组为±0.37，第2组为±0.165)驱动至与R_C的变化范围相比更高水平的其余R_E值，较高流量密度的R_E值要高得多(对于7.42J/mm²为1.19，对于8.38J/mm²为0.19)。这些观察结果表明，在更高的流量密度条件下，加工动力学可能主要由关键孔效应控制，该关键孔效应与输入激光能量在演变的加工腔内通过多次内反射与基底的高效相互作用相关联。这种相互作用可能会通过若干物理现象从演变的腔底部烧蚀/去除材料，所述若干物理现象例如是，但不限于，材料的汽化和由于汽化材料的背压引起的熔融材料的喷射。在本计算建模中，尽管考虑了由于汽化材料引起的背压，但由于表面形貌不断演变的腔表面的极其动态和复杂的性质，因此没有考虑通过腔中的多次内反射的激光能量的增强。这种与较高流量密度相关联的异常可能会比宽度更严重地影响深度，从而产生更高的深宽比(图17)。

从图18、19和20中可以清楚地实现上述物理现象及其对作为激光加工参数(激光能量密度)的函数的加工腔的演变的影响。加工腔的深度可能会受到激光束在较高激光能量密度下的内反射(第1组和第2组均>6J/mm²)的严重影响，深度的实验测量值高于计算预测值(图18(a)和18(b))。相比之下，由于宽度的演变是表面现象，在本工作中使用的激光能量密度范围内，其可能极少受到内反射现象的影响(图17)。对于第1组和第2组加工参数，宽度的计算预测值仍然高于实验测量值(图19(a)和19(b))。此外，如前所述，加工速率的确定涉及深度和宽度，对于第1组和第2组加工参数的加工速率和激光能量密度之间的关系遵循与深度作为激光能量密度的函数相同的趋势。在第1组的激光能量密度>4.75J/mm²和第2组的激光能量密度>5.8J/mm²时，加工速率的实验测量值高于计算预测值(分别为图20(a)和20(b))。如前所述，为了提高加工属性(深度、宽度和加工速率)的计算预测值的准确性，计算模型考虑了几种物理现象，例如相变、流体流动、对流、表面张力和蒸汽反冲压力、体力、发射率以及骨的复合性质对其最终热物理特性的影响。尽管采用了这种方式，但在加工属性的实验观察/推导值和计算预测值之间存在合理的差距(图18、19和20)。这种差距可归因于以下因素，诸如但不限于：(1)仅考虑室温(恒定)热物理特性和骨组分的发射率(由于公开文献中缺乏温度相关数据)，(2)无法想到/识别加工过程中的任何时间和特殊效应，(3)无法识别加工过程中已考虑的物理现象的可能的非线性行为，以及(4)骨结构的空间各向异性和异质性。

最后，显而易见的是，考虑到与基于激光的加工过程中发生的物理现象有关的实质细节的计算模型，能够使得加工腔的属性(深度、宽度和加工速率)的预测值合理地接近实验确定值以及作为激光能量密度的函数的这些属性之间的关系的变化趋势。虽然计算模型对较高激光能量密度下的深度和加工速率的值的预测低于实验导出值，但它确立了该方式特别是在较低的激光能量密度下的有效性。这从图21进一步得到证实，其中，加工腔内的大部分材料在汽化温度(T_v＝1923K)及其之上时，在约450ms时已被去除(图21的插图)到约400μm最大深度。计算模型还确定了激光在较高能量密度下与骨相互作用的复杂性和非线性。

引用的参考文献

以下参考文献提供了作为本文阐述的细节的补充的示例性程序细节或其他细节，它们通过引用具体地并入本文中。

美国专利文献

美国专利9,387,041

2011年9月8日公布的Giorgio Cattaneo被列为发明人的美国专利公开2011/0218524 A1。

非专利文献

Parsa HK.An investigation into the temperature distribution resultingfrom cutting of compact bone using a reciprocating bone saw.Master ofEngineering thesis,Department of Mechanical and Electronic Engineering,Institute of Technology,Sligo,Ireland,2006.

Tetsch P.Development of raised temperature after osteotomies.Journalof Maxillofacial Surgery 1974；2:141-145.

Plaskos C,Hodgson AJ,Inkpen K,McGraw RW.Bone cutting errors in totalknee arthroplasty.The Journal of Arthroplasty 2002；17(6):698-705.

Giraud J-Y,Villemin S,Darmana R,Cahuzac J-Ph,Autefage A,Morucci J-P.Bone cutting.Clinical Physics and Physiological Measurement 1991；12(1):1-19.

Adili A.Robot-assisted orthopedic surgery.Surgical Innovation 2004；11(2):89-98.

Krause WR,Bradbury DW,Kelly JE,Lunceford EM.Temperature elevations inorthopaedic cutting operations.Journal of Biomechanics 1982；15(4):267-275.

Dahotre NB,Joshi SS.Machining of Bone and HardTissues.SpringerInternational,Switzerland,2016.

Sugita N,Warisawa S,Mitsuishi M.A cutting temperature study of bonemachining for orthopaedic robotic surgery 2005.In Proc.of the 20th AnnualMeeting of the ASPE,pages 142-145.

Sugita N,Ishii K,Sui J,Terashima M.Multi-grooved cutting tool toreduce cutting force and temperature during bone machining.CIRP Annals-Manufacturing Technology 2014；63(1):101-104.

Toksvig-Larsen S,Ryd L,Lindstrand A.Temperature influence indifferent orthopedic saw blades.The Journal of Arthroplasty 1992；7(1):21-24.

Toksvig-Larsen S,Ryd L,Lindstrand A.On the problem of heat generationin bone cutting.Studies on the effects on liquid cooling.Journal of Bone&Joint Surgery 1991；73(1):13-15.

Toksvig-Larsen S,Ryd L,Lindstrand A.An internally cooled saw bladefor bone cuts:lower temperatures in 30 knee arthroplasties.Acta Orthopaedica1990；61(4):321-323.

Keaveny TM,Wachtel EF,Ford CM,Hayes WC.Differences between thetensile and compressive strengths of bovine tibial trabecular bone depend onmodulus.Journal of Biomechanics 1994；27(9):1137-1146.

Libonati F,Vergani L.Bone toughness and crack propagation:anexperimental study.Procedia Engineering 2014；74:464-467.

Peterlik H,Roschger P,Klaushofer K,Fratzl P.From brittle to ductilefracture of bone.Nature Materials 2006；5(1):52-55.

Plaskos C,Hodgson AJ,Cinquin P.In Medical Image Computing andComputer-Assisted Intervention-MICCAI 2003；Springer,Berlin,pages 254–261.

Denis K,Van Ham G,Vander Sloten J,Van Audekercke R,Van der Perre G,

De Schutter J,Kruth JP,Bellemans J,Fabry G.In International CongressSeries,Elsevier,Amsterdam 2001；vol.1230,pp.300–306.

Romeo U,Del Vecchio A,Palata G,Tenore G,Visca P,Maggiore C.Bonedamageinduced by different cutting instruments:an in vitro study.Brazilian DentalJournal 2009；20(2):162-168.

Baek K-W,Deibel W,Marinov D,Griessen M,Dard M,Bruno A,Zeilhofer H-F,Cattin P,Juergens P.A comparative investigation of bone surface after cuttingwith mechanical tools and Er:YAG laser.Lasers in Surgery and Medicine 2015；47(5)426-432.

Rode A,Gamaly E,Luther-Davies B,Taylor B,Dawes J,Chan A,Lowe R,Hannaford P.Subpicosecond laser ablation of dental enamel.Journal of AppliedPhysics 2002；92(4):2153-2158.

Chan A,Rode A,Gamaly E,Luther-Davies B,Taylor B,Dawes J,Lowe M,Hannaford P.Ablation of dental enamel using subpicosecond pulsedlasers.International Congress Series(2003)；1248:117-119.

Rode A,Gamaly E,Luther-Davies B,Taylor B,Graessel M,Dawes J,Chan A,Lowe R,Hannaford P.Precision ablation of dental enamel using asubpicosecondpulsed laser.Australian Dental Journal 2003；48(4):233-239.

Baek,K.-W,Deibel W,Marinov D,Griessen M,Bruno A,Zeilhofer H-F,CattinPh,Juergens Ph.Clinical applicability of robot-guided contact-free laserosteotomy in cranio-maxillo-facial surgery:in-vitro simulation and in-vivosurgery in minipig mandibles.British Journal of Oral and MaxillofacialSurgery 2015；53(10):976-981.

Stübinger S,Nuss K,Pongratz M,Price J,Sader R,Zeilhofer HF,vonRechenberg B.Comparison of Er:YAG laser and piezoelectric osteotomy；An animalstudy in sheep.Laser in Surgerry and Medicine 2010；42(8):743–51.

Stübinger S,Biermeier K,Baechi B,Ferguson SJ,Sader R,von RechenbergB.Comparison of Er:YAG laser,piezoelectric,and drill osteotomy for dentalimplant site preparation:a biomechanical and histological analysis insheep.Lasers in Surgery and Medicine 2010；42(7):652–61.

Taylor R,Shklar G,Roeber F.The effects of laser radiation on teeth,dental pulp,and oral mucosa of experimental animals.Oral Surg Oral Med OralPathol,1965；19(6):786–95.

Stock K,Diebolder R,Hausladen F,Hibst R.Efficient bone cuttingwiththe novel diode pumped Er:Yag laser system:In vitro investigation andoptimization of the treatment parameters.In SPIE BiOS,International Societyfor Optics and Photonics,2014；pages 89263P-89263P.

Giraud JY,Villemin S,Darmana R,Cahuzac JP,Autefage A,Morucci JP.Bonecutting.Clin.Phys.Physiol.1991；Meas.12(1):1-19.

A.Kruusing,Opt.Lasers Eng.41(2),307(2004).

H.Jelínková,Lasers for Medical Applications:Diagnostics,Therapy andSurgery；Elsevier,Amsterdam,2013.

Koechner,W.,Solid-state Laser Engineering(6^th Edition),Springer,Berlin(2005).

Willstrand,O.,Intensity distribution conversion from Gaussian to Top-Hat in a single-mode fiber connector(Master’s Thesis)in Lund Reports onAtomic Physics,(2013).

S.Rupprecht,K.Tangermann-Gerk,J.Wiltfang,F.W.Neukam,A.Schlegel,LasersMed.Sci.926 19(2),81(2004).

T.Gudra,S.Muc,Eur.Phys.J.Spec.Topics 154(1),85(2008).

K.M.Sasaki,A.Aoki,S.Ichinose,I.Ishikawa,Lasers Surg.Med.31(5),322(2002).

J.T.Walsh,T.F.Deutsch,Lasers Surg.Med.9(4),327(1989).

R.Wallace,C.Whitters,J.McGeough,A.Muir,J.Mater.Process.Technology 149(1),557(2004)

Gonzalez,C.,Van De Merwe,W.P.,Smith,M.,&Reinisch,L.(1990).Comparisonof the erbium-yttrium aluminum garnet and carbon dioxide lasers for in vitrobone and cartilage ablation.The Laryngoscope,100(1),14-17.

U.Romeo,A.Del Vecchio,G.Palata,G.Tenore,P.Visca,C.Maggiore,Braz.Dental J.20(2),936 162(2009).

K.W.Baek,W.Deibel,D.Marinov,M.Griessen,M.Dard,A.Bruno,H.F.Zeilhofer,P.Cattin,938 P.Juergens,Lasers Surg.Med.(2015).

M.Mehrwald,J.Burgner,C.Platzek,C.Feldmann,J.Raczkowsky,H.

inBiOS(Inter-940 national Society for Optics and Photonics,2010),pp.75,620P–75,620P.

M.M.Ivanenko,T.Mitra,P.Hering,in EOS/SPIE European Biomedical OpticsWeek(Inter-942 national Society for Optics and Photonics,2000),pp.46–51.

M.Ivanenko,M.Werner,S.Afilal,M.Klasing,P.Hering,Med.Laser Appl.20(1),13(2005).

M.Ivanenko,P.Hering,Appl.Phys.B 67(3),395(1998).

A.McKenzie,Physics in Medicine and Biology 35(9),1175(1990).

M.Ivanenko,P.Hering,Applied Physics B 67(3),395(1998)

K.Stock,R.Diebolder,F.Hausladen,R.Hibst,in SPIE BiOS(InternationalSociety for Optics and Photonics,2014),pp.89,263P–89,263P.

J.T.Walsh Jr,D.A.Hill,in Optics,Electro-Optics,and Laser Applicationsin Science and Engineering(International Society for Optics and Photonics,1991),pp.27–33.

K.Trauner,N.Nishioka,D.Patel,Am.J.Sports Med.18(3),316(1990).

J.P.Winkler,A temperature study of laser-irradiated bone.PhD Thesis,University of Tennessee,USA(1997).

B.Fink,T.Schneider,S.Braunstein,G.Schmielau,W.Rüther,Arthroscopy:J.Arthrosc.Relat.Surg.12(2),217(1996).

I.M.Stubig,P.A.Reder,G.Facer,H.G.Rylander,A.J.Welch,in OE/LASE’93:Optics,Electro-956 Optics,&Laser Applications in Science&Engineering(International Society for Optics and Photonics,1993),pp.10–16.

L.R.Friesen,C.M.Cobb,J.W.Rapley,L.Forgas-Brockman,P.Spencer,J.Periodontol.70(1),959 75(1999).

Y.M.Lee,R.Tu,A.Chiang,Y.C.Huang,J.Biomed.Opt.12(6),060505(2007).

J.I.Youn,P.Sweet,G.M.Peavy,Lasers Surg.Med.39(4),332(2007).

J.S.Nelson,A.Orenstein,L.H.L.Liaw,M.W.Berns,Lasers Surg.Med.9(4),362(1989).

R.J.O’Donnell,T.F.Deutsch,T.J.Flotte,C.A.Lorente,W.W.Tomford,H.J.Mankin,K.T.Schomacker,J.Orthopaedic Res.14(1),108(1996).

K.M.Sasaki,A.Aoki,S.Ichinose,I.Ishikawa,Lasers in Surgery andMedicine 31(5),322(2002)

A.Pourzarandian,H.Watanabe,A.Aoki,S.Ichinose,K.M.Sasaki,H.Nitta,I.Ishikawa,966 Photomed.Laser Therapy 22(4),342(2004).

E.D.A.de Mello,R.M.Pagnoncelli,E.Munin,M.Sant,Ana Filho,G.P.S.deMello,E.A.L.Arisawa,M.G.de Oliveira,Lasers Surg.Med.23(3),253(2008).

U.K.Akyol,M.

C.Gündogdu,H.Erdem,J Contemp.Dent p.2(2009).

H.Pretel,R.Lizarelli,L.Ramalho et al.,Lasers Surg.Med.39(10),788(2007).

J.T.Payne,G.M.Peavy,L.Reinisch,D.C.Van Sickle,Lasers Surg.Med.29(1),38(2001).

Clayman L,Fuller T,Beckman H.Healing of continuous-wave and rapidsuperpulsed,carbon dioxide,laser-induced bone defects.J Oral Surg,1978；36:932–7.

Small IA,Osborn TP,Fuller T,et al.Observations of carbon dioxidelaser and bone bur in the osteotomy of the rabbit tibia.J Oral Surg,1979；37:159–66.

Ivanenko MM,Fahimi-Weber S,Mitra T,et al.Bone tissue ablation withsub-microS pulses of a Q-switch CO(2)laser:histological examination ofthermal side effects.Lasers Med Sci,2002；17:258–64.

Charlton A,Dickinson MR,King TA,et al.Erbium-YAG and holmiumYAG laserablation of bone.Lasers Med Sci 1990；5:365–73.

Buchelt M,Kutschera HP,Katterschafka T,et al.Erb:YAG and Hol:YAGlaser osteotomy:the effect of laser ablation on bone healing.Lasers Surg Med,1994；15:373–81.

Devlin H,Dickinson M,Freemont AJ,et al.Healing of bone defectsprepared using the Erbium-YAG laser.Lasers Med Sci 1994；9:239–42.

Narendra B.Dahotre and Sameehan S.Joshi,Machining of Bone and HardTissues,Sprnger International Publishing,AG Switzerland,2016.

M.Sussman,P.Smereka,S.Osher,A level set approach for computingsolutions to incompressible two-phase flow,Journal of ComputationalPhysics.114(1994)146-159.

Claims

1.一种用于激光辅助切割、整形和加工骨的装置，包括：

(a)激光源，其能够将激光束传送到骨靶；

(b)动态聚焦单元，其用于将所述激光束传送到可视化靶部位；以及

(c)实时控制器，其能够同时处理可视化靶部位数据并控制所述激光源和控制所述动态聚焦单元，

其中，所述实时控制器能够校正激光源输出并分配激光束轨迹以防止所述骨靶中的热影响区并且切割/整形/加工骨靶区域以具有预测的形态，其中，所述预测的形态通过利用多物理量计算模型预测对应于固体基底/熔融区和熔融区/汽化区域之间的界面的等温线来限定，并且其中，利用移动激光束为所述激光束轨迹分配热流边界，其由下面的等式定义：