余淑榮， 王志文， 張來喜， 吳明亮

(蘭州理工大學(xué)機(jī)電工程學(xué)院，蘭州 730050)

傳統(tǒng)外科手術(shù)都是依靠外科醫(yī)生大量的臨床經(jīng)驗(yàn)與專業(yè)知識積累，對醫(yī)生要求高，手術(shù)過程中任何一點(diǎn)偶發(fā)事故都可能對患者造成更大的傷害。外科手術(shù)機(jī)器人的出現(xiàn)大大降低了手術(shù)風(fēng)險，也降低了對醫(yī)生必須具備大量臨床經(jīng)驗(yàn)的要求。外科手術(shù)機(jī)器人是計(jì)算機(jī)、臨床醫(yī)學(xué)、機(jī)械電子、材料學(xué)以及機(jī)電一體化等多門學(xué)科交叉融合的新型醫(yī)療設(shè)備[1]。特定的手術(shù)機(jī)器人可以從視覺、觸覺甚至聽覺等方面輔助醫(yī)生更好地完成手術(shù)操作[2]。手術(shù)機(jī)器人由于具備術(shù)前規(guī)劃、術(shù)中干預(yù)、與術(shù)后評估等功能[3]，保證了手術(shù)的安全性與精確性。另一方面，手術(shù)機(jī)器人具有手術(shù)創(chuàng)傷小、出血量少、術(shù)后恢復(fù)快等優(yōu)點(diǎn)，因此得到了廣泛的應(yīng)用。從臨床醫(yī)學(xué)角度可以將外科手術(shù)機(jī)器人分為骨外科手術(shù)機(jī)器人、腔鏡類手術(shù)機(jī)器人、神經(jīng)外科手術(shù)機(jī)器人、血管介入手術(shù)機(jī)器人以及支氣管機(jī)器人等幾大類[2]。本文以骨科制孔機(jī)器人為研究對象，按應(yīng)用部位可分為關(guān)節(jié)機(jī)器人與脊柱機(jī)器人，按功能可分為主動、半主動與被動機(jī)器人。主動型機(jī)器人靈活性很高，能獨(dú)立完成大量的手術(shù)操作，不需要外科醫(yī)生干預(yù)。半主動型機(jī)器人系統(tǒng)基于觸覺反饋系統(tǒng)，根據(jù)末端執(zhí)行器的力反饋控制器輔助醫(yī)生完成手術(shù)操作。被動型機(jī)器人是醫(yī)生直接控制機(jī)械手等醫(yī)療設(shè)備進(jìn)行手術(shù)，靈活性較差[4]。骨科手術(shù)機(jī)器人一般是輔助醫(yī)生完成一系列制孔作業(yè)，例如：治療骨腫瘤、骨關(guān)節(jié)受損以及骨臨近組織病變[5]。在制孔過程中，一方面由于鉆頭與骨骼材料的摩擦導(dǎo)致熱積累，當(dāng)溫度達(dá)到一定的臨界值時會導(dǎo)致骨骼發(fā)生熱壞死[6]；另一方面，骨骼材料不同于其他材料，骨骼周圍遍布血管、肌肉與神經(jīng)，鉆頭達(dá)到期望深度時要及時停止鉆削，避免對骨骼周圍神經(jīng)與軟組織造成傷害。

基于此，首先，分析了熱積累控制，主要是通過對超聲振動鉆削與傳統(tǒng)制孔工藝在熱積累控制方面的區(qū)別，突出了超聲振動鉆削在熱積累控制方面的優(yōu)勢。且基于熱積累控制介紹了兩種鉆頭設(shè)計(jì)方法。其次，研究組織突破檢測，介紹幾種突破檢測方法，分析每一種方法的優(yōu)缺點(diǎn)。再次，分析制孔機(jī)器人的特點(diǎn)，介紹常用的振動控制方式。隨后，對熱積累控制與組織突破檢測進(jìn)行總體分析，得出熱積累控制的最佳切削方式與切削參數(shù)，并分析了組織突破檢測方面較好的方法，以及其他方法的局限性。最后，對制孔機(jī)器人未來研究方向進(jìn)行展望。

1 熱積累控制

1.1 熱積累現(xiàn)象與傳統(tǒng)熱積累控制方法

如圖1所示為骨骼材料結(jié)構(gòu)模型，由外到里分別是關(guān)節(jié)軟骨、松質(zhì)骨、骺板、密質(zhì)骨、髓腔、骨膜。由于松質(zhì)骨和密質(zhì)骨兩種材料具有各自不同的結(jié)構(gòu)和力學(xué)性能[7]，骨的不均勻性會增加骨鉆過程中機(jī)械力與溫度的變化[6]，溫度超過一定的值時會導(dǎo)致骨骼發(fā)生熱壞死，而且骨骼材料導(dǎo)熱性很低，因此在骨鉆過程中應(yīng)使力與力矩及溫度保持在較低水平[8]。牛骨與人體骨骼結(jié)構(gòu)類似常用來代替人骨進(jìn)行各種實(shí)驗(yàn)研究。

圖1 骨骼材料結(jié)構(gòu)模型[8]Fig.1 Structural model of bone material[8]

Davidson等[9]研究了牛骨的導(dǎo)熱性，得出牛骨的導(dǎo)熱率為(0.56±0.039) W/(m·K)。而對于發(fā)生熱壞死的臨界溫度，Eriksson等[10]認(rèn)為60 s內(nèi)溫度達(dá)到47 ℃時會出現(xiàn)熱壞死，Krause[11]認(rèn)為溫度達(dá)到50 ℃就會發(fā)生熱壞死。而Lundskog[12]則認(rèn)為在30 s內(nèi)溫度超過50 ℃時，會出現(xiàn)骨頭熱壞死。后來Dolan等[13]認(rèn)為在30 s內(nèi)溫度低于47 ℃時，不會對周圍組織造成影響，被大多數(shù)學(xué)者接受。Lughmani等[14]通過ABAQUS軟件建立了骨鉆有限元模型，對皮質(zhì)骨與鉆頭材料特性進(jìn)行設(shè)定預(yù)測骨鉆過程中的進(jìn)給力與力矩，并通過數(shù)值計(jì)算得到了與實(shí)驗(yàn)相一致的結(jié)果，驗(yàn)證了模型的準(zhǔn)確性。Sarparast等[15]研究了高速條件下，骨鉆過程產(chǎn)生的溫度與進(jìn)給力，并用統(tǒng)計(jì)方法得到了一個二階模型預(yù)測高速骨鉆過程中的溫度與進(jìn)給力，結(jié)果表明，高速骨鉆可以顯著降低進(jìn)給力與溫度。

Sarparast等[16]為了估計(jì)高速骨鉆過程中具體的溫度與進(jìn)給力的值，通過ABAQUS建立了有限元模型，設(shè)定鉆削條件進(jìn)行仿真分析并將數(shù)值計(jì)算的結(jié)果與實(shí)驗(yàn)結(jié)果進(jìn)行對比。數(shù)值結(jié)果與實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，在刀具直徑為2 mm，轉(zhuǎn)速為12 000 r/min，進(jìn)給率為50 mm/min的情況下，溫度和進(jìn)給力達(dá)到了最佳骨鉆設(shè)置，進(jìn)給力為14.11 N，溫度為32.45 ℃。魏龍飛等[17]通過同樣的方式，將數(shù)據(jù)進(jìn)行多元線性回歸分析，得到鉆削力數(shù)學(xué)模型，結(jié)合遺傳算法進(jìn)行參數(shù)優(yōu)化，得到了最小軸向力的最佳參數(shù)組合。結(jié)果表明在皮質(zhì)骨鉆削過程中，當(dāng)主軸轉(zhuǎn)速取1 082 r/min、進(jìn)給速度取40 mm/min、鉆頭直徑取 3 mm時，獲得了最小軸向力。

Sui等[18]在牛骨上研究了鉆削工藝參數(shù)、鉆頭幾何參數(shù)與骨骼材料類型對鉆削力的影響，并建立了鉆削力與工藝參數(shù)的關(guān)系。研究顯示，推力和扭矩隨進(jìn)給速度、鉆徑和腹板厚度的增大而增大。骨類型對鉆孔力亦有顯著影響，牛皮質(zhì)骨鉆孔力最高，鋸齒骨鉆孔力最低。同時鉆削力與工藝參數(shù)的二次回歸方程可以在較寬的工藝參數(shù)范圍內(nèi)準(zhǔn)確預(yù)測推力和扭矩，可用于控制機(jī)器人輔助手術(shù)的鉆進(jìn)條件，保證制孔的安全性。何玲等[19]通過ABAQUS建立了皮質(zhì)骨仿真鉆削模型(圖2)，并通過選擇合理的分離準(zhǔn)則、網(wǎng)格類型與邊界條件研究了鉆削力與鉆頭直徑、轉(zhuǎn)速與進(jìn)給速度的關(guān)系。結(jié)果表明，鉆削力隨著鉆頭直徑與進(jìn)給速度的增大而增大，隨著轉(zhuǎn)速的增加而減小。

圖2 鉆削有限元模型[19]Fig.2 Finite element model of drilling process[19]

很多學(xué)者研究了鉆頭幾何參數(shù)對溫度的影響，Bertollo等[20]比較了二槽鉆頭與三槽鉆頭的切削效率與發(fā)熱特性，結(jié)果表明，三槽鉆頭比二槽鉆頭切削效率更高，但是效率的提高與最高溫度沒有必然聯(lián)系。Shu等[21]認(rèn)為較大的錐尖角使骨骼與刀具的接觸面積變大，從而導(dǎo)致溫度積累變大，因此設(shè)計(jì)了一種具有兩部分錐尖角的兩步鉆頭(圖3)，第一部分進(jìn)行制孔，第二部分進(jìn)行擴(kuò)孔達(dá)到期望孔徑大小。這種新型鉆頭降低了鉆削力與溫度。

圖3 自定心鉆頭[21]Fig.3 Self-centering drill bit[21]

Augustin等[22]使用一種新型開放式內(nèi)冷鉆(圖4)研究了鉆頭直徑、與進(jìn)給率對骨骼材料溫度的影響。實(shí)驗(yàn)表明，在各種參數(shù)下，內(nèi)冷鉆在降低溫度方面有明顯優(yōu)勢，當(dāng)冷卻液溫度為24 ℃時，內(nèi)冷鉆產(chǎn)生的溫度均在47 ℃以下，是比較理想的鉆頭。熱積累隨著鉆頭直徑的增大而增大，而隨進(jìn)給率的增大而減小。

圖4 新型內(nèi)冷鉆[22]Fig.4 New type internal cooling drill[22]

在骨骼制孔過程中，熱壞死發(fā)生的臨界溫度為47 ℃。對于兩步鉆鉆頭本身而言，將錐尖角分為兩部分減小了接觸面積，從而減小了熱積累。由于錐尖角小的緣故，第一部分到達(dá)期望深度時，第二部分還有一段距離，會導(dǎo)致所制的孔底部孔徑尺寸不足(不傷害周圍組織為前提)。對于開放式內(nèi)冷鉆，通過冷卻液的循環(huán)將熱量帶走，大大減小了熱積累，但是每次制孔之前都必須清理冷卻通道，防止切屑將冷卻通道堵死。因此，增大了手術(shù)過程中由于堵塞可能造成的熱壞死風(fēng)險。同時鉆頭直徑與溫升呈正比，而進(jìn)給率與溫升呈反比，切削速度對溫度影響不大，以及在高速條件下，溫度和進(jìn)給力都有一定程度的下降。

1.2 超聲振動加工熱積累控制方法

超聲加工原理是在刀具一端或工件一端沿一定方向施加一定頻率和振幅的有規(guī)律振動，將刀具與工件的接觸由無規(guī)律的連續(xù)接觸轉(zhuǎn)變?yōu)橛幸?guī)律的間歇性接觸，利用工件與刀具之間液體的氣蝕作用去除材料，或利用工件與刀具之間的磨粒，對材料進(jìn)行有規(guī)律的打擊與研磨[23]。由于超聲加工具有所加工工件表面光滑、工作過程中發(fā)熱量小、能有效延長刀具壽命等諸多優(yōu)點(diǎn)，很多學(xué)者對超聲振動加工進(jìn)行研究，并將其應(yīng)用于外科手術(shù)中。

范鎮(zhèn)浩等[24]利用ABAQUS軟件建立了皮質(zhì)骨鉆削模型，對比分析了無超聲振動的切削力大小。數(shù)值結(jié)果表明在超聲振動條件下切削力明顯小于普通切削，且切削層厚度和振幅對切削力的影響較大，切削速度和頻率影響較小，合理選用參數(shù)可以降低切削力。

Gupta等[25]利用金剛石磨粒涂層的空心刀具結(jié)合旋轉(zhuǎn)超聲技術(shù)，研究骨骼制孔時的發(fā)熱規(guī)律并與普通麻花鉆進(jìn)行對比實(shí)驗(yàn)(圖5)。結(jié)果顯示，旋轉(zhuǎn)超聲鉆頭產(chǎn)生的溫度在40.2 ℃左右，而麻花鉆產(chǎn)生的溫度在74.9 ℃左右(圖6)。

圖5 鉆頭示意圖[25]Fig.5 Drill diagram[25]

圖6 骨鉆平均溫度[25]Fig.6 The average temperature of bone drilling[25]

Singh等[26]利用同樣的方式研究超聲振動鉆削與傳統(tǒng)麻花鉆在切削力方面的表現(xiàn)，并在掃描電鏡下觀察兩種切屑形態(tài)(圖7)。表明超聲振動鉆削的切削力比傳統(tǒng)鉆削的切削力減小40%，溫度降低50%。掃描電鏡分析顯示，超聲振動制孔產(chǎn)生的切屑很小，因此大量溫度被切屑帶走。

圖7 骨鉆切屑微觀形態(tài)[26]Fig.7 Chip micromorphology of bone drilling[26]

史于濤等[27]分析了常規(guī)鉆削與超聲振動鉆削的斷屑機(jī)理，研究了主軸轉(zhuǎn)速、進(jìn)給速度。頻率與振幅對骨孔表面粗糙度的影響。結(jié)果表明，超聲振動的斷屑效果更好，而且鉆削參數(shù)對骨孔表面粗糙度的影響依次是進(jìn)給速度、頻率、主軸轉(zhuǎn)速與振幅。張懷玉等[28]以同樣的方式采用響應(yīng)面法研究了上述四個切削參數(shù)對表面粗糙度的影響。結(jié)果表明超聲振動條件下可以獲得更好的表面質(zhì)量。Ehsan等[29]利用麻花鉆結(jié)合超聲振動技術(shù)研究鉆頭轉(zhuǎn)速與進(jìn)給率對溫度的影響。結(jié)果表明，當(dāng)鉆頭轉(zhuǎn)速為1 000 r/min，進(jìn)給率為100 mm/min時，產(chǎn)熱量最小。

夏磊等[30]研究了第三變形區(qū)的溫度與骨骼熱壞死的關(guān)系，并建立了二維正交鉆削模型(圖8)。研究表明，超聲振動鉆削能有效降低第三變形區(qū)的溫度。在干切削條件下，當(dāng)鉆頭轉(zhuǎn)速在1 500 r/min時不會導(dǎo)致骨頭熱壞死。

Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ表示第一、第二、第三變形區(qū)；φn表示剪切角； αn表示刀具主偏角；V為切削速度；tc切削層深度圖8 二維正交鉆削模型[6]Fig.8 Two dimensional orthogonal drilling model[6]

Singh等[31]在人類尸體骨頭上利用超聲振動結(jié)合金剛石磨粒鉆頭研究轉(zhuǎn)速、進(jìn)給速度、鉆頭直徑以及金剛石顆粒度對溫度的影響。結(jié)果表明。轉(zhuǎn)速對溫度影響最大(51.8%)，其次是鉆頭直徑(18.8%)，顆粒度(14.3%)，進(jìn)給率對溫度上升的影響最小(4%)。

Gupta等[32-33]采用旋轉(zhuǎn)超聲鉆削(金剛石磨粒涂層的空心刀具)，研究鉆削工藝參數(shù)與鉆頭幾何尺寸對力、扭矩和溫度的影響。結(jié)果表明，隨著刀具轉(zhuǎn)速與幅值的增加、鉆頭直徑與進(jìn)給率的減小，力與扭矩下降，溫度隨轉(zhuǎn)速、進(jìn)給率和鉆頭直徑的增大而增大，隨振幅的增大而減小。李向軍等[34]利用有限元軟件建立超聲振動鉆削三維模型，得到超聲振動鉆削溫度隨振幅的增大而減小的相同結(jié)論。Orelaja等[35]則研究了切削力、振動頻率與溫度梯度之間的關(guān)系。研究表明：引入振動減小了溫度上升的速度；減小切削力，增加振動頻率可以防止溫度過高出現(xiàn)熱壞死。

Gupta[36]進(jìn)一步研究了微裂紋與拔出力的關(guān)系。結(jié)果表明，旋轉(zhuǎn)超聲骨鉆的微裂紋尺寸明顯變小，且拔出力比傳統(tǒng)骨鉆大得多，因此拔出力的增加與微裂紋的減小有很大關(guān)系。而拔出力的大小與手術(shù)后骨骼組織中的螺釘穩(wěn)定性有直接關(guān)系[37]。Singh等[38]研究對比了超聲振動鉆削工藝與傳統(tǒng)鉆削工藝所制得的孔形貌。結(jié)果表明，傳統(tǒng)鉆削工藝所制得的孔毛刺較多，容易導(dǎo)致裂紋萌生與擴(kuò)展，而金剛石磨粒鉆頭制得的孔表面光滑，裂紋形成少。Wang等[39]對微裂紋可能引起的應(yīng)力損傷和應(yīng)力性裂縫進(jìn)行研究，根據(jù)掃描電鏡觀察微裂紋發(fā)現(xiàn)，振動鉆削產(chǎn)生的微裂紋更少，尺寸也更短。

本節(jié)主要介紹了超聲振動熱積累方面的優(yōu)勢，并與普通鉆削工藝進(jìn)行對比，分析了超聲振動在制孔時的相關(guān)問題。超聲振動鉆削產(chǎn)生的溫度在40 ℃左右，切屑尺寸小，孔表面光滑，毛刺少，減小了微裂紋萌生與擴(kuò)展。在超聲振動鉆削過程中，溫度隨著振幅以及振動頻率的增大而減小，隨著轉(zhuǎn)速、進(jìn)給率和鉆頭直徑的增大而增大。力與力矩隨著刀具轉(zhuǎn)速與幅值的增加而減小，隨鉆頭直徑與進(jìn)給率的減小而減小。因此利用超聲鉆頭結(jié)合超聲振動進(jìn)行骨骼制孔時，確定最優(yōu)切削參數(shù)是控制熱積累的關(guān)鍵。

2 組織突破檢測

在整形外科手術(shù)中，約95%的術(shù)后治療都與骨骼制孔有關(guān)系[40]。制孔過程中，如果不能準(zhǔn)確檢測到突破而停止鉆削過程，鉆頭就會進(jìn)入軟組織，對血管、肌肉以及神經(jīng)造成嚴(yán)重的傷害[41]，因此學(xué)者們對突破檢測進(jìn)行了大量的研究。

Lee等[42]建立了一種雙力控制系統(tǒng)，由力控制器對進(jìn)給力與鉆削扭矩進(jìn)行控制，根據(jù)系統(tǒng)的阻抗計(jì)算進(jìn)給率，由鉆削扭矩、進(jìn)給力與進(jìn)給率共同計(jì)算穿透點(diǎn)。該方法可以計(jì)算出突破發(fā)生的時刻，并在豬骨上驗(yàn)證了方法的有效性。Aziz等[43]利用突破發(fā)生時，進(jìn)給力急劇下降的特點(diǎn)，以垂直工件表面急劇下降的z軸方向的進(jìn)給力作為突破發(fā)生的依據(jù)，設(shè)置突破發(fā)生閾值，并在豬骨上進(jìn)行鉆削實(shí)驗(yàn)。結(jié)果表明，當(dāng)鉆頭突破皮質(zhì)層進(jìn)入松質(zhì)層時，z軸方向的進(jìn)給力急劇下降，超過了所設(shè)定的閾值，機(jī)器人停止鉆削并返回到安全位置，其局限性在于制孔方向與骨骼表面不垂直時，z軸方向進(jìn)給力閾值不準(zhǔn)確。為了提高閾值的可靠度，Aziz等[44]分別測量了x、y、z三個方向的分力從而得到合成力與合成力矩。Pinyo等[5]采用無傳感器檢測技術(shù)，利用扭矩負(fù)載與電機(jī)驅(qū)動電流之間的關(guān)系，通過監(jiān)測大量電流數(shù)據(jù)反映負(fù)載情況并以此作為突破發(fā)生時的標(biāo)志設(shè)計(jì)突破算法，結(jié)合滯后閾值算法，實(shí)時檢測制孔過程。該方法可以避免過切，減小了對硬骨層下的軟組織造成嚴(yán)重傷害(圖9)。

Díaz等[45]向系統(tǒng)輸入一個斜坡位置信號(圖10)，其斜率與預(yù)設(shè)進(jìn)給速度相等，用比例控制器控制實(shí)際位置，利用突破發(fā)生時急劇下降的位置信號判斷突破，并與力突破檢測方法進(jìn)行對比實(shí)驗(yàn)。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，前者可以更早的檢測到突破，而且制孔結(jié)束時仍然有一層薄的骨存在，使得手術(shù)制孔更加安全(圖11)。

X為切削過程中實(shí)際位置信號；Xref為斜坡 位置信號；Xerr為位置誤差信號圖10 骨鉆過程中測量的位置與偏差信號[45]Fig.10 Position and error signals measured during the drilling process[45]

圖11 樣本形貌[45]Fig.11 Morphology of sample[45]

Torun等[46]通過麥克風(fēng)拾取制孔過程中的聲音信號確定鉆削狀態(tài)，并利用Welch方法[47]提取功率譜密度，選取中值頻率和平均頻率所衍生的最有意義的特征創(chuàng)建一個投影特征，將投影特征當(dāng)前值與自適應(yīng)閾值進(jìn)行比較，預(yù)測鉆削狀態(tài)。該方法可以減小鉆頭總超差。Torun等[48]隨后利用機(jī)器學(xué)習(xí)方法對90個在不同進(jìn)給率與旋轉(zhuǎn)速度下的電機(jī)電流、速度誤差、進(jìn)給率、推力，以及控制器輸出建立數(shù)據(jù)集結(jié)合閉環(huán)信號并進(jìn)行訓(xùn)練，該算法可以提前估計(jì)鉆頭狀態(tài)進(jìn)行突破檢測。研究表明，鉆頭在(1±0.413) mm的穿透范圍停止。目前，可接受的安全極限距離為1～2 mm[49]。因此，滿足了突破檢測要求。后來使用Burg、Yule-Walker和Modified Covariance等三種參數(shù)估計(jì)方法來估計(jì)突破發(fā)生時聲發(fā)射信號的功率譜密度(power spectral density, PSD)[50]。為每個PSD估計(jì)值計(jì)算了平均頻率，中頻，中位數(shù)和功率帶寬四個頻率特征。從提取的特征中構(gòu)建基于人工神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)的突破檢測分類算法(圖12)。比較三種參數(shù)估計(jì)方法的各自優(yōu)缺點(diǎn)。結(jié)果表明，在檢測突破情況時，Burg方法在訓(xùn)練階段的準(zhǔn)確率最高只有(90.95±0.97)%，在測試階段的準(zhǔn)確率只有(92.37±1.09)%。在檢測非突破情況時，協(xié)方差法提取特征的準(zhǔn)確率最高，訓(xùn)練階段為(99.04±0.03)%，測試階段為(99.05± 0.08)%，因此該方法在檢測突破時有一定局限性。

圖12 人工神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)分類檢測示意圖[50]Fig.12 Artificial neural network (ANN) for classification algorithm of the breakthrough detection task[50]

本節(jié)主要分析不同檢測變量在突破檢測方面的表現(xiàn)，主要有以下幾個方面。

(1)基于力與力矩作為檢測突破的研究，由于力與力矩信號受噪聲影響較大，檢測結(jié)果不佳。

(2)基于斜坡位置信號的方法則比力檢測方法優(yōu)越，能夠提前檢測到突破，使得制孔工作結(jié)束時有一層薄骨存在，避免了對孔周圍軟組織造成傷害。

(3)基于聲發(fā)射信號結(jié)合機(jī)器學(xué)習(xí)的方法通過建立數(shù)據(jù)集進(jìn)行訓(xùn)練從而確定鉆削狀態(tài)，該方法可以使鉆頭在1～2 mm范圍內(nèi)停止鉆削。

(4)基于聲發(fā)射信號的神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)突破檢測分類算法在檢測突破情況時，精度并不高。

3 振動控制

手術(shù)制孔過程中會產(chǎn)生不同程度的振動，可能會對骨骼周圍組織造成嚴(yán)重傷害。因此要對振動進(jìn)行抑制或消除，保證手術(shù)制孔機(jī)器人能夠更加安全地輔助醫(yī)生完成手術(shù)操作。常用的振動控制方案主要有：通過隔振技術(shù)降低振動傳遞率；通過振動阻尼減小振動強(qiáng)度；采用動態(tài)吸振器吸收與消耗機(jī)械振動能量。

振動控制按照控制方式可以分為主動控制、被動控制與半主動控制。

骨骼制孔過程中，由于材料不均勻性，振動隨機(jī)性較強(qiáng)，這將導(dǎo)致動態(tài)誤差增大。因此機(jī)器人骨骼制孔系統(tǒng)常采用主動振動控制或半主動振動控制來減少或消除振動對骨科手術(shù)產(chǎn)生的不良影響。

主動振動控制是指通過改變振動控制器的參數(shù)進(jìn)行振動控制的方法，其與被動振動控制的區(qū)別是一種有源控制，有明顯的反饋路[51-52]。振動主動控制主要是利用一些新型功能材料的材料自身特性實(shí)現(xiàn)反饋控制，如利用壓電材料[53]、超磁致伸縮材料[54-55]及形狀記憶合金[56-57]等，實(shí)現(xiàn)剛度與阻尼可調(diào)的抑振裝置。

半主動振動控制是綜合利用主動振動控制與被動振動控制裝置，擁有提升控制響應(yīng)速度、擴(kuò)大隔振范圍、適應(yīng)性強(qiáng)等優(yōu)勢。如: 電磁變剛度半主動動力吸振結(jié)構(gòu)[58]、基于MRE的變剛度變阻尼減振器[59]、磁致伸縮主被動隔振系統(tǒng)[60]，以及形狀記憶合金變剛度隔振系統(tǒng)等[61]。

4 結(jié)論與討論

骨骼發(fā)生熱壞死的臨界溫度為47 ℃。熱積累控制方面，超聲振動鉆削結(jié)合金剛石磨粒涂層空心刀具在減小熱積累方面溫度可以減小到40.2 ℃，而傳統(tǒng)制孔工藝產(chǎn)生的溫度為74.9 ℃。超聲振動鉆削工藝在制孔過程中的平均鉆削力為47.5 N左右，而傳統(tǒng)制孔工藝平均鉆削力為為68.5 N。另外在微裂紋方面，超聲振動鉆削的微裂紋尺寸比傳統(tǒng)制孔工藝微裂紋小，且超聲振動制得的孔周圍毛刺少，能夠減小微裂紋的擴(kuò)展。同時超聲振動所制得的孔拔出力很高，可以防止內(nèi)置螺釘失穩(wěn)，有利于患者的術(shù)后恢復(fù)。因此將超聲振動應(yīng)用于手術(shù)制孔減小了骨骼熱壞死的風(fēng)險，為患者的術(shù)后恢復(fù)提供了保障，提高了手術(shù)安全性。

突破檢測目前主要有四種方法：

(1)以制孔過程中的軸向進(jìn)給力作為檢測變量，利用突破發(fā)生時力信號急劇下降的特點(diǎn)判斷突破。

(2)以斜坡位移信號為輸入，監(jiān)測突破發(fā)生時急劇下降的位移信號作為檢測變量檢測突破。

(3)使用更多的鉆削參數(shù)一起判斷突破發(fā)生的時刻，如鉆削扭矩，進(jìn)給率與進(jìn)給力。

(4)利用計(jì)算機(jī)算法對鉆削過程中的聲發(fā)射信號進(jìn)行處理，提取特征，搭建神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)算法框架，實(shí)時估計(jì)鉆頭狀態(tài)，為突破檢測提供依據(jù)，但是此種方法分類精度不是太高，而且數(shù)據(jù)是在相對理想的情況下進(jìn)行采集的，并沒有考慮環(huán)境噪聲帶來的干擾，因此所采集的數(shù)據(jù)會帶來很大的誤差，進(jìn)一步降低了結(jié)果可靠性。

5 展望

手術(shù)制孔機(jī)器人一方面是向著金剛石磨?？招牡毒呓Y(jié)合超聲振動技術(shù)的方向發(fā)展，從而減小熱量的大量積累，同時提高植入螺釘?shù)姆€(wěn)定性與拔出力；另一方面，由于鉆削力與力矩信號受噪聲干擾大，因此要對真實(shí)手術(shù)環(huán)境下的噪聲特征進(jìn)行識別與消除，達(dá)到對鉆頭狀態(tài)的準(zhǔn)確監(jiān)控將成為手術(shù)制孔機(jī)器人的一個新的研究方向。同時，手術(shù)制孔機(jī)器人將向著人工智能方向發(fā)展，主要是以神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)算法結(jié)合聲發(fā)射功率譜分析為主，通過大量不同情況下的實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)，建立豐富的數(shù)據(jù)集，提高檢測算法的可靠性與適應(yīng)性。