缘72之间的接触点施加向外的压力，以在接触点之前形 成压缩波，有点类似于在面包上涂奶油。外科医生需向下施加压力以使工作边缘72与正在 扩张的截骨的骨表面保持接触，即保持其推动压缩波。截骨和工具36的锥形效果有助于 此，以形成侧压力（即，在预期的扩张方向上）。外科医生越努力向下推动，横向施加的压力 越多。这使得外科医生可完全控制扩张速率，在很大程度上无需考虑骨凿36的旋转速度。 因此，抛光效果的强度取决于施加在骨凿36上的力的大小。施加的力越大，扩张将越快。
[0074] 当工作边缘72拖行经过骨时，每个工作边缘72上的力可分解成两个分力：其中一 个分力垂直于骨表面，向外挤压骨，而另一个分力与骨表面相切，沿截骨的内表面拖拽骨。 随着切向分量的增大，工作边缘72将开始沿骨滑动。同时，法向力将使柔软的骨材料变形。 如果法向力很小，则工作边缘72将摩擦骨，但不会永久性地改变其表面。摩擦作用将产生 摩擦和热量，但是外科医生可通过实时改变旋转速度和/或压力和/或冲洗流来对此进行 控制。由于骨凿36的主体42为锥形，因此外科医生可在外科手术过程中的任何时刻将工 作边缘72提起使其不与骨表面接触以允许空气冷却和/或冲洗。可以受控的"跳跃"方式 进行此，其中以短脉冲施加压力，外科医生不断地监控进展并进行精细校正和调节。参见图 7和图8,其图示了该力的可变应用和骨凿在手术过程中的任何时间被提升而不与截骨32 的壁接合的能力。随着外科医生施加的向下的力增大，骨表面的应力最终会超过其屈服强 度。当这种情况发生时，工作边缘72将划刮通过表面并在其后形成凹槽。因此，工作边缘 72的划刮作用使截骨逐渐扩大。
[0075] 图9描绘了大体上说明了骨和其它延性材料包括但不限于各种商业、工业和航空 航天应用中使用的类型的泡沫金属的应力-应变曲线。该曲线的从原点（〇,〇)至B的直线 段代表材料的弹性响应区域。参考点B表示材料的弹性极限。虽然骨的弹性是众所周知的， 但是如果外科医生施加的负载不超过骨弹性形变的能力（即，超过B点），则一旦除去了应 力，骨将迅速地回到其初始（未变形）状况，另一方面，如果外科医生施加的负载超过了骨 弹性形变的能力，则骨将变形并通过塑性变形永久改变其形状。在骨内，据信形状永久性的 改变与微裂纹有关，微裂纹允许能量释放，这是一种折衷，即抵抗完全骨折的天然防御。如 果这些微裂纹很小，则在截骨扩张时，骨保持完整。塑性变形区域从材料的屈服点（C) 一直 延伸至骨折点（E)。屈服点（C)与骨折点（E)之间的曲线峰值（D)表示材料的极限抗拉强 度。当材料（例如，骨或泡沫金属）受到其屈服点（C)至其极限抗拉强度（D)区域内的应 力时，材料会发生应变硬化。应变硬化（也称作加工硬化或冷加工）是通过塑性变形来强 化延性材料。该强化之所以发生是由于材料晶体结构内的位错运动以及错位的产生，对于 骨材料而言，这与上述微裂纹对应。当材料受到其极限抗拉强度（D)至其骨折点（E)范围 内的应力时，其往往会发生颈缩。
[0076] 螺旋扭曲的方向可设计成起到有助于外科医生进行控制的作用，以便在整个扩张 过程中可向骨（或其它宿主材料）施加最高水平的应力。具体而言，当骨凿36在抛光方向 不断高速旋转并同时被强制推进入（由外科医生手动进行）截骨32内时，以上描述的代表 右旋切割方向的右旋螺旋的RHS-RHC构造（或替代地，LHS-LHC构造，未示出）施加有益的 相对的轴向反作用力（R y)。图11-13图示说明了该相对的轴向反作用力（Ry)在方向上与强 制推进入截骨32的方向相反。换言之，如果操作骨凿36的外科医生将骨凿36向下推动入 截骨32内，则相对的轴向反作用力（Ry)作用于相反方向上以向上推动骨凿。相对的轴向反 作用力（R y)为反作用力（R)的垂直（或，或许更准确地说是相对于纵向轴线A的"轴向"） 分量，反作用力（R)为骨抵靠骨凿36的工作边缘72的整个长度施加的牛顿学说的"相等且 相对的反作用力"（即，牛顿第三运动定律）。当骨凿36在抛光方向旋转时，唇缘50处的有 效大负前角也形成了相对的轴向反作用力（R y)，如图20所示，且如可很容易从图15A察觉 的那样。本领域中的技术人员将理解替代实施方案，其中相对的轴向反作用力（R y)单独由 唇缘50或工作边缘72的构造形成，而非如在优选实施方案中那样由二者（50、72)配合形 成。
[0077] 当骨凿36在抛光方向旋转时，为了使顶端48朝截骨32的底部推进，除了提供使 骨塑性位移/扩张所需的力之外，还外科医生必须推动克服相对的轴向反作用力（Ry)。骨 凿36设计成使得外科医生好像必须不停地克服该相对的轴向反作用力（R y)以通过抛光来 扩张截骨。对于外科医生而言，该相对的轴向反作用力（Ry)并非具有坏处，反而是有益的， 这是因为其使得外科医生可更好地控制扩张过程。由于该相对的轴向反作用力（R y)，骨凿 36将不会被拉动深入截骨32,设计成产生易于使骨凿朝骨部位内部推进的牵引力的标准 "上切"螺旋钻或锉可能会发生这种情况；这种上切锉可能会抓紧并拉动锉使其更加深入到 截骨中，使得外科医生会意外地突然发现其正拉起旋转的锉以防止过度穿透。
[0078] 相对的轴向反作用力（Ry)的强度总是与外科医生将主体42推进入截骨32内所施 加的力的强度成比例。因此，该反方向的力实时形成触觉反馈，触觉反馈可在任何给定的时 刻从知觉上自然地告知外科医生是否需要施加更多或更少的力。该同时发生的触觉反馈通 过直接通过骨凿36施加反作用力（R，尤其是轴向分量R y)而充分利用了外科医生灵敏的触 觉。相对的轴向反作用力（Ry)的机械刺激有助于外科医生根据骨（或其它宿主材料）对 扩张过程做出的实时反应更好地控制扩张过程。
[0079] 因此，该相对的轴向反作用力（Ry)使得以上结合图7-9描述的受控"跳跃"更加有 效且基本上更可控，以便外科医生可实时从直觉上监控进展，进行精细校正并调节施加的 压力，同时仍可控制扩张速率。来自相对的轴向反作用力（R y)的触觉反馈允许外科医生从 直觉上对骨材料施加应力，以便其应变响应优选存在于应变硬化区域，即其屈服点（C)至 其极限抗拉强度（D)之间的区域。在任何情况下，外科医生将努力使应力（由其通过旋转 骨凿36施加的力所产生）保持高于弹性极限（B)且低于骨折点（E)。当然，在施加的应力 超过弹性极限（B)之前，骨根本不会永久性地变形；且施加超过骨折点（E)的应力将导致骨 (或其它宿主材料）破碎-可能是灾难性的。
[0080] 图8中的示例性图表以三个单独的过程（A-B-C)绘制了外科医生施加的将主体42 推进入截骨32的力与进入截骨32的穿透深度的关系，以图示外科医生如何根据其所遇到 的特定情况实时进行调节。如上所述，施加的力为外科医生手动产生且需要克服相对的轴 向反作用力（R y)与需要使骨扩张/变形的力的合力的力。施加的力在骨（或其它宿主材 料）内形成应力，因此其产生如图9中所示的应变响应。在手术过程中，外科医生利用其技 能手动改变施加的应力，以便应变响应保持在塑性变形区域（B-E)内，且更优选地仍在更 理想的应变硬化区域（(C-D)内。因此在本实施方案中，骨凿36的构造被设计成当其不断 地旋转并同时被强制推进入截骨32内时，通过成比例地生成相对的轴向反作用力（R y)在 扩张（通过抛光）过程中给予外科医生更多控制。
[0081] 现在转向图17至图21，图示了本发明的另一个新颖方面，即当旋转骨凿36不断地 在抛光方向高速旋转并同时被强制推进入截骨32内时，骨凿36同时自体移植并压实骨的 能力。压实方面可定义为轻缓地横向向外推动骨结构，以使截骨32周围的整个区域的细胞 凝结。在图17中，示出了由本发明形成的具有大约~7° (与在大约2° -3°范围内的优 选锥角相比）的放大锥度的截骨32,以突出利用每个逐渐变大的骨凿36对少量的骨（或其 它宿主材料）进行的必要打磨。
[0082] 在图17中，表面76表示由尺寸较小的骨凿36在先前的扩张操作中制备的截骨 32的内壁。以实线表示下一个尺寸递增变大的骨凿36的顶端48正要进入截骨，并再以虚 像表示进入截骨32大约2/3。应理解，外科医生手动使骨凿在抛光方向（例如，上述实例 中的逆时针方向）不断地高速旋转，并同时将其强制推进入截骨32内。构造线78表示顶 端48在截骨32内自上而下移动的圆柱形（即，非逐渐减小）路径。换言之，顶端48的直 径保持不变，因此其移动距离上的路径的直径也保持恒定。当骨凿36首先进入截骨32时 (如以实线所示），之前的截骨76的内径近似等于顶端48的直径。然而，之前的截骨76的 内径朝截骨底部逐渐变窄（即向内逐渐变小）。然而如所示，顶端48的圆柱形路径保持恒 定。因此，当骨凿36朝截骨32的底部推进深入时，越来越多的骨被打磨掉和/或移位，以 为正在推进（较大的）骨凿36腾出空间。限定为表面76与表面78之间的环形空间的区 域80 (加上顶端48的一部分）表示当顶端48行进至截骨32的全深时，由唇缘50的最外 面的边缘铣削的骨材料。经铣销或打磨的区域80不仅包括侧壁，而且还包括截骨32的底 端。在后续操作中（未示出），当使用下一个尺寸较大的另一个骨凿进一步扩张截骨32时， 随着将其顶端推动至截骨32的底部，将出现相似（但是较大）的区域80,等。
[0083] 仍参考图17,表面82表示通过扩张骨凿而制备的截骨32的外壁，骨凿36的顶端 48以实线和虚线示出。表面82为旋转骨凿主体42的基本完美的负像。换言之，表面82的 锥度将与骨凿主体42的锥度相等，且具有由图示的骨凿的旋转顶端48形成的底部压痕。限 定为表面78与表面82之间的环形空间的区域84表示当骨凿主体42行进至截骨32的全 深时，被平台的工作边缘72塑性移位的骨材料。区域84内的所有骨材料被径向向外压缩 入周围的骨结构而无需切割，因此表示致密骨区域。
[0084] 一项重要的观察可表述为："一旦经打磨铣削的骨材料占据了区域80应如何处理 呢？"。如之前所提及，骨凿36被构造成当其旋转并被强制推进入截骨32内时，同时自体 移植并压实从区域80打磨铣削的骨。自体移植现象增补了以上描述的基本骨压缩和凝结 效果，以进一步使截骨的内壁82致密化。此外，自体移植（其为患者自身骨材料的回植过 程）提高了人体内的自然愈合力以加速恢复并提高骨结合。
[0085] 转至图20,示出了顶端48与宿主骨材料之间的界面的放大视图。每个旋转且强制 推进的唇缘50的最外面的边缘与的骨接触点处的摩擦使得骨被打磨掉。骨碎肩主要收集 在第二尾侧面56上，即紧随各个第一尾侧面54之后。一些累积的骨碎肩沿唇缘50径向向 内移动，并一直被携带至截骨32的最底部。外