增材制造多孔金属生物材料研究综述

刘昊，陈靓瑜，张洪岳，李楠

增材制造

增材制造多孔金属生物材料研究综述

刘昊，陈靓瑜，张洪岳，李楠

（江苏科技大学 材料学院，江苏 镇江 212003）

增材制造的多孔金属生物材料广泛应用于植入物骨骼等生物医用工业领域，具有很大的发展潜力，目前，对多孔金属生物材料的研究主要聚焦在多孔生物材料的设计、制造与表面处理等方面。对比了不同增材制造技术的特点，并说明了粉床熔融技术最适合多孔金属生物材料的制造。同时，讨论了不同金属生物材料（生物惰性材料与降解材料）制造多孔生物材料的利弊，包括束基单元设计、面基单元设计和梯度设计，并简要说明了孔隙对材料性能的影响，合适的热处理与表面改性技术会提高材料的力学性能和生物相容性。在未来的研究中，TPMS结构与分级设计将会作为研究的重点。生物降解材料也需要大量研发。为了达到增强多孔金属生物材料力学性能与生物相容性的要求，未来的研究方向可以从研发新型合金体系与设计表面改性方法等方面着手。

增材制造；生物惰性金属；生物降解性材料；拓扑设计；表面改性

在过去的10年里，增材制造技术已经从单纯的原型制造技术发展成可以制造功能零件与复杂形状零件的制造技术[1]。这项技术可以完成对金属[2]、聚合物[3]和陶瓷[4]的加工。AM（Additive Manufacturing）具有多个优点，其中最为突出的有“批量差异性”[5]和“无复杂性”[6]。综上所述，增材制造技术可以制造形状复杂且具有特定功能的零件，如多孔生物材料。

现在对生物医用植入物的需求越来越大，如膝盖和臀部关节植入骨骼，增材制造技术促进了生物材料的发展。植入材料的选择应符合特定种植体的要求，以确保植入物的无毒和生物相容性。植入物还应避免应力遮蔽效应，同时满足足够的机械支撑和疲劳寿命等要求。传统的块体金属生物材料有不锈钢[7]、钴铬合金[8]、钛合金[9]。钛合金的弹性模量较小，然而也要高于人骨5～10倍[10]，而且密度也要远高于人骨。如果将块体金属生物材料植入人体，会造成应力遮蔽现象，使植入物失效。多孔结构因为其质量轻、可以促进骨组织的生长以及弹性模量低等优点，可以有效促进骨整合，避免应力遮蔽现象。与此同时多孔材料具有相互连接的孔隙，相互连接的孔隙可以使多孔生物材料内部进行营养物质的运输及细胞和氧的结合[11]。相比于其他类型的生物材料，多孔生物材料具有多种优势，其优势如下：在材料力学性能方面的调整具有很大的灵活性[12]；多孔材料具有很大的孔隙空间，可以利用其表面进行生物功能化；较大的孔隙空间有利于药物在植入物中的传递[13]。

文中主要对近10年来多孔材料的研究现状进行回溯，主要从制造方法、使用的金属材料、拓扑结构设计，以及表面处理方法等方面进行总结，并且探讨多孔材料在未来的发展趋势。

1 增材制造技术

增材制造技术是通过使用CAD（Computer Aided Design）模型来制造具有3D（3 Dimensions）结构材料的过程。增材制造技术可以满足以高分辨率打印复杂结构的需求，最常见的增材制造技术是使用聚合物细丝的熔融沉积建模（Fused Deposition Modelling），还有喷墨印刷、立体光刻与粉床熔融，其技术的原理如图1所示[14]。目前主要有4种AM技术适用于金属材料的制造，4种技术分别为直接能量沉积（Direc­t­e­d Energy Deposition）、分层实体制造（Laminated Object Manufacturing）、选择性激光熔融（Selective Laser Sintering）、电子束熔融（Electron Beam Melting）[15]。金属与合金可以使用不同的AM技术进行加工，如用于制造人体植入物的增材制造技术可以分为2类：粉床熔融技术与直接能量沉积[16]。在上述4种AM类型中，只有选择性激光熔融和电子束熔融技术能够制造复杂的拓扑结构与精细的微结构。上述分析表明，选择性激光熔融和电子束熔融技术在制造金属生物多孔材料中占主导。2种技术的具体差别如表1所示[17]。

图1 增材制造的4种主要方法的示意图[14]

直接能量沉积是直接将金属粉末置于熔化区域内的技术。直接能量沉积所使用的能量为激光或者电子束，该技术拥有可以使用多种材料制造器官的优点。直接沉积技术包括直接金属沉积（Direct Metal deposition）、激光工程网成形（Laser Engineered Net Shaping）[18]。

分层实体制造（LOM）是结合了增材与减材过程的技术。该工艺具有成本低、不需要后期处理以及支撑结构、可建造大型零件的优点，缺点则是表面粗糙度较低[19]。这4种不同增材制造技术的具体差别如表2所示[20]。

表1 SLM与EBM参数对比[17]

Tab.1 Comparison of SLM and EBM parameters[17]

表2 常见金属增材制造技术的分类与应用[20]

Tab.2 Classification and application of common metal additive manufacturing technologies[20]

CAD设计的三维模型与增材制造制备的多孔结构存在偏差，其制造偏差是由粉末颗粒附着在支柱上以及熔化过程中的阶梯效应所造成的。对于AM，有许多因素会影响最终零件的性能，如粉末密度、扫描速度、层厚度[21]。不同的加工方法亦可能会造成组织上的差异，从而导致性能上的差异，如Ti‒6Al‒4V，在SLM工艺条件下会产生脆硬相α'相，该工艺提高了Ti‒6Al‒4V的强度，但会导致延展性下降[22]。

Liu等[23]对比了由EBM加工而成的多孔β型Ti‒24Nb‒4Zr‒8Sn（孔隙率为70%），在扫描速度为150、300、600、900 mm/s时弹性模量的差异。结果表明，在4种不同扫描速度下，其弹性模量分别为（0.93± 0.06）、（0.85±0.11）、（0.83±0.13）、（0.7±0.14）GPa。还发现在工艺条件相同的情况下，多孔型Ti‒24Nb‒ 4Zr‒8Sn的强度与弹性模量之比是Ti‒6Al‒4V的2倍。无毒且拥有较好的强度与弹性模量之比的多孔β型Ti‒24Nb‒4Zr‒8Sn在未来将会有很大的发展空间。

在实际加工过程中，加工参数会对工件质量与力学性能产生影响。Liu等[24]通过孔隙分布、几何形状的研究来确定工艺参数对生产精度的影响，该工作采用了500、750、1 000、1 250、1 500 mm/s这5种扫描速度，发现在扫描速度不同的情况下，孔隙的分布情况不同，如图2所示。研究表明，扫描速度只会对多孔结构建造方向的枝干厚度造成影响，随着扫描速度的增加，枝干厚度降低。密度相同的情况下，在所有的扫描速度中，750 mm/s所形成零件的力学性能最好，这表明在制造过程中，应注意扫描速度的选择。

2 不同合金类型多孔材料的研究

多孔材料所使用的金属与合金类型十分广泛，现在使用的材料主要为生物惰性材料和生物降解材料。每种材料各有优势，在实际应用中应合理选择。

2.1 生物惰性金属及其合金

在增材制造的多孔金属生物材料中，常见的生物惰性材料有不锈钢[7]、钛合金[25]、钴铬合金[26]与钽[27]。在将不锈钢引入生物医学行业之前，已经制造出由纯金属制造的植入物，然而纯金属的植入物通常表现出较低的耐腐蚀性和机械强度[28]。在生物学领域，不锈钢分为常规不锈钢与无镍不锈钢2类。不锈钢与钛相比，生物相容性、骨整合性、耐腐蚀性较差，但是不锈钢的价格较低[29]。钛拥有较高的介电常数，在钛表面可以快速形成二氧化钛层，二氧化钛层具有促进细胞融合的效用。钛基植入物与组织之间的结合较为牢固。合金化的钛相比于钛拥有更高的强度[30]。与钛相比，钴基植入物具有更高的耐磨性，这使钴基植入物常用于人工髋关节[31]。临床上，Co‒Cr‒Mo是最常用的钴基植入物之一，这是因为此类合金具有高强度和良好延展性的特点[32]。钴铬合金相比于骨骼，具有更高的弹性模量、密度和刚度[33]。Co‒Cr合金的生物相容性和骨整合能力也低于Ti[34]。钽具有良好的生物相容性，甚至在酸性环境中也表现出良好的生物相容性与耐腐蚀性能[35]。钽出色的抗腐蚀性归因于在钽的植入物表面会形成稳定天然的Ta2O5保护膜[36]。钽拥有十分优越的生物相容性，然而其价格是纯钛的30多倍，而且其密度达到了16.6 kg/dm3，对其进行机加工十分困难，其较高的弹性模量限制了钽的使用[37]，钽的应用十分受限。相关材料性能的具体对比如表3所示[38-56]。钛合金因其质量轻、强度高、生物相容性良好、耐腐蚀性良好等特点已经广泛用作生物材料。近些年来由AM生产的多孔钛件已经引起了相当多的关注。例如，Wang等[57]用EBM制成的网状结构Ti‒6Al‒4V具有较高的比强度（约113 MPa）。Ti‒6Al‒4V因为力学性能良好、生物相容性良好、价格低，具有十分广泛的应用。但相比于纯钛，Al会引起骨质溶解、贫血以及神经紊乱等症状，此外V会影响新陈代谢[58-59]。Ti‒6Al‒4V中的Al和V偏聚会造成细胞毒性，其生物相容性不如纯钛，疲劳性能不如钴铬合金。直径相同的情况下，商业纯钛（CP‒Ti）试样的延展性约为Ti‒6Al‒4V试样的3倍[60]。CP‒Ti的价格要低于Ti‒6Al‒4V，CP‒Ti的强度远不如Ti‒6Al‒4V。β钛合金含有大量的β稳定剂（如Mo、Ta和Zr），因此微观结构主要以β相为主。β钛合金不仅具有较低的弹性模量，而且相比于其他类型钛合金，具有良好的生物相容性[61]。由AM生产的具有超低弹性模量、高强度且无毒的β钛合金有潜力成为下一代生物材料。Liu等[62]发现SLM生产的β型Ti‒24Nb‒4Zr‒8Sn（Ti2448）具有良好的延展性（约14%），与人骨相近的弹性模量及低密度等特点。Hoffmann等[63]将SLM技术的灵活性与Ni‒Ti合金的形状记忆效应相结合，使设计的移植物相比于传统的Ti移植物更加适合骨骼修复部位的机械要求。综上所述，先进的Ni‒Ti形状记忆植入物能够在植入部分施加再生机械刺激，可能对植入物融合期产生深远影响，从而使患者更快康复。

图2 以不同扫描速度产生的每个单元的俯视图与侧视图[24]

表3 常见惰性金属生物材料力学性能

Tab.3 Mechanical properties of common inert metallic biomaterials

2.2 生物降解材料

生物降解材料是指一种在人体内部发生降解，且降解速度保持在一定范围内的材料。现阶段研究的生物降解材料为镁[64]、铁[65]与锌[66]以及它们的合金。多孔镁的研究方向为移植骨暂时替换[67]，镁所面临的问题为降解速度快，如果将镁应用于多孔结构，多孔结构与体液发生接触的面积较大，这会增加降解的反应速率。Li等[67]的研究结果证明，可以使用合金化解决此问题。Med等[68]所使用的MgZnCa表现出了低降解速率和高强度的优点。稀土元素的添加可以改善镁合金的机械强度和耐腐蚀性[69]。稀土镁合金（Mg‒ RE，RE代表稀土元素）的生物降解速率还是令人满意的，其中WE43（Mg‒4Y‒2.4Nd‒3.3RE‒0.5Zr）[70]被认为很适合作为植入物[71]。Li等[67]研究了钻石结构的WE43，研究发现，WE43经过4周的生物降解，体积损失约为20%。此外根据体外实验所显示的结果，WE43经过生物降解所产生的细胞毒性不到25%。虽然WE43本身的表面不是理想的细胞黏附表面，然而可以通过设计涂层来弥补这一缺陷。现在对增材制造多孔镁合金的研究也是日益增加。

相对于多孔镁，铁与锌的问题则是降解速率偏慢。多孔结构接触面积大这一特点正适合解决这一问题。Li等[72]研究了由DMP（Direct Metal Printing）制造的多孔铁，DMP制成的多孔铁拥有和人骨相近的力学性能、较快的降解速度及合理的生物相容性。DMP多孔铁基材料在骨移植领域有潜力成为新一代的功能降解材料。Zn基合金拥有中等降解速率，有研究通过合金化的方法提高了Zn的降解速率[73]。在Hou等[74]的研究中，Zn‒3Cu的压缩性能与降解速率都要高于纯Zn，这是因为Cu在基体中发生了溶解与CuZn5第二相的析出。现在对多孔铁与多孔锌已经有了一定的研究。

3 多孔金属的结构与性能的联系

理想的多孔金属生物材料应满足以下几个特点：良好的生物相容性；适合细胞附着的表面与形状；孔隙相互连接，并且利于营养物质的运输；力学性能与人骨相近，以减少或消除应力遮蔽现象，达到人骨的承载能力，避免失效。多孔金属材料常用于修复确定尺寸的骨缺陷，多数情况下作为承载骨。人骨在每个方向的硬度与强度是不同的，且没有特别脆弱的方向[75]。理想的多孔金属生物材料接近附近人骨的硬度，可以有效传递载荷，消除应力遮蔽现象。多孔金属生物材料的结构与力学性能、生物相容性和降解速率相联系。拓扑结构是由单位结构在不同方向不断重复构成的，单元结构分为2种：束基单元结构和面基单元结构。

3.1 束基单元结构

束基单元结构枝干的参数通常是固定的，而且单元结构的形状很少是规则的，多数为不规则形状，如菱形十二面体结构、钻石结构等。规则的单元形状为立方结构。束基结构单元类型如表4所示[76]。

不同单元结构类型会引起力学性能的差异，Liu等[77]研究了由SLM制造的3种不同单元结构（立方结构、优化结构、菱形十二面体结构）的多孔β型Ti‒24Nb‒4Zr‒8Sn，分析了3种模型在早期形变时的能量吸收与它们的应力分布和应力集中特点。研究发现，3种不同的结构在应变为1%～6%时，菱形十二面体表现出最低的能量吸收，其原因为菱形十二面体结构相比于另外2种结构所承受最大应力最小。拓扑优化结构与立方体结构拥有相近的总能量吸收，但是它们的塑性与弹性能量吸收是不同的。拓扑优化结构相比于立方结构拥有较高的弹性能量吸收和较低的塑性能量吸收，造成能量吸收差异的原因为应力分布与应力集中的差异。在应变为1%时，菱形十二面体最大应力为786 MPa，拓扑优化结构的最大应力为482 MPa，立方体的最大应力为434 MPa。该团队[41]也对优化拓扑结构进行了分析，比较了优化结构与菱形十二面体结构疲劳性能之间的差异，此外探究了裂纹萌生的方向。拓扑优化结构应力多分布于水平枝干上，所以疲劳裂纹常萌生在水平枝干上。比较不同结构的疲劳性能，优化拓扑结构的疲劳性能较为优异。优化的拓扑结构拥有更高的比强度和比刚度[78]，优化拓扑结构在未来将有很大的潜力发展成最受欢迎的拓扑结构。在固定孔隙率的情况下，优化的多孔结构相比于未优化的结构拥有更大的体积模量和剪切模量[79]。优化的单位结构是通过双向进化结构优化技术（BESO）获得的。BESO算法是在体积固定的情况下，在周期性的基本单元中寻求最佳材料分布的优化方法[80]。常见的面基单位优化结构和束基单元优化结构如图3所示。

表4 束基结构单元类型[76]

Tab.4 Types of beam base structural units[76]

3.2 面基单元结构

与束基单元结构相比，面基单元结构拥有良好的力学性能，如疲劳强度。对于组织再生的生物材料，孔结构应完全相互连通，保证细胞依附与物质交换。曲率是影响组织再生的关键因素，而且相比于凸面与平面，凹面拥有较大的表面积，可以供细胞依附，其中三重周期最小曲面（Triply Periodic Minimal Surface，TPMS）的单元结构，由于其曲率特性受到越来越多的关注。Speirs等[81]的研究结果表明，TPMS存在的曲率解决了由缺陷造成的应力集中。TPMS在3个独立的方向呈周期性变化，曲面的平均曲率为0。TPMS多孔结构是以最小面积的结构单元重复而成，可以用隐函数定义，并用数学方程式表达，如表5所示[82]。典型的TPMS结构有陀螺表面、施瓦茨钻石表面、尼奥维乌斯表面、D‒prime曲面。图4[83]为典型的陀螺结构与钻石结构。TMPS结构复杂，传统的制造方法难以完成，增材制造技术解决了此项难题。

图3 典型的单位优化结构[80]

表5 三维最小曲面（TPMS）类型与其对应的隐函数[82]

Tab.5 Three-dimensional minimum surface (TPMS) types and their corresponding implicit functions[82]

图4 2种三维最小曲面结构图[83]

3.3 拓扑结构的分级设计

现有多种方法设计拓扑结构，最简单的方法则是保持单元结构的类型、大小和单元常数，仅改变枝干的直径或者片状元素的厚度，这允许在孔的孔径与孔隙率方面创造阶梯设计，其中变化的方向可以是轴向或者是径向，亦可以通过改变单元的尺寸来实现分级设计，晶胞尺寸改变的方向在对角线或者轴线方向。多孔材料之所以能很好地模仿人骨，是因为多孔材料的孔隙能够促进组织的生长与体液的循环。在生物体内，多孔生物支架较高的孔隙率和较大的孔径可产生较大的骨向内生长速度。与之相反，较高的孔隙率会降低支架的力学性能，因此在孔径与孔隙率上设定了功能上限。较高的孔隙率会促进营养物质的交换与渗透，会明显降低结构的强度，增大与人体液的接触面积，加大腐蚀速率。Zhao等[84]研究了2种不同孔径（500 μm、1 000 μm）的八面体结构与四面体结构，发现具有较低孔径的结构拥有良好的压缩性能与疲劳寿命，与之相反，500 μm孔径的结构与1 000 μm孔径的结构相比，细胞密度不高。因此可以尝试研究分级设计，以此将良好的生物相容性与力学性能相结合，完成一种性能综合的结构，可以设计出核心孔隙率较低而外围孔隙率较高的多孔结构，达到承载与细胞依附的优点。Zhao等[85]以分级设计为原则，通过改变孔隙率与孔径尺寸，设计出了低密度（0.5～ 2 g/cm3）、高疲劳强度与高能量吸收能力的多孔结构，分级设计将作为多孔结构设计的一个发展方向。最为困难的结构设计则是通过改变单元结构类型的方式，将不同类型的结构进行连接的设计。如图5所示，图5将G7结构与立方体结构进行连接，然后重复进行[86]，该结构的设计具有一定挑战性。优化后的结构较为复杂，可以使用增材制造技术制造。Li等[87]开发了共型各向异性设计与优化结构的设计。首先，分布式单元结构密度逐渐变化，从而使每个组件相互适应。其次，每个单元结构的取向都沿着主应力的方向，使晶格结构拥有最大的力学性能。不同密度区域中单位晶格结构的尺寸尺度不同，这反过来有助于提高整体刚度。

3.4 拓扑结构的各向异性对性能的影响

结构单元取向的各向异性会导致其力学性能发生变化[88]，Weißmann等[89]研究了SLM制备的Ti-6Al-4V在不同方向的力学性能。结构单元取向会对整体结构的力学性能产生影响，结构单元方向的改变会导致整体结构的力学性能发生改变，这主要是因为结构单元的几何条件发生了变化，特别是长度比，而且支柱在制造过程中的方向和相对于影响力的位置也会影响整体结构的力学性能。Torres‒Sanchez等[90]使用EBM制成了螺旋状Ti‒6Al‒4V，相比于建造方向，垂直建造的方向拥有较高的屈服强度与弹性模量，这取决于支架结构各向异性的比率，具有最小结构单元的支架表现出最高的各向异性，而具有最大结构单元的支架在不同条件下的力学性能变化最小[90]。在进行多孔结构设计时，各向异性也应作为设计的一项重要因素。

图5 分级设计结构示意图[86]

4 热处理与表面改性

AM制备的多孔金属生物材料可以通过热处理与表面改性技术改善工件的微观结构、力学性能、表面质量和生物相容性。热处理可以改变材料的微观组织结构，释放残余应力，改善材料的力学性能，降低力学性能的各向异性[91]。高温与高压相结合的热等静压技术（Hot Isostatic Pressing）可以封闭AM所产生的孔洞，提高致密度，从而提高工件的力学性能[92]。适当的热处理可以很大程度提高AM所制造材料的力学性能。Sallica‒Leva等[93]将SLM制成的多孔Ti‒6Al‒4V进行退火处理，研究发现，经过退火处理后，试样的硬度与强度明显下降，但是延展率明显增强，这主要归因于α相转化为α相。

表面改性在增强表面生物活性方面起着重要作用，特别是生物活性和生物相容性。为了确保合金植入物与骨骼相互连接，表面改性对提高移植器官的生物相容性起着很大的作用，可以通过各种技术实现植入物表面改性与活化，例如等离子喷涂、电弧氧化、物理与化学气相沉积、离子注入与氧化、电化学氧化、表面机械加工、酸性与碱性蚀刻。酸碱法不仅可以使多孔材料形成足够的抗压强度，还可以在其表面形成纳米结构与活化结构，以此来用于骨修复和骨整合[94]。多孔结构的大表面积可以使用表面生物功能化处理，提高骨骼再生能力，常用的生物功能化表面处理有酸碱处理、碱金属热处理及阳极氧化处理，3种表面处理对磷石灰的形成有很大的影响。Yavari等[95]对3种表面处理方式进行了深入研究，发现它们引起的反应是不同的。酸碱处理提高了磷灰石的形成能力，同时不影响生物材料体外细胞反应。相比之下，阳极氧化显著改善了体外细胞反应，但是不影响磷石灰的形成能力。相比于酸碱处理，阳极氧化拥有更好的机械稳定性，其再生骨的体积明显小于酸碱处理。AM制造钛合金的表面形貌取决于加工过程，AM的加工方式会导致工件表面粗糙并且存在残留的粉末颗粒。这些松散连接的粉末颗粒可以通过喷砂或者其他表面处理去除。如图6所示[96]，通过SLM制成的螺旋结构的Ti‒6Al‒4V表面存在许多附着的金属粉末颗粒，在经过喷砂与热处理之后，发现多孔结构枝干上的粉末颗粒明显减少，但会产生许多大小不等的微小裂纹，在经过HCl改性后，获得了平滑与相对均匀的表面，最后通过NaOH去诱导磷灰石的形成。Pyka等[97]使用酸性蚀刻与电化学抛光相结合的方法清理了SLM制成的多孔Ti‒6Al‒4V表面的粉末颗粒，并改善了表面的粗糙度与均匀性，但发现其枝干厚度明显下降，强度明显下降，经过化学蚀刻与电化学抛光8 min（CHE‒ECP‒8）得到的样品强度下降了约50%。经过上述的表面改性方法，虽然样品得到了更加光滑的表面，相反支架平均支柱厚度减少了22%，使力学性能下降。多孔结构的表面处理可以分为2种方式：表面腐蚀与表面涂层。电泳沉积技术为典型的表面涂层技术，可以产生均匀、完整的涂层，使其适合功能化的多孔结构。Gorgin等[98]开发了一种含有丝素蛋白、磷酸三钙（TCP）和万古霉素的多功能涂料，通过电泳沉积包被在直接打印的多孔钛支架上，可以有效预防细菌，并促进支架中的细胞向成骨分化。阳极氧化则可以有效控制多孔结构表面的形貌，使用该工艺可以在支架表面生成纳米结构，产生的纳米管拥有良好的生物稳定性[99]。

图6 SLM制造的Ti‒6Al‒4V螺旋形格子结构表面的SEM图像[96]

5 挑战与未来的发展趋势

目前增材制造多孔金属生物材料还有很多问题需研究。金属AM技术预计会在未来几年内保持增长的趋势，根本原因为AM技术具有高效率、适应制造医疗设备需求的特点。粉床熔融技术作为先进的AM技术之一，可用于制造高质量的金属模型，在金属移植器官的制造上，拥有很大的潜力。SLM与EBM已经应用于生物材料的研究制备。人类有些骨骼的机械与生物特性还有待确定，应该建立一个全面并且可靠的数据库，该数据库还应该包含不同年龄与不同性别的信息。拓扑结构的优化设计将会是研究多孔结构的重要方向，TPMS这种新型的结构可以支持细胞活性并提供优越的力学性能，TPMS结构应该引起关注。对于TPMS结构，曲率将作为以后研究的重点。拓扑结构的梯度设计、不同单元结构的相互连接、尺寸变化的拓扑设计可以将生物相容性与良好的力学性能相结合。另外，需要研发大量可降解材料。目前对此类材料数量和性质的研究极其有限。对AM制造的多孔金属生物材料的生物功能化需要进一步的研究，以解决植入物与骨骼的连接和植入物相关的感染，从而为满足的临床需求提供新的解决方案。为了达到增强多孔金属生物材料力学性能与生物相容性的要求，未来的研究方向可以从研发新型合金体系与设计表面改性方法等方面着手。

[1] 汤海波, 吴宇, 张述泉, 等. 高性能大型金属构件激光增材制造技术研究现状与发展趋势[J]. 精密成形工程, 2019, 11(4): 58-63.

TANG Hai-bo, WU Yu, ZHANG Shu-quan, et al. Research Status and Development Trendof High Performance Large Metallic Components by Laser Additive Manufacturing Technique[J]. Journal of Netshape Forming Engineering, 2019, 11(4): 58-63.

[2] 谢瑞山, 陈高强, 史清宇. 金属增材制造零件变形研究现状[J]. 精密成形工程, 2019, 11(4): 15-20.

XIE Rui-shan, CHEN Gao-qiang, SHI Qing-yu. Review on the Thermal Distortion in Metal Additive Manufacturing[J]. Journal of Netshape Forming Engineering, 2019, 11(4): 15-20.

[3] LIGON S C, LISKA R, STAMPFL J, et al. Polymers for 3D Printing and Customized Additive Manufacturing[J]. Chemical Reviews, 2017, 117(15): 10212-10290.

[4] Seitz H, Rieder W, Irsen S, et al. Three-Dimen­sional Printing of Porous Ceramic Scaffolds for Bone Tissue Engineering[J]. Journal of Biomedical Materials Resarch Part B Applied Biomaterials, 2005, 74(2): 782-788.

[5] 邓怀波, 陈玉华, 陈伟, 等. 铜合金增材制造技术研究进展[J]. 精密成形工程, 2018, 10(5): 95-101.

DENG Huai-bo, CHEN Yu-hua, CHEN Wei, et al. Research Progress in Additive Manufacturing Technology of Copper Alloy[J]. Journal of Netshape Forming Engineering, 2018, 10(5): 95-101.

[6] ZADPOOR A A. Design for Additive Bio-Manu­fa­cturing: From Patient-Specific Medical Devices to Rationally Designed Meta-Biomaterials[J]. International Journal of Molecular Sciences, 2017, 18(8): 1607.

[7] 舒宗富, 黄春平, 林鑫, 等. 钢的激光增材制造研究进展及前景展望[J]. 精密成形工程, 2019, 11(4): 81-88.

SHU Zong-fu, HUANG Chun-ping, LIN Xin, et al. Research Progress and Prospect of Laser Additive Manufacturing of Steel[J]. Journal of Netshape Forming Engineering, 2019, 11(4): 81-88.

[8] 梁莉, 陈伟, 乔先鹏, 等. 钴基高温合金增材制造研究现状及展望[J]. 精密成形工程, 2018, 10(5): 102- 106.

LIANG Li, CHEN Wei, QIAO Xian-peng, et al. Research Status and Prospect of Cobalt Based Superalloy Additive Manufacturing[J]. Journal of Netshape Forming Engineering, 2018, 10(5): 102-106.

[9] 许明方, 陈玉华, 邓怀波, 等. 超声辅助CMT电弧增材制造TC4钛合金微观组织和力学性能研究[J]. 精密成形工程, 2019, 11(5): 142-148.

XU Ming-fang, CHEN Yu-hua, DENG Huai-bo, et al. Microstructure and Mechanical Properties of TC4 Titanium Alloy Made by UVA-CMT WAAM[J]. Journal of Netshape Forming Engineering, 2019, 11(5): 142-148.

[10] LONG M, RACK H J. Titanium Alloys in Total Joint Replacement-a Materials Science Perspective[J]. Biomaterials, 1998, 19(18): 1621-1639.

[11] KARANDE T S, ONG J L, AGRAWAL C M. Diffusion in Musculoskeletal Tissue Engineering Scaffolds: Design Issues Related to Porosity, Permeability, Architecture, and Nutrient Mixing[J]. Annals of Biomedical Engineering, 2004, 32(12): 1728-1743.

[12] LI S J, XU Q S, WANG Z, et al. Influence of Cell Shape on Mechanical Properties of Ti-6Al-4V Meshes Fabricated by Electron Beam Melting Method[J]. Acta Biomaterialia, 2014, 10(10): 4537-4547.

[13] VAN DER STOK J, KOOLEN M K E, DE MAAT M P M, et al. Full Regeneration of Segmental Bone Defects Using Porous Titanium Implants Loaded with BMP-2 Containing Fibrin Gels[J]. European Cells & Materials, 2015, 29: 141-153.

[14] WANG Xin, JIANG Man, ZHOU Zuo-wan, et al. 3D Printing of Polymer Matrix Composites: A Review and Prospective[J]. Composites, Part B Engineering, 2017, 110B(2): 442-458.

[15] Gokuldoss P K, Kolla S, Eckert J. Additive Manufacturing Processes: Selective Laser Melting, Electron Beam Melting and Binder Jetting-Selection Guidelines[J]. Materials, 2017, 10(6): 672.

[16] Pałka K, Pokrowiecki R. Porous Titanium Implants: A Review[J]. Advanced Engineering Materials, 2018, 20(5): 1700648.

[17] Bhavar V, Kattire P, Patil V, et al. A Review on Powder Bed Fusion Technology of Metal Additive Manufacturing[J]. Additive Manufacturing Handbook, 2017: 251-253.

[18] Gibson I, Rosen D, Stucker B. Directed Energy Deposition Processes[M]. Additive Manufacturing Technologies, 2015: 245-268.

[19] Wong K V, Hernandez A. A Review of Additive Manufacturing[J]. ISRN Mechanical Engineering, 2012, 2012: 208760.

[20] Ngo T D, Kashani A, Imbalzano G, et al. Additive Manufacturing (3D Printing): A Review of Materials, Methods, Applications and Challenges[J]. Composites Part B: Engineering, 2018, 143: 172-196.

[21] Pandithevan P, Saravana Kumar G. Reconstruction of Subject-Specific Human Femoral Bone Model with Cortical Porosity Data Using Macro-CT[J]. Virtual and Physical Prototyping, 2009, 4(3): 115-129.

[22] SALLICA-LEVA E, CARAM R, JARDINI A L, et al. Ductility Improvement Due to Martensite Α' Decomposition in Porous Ti-6Al-4V Parts Produced by Selective Laser Melting for Orthopedic Implants[J]. Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials, 2016, 54: 149-158.

[23] LIU Yu-jing, LI Shu-jun, HOU Wen-tao, et al. Electron Beam Melted Beta-Type Ti-24Nb-4Zr-8Sn Porous Structures with High Strength-to-Modulus Ratio[J]. Journal of Materials Science & Technology, 2016(6): 505-508.

[24] Liu Y, Li X, Zhang L C, et al. Processing and Properties of Topologically Optimised Biomedical Ti-24Nb- 4Zr-8Sn Scaffolds Manufactured by Selective Laser Melting[J]. Materials Science and Engineering: A, 2015, 642: 268-278.

[25] GUO Tian-qi, GULATI K, ARORA H, et al. Orchestrating Soft Tissue Integration at the Transmucosal Region of Titanium Implants[J]. Acta Biomaterialia, 2021, 124: 33-49.

[26] Wang K K, Berlin R M, Gustavson L J. A Dispersion Strengthened Co-Cr-Mo Alloy for Medical Implants[M]. ASTM International, 1999: 89-97.

[27] QIAN Hu, LEI Ting, LEI Peng-fei, et al. Additively Manufactured Tantalum Implants for Repairing Bone Defects: A Systematic Review[J]. Tissue Engineering Part B, Reviews, 2021, 27(2): 166-180.

[28] UHTHOFF H K, POITRAS P, BACKMAN D S. Internal Plate Fixation of Fractures: Short History and Recent Developments[J]. Journal of Orthopaedic Science, 2006, 11(2): 118-126.

[29] Sumita M. Present Status and Future Trend of Metallic Materials Used in Orthopedics[J]. Orthop Surg, 1997(48): 927-934.

[30] ZHAO Xiao-li, NIINOMI M, NAKAI M, et al. Development of High Zr-Containing Ti-Based Alloys with Low Young's Modulus for Use in Removable Implants[J]. Materials Science & Engineering C, 2011, 31(7): 1436-1444.

[31] Alvarez-Vera M, Ortega-Saenz J A, Hernandez-Rodríguez M a L. A Study of the Wear Performance in a Hip Simulator of a Metal-Metal Co-Cr Alloy with Different Boron Additions[J]. Wear, 2013, 301(1): 175-181.

[32] NIINOMI M. Recent Metallic Materials for Biomedical Applications[J]. Metallurgical and Materials Transactions A, 2002, 33(3): 477-486.

[33] LI Yu-hua, YANG Chao, ZHAO Hai-dong, et al. New Developments of Ti-Based Alloys for Biomedical Applications[J]. Materials, 2014, 7(3): 1709-1800.

[34] NAYAK S, BHUSHAN B, JAYAGANTHAN R, et al. Strengthening of Mg Based Alloy through Grain Refin­ement for Orthopaedic Application[J]. Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials, 2016, 59: 57-70.

[35] SANSON N R, MIRIAM R K, BRUNO M C E. Growth and Electrochemical Stability of Compact Tantalum Oxides Obtained in Different Electrolytes for Biomedical Applications[J]. Materials Research, 2015, 18(2): 91-97.

[36] WANG Na, LI Hong-yi, WANG Jin-shu, et al. Study on the Anticorrosion, Biocompatibility, and Osteoinductivity of Tantalum Decorated with Tantalum Oxide Nanotube Array Films[J]. ACS Applied Materials & Interfaces, 2012, 4(9): 4516-4523.

[37] BALLA V K, BANERJEE S, BOSE S, et al. Direct Laser Processing of a Tantalum Coating on Titanium for Bone Replacement Structures[J]. Acta Biomaterialia, 2010, 6(6): 2329-2334.

[38] ATTAR H, CALIN M, ZHANG L C, et al. Manufacture by Selective Laser Melting and Mechanical Behavior of Commercially Pure Titanium[J]. Materials Science & Engineering A, 2014, 593: 170-177.

[39] MARI K, KELLY M, LILLY G, et al. Evaluation of Titanium Alloy Fabricated Using Electron Beam Melting System for Dental Applications[J]. Journal of Materials Processing Tech, 2011, 211(8): 1400-1408.

[40] VRANCKEN B, THIJS L, KRUTH J P, et al. Heat Treatment of Ti6Al4V Produced by Selective Laser Melting: Microstructure and Mechanical Properties[J]. Journal of Alloys and Compounds, 2012, 541: 177-185.

[41] Abdelaal O A, Darwish S M. Fabrication of Tissue Engineering Scaffolds Using Rapid Prototyping Techniques[J]. World Academy of Science, Engineering and Technology, 2011, 59: 577-585.

[42] Zhai Y, Galarraga H, Lados D A. Microstructure Evolution, Tensile Properties, and Fatigue Damage Mechanisms in Ti-6Al-4V Alloys Fabricated by Two Additive Manufacturing Techniques[J]. Procedia Engineering, 2015, 114: 658-666.

[43] Ho W F. A Comparison of Tensile Properties and Corrosion Behavior of Cast Ti-7.5Mo with c.p. Ti, Ti-15Mo and Ti-6Al-4V alloys[J]. Journal of Alloys and Compounds, 2008, 464(1): 580-583.

[44] ZHANG L C, KLEMM D, ECKERT J, et al. Manufacture by Selective Laser Melting and Mechanical Behavior of a Biomedical Ti-24Nb-4Zr-8Sn Alloy[J]. Scripta Materialia, 2011, 65(1): 21-24.

[45] Hernandez J, Li S J, Martinez E, et al. Microstructures and Hardness Properties for β-Phase Ti-24Nb- 4Zr-7.9Sn Alloy Fabricated by Electron Beam Melting[J]. Journal of Materials Science & Technology, 2013, 29(11): 1011-1017.

[46] Li S J, Cui T C, Hao Y L, et al. Fatigue Properties of a Metastable β-Type Titanium Alloy with Reversible Phase Transformation[J]. Acta Biomaterialia, 2008, 4(2): 305-317.

[47] Wang J C, Liu Y J, Qin P, et al. Selective Laser Melting of Ti-35Nb Composite from Elemental Powder Mixture: Microstructure, Mechanical Behavior and Corrosion Behavior[J]. Materials Science and Engineering: A, 2019, 760: 214-224.

[48] Fu J, Hu Z, Song X, et al. Micro Selective Laser Melting of NiTi Shape Memory Alloy: Defects, Microstructures and Thermal/Mechanical Properties[J]. Optics & Laser Technology, 2020, 131: 106374.

[49] PRASHANTH K G, SCUDINO S, CHATTERJEE R P, et al. Additive Manufacturing: Reproducibility of Metallic Parts[J]. Technologies, 2017, 5(1): 8.

[50] SONG Chang-hui, YANG Yong-qiang, WANG Yun-da, et al. Research on Rapid Manufacturing of CoCrMo Alloy Femoral Component Based on Selective Laser Melting[J]. The International Journal of Advanced Manufacturing Technology, 2014, 75(1): 445-453.

[51] Kircher R S, Christensen A M, Wurth K W, et al. Electron Beam Melted (EBM) Co-Cr-Mo Alloy for Orthopaedic Implant Applications[C]// 2009 International Solid Freeform Fabrication Symposium, University of Texas at Austin, 2009: 428-436.

[52] SPIERINGS A B, STARR T L, WEGENER K. Fatigue Performance of Additive Manufactured Metallic Parts[J]. Rapid Prototyping Journal, 2013, 19(2): 88-94.

[53] ZHONG Yuan, RÄNNAR L E, LIU Lei-feng, et al. Additive Manufacturing of 316L Stainless Steel by Electron Beam Melting for Nuclear Fusion Applications[J]. Journal of Nuclear Materials, 2017, 486: 234-245.

[54] SABOORI A, PAVESE M, BADINI C, et al. Effect of Sample Preparation on the Microstructural Evaluation of Al-GNPS Nanocomposites[J]. Metallography, Microstructure, and Analysis, 2017, 6(6): 619-622.

[55] RÖTTGER A, BOES J, THEISEN W, et al. Microstructure and Mechanical Properties of 316L Austenitic Stainless Steel Processed by Different SLM Devices[J]. The International Journal of Advanced Manufacturing Technology, 2020, 108(3): 769-783.

[56] SAEIDI K, GAO X, LOFAJ F, et al. Transformation of Austenite to Duplex Austenite-Ferrite Assembly in Annealed Stainless Steel 316L Consolidated by Laser Melting[J]. Journal of Alloys and Compounds, 2015, 633: 463-469.

[57] WANG Di, YANG Yong-qiang, LIU Rui-cheng, et al. Study on the Designing Rules and Processability of Porous Structure Based on Selective Laser Melting (SLM)[J]. Journal of Materials Processing Tech, 2013, 213(10): 1734-1742.

[58] HAVLIKOVA J, STRASKY J, VANDROVCOVA M, et al. Innovative Surface Modification of Ti-6Al-4V Alloy with a Positive Effect on Osteoblast Proliferation and Fatigue Performance[J]. Materials Science & Engineering C, 2014, 39: 371-379.

[59] BIRCH M A, JOHNSON-LYNN S, NOURAEI S, et al. Effect of Electrochemical Structuring of Ti6Al4V on Osteoblast Behaviour in Vitro[J]. Biomedical Materials, 2012, 7(3): 035016.

[60] LIU Y J, REN D C, LI S J, et al. Enhanced Fatigue Characteristics of a Topology-Optimized Porous Titanium Structure Produced by Selective Laser Melting[J]. Additive Manufacturing, 2020, 32(C): 101060.

[61] CHEN Liang-yu, CUI Yu-wei, ZHANG Lai-chang. Recent Development in Beta Titanium Alloys for Biomedical Applications[J]. Metals, 2020, 10(9): 1139.

[62] LIU Y J, WANG H L, LI S J, et al. Compressive and Fatigue Behavior of Beta-Type Titanium Porous Structures Fabricated by Electron Beam Melting[J]. Acta Materialia, 2017, 126: 58-66.

[63] Hoffmann W, Bormann T, Rossi A, et al. Rapid Prototyped Porous Nickel-Titanium Scaffolds as Bone Substitutes[J]. Journal of Tissue Engineering, 2014, 5: 1-14.

[64] WITTE F. The History of Biodegradable Magnesium Implants: A Review[J]. Acta Biomaterialia, 2010, 6(5): 1680-1692.

[65] ZHANG Er-lin, CHEN Hai-yan, SHEN Feng. Biocorrosion Properties and Blood and Cell Compatibility of Pure Iron as a Biodegradable Biomaterial[J]. Journal of Materials Science: Materials in Medicine, 2010, 21(7): 2151-2163.

[66] Katarivas L G, Goldman J, Aghion E. The Prospects of Zinc as a Structural Material for Biodegradable Implants-A Review Paper[J]. Metals, 2017, 7(10)：402.

[67] LI Y, ZHOU J, PAVANRAM P, et al. Additively Manufactured Biodegradable Porous Magnesium[J]. Acta Biomaterialia, 2018, 67: 378-392.

[68] MED F W D, REIFENRATH J, MÜLLER P P, et al. Cartilage Repair on Magnesium Scaffolds Used as a Subchondral Bone Replacement[J]. Materialwissenschaft Und Werkstofftechnik, 2006, 37(6): 504-508.

[69] LI Zhen, SUN Shi-zhao, CHEN Min-fang, et al. In Vitro and in Vivo Corrosion, Mechanical Properties and Biocompatibility Evaluation of MgF2-Coated Mg-Zn-Zr Alloy as Cancellous Screws[J]. Materials Science & Engineering C, Materials for Biological Applications, 2017, 75: 1268-1280.

[70] Rzychoń T, Kielbus A. Microstructure of WE43 Casting Magnesium Alloy[J]. Journal of Achievements in Materials and Manufacturing Engineering, 2007，21(1): 31-34.

[71] DI M C, GRIFFITHS H, GOKTEKIN O, et al. Drug-Eluting Bioabsorbable Magnesium Stent[J]. Journal of Interventional Cardiology, 2004, 17(6): 391-395.

[72] LI Y, JAHR H, LIETAERT K, et al. Additively Manufactured Biodegradable Porous Iron[J]. Acta Biomaterialia, 2018, 77: 380-393.

[73] YANG Hong-tao, JIA Bo, ZHANG Ze-chuan, et al. Alloying Design of Biodegradable Zinc as Promising Bone Implants for Load-Bearing Applications[J]. Nature Communications, 2020, 11(1): 401.

[74] Hou Y, Jia G, Yue R, et al. Synthesis of Biodegradable Zn-Based Scaffolds Using NaCl Templates: Relationship Between Porosity, Compressive Properties and Degradation Behavior[J]. Materials Characterization, 2018, 137: 162-169.

[75] BERNARD S, GRIMAL Q, LAUGIER P. Accurate Measurement of Cortical Bone Elasticity Tensor with Resonant Ultrasound Spectroscopy[J]. Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials, 2013, 18: 12-19.

[76] CHANTARAPANICH N, PUTTAWIBUL P, SUCHAR­ITP­­WATSKUL S, et al. Scaffold Library for Tissue Engineering: A Geometric Evaluation[J]. Computational and Mathematical Methods in Medicine, 2012, 2012: 407805.

[77] Liu Y J, Li S J, Zhang L C, et al. Early Plastic Deformation Behaviour and Energy Absorption in Porous β-Type Biomedical Titanium Produced by Selective Laser Melting[J]. Scripta Materialia, 2018, 153: 99-103.

[78] Challis V J, Xu X, Zhang L C, et al. High Specific Strength and Stiffness Structures Produced Using Selective Laser Melting[J]. Materials & Design, 2014, 63: 783-788.

[79] WANG Xiao-jian, XU Shan-qing, ZHOU Shi-wei, et al. Topological Design and Additive Manufacturing of Porous Metals for Bone Scaffolds and Orthopaedic Implants: A Review[J]. Biomaterials, 2016, 83: 127-141.

[80] HUANG X, RADMAN A, XIE Y M. Topological Design of Microstructures of Cellular Materials for Maximum Bulk or Shear Modulus[J]. Computational Materials Science, 2011, 50(6): 1861-1870.

[81] SPEIRS M, VAN HOOREWEDER B, VAN HUMB­E­ECK J, et al. Fatigue Behaviour of NiTi Shape Memory Alloy Scaffolds Produced by SLM, a Unit Cell Design Comparison[J]. Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials, 2017, 70: 53-59.

[82] SYCHOV M M, LEBEDEV L A, DYACHENKO S V, et al. Mechanical Properties of Energy-Absorbing Structures with Triply Periodic Minimal Surface Topology[J]. Acta Astronautica, 2017, 150: 81-84.

[83] YUAN Li, DING Song-lin, WEN Cui-e. Additive Manufacturing Technology for Porous Metal Implant Applications and Triple Minimal Surface Structures: A Review[J]. Bioactive Materials, 2019, 4(1): 56-70.

[84] ZHAO Dan-lei, HUANG Yu-tian, AO Yong, et al. Effect of Pore Geometry on the Fatigue Properties and Cell Affinity of Porous Titanium Scaffolds Fabricated by Selective Laser Melting[J]. Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials, 2018, 88: 478-487.

[85] ZHAO S, LI S J, WANG S G, et al. Compressive and Fatigue Behavior of Functionally Graded Ti-6Al-4V Meshes Fabricated by Electron Beam Melting[J]. Acta Materialia, 2018, 150: 1-15.

[86] DUMAS M, TERRIAULT P, BRAILOVSKI V. Modelling and Characterization of a Porosity Graded Lattice Structure for Additively Manufactured Biomaterials[J]. Materials & Design, 2017, 121: 383-392.

[87] LI Da-wei, LIAO Wen-he, DAI Ning, et al. Anisotropic Design and Optimization of Conformal Gradient Lattice Structures[J]. Computer-Aided Design, 2020, 119(C): 102787.

[88] 张安峰, 张金智, 张晓星, 等. 激光增材制造高性能钛合金的组织调控与各向异性研究进展[J]. 精密成形工程, 2019, 11(4): 1-8.

ZHANG An-feng, ZHANG Jin-zhi, ZHANG Xiao-xing, et al. Research Progress in Tissue Regulation and Anisotropy of High-Performance Titanium Alloy by Laser Additive Manufacturing[J]. Journal of Netshape Forming Engineering, 2019, 11(4): 1-8.

[89] WEIßMANN V, BADER R, HANSMANN H, et al. Influence of the Structural Orientation on the Mechanical Properties of Selective Laser Melted Ti6Al4V Open-Porous Scaffolds[J]. Materials & Design, 2016, 95: 188-197.

[90] TORRES-SANCHEZ C, AL MUSHREF F R A, NORRITO M, et al. The Effect of Pore Size and Porosity on Mechanical Properties and Biological Response of Porous Titanium Scaffolds[J]. Materials Science & Engineering C, Materials for Biological Applications, 2017, 77: 219-228.

[91] 李福泉, 孟祥旭, 董志宏, 等. 激光增材制造钢的后热处理研究现状[J]. 精密成形工程, 2018, 10(1): 97- 108.

LI Fu-quan, MENG Xiang-xu, DONG Zhi-hong, et al. Research Status of Post-Heat Treatment of Steel Fabricated by Laser Additive Manufacturing[J]. Journal of Netshape Forming Engineering, 2018, 10(1): 97-108.

[92] Cai C, Gao X, Teng Q, et al. Hot Isostatic Pressing of a Near α-Ti Alloy: Temperature Optimization, Microstructural Evolution and Mechanical Performance Evaluation[J]. Materials Science and Engineering: A, 2021, 802: 140426.

[93] Sallica-Leva E, Caram R, Jardini A, et al. Ductility Improvement Due to Martensite α′ Decomposition in Porous Ti-6Al-4V Parts Produced by Selective Laser Melting for Orthopedic Implants[J]. Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials, 2016, 54: 149-158.

[94] CHEN Yue-jun, FENG Bo, ZHU Ya-ping, et al. Preparation and Characterization of a Novel Porous Titanium Scaffold with 3D Hierarchical Porous Structures[J]. Journal of Materials Science: Materials in Medicine, 2011, 22(4): 839-844.

[95] YAVARI S A, DER S J V, CHAI Y C, et al. Bone Regeneration Performance of Surface-Treated Porous Titanium[J]. Biomaterials, 2014, 35(24): 6172- 6181.

[96] YAN Chun-ze, HAO Liang, HUSSEIN A, et al. Microst­r­uctural and Surface Modifications and Hydroxyapatite Coating of Ti-6Al-4V Triply Periodic Minimal Surface Lattices Fabricated by Selective Laser Melting[J]. Materials Science & Engineering C, 2017, 75: 1515-1524.

[97] PYKA G, BURAKOWSKI A, KERCKHOFS G, et al. Surface Modification of Ti6Al4V Open Porous Structures Produced by Additive Manufacturing[J]. Advanced Engineering Materials, 2012, 14(6): 363-370.

[98] GORGIN K Z, JAHANMARD F, MIRZAEI A H, et al. A Multifunctional Silk Coating on Additively Manu­fa­ctured Porous Titanium to Prevent Implant-Associated Infection and Stimulate Bone Regeneration[J]. Biomedical Materials (Bristol, England), 2020, 15(6): 065016.

[99] YAVARI S A, WAUTHLE R, BÖTTGER A J, et al. Crystal Structure and Nanotopographical Features on the Surface of Heat-Treated and Anodized Porous Titanium Biomaterials Produced Using Selective Laser Melting[J]. Applied Surface Science, 2014, 290: 287-294.

Additively Manufactured Porous Metallic Biomaterials

LIU Hao, CHEN Liang-yu, ZHANG Hong-yue, LI Nan

(School of Materials, Jiangsu University of Science and Technology, Jiangsu Zhenjiang 212003, China)

Biomedical porous metallic materials manufactured by the additive manufacturing technologies have great potentials and are widely used for implant bones and other industrial sectors. For the investigation of biomedical porous metallic materials, it mainly focuses on the design, manufacturing and surface modification of biomaterial porous materials. This review compares the characteristics of different additive manufacturing technologies and illustrates that the powder bed fusion is most suitable technology for the manufacture of biomedical porous metallic materials. The advantages and disadvantages of different metallic biomaterials (bioinert and biodegradable materials) are discussed, including beam-based unit design, sheet-based unit design, and gradient design, and briefly explained the influence of pores on the properties of materials. Moreover, suitable heat treatment and surface modification technologies increase the mechanical properties and biocompatibility of materials. In the future research, TPMS structure and hierarchical design will be the focus of the research. Biodegradable materials also require a lot of research and development. In order to enhance the mechanical properties and biocompatibility of porous metallic biomaterials, the future research direction can start from the development of new alloy systems and design of surface modification methods.

additive manufacturing; bioinert material; biodegradable material; topology design; surface modification

10.3969/j.issn.1674-6457.2022.05.018

TG146.2

A

1674-6457(2022)05-0121-13

2021‒06‒21

江苏省六大人才高峰（XCL-117）

刘昊（1998—），男，硕士生，主要研究方向为增材制造多孔钛合金。

陈靓瑜（1982—），男，博士，副教授，主要研究方向为金属材料腐蚀。

责任编辑：蒋红晨