面向臨床適配性的電子束粉末床熔融多孔骨科植入物結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)力學(xué)性能演化規(guī)律及商業(yè)化應(yīng)用關(guān)鍵技術(shù)研究——基于人體骨組織力學(xué)適配需求，分析不同孔結(jié)構(gòu)形貌孔隙率對(duì)多孔鈦合金與多孔鉭支架彈性模量抗壓強(qiáng)度疲勞性能的影響機(jī)制

骨組織的退行性變、創(chuàng)傷、腫瘤、磨損是目前常見的骨科疾病，并嚴(yán)重影響患者生活質(zhì)量，利用骨植入物對(duì)受損骨組織進(jìn)行重建是治療骨科疾病最常規(guī)有效的手段[1]。隨著我國(guó)老齡化進(jìn)程的加速以及肥胖率的增加，再加上政策扶持以及社會(huì)觀念轉(zhuǎn)變，中國(guó)骨科植入物市場(chǎng)尤其是硬組織植入物市場(chǎng)飛速發(fā)展。近年來(lái)，隨著“精確診療”概念的普及，臨床對(duì)骨科植入物提出了個(gè)性化的需求，骨科植入物要根據(jù)患者及使用場(chǎng)景實(shí)現(xiàn)外形尺寸以及內(nèi)部結(jié)構(gòu)的“量體裁衣”[2-3]。除了滿足個(gè)性化的需求外，為了使植入物具有良好的初期穩(wěn)定性和遠(yuǎn)期穩(wěn)定性，常常需要在植入物表面構(gòu)建骨小梁多孔結(jié)構(gòu)，便于細(xì)胞的生長(zhǎng)以及營(yíng)養(yǎng)物質(zhì)、代謝的運(yùn)輸，從而有利于骨組織的長(zhǎng)入[4-6]。上述需求導(dǎo)致傳統(tǒng)制造方法逐漸不能滿足骨科植入物的發(fā)展要求。

金屬增材制造技術(shù)的出現(xiàn)和發(fā)展為快速定制骨科植入物以及不同骨小梁多孔結(jié)構(gòu)的精確成形提供了可能[7-9]。近年來(lái)，以電子束粉末床熔融技術(shù)(electron beam powder bed fusion, EB-PBF)和激光粉末床熔融技術(shù)(laser powder bed fusion, L-PBF)為代表的粉末床熔融技術(shù)(powder bed fusion,PBF)是應(yīng)用最為廣泛的金屬增材制造技術(shù)[10-13]。該技術(shù)以電子束或激光束為能量源，根據(jù)零件的三維模型，基于離散-堆積的成形原理，逐點(diǎn)、逐線以及逐層熔化，最終實(shí)現(xiàn)金屬零件的快速、精準(zhǔn)制造。PBF技術(shù)可以根據(jù)植入物使用場(chǎng)景的不同，通過(guò)調(diào)整模型和制造工藝參數(shù)，快速制造出不同孔形貌、不同桿筋直徑、不同孔徑以及不同孔隙率的骨小梁多孔結(jié)構(gòu)，以滿足力學(xué)性能和骨長(zhǎng)入特性的適配[14-16]。相對(duì)于L-PBF技術(shù)，EB-PBF技術(shù)在真空環(huán)境下成形，具有能量密度高、能量利用率高、成形效率快、成形應(yīng)力低、零件潔凈度高等突出優(yōu)點(diǎn)[17-18]，首個(gè)獲得歐盟、美國(guó)食品藥品監(jiān)督管理局以及中國(guó)藥品監(jiān)督管理局認(rèn)證的增材制造骨科植入物就是采用該技術(shù)制備，該技術(shù)也是目前增材制造骨科植入物的主流制造技術(shù)。隨著人工關(guān)節(jié)、脊柱帶量采購(gòu)政策的實(shí)施，具有批量化、低成本制造優(yōu)勢(shì)的EB-PBF骨科植入物將迎來(lái)更加廣闊的應(yīng)用前景，但同時(shí)也在制造成本、多孔結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)和檢測(cè)方法等方面面臨著諸多挑戰(zhàn)。本文將主要介紹EB-PBF技術(shù)特點(diǎn)、EB-PBF設(shè)備發(fā)展現(xiàn)狀以及EB-PBF鈦合金、多孔鉭骨科植入材料的研究和應(yīng)用進(jìn)展，在此基礎(chǔ)上，對(duì)該領(lǐng)域的發(fā)展中面臨的問(wèn)題進(jìn)行總結(jié)，旨在推動(dòng)EB-PBF骨科植入材料獲得更多的關(guān)注及應(yīng)用，并為新一代植入材料的開發(fā)提供參考和指導(dǎo)。

1、EB-PBF技術(shù)特點(diǎn)

在EB-PBF實(shí)際成形前，首先需要將成形零件的三維數(shù)據(jù)模型沿高度方向按設(shè)定的層厚進(jìn)行分層切片，獲得每層二維截面信息，隨后對(duì)二維截面信息進(jìn)行掃描策略的設(shè)置。對(duì)于骨科植入物而言，致密部分和骨小梁多孔部分常采用不同的掃描策略。如圖1(a)所示，致密部分常采用填充熔化的方式成形每層截面，該階段電子束進(jìn)行直線運(yùn)動(dòng)，具體為“蛇形掃描”的方式[19];對(duì)于骨小梁多孔部分而言，以點(diǎn)掃的方式對(duì)多孔桿筋的外輪廓和內(nèi)輪廓進(jìn)行熔化，輪廓線由間隔100μm的點(diǎn)組成。圖1(b)所示為菱形十二面體多孔結(jié)構(gòu)的掃描策略。在成形過(guò)程中，首先會(huì)根據(jù)成形材料的不同，利用電子束將底板加熱至特定的溫度，隨后如圖2所示，進(jìn)行層層鋪粉、粉床前預(yù)熱、選區(qū)熔化、粉床后預(yù)熱、底板下降，直至整個(gè)零件打印完成[17]。最后，將植入物毛坯取出，對(duì)多孔結(jié)構(gòu)中未熔化的粉末進(jìn)行清粉以及去除植入物的支撐，若植入物是純多孔結(jié)構(gòu)(如關(guān)節(jié)墊塊)，進(jìn)行清洗、滅菌、包裝后即可發(fā)往醫(yī)院，若植入物包含實(shí)體結(jié)構(gòu)(如髖臼杯)，則需要對(duì)實(shí)體結(jié)構(gòu)進(jìn)行機(jī)加、拋光等后處理，再進(jìn)行清洗、滅菌、包裝。

由于能量源不同，EB-PBF與L-PBF相比具有如下特點(diǎn):1)能量利用率高、功率大。各種金屬材料對(duì)電子束有著穩(wěn)定的高能量吸收率，對(duì)激光的能量吸收率則要低于電子束，并且與波長(zhǎng)相關(guān)[20]。此外，市面上常用EB-PBF設(shè)備所用電子槍的功率為3~6kW，而常用L-PBF設(shè)備所用激光器的功率<1kW[21]。較高的能量利用率以及較大的單槍功率，使得EB-PBF成形過(guò)程中熔池較大、較深，電子束可以快速熔化粒徑較粗的粉末，其常用的粉末粒徑范圍是45~105μm或45~150μm,大于L-PBF的15~45μm[22]。因此，EB-PBF成形過(guò)程中的層厚常設(shè)置在50μm、70μm甚至90μm，L-PBF層厚則多設(shè)置在20~30μm，這使得EB-PBF成形零件的速度要高于L-PBF技術(shù)。2)掃描速度快。由于使用磁場(chǎng)偏轉(zhuǎn)，電子束的掃描速度最高可達(dá)8000 m/s，遠(yuǎn)高于使用機(jī)械振鏡偏轉(zhuǎn)的激光束，這使得EB-PBF成形過(guò)程中單層的熔化效率要高于L-PBF技術(shù)。3)成形應(yīng)力低。基于較高的能量利用率、較大的功率以及大的掃描速度，在EB-PBF過(guò)程中，電子束可以實(shí)現(xiàn)對(duì)粉末床的快速預(yù)熱，粉床最高預(yù)熱溫度可達(dá)1100℃，而L-PBF技術(shù)無(wú)法對(duì)粉床進(jìn)行預(yù)熱。首先，粉床的預(yù)熱可以有效釋放零件中的殘余應(yīng)力，成形零件無(wú)需進(jìn)行熱處理。其次，較低的殘余應(yīng)力導(dǎo)致EB-PBF成形過(guò)程中零件具有較低的變形傾向，在成形復(fù)雜結(jié)構(gòu)零件時(shí)，只需要對(duì)零件添加防止移動(dòng)的簡(jiǎn)單支撐，成形后手動(dòng)去除支撐即可，而L-PBF需要添加強(qiáng)度較高的支撐，成形后需要通過(guò)線切割去除支撐。最后，粉床的預(yù)熱可以使粉末具有一定的支撐作用，這有助于粉床上直接添加支撐，進(jìn)而實(shí)現(xiàn)零件的疊層打印。4)真空環(huán)境成形。EB-PBF是在高真空下進(jìn)行，這可以最大限度避免雜質(zhì)元素的污染，適合活性材料及對(duì)氧敏感材料的成形。此外，真空環(huán)境下成形使得粉末單爐次使用的氧增量較低，有利于粉末的多次循環(huán)使用，降低零件制造過(guò)程中的原料成本。

然而，EB-PBF技術(shù)在加工骨科金屬植入物也存在一些劣勢(shì)。相對(duì)于激光光斑，電子束的光斑較大，加之使用的粉末較粗，使得EB-PBF的成形精度要低于L-PBF技術(shù)。此外，由于預(yù)熱的存在，在EB-PBF成形多孔金屬過(guò)程中，部分粉末會(huì)預(yù)燒結(jié)在桿筋上，給后續(xù)粉末去除帶來(lái)困難。

2、EB-PBF設(shè)備的發(fā)展現(xiàn)狀

相對(duì)于L-PBF，國(guó)內(nèi)外從事EB-PBF技術(shù)和裝備開發(fā)的單位較少。電子槍是EB-PBF設(shè)備的核心，不僅要具備大面積預(yù)熱和精細(xì)掃描熔化的功能，還要兼顧長(zhǎng)時(shí)間穩(wěn)定運(yùn)行的能力，直接決定著設(shè)備的成形尺寸、制造精度以及成形零件的質(zhì)量及成形效率。與L-PBF設(shè)備的激光器不同，目前國(guó)內(nèi)外尚無(wú)專用電子槍的商業(yè)化產(chǎn)品，各EB-PBF設(shè)備制造商在研制設(shè)備之前必須首先研發(fā)出專用電子槍。以W為陰極的直熱式電子槍是第一代商業(yè)化EB-PBF設(shè)備使用的電子槍，具有成本低、性能穩(wěn)定等優(yōu)勢(shì)，但在大功率下存在壽命短(<100h)、束斑直徑大(200~300μm)等缺點(diǎn)。為了解決該問(wèn)題，相關(guān)企業(yè)又推出了以單晶lab6為陰極的第二代直熱式電子槍。相對(duì)于w陰極，lab6陰極具有壽命長(zhǎng)(>500h)、功率大(6 kW)、束斑直徑小(140μm)等優(yōu)點(diǎn)，但該材質(zhì)的陰極成本高，單根售價(jià)在1萬(wàn)~1.5萬(wàn)元之間，加之LaB6陰極易污染，對(duì)真空度要求較高，這也加大了電子槍的使用和維護(hù)成本。為了規(guī)避直熱式電子槍的問(wèn)題，我國(guó)西安賽隆增材技術(shù)股份有限公司采用間熱式陰極原理，研發(fā)出了大功率、高精度、長(zhǎng)壽命的低成本間熱式電子槍。該間熱式電子槍功率可達(dá)6kW，可快速將款幅面粉床預(yù)熱至1 100℃并大幅提高打印效率。電子槍整體陰極組件使用壽命在400h以上，與直熱式LaB6陰極的實(shí)際使用時(shí)間接近，滿足大尺寸零件或長(zhǎng)時(shí)間堆疊打印的制造需求。通過(guò)改變陰極的截面特性，使得高功率下的束斑直徑可控，可實(shí)現(xiàn)寬幅域下束斑直徑<100μm的精確掃描，滿足零件高精度的制造需求。電子槍陰極與輔助陰極均采用W材質(zhì)，耐造性好，成本不足直熱式LaB6陰極的30%，滿足零件低成本的制造需求。3種電子槍的優(yōu)缺點(diǎn)如表1所列。

基于EB-PBF專用電子槍技術(shù)的發(fā)展，瑞典Arcam公司(現(xiàn)被美國(guó)GE公司收購(gòu))于2003年推出了世界上第一臺(tái)商業(yè)化EB-PBF裝備，針對(duì)不同的應(yīng)用場(chǎng)景,該公司陸續(xù)推出了搭載直熱式W陰極的A2X型設(shè)備以及搭載直熱式LaB6陰極的Q10 Plus、Q20 Plus、SpectraL以及SpectraH型設(shè)備。西北有色金屬研究院以及清華大學(xué)是國(guó)內(nèi)最先從事EB-PBF技術(shù)和裝備研發(fā)的單位，依托相關(guān)研究成果，西北有色金屬研究院通過(guò)成果轉(zhuǎn)化，成立西安賽隆增材技術(shù)股份有限公司，該公司推出了國(guó)內(nèi)第一臺(tái)商業(yè)化EB-PBF設(shè)備，并開發(fā)出多個(gè)型號(hào)搭載間熱式W陰極的EB-PBF設(shè)備。清華大學(xué)則轉(zhuǎn)化出天津清研智束科技有限公司,該公司現(xiàn)擁有4個(gè)型號(hào)的EB-PBF設(shè)備。此外，瑞典Freemelt公司、英國(guó) Wayland Additive公司、日本JEOL公司、日本Tada Electric公司、德國(guó)Probeam公司、德國(guó)ALD公司也先后推出了EB-PBF設(shè)備[23],如表2所列。

表1 EB-PBF設(shè)備專用電子槍參數(shù)對(duì)比

Table 1 Parameter comparison of dedicated electron guns for EB-PBF equipment

表2 EB-PBF設(shè)備生產(chǎn)廠商及設(shè)備型號(hào)[23]

Table 2 Manufacturers and equipment models of EB-PBF devices[23]

3、EB-PBF鈦合金骨科植入物的應(yīng)用進(jìn)展

作為骨科植入物使用范圍最廣、用量最大的金屬材料，Ti-6Al-4V合金具有密度低、比強(qiáng)度高、耐蝕性能好、生物相容性好等特點(diǎn)[24]。

3.1 EB-PBF鈦合金的組織及力學(xué)性能

對(duì)于骨科植入材料而言，嚴(yán)格控制內(nèi)部缺陷十分重要，缺陷會(huì)嚴(yán)重影響植入物的力學(xué)性能，給初期及遠(yuǎn)期使用帶來(lái)風(fēng)險(xiǎn)，其中不合適的工藝參數(shù)及粉末內(nèi)部缺陷是造成植入物內(nèi)部缺陷的主要原因。GALARRAGA等[25]發(fā)現(xiàn)EB-PBF技術(shù)成形的Ti-6Al-4V合金存在的主要缺陷為孔隙，孔隙主要分平行于掃描層方向的不規(guī)則形狀孔隙(見圖3(a))和球形孔(見圖3(b))。不規(guī)則孔往往出現(xiàn)于未熔顆粒附近，當(dāng)能量密度不足時(shí)合金中存在未熔顆粒，伴隨著不規(guī)則孔隙的產(chǎn)生;球形孔則是氣霧化粉末內(nèi)部氣體在成形過(guò)程中來(lái)不及溢出形成的。在Ti-6Al-4V合金的熔化過(guò)程中，熔化電流以及掃描速度是決定成形過(guò)程中能量密度的關(guān)鍵，隨著熔化電流的增加以及掃描速度的減小，能量密度不斷增加[26-27]。BAUEREISSB等[28]發(fā)現(xiàn)隨著能量密度的增加，熔池流動(dòng)力增大，EB-PBF Ti-6Al-4V合金熔合缺陷減小，致密度提高，試樣表面的孔洞和塊體中的不規(guī)則孔隙消失。然而，能量密度也不是越大越好，較大的能量密度會(huì)使得Ti-6Al-4V合金晶粒粗大，并且會(huì)導(dǎo)致植入物出現(xiàn)翹曲、鼓包等變形。

EB-PBF成形Ti-6Al-4V的顯微組織如圖4所示，沉積態(tài)的典型組織為沿建造方向貫穿多個(gè)粉層厚度的柱狀原始β晶粒形貌。在合金頂層，有大量針狀馬氏體α'組織，同時(shí)觀察到塊狀相(αm)[29]。EB-PBF成形過(guò)程中無(wú)擴(kuò)散馬氏體相變(β→α')、短程擴(kuò)散塊狀相變(β→αm)以及長(zhǎng)程擴(kuò)散型相變(β→α+β)均可發(fā)生。當(dāng)Ti-6Al-4V合金粉末熔化后，微觀組織演變過(guò)程為L(zhǎng)→β→α'+α+β→β→α'+α+α+β。當(dāng)熔化成形當(dāng)前粉層時(shí)，馬氏體相變首先發(fā)生。在隨后層的成形過(guò)程中，馬氏體組織受循環(huán)熱處理而重新進(jìn)入β相區(qū)，隨后經(jīng)長(zhǎng)程擴(kuò)散型相變(包括馬氏體分解)轉(zhuǎn)變?yōu)棣?β組成的經(jīng)典網(wǎng)籃組織或魏氏組織，或短程擴(kuò)散相變轉(zhuǎn)變?yōu)閴K狀組織。EB-PBF工藝參數(shù)顯著影響著鈦合金的組織，EVERHART等[30]發(fā)現(xiàn)，掃描線長(zhǎng)度會(huì)對(duì)鈦合金組織造成影響，隨掃描長(zhǎng)度增加，α+β板條寬度減小。GUO等[3]發(fā)現(xiàn)，隨著熔化電流的增大以及掃描速度的減小，EB-PBF鈦合金中的針狀α'相晶粒尺寸變大。葛文君等[31]發(fā)現(xiàn)，隨能量密度增加，位于試樣頂部的馬氏體區(qū)域由7~8個(gè)層厚增加到了22~25個(gè)層厚。

表3所列為EB-PBF技術(shù)成形Ti-6Al-4V合金的拉伸性能[32-35]。可以看出，EB-PBF Ti-6Al-4V合金的拉伸性能達(dá)到了YY/T0117.1一2024標(biāo)準(zhǔn)的要求，但是受內(nèi)部缺陷、組織及氧含量等因素的影響，Ti-6Al-4V合金的拉伸性能分散性較大。由于柱狀晶的存在，EB-PBF鈦合金的拉伸性能呈現(xiàn)出各向異性[36-37],即沿豎直方向的抗拉強(qiáng)度要高于沿水平方向的抗拉強(qiáng)度，伸長(zhǎng)率則低于水平方向。基于工藝參數(shù)對(duì)缺陷、晶粒尺寸的影響規(guī)律，其也進(jìn)一步影響著Ti-6Al-4V合金的力學(xué)性能。當(dāng)能量密度較低時(shí)，Ti-6Al-4V合金致密度較低，此時(shí)殘余孔隙主導(dǎo)合金的力學(xué)性能，在應(yīng)力的作用下，容易引起應(yīng)力集中及參與孔隙橋接，導(dǎo)致合金過(guò)早斷裂;當(dāng)能量密度適當(dāng)時(shí)，Ti-6Al-4V合金的致密度>99%，合金力學(xué)性能的主要影響因素由殘余孔隙轉(zhuǎn)變?yōu)榫Я３叽纭⑽诲e(cuò)亞結(jié)構(gòu)等;能量密度過(guò)高時(shí)，合金晶粒尺寸變大，導(dǎo)致強(qiáng)度降低，伸長(zhǎng)率增大。

表3 EB-PBF Ti-6Al-4V合金的拉伸性能

Table 3 Tensile properties of Ti-6Al-4V alloy fabricated by EB-PBF

3.2 EB-PBF多孔鈦合金的力學(xué)性能

借助于增材制造自由設(shè)計(jì)的特點(diǎn),參照人骨的孔結(jié)構(gòu)參數(shù)設(shè)計(jì)出的多孔鈦合金支架一直是近年來(lái)的研究熱點(diǎn)。除了避免“應(yīng)力屏蔽”、有利于細(xì)胞生長(zhǎng)和骨組織長(zhǎng)入外,多孔結(jié)構(gòu)還使得植入物表面具有較高的摩擦因數(shù),保證了假體植入后的初期穩(wěn)定性[38-39], EB-PBF技術(shù)使用的粉末的粒度大于L-PBF使用的粉末,成形過(guò)程中的“臺(tái)階”效應(yīng)更加明顯,這會(huì)進(jìn)一步增大桿筋的表面粗糙度。圖5所示為 EB-PBF技術(shù)可成形的常見孔結(jié)構(gòu)單元,其快速掃描、低成形應(yīng)力的特點(diǎn)使其在成形骨小梁結(jié)構(gòu)時(shí)不受結(jié)構(gòu)的限制[40]。常見多孔結(jié)構(gòu)的壓縮應(yīng)力-應(yīng)變曲線如圖6所示[41-42]。EB-PBF多孔鈦合金的壓縮應(yīng)力-應(yīng)變曲線可分為3個(gè)階段,即線性階段、應(yīng)力平臺(tái)階段以及致密階段。在線性階段,多孔鈦合金支架的應(yīng)力-應(yīng)變曲線為一條直線,該階段多孔支架的彈性模量與直線的斜率密切相關(guān),多孔支架的桿筋發(fā)生壓縮彎曲或壓縮拉伸;在應(yīng)力平臺(tái)階段,不斷發(fā)生桿筋的屈服變形、彎曲變形和斷裂,部分結(jié)構(gòu)還出現(xiàn)單元胞的坍塌現(xiàn)象,應(yīng)力-應(yīng)變曲線上表現(xiàn)為曲線的不斷波動(dòng),在該階段多孔支架已失效;在致密階段,鈦合金支架不斷被壓實(shí),應(yīng)力-應(yīng)變曲線不斷上升。圖7為不同密度的菱形十二面體 Ti-6Al-4V支架的壓縮應(yīng)力-應(yīng)變曲線和 1000萬(wàn)次循環(huán)周期對(duì)應(yīng)的壓縮疲勞強(qiáng)度[43]。在孔結(jié)構(gòu)相同時(shí),多孔 Ti-6Al-4V支架的力學(xué)性能與密度的指數(shù)式呈線性關(guān)系,具體符合 Gibson-Ashby公式[44]:

式中:σ代表多孔支架的強(qiáng)度,σ0代表致密材料的強(qiáng)度,ρ代表多孔支架的密度,ρ0代表致密材料的密度,C代表比例常數(shù),n是指數(shù)。 n的理想值為1.5,但實(shí)際會(huì)偏大,這是由于 Ti-6Al-4V桿筋中存在成形缺陷,多孔支架實(shí)際強(qiáng)度低于理論值所致。

表4總結(jié)了不同孔結(jié)構(gòu)EB-PBF多孔Ti-6Al-4V的力學(xué)性能[41-42,45-50]。可以看到，不同孔結(jié)構(gòu)多孔Ti-6Al-4V支架的力學(xué)性能相差較大，一方面與孔結(jié)構(gòu)參數(shù)相關(guān)，另一方面與所用粉末的氧含量也密切相關(guān)。圖8所示為EB-PBF多孔Ti-6Al-4V與人骨屈服強(qiáng)度和模量的對(duì)比[51]，結(jié)合表4以及其他關(guān)于人骨力學(xué)性能的報(bào)導(dǎo)[52]，通過(guò)孔隙率和孔形貌的調(diào)節(jié)，可以使EB-PBF多孔Ti-6Al-4V支架的模量與人體松質(zhì)骨的模量相當(dāng)，但遠(yuǎn)低于人體皮質(zhì)骨，這表明EB-PBF多孔Ti-6Al-4V作為骨植入材料是滿足要求的，當(dāng)與實(shí)體相結(jié)合時(shí)，制作的關(guān)節(jié)假體的力學(xué)性能可以作為承力部件進(jìn)行使用。

表4不同孔結(jié)構(gòu)多孔Ti-6Al-4V支架的力學(xué)性能

Table 4 Mechanical properties of porous Ti-6Al-4V scaffolds fabricated by EB-PBF

3.3 EB-PBF鈦合金骨科植入物的應(yīng)用

我國(guó)在EB-PBF鈦合金骨科植入物的應(yīng)用方面與國(guó)外基本保持同步。表5所列為截止2024年12月已獲得國(guó)家藥品監(jiān)督管理局(national medical products administration, NMPA)認(rèn)證的增材制造骨科植入物。從表中可以看出，已有7家公司的27個(gè)EB-PBF鈦合金骨科植入物獲批上市，產(chǎn)品包括髖臼杯、椎間融合器、人工椎體、關(guān)節(jié)墊塊等，產(chǎn)品采用的原料、設(shè)備、工藝也從之前的依賴進(jìn)口到目前的國(guó)產(chǎn)化替代。2023年8月，西安賽隆增材技術(shù)股份有限公司助力邁瑞骨科“髖臼杯系統(tǒng)”通過(guò)NMPA審批(圖9(a))，這是我國(guó)首個(gè)采用國(guó)產(chǎn)EB-PBF設(shè)備、原料及工藝取得三類醫(yī)療器械注冊(cè)證的骨科植入產(chǎn)品。隨后，西安賽隆增材技術(shù)股份有限公司先后助力邁瑞骨科采用EB-PBF技術(shù)制造的“椎間融合器”(圖9(b))、“自穩(wěn)型融合器”、“人工椎體”獲得三類醫(yī)療器械注冊(cè)證。隨著EB-PBF設(shè)備和技術(shù)的不斷成熟，加上國(guó)內(nèi)無(wú)臨床同品種比對(duì)取證政策的實(shí)施，基于骨小梁結(jié)構(gòu)較好的臨床應(yīng)用效果，越來(lái)越多的醫(yī)療器械公司開始啟動(dòng)EB-PBF鈦合金骨科植入物注冊(cè)取證。EB-PBF技術(shù)擁有L-PBF技術(shù)不具備的疊層打印以及真空環(huán)境下粉末氧增量小、粉末可循環(huán)使用次數(shù)多的優(yōu)勢(shì),這使得該技術(shù)在生產(chǎn)骨科植入物時(shí)生產(chǎn)效率高、生產(chǎn)成本低,有利于推動(dòng)EB-PBF鈦合金植入物批量的商業(yè)化應(yīng)用。我國(guó)西安賽隆增材技術(shù)股份有限公司近年來(lái)瞄準(zhǔn)EB-PBF骨科植入物的應(yīng)用場(chǎng)景，利用自主知識(shí)產(chǎn)權(quán)的EB-PBF設(shè)備，建立起了年產(chǎn)能10萬(wàn)件的EB-PBF鈦合金骨科植入物生產(chǎn)線，如圖10(a)和(b)所示。2024年7月至2025年6月，該公司累計(jì)為10余家醫(yī)療器械公司生產(chǎn)了近2萬(wàn)件增材制造鈦合金骨科植入物毛坯件，包括髖臼杯、椎間融合器、膝關(guān)節(jié)墊塊、髖關(guān)節(jié)墊塊、人工椎體等，圖10(c)所示為其T200設(shè)備疊層打印的髖臼杯和椎間融合器，這顯示著EB-PBF鈦合金骨科植入物的商業(yè)化應(yīng)用正向批量化逐步邁進(jìn)。

表5 截止2024年12月已獲得NMPA認(rèn)證的增材制造骨科植入物

Table 5 Orthopedic implants fabricated by additive manufacturing certified by NMPA as of December 2024

4、EB-PBF多孔鉭骨科植入物的研發(fā)進(jìn)展

多孔鉭具有優(yōu)異的生物相容性、耐腐蝕性、骨傳導(dǎo)性、骨誘導(dǎo)性和良好的力學(xué)性能，增材制造多孔鉭是醫(yī)學(xué)界和工程界近年來(lái)關(guān)注的熱點(diǎn)[6,53-54]。

4.1 EB-PBF鉭的組織及力學(xué)性能

圖11所示為EB-PBF鉭的反極圖[19]。可以看出，與EB-PBF鈦合金類似，沿成形方向外延生長(zhǎng)的柱狀晶也普遍存在于金屬鉭中。隨著線能量密度的增加，鉭的內(nèi)部缺陷逐步減少，且晶粒尺寸逐步增大。與L-PBF技術(shù)制備的鉭相比[55-56]，EB-PBF的柱狀晶也普遍存在于金屬鉭中。隨著線能量密度由于前預(yù)熱和后預(yù)熱的存在，成形鉭過(guò)程中粉床溫度一直在700℃以上，降低了溫度梯度，使得鉭粉熔化后的冷卻速度低于L-PBF。圖12所示為不同由于前預(yù)熱和后預(yù)熱的存在，成形鉭過(guò)程中粉床溫度一直在700℃以上，降低了溫度梯度，使得鉭粉熔化后的冷卻速度低于L-PBF。圖12所示為不同的線能量密度下，EB-PBF鉭的拉伸應(yīng)力-應(yīng)變曲線和拉伸性能[19]。當(dāng)線能量密度為1 200 J/m時(shí)，EB-PBF鉭具有最優(yōu)的拉伸性能，拉伸屈服強(qiáng)度達(dá)到331MPa，伸長(zhǎng)率達(dá)到31.1%。在粉末氧含量差異不大的前提下，相對(duì)于L-PBF技術(shù)，EB-PBF鉭的強(qiáng)度較低，伸長(zhǎng)率較高，這也是基于EB-PBF鉭較大的晶粒尺寸，使得晶界數(shù)量減少，位錯(cuò)可動(dòng)距離長(zhǎng)，從而獲得較高的伸長(zhǎng)率[57]。

4.2 EB-PBF多孔鉭的力學(xué)性能

對(duì)比圖12以及表4，EB-PBF鉭的強(qiáng)度低于Ti-6Al-4V，但卻具有更高的模量[58]，要使得多孔鉭植入物強(qiáng)度滿足臨床力學(xué)使用需求，避免“應(yīng)力屏蔽”現(xiàn)象，孔結(jié)構(gòu)的設(shè)計(jì)就十分重要，其顯著影響著多孔鉭的模量、強(qiáng)度及變形行為[59]。圖13所示為不同孔結(jié)構(gòu)多孔鉭的壓縮、拉伸以及彎曲應(yīng)力-應(yīng)變曲線[60]。在壓縮試驗(yàn)中，G7和簡(jiǎn)單立方結(jié)構(gòu)的多孔鉭支架以桿筋的屈服變形為主，而菱形十二面體支架以彎曲變形為主，導(dǎo)致菱形十二面體多孔鉭支架的抗壓強(qiáng)度較低。但菱形十二面體多孔鉭支架具有較好的拉伸和彎曲性能。在拉伸和彎曲變形中，菱形十二面體多孔鉭支架的最大應(yīng)力分布均勻，均勻的結(jié)構(gòu)變形使得桿筋斷裂延緩;而G7和簡(jiǎn)單立方結(jié)構(gòu)多孔鉭支架由于應(yīng)力集中在橫桿上，變形初期即出現(xiàn)桿筋斷裂。基于不同的變形行為，70%孔隙率的EB-PBF菱形十二面體、G7和簡(jiǎn)單立方結(jié)構(gòu)多孔鉭的抗壓強(qiáng)度依次降低。與L-PBF多孔鉭相比[61]，EB-PBF多孔鉭具有更好的延展性，其在彎曲過(guò)程中桿筋斷裂時(shí)的應(yīng)變較高，甚至出現(xiàn)彎曲不斷裂的情況[62]，這主要得益于EB-PBF成形的真空環(huán)境使得多孔鉭的氧含量較低，多孔鉭具有更加優(yōu)異的延展性。圖14所示為不同孔結(jié)構(gòu)多孔鉭壓縮疲勞性能。從圖看出，隨循環(huán)周期增加，EB-PBF多孔鉭的壓縮疲勞強(qiáng)度和疲勞比(壓縮疲勞強(qiáng)度/壓縮平臺(tái)強(qiáng)度)逐步下降。相同孔隙率下，菱形十二面體、G7以及簡(jiǎn)單立方結(jié)構(gòu)在200萬(wàn)次循環(huán)周期下對(duì)應(yīng)的壓縮疲勞強(qiáng)度及疲勞比依次上升。表6所列為不同孔結(jié)構(gòu)EB-PBF多孔鉭的力學(xué)性能[60]。相同孔隙率下，多孔鉭的模量和力學(xué)性能要低于多孔Ti-6Al-4V支架，但其依然介于人體皮質(zhì)骨和松質(zhì)骨之間，滿足骨植入材料的使用需求。而且，由于鉭較高的密度，為了保證植入物的質(zhì)量不會(huì)太高，實(shí)際使用中很少會(huì)出現(xiàn)實(shí)體-多孔復(fù)合的鉭植入物，多孔鉭常以純多孔結(jié)構(gòu)的髖關(guān)節(jié)墊塊、膝關(guān)節(jié)墊塊等填充材料的方式進(jìn)行使用，這也使得鉭的使用場(chǎng)景要少于Ti-6Al-4V。

表6 70%孔隙率的EB-PBF多孔鉭的力學(xué)性能[60]

Table 6 Mechanical properties of porous tantalum with the porosity of 70% fabricated by EB-PBF

4.3 EB-PBF多孔鉭的臨床試驗(yàn)

在臨床試驗(yàn)方面，西安賽隆增材技術(shù)股份有限公司依托科技部國(guó)家重點(diǎn)研發(fā)計(jì)劃項(xiàng)目“個(gè)性化多孔鉭植入假體粉床電子束增材制造關(guān)鍵技術(shù)和臨床應(yīng)用”項(xiàng)目(2016YFB101400)，累計(jì)完成100余例個(gè)性化多孔鉭臨床試驗(yàn)，患者年齡3~83歲，植入物包括多孔鉭髖關(guān)節(jié)補(bǔ)塊、膝關(guān)節(jié)補(bǔ)塊、橈骨假體、舟骨假體等。如ZHANG等[63]利用EB-PBF多孔鉭橈骨假體對(duì)7例橈骨頭粉碎性骨折患者進(jìn)行了橈骨頭置換術(shù)，術(shù)后隨訪數(shù)據(jù)顯示，患者術(shù)后疼痛減輕，肘關(guān)節(jié)功能改善，多孔鉭假體展現(xiàn)出優(yōu)異骨長(zhǎng)入特性。AO等[64]觀察了6例使用EB-PBF多孔鉭膝關(guān)節(jié)補(bǔ)塊進(jìn)行全膝關(guān)節(jié)置換術(shù)翻修患者的恢復(fù)情況，其臨床手術(shù)照片如圖15所示，在術(shù)后26.3個(gè)月后，沒有患者出現(xiàn)任何手術(shù)相關(guān)并發(fā)癥，植入關(guān)節(jié)內(nèi)的多孔鉭假體穩(wěn)定，骨缺損得到有效重建，患者膝關(guān)節(jié)功能得到明顯改善。

5、EB-PBF骨科植入材料的機(jī)遇和挑戰(zhàn)

除了鈦合金和鉭之外，增材制造鋯鈮合金也是臨床上較為關(guān)注的硬組織植入材料。鋯鈮合金具有優(yōu)異的生物相容性、良好的耐腐蝕性、適配的力學(xué)性能以及較低的密度[65-66]。利用該材料的氧化特性，經(jīng)過(guò)原位氧化工藝可以在鋯鈮合金表面形成一層致密的氧化鋯陶瓷膜,使得該材料制成的假體兼具金屬的抗斷裂韌性和陶瓷的耐磨性[67]。利用增材制造一體成形的特點(diǎn)，可以制備兼具耐磨性和骨長(zhǎng)入特性的雙功能界面假體(見圖16)，這使得其在關(guān)節(jié)面假體上有較好的應(yīng)用。相對(duì)于鈦合金和鉭,增材制造鋯鈮合金的研究較為滯后,未見相關(guān)原料、工藝及臨床試驗(yàn)的報(bào)導(dǎo)。隨著技術(shù)和設(shè)備的不斷發(fā)展，EB-PBF技術(shù)成形的骨科植入物逐步被醫(yī)患所認(rèn)知和接受。然而，要想像傳統(tǒng)制造技術(shù)那樣獲得大規(guī)模使用，依然面臨以下幾個(gè)問(wèn)題需要解決。

1）制造成本。隨著關(guān)節(jié)、脊柱帶量采購(gòu)政策的落地，醫(yī)療器械公司對(duì)于植入物的制造成本十分敏感。基于EB-PBF技術(shù)疊層打印的成形方式以及較低的鈦合金粉末成本，使得EB-PBF鈦合金植入物的成本已與傳統(tǒng)機(jī)加+噴涂技術(shù)制備的植入物相當(dāng)，這也是其如今批量使用的主要原因。然而，對(duì)于多孔鉭和鋯鈮合金等新材料而言，其較高的粉末制造成本以及因?yàn)樵霾闹圃爝^(guò)程中氧含量的不斷增加導(dǎo)致粉末循環(huán)使用次數(shù)的限制，使得增材制造多孔鉭、鋯鈮合金骨科植入物的成本極高，大大限制了其進(jìn)一步商業(yè)化推廣應(yīng)用。因此，鉭、鋯鈮等新材料球形金屬粉末低成本制造技術(shù)以及植入物批量生產(chǎn)過(guò)程中粉末循環(huán)使用準(zhǔn)則的制定十分必要。

2）多孔結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)。增材制造技術(shù)與傳統(tǒng)制造技術(shù)在骨科植入物制造上最大的區(qū)別就是其可以一體制造出不同的骨小梁多孔結(jié)構(gòu)，以便于骨組織的充分生長(zhǎng)。基于電子束快速掃描的特點(diǎn)，目前已報(bào)導(dǎo)的EB-PBF技術(shù)可以成形上百種多孔結(jié)構(gòu)。然而，實(shí)際應(yīng)用于臨床或者骨科植入物產(chǎn)品開發(fā)的孔結(jié)構(gòu)十分有限。現(xiàn)有研究多聚焦于標(biāo)準(zhǔn)試樣孔形貌、孔隙率、孔徑等孔結(jié)構(gòu)參數(shù)對(duì)力學(xué)性能以及骨長(zhǎng)入特性的基礎(chǔ)研究，缺乏針對(duì)具體應(yīng)用場(chǎng)景的適配性設(shè)計(jì)及產(chǎn)品研究。更關(guān)鍵的是，醫(yī)工交互平臺(tái)尚未成熟,臨床醫(yī)生對(duì)復(fù)雜孔結(jié)構(gòu)的理解存在壁壘,導(dǎo)致設(shè)計(jì)成果難以轉(zhuǎn)化為臨床可用的標(biāo)準(zhǔn)化產(chǎn)品或定制化產(chǎn)品。因此,構(gòu)建醫(yī)工協(xié)同數(shù)據(jù)庫(kù)、開發(fā)基于多孔結(jié)構(gòu)的智能設(shè)計(jì)軟件十分必要。

3）檢測(cè)方法。作為典型的粉末床熔融技術(shù)，粉末的衛(wèi)星粉、空心粉以及成形過(guò)程中工藝的不適配很容易在植入物中引入缺陷。除了明確粉末技術(shù)要求、建立粉末循環(huán)使用準(zhǔn)則以及不同骨科植入物EB-PBF工藝規(guī)范外，通過(guò)后續(xù)檢測(cè)的方式在增材制造工藝后將不合格品檢出是目前常用的避免缺陷的方法。一方面，當(dāng)前檢測(cè)主要依賴CT掃描，雖能精準(zhǔn)表征金屬粉末內(nèi)部氣孔分布，但單件檢測(cè)成本高達(dá)數(shù)千元，且耗時(shí)較長(zhǎng)，難以滿足規(guī)模化生產(chǎn)需求;另一方面，傳統(tǒng)抽樣檢測(cè)方式存在漏檢風(fēng)險(xiǎn)，這給臨床應(yīng)用帶來(lái)了極大的風(fēng)險(xiǎn)。因此，尋找快速、低成本以及可靠的檢測(cè)方法也是決定EB-PBF骨科植入物能否批量商業(yè)化應(yīng)用的關(guān)鍵。

6、結(jié)語(yǔ)

隨著設(shè)備與技術(shù)的不斷成熟，EB-PBF技術(shù)制備的鈦合金骨科植入物已獲得規(guī)模化的商業(yè)應(yīng)用，多孔鉭、鋯鈮合金骨科植入物也展現(xiàn)出較好的臨床應(yīng)用前景。但現(xiàn)階段，多孔結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)壁壘、檢測(cè)方法的缺失以及鉭粉、鋯鈮粉較高的生產(chǎn)及使用成本，阻礙著EB-PBF骨科植入物的進(jìn)一步發(fā)展，需要材料、設(shè)備供應(yīng)商以及醫(yī)療器械公司、臨床醫(yī)生、政府監(jiān)管部門共同協(xié)作和努力，推動(dòng)EB-PBF技術(shù)乃至增材制造技術(shù)在骨科植入物領(lǐng)域的進(jìn)一步發(fā)展，提升國(guó)民生命健康水平。

參考文獻(xiàn):

[1]尹浜兆，秦瑜，溫鵬，等.激光粉末床熔融制備金屬骨植入物[J].中國(guó)激光,2020,47(11):8-25.

YIN Bangzhao, QIN Yu, WEN Peng,et al. Laser powder bed fusion for fabrication of metal orthopedic implants[J].Chinese Journal of Lasers,2020,47(11):8-25.

[2]楊坤，湯慧萍，李元元.粉末床電子束3D打印醫(yī)用金屬材料的研究進(jìn)展[J].功能材料,2020,51(3):3038-3046.

YANG Kun, TANG Huiping, LI Yuanyuan. Development and application of orthopaedic medical materials by selective electron beam melting processes[J]. Journal of Functional Materials,2020,51(3):3038-3046.

[3] GUO C, GE W J, LIN F. Effects of scanning parameters on material deposition during electron beam selective melting of Ti-6Al-4V powder[J]. Journal of Materials Processing Technology,2015,217:148-157.

[4]周銀.基于骨長(zhǎng)入模型的多孔植入物優(yōu)化設(shè)計(jì)[D].南京:東南大學(xué),2019.

ZHOU Yin. Optimization design of porous implant based on bone ingrowth model[D]. Nanjing: Southeast University,2019.

[5]CHENG A, HUMAYUN A, COHEN D J, et al. Additively manufactured 3D porous Ti-6Al-4V constructs mimic trabecular bone structure and regulate osteoblast proliferation,differentiation and local factor production in a porosity and surface roughness dependent manner[J]. Biofabrication,2014,6(4):045007.

[6]GAO H R, YANG J Z, JIN X, et al. Porous tantalum scaffolds: fabrication, structure, properties, and orthopedic applications[J]. Materials& Design, 2021, 210: 110095.

[7]CHEN L Y, LIANG S X, LIU Y J, et al. Additive manufacturing of metallic lattice structures: Unconstrained design, accurate fabrication, fascinated performances, and challenges[J]. Materials Science& Engineering R,2021,146:100648.

[8]楊坤，湯慧萍，王建，等.標(biāo)準(zhǔn)化和增材制造個(gè)性化多孔鉭植入體的研究進(jìn)展[J].熱加工工藝,2017,46(22):5-8.

YANG Kun, TANG Huiping, WANG Jian, et al. Research development of standardized and additively manufactured custom-made porous tantalum implant[J]. Hot Working Technology,2017,46(22):5-8.

[9]汪小康，吳麗光，葉建波，等.選區(qū)激光熔化316L不銹鋼梯度晶格結(jié)構(gòu)的壓縮性能[J].粉末冶金材料科學(xué)與工程,2025,30(5):446-455.

WANG Xiaokang, WU Liguang, YE Jianbo, et al.Compressive properties of selective laser melted 316L stainless steel gradient lattice structures[J]. Materials Science and Engineering of Powder Metallurgy, 2025, 30(5): 446-455.

[10] PONADER S, VAIRAKTARIS E, HEINL P, et al. Effects of topographical surface modifications of electron beam melted Ti-6Al-4V titanium on human fetal osteoblasts[J]. Journal of Biomedical Materials Research Part A, 2008, 84A(4):1111-1119.

[11] SARACYAKUPOGLU T. The qualification of the additively manufactured parts in the aviation industry[J]. American Journal of Aerospace Engineering, 2019,6(1): 1-10.

[12] RAMSPERGER M, EICHLER S. Electron beam based additive manufacturing of alloy 247 for turbine engine application: from research towards industrialization[J].Metallurgical and Materials Transactions A, 2023, 54(5):1730-1743.

[13]馬悅，袁鐵錘，黃洋，等.激光粉末床熔融304L不銹鋼顯微組織及力學(xué)性能各向異性[J].粉末冶金材料科學(xué)與工程,2025,30(4):364-377.

MA Yue, YUAN Tiechui, HUANG Yang, et al.Microstructure and anisotropic mechanical properties of laser powder bed fusion 304L stainless steel[J]. Materials Science and Engineering of Powder Metallurgy, 2025, 30(4):364-377.

[14] RADLOF W, POLLEY C, SEITZ H, et al. Influence of structure-determining parameters on the mechanical properties and damage behavior of electron beam melted lattice structures under quasi-static and fatigue compression loading[J]. Materials Letters,2021,289:129380.

[15] HUO P C,ZHAO Z Y,BAI P K,et al. Deformation evolution and fracture mechanism of porous TC4 alloy scaffolds fabricated using selective laser melting under uniaxial compression[J]. Journal of Alloys and Compounds, 2021,861:158529.

[16] AHMADI S M, YAVARI S A, WAUTHLE R, et al.Additively manufactured open-cell porous biomaterials made from six different space-filling unit cells: the mechanical and morphological properties[J]. Materials, 2015, 8(4):1871-1896.

[17]湯慧萍.粉末床電子束3D打印Ti-6Al-4V合金的工程應(yīng)用技術(shù)研究進(jìn)展[J].中國(guó)材料進(jìn)展,2020,39(7):551-558.

TANG Huiping. Research progress on engineering application of Ti-6Al-4V alloy fabricated by selective electron beam melting process[J]. Materials China, 2020,39(7):551-558.

[18] ZHANG L C, LIU Y J, LI S J, et al. Additive manufacturing of titanium alloys by electron beam melting: a review[J].Advanced Engineering Materials,2018,20(5):1700842.

[19] GUO Y, CHEN C, WANG Q B, et al. Microstructural evolution and mechanical behavior of additively manufactured tantalum produced by electron beam powder bed fusion[J]. International Journal of Refractory Metals and Hard Materials,2023,110:106046.

[20]張靖.電子束選區(qū)熔化數(shù)字式掃描控制系統(tǒng)研究[D].北京:清華大學(xué),2011.

ZHANG Jing. Research on digitized scanning control system for electron beam selective melting[D]. Beijing: Tsinghua University,2011.

[21]岳曉澤，魏愷文，劉宇光，等.高功率激光粉末床熔融成形GH4169高溫合金的顯微組織與力學(xué)性能研究[J].中國(guó)激光,2025,52(4):183-194.

YUE Xiaoze, WEI Kaiwen,LIU Yuguang, et al.Microstructure and mechanical properties of GH4169 superalloy via high-power laser powder bed fusion[J].Chinese Journal of Lasers, 2025, 52(4): 183-194.

[22] SRIVASTAVA M, RATHEE S, PATEL V, et al. A review of various materials for additive manufacturing: recent trends and processing issues[J]. Journal of Materials Research and Technology,2022,21:2612-2641.

[23] JIAO M H, LONG H Y, XIAO B W, et al. Electron beam powder bed fusion additive manufacturing: a comprehensive review and its development in China[J]. Additive Manufacturing Frontiers,2024,3(4):200177.

[24] YADROITSEV I, KRAKHMALEV P, YADROITSAVA I.Selective laser melting of Ti6Al4V alloy for biomedical applications: temperature monitoring and microstructural evolution[J]. Journal of Alloys and Compounds, 2014, 583:404-409.

[25] GALARRAGA H, LADOS D A, DEHOFF R R, et al.Effects of the microstructure and porosity on properties of Ti-6Al-4V ELI alloy fabricated by electron beam melting(EBM)[J].Additive Manufacturing,2016,10:47-57.

[26] SAMES W. Additive manufacturing of inconel 718 using electron beam melting: processing, post-processing,&mechanical properties[D]. Texas: Texas A&M University,2015.

[27] YANG K, WANG J, TANG H P, et al. Additive manufacturing of in-situ reinforced Ti-35Nb-5Ta-7Zr(TNTZ)alloy by selective electron beam melting(SEBM)[J]. Journal of Alloys and Compounds, 2020, 826: 154178.

[28] BAUEREISS BA, SCHAROWSKY T, KORNER C. Defect generation and propagation mechanism during additive manufacturing by selective beam melting[J]. Journal of Materials Processing Technology, 2014, 214(11): 2522-2528.

[29] LU S L, QIAN M, TANG H P, et al. Massive transformation in Ti-6Al-4V additively manufactured by selective electron beam melting[J]. Acta Materialia,2016,104:303-311.

[30] EVERHART W, DINARDO J, BARR C, et al. The effect of scan length on the structure and mechanical properties of electron beam-melted Ti-6Al-4V[J]. Metallurgical and Materials Transactions A, 2017, 48A(2): 697-705.

[31]葛文君，郭超，林峰.工藝參數(shù)對(duì)電子束選區(qū)熔化成形Ti6Al4V合金顯微組織的影響[J].稀有金屬材料與工程,2015,44(12):3215-3218.

GE Wenjun, GUO Chao, LIN Feng. Microstructures of Ti-6Al-4V components synthesized via electron beam selective melting[J]. Rare Metal Materials and Engineering,2015,44(12):3215-3218.

[32] TANG H P, QIAN M, LIU N, et al. Effect of powder reuse times on additive manufacturing of Ti-6Al-4V by selective electron beam melting[J]. The Journal of the Minerals,Metals& Materials Society,2015,67(3):555-563.

[33] SUN Y Y, GULIZIA S, FRASER D, et al. Layer additive production or manufacturing of thick sections of Ti-6Al-4V by selective electron beam melting(SEBM)[J]. The Journal of the Minerals, Metals& Materials Society, 2017, 69(10):1836-1843.

[34] ZHAI Y W, 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.

[35]郭金鑫，于大千，闞文斌，等.控溫策略優(yōu)化對(duì)電子束選區(qū)熔化成形TC4鈦合金力學(xué)性能的影響[J].材料研究與應(yīng)用,2023,17(6):1015-1022.

GUO Jinxin, YU Daqian, KAN Wenbin, et al. Influence of temperature control strategy optimization on the mechanical properties of TC4 titanium alloy fabricated by electron beam selective melting[J]. Materials Research and Application,2023,17(6):1015-1022.

[36] BRUNO J, ROCHMAN A, CASSAR G. Effect of build orientation of electron beam melting on microstructure and mechanical properties of Ti-6Al-4V[J]. Journal of Materials Engineering and Performance,2017,26(2):692-703.

[37] EDWARDS P, O'CONNER A, RAMULU M. Electron beam additive manufacturing of titanium components: properties and performance[J]. Journal of Manufacturing Science and Engineering,2013,135(6):061016.

[38] WANG Y H, JING Z H, XU L, et al. Comparative effects of porous tantalum and porous titanium: a systematic review and meta-analysis[J/OL]. The Journal of Arthroplasty,[2026-03-02].https://doi.org/10.1016/j.arth.2025.09.024.

[39] SMITH J O, SENGERS B G, AARVOLD A, et al. Tantalum trabecular metal-addition of human skeletal cells to enhance bone implant interface strength and clinical application[J]. Journal of Tissue Engineering and Regenerative Medicine,2014,8(4):304-313.

[40] ZHONG H Z, SONG T T, LI C W, et al. The Gibson-Ashby model for additively manufactured metal lattice materials: its theoretical basis, limitations and new insights from remedies[J]. Current Opinion in Solid State and Materials Science,2023,27(3):101081.

[41] HEINL P, KORNER C, SINGER R F. Selective electron beam melting of cellular titanium: mechanical properties[J].Advanced Engineering Materials,2008,10(9):882-888.

[42] 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.

[43] LI S J, MURR L E,CHENG X Y,et al. Compression fatigue behavior of Ti-6Al-4V mesh arrays fabricated by electron beam melting[J]. Acta Materialia,2012,60(3):793-802.

[44] GIBSON L J, ASHBY M F. Cellular Solids: Structure and Properties[M]. Cambridge: Cambridge University Press,1997.

[45]HEINL P, MULLER L, KORNER C, et al. Cellular Ti-6Al-4V structures with interconnected macro porosity for bone implants fabricated by selective electron beam melting[J].Acta Biomaterialia,2008,4(5):1536-1544.

[46]張學(xué)哲.電子束選區(qū)熔化Ti-6Al-4V點(diǎn)陣材料成形能力及性能研究[D].沈陽(yáng):東北大學(xué),2019.

ZHANG Xuezhe. Additive manufacturing of Ti-6Al-4V lattice materials by selective electron beam melting:manufacturability and properties[D]. Shenyang: Northeastern University,2019.

[47] ATAEE A, LI Y C, FRASER D, et al. Anisotropic Ti-6Al-4V gyroid scaffolds manufactured by electron beam melting(EBM) for bone implant applications[J]. Materials& Design,2018,137:345-354.

[48]YANEZ A,FIORUCCI M P,CUADRADO A,et al. Surface roughness effects on the fatigue behaviour of gyroid cellular structures obtained by additive by additive manufacturing[J].International Journal of Fatigue, 2020, 138: 105702.

[49] YANEZ A, CUADRADO A, MARTEL O, et al. Gyroid porous titanium structures: a versatile solution to be used as scaffolds in bone defect reconstruction[J]. Materials&Design,2018,140:21-29.

[50] HRABE N W, HEINL P, FLINN B, et al.Compression-compression fatigue of selective electron beam melted cellular titanium(Ti-6Al-4V)[J]. Journal of Biomedical Materials Research Part B: Applied Biomaterials,2011,99B(2):313-320.

[51] ZHANG X Z, LEARY M, TANG H P, et al. Selective electron beam manufactured Ti-6Al-4V lattice structures for orthopedic implant applications: current status and outstanding challenges[J]. Current Opinion in Solid State and Materials Science, 2018, 22(3): 75-99.

[52] ZHANG X Z, TANG H P, LEARY M, et al. Toward manufacturing quality Ti-6Al-4V lattice struts by selective electron beam melting(SEBM) for lattice design[J]. The Journal of the Minerals, Metals& Materials Society, 2018,70(9):1870-1876.

[53]楊柳,王富友.醫(yī)學(xué) 3D打印多孔鉭在骨科的應(yīng)用[J].陸軍軍醫(yī)大學(xué)學(xué)報(bào),2019,41(19):1859-1866.

YANG Liu, WANG Fuyou. Progress of 3D printed porous tantalum in orthopedics[J]. Journal of Army Medical University,2019,41(19):1859-1866.

[54]趙德偉，李軍雷.多孔Ta的制備及其作為骨植入材料的應(yīng)用進(jìn)展[J].金屬學(xué)報(bào),2017,53(10):1303-1310.

ZHAO Dewei, LI Junlei. Fabrication of the porous tantalum and its current status used as orthopedics implants materials[J].Acta Metallurgica Sinica,2017,53(10):1303-1310.

[55] ZHOU L B, CHEN J, LI C, et al. Microstructure tailoring to enhance strength and ductility in pure tantalum processed by selective laser melting[J]. Materials Science and Engineering A,2020,785:139352.

[56] SONG C H, DENG Z T, ZOU Z, et al. Pure tantalum manufactured by laser powder bed fusion: influence of scanning speed on the evolution of microstructure and mechanical properties[J]. International Journal of Refractory Metals and Hard Materials,2022,107:105882.

[57] ZHOU L B, YUAN T C, LI R D, et al. Selective laser melting of pure tantalum: densification, microstructure and mechanical behaviors[J]. Materials Science and Engineering A,2017,707:443-451.

[58] MARTIENSSEN W, WARLIMONT H. Springer Handbook of Condensed Matter and Materials Data[M]. Berlin:Springer,2005.

[59]楊景周，倪曉軍，程豪，等.增材制造多孔鉭骨科植入材料研究進(jìn)展[J].稀有金屬材料與工程，2026，55(3):808-829.

YANG Jingzhou, NI Xiaojun, CHENG Hao, et al. Research progress of additively manufactured porous tantalum orthopedic implantable material[J]. Rare Metal Materials and Engineering,2026,55(3):808-829.

[60] GUO Y, CHEN C, PAN Y M, et al. Influence of pore structures on deformation behavior and mechanical properties of porous tantalum scaffolds fabricated by electron beam powder bed fusion[J]. Transactions of Nonferrous Metals Society of China, 2023, 33(12): 3725-3738.

[61] YANG J Z, JIN X, GAO H R, et al. Additive manufacturing of trabecular tantalum scaffolds by laser powder bed fusion:mechanical property evaluation and porous structure characterization[J]. Materials Characterization, 2020, 170:110694.

[62] TANG H P, YANG K, JIA L,et al. Tantalum bone implants printed by selective electron beam manufacturing(SEBM)and their clinical applications[J]. The Journal of the Minerals,Metals& Materials Society, 2020, 72(3): 1016-1021.

[63] ZHANG C G, CHEN H, FAN H Q, et al. Radial head replacement using personalized 3D printed porous tantalum prosthesis[J]. Journal of Materials Research and Technology,2022,20:3705-3713.

[64] AO Y N, GUO L, CHEN H, et al. Application of three-dimensional-printed porous tantalum cones in total knee arthroplasty revision to reconstruct bone defects[J].Frontiers in Bioengineering and Biotechnology, 2022, 10:925339.

[65]吳妍貝.鋯鈮合金單髁假體生物力學(xué)研究[D].天津:天津理工大學(xué),2025.

WU Yanbei. Biomechanical study of zirconium-niobium alloy unicondylar prosthesis[D]. Tianjin: Tianjin University of Technology,2025.

[66]吳妍貝，郝溥俊，高麗蘭，等.骨-多孔鋯鈮合金假體界面應(yīng)力分析[J/OL].天津理工大學(xué)學(xué)報(bào)，[2026-01-29].https://link.cnki.net/urlid/12.1374.N.20250123.1452.006.

WU Yanbei, HAO Fujun, GAO Lilan, et al. Stress analysis of the bone-porous zirconium-niobium alloy prosthesis interface[J/OL]. Journal of Tianjin University of Technology,[2026-01-29]. https://link.cnki.net/urlid/12.1374.N.20250123.1452.006.

[67] HOFER J K, EZZET K A. A minimum 5-year follow-up of an oxidized zirconium femoral prosthesis used for total knee arthroplasty[J]. The Knee,2014,21(1):168-171.

（注，原文標(biāo)題：電子束粉末床熔融鈦合金和多孔鉭骨科植入材料的研究及應(yīng)用進(jìn)展_郭瑜）