隨著骨科疾病發病率不斷上升及精準醫學理念的深入發展，臨床對個性化、高匹配度骨科植入物的需求日益迫切。鈦合金憑借其高強度、優良生物相容性和耐腐蝕性能，長期占據骨科植入材料的主導地位，但傳統制造技術在復雜解剖結構成形、個體化匹配及微觀結構精準調控方面逐漸暴露出局限性。近年來，選區激光熔化 (SLM) 和電子束熔化 (EBM) 等增材制造技術依托數字化設計和逐層成形機制，實現了多孔結構、功能梯度材料及復雜幾何體的精確構筑，在改善力學匹配性和促進骨整合方面表現出顯著優勢，但在表面粗糙度控制及孔隙結構與力學性能的協同優化方面仍面臨挑戰。在此基礎上，人工智能被引入鈦合金增材制造與骨科植入材料研究中，作為貫穿設計 - 制造 - 評價 - 臨床預測全過程的核心工具：在設計階段，AI 通過拓撲優化與生成式算法實現輕量化、多孔及梯度化結構設計，以緩解彈性模量失配和應力遮擋；在制造階段，機器學習與深度學習用于實時監測 SLM 過程中的熔池及多物理信號，實現缺陷識別與工藝自適應調控；在評價與應用層面，AI 將 SLM 制備的 Ti-6Al-4V (Ti64) 實驗數據與有限元力學 - 生物學骨愈合模型相結合，揭示結構 - 性能 - 骨愈合之間的非線性關系，實現骨再生與長期穩定性的快速預測，從而推動鈦合金骨科植入物向智能化、精準化和個性化方向發展。本文系統地梳理鈦合金增材制造在骨科中的應用研究進展，比較不同技術路線的優劣，旨在為下一代植入物的創新設計與臨床轉化提供依據，推動骨科植入材料的技術革新與臨床應用拓展。

1、鈦合金材料特性與骨科適配性

1.1 力學匹配性

Ti6A14V (E≈110 GPa) 因強度優異被廣泛用于骨科植入，但其剛度約為皮質骨 (10~30GPa) 的 3~10 倍，不可避免地引發應力遮蔽。植入物承擔大部分載荷后，周圍骨應變驟降，長期導致骨量丟失、吸收及無菌性松動。為縮小模量差距，研究同步推進成分設計與結構工程，主要技術策略包括合金化處理基體和多孔化結構設計兩方面。(1) 合金化：添加 Nb、Zr 等 β 穩定元素可獲得單一 β 相，顯著降低彈性模量。Ozan 等報道的 Ti–Nb–Zr 合金 E=62 ~ 65 GPa，屈服強度 700MPa 級，延伸率 > 10%，彈性應變 1.31%；高 Zr 含量還抑制磷酸鈣過度沉積，維持成骨細胞活性，兼顧應力遮蔽緩解與后期取出需求。(2) 多孔化：通過增材制造調控孔隙率可進一步下調表觀模量。Devaraj 等采用 SLM 制備孔隙率 20~40% 的 Ti6Al4V，30% 孔隙試樣 E≈60GPa，與松質骨接近。Murr 等利用 EBM 構建 60~80% 孔隙結構，模量降至 40~80GPa，同時提供三維互通空間，利于骨長入與血管化，促進骨整合。綜上，成分 - 結構協同策略可將鈦合金有效模量調至骨水平，為開發力學 - 生物學性能兼優的新一代植入物提供可行途徑。

1.2 生物相容性

鈦合金的骨床應用根基在于其卓越的生物相容性：不僅可規避宿主免疫排斥，還能主動誘導骨原細胞附著與向心性長入。為了突破 Ti6Al4V 固有性能的極限，近期研究采用 “成分 - 結構 - 表面” 三元協同策略，系統提升骨整合效率。McMahon 等在系統比較了 Ni-49.2Ti 與 Ti-26Nb 形狀記憶合金的細胞相容性與耐腐蝕行為，采用三維 PEGDA 水凝 膠包埋 NIH3T3 成纖維細胞的間接體外培養模型，通過乳酸脫氫酶 (LDH) 釋放與 DNA 含量評估細胞毒性，同時結合電化學動電位極化測試、ICP-MS 離子釋放分析及 SIMS 表面成分深度剖析，全面表征材料在類生理環境中的反應行為。研究結果顯示，Ti-26Nb 合金在整個培養周期內的細胞毒性水平與純鈦相當，而 NiTi 合金在長期培養 (14d) 后表現出更高的 LDH 釋放和顯著降低的 DNA 含量，顯示出較強的細胞毒性。該差異主要歸因于 NiTi 合金較高的鎳離子釋放和較低的耐腐蝕穩定性；相較之下，Ti-26Nb 合金由于 Ti 與 Nb 均能形成穩定的鈍化氧化膜，其離子溶出顯著降低、耐蝕性更優，從而表現出更好的生物相容性。Liu 等利用激光粉末床熔融 (LPBF) 實現 Ti-Ta 原位合金化，所得材料疲勞極限較純鈦提升 35%；兔股骨缺損模型 12 周后骨 - 植入物接觸率 (BIC) 達 40%，為純鈦組 1.9 倍，預示優異的臨床轉化應用前景。Guo 等通過選區激光熔化 (SLM) 構筑孔隙率 60%、孔徑 300~400µ 的 Ti-Ta-Nb-Zr 支架，表觀模量降至 2.34GPa，與松質骨高度匹配；體外實驗顯示，人骨髓間充質干細胞 (hBMSCs) 在其表面黏附率提高 30%，ALP 活性提升 1.8 倍；兔股骨髁缺損 12 周新骨體積分數達 45%，證實同步降低應力遮蔽并加速骨整合。Jing 等則采用 PLGA - 辛伐他汀水凝膠涂層覆于 SLM 鈦支架，21 天累計釋放，經 TF / NOX₂通路誘導骨肉瘤細胞凋亡率 65%，同時使 hBMSCs 鈣結節沉積增加 50%，大鼠股骨感染率由 30% 降至 5%。Xue 等圍繞鈦合金在人體中的生物相容性問題，制備并系統研究了一種無鎳超彈性 Ti-19Zr-10Nb-1Fe 合金。通過合金熔煉與熱處理獲得 β 型組織，采用電化學極化測試和離子釋放實驗評估其在模擬體液中的耐腐蝕行為與金屬離子溶出特性，并結合成骨細胞體外培養實驗、溶血實驗及血小板黏附 / 激活測試，全面表征其細胞相容性與血液相容性。結果表明，該鈦合金在 Hank’s 溶液中表現出更低的腐蝕速率和顯著降低的離子釋放量，成骨細胞黏附與增殖性能與 NiTi 合金相當，但在溶血率和血小板激活程度方面明顯優于 NiTi。得出結論 Ti-19Zr-10Nb-1Fe 合金憑借低毒元素組成、優良耐蝕性及良好的細胞與血液相容性，展現出作為新一代高生物相容性醫用鈦合金、替代傳統 NiTi 合金的潛在應用價值。Li 等設計 55% 孔隙率的方形桿狀多孔 Ti6Al4V，計算流體動力學表明其剪切應力通過 Piezo1/YAP 信號軸顯著促進增殖 (7 ~d OD ≈1.8)。壓縮強度約 280MPa 接近皮質骨；兔膝關節缺損 12 周軟骨層厚度達 0.8mm，較均孔支架增厚 30%。綜上，成分優化、多級孔結構及藥物緩釋涂層的協同集成，使新一代鈦合金植入物在力學適配、骨整合速率與抗感染性能上實現同步躍升，為復雜骨科缺損修復提供了極具競爭力的綜合解決方案。

1.3 耐腐蝕性

鈦合金表面自發生成的納米級 TiO₂氧化膜賦予其在生理環境中優異的化學穩定性，長期服役仍保持低腐蝕速率。為了進一步提升耐蝕極限，表面改性已成為關鍵突破口。Chelappa 等采用電泳沉積技術在表面構筑 SiO₂-ZnO 復合涂層，并以 I₂PVP 協同致密化結構；模擬體液中，涂層使腐蝕電位升至，腐蝕電流密度降至 5.1 ×10⁻² m・A・cm⁻²，耐蝕性顯著提高，且涂層基體結合強度達 45MPa，兔股骨植入 6 周后界面骨整合率提升 25%。Xie 等發現，3D 打印 Ti6Al4V 表面的部分熔化顆粒 (PMCs) 破壞氧化膜完整性，Cl⁻滲透速率提高，腐蝕電流密度增至 1.8 ×10⁻⁶ A・cm⁻²(為無 PMCs 表面的 2.3 倍)；將激光功率從 180W 提高至 220W 后，PMCs 面積分數由 12% 降至 3%，點蝕電位自 0.6V 升至 1.1V，耐蝕性能恢復。Guo 等利用 3D 打印制備 TiCu/Ti-Cu-N 涂層支架，XPS 證實 Cu 以 Cu⁰/Cu²⁺共存，生理環境中持續釋放 Cu²⁺(0.45 μg・cm⁻²・d⁻¹)，抑制大腸桿菌粘附，并與 TiO₂氧化層協同形成復合保護膜，使中的腐蝕電位自提升至 1.3V。綜上，通過成分設計、工藝參數優化與功能涂層協同，可同步強化鈦合金植入物的耐蝕性與生物活性，為延長服役壽命并降低感染風險提供新策略。

2、增材制造技術關鍵工藝與挑戰

2.1 核心技術原理

增材制造技術為鈦合金植入物的生產提供了新途徑，其中選擇性激光熔化 (SLM) 和電子束熔化 (EBM) 是兩種主流的粉末床熔融方法。兩者基本原理相似，均通過高能束流 (激光或電子束) 在金屬粉末床上逐層選擇性熔化材料，實現逐層堆積成型。SLM 采用高功率光纖激光器作為能量源，在惰性氣體保護下熔化金屬粉末，具有較高的成形精度和表面質量。而 EBM 則利用高能電子束作為熱源，在高真空環境中熔化金屬粉末，具備熔化速度快、殘余應力控制良好的優勢。

2.2 SLM 與 EBM 的對比

增材制造相較傳統減材工藝可一次成形復雜拓撲與個體化植入物，顯著降低材料損耗并壓縮生產周期。EBM 憑借高溫平臺及緩慢冷卻在耐蝕性與生物活性上優于 SLM，而 SLM 則因高冷速獲得更高力學強度。Zhao 等報道，SLM 冷卻速率約 10³ ~ 10⁸℃・s⁻¹，生成針狀 α' 馬氏體，抗拉強度 980MPa，延伸率 8%；EBM 預熱≈700℃、冷速 10~10²℃・s⁻¹，形成柱狀 β 晶及 a 板條，強度 920MPa，但延伸率 12%。

Pasang 等系統對比了 SLM 與 EBM 制備 Ti6Al-4V 在不同成形方向 (0°、45°、90°) 下的組織與力學性能差異。采用選擇性激光熔化 (SLM) 與電子束熔化 (EBM) 兩種粉床熔融工藝制備試樣，并結合表面形貌觀察 (SEM)、顯微組織分析、顯微硬度測試及單軸拉伸實驗，全面評估了工藝 - 組織 - 性能之間的關系。研究表明，SLM 由于冷卻速率高，形成以 α' 馬氏體為主的細小組織，整體表現出更高的硬度與強度但延性較低；而 EBM 在高溫預熱粉床條件下成形，獲得以片層 α 相和先前 β 晶界為特征的組織，其強度略低于 SLM，但各向異性相對溫和。從成形方向看，兩種 AM 材料均表現出明顯的方向依賴性，其中 45° 方向的屈服與抗拉強度普遍最高。SLM 表面附著的半熔融顆粒尺寸較小 (約 10~40µm) 且分布相對均勻，而 EBM 表面存在更大尺寸的半熔融粉末顆粒 (約 20~70µm)，導致其表面粗糙度顯著高于 SLM；因此粉末粒徑與能量輸入方式是造成 EBM 表面更粗糙的主要原因，該差異也可能進一步影響其力學響應與服役性能。Metalnikov 等在模擬體液中測得 EBM 點蝕電位 1.1V (SLM0.8V)，歸因于 β 相體積分數高且表面粗糙度 Ra=8.6 μm；盡管粗糙度增大，EBM 氧化膜完整性更優。Bandekhoda 等電化學阻抗顯示弧半徑 1.338 MΩ・cm²，約為 SLM (0.761 MΩ・cm²) 兩倍，證實其氧化層電阻更高。生物活性測試中，表面 β 相誘導羥基磷灰石沉積，Ca / P=1.87；SLM 馬氏體結構抑制礦化，Ca/P 僅 1.46。

2.3 成型精度與缺陷控制

盡管增材制造具備高度幾何自由度，成型精度不足與缺陷殘留仍是其臨床轉化的關鍵瓶頸。Zheng 等系統研究了 SLM 鈦合金多孔支架的精度與孔隙缺陷，在激光功率 200~250W、掃描速度 1000 ~ 1500 mm・s⁻¹、層厚條件下，將體積能量密度鎖定于 80 ~ 100 J・mm⁻³，實現孔隙率 65~75%、致密化率 99.2%，未熔顆粒 (PMCs) 面積分數 < 2%；薄層與適中掃描速度協同抑制熔池飛濺及球化，200~400µm 定向孔徑顯著促進骨長入。Bai 等對比 EBM 與 SLM 缺陷形成機制，指出 EBM 的 10⁻⁴Torr 真空與 700°C 預熱降低氧化傾向，冷卻速率 10~102°Cs 遠低于 SLM (10³ ~ 10³℃・s⁻¹)，抑制馬氏體相變微裂紋；通過電子束線偏移 200µm 與 50µm 層厚，EBM 獲得 5~8% 規則連通孔隙，優于 SLM 的 8~12% 隨機缺陷。MartinBezuidenhout 等在 SLM 制備 Ti6Al4V 中，以 175~200W、600~800 mm・s⁻¹ 參數組合將孔隙率降至，并同步實現萬古霉素可控釋放；后處理 20kHz 超聲振動徹底去除局部熱積累導致的 PMCs，成型精度達 ±0.05mm，滿足復雜多孔精準制造要求。Sun 等采用 EBM 定制鈦合金椎體，經電子束能量密度優化后層間未熔合缺陷顯著減少，孔隙率穩定于 6~8%，孔徑 350~500µm；植入后影像評估顯示界面匹配精度 ±0.15mm，26 周骨 - 植入物接觸率 (BIC) 達 57%，較傳統植入物 (28%) 提升超過一倍。

2.4 力學 - 生物性能平衡難題

增材制造雖可定向調控鈦合金力學性能，但同步實現力學適配與骨整合增強仍是當前的核心難題。Luo 等以 SLM 成形 TNZTS 合金，經 1200°C 固溶促使薄殼亞穩 S1 相球化為 S2 相，獲得屈服強度 978MPa、延伸率 10.4%、彈性模量 64.2GPa 的強韌匹配；Si 摻雜進一步提升成骨細胞增殖活性，優于 Ti6Al4V，為多功能一體化設計提供新思路。Chen 等針對 EBM 多孔鈦，采用 650°C 預熱并優化雙峰粉末粒徑，抑制 “粉末吹飛”，使孔隙連通率 > 95%；所得支架彈性模量與松質骨一致，抗壓強度 250MPa，體內骨長入率較常規 EBM 提升 30%，在骨盆腫瘤重建中展現應用潛力。Yin 等利用紫外光對 3D 打印多孔鈦進行表面功能化，在維持 850MPa 抗壓強度前提下，提高表面親水性及細胞相容性；兔髁突缺損模型顯示，紫外組骨 - 植入物接觸率由 35% 升至 62%，礦化骨比例增加 40%，證實表面改性可協同優化力學與生物性能。Duan 等以棋盤掃描策略調控 LPBF 熱循環，抑制脆性相析出，保留納米 α'' 馬氏體，使 12Mo-6Zr-2Fe 屈服強度達 1026MPa、延伸率 12.7%(傳統單道 <5 %)，彈性模量降至；表面自組裝 TiO₂+Nb₂O₅納米氧化膜將溶液中腐蝕電流密度降至 0.1 μA・cm⁻²，成骨分化效率較 Ti6Al4V 提升 1.8 倍，突破高強 β- 鈦合金 “強度 - 脆性 - 生物相容” 互斥瓶頸。綜上所述，這些研究表明，通過相轉變調控、孔結構優化、表面功能化及熱循環再設計等手段，可在局部范圍內突破傳統 “高強 - 低模量 - 高生物活性” 三者難以兼得的瓶頸，但要在同一體系中實現力學性能與骨整合能力全面且長期的平衡仍需進一步探索。

3、增材制造鈦合金在骨科中的應用

3.1 髖關節假體以及髖臼骨折固定的植入物定制

增材制造鈦合金已用于髖、膝關節置換，可依據個體解剖定制假體，提升匹配度并加速術后康復。Tomaževič等采用 SLM 為髖臼骨折患者定制鈦合金接骨板：術前 3D 復位模擬優化板形與剛度分布，術后骨折線位移較傳統組降低 30% (均值 < 1.5mm)，孔隙率精準設定于 15~20%，屈服強度≥850MPa，兼顧機械穩定性與骨長入需求。Drobniewski 等通過回顧性長期隨訪方法，分析了 1999-2010 年間 315 名患者、共 351 個采用鈦合金 LCup 多孔覆層髖臼組件的全髖關節置換 (THA) 病例，使用 MAP 評分、VAS 疼痛量表及 X 線影像評估其至少 14 年的臨床與影像學結果。發現雖然手術后疼痛與功能均顯著改善，但長隨訪中有 20.5% 的病例出現髖臼杯松動，總體 20 年生存率僅 73.79%，提示該鈦合金螺紋杯在長期穩定性方面存在顯著風險，得出結論：L-Cup 所采用的 “先敲擊再旋入” 的固定位面技術并未在長期表現中成功，未來需要改進設計與手術方式。結合骨科實際應用分析，發現鈦合金螺紋杯結構與未封閉的螺釘孔易產生聚乙烯磨損碎屑并導致嚴重骨溶解 (在松動杯中達 78%)，削弱植入物的長期生物固定性；螺紋結構在長期中表現出較高遷移率和松動率；此外，L-Cup 使用的多孔等離子噴涂鈦層雖可促進骨結合，但其長期穩定性不足以抵御磨損顆粒病及反復微動，從而導致較高翻修率。Ikumapayi 等采用有限元分析 (FEA) 方法，在 ANSYS 軟件中建立了股骨模型，對 316L 不銹鋼和鈦合金 (Ti-6Al-4V) 在 2300N 載荷下的力學行為進行了模擬與比較。發現在多種力學指標 (如剪切應變、等效應力、總變形等) 對比中，鈦與不銹鋼的復合材料在多項性能上優于單一材料，尤其在抗剪切應變和抗變形方面表現更佳，說明復合材料能更好平衡兩者的優缺點，更適合作為骨科植入材料。鈦合金在骨科應用中的缺點主要包括：彈性模量仍高于人骨，易導致應力屏蔽；耐磨性較差，易產生磨損碎屑；剪切強度低；成本較高；加工與焊接工藝復雜；部分合金 (如含釩、鋁) 可能釋放離子，引起組織毒性或過敏反應；長期使用中可能出現疲勞斷裂和局部腐蝕風險。Zhang 等以 SLM 制備髖臼后柱多孔鈦板，孔徑 300~500µm、連通率 > 95%，表觀模量≈30GPa，接近松質骨，顯著緩解應力遮擋；12 個月隨訪 Harris 評分提高 18%，無松動或骨吸收。Stoffelen 團隊針對嚴重髖臼缺損設計出 SLM 仿生多孔假體，孔隙率 40%、小梁厚 0.3mm，壓縮強度 ≥600 MPa；年隨訪實現骨性融合，疼痛緩解，無應力遮擋性骨丟失。Arabnejad 等基于患者 CT 構建有限元模型，通過多尺度拓撲優化確定全多孔股骨柄密度分布，SLM 成形后孔隙率 70%、孔徑 500µm，彈性模量可調；體外實驗顯示，較實心柄骨吸收量減少 75%，Gruen 區 7 骨丟失率由 27% 降至 8%，區 6 由 14% 降至 2%，在維持強度的同時顯著改善骨整合，為降低應力屏蔽提供新范式，圍繞人工髖關節在人體內長期承受高載荷、復雜生物力學作用及摩擦磨損環境這一核心應用需求，既有研究從材料理論評述與臨床實踐兩個層面逐步展開。Aherwar 等與 Singh 等從宏觀材料體系出發，系統闡明了不銹鋼、鈦合金、鈷基合金以及陶瓷、高分子及其復合材料在股骨頭、髖臼杯和股骨柄等關鍵部位中的服役特性，指出人工髖關節失效主要源于磨損碎屑誘發的生物反應、金屬離子釋放、應力遮擋效應及材料疲勞等多重因素。其中，鈷基合金憑借較高的強度和疲勞性能以及依賴 Cr₂O₃鈍化膜形成的優異耐磨耐腐蝕能力，更適用于承載與摩擦集中的功能部位；而在聚合物體系中，UHMWPE 雖具備良好的減震與耐磨特性，但仍受限于磨損和蠕變問題，相比之下，PEEK 及其復合材料在降低磨損率和改善力學匹配方面展現出更突出的綜合優勢。上述研究從理論層面揭示了單一材料難以同時滿足人工髖關節對力學性能、生物相容性與長期穩定性的多重要求，強調了多材料協同設計的必要性。劉晨等將這一材料設計理念落實于臨床實踐，通過對標準化 3D 打印多孔鈦合金髖臼杯全髖關節置換患者的中期隨訪研究證實，類骨小梁結構與合理孔隙參數能夠有效促進骨長入，顯著改善術后疼痛與功能恢復，并在中期隨訪內實現 100% 的髖臼杯存活率，體現出良好的初始與長期穩定性。綜合來看，從材料理論分析到臨床循證結果的層層鋪陳表明，以高性能金屬為骨架、結合多孔結構優化及聚合物基復合與納米增強策略的協同設計，是提升人工髖關節長期服役性能與臨床可靠性的關鍵發展方向。

3.2 椎間融合器創新設計

增材制造為椎間融合器提供拓撲自由度，可在保證生物相容性的同時實現機械適配。王彥金等采用 SLM 成形頸椎融合器，外層孔隙率 40%、內層 70%，經 900°C/150MPa 熱等靜壓后致密度自 98.5% 升至 99.6%；彈性模量 4.5GPa，匹配松質骨，成型精度 ±0.1mm。33 例患者 2 年隨訪沉降率僅 3%。Ji 等采用隨機對照試驗 (RCT) 對 36 例單節段腰椎退變患者進行對比，其中 19 例使用 3D 打印鈦合金 Ti6Al4V 椎間融合器，17 例使用 PEEK 融合器，通過術前與術后 VAS、ODI 評分及 X 線 / CT 影像評估其有效性、安全性與植入物穩定性。研究結果顯示，3D 打印鈦合金融合器組術后疼痛與功能改善顯著，并且在 3-26 個月隨訪中無一例移位或螺釘松動，明顯優于 PEEK 組 (17.6% 移位、5.9% 螺釘松動)，結果表明：3D 打印鈦合金融合器具有良好生物相容性、力學穩定性與促進骨長入能力，是后路腰椎融合術的有效和安全選擇。在骨科應用下，傳統鈦合金的性能不足：由于彈性模量明顯高于椎體骨組織，會產生應力遮擋，導致融合器沉降風險增加，這一點是長期使用金屬融合器的生物力學缺陷；此外，金屬在傳統加工方式下表面光滑，表面骨結合能力不足，可能影響骨融合。因此強調通過 3D 打印構建高達 80% 孔隙率、類松質骨結構及粗糙表面，正是為克服傳統鈦合金在骨科應用中 “高模量導致沉降” 和 “表面骨整合不足” 的缺點，并提升植入物生物學性能。Shuai 等基于有限元分析 (FEA) 方法，構建了符合真實解剖結構的 L4L5 腰椎后路椎間融合 (PLIF) 模型，對比評估了 3D 打印多孔超低彈性模量 Ti-24Nb-4Zr-8Sn (Ti2448) 融合器、多孔 Ti-6Al-4V (Ti64) 融合器與傳統 PEEK 融合器在多種生理工況下的生物力學行為。研究通過比較椎間活動度 (ROM)、椎弓根釘棒系統應力、融合器 - 終板界面應力及界面微動等關鍵指標，發現兩種多孔鈦合金融合器整體穩定性優于 PEEK，其中低彈性模量 Ti2448 融合器在降低終板界面應力、改善應力分布及減少沉降風險方面表現最為突出，其力學響應更接近人體骨組織，有利于長期骨整合。Sun 等圍繞頸椎前路椎間融合術 (ACDF)，采用有限元分析 (FEA) 方法構建了正常頸椎模型，分別植入 ZK60 鎂合金融合器、Ti-6Al-4V 鈦合金融合器的手術模型，并在屈曲、伸展、側彎和軸向旋轉等工況下系統比較了活動度 (ROM)、融合器變形、融合器及骨移植物應力以及終板 - 融合器界面應力；在此基礎上，進一步基于受力特征對 ZK60 融合器進行晶格拓撲優化設計并進行力學驗證。結果表明，與鈦合金融合器相比，ZK60 融合器可在保持頸椎整體穩定性的同時顯著降低融合器及終板界面應力，減弱應力遮擋效應，并提高骨移植物所受的力學刺激 (平均提高約 27.7%)，從而更有利于骨融合；而經晶格拓撲優化后的多孔 ZK60 融合器在進一步降低結構剛度和界面應力的同時，表現出更優的生物力學性能。作者據此認為，ZK60 及其晶格優化結構在降低沉降風險、促進骨融合方面具有明顯優勢，是一種具有應用潛力的頸椎融合器設計方案。McGilvray 等通過采用動物模型實驗方法，在綿羊腰椎融合模型中直接比較了 3D 打印多孔鈦合金 (PTA)、聚醚醚酮 (PEEK) 以及等離子噴涂多孔鈦涂層 PEEK (PSP) 三種椎間融合器的性能。研究通過生物力學測試、微 CT 掃描和組織形態計量學分析，發現 PTA 在骨長入、生物力學穩定性 (如降低運動范圍、提高剛度) 以及骨整合方面均顯著優于 PEEK 和 PSP，尤其在 16 周時表現出更強的骨整合能力和結構穩定性。Makino 等通過一項臨床病例系列研究，比較了使用鈦涂層聚醚醚酮 (TCP) 籠與三維多孔鈦合金 (PTA) 籠進行后路腰椎椎間融合術 (PLIF) 后短期 (≤1 年) 的影像學與臨床結局。研究方法包括對 63 例患者進行回顧性分析，評估融合狀態、終板囊腫形成、融合器沉降及患者報告的生活質量 (基于 JOABPEQ 問卷)。結論顯示，兩組患者在術后 1 年的融合率與生活質量改善方面無顯著差異，但 PTA 籠組在術后 6 個月的終板囊腫形成和融合器沉降程度顯著低于 TCP 籠組，表明 PTA 籠在早期固定和抑制局部骨吸收方面更具優勢。文中指出鈦合金作為融合器材料的缺點主要包括：其剛度高于骨骼，可能導致應力屏蔽效應，進而影響骨愈合并增加融合器沉降風險；此外，鈦涂層在植入過程中可能發生剝離，產生的磨屑可能引發炎癥反應，促進終板囊腫形成與擴散。Donaldson 等分析了 50 例使用 3D 打印多孔鈦合金 (3D Ti) 融合器行腰椎前路或側路椎間融合手術的患者資料 (共 66 個手術節段)。依據 Gruskay 標準評估融合情況，并按 Marchi 分級判斷融合器沉降。結論表明，3D 打印鈦合金融合器在腰椎前路與側路融合術中總體沉降率為 3.03%，再手術率為 1.5%，顯著低于文獻報道的傳統 PEEK 或實心鈦合金融合器的數據。

3.3 下頜骨重建

增材制造可精準匹配下頜骨復雜解剖，實現鈦合金植入物個體化修復。Xue 等以有限元優化 3D 打印鈦板 (16mm×2.8mm，10 枚螺釘)，應力分布均勻且避免屏蔽；78 歲成釉細胞瘤復發患者術后 CT 顯示貼合良好，咬合功能恢復，長期隨訪無板斷裂或螺釘松動。Zhao 等采用 SLM 成形網狀下頜假體，ANSYS 疲勞分析表明，0.5mm 絲徑可承受 4 次循環，絲徑超過 6 ×10⁵次仍完整；比格犬半側缺損模型中假體無需塑形即精準貼合，6 個月 CT 顯示下頜形態與顳下頜關節穩定，無肝腎毒性。Shi 等人通過有限元分析 (FEA)、靜力學分析、金相組織與硬度測試 (358±14HV)、斷口 SEM 分析等多維方法，對一例在體內使用 34 個月后發生斷裂的個體化 Ti-6Al-4V 下頜重建板進行系統失效研究。FEA 顯示植入板在咀嚼時承受的最大拉應力約為 392.6MPa，接近材料 510MPa 的疲勞強度，安全系數僅 1.3，且應力高度集中于 S5 螺孔附近，這是斷裂最初發生的部位。金相分析表明材料致密度達 99.8±0.05%，但仍存在微孔及 α/α'β 組織，使局部成為疲勞裂紋萌生點；斷口 SEM 顯示典型的疲勞條紋、解理臺階和韌窩，證實其為高周疲勞主導的混合脆 - 韌斷裂模式。此外，裂紋內部檢測到 Ca/P/O 沉積和生物液誘導的氫脆跡象，進一步加速裂紋擴展。同時指出，在骨科應用中 Ti6Al-4V 的主要缺點在于：其彈性模量 (113.8GPa) 遠高于皮質骨 (13.7GPa)，易導致應力屏蔽；疲勞強度有限，在長期復雜咬合力作用下易發生疲勞裂紋；此外 SLM 制備的植入物表面仍可能存在微孔、幾何薄弱區及應力集中，均顯著降低在體內服役壽命。Dündar 等人采用有限元分析方法，對比了鈦合金固定板與鎳鈦形狀記憶釘治療下頜骨骨折的生物力學性能。發現在 200N 咬合力作用下，NiTi 形狀記憶釘 (尤其是三釘且中央釘呈 + 30° 角的最佳配置) 產生的最大應力 (67.16MPa) 顯著低于鈦板 (單板 194.62MPa，雙板 157.47MPa)，且兩者產生的骨塊位移均處于利于骨愈合的微動范圍 (0.1–0.8mm) 內，表明 NiTi 釘在提供足夠穩定性的同時，能更優地分散應力，是鈦板的一種有前景的替代方案。且指出鈦合金植入物主要存在以下缺點：其剛性結構及螺釘孔易導致應力集中和應力屏蔽，可能引發骨吸收；臨床并發癥較多，包括植入物可觸及、冷敏感，二次手術移除率高達 10%–23.4%，感染率約 3%–23%；長期生物相容性方面，存在金屬離子釋放、潛在過敏反應以及在特定環境下腐蝕的風險。Almudarris 等對 30 例下頜缺損行激光粉末床熔融定制 Ti6Al4V 植入并聯合軟組織移植，12 個月存活率 96.7%，咀嚼效率提高 40%，語言清晰度增加 30%，85% 患者美學評價 “優秀”，僅 2 例輕度感染、1 例松動。Hijazi 等以 SLM 構建單位晶胞 1mm、支柱 350~450µm 的簡單立方多孔 Ti6Al4V，彈性模量約 20~30GPa，與皮質骨匹配；疲勞模擬于 50~100N 咀嚼載荷下壽命 4~119 年，植入后疲勞強度翻倍。梯度結構兼顧力學適配與骨整合，為下頜骨缺損提供個體化解決方案。

4 結論與展望

鈦合金以其高比強度、優異生物相容性與自鈍化耐蝕能力，成為突破傳統金屬 “力學失配 - 生物惰性” 瓶頸的理想骨科植入材料。選區激光熔化 (SLM) 與電子束熔化 (EBM) 通過逐層累加策略，實現解剖級幾何復現與孔隙特征精確控制，分別在成形精度及組織親和方向形成互補。臨床證據已證實 3D 打印鈦合金在髖、脊柱與頜面修復中的安全性、力學適配性與功能重建效能。未來研究需聚焦于成分 - 結構協同設計，構建模量梯度多孔框架并耦合生物活性涂層，以同步降低應力屏蔽、促進骨整合；另一方面，需攻克增材過程孔洞、未熔顆粒與表面粗糙度缺陷，通過多參數耦合優化與后處理閉環控制，保障復雜植入物在長期生理載荷下的疲勞可靠性與化學穩定性。推動個性化鈦合金植入物向標準化、規模化演進，集成人工智能算法、影像逆向建模與仿生拓撲優化，建立高保真、快響應的臨床定制平臺，將是實現精準骨科修復的重要方向。

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（注，原文標題：增材制造鈦合金在骨科中的應用研究進展_張云龍）

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