综述：4D打印的auxetic生物材料，用于可适应性和功能性骨植入物

《Smart Materials in Medicine》：4D-Printed Auxetic Biomaterials for Adaptive and Functional Bone Implants

　　沙法哈特·阿里|马蒙·阿尔希哈比|赛义德·阿卜杜拉|阿里·佐尔法加里安|易卜拉欣·代亚布
加拿大圭尔夫大学工程学院先进制造实验室，圭尔夫，安大略省N1G 2W1

**摘要**
机械兼容性、生物集成性和患者特异性适应性正成为推动骨植入物发展的关键因素。增材制造（AM）作为一种变革性的制造模式，能够精确制造出复杂、分层的、受自然启发的结构，提供了对几何形状、孔隙率和机械性能的卓越控制。这些结构与天然骨的分类结构具有很强的相似性。本综述重点探讨了负泊松比材料的潜力，这些材料可以改善骨植入物的机械性能。负泊松比结构能够增强界面稳定性、应力分布、能量吸收和应力屏蔽效果，这是传统设计无法实现的。这些优势有助于促进骨整合，并长期提升植入物的性能。四维（4D）打印技术带来了时间依赖性的形状适应性和刺激响应行为的新维度。负泊松比几何结构与4D打印技术的结合，可以制造出具有机械适应性的患者特定植入物。这些植入物在植入后能够抵御生理负荷和环境变化。本文对用于负泊松比植入物4D打印的不同材料类别（如金属、聚合物、陶瓷、复合材料、水凝胶和生物墨水）进行了评估。此外，还讨论了人工智能辅助设计和智能生物活性植入系统等新兴方向。通过整合结构力学、先进制造技术和临床需求，本综述为设计下一代自适应和功能性的负泊松比骨植入物提供了全面的框架，推进个性化及再生性骨科解决方案的发展。

**缩写**
增材制造（Additive Manufacturing, AM）；负泊松比（Negative Poisson’s Ratio, NPR）；聚乳酸（Polylactic Acid, PLA）；聚醚醚酮（Polyether-ether Ketone, PEEK）；液态沉积建模（Liquid Deposition Modeling, LDM）；熔融沉积建模（Fused Deposition Modeling, FDM）；立体光刻（Stereolithography, SLA）；选择性激光熔化（Selective Laser Melting, SLMP）；聚己内酯（Polycaprolactone, PCL）；羟基磷灰石（Hydroxyapatite, HAC）；钴铬（Cobalt Chromium, Co-Cr）；三钙磷酸盐（Tricalcium Phosphate, TCPP）；聚乳酸-羟基乙酸共聚物（Poly(lactic-co-glycolic Acid, PLGA）；聚（N-异丙基丙烯酰胺）（Poly(N-isopropylacrylamide, PNIPAA）；扫描电子显微镜（Scanning Electron Microscopy, SEM）；X射线衍射（X-Ray Diffraction, XRD）；数字光处理（Digital Light Processing, DLP）；四维打印（Four-Dimensional Printing, 4D）；微计算机断层扫描（Micro-Computed Tomography, μCT）；骨组织工程（Bone Tissue Engineering, BTE）；计算机辅助设计（Computer-Aided Design, CAD）；有限元分析（Finite Element Analysis, FEA）

**1. 引言**
1.1 增材制造
增材制造（AM），或称3D打印，是一种与传统制造方法截然不同的过程。传统方法是通过切割材料来形成部件，而AM则是通过逐层堆积材料来构建部件[1][2]。这种方法在材料使用上更为高效，从而减少了浪费，并能够制造出传统技术无法实现的复杂几何形状。随着AM技术的进步，其在许多行业的应用范围不断扩大，尤其是在生物医学领域产生了深远影响[3]。在医学领域，AM的定制化潜力正在彻底改变患者护理方式[4]。它使得能够生产出符合每个患者独特解剖需求的医疗设备和植入物，超越了“一刀切”的限制。这一定制特性在牙科和骨科植入物等场景中尤为重要，因为这些设备的规格可以根据患者的具体需求进行定制，从而加快恢复速度[5]。此外，AM在材料选择上的灵活性也使其在医学领域更具应用优势。例如，钛等金属因其优异的性能和生物相容性而受到青睐，适用于承重应用[6]；而较轻、更灵活的塑料和复合材料则可用于非承重部件（如外假肢）。AM还能调节材料属性（如孔隙率），这对促进骨生长至关重要[7]。这些创新不仅限于部件的制造，还进一步实现了设计的复杂性改进。AM使设计师和研究人员能够进行更接近自然骨生物力学特性的复杂结构实验，从而有望改善患者的治疗效果。例如，通过AM可以制造出传统制造方法无法实现的功能性结构，如促进血管生成和伤口愈合的内部通道[8]。AM的快速原型制作能力在医学领域至关重要，因为它能快速生成多种设计方案并进行测试，为基于研究和用户反馈的改进提供了时间[9]。这一过程有助于识别出最有效的设计方案并加速其投入生产，推动尖端医疗解决方案的发展。

随着技术的进步，未来的AM发展预计将引入更快的打印速度、更低的成本以及处理更多类型材料的能力[10]。这些发展将进一步扩展医学领域的应用范围，尤其是在改进植入物和设备制造方面，实现更加个性化和有效的治疗方式。AM的持续发展不仅彰显了其当前成就，也预示着其在未来医疗技术革命中的巨大潜力[11]。图1展示了传统植入物与负泊松比AM植入物之间的差异，后者具有更好的贴合度、更均匀的应力分布以及促进更高效愈合的效果。

**图1. 传统植入物与负泊松比AM植入物的比较**
从图中可以看出，传统植入物在结构上虽然正确，但无法贴合骨骼的自然曲率，导致局部应力集中（表现为红色高亮区域）。这可能引起不适或微裂纹，甚至导致植入物长期松动。相比之下，负泊松比AM植入物完美贴合骨骼形状，应力分布均匀（应力梯度更加平缓）。此外，其多孔结构还有助于促进骨生长，优化生物固定性和长期整合性。这一视觉示例突显了负泊松比设计和AM在骨科产品中的生物力学和临床优势。

1.2 AM的发展历程
从一项小众技术到主流制造技术的演变，显示了AM的变革能力。这一进程始于20世纪80年代，当时立体光刻（SLA）技术的出现使得光敏树脂层在紫外线照射下硬化[12][13][14]。最初，该技术主要用于快速原型制作，使设计师和工程师能够在短时间内完成产品设计调整。到了90年代，熔融沉积建模（FDM）和选择性激光烧结（SLS）等新技术的引入进一步扩展了AM的应用范围[15][16]。这些升级使得AM能够用于其他类型材料（如热塑性塑料、金属和陶瓷），并将其应用范围从原型制作扩展到最终产品。这种增长在那些依赖传统制造模式耗时较长或成本较高的领域尤为显著，展现了AM的实用性和灵活性[17][18]。进入21世纪后，AM在生物医学领域的应用大幅增加，成为其发展的转折点。材料科学和数字设计技术的进步提高了结构的精度和复杂性，使得能够制造出患者特定或小批量生产的植入物和假肢[19][20]。此时，医疗行业开始充分利用AM技术，创造出传统方法无法实现的高度复杂结构。如今，AM在航空航天、汽车和生物医学工程等领域的应用更加广泛[21][22]。由于AM能够减少浪费材料和能源消耗，它符合全球对环保和个性化解决方案的日益关注。在生物医学领域，AM能够模拟天然组织的微观结构特性，不仅革新了医疗程序，还显著改善了治疗效果[23]。最近的技术进步进一步提升了AM的功能，包括先进的数字建模技术和打印机技术的改进，从而提高了精度和材料性能[24]。人工智能和机器学习的应用为打印过程中的变量预测与调整提供了新的可能性，提高了结果质量和未来的应用前景[24][25][26]。

**图2. AM的发展历程**
未来，AM将进一步与其他新兴技术结合，持续推动材料科学的发展。这种持续发展不仅会在生物医学应用中带来新的机遇，还会在其他领域实现突破，使AM成为个性化、精准医疗干预不可或缺的一部分，持续推动全球各行业的变革[27][28]。

1.3 AM在生物医学应用中的发展
将AM应用于生物医学是医疗技术的革命性进展。这一发展始于20世纪90年代末，当时AM不再只是用于原型制作，还开始用于制造更真实的医疗设备和植入物[29][30]。AM能够创建满足生物医学需求的复杂几何结构，为手术规划和解剖教学提供了详细模型。使用这些模型的最大优势在于，它让医生能够提前了解复杂的治疗过程并进行无风险训练。随着技术能力的提升，AM的应用范围不断扩大。研究人员开始利用AM制造功能性假肢组件和植入物，使其应用迈出了重要一步[31][32][33]。进入21世纪初，激光烧结和电子束熔化技术被用于制造耐用且表面复杂的骨科植入物。AM的一个关键特点是能够制造出多孔表面，促进骨生长而不影响结构厚度[34][35]。这一特性极大地提升了植入物的骨整合能力，对髋关节和膝关节置换等长期手术的成功至关重要。随后，用于生物医学的AM材料种类大幅增加[36]，应用范围涵盖了聚合物、金属和先进复合材料等。这种材料多样化不仅包括硬组织替代品，还包括软组织和器官组织。最近的生物打印技术的发展使得利用细胞和其他生物相容性材料逐层构建组织结构成为可能，进一步推动了高度个性化的植入物/设备的制造[37][38]。这些发展不仅缩短了手术时间，还降低了身体排斥异物的风险。此外，先进的建模软件改变了生物系统的执行方式，使研究人员能够预测植入物与人体组织的相互作用。这种预测潜力对于开发能够适应我们身体随时间变化的植入物至关重要，这可能是再生医学突破的开始[39]、[40]、[41]。如今，增材制造（AM）在生物医学应用中的发展越来越集中在开发具有多种功能的主动植入物上，从药物输送到监测身体功能以及对环境变化的动态响应[42]、[43]。

1.4. 天然骨骼的微观结构组成
了解天然骨骼的微观结构对于使用增材制造制造良好的骨植入物也非常重要。骨骼中的主要有机物质是胶原蛋白，无机成分是羟基磷灰石。骨骼所具有的强度、韧性和轻量特性是由于其在纳米和宏观多个层次上的复杂组织结构。最简单的骨骼由胶原蛋白纤维组成，并与羟基磷灰石晶体混合。硬度/刚性由晶体提供，而胶原蛋白纤维则提供柔韧性和抗拉强度。这种互利关系使骨骼能够在不破裂的情况下承受相当大的应力，从而在强度和抗性之间达到良好的平衡[44]、[45]。
在更大的尺度上，这些纤维和矿物质排列成所谓的骨单位或哈弗斯系统，在皮质（致密）骨中。每个骨单位中的同心层状矿化胶原蛋白围绕着一个包含血管和神经的中央管道[46]、[47]。这种哑铃形状增加了骨骼抵抗弯曲（张力）和扭转（扭矩）载荷的能力，展示了天然骨骼的复杂架构优化。在松质（海绵状）骨中，长骨的末端和椎骨中出现了更复杂的结构，由称为小梁的 porous、网状排列的支柱和板组成[48]、[49]。这些小梁的排列方式使其能够匹配应力线，以实现最大的强度和最轻的重量。这种多孔结构不仅能够支撑和保护骨髓，还可以进行重要的代谢活动，如血细胞生成，突显了骨骼微观结构的多功能性[50]、[51]。
此外，生理性的骨骼更新是骨骼微观结构的重要组成部分。骨骼通过成骨细胞的协调活动不断重塑自己，形成新的骨骼，同时破骨细胞吸收旧的骨骼。这种重塑确保骨骼在整个生命周期内保持最佳的强度和功能，并适应不断变化的体力负荷[52]、[53]。因此，对于使用增材制造来复制这些复杂微观结构的生物医学工程师和设计师来说，创新和挑战并存。挑战在于制造出易于与天然骨骼融合的人工植入物，从而促进骨整合过程，并减少应力屏蔽等并发症的风险[54]、[55]。另一方面，还有机会利用增材制造的设计自由度来制造不仅模仿骨骼结构特性，而且能促进自然骨骼和愈合过程的定制植入物[56]。
这些问题最近开始通过增材制造技术得到解决。如选择性激光烧结和电子束熔化等工艺可以生产出类似于松质骨高孔隙度的多孔结构。此外，梯度材料（其成分和结构在植入物中逐渐变化）可以更好地再现不同类型骨骼之间的过渡特性。随着增材制造技术的进一步发展，生产出在形态和功能上与天然骨骼高度相似的骨植入物变得越来越可行。这一进步可能会改善骨植入手术的结果和患者的健康状况，突显了增材制造在生物医学工程未来的巨大潜力[57]、[58]、[59]。

1.5. 骨植入物中机械兼容性的重要性
骨植入物与骨头之间的机械接口是髋关节或膝关节置换手术结果以及植入物长期可行性和性能的关键因素。这种兼容性取决于将植入物的机械特性（强度、刚性和弹性）与其植入的天然骨骼相匹配。实现这种对齐至关重要，以避免植入物失效、骨吸收和邻近骨骼过度受压等并发症。令人担忧的是应力屏蔽现象——植入物比周围骨骼更硬，导致过大的负荷，实际上起到了屏蔽作用，使骨骼无法承受正常的应力。这种不均匀的应力分布会导致骨骼变弱并死亡，这一过程称为骨吸收——这可能导致植入物不稳定或失效[60]、[61]。
在骨整合过程中也需要机械兼容性，骨整合描述了活骨与植入物表面之间的直接结构和功能连接。为了实现成功的骨整合，植入物不仅需要促进骨形成的生物相容性表面，还需要具有与周围骨骼相容的机械特性[62]、[63]、[64]。这有助于确保日常活动中产生的力得到平衡，支持健康的骨骼重塑和稳定的植入物固定。此外，植入物与宿主骨骼之间的机械兼容性还可以提高长期的功能性能。它还可以通过降低植入物移位和炎症的风险来保护自然的生物力学，尤其是在身体动态区域，不适当的机械特性可能会改变关节或肢体的运动学，导致疼痛和活动能力下降[65]、[66]、[67]。
增材制造的有效应用在解决骨植入物机械兼容性的主要问题上发挥了关键作用。增材制造可以用来生产具有患者特定机械特性的植入物，包括梯度硬度和孔隙度，以模仿天然骨骼的结构。由于增材制造可以精确地控制材料的沉积方式，因此可以实现以前其他制造方法无法实现的复杂结构[68]、[69]。此外，最近发现的新生物材料和复合材料的开发进一步增强了植入物与不同类型骨骼的力学兼容性。这些创新包括开发复合材料，即陶瓷和聚合物的结合，以满足特定的刚度和灵活性要求。骨材料与植入物材料之间的机械特性兼容性是骨科植入物设计中的一个重要问题，因为它直接控制了载荷传递、应力分布和植入物的长期整合。
表1突出了天然骨组织与传统植入物材料之间的机械不匹配之处。皮质骨和松质骨的刚度和强度明显低于Ti6Al4V、316L不锈钢和CoCrMo合金等金属植入物。这一点在杨氏模量的值上尤为明显，植入物材料的弹性通常是骨骼的几倍；因此这可能导致应力屏蔽。在所列材料中，镁显示出更大的兼容性，因为其机械特性更接近皮质骨。总体而言，这些数据表明选择或设计更适合骨骼的材料以在机械兼容性方面相匹配并减少并发症的重要性。机械兼容性在骨植入物的有效性中起着核心作用。它使植入物长时间为患者服务，保证成功的植入，促进自然成骨细胞的增殖，并保持肌肉骨骼系统的健康。随着增材制造技术的不断发展，生产出高度兼容且性能优异的骨植入物的未来前景更加光明，未来的手术干预将取得成功，从而提高需要骨替代治疗的患者的生活质量。

1.6. 辅弹性结构在提高骨植入物性能中的作用
辅助弹性结构以其反直觉的机械行为而著称，即在拉伸时横向扩展而不是像传统材料那样收缩。这种行为是由于负泊松比引起的，对于提高骨植入物的性能具有重要意义。通过改善载荷分布、能量吸收和结构稳定性，辅助弹性设计为生物医学植入物应用带来了实质性的好处[73]、[74]、[75]。
当辅助弹性设计被纳入骨植入物结构中时，植入物可以实现更好的机械性能，包括更高的能量吸收、更高的韧性以及更好的应力分布。这些特性对于必须承受类似于天然骨骼所承受的不同载荷和应力的植入物至关重要。例如，辅助弹性结构可以在多个方向上变形，有助于在整个植入物中更均匀地分布载荷[76]、[77]。这一特性可以减少应力集中的风险，而应力集中是植入物失效的主要诱因。此外，辅助弹性材料可以表现出更高的剪切模量，使其更能抵抗剪切变形和剪切力。这一优势对于放置在高运动区域（如膝关节）的植入物尤为重要，因为剪切效应较为常见。增强的剪切阻力有助于在整个植入物使用期间保持植入物的完整性和对齐，从而降低并发症的风险[78]、[79]、[80]。
在骨整合过程中，辅助弹性结构也提供了独特的优势[81]、[82]。这可能有助于整合因为辅助弹性植入物可以更有效地适应机械载荷和骨密度及形态的变化。辅助弹性材料对施加力的动态响应能力可以支持骨骼在植入物表面的生长和附着[83]、[84]。这不仅改善了植入物的固定，还加速了愈合过程，支持患者的更快恢复。此外，辅助弹性材料可以设计成具有可控孔隙度的结构，以促进骨生长。它们多孔的互锁结构可以在拉伸时扩展，从而改善骨骼再生所需的营养和血液运输。这种结构特性为细胞附着和生长创造了更有利的植入物表面，有助于骨植入物的成功[85]、[86]。
辅助弹性结构还用于使骨植入物在设计上更轻但更坚固。材料的负泊松比可以通过设计来节省材料，而不会损失强度或功能性。这种减少材料使用的方法不仅使植入物减少侵入性，还减少了植入物对自然生物力学的干扰，从而改善了患者的整体结果[87]、[88]。
多项综述研究了辅助弹性结构在生物医学应用中的优势，特别是它们改善能量吸收、应力分布和机械稳定性的能力。然而，大多数现有综述主要集中在辅助弹性几何形状的机械行为或其在美国组织工程支架中的应用上。对于辅助弹性结构与先进增材制造技术和新兴概念（如4D打印和智能植入物系统）的整合关注较少。因此，仍缺乏将辅助弹性结构设计、材料选择、增材制造工艺和自适应生物医学功能联系起来的全面分析。

1.7. 本综述的目标和范围
本文深入探讨了增材制造在创建辅助弹性骨植入物方面的变革性作用，这类植入物被认为具有负泊松比，支持更高的机械兼容性和更好的应力分布及骨整合。本综述探讨了以下核心研究问题：辅助弹性结构设计与增材制造及先进生物材料的结合如何有助于开发下一代骨植入物，以实现更好的机械兼容性、生物活性和自适应功能[89]、[90]。
本综述提供了关于辅助弹性结构与先进制造方法在骨替代背景下的当前和深入分析。尽管现有综述讨论了辅助弹性结构的理论优势，包括负泊松比、优化的载荷分布和支持骨整合的稳定界面，但它们通常对如何通过增材制造来制造和根据患者特定需求定制这些结构分析有限。此外，它们很少将这些优势与骨科、颅面重建和牙科种植学的临床实践联系起来。这篇综述通过总结当前的知识基础，并批判性地评估增材制造（AM）技术，特别是那些能够生产高度复杂和多尺度架构的技术，如何用于设计下一代患者定制且性能优化的负泊松比（auxetic）植入物，来填补这一空白。这项工作的一个关键贡献是对新兴的四维打印（4DP）概念的讨论。与作为相对永久性结构的传统植入物不同，4DP为植入物设计增添了一个时间依赖的维度，使植入物能够应对植入后的生理变化，如肿胀、应力重新分配或形状恢复。将负泊松比结构整合到4DP材料和设计范式中在文献中仍研究不足。因此，本综述通过建立现状并确定当前的研究空白，为开发智能、机械适应性植入物提供了前瞻性的路线图。通过这种方式，它连接了材料科学、机械工程、生物医学工程和临床转化。这使得该综述对研究人员、临床医生和生物医学设备开发人员非常有价值。它还支持创新植入物设计，朝着更轻便、更具生物相容性、更持久的植入物发展，这些植入物能够响应实时的生物力学条件，从而推进个性化医学和再生医学[91]。因此，本综述从结构设计、材料选择、增材制造技术以及4D打印和智能植入系统等新兴概念的角度，探讨了用于骨植入物的负泊松比结构。

2. 生物相容性和最佳材料选择
2.1. 生物医学植入物中的增材制造材料
选择用于生物医学植入物的材料对于确定其生物相容性、机械强度和医疗应用中的整体有效性至关重要[91]、[92]、[93]。材料需要具有生物相容性[94]，足够强以承受物理负荷[95]，并且能够与生物组织整合[96]、[97]。精心选择的材料可以确保植入物长期有效运作，改善患者结果和长期耐用性[98]。增材制造允许使用多种材料（如聚合物、金属和陶瓷）[95]、[99]、[100]来定制个别患者的植入物。值得注意的是，这些材料类型在性质和临床适用性方面存在显著差异。聚合物和陶瓷可以是可生物降解的，从而实现受控的吸收和组织替换，而金属材料通常不可降解，但提供更好的机械强度、抗疲劳性和承载能力。对植入材料的化学成分、孔隙率和表面特性的修改在促进细胞附着、生长和组织再生方面起着关键作用[101]、[102]、[103]。此外，生物活性涂层和表面改性的进步显著提高了植入物与周围组织的整合和骨整合，减少了并发症的风险[104]、[105]、[106]。此外，每种材料类型都需要考虑不同的制造和功能参数。对于聚合物和陶瓷来说，降解速率、热稳定性和可打印性是确保支架性能和组织整合的关键。对于金属来说，工艺参数侧重于压实、微观结构控制和机械稳定性。结合这些材料的混合方法可以利用两者的优势，平衡机械性能和生物功能。除了机械和生物特性外，选择用于增材制造的材料还应考虑降解速率、热稳定性和可打印性。这些参数对于确保植入物耐用、可生产以及均匀整合到生物医学应用中至关重要[107]、[108]。随着研究的进行，新材料和工艺的开发将继续扩展增材制造的应用范围，使其在医疗应用中提供更高效和定制化的骨植入物。
2.1.1. 聚合物
聚合物是最初用于增材制造的材料，主要是因为它们的熔点较低，且其化学结构易于修改[109]、[110]。由于它们的灵活性，它们最适合用于增材制造技术。近年来，聚合物在生物医学植入物中的使用显著增加，与传统基于金属的植入物相比具有特定优势[111]、[112]、[113]。在生物医学植入物中，聚醚醚酮（PEEK）、聚乳酸（PLA）和水凝胶等材料受到青睐，因为它们具有良好的灵活性、轻量化，并且可以被身体安全吸收。然而，基于聚合物的植入物在承受负荷的情况下机械性能较差，尤其是在强度和耐久性方面。为了提高安全性，正在探索具有负泊松比（NPR）的负泊松比结构[114]。这些结构具有更好的机械强度、抗冲击性和稳定性，使其成为下一代生物医学植入物的有希望的选择[115]、[116]。这种结构不仅轻便，还能减少对人体的整体负荷，从而提高患者舒适度。它们的机械性能也可以非常接近天然骨骼，这对于优化耐久性和在体内的接受度非常重要[117]、[118]。
PEEK因其高透明度、生物相容性和耐磨性而在脊柱植入物中得到广泛应用[119]、[120]、[121]。在PEEK型植入物中使用负泊松比结构显著提高了其承载能力，同时减少了植入物-骨骼界面的应力集中，这是传统植入物设计中常见的问题[121]、[122]。此外，基于可再生资源的可生物降解聚合物PLA因其高生物相容性和精确可控的降解速率而在组织工程中得到广泛应用[123]。基于PLA的负泊松比支架表现出更好的机械灵活性，有助于更有效的细胞附着、生长和组织再生[124]、[125]。它们的降解过程受到控制，使其降解速率与自然愈合过程同步，从而减少了二次手术的需要[126]、[127]、[128]。水凝胶是一种新型聚合物生物材料，因其能保持高水分含量而具有巨大潜力，非常适合软组织工程、药物递送和伤口愈合[129]、[130]、[131]、[132]。将负泊松比结构纳入水凝胶基植入物显著提高了其机械稳定性，使其在保持灵活性的同时能够承受反复的负荷循环[133]、[134]。尽管有这些优点，提高基于聚合物的负泊松比植入物的机械性能仍面临挑战。虽然PEEK本身强度很高，但在高应力应用中可能仍需要通过负泊松比晶格结构进行增强以达到足够的承载性能[118]、[135]。同样，需要严格控制PLA的降解速率，以防止在承受负荷时过早失去机械完整性[136]、[137]。研究人员现在正在开发包含聚合物、羟基磷灰石和生物活性涂层的聚合物混合物和复合材料，以增强基于PLA的负泊松比植入物的机械强度和生物活性[138]、[139]、[140]。图3展示了PLA混合物和复合材料的生物医学应用及其在医疗植入技术中的多功能性和潜力。
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图3. 聚合物及其混合物的生物医学应用，改编自[141]，经Elsevier许可。
增材制造的最新发展使得能够高精度地生产具有可控机械性能的患者定制负泊松比植入物。研究小组表明，液体沉积建模（LDM）和多材料增材制造可以用来打印能够实时监测植入物行为的定制负泊松比微结构[142]、[143]、[144]、[145]。这些创新表明，基于聚合物的负泊松比增材制造方法可以通过提高机械性能、生物相容性和长期功能性来改变生物医学植入物。不同聚合物混合物和复合材料已被讨论为潜在的生物材料，如表2所示。为了推进新一代能够随时间响应生理变化的智能、个性化医疗设备，研究人员越来越多地将负泊松比结构整合到基于聚合物的植入物中。
表2. 基于聚合物的生物医学应用及其功能调整
材料 应用 发现 参考文献
PCL/羟基磷灰石（HA） 骨组织再生 添加HA增加了材料的刚度和抗压强度，该材料适合作为松质骨替代品。[146]
姜黄素负载的PLA纳米纤维 心血管组织 姜黄素负载的PLA纳米纤维在小鼠模型中加速了伤口闭合，7天时闭合率为87%，而单独使用PLA时仅为58%。[147]
PLA、ε-聚己内酯（PCL）、二氧化硅纳米管 支架 PCL的使用成功将PLA的降解程度降低到1.3%，从而提高其稳定性和耐用性。[148]
涂有质粒/聚乙烯亚胺的PLA支架 皮肤组织 到第7天，使用纱布敷料后细菌负荷减少到4.3 x10^2 CFU/伤口，而对照组为2.2 x10^7 CFU/伤口。[149]
PCL和碳纳米纤维（CNFs） 药物递送和组织工程 添加0.5%的纤维素纳米纤维（CNF）显著提高了其弹性模量和韧性，使其可用于组织工程、动脉粥样硬化治疗和癌症研究。[150]
PLA和15% HAS 支架 用于填充小骨缺陷的植入物可以有效地压缩、加热并重新压缩三次。[150]
PLLA/壳聚糖纳米纤维（TIPS） 肌肉骨骼组织 该复合支架表现出高蛋白吸附率（7225±116 μg/cm3）并增强了羟基磷灰石沉积，而壳聚糖纳米纤维减缓了纳米纤维聚（L-乳酸）支架的快速降解。[151]
PCL（凹槽结构） 组织工程 研究确认了在多尺度负泊松比支架上的有效细胞附着和增殖。[152]
PLA（凹槽结构） 施累特 减小支架直径、增加壁厚和优化表面覆盖率共同提高了单位长度的径向力。[153]
PLA和Mg 支架 将镁颗粒掺入PLA支架中改善了热行为并加快了降解速度。[154]
2.1.2. 金属
几个世纪以来，金属一直是生物医学植入物的关键材料，可以追溯到第一次世界大战期间在颅面手术中使用银和金。现代金属植入物的发展以钛及其合金的普及为特征，这主要是因为其出色的生物相容性、强度重量比和抗腐蚀性[155]、[156]、[157]。随着增材制造的发展，金属植入物能够实现高度独特的设计，很好地融入人体骨骼结构，从而改善患者结果[158]、[159]。然而，传统的金属植入物通常会带来一些问题，包括应力屏蔽、由于刚度差异导致的植入物失效以及不适当的负荷分布[158]、[160]。为了克服这些限制，具有负泊松比（NPR）的负泊松比结构材料作为金属植入物增材制造的可能解决方案出现[161]。负泊松比结构在拉伸时横向膨胀，在压缩时缩短。它们具有优异的能量吸收、抗断裂性和更好的骨整合性能[162]、[163]。金属增材制造将使未来一代患者定制植入物的开发成为可能，其中整合了负泊松比结构以优化机械和生物性能[164]。
在生物医学应用中使用的各种金属中，钛（Ti）及其合金（如Ti-6Al-4V）、镁合金和钴铬合金因其出色的骨整合能力、低毒性和与人体骨骼的机械相容性而成为黄金标准[165]、[166]、[167]、[168]。钛及其合金如今广泛应用于骨科、牙科和颌面植入物，具有长久的耐用性和机械稳定性[169]、[170]。钴铬合金因其出色的耐磨性而在生物医学领域处于前沿，用于髋关节和膝关节置换等承重应用[158]。不锈钢（316L）也因其经济性和可接受的机械性能而继续作为临时植入物和手术器械的流行材料[159]。
植入物的机械性能应与天然骨骼紧密匹配，以避免应力屏蔽，即植入物比周围骨骼硬得多，导致骨吸收和最终植入物松动[171]。基于钛的植入物强度高且具有生物相容性；然而，其弹性模量通常较高，约为110 GPa，而皮质骨约为15-30 GPa。这种刚度不匹配可能导致应力屏蔽[172]。将负泊松比晶格引入植入物设计中实现了基于结构的负荷分布，降低了植入物的有效模量，同时减轻了骨-植入物界面的应力集中[173]、[174]、[175]。表3和图4总结了用于生物医学植入物的负泊松比结构，包括其机制和应用。
表3.用于生物医学植入物的金属负泊松比结构及其机械性能。
**负泊松比结构** | **材料** | **抗拉强度（MPa）** | **弹性模量（GPa）** | **与骨的相容性** | **使用负泊松比结构的理由** | **参考文献**
|------------|--------------|-----------------|------------------|-------------------|-------------------|-------------------|
| 内凹蜂窝结构 | 钛合金（Ti6Al4V）| 850–1100 | 55–110 | 皮质骨 | 减少应力屏蔽，提高柔性，模仿骨的孔隙结构 | [176] |
| 手性负泊松比结构 | 不锈钢（316L）| 480–620 | 200–210 | 高刚性 | 提高能量吸收，降低植入物失效风险 | [177] |
| 3D内凹晶格 | 镁合金 | 180–300 | 40–45 | 海绵骨 | 可生物降解，促进骨再生，避免植入物移除 | [178], [179] |
| 旋转方形结构 | 钴铬合金 | 655–179 | 321 | 0–253 | 比骨更硬，存在应力屏蔽风险 | 提高抗冲击性和耐磨性，适应性强 | [180], [181] |
| 星形负泊松比晶格 | 铁基合金 | 700–1100 | 55–110 | 与皮质骨匹配良好 | 均匀分布载荷，减少植入物应力集中 | [181] |
| 双V形手性结构 | 镍钛合金（镍钛合金）| 500–900 | 20–60 | 具有形状记忆效应 | 允许动态变形，自适应载荷变化 | [182] |
| 折叠蜂窝结构 | 钛钽合金 | 850–1100 | 50–90 | 与皮质骨匹配良好 | 提高疲劳抗性，降低植入物排斥反应 | [183] |

图4. 展示了负泊松比结构在骨科植入物中的潜在应用，包括颅骨、肋骨、股骨和髋关节。
骨整合对于形成适当的互连孔隙网络以支持血管化和骨生长也至关重要[184][185][186]，这可以通过使用负泊松比结构来实现。研究表明，由于选择性激光熔化（SLM）技术，增材制造的负泊松比钛支架比晶格支架具有更高的细胞增殖率和机械柔性[176][187][188]。此外，负泊松比植入物增强的表面积有助于蛋白质吸附，促进骨矿化，从而加速愈合过程[189]。负泊松比结构相对良好的能量分散能力是其另一个显著特点，已应用于承载载荷的骨骼和脊柱植入物以及创伤固定装置[190][191]。传统金属植入物可能出现的局部应力集中会导致疲劳和随后失效，但钛负泊松比植入物能够提供更均匀的应力分布，因此具有更高的疲劳抗性和长期植入物完整性[114][192]。

增材制造技术（如SLM、电子束熔化（EBM）和直接金属激光烧结（DMLS）的出现使得可以精确控制孔隙率和机械性能地制造高度复杂的负泊松比结构[188][193]。传统的制造方法（如铸造和机械加工）难以实现负泊松比设计所需的复杂几何形状[194][195]。相比之下，增材制造可以逐层制造定制植入物，确保结构完整性和患者特定需求[196]。计算建模和拓扑优化的最新进展进一步优化了负泊松比金属植入物的设计[197]。现在使用有限元分析（FEA）和机器学习算法来预测负泊松比晶格的机械性能，确保植入物符合个体患者需求[198][199]。此外，表面修饰技术（如等离子喷涂、激光纹理处理和羟基磷灰石涂层）用于提高负泊松比金属植入物的生物活性[200]。这些修饰增强了细胞附着、蛋白质吸附和抗菌性能，降低了植入物排斥或感染的风险[201][202][203][204]。

2.1.3 复合材料
复合材料由于其能够提供定制化的机械行为、生物相容性和增加的灵活性，在增材制造负泊松比骨植入物方面引起了广泛的研究兴趣。将复合材料引入生物医学过程的概念已经产生了新的方向，特别是引入了智能和适应性架构，以提升植入物的性能并满足患者的个性化需求[122][205][206][207]。另一个推动这一领域发展的创新是引入了负泊松比骨植入物，其结构具有负泊松比，从而增强载荷传递，促进骨整合，并提高长期稳定性[208][209][210][211]。金属-聚合物材料因其高强度和聚合物的低重量及减震特性而被积极研究作为承重植入物，如脊柱和骨科植入物[212][213][214]。当与钛或镁合金结合使用时，生物相容性聚合物（如聚醚醚酮（PEEK）可提高疲劳性能和生理环境下的长期性能[114][215][216]。陶瓷-聚合物复合材料在牙科和颅骨植入物中也显示出巨大潜力，利用陶瓷的耐磨性和聚合物的灵活性来保证在动态载荷条件下的结构完整性[217][218][219][220]。由羟基磷灰石（HA）增强聚合物组成的负泊松比结构具有增强的断裂韧性，能够与天然骨组织良好结合，同时保持必要的机械性能[221][222]。纳米陶瓷增强的生物材料在肌肉骨骼缺陷修复中表现出模仿骨自然孔隙结构和机械行为的能力，支持组织再生和血管化[223][224][225]。尽管复合材料具有优势，但在增材制造负泊松比骨植入物时也存在一些挑战，包括不同材料之间的界面粘附、各向异性机械性能和可制造性限制。金属-聚合物复合材料在材料交界处可能发生磨损和腐蚀，引发生物相容性问题[226][227]。此外，实现陶瓷和聚合物基体之间的无缝结合需要优化的制造技术，包括表面处理和生物活性涂层的结合[228][229]。精确控制复合材料的组成和结构仍然是一个关键挑战，尤其是在加入负泊松比几何形状时。孔隙率、细胞结构设计和材料异质性等因素会显著影响这些植入物的机械性能和体内表现[230][231]。此外，加入生物活性材料（如负载药物纳米粒子和生长因子）需要在可控释放和结构完整性之间取得平衡[227][232]。Mu等人[233]探讨了基于蛋白质的油墨（如胶原蛋白和丝蛋白复合材料）在增材制造中的作用，证明它们适用于具有生物适应性功能的组织工程支架。

基于复合材料的负泊松比骨植入物的未来将由增材制造技术的创新推动，包括选择性激光烧结（SLS）、熔融沉积建模（FDM）和立体光刻（SLA），这些技术可以制造复杂的、针对患者的特定结构[234][235]。Tekinalp等人[236]研究了增材制造纤维增强复合材料的挑战，分析了纤维方向和分布对机械性能的影响。多材料打印和直接墨水写入（DIW）方法的进步进一步扩展了制造具有空间控制性能的功能性梯度植入物的潜力[237][238]。纳米技术在提高复合负泊松比植入物的功能方面发挥着关键作用，使得能够开发出具有优异机械、抗菌和生物活性的纳米复合材料。Weng等人[239]研究了蒙脱石、纳米SiO2和凹凸棒土等纳米颗粒在SLA树脂中的影响，以提高打印植入物的机械性能。此外，还探索了将氧化石墨烯、碳纳米管和生物活性玻璃纳米颗粒整合到聚合物基体中以增强成骨分化和植入物寿命[240]。追求可逐渐降解并被天然骨组织替代的生物可降解复合材料代表了植入物开发的令人兴奋的前沿。未来的研究旨在精炼智能材料（如形状记忆聚合物和压电复合材料）的应用，以创造能够响应生物力学刺激的自适应植入物[241][242][243]。可控的药物释放机制、抗菌功能和增强的血管生成仍是下一代基于复合材料的负泊松比骨植入物的重点研究方向[177]。

2.1.4 生物墨水
将生物墨水用于增材制造负泊松比结构为组织工程和再生医学提供了一种变革性的方法。负泊松比材料具有负泊松比特性，在拉伸下表现出侧向膨胀，从而提高机械稳定性、出色的减震性能和改善的载荷分布——这些都是生物医学应用的关键属性。开发用于增材制造负泊松比支架的专用生物墨水需要优化生物相容性、可打印性和机械强度的组合，以准确复制天然组织的层次结构，同时确保结构完整性和细胞存活性[188][244][245]。这些先进的生物墨水能够制造出具有增强适应性的患者特定植入物，为更高效和功能性组织再生策略铺平道路[246][247][248]。基于水凝胶的生物墨水在生物打印中至关重要，因为它们含有高水分且性质可调，能密切模拟细胞外基质。例如，海藻酸盐、明胶和壳聚糖等材料已被广泛研究其在生物打印中的应用。基于海藻酸盐的生物墨水已被用于制造适合骨和软骨再生的支架[249]。这些水凝胶为细胞增殖和分化提供了有利环境，对有效的组织工程至关重要[250]。明胶来源于胶原蛋白，具有优异的生物相容性，促进细胞附着，是生物墨水配方的理想成分。壳聚糖因其可生物降解性和抗菌性能而被用于制造支持组织再生的支架，同时防止感染。这些基于水凝胶的生物墨水的多功能性使得能够制造出复杂且富含细胞的结构，接近天然组织结构，推动再生医学领域的发展[251][252]。

开发用于增材制造负泊松比结构的生物墨水需要精确平衡生物相容性材料、活细胞和生长因子，以确保最佳打印条件和维持细胞存活性。负泊松比材料在拉伸时表现出侧向膨胀，提供对生物医学应用有利的独特机械性能。制造这种复杂结构需要对生物墨水组成和打印参数进行精确控制。2003年，Boland等人[253]申请了一种利用喷墨打印技术在基底上沉积活细胞的方法，证明在37°C下培养24小时后至少25%的细胞仍然存活[254]。这项开创性工作为将活细胞整合到工程支架中的生物打印技术奠定了基础。各种增材制造生物打印方法被用于构建负泊松比结构，其中基于挤出的和基于喷墨的打印机最为常见。基于挤出的系统通过喷嘴连续投放生物墨水丝材，逐层构建结构；而基于喷墨的系统则以非接触方式精确沉积生物墨水滴[255]。保持生物墨水的完整性和封装细胞的存活性需要严格控制打印参数，如温度、压力和沉积速度[256]。Fisher等人[257]对骨组织工程的增材制造生物打印进行了全面研究，采用逐层沉积含细胞生物墨水的方法来创建有利于成骨的支架。他们的研究还探讨了负泊松比支架的设计和制造，这些支架表现出与天然骨相似的机械性能，从而促进细胞增殖和分化[258]。生物墨技术在增材制造生物打印中的应用促进了具有负泊松比结构的制造，这些材料在各种生物医学应用中具有独特优势[259]。表4总结了用于构建负泊松比支架的不同生物墨料、它们的生物医学应用、所采用的特定负泊松比结构及其性能结果。

**表4. 基于生物墨水的增材制造用于负泊松比生物医学应用**
| 生物墨料材料 | 生物医学应用 | 所采用的负泊松比结构 | 性能结果 |
|------------|--------------|-----------------|-------------------|
| 海藻酸盐-明胶 | 软骨组织工程 | 内凹蜂窝结构 | 提高机械强度和软骨细胞增殖[260] |
| 聚乙二醇（PEG） | 伤口愈合 | 手性蜂窝结构 | 由于支架的柔韧性和机械强度，伤口闭合率得到改善[261] |
| 壳聚糖 | 软骨再生 | 旋转方形结构 | 促进软骨细胞增殖和基质沉积，有效形成软骨组织[262] |
| 聚己内酯（PCL） | 软组织工程 | 负泊松比泡沫 | 提供与软组织相匹配的柔韧性和韧性[263][264] |
| 聚氨酯（PU） | 血管移植物 | 双箭头结构 | 显示优异的弹性和强度，确保血管应用的耐用性和顺应性[263] |
| 丝素 | 韧带再生 | 旋转方形结构 | 模仿天然韧带的机械行为，支持细胞对齐[265] |
| 聚乳酸（PLA）-海藻酸盐 | 软组织工程 | 负泊松比晶格结构 | 实现高细胞存活率和适合软组织应用的结构性完整性[266] |
| 胶原蛋白 | 骨组织工程 | 内凹六边形结构 | 促进成骨细胞粘附和增殖，增强骨再生[245] |
| 交联透明质酸（MeHA） | 血管组织工程 | 四手性晶格 | 显示适当的弹性，支持内皮细胞生长[256] |

负泊松比结构因其独特的侧向膨胀能力而在生物医学工程中成为一项突破性创新。这种非传统的机械行为增强了载荷分布、能量吸收和同步曲率，使负泊松比材料在组织工程支架、假体装置和抗冲击医疗植入物等各种生物医学应用中具有显著优势[144][267]。在组织工程中，负泊松比支架能够密切复制天然组织的生物力学环境，促进细胞增殖、分化和细胞外基质沉积。此外，它们能够精确适应复杂的解剖结构，改善假体、植入物和再生支架的集成性和功能性，从而提升患者结局[268]。尽管具有显著的优势，但在生物医学应用中实际实现auxetic结构仍面临诸多挑战，主要涉及材料属性的精确控制、几何设计以及机械性能等方面。近年来，增材制造（AM）技术，尤其是AM生物打印技术的进步，已经能够制造出具有定制机械和生物特性的复杂auxetic结构。然而，实现最佳的生物相容性、结构完整性和可扩展性仍然是当前研究的关键重点。开发出能够支持auxetic结构同时又确保高细胞存活率和长期功能的先进生物墨水对于将这些结构应用于临床至关重要。该领域的未来进展将依赖于材料科学、机械工程和生物医学研究之间的跨学科合作，以确保auxetic结构在再生医学、植入物学和个性化医疗解决方案中发挥其变革潜力。

2.1.5. 陶瓷
由于auxetic结构独特的机械性能，生物医学工程领域对其兴趣日益增长，这些性能满足了骨科、组织工程和植入物设计中的多种临床需求[269]，[270]。关于auxetic材料的研究可以追溯到20世纪80年代，当时首次发现这些材料具有负泊松比，这使得它们在拉伸时能够横向扩展而不是像传统材料那样收缩[271]。Auxetic结构通常以其增强的能量吸收能力、优异的抗 fracture 能力和与周围组织的更好机械互锁性而闻名[272]。这些特性使得auxetic材料在需要灵活性、适应性和耐用性的生物医学应用中特别有益。由于其出色的机械性能，auxetic材料在生物医学应用中的使用变得越来越重要。研究人员研究了嵌入式蜂窝结构、手性结构和旋转刚性单元配置等auxetic材料，以增强植入物和假体的机械兼容性[273]，[274]。这些结构旨在提供更好的应力分布，减少传统植入物中常见的应力屏蔽效应。此外，它们改善与生物组织的表面相互作用的能力增强了其在骨支架和组织工程中的应用[275]。研究表明，孔径在50至1000微米之间且孔隙率超过60%的auxetic支架支持有效的细胞黏附和血管化，这对于骨再生至关重要[276]，[277]，[278]。由于其优异的生物相容性、生物活性和机械耐用性，auxetic陶瓷已成为生物医学应用中一种有前途的材料。它们的负泊松比使得它们具有出色的能量吸收能力、抗裂纹扩散能力和增强的骨整合性，使其成为骨科和牙科植入物的理想选择[279]，[280]。基于磷酸钙的陶瓷，如羟基磷灰石（HA）和三钙磷酸盐（TCP），在特定晶格配置下表现出auxetic行为，已被广泛研究[281]，[282]。这些材料模仿了天然骨的结构和成分特征，从而促进了骨再生和组织整合[283]。auxetic陶瓷结构的主要优势之一是能够改善植入物上的载荷分布，减少应力集中并降低植入物失败的风险[284]，[285]。例如，研究人员利用AM打印和冷冻铸造技术制造了具有互连孔隙率的auxetic羟基磷灰石支架，从而实现了更好的血管化和骨传导性[282]，[286]，[287]。AM技术的最新进展还使得开发出具有可调机械特性的复杂auxetic陶瓷结构成为可能，可以根据患者的解剖学要求定制植入物[181]，[287]，[288]。由于高强度和耐磨性，基于氧化铝和氧化锆的auxetic陶瓷也被探索用于承重应用，如关节置换和牙科假体[289]，[290]。研究表明，在氧化铝支架中加入auxetic设计可以提高抗裂纹能力，并在循环载荷条件下提供更好的结构稳定性[291]，[292]。此外，将生物活性玻璃成分整合到auxetic陶瓷基质中可以增强生物活性并促进细胞增殖，从而加速骨愈合过程[293]，[294]。直接陶瓷立体光刻（CSL）是一种特殊的立体光刻（SLA）技术，使用含有高浓度陶瓷填充物的光固化粘合剂。这种混合物经过热固化过程形成初始陶瓷结构，通常称为绿色体。理想的陶瓷粉末体积分数在40%到60%之间[295]。Kirihara等人[296]成功利用这项技术制造出了具有高度有序晶格几何形状的陶瓷树枝状结构。他们的研究开发出了用于组织工程的羟基磷灰石支架，其中使用丙烯酸树脂作为粘合剂。经过600°C下两小时的除蜡步骤和1250°C下两小时的热处理后，所制备的支架显示出75%的孔隙率和接近98%的晶格密度。

虽然陶瓷在生物医学应用中具有显著优势，但也存在一些挑战。例如，磷酸钙和氧化铝等材料本身的脆性限制了它们承受较大机械应力或突然冲击力的能力。低断裂韧性和在苛刻条件下植入物失败的风险仍然是主要问题。此外，制造复杂的陶瓷形状仍然具有挑战性，限制了它们在高度专业化植入物设计中的适用性[230]，[281]。为了克服这些限制，人们正在探索材料加工和混合复合材料的改进方法。研究集中在用聚合物或金属元素增强陶瓷基质，以提高机械强度和耐用性。生物活性陶瓷与可降解聚合物的结合正在被研究，以改善生物相容性并促进更好的组织整合[297]，[298]。CSL技术的最新进展提高了生物医学陶瓷的制造方法，特别是在生产β-三钙磷酸盐（β-TCP）支架方面。Vorndran等人[298]引入磷酸作为粘合剂，以提高打印分辨率、机械强度和固化时间。同样，Zhang等人[298]使用AM打印技术开发了β-TCP支架，证明了这种方法可以创建具有不同孔径和几何形状的结构，从而优化组织再生的条件。研究人员还在探索将可降解聚合物与陶瓷结合，以结合陶瓷的坚固性和聚合物的柔韧性和可降解性，最终通过混合材料改善植入物性能[299]，[300]，[301]。另一个关键的发展领域是将生物活性化合物整合到陶瓷基质中，以促进组织再生。研究集中在通过在陶瓷支架中嵌入生长因子和抗菌剂来提高骨整合性，促进更快愈合并降低感染风险[302]，[303]，[304]，[305]。这些技术进步预计将进一步优化陶瓷的组成和加工技术，扩大其在生物医学领域的应用，特别是在设计用于承受较大载荷的牙科假体和骨科植入物方面。鉴于其固有的生物相容性和生物活性，陶瓷在生物医学材料开发中仍处于前沿，提供耐用、功能性和患者特定的解决方案[306]，[307]，[308]。

2.1.6. 水凝胶
水凝胶具有高水分保持能力和柔韧性，非常适合软组织工程和伤口愈合应用。然而，它们固有的机械弱点限制了它们在承重应用中的实用性。为了解决这个问题，研究人员引入了auxetic结构来增强机械性能，包括在重复载荷条件下的强度、弹性和韧性[208]。研究表明，具有嵌入式或蜂窝晶格设计的auxetic水凝胶具有更好的能量吸收能力和抗裂纹扩散能力，使其成为组织支架和生物传感器的理想候选材料[309]，[310]。加入石墨烯氧化物、纤维素纳米晶体和羟基磷灰石等纳米填料进一步提高了机械稳定性，同时保持了生物相容性[135]，[311]，[312]。水凝胶的自愈能力对其在生物医学应用中的耐用性至关重要。通过整合动态共价键和超分子相互作用，auxetic水凝胶在机械损伤后表现出更强的修复能力[313]，[314]。引入可逆的Schiff基连接和氢键使得自愈效率超过85%，确保了长期稳定性[315]，[316]，[317]。这些特性已被用于伤口敷料、生物电子学和人工软骨等领域[136]，[318]。auxetic水凝胶越来越多地被用于可控药物释放应用。它们在机械应力下的膨胀和收缩能力使得药物释放曲线可调，使其成为局部药物输送的理想载体[319]。关于含有auxetic微结构的水凝胶系统的研究表明，抗炎药物和癌症治疗药物的释放动力学得到了显著改善[320]。通过嵌入纳米颗粒或生物活性化合物，这些水凝胶显示出更好的药物装载效率和延长的释放时间[320]，[321]。auxetic水凝胶为细胞黏附、增殖和分化提供了理想的微环境。它们相互连接的孔结构增强了血管化，这对骨和软骨再生至关重要[322]，[323]。研究表明，具有auxetic设计的水凝胶支架比传统各向同性水凝胶更有效地模拟了细胞外基质，改善了组织整合和功能[324]，[325]。此外，用羟基磷灰石等生物陶瓷增强的水凝胶复合材料显示出更好的骨传导性和机械稳定性[326]。基于水凝胶的生物传感器的最新进展利用了auxetic效应来提高传感器的柔韧性和灵敏度[326]。嵌入导电聚合物（如聚吡咯和聚苯胺）的auxetic水凝胶表现出增强的应变灵敏度和快速响应时间[327]，[328]。这些材料已被用于可穿戴健康监测系统，用于检测生理信号，包括葡萄糖水平和pH变化[329]。尽管有诸多优势，auxetic水凝胶仍面临可扩展性、生物相容性和降解控制方面的挑战。未来的研究旨在通过整合生物活性分子和干细胞来优化水凝胶配方，以增强再生能力[330]，[331]。AM生物打印技术的进步将进一步实现针对患者的个性化水凝胶构建[331]，[332]。

2.1.7. 弹性体
弹性体因其卓越的柔韧性、耐用性和生物相容性而在生物医学应用中得到广泛应用。然而，它们的传统结构往往缺乏足够的机械强度和在承重情况下的稳定性。将auxetic设计引入弹性体材料已显著提高了它们的机械性能，包括韧性、弹性和在动态载荷下的韧性[208]。研究表明，auxetic弹性体表现出更好的能量吸收能力、降低了应力集中，并具有更好的抗疲劳性，使其适合用于人工韧带和软体机器人等领域[333]，[334]。碳纳米管、石墨烯和二氧化硅纳米颗粒的纳米复合增强进一步提高了这些结构的机械完整性，同时保持了弹性[335]，[335]。auxetic弹性体的一个显著优势是它们在机械变形下具有自愈能力。通过引入可逆的动态键（如氢键、离子相互作用和Diels-Alder反应），auxetic弹性体可以从损伤中恢复并保持结构完整性[335]，[336]。这些材料已被用于可拉伸电子设备、生物医学传感器和伤口敷料等应用[337]，[338]。研究表明，自愈auxetic弹性体在多次变形循环后仍能保留超过90%的机械性能，确保了长期可靠性[339]，[340]。由于其在机械刺激下的膨胀和收缩能力，auxetic弹性体成为可控药物释放系统的有效材料。这一特性使得药物释放曲线可调，优化了治疗效果[341]，[342]。研究表明，嵌入生物活性化合物的auxetic弹性体可以在伤口愈合和癌症治疗应用中实现长时间和定向的药物释放[343]，[344]。这些材料为响应式药物输送提供了一种创新方法，减少了副作用并提高了患者依从性[345]，[346]，[346]。弹性体在软组织工程中起着关键作用，因为它们的生物力学特性与天然组织相似。当构建为auxetic结构时，弹性体支架提供了更好的柔韧性和结构支持，促进了细胞增殖和组织再生[346]，[347]。它们模仿细胞外基质的能力已被用于血管移植物、人工皮肤和软骨修复等应用[347]。此外，含有可降解聚合物的弹性体复合材料显示出与组织愈合同步的生物整合性和降解速率[347]，[348]。auxetic弹性体在可穿戴医疗设备中的整合推动了生物传感技术的重大进展。这些材料提供了卓越的伸展性和适应性，使得生物电子设备中的皮肤接触界面得到改进[349]。嵌入导电纳米材料（如银纳米线和碳纳米管）的弹性体在信号稳定性和实时生理监测方面显示出显著改进[349]。尽管有许多优势，auxetic水凝胶仍面临可扩展性、生物相容性和降解控制方面的挑战。未来的研究旨在通过整合生物活性分子和干细胞来优化水凝胶配方，以提高再生能力[330]，[331]。AM生物打印技术的进步将进一步实现针对患者的个性化水凝胶构造[331]，[332]。

2.1.7. 弹性体
弹性体因其出色的柔韧性、耐用性和生物相容性而在生物医学应用中得到广泛应用。然而，它们的传统结构往往缺乏足够的机械强度和稳定性。将auxetic设计引入弹性体材料已被证明可以显著提高它们的机械性能，包括韧性、弹性和在动态载荷下的韧性[208]。研究表明，auxetic弹性体表现出更好的能量吸收能力、降低了应力集中，并具有更好的抗疲劳性，使其适合用于人工韧带和软体机器人等领域[333]，[334]。碳纳米管、石墨烯和二氧化硅纳米颗粒的纳米复合增强进一步提高了这些结构的机械完整性，同时保持了弹性[335]，[335]。auxetic弹性体的一个显著优势是它们在机械变形下具有自愈能力。通过引入可逆的动态键（如氢键、离子相互作用和Diels-Alder反应），auxetic弹性体可以从损伤中恢复并保持结构完整性[335]，[336]。这些材料已被用于可拉伸电子设备、生物医学传感器和伤口敷料等应用[337]，[338]。研究表明，自愈auxetic弹性体在多次变形循环后仍能保留超过90%的机械性能，确保了长期可靠性[339]，[340]。由于在机械刺激下的膨胀和收缩能力，auxetic弹性体成为可控药物释放系统的有效材料。这一特性使得药物释放曲线可调，优化了治疗效果[341]，[342]。研究表明，嵌入生物活性化合物的auxetic弹性体可以在伤口愈合和癌症治疗应用中实现长时间和定向的药物释放[343]，[344]。这些材料为响应式药物输送提供了一种创新方法，减少了副作用并提高了患者依从性[345]，[346]，[346]。弹性体在软组织工程中起着关键作用，因为它们的生物力学特性与天然组织相似。当构建为auxetic结构时，弹性体支架提供了更好的柔韧性和结构支持，促进了细胞增殖和组织再生[346]，[347]。它们模仿细胞外基质的能力已被用于血管移植物、人工皮肤和软骨修复等应用[347]。此外，含有可降解聚合物的弹性体复合材料显示出与组织愈合同步的生物整合性和降解速率[347]，[348]。auxetic弹性体在可穿戴医疗设备中的整合推动了生物传感技术的重大进展。这些材料提供了出色的伸展性和适应性，使得生物电子设备中的皮肤接触界面得到改进[349]。嵌入导电纳米材料（如银纳米线和碳纳米管）的弹性体在信号稳定性和实时生理监测方面显示出显著改进[349]。应用包括柔性ECG传感器、智能假体和响应式治疗系统[350]，[351]。尽管具有巨大潜力，auxetic弹性体仍面临材料加工、大规模制造和生物相容性方面的挑战。未来的研究将致力于优化它们的合成技术，提高其长期稳定性，并改善临时医疗植入物的可降解性[351]，[352]。AM和4D打印技术的进步预计将推动下一代针对患者的auxetic弹性体植入物的发展，以实现更好的功能适应性[353]，[354]，[355]，[356]。表5总结了各种材料类型、相应的AM技术和生物医学应用。**各材料类型在 auxetic 生物医学植入物中的比较分析**

| 材料类型 | 材料名称 | 制造方法 | 生物医学应用 | 机械优势 | 生物和功能优势 | 关键挑战 | 潜在解决方案 |
|------|---------|---------|---------|------------|-------|-----------|
| **聚合物** | 聚醚醚酮（PEEK）、聚乳酸（PLA）、聚己内酯（PCL）、水凝胶 | FDM、SLA、生物打印 | 骨科植入物、软组织工程、药物输送 | 轻质、柔韧、能量吸收 | 生物降解性、细胞生长支持 | 机械强度低、降解引起的不稳定性 |
| | | | | | | |
| | | | | | | |
| | | | | auxetic 结构、聚合物混合物、纤维增强、复合涂层 | | |
| **金属** | 钛、镁合金、钴铬合金、不锈钢 | DMLS、SLM、EBM | 骨固定装置、脊柱植入物、关节置换 | 高强度、抗疲劳性、承重能力 | 骨整合、长期耐用性 | 应力屏蔽、缺陷敏感性、高刚性 | auxetic 格子集成、表面涂层、热处理 |
| | | | | | | |
| **陶瓷** | 羟基磷灰石（HA）、三钙磷酸盐（TCP）、氧化铝、氧化锆 | SLS、CSL、粘合剂喷射 | 骨组织工程、牙科应用 | 高压缩强度、耐磨性 | 生物活性、骨传导性 | 易碎性、低断裂韧性 | auxetic 格子设计、聚合物或金属混合、梯度多孔性 |
| | | | | | | |
| **水凝胶和生物打印** | 海藻酸盐、明胶、壳聚糖、PEG | 生物打印、SLA、喷墨打印 | 软组织工程、软骨再生、药物输送、器官打印 | 通过 auxetic 设计提高能量吸收 | 细胞负载、组织生长、药物输送 | 机械稳定性差、血管化 | auxetic 微结构、纳米填料、混合增强 |
| | | | | | | |
| **复合材料** | 金属-聚合物、陶瓷-聚合物、HA-聚合物 | FDM、DMLS、DIW、SLA | 定制植入物、假体 | 黏度可调、断裂韧性提高 | 生物活性、组织整合、负载传递 | 界面粘附性、各向异性、制造复杂性 | 表面功能化、多材料打印、梯度复合材料 |
| **纳米复合材料** | 碳纳米管-聚合物复合材料、HA-聚合物复合材料 | FDM、SLA | 药物输送、骨再生 | 提高强度、抗疲劳性 | 控制释放、骨生成支持 | 成本高、分散均匀性 | 优化填料分布、多材料 AM、混合基质 |
| **弹性体** | 基于硅的弹性体、聚氨酯（PU） | SLA、FDM、材料喷射 | 软组织工程、假体 | 柔韧性、能量吸收、自修复 | 软组织模拟、可穿戴设备 | 承重能力低 | auxetic 结构、纳米复合材料增强、自修复键合 |
| | | | | | | |
| **形状记忆合金** | 镍钛合金（Ni-Ti）、镁合金 | DMLS、SLM、粘合剂喷射 | 支架、动态骨科植入物 | 形状恢复、高抗疲劳性 | 昂贵、镍敏感性问题 | 表面钝化、用于应力管理的 auxetic 设计 |

**2.1.8. auxetic 植入物的材料比较分析与整合**
auxetic 生物医学植入物的增材制造需要在机械性能、生物相容性、降解行为以及所选材料的几何结构之间找到平衡。一些金属，如钛合金、钴铬合金和镁合金，具有高强度、高抗疲劳性和高骨整合性。然而，这些金属的弹性模量远高于骨骼，因此可能引起应力屏蔽。孔隙率、熔合不完全和表面粗糙度都是增材制造的缺陷，会降低疲劳寿命。引入 auxetic 几何结构有助于更均匀地分布应力，减少局部应力集中，并从长远提高机械完整性。后处理步骤，如热处理、表面抛光和生物活性沉积，进一步提高了疲劳性能和组织的渗透性。像 PLA、PCL 和 PEEK 这样的聚合物很有前景，因为它们可以是生物降解的、柔韧的且轻质的。尽管在负载下的机械强度较低，但降解可能导致结构稳定性下降。auxetic 结构使它们更具韧性、能量吸收能力和抗冲击性。使用聚合物混合物、复合涂层或纤维增强可以增加承重能力而不影响生物相容性。通过合理控制聚合物 auxetic 支架的降解过程，可以帮助组织发育，并将负载传递给生长中的组织。复合材料，特别是金属-聚合物、陶瓷-聚合物和羟基磷灰石增强聚合物，在刚性、韧性和生物活性方面提供了完美的组合。它们结合了各种组分的优势，实现了梯度的机械性能、更好的断裂韧性和更好的生物性能。此外，通过表面处理（特别是功能化填料和新的多材料打印方法），可以解决界面粘附性差、机械性能不均匀和制造复杂等问题。功能梯度复合材料可以精确控制空间中的刚度和孔隙率，从而制造出满足功能需求或承载系统需求的 auxetic 支架。羟基磷灰石、三钙磷酸盐、氧化铝和氧化锆具有很好的生物相容性、生物活性和承重能力，但同时也较脆。auxetic 结构能够分散应力并提高能量吸收能力，从而降低骨折风险。陶瓷与聚合物或金属结合使用，使它们更加坚固，能够抵抗动态载荷而不变形。新的增材制造技术（如陶瓷立体光刻和冷冻 casting）能够精确控制晶格和孔隙率以及连通性，促进血管化和组织细胞化。水凝胶和弹性体虽然机械强度较低，但非常适合生物医学应用。auxetic 结构平衡了低基础刚度，增强了能量吸收和循环载荷韧性。通过添加纳米填料、自修复键合或结合陶瓷或聚合物，可以在不牺牲生物相容性的情况下进一步提高机械性能。这些材料使得制造含细胞支架、可穿戴传感器和刺激性反应的植入物成为可能。比较分析结果表明，没有一种材料类型是普遍最佳的。金属、聚合物、陶瓷和复合材料或梯度材料分别提供了强度、抗疲劳性、柔韧性、生物活性和这些特性的可控组合。在混合材料中整合 auxetic 结构使植入物能够满足机械和生物启发的用户需求，并为患者提供定制的植入物。

**2.2. 生物医学植入物中生物相容性和材料安全性的关键作用**
生物相容性和材料安全性在生物医学植入物中至关重要，尤其是在表现出独特机械性能和增强载荷分配能力的 auxetic 结构中。确保 auxetic 植入物与生物组织无缝整合同时最小化不良免疫反应对于其长期功能和患者安全至关重要。auxetic 结构由于其负泊松比而在承载应用（如骨科和牙科植入物）中表现出优异的机械性能而受到关注。然而，必须仔细优化其与生物组织的相互作用，以防止炎症反应和植入物排斥。auxetic 植入物的材料选择需考虑细胞毒性、降解行为和表面生物活性等因素。将 auxetic 几何结构纳入可植入材料可以提高结构适应性，但材料生物相容性仍是一个挑战。传统生物材料（包括钛合金、镁合金和生物陶瓷）通常通过表面涂层进行改性以改善细胞粘附和骨整合。用生物活性分子、羟基磷灰石涂层或聚合物接枝进行表面功能化可显著增强 auxetic 支架与宿主组织之间的相互作用。此外，正在研究聚己内酯（PCL）和聚乳酸（PLA）等基于聚合物的 auxetic 材料的生物降解性和促进组织再生的能力。然而，必须严格控制降解速率，以确保支架吸收与新组织形成同步。auxetic 生物医学植入物的材料安全性涉及对毒性、免疫反应和长期稳定性的严格评估。某些金属和陶瓷材料会向周围组织释放离子，如果控制不当，可能会导致炎症反应或毒性。例如，基于镁的 auxetic 植入物具有生物降解性，但过量释放镁会导致局部 pH 值失衡，影响组织健康。已经探索了阳极氧化和生物降解聚合物涂层等表面改性技术来 mitigate 这些风险。此外，纳米技术驱动的表面工程使 auxetic 材料具有抗菌和抗炎特性，从而防止感染并延长植入物寿命。石墨烯氧化物和银纳米颗粒涂层被认为是防止 auxetic 植入物表面细菌定植的潜在解决方案。成功的 auxetic 植入物整合依赖于生物活性表面修饰和结构优化，以支持骨生成和血管生成。最近的研究表明，AM 打印的具有互联孔隙的 auxetic 钛支架比传统晶格结构改善了血管化和骨组织生长。此外，结合生物聚合物和基于钙磷酸盐的陶瓷的混合 auxetic 结构显示出更高的细胞增殖率和组织再生能力。将具有可控药物释放系统的仿生涂层整合进一步增强了 auxetic 植入物在再生医学中的治疗潜力。计算建模和人工智能在辅助设计 auxetic 植入物中的应用，实现了对机械性能和生物相容性的精确控制。预测建模有助于优化材料选择、结构几何形状和降解速率，以满足特定患者的需求。此外，带有嵌入式生物传感器的智能 auxetic 植入物的出现可以实时监测植入物性能，确保早期检测感染或机械故障等并发症。生物活性材料、个性化植入物设计和先进表面工程的结合有望推动新一代具有更高安全性和效率的 auxetic 生物医学植入物的发展。

**3. 骨植入物中的 auxetic 结构设计与优化**
auxetic 结构以其独特的负泊松比这一机械特性而革命性地改变了生物医学工程领域。与传统材料在拉伸时变薄不同，auxetic 材料在拉伸时横向膨胀，在压缩时收缩。这种反直觉的行为不仅提高了它们的弹性 and 能量吸收能力，还改善了应力分配能力，使其特别适合于需要密切模仿自然组织复杂机械相互作用的动态生物医学环境。这些架构旨在解决骨植入物的关键临床问题，包括应力屏蔽、载荷分布不均和植入物松动。通过将 auxetic 材料应用于医疗领域，得益于 AM 技术的显著进步，可以精确控制复杂几何形状并在微观和纳米尺度上操纵材料性能。这些能力对于开发根据患者个体解剖和生理特征定制的植入物至关重要，确保最佳的功能性和整合性。这种高水平的定制不仅促进了植入物与人体组织的更好整合，还显著提高了这些设备的生物相容性，从而显著改善了患者结果。auxetic 结构的机械优势源于其单元格的变形机制。例如，在 re-entrant auxetic 晶格中，向内倾斜的肋条在拉伸载荷下旋转和展开，导致横向膨胀和能量吸收增强。类似地，手性 auxetic 结构依赖于通过韧带连接的节点的旋转运动，增强了剪切刚度并促进了结构内的更均匀应力重分布。这些变形机制解释了为什么 auxetic 架构通常表现出优于传统蜂窝结构的宏观机械性能。这些变形特性也与天然骨骼的层次微观结构相似。 trabecular 骨由相互连接的支柱和板组成，沿优选的应力方向重新分配载荷。auxetic 晶格结构通过促进均匀应力传递和减少局部应力集中来模仿这种行为。这种仿生设计原则突显了 auxetic 结构在提高与骨组织的机械兼容性和减少植入物应用中的应力屏蔽方面的潜力。在生物医学应用的增材制造领域，目前主要关注两种类型的 auxetic 结构：re-entrant 和手性结构。这些结构以其独特的机械性能（尤其是负泊松比）而闻名，使它们能够在拉伸时横向膨胀，在压缩时收缩。re-entrant 结构通过包含负角度的单元格周期性连接来实现这一行为。这种配置允许对角肋条在拉伸载荷下弯曲和伸展，从而增强植入物的抗冲击能力，这对于防止可能导致植入物失效的局部应力集中至关重要。手性结构由一个中央刚性环和多个切向连接的支柱或韧带组成。这种设置通过旋转环来调整结构的密度和形状，通过修改简单的几何参数（如节点间距、节点直径以及肋条的长度和幅度）来精确控制材料的机械响应。这种适应性对于需要机械韧性的动态生物医学应用至关重要。虽然主要集中在 re-entrant 和手性结构上，但随着 AM 技术的进步，这一领域仍在不断扩展新的可能性。这些发展使得辅助弹性结构能够根据特定的生物医学应用进行定制和精确调整，确保它们满足医疗使用的严格要求。通过优化其功能的所有方面，这些创新设计有望通过改善植入物集成和性能来提升患者护理。图5展示了最常见的辅助弹性材料的单位晶胞，包括内凹型和手性结构。下载：下载高分辨率图片（590KB）；下载完整尺寸图片。图5. 一些最受欢迎的辅助弹性材料的单位晶胞。

通过先进的增材制造（AM）打印技术开发三维辅助弹性晶格，标志着仿生植入物设计的重大飞跃。这些晶格可以设计成模仿天然骨骼的层次结构，从宏观布局到微尺度特征，如孔隙率和小梁排列。这种仿生能力对于促进自然骨骼生长和有效整合至关重要[393]。这些结构的多孔性质增强了血管化和骨整合，为骨骼生长提供了最佳支架。此外，能够根据天然骨组织的不同特性定制植入物的机械性能梯度，确保了无缝整合， further 提高了植入物的稳定性和功能性[394][395][396]。

随着AM技术的不断发展，辅助弹性材料在生物医学工程中的应用潜力不断扩大，预示着一种更加坚韧、适应性强且与生物功能更协调的医疗植入物新时代的到来。AM技术的持续创新将解锁更复杂的辅助弹性材料应用，提供更有效和个性化的解决方案，从而显著改善全球患者的生活质量[397][398]。

3.2. 个性化患者辅助弹性植入物
个性化患者辅助弹性植入物是生物医学工程领域的一项革命性进展，特别是通过使用AM技术实现的。这些技术不仅能够根据个别患者的独特解剖特征进行设计生产，还能针对身体不同区域的特定机械性能进行优化[399][400]。在临床实践中，个性化辅助弹性植入物尤为重要，因为患者的骨骼缺陷、解剖几何形状和载荷分布存在显著差异。定制的辅助弹性结构使植入物能够匹配患者的生物力学环境，从而改善植入物的适配性、载荷传递和骨整合效果。

辅助弹性结构的多功能性——尤其是内凹型和手性类型——在这一定制过程中发挥着关键作用。利用其负泊松比，这些结构可以精确设计以适应复杂的解剖轮廓，并在机械载荷下做出适当响应，例如肌肉骨骼系统中遇到的载荷。这种适应性对于植入物与骨骼及其他组织的无缝整合至关重要，有助于自然运动并增强耐用性[401][402]。创建个性化植入物的过程始于详细的成像技术，如MRI或CT扫描，以捕捉患者解剖结构的精确地形和几何细节。这些数据随后用于生成数字模型，以完美符合患者的独特结构和功能要求。AM技术可以直接且精确地将这些数字模型转化为由生物相容材料制成的实物。

将患者特定的设计参数整合到辅助弹性结构中，还可以根据植入物在体内的位置和功能需求，对其机械性能进行微调。例如，可以调整辅助弹性图案的密度和排列方式，以提供不同程度的柔韧性或刚性。这种能力对于承受高动态应力的区域（如脊柱或关节）尤为重要，因为传统植入物可能无法提供与身体自然运动相匹配的兼容性[403][404]。此外，辅助弹性材料的固有特性，如增强的剪切强度和更好的能量吸收能力，进一步提升了植入物的整体性能。这些特性不仅使植入物对患者更加舒适，还能通过降低植入物失败的风险和减少后续手术的需要，从而提高长期成功率[405]。

AM技术的持续发展不断推动辅助弹性植入物定制的边界。随着这些技术的进步，有望创造出更先进的植入物，这些植入物能够响应环境的动态变化，为生物医学领域的适应性治疗和疗法开辟新的途径。这种级别的定制不仅旨在提高医疗植入物的有效性，还能显著提升患者的生活质量，使其成为现代医学研究和应用的关键领域[406][407]。

3.3. 辅助弹性植入物的拓扑优化
计算建模和拓扑优化在辅助弹性植入物的设计和开发中起着关键作用，利用复杂的算法预测这些结构在各种条件下的表现[408]。这些技术对于最大化辅助弹性材料的机械和功能性能至关重要，确保最终的设计既符合患者的具体需求，又能通过增材技术制造[409][410]。该过程始于计算建模，涉及模拟辅助弹性结构在预期生理载荷下的行为。这一步骤对于理解辅助弹性图案与生物组织之间的复杂相互作用至关重要，特别是这些材料如何变形、吸收冲击和分布应力。这些模型基于从患者成像中获得的详细解剖数据，使工程师能够在实际制造之前在虚拟环境中探索各种设计方案[411][412]。这不仅节省了大量的时间和资源，还能通过在设计阶段解决潜在问题，最大限度地减少植入物失败的风险。

拓扑优化通过迭代改进设计来进一步提高性能和效率。该方法调整辅助弹性结构的几何布局——改变肋条的厚度、单位晶胞的大小或整体材料分布等特征——以找到满足特定标准的最佳配置。这些标准可能包括在最大化强度的同时最小化重量，或实现与所支持身体部位自然运动相匹配的所需柔韧性。将拓扑优化整合到辅助弹性植入物设计中尤其有利，因为它可以利用辅助弹性材料的独特性能。例如，设计上的调整可以增强负泊松比效应，这对于需要表现出卓越柔韧性和抗冲击性的植入物尤为重要。这在脊柱盘或软骨置换等领域尤其相关，因为植入物适应动态生物力学载荷的能力对其成功和寿命有很大影响[413][414]。此外，这些计算技术促进了梯度材料和变密度辅助弹性配置在单个植入物中的应用。这些特性可以模仿生物组织中的自然属性梯度，从而使植入物不仅更贴合，而且通过促进自然组织整合和生长而发挥更有效的功能。

随着AM技术的进步，计算建模、拓扑优化和辅助弹性设计之间的协同作用在医学领域创造了前所未有的机会。这种方法不仅增强了植入物的功能性能，还为更多创新应用铺平了道路，例如创建能够根据机械载荷或生物条件的变化进行适应性响应的植入物。通过推动当前植入物设计的极限，计算建模和拓扑优化为新一代个性化、高性能医疗设备奠定了基础，显著改善了患者的生存质量[415]。

3.4. 辅助弹性骨植入物的有限元分析（FEA）
有限元分析（FEA）是一种强大的计算工具，广泛应用于工程领域，用于模拟和预测材料和结构在各种载荷下的响应。通过将复杂的物理现象分解为更小、更易管理的元素，FEA在创建物理原型之前提供了关于设计性能、耐用性和安全性的详细见解。这种方法在医学领域尤为重要，因为它用于改进生物医学植入物的设计和功能，确保它们能在维持与身体组织兼容性的同时承受生理条件。FEA能够模拟复杂的材料行为和相互作用，对于开发先进的医疗设备（如骨植入物）至关重要。它允许工程师和分析人员在现实载荷条件下分析植入物设计中的应力、应变和位移。通过对材料内部这些力的分布和管理方式有深入的理解，FEA有助于优化设计，提高性能并降低失败的可能性。

图6展示了在模拟应力下辅助弹性结构与非辅助弹性结构的比较分析。辅助弹性结构表现出较少的应力积累和更好的应力分布，图中左侧部分显示了更平滑的应力梯度。相比之下，非辅助弹性结构显示出更多高应力集中区域（绿色到红色区域），表明应力分布较差。这种可视化展示了辅助弹性设计在均匀分布载荷方面的固有机械优势，这对于承受各种生理应力的植入物至关重要[416][417]。

如图所示，辅助弹性结构在拉伸时宽度会扩大，这与传统材料不同。这种行为导致应力积累减少，结构内的应力分布更好，如图左侧部分所示。改进的应力分布使辅助弹性材料能够更有效地吸收和管理力，降低了导致材料失效的应力集中风险。这使得它们在需要高抗冲击性和耐用性的应用中特别有用，例如防护装备和航空航天组件。相反，右侧显示的非辅助弹性结构显示出更多的应力积累和较差的应力分布。在这种材料中，应力倾向于在某些区域集中，增加了过早失效的可能性。这些特性限制了它们在需要均匀应力分布的应用中的性能。

3.5. CAD和建模在辅助弹性结构设计中的集成
将计算机辅助设计（CAD）和建模软件整合到辅助弹性结构的设计中，显著提高了根据特定医疗需求定制植入物的精度和多功能性。这种集成是工程过程的关键部分，允许在植入物进入生产阶段之前对其进行细致的创建、修改和优化[418]。CAD工具在可视化和操作辅助弹性材料的复杂几何形状方面非常有用，特别是考虑到它们负泊松比行为的复杂性[419][420]。通过使用CAD，设计师可以快速绘制辅助弹性结构的多个版本，调整角度、支柱长度和整体配置等参数，以观察这些变化如何影响材料的性能。这对于辅助弹性植入物尤其重要，因为即使是微小的修改也可能显著影响植入物的功能和与人体组织的整合[421][422]。

一旦在CAD软件中建立了初步设计，接下来就是建模环节，模拟辅助弹性结构在各种载荷条件下的物理行为。这一模拟过程利用有限元分析（FEA）来预测植入物对实际载荷和应变的响应。这一步骤对于确保辅助弹性植入物能够在体内承受生理载荷而不发生故障或给患者带来不适至关重要[423]。此外，CAD和建模软件还允许探索新的辅助弹性配置类型，这些配置可能不会立即显而易见。设计师可以在虚拟环境中试验不同的图案和材料，评估新想法的潜力，而无需承担物理原型制作的成本和时间。这种能力不仅加快了开发过程，还促进了创新，推动了辅助弹性植入物可能性的边界[424][425]。

CAD和建模的集成还促进了优化设计直接转移到增材制造设备中的过程。从数字蓝图到实物产品的无缝过渡在定制医疗设备领域至关重要，因为每个植入物都可能根据特定患者的解剖结构进行定制。直接根据优化的CAD模型进行制造可以减少错误，并确保最终产品符合预期的设计规格。总体而言，CAD、建模和负泊松比结构设计之间的协同作用代表了医疗植入物构思和生产方式的根本性转变。这提高了设计灵活性、产品性能，并加快了开发周期，最终实现了更有效和个性化的医疗治疗。这种集成是现代生物医学工程的基石，使得创造既创新又高度功能的负泊松比植入物成为可能。

4. 负泊松比骨植入物的机械性能
4.1. 抗拉和抗压性能
负泊松比骨植入物的机械性能对其功能、寿命以及与宿主组织的整合起着关键作用。这些植入物具有负泊松比（NPR）的特性，表现出独特的机械性能，如增强能量吸收、抗冲击性和更好的载荷分布，使其非常适合用于骨科和牙科植入等生物医学应用[176] [426]。与传统植入物不同，后者可能会出现应力屏蔽、疲劳失效和适应不良的问题，而负泊松比支架则表现出更好的合规性、应力重分布以及与周围骨组织的更好机械互锁，从而降低了植入物随时间松弛的风险[374] [427]。负泊松比材料在骨植入物设计中的一个主要优势是它们在受压时变密，在受拉时膨胀，从而增强了减震能力和机械稳定性[357] [428]。例如，内凹型负泊松比泡沫可以比相同相对密度的传统泡沫具有更高的抗压强度[429]。通过保持相同的基材和相对密度但使泊松比更负，研究表明刚度和强度都可以得到提升。这意味着负泊松比支架可以变得更轻或更多孔隙，同时仍能承受相当的载荷。在拉伸过程中，负泊松比支架会横向膨胀，使更多材料参与承载载荷，可能提高抗拉强度和耐损伤性[429]。这一特性对于承重植入物特别有益，如髋关节假体、脊柱笼和颅面重建，因为这些植入物在日常活动（如行走或咀嚼）中会承受循环机械应力[430] [431]。此外，负泊松比材料的可调弹性模量使其能够模仿天然骨的刚度，减少应力屏蔽并促进更好的骨整合[432] [433]。

疲劳抗性在生物医学植入物中至关重要，因为它们长期承受重复载荷。研究表明，负泊松比多孔结构的疲劳寿命优于传统的基于格子的支架，因为它们能够更均匀地分布应力，从而减少了导致微骨折和植入物失效的局部应力集中[176] [434]。Yavari等人[435]指出，机械载荷、基材刚度和几何设计对于骨组织再生至关重要，进一步强调了优化植入物行为的重要性。计算建模和增材制造（AM）技术的最新进展，如熔融沉积建模（FDM）、选择性激光烧结（SLS）和数字光处理（DLP），使得能够精确设计和制造具有可调机械性能的负泊松比骨支架[436] [437]。William等人[438]利用计算拓扑优化设计了模仿人体小梁骨机械行为的支架结构，提高了机械稳定性和生物相容性。Kolken等人[176]使用选择性激光熔化（SLM）制造了一种混合负泊松比髋关节植入物。他们的结果显示，由于其负泊松比，这些植入物的抗剪切强度、抗压强度和载荷分布都有所改善。弹性模量和强度与皮质骨和小梁骨相匹配，增强了植入物与骨的接触并减少了应力屏蔽。有限元建模和实验验证确认，制造过程显著影响了机械性能[439] [440]。此外，通过基于激光的AM制造的形状记忆合金负泊松比格子在循环载荷下的抗拉强度比类似的非负泊松比设计高出多达40%[441]。

优化负泊松比骨植入物的机械性能需要平衡强度、柔韧性和生物相容性，同时考虑潜在的降解或磨损问题。负泊松比结构独特的负泊松比提供了有希望的优势，如增强抗冲击性和载荷分布。然而，确保这些植入物在人体内保持机械完整性和适应性需要严格的评估。包括形状记忆聚合物（SMPs）和水凝胶在内的先进材料为负泊松比设计提供了令人兴奋的机会，但其长期性能和与生物系统的兼容性必须进行彻底评估。通过解决这些挑战，负泊松比骨植入物可以显著提高下一代生物医学设备的耐用性、功能性和整体效果。

4.2. 抗剪切和抗弯曲性能
负泊松比格子在剪切和弯曲载荷下也表现出优越的性能。由于在轴向压缩时会发生横向膨胀，负泊松比结构能够防止剪切变形，从而具有更高的剪切刚度和抗变形能力[208]。实际上，负泊松比骨板或支架在扭转或弯曲时倾向于抵抗变形，因为泊松比耦合导致厚度膨胀，抵消了剪切应变。研究表明，负泊松比材料具有比非负泊松比材料更高的抗剪切性和压痕硬度[442]。这些特性在承重应用中至关重要，例如关节植入物：在弯曲过程中，如行走时的髋关节股骨柄，负泊松比股骨柄可以更好地与周围骨骼保持接触，减少界面应力峰值[204]。在弯曲测试中，负泊松比蜂窝结构在失效前表现出更小的变形和更多的能量吸收，这归因于其结构中的内凹肋条，这些肋条在受到压力后会膨胀并吸收能量[442]。同样，压痕测试显示负泊松比表面具有更高的局部抗压能力——压头导致材料在下方变厚，从而增加硬度和断裂韧性。这些特性对于可能承受点载荷或弯曲力矩的植入物非常有利。内凹型蜂窝结构和非手性负泊松比格子在剪切强度和弯曲强度方面分别提高了20%–50%和10-25%，即使它们的孔隙率相当[208]。特别是，负泊松比钛骨板在受载荷时显示出与骨骼更好的接触，减少了界面处的微移动，提高了初次稳定性[241] [443]。Wang等人[444]指出，具有负泊松比的负泊松比机械超材料（AMMs）表现出更好的机械性能，包括增强的能量吸收、韧性和载荷分布。这归功于负泊松比膨胀机制所带来的应力分布改善。

Zhang等人[445]研究了通过单轴热成型制造的负泊松比聚合物泡沫的剪切性能，发现负泊松比泡沫具有更高的剪切模量和更大的能量耗散能力，这归因于其独特的内凹单元结构和负泊松比，从而提高了剪切载荷下的抗变形能力。Kim等人[204]探讨了负泊松比结构在组织工程和医疗设备中的潜力。他们指出，负泊松比可以促进细胞增殖、营养传输和支架的机械稳定性，使其适合用于骨和软组织再生，因为它们具有更好的载荷分布和适应复杂生物环境的能力。这些发现强调了负泊松比材料在剪切和弯曲应用中的显著优势，特别是在生物医学植入物和组织工程中。增强的抗剪切性能、能量耗散能力和对复杂载荷条件的适应性使得负泊松比结构成为改善骨科和软组织植入物机械性能和寿命的理想选择。

4.3. 能量吸收和抗冲击韧性
负泊松比植入物以其出色的能量吸收能力而闻名，使它们对冲击或突然载荷具有很高的韧性。结构柔顺性和在载荷下的致密化相结合，使负泊松比泡沫和格子在受控变形的同时吸收更多动能。例如，负泊松比PU泡沫已被证明比传统泡沫吸收更多的冲击能量并更好地恢复形状，而传统泡沫往往会不可逆地塌陷[208]。在骨科创伤应用中，负泊松比骨填充物或垫片可以分散冲击力并保护骨骼。负泊松比材料的抗断裂能力也得到了增强——如果形成裂纹，材料在拉伸时的膨胀趋势会使得裂纹面相互压紧，抑制裂纹扩展[446] [447]。本质上，负泊松比支架结合了刚性和延展性：它们可以在吸收冲击的同时承受载荷而不发生脆性断裂。这对于可能受到意外冲击或跌落的承重脊柱笼或关节植入物特别有用——负泊松比设计在冲击测试中的表现优于标准格子，显示出更少的损伤和更高的能量吸收[352]。用于骨修复的负泊松比骨折板由于材料在拉伸应力下的横向膨胀，裂纹扩展速度降低了25%，从而抑制了裂纹扩展并增强了结构完整性。实验研究表明，形状记忆合金（SMA）负泊松比格子在循环载荷下的能量吸收和疲劳极限显著高于传统SMA格子[219]。同样，负泊松比骨螺钉在类似载荷条件下比传统螺钉吸收了多50%的冲击能量，使其在创伤应用中非常有效[448]。此外，内凹型负泊松比支架的断裂韧性比类似孔隙率的非负泊松比支架高出40%，这增强了它们在骨科应用中的耐用性和抗失效能力[271]。此外，受海绵启发的负泊松比格子结构由于仿生设计和负泊松比而表现出更高的能量吸收和耐损伤性，表明它们适用于高冲击的生物医学应用和结构应用[449]。这些发现突显了负泊松比结构在生物医学应用中的巨大潜力，其中增强能量吸收、抗断裂能力和机械稳定性对于改善植入物性能和寿命至关重要。

表6总结了传统材料与负泊松比材料的机械性能，突出了负泊松比设计在强度、能量吸收和断裂韧性方面的显著改进。

表6. 骨植入物中传统材料与负泊松比材料的机械性能
| 性能 | 传统植入物 | 负泊松比植入物 | 关键发现 | 参考文献 |
| --- | --- | --- | --- |
| 弹性模量 | Ti–6Al–4V固体 ～110 GPa | 多孔负泊松比Ti格子 ～10–30 GPa | 负泊松比Ti格子降低了刚度，更好地匹配皮质骨的刚度，并减少了应力屏蔽。[143]、[271]、[450]、[451] |
| 抗拉强度 | ～500 MPa | ～650 MPa（内凹型负泊松比Ti格子） | 负泊松比结构显示出比传统设计更高的抗拉强度，适用于承重应用。[452]、[453]、[454] [455]、[456] |
| 抗压强度 | 100 MPa（传统Ti支架） | 150 MPa（负泊松比Ti格子） | 负泊松比Ti格子的抗压强度提高了50%，适用于需要高抗压力的应用。[176]、[457]、[458]、[459] |
| 抗剪切强度 | 40 MPa | 55 MPa（手性负泊松比格子） | 手性负泊松比格子的抗剪切强度提高了38%，在扭转载荷下表现更好。[458]、[460]、[461] |
| 抗弯曲强度 | 120 MPa | 160 MPa | 内凹型负泊松比板提高了33%的抗弯曲强度，提高了在弯曲应力下的耐用性。[462]、[463]、[464] |
| 能量吸收 | 100 J/m2 | 140 J/m2（负泊松比SMA格子） | 负泊松比材料吸收的能量增加了40%，使其更能抵抗冲击，适用于动态载荷条件。[465]、[466]、[467] |
| 断裂韧性 | 20 MPa·m? | 28 MPa·m? | 负泊松比植入物的断裂韧性提高了40%，降低了裂纹扩展的可能性。[468]、[469]、[470] |
| 疲劳强度 | 80%（基线） | 57%（由于更高的孔隙率） | 尽管疲劳强度降低了23%，但更高的孔隙率提高了生物相容性，使负泊松比材料适合长期在体内使用。[434]、[471]、[472] |

4.4. 表面粗糙度
表面粗糙度对骨植入物的生物整合和机械性能有着关键影响，由于负泊松比材料独特的机械性能，它们对这些效应特别敏感。植入物表面的微观和纳米级粗糙度影响初始细胞粘附、蛋白质吸附以及骨骼和植入物之间的机械互锁[473]。负泊松比特性和在拉伸应力下能够横向膨胀的特殊植入物，极大地依赖于优化的表面纹理，以最大化其在生物环境中的有效性及其整合程度[271]、[454]、[474]。植入物表面的微纳级粗糙度直接影响初始的细胞反应、蛋白质吸附以及骨头与植入物之间的机械互锁，从而影响初级（即机械）和次级（即生物）固定[475]、[476]。研究表明，中等粗糙度的表面（通常在1-3 μm Ra范围内）能够优化成骨细胞的附着、细胞扩散和骨基质的形成[477]、[478]、[479]。例如，研究显示，相比光滑表面，粗糙的聚合物支架能显著促进骨细胞的附着和骨形成[473]、[480]。通过碱溶液处理聚合物支架（如聚乳酸）可以成功增加表面粗糙度，从而在体外增强成骨细胞的附着并加速矿化骨基质的沉积[481]、[482]。在粗糙的特殊支架上培养的人间间充质干细胞和类成骨细胞也观察到了类似的细胞增殖和分化改善，进一步强调了表面纹理的关键作用[483]、[484]。一般来说，几微米Ra的中等粗糙表面有助于促进成骨细胞的附着和植入物的早期固定。研究表明，增加AM打印支架的表面粗糙度可以带来更多的细胞附着和增殖——例如，粗糙的聚合物支架比光滑表面显示出更高的成骨细胞附着和更多的骨组织形成[485]、[486]。在一个实验中，用碱溶液处理聚乳酸支架后，其表面粗糙度增加，导致体外成骨细胞附着增强和矿化骨基质沉积增加[487]。同样，人在间充质干细胞和类成骨细胞在粗糙的特殊支架上也表现出更好的扩散和生长[488]、[489]。这些发现表明，适当水平的特殊植入物表面纹理可以通过促进细胞在界面处的整合来显著改善生物锚固[490]。对于通过激光烧结或挤出打印等增材技术制造的特殊骨植入物，表面粗糙度往往是制造过程的固有副产品。特别是金属植入物的打印特殊晶格往往具有微孔性和表面不规则性，这有助于骨整合[491]。这种固有的粗糙度可以消除创建生物活性表面的需要，因为天然纹理本身就有利于骨生长[492]。然而，表面光洁度必须严格控制：虽然一定的粗糙度可以提高生物性能，但过于粗糙或有缺陷的表面可能会成为应力集中器[493]。研究表明，通过蚀刻、等离子体处理等方式改变表面粗糙度可能略微改变支架的机械性能，例如通过引入影响疲劳强度的微凹槽。因此，工程师必须在不损害精细特殊支撑结构完整性的前提下，平衡粗糙度以最大化组织整合[493]、[494]。为了优化这种平衡，一些研究者采用了表面改性技术，例如在特殊支架上进行等离子喷涂或纳米图案化，以改善细胞反应同时保持机械强度[495]、[496]。表面拓扑结构也会影响骨头-植入物界面的机械互锁。粗糙的特殊植入物表面在植入时增加了摩擦力和界面剪切强度，有助于植入后的初级稳定性机械固定[497]、[498]。随着时间的推移，微尺度粗糙度有助于骨组织抓住植入物，从而通过骨长入实现更高的次级稳定性生物固定[499]。例如，在具有类似骨整合要求的牙科植入物中，具有微粗糙度的表面与更快的锚固和更高的骨-植入物接触率相关[500]。在特殊植入物中，这些植入物的设计通常包含多孔表面，多孔性和粗糙的宏观纹理的结合为成骨细胞提供了理想的附着和桥接平台[501]。这可以加速骨整合的过程[502]。值得注意的是，对于骨整合来说，最佳粗糙度（例如微米级与纳米级的比较）仍在研究中[503]。尽管如此，现有证据表明，具有微观粗糙度叠加纳米特征的分层表面纹理的特殊植入物为骨细胞的附着和分化创造了有利环境，从而改善了植入物与宿主骨的整体整合[504]、[505]。

4.5. 特殊骨植入物的多孔性：提高生物力学和生物性能

多孔性对于促进组织再生至关重要，因为它为细胞渗透、血管化和营养交换提供了空间。多孔结构模仿了骨的自然微观结构，为成骨细胞提供了增殖和形成新骨组织的有利环境。为了使骨植入物成功与周围骨骼整合，它们需要促进这些过程。支架中的互联孔网络允许细胞迁移并与植入物结合，从而实现更好的骨整合和长期成功[500]、[503]、[506]、[507]。高孔隙率通常有利于营养输送、血管化和细胞迁移，但会降低承重能力。为了实现成功的骨长入，支架必须具有高度多孔性和互联性[508]。为了达到最佳的骨再生效果，支架的孔隙率应至少为50%，孔径通常在50至800 μm之间。这个范围可以在机械强度和生物功能性之间取得平衡。较大的孔径（如500-800 μm）有利于血管化，而较小的孔径（即小于100 μm）则更有利于细胞渗透和骨基质的形成[504]、[509]。传统的多孔骨植入物通常由钛、羟基磷灰石或聚合物材料制成，其孔隙率通常在60%到70%之间。这些支架的孔径通常设计在300 μm左右，这紧密复制了松质骨的结构。这些支架旨在为骨生长提供足够的支持，并模仿松质骨的机械性能[426]、[510]。高孔隙率与优化的孔径大小相结合，确保足够的组织渗透同时保证植入物能够承受机械载荷。虽然较高的孔隙率支持生物过程，但它会降低材料的刚性，从而减少植入物的承重能力。因此，孔隙率超过70%的植入物可能在承受载荷时遇到困难，特别是在承重应用中[448]、[511]。图7展示了特殊股骨植入物的设计、模拟和机械评估，突出了不同植入配置下的应力分布、变形行为和比较应变分析。

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图7. 具有特殊晶格结构的股骨植入物的有限元分析（FEA）和设计演变，以提高生物力学性能。(a) 特殊单元格设计的示意图、拓扑变化以及与股骨干几何形状的整合，以定制机械性能，改编自[512]，采用开放访问CC BY 4.0许可证；(b) 在生理载荷下，股骨和植入物系统的生物力学建模和应力分布，显示主要应力轨迹与解剖区域的对齐。(c) 各种植入物设计（M1–M3、C1–C3和F1–F3）与完整股骨的冯米塞斯应力分布，突出应力屏蔽效应。(d) 所有配置的Gruen区域内的应力传递分析，显示特殊设计和功能分级植入物相比传统设计具有更好的载荷传递特性，改编自[513]，经Elsevier许可。

特殊材料具有负泊松比特性，在拉伸时表现出独特的横向膨胀现象。这种行为与传统材料不同，传统材料在拉伸力作用下通常会收缩。使用诸如内凹蜂窝、手性晶格和其他设计的特殊支架已成为解决传统多孔支架挑战的创新方案。这些结构结合了高孔隙率和增强的机械性能，使其成为骨植入物的理想选择[190]、[514]。特殊支架可以实现超过传统设计的孔隙率，同时保持其结构完整性。负泊松比使这些材料能够更好地分布机械载荷，减少了应力屏蔽的风险，这是传统骨植入物常见的问题。此外，特殊支架的横向膨胀改善了植入物与周围组织的相互作用，进一步促进了骨整合[509]、[515]。虽然多孔性提高了骨植入物的生物性能，但它也削弱了材料的强度，可能会影响植入物的机械强度。对于传统骨植入物，通常使用大约60-70%的孔隙率来确保生物和机械上的成功。然而，超过这个范围的孔隙率会增加机械强度的减弱，尤其是在包含较大孔径时。特殊材料凭借其独特的机械行为，允许结合更高的孔隙率和改进的机械性能。尽管孔隙率增加，它们仍能保持甚至增强其承重能力。它们能够在植入物上更均匀地分布应力，使其特别适用于承重应用，如髋关节、膝关节或脊柱植入物[511]、[516]。图8展示了增材制造的特殊结构在医疗设备中的应用，突出了它们的机械性能、传感能力和在骨科植入物中增强的骨整合。

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图8. 增材制造的特殊结构和自感应复合材料的概述：(a) 用于脊柱侧凸支具的聚合物/CNT复合纤维和AM特殊晶格的制造；(b) 特殊复合材料的应力-应变和压阻响应；改编自[517]，经Elsevier许可；(c) 用于脊柱植入物的特殊螺杆的设计、测试和计算评估，改编自[518]，采用开放访问CC BY 4.0许可证。

为了设计具有最佳孔隙率的骨植入物，需要仔细控制孔径和孔结构。理想的孔径取决于应用和植入物的生物要求。100-300 μm的孔径通常适合促进骨长入和血管化，而小于50 μm的较小孔径则更适合支持成纤维细胞和成骨细胞的生长。孔的互联性也是一个关键因素，因为它有助于细胞迁移并促进营养物质在支架中的扩散[450]、[519]。对于特殊支架，负泊松比和特殊的几何形状允许更高的孔隙率而不牺牲机械强度。这些支架解决了孔隙率和机械强度之间的权衡问题，使得设计出既能支持生物过程又能承受机械载荷的植入物成为可能[520]、[521]。

表7. 展示了孔径对多孔特殊植入物中骨长入的影响，说明了结构变化如何影响生物整合和组织再生。

表7. 孔径对多孔特殊植入物中骨长入的影响

序号 方法 最佳孔径（μm） 关键发现
1 植入物制造：采用不同孔隙率和孔径（30%和40%孔隙率）的粉末冶金 180-300 μm 观察到模仿松质骨结构的钛植入物具有更好的骨生长。传统植入物的整合速度较慢。[525]
2 使用AM、软光刻等技术制造的特殊结构 100–500 μm 特殊结构表现出独特的机械性能，具有负泊松比，促进更好的细胞增殖、迁移和分化。这些结构适用于组织工程支架和生物医学设备，提供了改进的机械行为和组织整合[248]
3 选择性激光熔化（SLM）、电子束熔化（EBM）和AM 100-500 μm 具有负泊松比的特殊支架提供了更好的机械互锁、改善的细胞渗透和更均匀的应力分布，比传统支架更有优势，有利于骨再生。传统支架虽然有效，但可能存在较慢的细胞渗透和不均匀的应力分布。[526]
4 基于内凹六角蜂窝结构的特殊生物材料的AM 1300–2700 μm 特殊生物材料表现出适当的形态和机械性能，弹性模量范围为66.3至5648 MPa，屈服强度为1.4至46.7 MPa。特殊结构显示出比非特殊生物材料更好的疲劳性能，表明其具有提高植入物寿命的潜力。[434]
5 特殊多孔骨螺钉的体外疲劳行为和体内骨整合评估 300–700 μm 孔径在300至700 μm之间的特殊多孔骨螺钉显示出更好的骨整合和初级固定稳定性。[172]
6 使用选择性激光熔化（SLM）制造的多孔钛植入物 300–900 μm 孔径为600 μm的植入物显示出比300 μm或900 μm的植入物更高的固定强度和更广泛的骨长入。研究表明，600 μm在机械稳定性和骨再生方面提供了最佳平衡。[514]

增材制造技术的进步彻底改变了具有定制孔隙率的骨植入物的设计。增材制造（AM）技术，如选择性激光熔化（SLM）和电子束熔化（EBM），使得能够精确制造出具有可控孔隙率、孔径和分布的骨植入物。这些方法能够创建复杂的几何结构，包括负泊松比结构，并具有高分辨率和精度[515][522]。通过增材制造，可以定制出专门针对患者解剖需求设计的骨植入物。这种设计和制造患者特定植入物的能力确保了更好的适配性，并提高了植入物促进骨再生和骨整合的成功率[204][523]。图9展示了在承重骨模型中的一种相关比较：一种是负泊松比支架（AS），另一种是非负泊松比支架（NAS），它们被植入兔子的股骨缺陷中。

4.6. 生物性能和骨整合
4.6.1. 细胞粘附和增殖
具有负泊松比的负泊松比支架在拉伸时能够向外膨胀，由于它们独特的机械行为以及对细胞生物学的影响，在组织工程领域引起了极大的兴趣[527][528]。早期研究已经成功制备了负泊松比泡沫和聚合物[529][530]，最近的工作将这些设计转化为生物支架，以重现细胞体内的机械微环境[531]。在负泊松比支架上培养的细胞通常比在常规支架上培养的细胞表现出更强的粘附性和生长能力[532]。例如，Jin等人[532]报告称，多尺度负泊松比网格比常规网格能够增强细胞的初始粘附和扩散。类似地，Flamourakis等人[533]证明成纤维细胞能够渗透并增殖通过激光光刻制备的微尺度负泊松比晶格，而非负泊松比类似物则阻碍了这种完全渗透。这些发现表明，负泊松比结构通过其在张力作用下的横向膨胀和高孔隙连通性，为细胞提供了更加贴合和支持性的界面。

多项研究量化了负泊松比支架在促进细胞增殖方面的优势。Choi等人观察发现，与标准支架相比，MG-63成骨细胞样细胞在负泊松比PLGA支架（负泊松比约–0.07）上的早期增殖显著更高[534]。在他们的研究中，培养1-3天后，负泊松比支架上的细胞数量是对照组的两倍以上[534]。在循环压缩条件下，负泊松比支架能够为细胞提供更均匀的应变，避免应力屏蔽区域，从而促进均匀的信号传递。Warner等人[535]显示，具有负泊松比区域的增材制造生物材料结构在动态加载下保持了高细胞活力，而具有常规结构的区域则有更多细胞脱离，这突显了负泊松比基质对细胞的机械稳定性。负泊松比结构在施加张力/压缩时横向膨胀的连续机械特性可以鼓励细胞感知力传导路径（如核转移），从而驱动细胞增殖并防止细胞降解[536]。

负泊松比支架的另一个优势是它们能够适应组织运动，这对于在动态环境中保持细胞至关重要。负泊松比支架的行为与大多数材料不同——它们在拉伸时不会变薄，而是向外膨胀，轻轻包裹住细胞或组织，像提供支持一样。这种特性已被应用于设计动态组织支架——例如，一种能够适应心脏肌肉运动的负泊松比聚合物贴片[537]以及能够在张力下保持接触的负泊松比包裹物，用于肌腱/韧带[538]。在细胞接种的背景下，这意味着当支架受到机械刺激时，细胞与支架的接触不太可能减弱。实际上，Choi等人[534]指出，对负泊松比支架施加静态压缩应变可以进一步促进早期细胞增殖，而在常规支架上，机械应变对细胞的影响较小，甚至会导致细胞脱离。因此，负泊松比支架可以结合结构提示和机械加载，协同增强细胞增殖。

值得注意的是，支架的基础材料仍然对细胞粘附起着作用；许多负泊松比支架是由聚氨酯或聚酯等生物材料制成的，这些材料可能具有生物惰性。研究人员通过将负泊松比设计与生物活性修饰结合来解决这个问题。Ahn等人使用TPU制造了一种柔性的负泊松比气管支架，然后用细胞粘附性 electro-spinning 纳米纤维对其进行涂层，以改善细胞粘附[539]。这种混合支架结合了负泊松比结构的机械优势（改善的柔韧性和均匀膨胀）和增强的细胞粘附表面，在体外和体内都表现出优异的生物相容性[539]。这些方法表明，负泊松比几何形状可以与生化信号结合，为细胞生长创造最佳环境。这些支架能够与细胞/组织变形同步膨胀和收缩，从而创建更加有利于细胞生长的微环境，可能减少细胞剪切应变并通过膨胀的孔隙改善营养物质的渗透[531]。正如接下来所讨论的，这些特性为后续的组织特异性结果奠定了坚实的基础，包括骨生成和血管化。

4.6.2. 骨生成和血管化
在促进细胞接种和扩展之前，负泊松比支架在促进骨生成分化和血管化方面显示出显著的优势，这是功能性骨组织工程的两个关键方面。已知负泊松比支架提供的均匀机械刺激会影响间充质干细胞（MSC）的 lineage commitment。多项研究报告称，当MSC 在负泊松比支架上培养并受到循环加载时，骨生成标志物（碱性磷酸酶、骨钙素等）的表达会上升[540][541][542]。这种效应通常归因于负泊松比支架在培养过程中能够维持较高的局部应力/张力，这是已知的骨生成触发因素。例如，在Wang等人的研究中，一种具有梯度结构的增材制造复合支架模拟了软骨向骨的自然过渡。此外，该支架还包含一个生物分子的程序化递送系统，有效指导干细胞分化并促进软骨和软骨下骨组织的再生[543]。负泊松比支架在应力作用下的横向膨胀为细胞提供了更动态的拉伸刺激，作者将其与骨生成基因的表达增强联系起来[544][545]。这一发现与更广泛的共识一致，即增材制造中的机械信号，特别是避免应力屏蔽的信号，对于引导干细胞向骨系分化至关重要[545]。

负泊松比支架在促进骨形成方面的体内证据尤为令人信服。Qin等人[541]设计了一种用于关键尺寸骨缺陷的金属负泊松比植入物，并发现在大鼠股骨缺陷模型中，其与常规晶格植入物相比表现出更优异的骨生成效果。8周时的组织学和μCT分析显示，使用负泊松比“元支架”处理的缺陷区域新骨体积更大，矿化组织分布更均匀。值得注意的是，负泊松比植入物导致周围组织中骨生成因子（如RUNX2和OCN）的表达更高，纤维包裹较少[541]。更好的骨再生归因于植入物能够匹配天然骨的机械顺应性，同时提供足够的刺激——这种平衡是通过调节内部几何形状而不是使用过于刚性的基础材料来实现的。有限元分析证实，负泊松比多孔设计能够在再生骨和支架-骨界面更均匀地分布应力（见图10），有助于避免局部吸收并促进更均匀的组织生长[541][546][547]。此外，负泊松比支架具有较高的结构稳定性，能够抵抗挤压或屈曲，这意味着即使在负载下也能保持孔隙结构和细胞迁移及营养物质流动的路径。这是另一个促进骨生成的因素，因为当孔隙不破裂时，细胞可以更有效地在支架内部定植[548][549]。

负泊松比支架似乎还能创造一个促进血管化的环境，这对于维持骨组织形成至关重要。一个指标是在负泊松比植入物中观察到的缺氧诱导因子1-α（HIF-1α）的激活。Qin等人[541]注意到，在他们的负泊松比金属支架周围的组织中，HIF-1α和VEGF的表达显著上升，表明局部微应变促进了新血管的形成，以满足代谢需求。实际上，微CT血管造影显示，负泊松比支架处理的缺陷区域的血管密度高于对照组[541]。这一结果很重要，因为血管化不足是工程化骨移植失败的一个常见原因。通过自然诱导更好的血流灌注，负泊松比支架可能克服了修复大缺陷的主要障碍。负泊松比结构在循环加载下的几何变化可以作为一种“泵送”机制，吸引液体和循环细胞，从而增强灌注和内皮细胞的招募（见图11[550]）。其内在的孔隙连通性和膨胀性也有助于内皮细胞更深层次的渗透。Song等人在体外证明，一种增材制造负泊松比支架支持人类多能干细胞从头开始形成微血管网络，这些干细胞分化为内皮细胞并在支架中形成管状结构[551]。这是一个独特的结果——在相似的非负泊松比支架中，连续毛细血管网络的形成受到限制，而负泊松比支架允许广泛的细胞迁移和网络连接[551][552]。负泊松比支架的动态膨胀被认为可以产生瞬态流动和剪切应力，刺激血管生成芽生，模拟体内肌肉收缩或脉动血流的效果[547][553]。

4.6.3. 体内和体外测试
这些测试可以被视为生物医学植入物的最终验证，确保植入物在现实生活中的有效运行[558][559]。体外测试是指在非生物体环境中进行的实验，通常使用模拟的生理条件来评估关键的生物和机械特性，如细胞和组织生长、粘附性、拉伸强度、抗疲劳性和腐蚀行为。这种受控环境允许对植入物材料和设计进行全面分析和优化，有助于在进入临床试验之前识别和解决潜在问题[560]。通过在实验室环境中模拟现实世界的条件，体外测试提供了宝贵的见解，确保植入物材料在用于活体生物之前是安全且有效的。体内测试是一个关键步骤，在此过程中植入物在活体生物体内进行评估，以模拟现实世界的条件[561]。这一阶段考察了植入物与宿主之间的动态相互作用，包括组织整合、承重性能和长期耐久性等方面。成功的体内测试不仅证实了体外研究的发现，还验证了植入物在生物环境中的安全性和有效性[562]。这些测试所提供的见解为临床数据做出了巨大贡献，有助于改进植入物设计，提高患者的治疗效果，并促进更有效的生物材料的开发[562][563]。图12展示了增材制造（AM）的辅助性椎间盘（IVD）支架的设计、制造和体内评估，显示了在动物模型中改善的生物力学性能和椎间盘再生。下载：下载高分辨率图像（985KB）下载：下载全尺寸图像图12. (a) 增材制造的辅助性椎间盘（IVD）支架的设计和有限元分析，展示了应力分布和生物相容性。(b) 在加载条件下，天然IVD、非辅助性（TPU-X）和辅助性（TPU-A）支架的比较机械评估。(c) 在兔子模型中植入超过8周后的椎间盘高度、退化程度和骨赘形成的放射学和定量评估，改编自[564]，根据开放获取CC BY 4.0许可授权。体外研究提供了一个受控环境，用于评估辅助性骨植入物的生物相容性和机械性能。辅助性支架表现出出色的细胞相容性：这些结构上的成骨细胞比在传统多孔支架上的附着和增殖更强[574][575]，在辅助性基质中观察到的细胞扩散更为显著[576]。负泊松比使得机械刺激均匀分布，这与体外增强的成骨分化和骨基质生成有关[577][578]。从机械角度来看，压缩测试证实辅助性设计能够承受生理负荷：增材制造的辅助性晶格表现出类骨的刚性和更好的疲劳寿命，能够承受数百万次加载循环且损伤较少[579]。体外研究表明，辅助性支架支持人类间充质干细胞（hMSCs）的细胞浸润、增殖和成骨分化，表明其适用于促进骨再生。表8总结了增材制造辅助性结构的最新进展，详细介绍了技术、材料及其在体外和体内的性能，以及它们在生物医学应用中的表现。表8. 增材制造技术、材料、辅助性结构及其在体外和体内研究中的表现概述。S.无AM方法材料关键发现参考文献1SLS热塑性聚氨酯（TPU）在椎间盘植入物中增强了能量吸收和稳定性；体内有显著改善[564]2电纺水凝胶纳米纤维该研究制造了一种增材制造的水凝胶纳米纤维支架，在体外和体内展示了良好的机械性能、生物相容性和骨传导性能[565]3激光粉末床熔融（LPBF）镁（Mg）在体外和体内表现出优异的抗菌性能、促骨作用和免疫调节效应[566]4光刻陶瓷制造（LCM）β-三钙磷酸盐（β-TCP）该研究表明，使用LCM制造的β-三钙磷酸盐（β-TCP）支架在体外和体内模型中表现出有利的机械性能、生物相容性和骨传导性能，有效支持骨再生[567]5激光粉末床熔融（LPBF）Ti6Al4V该研究表明，使用LPBF制造的多孔钛合金支架在体外和体内模型中表现出优化的机械性能和骨整合性能[568]6选择性激光熔化（SLM）Ti6Al4V这项研究调查了辅助性多孔骨螺钉的疲劳行为和骨整合情况，发现尽管其疲劳强度低于非辅助性螺钉，但其增强的骨整合弥补了这一限制，确保了长期稳定性[569]7增材制造聚己内酯（PCL）和聚乳酸-羟基乙酸（PLGA）该研究评估了一种PCL/PLGA（80:20）支架用于软骨组织工程，展示了其细胞相容性、支持DFMSCs向软骨细胞分化的能力以及在鼠模型中有效的软骨修复，表明其在治疗软骨损伤中的潜在临床应用[570]8飞秒激光纹理氧化锆陶瓷该研究调查了微纳米纹理氧化锆陶瓷界面对人体间充质干细胞（hMSCs）的影响，发现各向异性线性微沟阵列和陡峭的边缘增强了成骨分化，而各向同性交叉线微沟阵列则降低了初始细胞反应和成骨活性[571]9增材制造聚甲基丙烯酸甲酯（PMMA）、聚（L-乳酸）（PLA）、布洛芬该研究使用超临界CO2制备了多孔PMMA–PLA支架，实现了可控的孔隙率并加入了布洛芬以实现持续的药物释放，强调了其在组织工程和药物递送应用中的潜力[572]10激光束粉末床熔融（PBF-LB）钛该研究调查了增材制造钛支架中孔隙分布对其耐腐蚀性和人体间充质干细胞（hMSCs）行为的影响。具有分级孔隙分布的支架表现出更好的耐腐蚀性，而具有随机孔隙分布的支架则支持更高的hMSC增殖和迁移，表明孔隙结构影响材料性能和生物反应[573]体内验证同样关键，用于展示辅助性植入物在生理条件下的表现。最近的动物研究表明，辅助性骨植入物比传统设计实现了更快更强的骨整合，导致更大的骨-植入物接触和更强的体内固定[580]。辅助性扩张机制增强了与周围骨的机械结合，这转化为更好的植入物稳定性——实验报告辅助性设计的拔出阻力显著更高，骨-植入物界面的微动减少，表明与标准植入物相比松动风险更低[581][582]。重要的是，这些新型植入物与宿主组织结合时不会产生不良反应，并通过减轻应力屏蔽效应，为植入物周围的自然骨重塑提供了适当的机械刺激[583]。体内证据证实，辅助性结构不仅促进健康的骨生长，还能在功能负荷下保持植入物的机械完整性[584]。为了更清晰、更有结构性地概述现有的临床前证据，体内发现根据植入物类型和材料系统在表9中进行了系统分类。这种组合突出了报告的生物反应，如骨整合、异物反应、生理负荷下的机械性能以及长期考虑因素，如降解行为、疲劳抗性和结构稳定性。尽管大多数研究展示了有前景的短期到中期结果，但长期评估仍然有限，特别是对于承重脊柱和关节应用。表9. 增材制造辅助性骨植入物的体内性能、生物反应和长期考虑因素的系统总结植入物类别AM技术生物性能（体内）机械性能（体内）长期考虑因素参考文献椎间盘（脊柱应用）SLS制造的辅助性支架改善了椎间盘再生；保持了椎间盘高度；在兔模型中未报告不良炎症反应与非辅助性设计相比，增强了生物力学稳定性和应力分布；验证时间长达8周；长期退化、磨损和慢性反应需要进一步评估[558]多孔植入物Ti6Al4V – LPBF / SLM增强了骨整合；增加了骨-植入物接触；改善了成骨分化；没有显著的异物反应更高的拔出抵抗力；减少了微动；改善了负荷传递；在功能负荷下保持了完整性高度多孔的辅助性螺钉的疲劳强度可能较低；长期循环耐久性需要优化[562][563][574][578]基于镁的可降解支架Mg – LPBFO具有促骨作用和免疫调节效应；抗菌行为；体内有良好的宿主反应在早期愈合阶段提供了足够的机械支持必须控制降解速率以保持机械稳定性；在生理负荷下的长期腐蚀行为仍需进一步研究[560]基于陶瓷的支架β-TCP – LCM在体外和体内表现出有效的骨再生；机械性能适合在受控环境中的骨再生脆性限制了其在动态环境中的承重使用；在动态环境中的长期机械可靠性需要进一步研究[561]聚合物支架软骨和软组织界面AM细胞相容性；支持软骨细胞分化；在鼠模型中有效修复软骨适合软组织应用的机械柔韧性随降解而降低；长期承重稳定性有限[564]辅助性支架 – 体外和体内相关研究各种增材制造技术更高的细胞附着和增殖；增强了成骨标记物的表达；改善了骨生长类骨的刚性；与非辅助性晶格相比具有更好的疲劳抵抗力大多数研究仅限于短期或中期持续时间；需要更长期的体内验证[568][573][574][578]4.7. 与天然骨的结构和机械比较辅助性植入物的设计旨在紧密复制天然骨的机械行为，从而弥补传统植入物的性能差异。天然骨的杨氏模量相对较低，具有明显的各向异性行为，皮质骨约为20 GPa；松质骨约为0.1–2 GPa，而典型的植入物金属如钛合金约为110 GPa，这种差异会导致应力屏蔽并引起骨吸收和康复缺陷[585]。通过将辅助性负泊松比几何结构纳入植入物中，可以有效调节刚度，使其接近天然骨的值[586][587][588]。例如，通过精心设计的多孔结构，在加载下变形以模仿骨的方式，增材制造的辅助性金属植入物（如可添加制造的凹入式钛晶格）实现了这一点[589][590]。与固体植入物不同，辅助性晶格在拉伸时横向扩展，在压缩时收缩，从而更均匀地分配应力并保持更好的植入物-骨接触[591][592]。这种仿生变形最小化了应力集中，并反映了某些天然组织的特性——实际上，实验表明，在特定加载条件下， trabecular bone可以表现出轻微的负泊松比[593][594]。此外，辅助性设计本身具有高能量吸收和断裂韧性，使植入物能够承受循环载荷并抵抗疲劳，同时保持柔韧性[595][596]。辅助性植入物的一个关键优势是通过改进的负荷分布和界面力学减少应力屏蔽。例如，辅助性髋关节植入物设计将更多的负荷传递给周围骨，减轻了近端骨损失，并在有限元研究中保持了皮质厚度[597][598]。辅助性植入物在拉伸应力下的横向扩展确保了假体的内侧和外侧都压在骨上，而传统的刚性 stem 则会在一侧拉开[599]。这种平衡的机械刺激防止了界面间隙和微动，促进了压缩应变下的骨重塑和生长，符合Wolff定律[600]。初步的体内研究表明，辅助性多孔植入物可以实现比常规植入物更好的初级稳定性和更快的骨整合[601][602]。例如，一种辅助性骨螺钉即使在疲劳寿命略低于同等孔隙度的非辅助性设计的情况下，也表现出显著增强的骨生长和固定强度[603][604]。同样，聚合物辅助性支架在机械刺激下显示出更高的成骨细胞附着和增殖率，表明骨骼愈合的生物机械环境更为有利[605][606]。通过仿生负荷分担和动态适应，辅助性植入物结构最小化了应力屏蔽，促进了更均匀的应力诱导的骨生长，并最终提高了植入物的长期整合和耐久性[607][608]。减少刚性和保持足够强度/疲劳寿命之间的权衡要求仔细优化辅助性几何结构[609]。最近的研究探索了功能分级的辅助性结构和混合设计，以进一步改进植入物界面的负荷传递和微动[610][611][612]。5. 4D打印用于辅助性结构5.1. 4D打印在生物医学应用中的基础4D打印相比传统的3D打印增加了时间维度，使结构能够对外部刺激（如温度、湿度、光、pH值或磁场）作出反应而发生变化[380][613]。这种动态适应性在需要动态适应性的生物医学应用中非常有益[526][614]。与传统的静态3D打印植入物不同，4D打印构造被编程为在植入后根据生理刺激进行时间依赖性的变化。这种时间依赖性能力在辅助性骨植入物的背景下非常重要，因为骨愈合的过程是动态的，其机械和生化要求不断变化。负泊松比（NPR）已经以辅助性设计的形式提供了空间机械灵活性；然而，4D打印引入了时间编程能力，使植入物的形状、刚性和功能随着时间的推移能够根据细胞和生理条件进行受控变化。4D打印的一个重要应用是开发辅助性结构，这些结构表现出负泊松比，这意味着它们在拉伸时横向扩展，在压缩时收缩[528][615]。骨植入物中的NPR行为增强了界面一致性，重新分配了机械负荷，并减少了应力集中。当辅助性几何结构与响应刺激的材料结合使用时，可以被编程为在植入后随时间自我扩展、自我调整或硬化，以更好地匹配周围骨组织的机械兼容性并减少应力屏蔽。这些独特的机械性能使辅助性结构非常适合生物医学植入物、组织支架和药物递送系统[616]。4D打印的功能是由响应刺激的智能材料驱动的，这两种材料在遇到预定义的条件时会发生可控的变形 [531], [617]。在生物医学应用中，4D打印主要使用的材料包括形状记忆聚合物（SMPs）、水凝胶和生物墨水 [533], [618]。在自增力骨植入物中，这些智能材料将支架从被动承重结构转变为主动再生平台。4D打印的自增力植入物不仅可以支撑骨组织，还可以通过自我适应能力、适应性 stiffness 调整以及受控的刺激触发治疗释放来促进愈合。自增力材料表现出负泊松比的特点，这意味着它们在受到拉伸力时会发生反直觉的增厚现象 [281], [619]。这一特性通过提供更好的能量吸收、抗冲击性和顺应性来提升机械性能 [196], [620]。将4D打印与自增力设计结合使用，可以制造出能够动态响应生理条件的高度适应性植入物和设备 [537], [621]。在骨再生背景下，这种集成使得植入物不仅能够在解剖学上贴合，还能在整个愈合过程中发生机械和生物上的变化。例如，4D打印的自增力支架被设计成能够响应温度或 pH 值的变化而膨胀，从而确保在血管或气道等体内腔体中达到最佳适配 [539], [622]。同样，自增力组织支架通过动态膨胀为细胞生长提供有利环境 [541], [623]。通过结合自增力材料的独特性质和4D打印的变形能力，研究人员继续开发出能够改善患者治疗效果的创新生物医学应用。随着这项技术的发展，集成智能材料、计算建模和先进打印技术将进一步优化下一代生物医学设备的设计和功能。

5.2. 响应刺激的自增力结构
3D打印和4D打印之间的主要区别在于所使用的材料及其对外部刺激的响应能力。与保持静态的传统增材制造（AM）结构不同，4D打印材料能够在温度、湿度、光、pH值、电场和磁场等环境因素的刺激下表现出适应性行为 [624]。对于自增力骨植入物而言，响应刺激不仅是一种材料创新，也是一种功能设计策略，它可以实现三种主要功能：最小侵入性的自我适应植入、愈合阶段依赖的机械适应以及受刺激触发的生物功能。这些响应刺激的材料允许形状、功能和机械性能的动态变化，使其适用于生物医学工程、航空航天和软体机器人领域 [526], [614]。最近的研究广泛探讨了能够改变4D打印材料的各种刺激因素。为了分析这一不断发展的领域，我们对Scopus和ScienceDirect数据库进行了系统回顾，使用搜索词“4D printing AND 相关刺激”，并仅筛选出经过同行评审的研究文章 [615], [623]。获得的数据揭示了不同刺激在4D打印技术中的普遍性和影响程度。图13按发表频率降序显示了研究最多的外部刺激因素，包括温度、光、水、磁场、pH值、电场和湿度。每种刺激都会以独特的方式与4D打印材料相互作用，决定其结构变化和适应性响应。

5.3. 用于4D打印自增力骨植入物的智能材料
4D打印中智能材料的发展显著推动了骨植入技术的进步，特别是那些具有负泊松比（NPR）和优异生物力学性能的自增力支架 [659]。自增力骨植入物中的智能材料可以作为结构变化的时间工具，实现机械和生物行为的可编程改变。这些植入物能够动态响应机械应力、温度变化和生物信号，从而增强骨形成和植入物的使用寿命，同时减少应力屏蔽 [660]。在4D打印中使用的各种响应刺激的材料中，形状记忆合金（SMAs）、形状记忆聚合物（SMPs）、水凝胶和混合复合材料在特定患者的骨再生应用中展示了显著的潜力 [661]。多材料增材制造技术（包括熔融沉积建模（FDM）、选择性激光烧结（SLS）和数字光处理（DLP）的使用，使得能够制造出具有可调节孔隙率、结构复杂性和可控降解速率的可生物降解、机械坚固且具有生物活性的支架 [661]。本节探讨了智能材料在4D打印自增力植入物中的作用，强调了它们的功能特性、响应刺激的能力以及对生物医学应用（特别是骨植入物）的临床潜力。由于具有超弹性、抗疲劳性和高生物力学兼容性，形状记忆合金（SMAs）已被广泛用于承重骨植入物 [662]。在各种SMAs中，镍钛（NiTi）合金因其出色的骨整合性和抗腐蚀性而成为骨支架和固定装置的首选 [663]。基于NiTi的支架已被证明能够在自增力几何形状下保持循环稳定性，并且在温度变化时膨胀并重新分配载荷。NiTi的超弹性本身提高了NPR结构中的抗疲劳性，这种结构本质上会受到复杂的多轴变形。这种相互作用在需要长期机械可靠性的承重骨科植入物中特别有利。SMAs在自增力支架中的关键优势在于它们能够通过温度诱导的相变动态调整机械性能。研究表明，基于NiTi的植入物通过重新分配机械载荷显著增强了骨愈合并减少了应力屏蔽效应 [664]。
形状编程是指设计和编程结构或材料在特定刺激下改变形状的能力。这一过程定义了形状记忆效应（SME）激活后的最终形状变化。形状编程可以根据编程形状的性质进行分类，包括单材料、多材料和折纸基础方法。其中，单材料SMPs（形状记忆聚合物）由于在温度、湿度、光、磁场或电流等外部触发因素下的出色形状变化能力而在4D打印中占主导地位 [665]。通常，打印SMP基支架中的临时和永久形状的编程是通过对材料施加应变并在转变温度以上进行热激活来实现的，从而实现对形状恢复的精确控制 [115]。形状记忆行为主要归因于聚合物链在高温下的柔软弹性状态和低温下的刚性玻璃态之间的可逆相变 [666]。这种双形态特性使SMPs能够从临时结构（形状1）主动切换到永久结构（形状2）。初始编程阶段涉及机械变形，随后通过热固定建立稳定的临时形状（图15）。暴露于外部刺激后，材料会恢复其原始编程的几何形状，使其在骨支架和植入物等生物医学应用中非常有价值 [666]。

4D打印中智能材料的发展对骨植入技术产生了重大变革，尤其是那些具有负泊松比（NPR）和优异生物力学性能的自增力支架 [659]。自增力骨植入物中的智能材料可以作为结构变化的时间控制器，实现机械和生物行为的可控变化。这些植入物能够动态响应机械应力、温度变化和生物信号，从而增强骨形成并延长植入物寿命，同时减少应力屏蔽 [660]。在4D打印中使用的各种响应刺激的材料中，形状记忆合金（SMAs）、形状记忆聚合物（SMPs）、水凝胶和混合复合材料在患者特定的骨再生应用中展示了显著潜力 [661]。多材料增材制造技术（如熔融沉积建模（FDM）、选择性激光烧结（SLS）和数字光处理（DLP）的应用，使得能够制造出具有可调节孔隙率、结构复杂性和可控降解速率的可生物降解、机械坚固且具有生物活性的支架 [661]。本节重点介绍了智能材料在4D打印自增力植入物中的作用，强调了它们的功能特性、响应刺激的能力以及对生物医学应用的临床潜力，特别是骨植入物。形状记忆合金（SMAs）由于其超弹性、抗疲劳性和高生物力学兼容性而被广泛研究用于承重骨植入物 [662]。在各种SMAs中，镍钛（NiTi）合金由于其优异的骨整合性和抗腐蚀性而成为骨支架和固定装置的首选 [663]。基于NiTi的支架已被证明能够在自增力几何形状下保持循环稳定性，并且能够随着温度变化而膨胀和重新分配载荷。NiTi的超弹性本身提高了NPR结构中的抗疲劳性，这些结构本质上会受到复杂的多轴变形。这种相互作用在需要长期机械可靠性的承重骨科植入物中特别有利。SMAs在自增力支架中的关键优势在于它们能够通过温度诱导的相变动态调整机械性能。研究表明，基于NiTi的植入物通过重新分配机械载荷显著增强了骨愈合并减少了应力屏蔽效应 [664]。水凝胶，如GelMA、基于PEG的材料以及壳聚糖衍生材料，表现出对刺激的响应行为，这使得它们能够被整合到4D打印策略中，用于智能骨科植入物。图16和表10全面概述了在4D打印中用于增强型生物医学应用的形状记忆聚合物（SMPs）、形状记忆合金（SMAs）和水凝胶，强调了它们在组织工程、再生医学和智能生物医学设备中的刺激响应行为和功能适应性。下载：下载高分辨率图像（637KB）下载：下载全尺寸图像图16. 基于刺激类型和成分的形状记忆材料分类，用于4D打印以恢复原始形状。表10. 4D打印中用于生物医学应用的刺激和结构创新。刺激优势挑战应用增强型结构类型骨骼植入物的生物医学益处参考温度促进形状记忆效应，热适应性需要精确调节，可能存在降解组织工程，变形植入物形状记忆聚合物晶格允许动态结构支持，减少植入物应力屏蔽[630]，[631][632]，[633]光实现远程驱动，生物相容性响应需要特定波长，可能加热组织光敏药物递送，智能支架光敏聚合物增强型框架提高可控组织再生和愈合的精确度[634]，[635][636]，[637]水支持基于生物的膨胀行为，响应性水合作用缓慢驱动，环境敏感性水合控制植入物，自愈生物材料基于水凝胶的增强型结构确保湿度调节，帮助植入物骨整合[638]，[639][640]磁力实现远程、非侵入式控制磁性纳米粒子的潜在毒性磁辅助药物递送，可控假体磁响应增强型晶格通过施加可控的机械刺激支持骨骼再生[641]，[642][643]，[644]pH对pH变化有响应的可降解性有限的兼容性范围，转化速率慢智能药物载体，生物相容性植入物pH敏感增强型支架允许在骨骼植入物内可控降解和药物释放[645]，[646] [647] [648]电实时适应性，响应性机电行为需要持续电源生物电子学，神经和肌肉刺激植入物电活性增强型复合材料通过电刺激增强骨骼组织再生[650]，[651] [652]湿度成本效益高，自我调节需要一致的环境条件智能纺织品，湿度敏感执行器吸湿增强型泡沫为湿润环境中的骨移植提供自适应扩展特性[653]，[654] [655] [656]增强型结构高抗冲击性，改善载荷分布，负泊松比复杂设计，计算密集型建模生物医学支架，骨科应用内凹型，手性型，旋转单元型，星形增强型结构促进骨整合，提高耐用性，并降低植入物失败风险[208]，[426] [176] [657] [658]表11. 用于4D打印的形状记忆聚合物（SMPs）、形状记忆合金（SMAs）和水凝胶在生物医学应用中的概述。材料刺激应用总结参考Sr和CO3共替代羟基磷灰石（SrCHA）（SMA）锶（Sr）和碳酸盐（CO3）替代骨骼替代物，骨填充物，骨再生Sr CHA颗粒比无碳酸盐的Sr HA具有更好的溶解性、更多的Sr2+释放和更高的生物活性。该材料模仿骨骼的形态并控制Sr的释放。[672]NiTi形状记忆合金（SMA）富镍局部化学不均匀性（LCI）AM，形状记忆合金B2基体中的高密度富镍LCI实体协同提高了强度（958.7 MPa）、延展性（11.2%的延伸率）和超弹性（>7%的应变）。这种新型微观结构减轻了局部应力积聚，并增强了循环稳定性。[673]NiTi形状记忆合金（SMA）热和机械刺激触发形状记忆效应和超弹性骨科植入物，骨固定装置和假体NiTi合金表现出优异的生物相容性、耐腐蚀性和机械性能，使其非常适合骨科应用。它们的形状记忆和超弹性允许在骨固定和植入物稳定性方面进行适应性调整。[674]NiTiTa复合形状记忆合金（SMA）向NiTi合金中添加钽（Ta）以改善性能生物医学植入物，骨科装置，血管支架NiTiTa合金表现出增强的机械性能、耐腐蚀性和生物相容性。Ta提高了放射不透明度，减少了Ni离子的释放，并稳定了相变，使这些合金非常适合生物医学应用。[675]TPU/PCL混合物（SMP）热骨组织工程表现出优异的形状记忆恢复（超过90%）并在多次变形循环后保持结构完整性。增强型结构提供了增强的机械强度和骨生成特性，使其适用于承重骨支架。研究证实了其与MG-63成骨细胞样细胞的生物相容性，显示出在骨再生方面的应用潜力。[676]PLA/HA复合材料（SMP）热自适应骨植入物研究表明，AM SMP支架在暴露于体温（约37°C）时可以进行可编程的形状恢复，从而能够精确适应不规则的骨缺损。这些支架表现出高孔隙率，有利于营养物质的扩散和骨细胞的渗透。体外研究证实了其与成骨细胞样细胞的良好细胞相容性，表明其在患者特定骨再生方面的潜在应用。[677]PLA/Fe3O4 SMP支架，涂有羟基磷灰石（HA）和阿仑膦酸钠（Aln）（SMP）磁场骨组织再生形状记忆支架在交替磁场下恢复其预编程的形状。[678]形状记忆聚合物（SMPs）热，水，光，磁场骨组织工程，骨生成分化，承重植入物基于SMP的4D支架表现出增强的骨生成潜力、形状恢复能力和可控降解。SMPs使得植入物能够在生理条件下实现最小侵入性植入和适应性形状转变。[679]PVC-PCL形状记忆聚合物热，机械应力骨植入物成功地用生物相容性的PCL增强了PVC的机械性能和形状记忆效应。实现了100%的形状恢复和优异的机械性能。改进了断裂韧性和可打印性，克服了PVC在AM中的先前限制。由于生物相容性和形状恢复，展示了在生物医学应用方面的潜力。[680]DPEHA polyHIPE支架，带有牺牲PVA模具（SMP）热骨组织工程开发了高孔隙率的SMP支架（80-86%），具有可调的微通道结构（250 μm和500 μm），以增强骨生成。在热激活后表现出优异的形状恢复和机械强度。成功溶解了牺牲的PVA模具，形成了可用于骨组织应用的 porous SMP结构。[681]PELA/HA复合材料（SMP）热骨组织支架，微创植入物PELA/HA复合材料表现出优异的形状记忆性能，形状固定率超过99%，形状恢复率超过90%。HA的加入（最高20 wt%）提高了拉伸模量，同时保持了形状记忆性能。在50°C下快速恢复形状。热塑性特性允许重新编程永久形状。HA增强了生物活性、骨传导性和骨诱导性，使其适合骨再生。[682]基于胶原的纳米复合水凝胶，含有纳米硅酸盐生理环境骨组织工程，可注射支架在没有生长因子的情况下增强骨生成分化；改善矿化基质形成；增加机械强度和孔隙率；支持细胞粘附和增殖[683]生物活性聚合物（功能化ECM基支架）生化信号骨和软组织再生用生物活性肽（RGD，层粘连蛋白模拟）装饰的生物活性聚合物改善细胞粘附、增殖和分化，从而增强再生。[684]胶原蛋白-水凝胶电场骨组织工程支架表现出高形状恢复效率；促进骨生成和生物相容性；与周围骨组织良好结合[685]基于GelMA的生物活性水凝胶支架机械应力&生化信号骨缺损修复&再生基于GelMA的支架表现出优异的生物相容性、可调的机械性能以及增强的骨生成和血管生成能力。这些支架通过与生物陶瓷、仿生支架或生物活性涂层的结合，促进骨传导、促进血管生成和支持骨诱导。[686]5.4. 机械性能和功能适应性4D打印的增强型骨植入物旨在在生理条件下表现出机械坚固性、形状恢复和功能适应性。4DP增强型植入物的主要区别在于这些类型的植入物将机械功能与时变相结合。这些植入物不仅仅提供固定水平的增强；相反，它们根据生理暴露和重塑动态改变几何形状、刚度和载荷传递路径。增强型材料中的NPR独特属性增强了它们的机械稳定性、抗冲击性和载荷分布，使其非常适合生物医学应用[273]，[457]。这种NPR驱动的载荷重新分配可以通过时间进行编程，当与智能材料结合时，可以逐步重新分配载荷，从而提高长期的生物机械兼容性和机械适应性。与传统植入物不同，后者通常会遭受应力屏蔽和不良整合，增强型支架能够动态响应机械力，适应组织形态并改善生物机械 Compatibility[456]，[621]。增强型结构表现出增强的能量吸收和韧性，这对于承重应用（如骨植入物和脊柱固定装置）至关重要[428]，[625]，[687]。NPR效应允许在支架上重新分配应力，最小化局部应力集中并降低植入物失败的可能性[115]，[181]。最近的研究表明，使用形状记忆聚合物（SMPs）和水凝胶制造的4D打印增强型支架比传统支架具有高达50%的更强的能量吸收[688]。此外，基于NiTi的形状记忆合金（SMAs）提供了高疲劳阻力，能够承受骨植入物中常见的循环载荷条件[628]，[689]。这些改进特别适用于承重骨科植入物，因为循环疲劳和应力屏蔽是导致长期失效的最常见因素。复合增强材料、生物活性陶瓷和多材料打印技术的开发为创建结合结构强度和生物功能的混合增强型植入物提供了进一步的机会。4D打印增强型植入物在动态载荷条件下恢复形状和保持结构完整性的能力是其关键优势[650]。基于SMP的支架，如PLA、PCL和PELA复合材料，在体外和体内研究中展示了优异的形状记忆恢复（90-100%）和可控降解[679]，[690]。温度响应型SMP在暴露于体温（约37°C）时恢复到其预编程的形状，允许不规则骨缺损的自适应植入[691]。这种适应性减少了手术并发症，并确保了更好的植入物稳定性[623]。增强型材料本质上提供了优越的抗裂纹扩展能力和机械耐用性，使其非常适合长期生物医学应用[115]。4D打印的增强型骨支架相比传统的非增强型支架，压缩强度和刚度提高了多达30%[692]。使用羟基磷灰石（HA）、生物活性玻璃或陶瓷涂层增强的聚合物SMP复合材料进一步改善了植入物的机械性能和骨传导性能[633]，[693]。使用Fused Deposition Modeling（FDM）、Selective Laser Sintering（SLS）和Digital Light Processing（DLP）等4D打印技术定制患者特定植入物的能力彻底改变了骨科医学[635]，[694]。值得注意的是，计算建模、有限元分析（FEA）和多材料4D打印的结合将使得能够针对增强型植入物的转变路径进行特定编程，从而保证对形状恢复、最佳载荷传递和与骨再生相关的降解的控制。计算建模和FEA允许对增强型结构进行精确优化，确保载荷分布的定制化，并最小化植入物应力屏蔽[695]。此外，多材料4D打印使得能够结合生物相容性聚合物、金属增强材料和生物活性涂层的混合植入物设计，进一步改善了机械性能[431]，[696]。这些先进的制造方法允许集成药物递送机制，从而增强骨愈合和植入后的恢复[621]，[697]。6. 人工智能和机器学习在增强型植入物增材制造中的应用人工智能（AI）和机器学习（ML）的结合显著改进了增强型骨植入物的设计和制造。这些工具通过预测、优化和修改复杂的植入物结构来改进增材制造（AM）程序[698]。本节描述了AI和机器学习在增强型植入物开发中的主要贡献领域。6.1. 机械行为的预测建模人工智能和机器学习算法越来越多地被用于预测增强型植入物的机械性能[699]，减少了对复杂模拟或物理测试的需求。在模拟数据中训练的模型可以预测各种几何形状和材料属性的应力-应变响应、能量吸收和失效边界[700]。在最近的研究[701]，[702]中，神经网络被用来评估增强型单元细胞设计对植入物刚度和变形行为的影响。这些模型能够快速虚拟筛选复合材料设计，从而更快地识别出符合实际骨骼机械特性的替代方案。6.2. 利用AI优化和选择最佳增强型植入物结构增强型植入物的几何形状在很大程度上通过优化方法进行修改[703]，特别是像遗传算法（GAs）这样的进化算法[704]。为了发现增加功能同时降低重量和材料使用的单元格模式、梯度结构和材料分布[705]，这些技术探索了庞大的设计空间。例如，GA已被用于创建骨科夹心面板的增强型核心设计[706]。这些设计旨在减少应力屏蔽、抵抗屈曲并增强载荷传递，这些都是长期植入物成功的关键组成部分[707]。如今，创新增强型植入物几何形状的创建和评估越来越多地使用人工智能（AI）技术[708]。使用生成设计算法已经创建了满足预定机械和生物学要求的复杂晶格结构，例如负泊松比行为、特定刚性和促进骨生长的孔隙梯度。除了生成之外，机器学习分类算法，如支持向量机（SVMs），有助于筛选大量潜在设计，区分可行的和不可行的增强型模式[709]。通过优先选择具有高机械性能潜力的想法，这些模型减少了昂贵的有限元模拟或原型的需求。这些AI算法允许快速调查非传统的增强型几何形状，并在选择最具前景的植入物设计时进行有效筛选。这种集成促进了支架架构和性能的创新，同时大大缩短了设计周期。7. 增强型骨植入物的挑战和未来方向由于特殊的机械特性，如改进的能量吸收和负泊松比[710]，增强型骨植入物在骨科应用中展示了巨大潜力。这些结构是下一代植入物的理想选择，因为它们可以改善载荷传递、减少应力屏蔽，并促进骨骼形成。然而，将这些理论优势转化为实际的治疗方案需要克服几个复杂的障碍。除了概述可能解决这些限制的潜在解决方案外，本节还探讨了目前阻碍各向异性骨植入物广泛应用的主要技术、材料、经济和计算方面的障碍。

7.1. 骨植入物各向异性结构增材制造的持续挑战
为了制造出具有必要复杂性和精度的各向异性几何结构，特别是直接金属激光烧结（DMLS）、电子束熔化（EBM）和选择性激光熔化（SLM）等增材制造工艺是必不可少的[711]。然而，目前有几个突出问题阻碍了使用这些技术成功制造各向异性骨植入物[712]。首先，各向异性结构通常具有复杂的内部结构和相互连接的孔隙，这使得它们在制造过程中容易出现部分熔合、变形和翘曲等缺陷。这些问题不仅影响尺寸精度，还影响表面完整性和机械可靠性，而这两者对于骨骼整合和长期性能至关重要。其次，在不破坏各向异性特征的情况下去除打印过程中使用的支撑结构可能具有挑战性，尤其是在具有精细晶格的区域[713]。这限制了具有复杂内部结构的完全功能性植入物的生产。第三，由于增材制造过程中的快速加热和冷却循环，可能会产生微裂纹或材料性能的不可预测变化[714]。尽管可以通过热处理或热等静压（HIP）等后处理技术来最小化这些问题，但这些技术耗时且成本高昂，并且并不总能一致地处理复杂的各向异性几何结构[715]。未来的研究应集中开发无需支撑的结构制造技术、用于故障识别的原位监测系统以及更高分辨率的先进增材制造技术。多轴增材制造、基于机器学习的工艺优化和拓扑感知切片软件等创新可以显著提升各向异性植入物的制造水平。

7.2. 材料限制和加工挑战
生物材料的選擇直接影响各向异性植入物的制造可行性、耐腐蚀性、机械完整性和生物相容性[716]。对于承重骨科植入物而言，钛及其合金（尤其是Ti-6Al-4V）仍然是最佳选择，因为它们具有优异的耐腐蚀性、强度重量比和生物相容性[717] [718]。即使这些常用材料，在定制成各向异性几何结构时也存在加工难题。通常，各向异性设计具有大量的内部孔隙和细小的支撑结构，如果处理不当，可能会导致表面粗糙度和疲劳抗力下降。例如，增材制造中的熔化不足或冷却速率失控可能会产生不利于机械性能的显微结构，如马氏体相[719]。此外，新的可降解材料（如聚合物复合材料和镁合金）越来越常用于临时植入物，但这些材料往往具有较差的打印性能、不均匀的降解速率或与高能增材制造方法不兼容。使用这些材料制造各向异性结构仍然是一项具有挑战性的任务，特别是在需要精确的机械调整和降解行为的情况下[720]。未来的研究应致力于开发新型生物材料，这些材料既适合增材制造，又具有各向异性应用所需的特性，以解决这些材料相关问题。这包括提高生物活性的表面改性技术、为减少残余应力而设计的合金系统，以及平衡性能和可制造性的材料加工优化策略。

7.3. 成本
尽管各向异性骨植入物具有治疗优势，但其成本仍高于传统的骨科植入物[721]。 several interconnected elements contribute to the cost barrier。各向异性植入物的设计和制造通常需要针对每位患者进行个性化定制，这包括获取高分辨率的医学影像（如CT/MRI）、构建解剖学增材模型、进行机械模拟和执行优化算法。这些过程需要耗时的计算、专门的软件和知识丰富的团队。由于需要大量的临床测试和验证，尤其是对于非传统几何形状（如各向异性结构），定制植入物还涉及复杂且昂贵的监管审批流程。这些监管不确定性增加了风险，阻碍了大规模的产业投资。未来的努力应集中在标准化设计工作流程、提高图像到植入物转化过程的自动化程度，以及开发经济可行的增材材料和设备上，以降低成本。AI和基于云的仿真工具也有助于实现高质量设计的平等获取，同时减少人力成本和开发时间。此外，监管合规性和材料认证也会显著增加总成本。各向异性植入物需要进行密集的测试，以证明其生物相容性、机械性能和长期稳定性，尤其是在复杂载荷条件下的表现。目前的学术和工业趋势旨在简化认证系统、创建预先测试过的标准测试程序和材料库，用于增材制造医疗植入物。所有这些解决方案，加上自动化和AI优化设计的改进，预计将降低生产成本，同时确保患者安全和监管合规性。

7.4. 基于AI的患者特定各向异性植入物设计优化
人工智能（AI）在计算生物力学和个性化医学中的最重要发展体现在将其应用于患者特定的各向异性骨植入物设计中[722]。传统的植入物设计方法通常使用通用模型，未能充分考虑每个患者的解剖结构、骨骼成分和载荷要求[723]。这可能导致与宿主组织的不良结合、植入物故障风险增加以及生物力学性能不足。AI驱动的设计和优化方法通过提供自动化、数据驱动且高度适应性的设计流程，克服了这些限制。AI在植入物几何结构的自动化创建和修改中发挥着重要作用。深度学习或进化计算等常被加入生成设计算法中，使模型能够探索比传统技术更广泛的设计空间[724]。这些模型能够在保持各向异性结构机械完整性的同时，考虑复杂的多目标约束条件，例如确保骨生长所需的孔隙率、减少应力屏蔽以及匹配邻近骨骼的刚度。这些系统可以通过在大量模拟和实验植入物数据集上训练AI模型，无需为每次设计迭代进行繁琐的有限元模拟，从而预测各向异性几何结构的生物力学性能（如杨氏模量、泊松比、疲劳寿命），大大加速了优化过程。

7.5. 伦理和实际考虑
尽管AI驱动的设计有许多优势，但也存在数据访问、模型可解释性和监管批准方面的问题。目前仍需关注保护患者隐私、构建可信的可解释AI模型以及标准化训练数据集。用户友好的软件平台和工程师、医疗从业者及数据科学家之间的跨学科合作对于将AI技术整合到当前的临床和制造系统中也至关重要。未来的研究应致力于制定更清晰的路线图，将当前的技术限制与实际实施策略联系起来。短期内，应重点解决制造和评估瓶颈，包括可靠的复杂金属各向异性晶格的无损测试技术、改善增材制造过程中的孔隙率和表面光洁度控制，以及开发机械和生物性能的标准测试协议。中期研究应聚焦于集成先进材料、优化的各向异性晶格设计和多材料增材制造技术，以提高机械兼容性和耐用性。长期研究方向应包括临床转化，例如全面的体内研究、长期生物力学性能评估以及为患者特定各向异性植入物制定监管路径。通过材料科学、结构设计、制造技术和临床验证的协同进步，解决这些挑战对于实现下一代自适应各向异性骨植入物至关重要。

8. 结论
增材制造正在改变生物医学骨植入技术的格局，这种范式的转变意味着从传统策略向精确性、个性化和性能的转变。能够打印出具有可定制机械和生物特性的高度复杂几何结构的可能性，使得临床医生和研究人员能够打印出在结构和功能上类似于天然骨骼的植入物。目前的研究重点是将各向异性结构纳入基于增材制造的植入物设计中，各种策略因其能够重新分配应力、限制植入物松动和促进新组织生长而具有吸引力。长期的成功和骨整合是通过使用生物相容性材料制造的植入物实现的，这些材料包括金属、聚合物、陶瓷、复合材料和生物墨水。未来，这一领域将在多个维度上以高速发展：

- **材料开发**：新的智能材料将被开发出来，具有更高的强度、更优化的降解模式和更好的生物响应性，从而实现植入物的多功能性。
- **设计创新**：将开发出针对患者个体差异的植入物；基于人工智能的工具将使植入物能够完全根据患者的解剖结构和生物力学需求进行定制。
- **生产**：利用机器学习技术控制生产过程，将提高一致性，减少浪费，并提升增材制造工作流程的质量。
- **多技术整合**：与生物打印、机器人技术和纳米技术的结合将使植入物具备响应性、动态性，并能够适应愈合环境。通过这些技术的融合，增材制造有望提供新一代的骨植入物——这些植入物不仅结构坚固、生物活性强，而且具有智能性，可以适应不同患者的特定需求。通过进一步的跨学科研究和技术创新，骨骼修复的未来将变得更加个性化、再生性和变革性。

**CRédiT作者贡献声明**
Ibrahim Deiab：负责撰写、审稿与编辑、监督及研究工作。
Ali Zolfagharian：负责撰写、审稿与编辑、监督、研究工作、资金获取以及概念构思。
Shafahat Ali：负责撰写、审稿与编辑、原始稿撰写、可视化处理、项目管理、方法论研究、资金获取及概念构思。
Mamoun Alshihabi：负责撰写、审稿与编辑、方法论研究、数据分析及概念构思。
Said Abdallah：负责撰写、审稿与编辑及研究工作。

**关于撰文过程中生成式人工智能和人工智能辅助技术的说明**
在准备本作品的过程中，作者使用了ChatGPT来提升语言表达和可读性。使用该工具/服务后，作者对内容进行了必要的审阅和编辑，并对出版物的内容承担全部责任。