基于TPMS技术的Gyroid蜂窝结构Ni@Al2O3/CoCrMo合金通过选择性激光熔化制备：体外与体内研究

《Journal of Materials Research and Technology》：TPMS-based Gyroid cellular Ni@Al2O3/CoCrMo alloys fabricated by selective laser melting: An in vitro and in vivo study

　　刘伟|曹瑜|李玉新|Pierre Junior Promotion Ateba|王一山|何宇彤|李长风
中国北方大学材料科学与工程学院，太原030051

**摘要**：本研究采用选择性激光熔化（SLM）技术制备了类似于松质骨和皮质骨的TPMS基Gyroid多孔Ni@Al2O3/CoCrMo支架，其孔隙率分别为60%（G60）和75%（G75），以及辐射梯度孔隙率50%-80%（F70）。研究了孔隙率对压缩行为和弹性模量的影响，结果表明F70辐射梯度孔隙率的支架与健康成年人的性能最为匹配。通过测量提取液中的钴和铬离子释放量以及多孔支架的细胞毒性，发现G75和F70支架具有较低的离子释放率和优异的生物相容性。将这些支架植入兔子体内8周后，F70支架表现出约90%的骨长入和增强的骨整合效果。SLM处理的TPMS多孔Ni@Al2O3/CoCrMo支架的出色生物特性使其适用于髋关节置换等金属骨科植入物领域。

**1. 引言**
在过去几十年中，钴铬钼（CoCrMo）合金因其优异的抗拉强度、耐磨性和生物相容性而被广泛用于人工髋关节、踝关节、膝关节和脊柱系统的骨科假体[1][2][3]。然而，CoCrMo合金（约200 GPa）与人类骨骼（4-30 GPa）之间的弹性模量不匹配可能会导致所谓的“应力屏蔽效应”，这通常会导致植入物周围的骨吸收，从而显著影响假体关节置换的长期治疗效果[4][5]。有趣的是，通过在金属基体中引入孔隙可以降低合金的弹性模量，这促进了多孔金属结构的发展[6][7][8]。此外，多孔结构被认为有助于促进细胞黏附和增殖、增加血管化及营养供应，以及改善组织与植入物之间的骨整合[9][10]。随着增材制造（AM）技术的普及，利用计算机辅助设计（CAD）软件可以制造出复杂的3D多孔结构，尤其是由空间单元格阵列形成的晶格结构，这些结构可能模仿骨骼形态，并克服大范围或无法自愈的骨缺损带来的挑战[11][12]。根据单元格的互连方式，晶格结构可分为开放孔型和封闭孔型，其中开放孔型具有良好的比表面积和骨穿透性，非常适合用于骨科植入物[13]。在不同的开放晶格结构中，桁架晶格因其刚性的关节特性和可变截面的支柱而受到广泛关注，因此基于桁架晶格配置开发了一系列晶格结构，如体心立方（BCC）、面心立方（FCC）、立方体（HCP）、八面体（OCT）及其组合，并有许多研究关注这些结构在金属植入物中的应用[14][15][16]。然而，由于节点交叉和尖锐边缘的存在，这些结构难以维持优异的机械性能。近年来，一种没有尖锐边缘或角落的新类型晶格——三周期最小表面（TPMS）结构受到了广泛关注[17]。TPMS是一种数学上定义的架构，由数学家在19世纪中叶提出，描述了一个表面沿三个不同轴具有零平均曲率的周期性无限结构，其特征是每个点都具有对称的凹凸曲率[18][19]。与桁架晶格相比，TPMS晶格结构不仅可以通过调整数学函数参数来精确控制，而且由于其高度互联的非扭曲孔隙特性，理论上可以最大化机械性能和流体渗透性能，这些特性使其适用于骨科植入物、组织工程支架、高效热交换器等领域[20][21][22]。根据晶格特性，TPMS结构可分为Schwarz Primitive（P）、I-WP（I图包裹包）、Schoen Gyroid（G）和Schwarz Diamond（D）类型，其中Gyroid晶格结构因其是最刚性最小的表面之一而主要用于组织工程[23][24]。最近的研究表明，具有梯度孔隙率的TPMS结构比均匀孔隙结构具有更好的机械性能和能量吸收能力，因此有可能同时保持优异的强度和生物相容性[25][26]。在我们之前的研究中，通过引入Ni@Al2O3粉末作为增强相，使用SLM技术制备了具有更高屈服强度和耐磨性的Ni@Al2O3/CoCrMo复合材料，但复合材料的高弹性模量对其作为骨科植入物的应用产生了负面影响[27][28]。在本研究中，我们使用SLM工艺制备了孔隙率为65%和75%的TPMS基Gyroid蜂窝Ni@Al2O3/CoCrMo支架，并比较制备了孔隙率为50%-80%的辐射梯度TPMS结构，研究了孔隙结构对微观结构、机械性能、生物相容性和骨整合的影响。

**2. 实验程序**
2.1. 晶格设计与制造
TPMS基Gyroid蜂窝结构是通过MATLAB软件设计的，其数学表达式如下：
(1)
其中(x, y, z)是Gyroid表面上特定位置的空间坐标；a是单元格的边长，t调节Gyroid表面周围的空间区域。
图1(a1)-(c1)显示TPMS-G结构在三维空间中具有明显的对称性。具体来说，Gyroid表面的基本单元由两个双曲面组成，将空间分割成不连续的区域（见图1(a1)）。如图1(b1)所示，通过用刚性三维网络填充两个对称偏移界面之间的较薄空隙区域来形成片状Gyroid单元格，通过调整厚度可以改变结构的孔隙率。最后，通过在所有三个笛卡尔维度上周期性复制基本结构单元格来生成TPMS-G结构（见图1(c1)）。如图1(a2)-(c2)和图1(a3)-(c3)所示，设计了一系列孔隙率为60%、75%，以及辐射梯度孔隙率为50%-65%-80%-65%-50%的TPMS-G支架（分别表示为G60、G75和F70），参数t分别为0.52、0.44和0.36，所有支架的直径和高度均为7毫米。基于TPMS-G结构，还制备了厚度为1毫米的皮质状支架和无支撑的松质状支架。

2.2. 微观结构和机械强度分析
SLM处理的Ni@Al2O3/CoCrMo复合材料的密度和孔隙率是通过阿基米德原理的水位移法测量的。多孔复合材料的微观结构使用Merlin Gemini II扫描电子显微镜（Carl Zeiss Meditec，德国耶拿）观察。压缩静态行为是在CMT5105-SANS电子万能拉伸试验机上进行的，压缩速率为2毫米/分钟，室温下进行。每次静态压缩试验都关联着一个应力-应变曲线，从而计算出弹性模量（E）和屈服强度（YS）。整个压缩变形过程由摄像机记录下来。

2.3. 体外研究
图2A展示了Ni@Al2O3/CoCrMo支架的体外处理实验。首先，通过向基础培养基（α-MEM，Gibico，中国）中添加10%胎牛血清（Invitrogen，美国卡尔斯巴德）、100 μg/ml链霉素和100 U/ml青霉素来制备细胞培养基（MEM）。将支架用蒸馏水超声清洗10分钟，然后在121°C下高压灭菌20分钟。对于G60、F70和G75支架，每种类型分别准备了4个重1克的样品。其次，将1个TPMS样品和10毫升MEM放入4°C的离心管中，分别在第二天、第四天和第六天取出支架，并收集提取液，分别标记为G60E2、G60E4、G60E6、G75E2、G75E4、G75E6和F70E2、F70E4、F70E6。剩余的TPMS样品继续浸泡在MEM中7天、14天和28天，然后通过电感耦合等离子体质谱（ICP-MS）定量提取液中的离子浓度。通过将TPMS样品浸入磷酸盐缓冲盐水（PBS，北京Solaibao Technology Co., Ltd.）溶液中3周来研究其降解情况。

2.4. 体内研究
图2B展示了TPMS-G植入物的体内实验。本研究使用了平均体重为5±0.3公斤的新西兰白兔。通过腹腔注射戊巴比妥钠（40 mg/kg）对兔子进行麻醉，并定期监测呼吸频率。麻醉后，对目标手术区域进行剃毛并用碘伏溶液消毒。通过髌骨内侧路径进行切口，在股骨外侧髁上制造骨缺损模型。在植入TPMS-G支架的过程中，用无菌生理盐水冲洗手术部位以减轻热坏死并清除残留物。用可吸收肠线缝合切口上的肌肉，然后用不可吸收线缝合皮肤。术后通过注射头孢菌素进行止痛处理，并使用恩诺沙星减少感染风险。所有兔子在8周实验结束后通过二氧化碳窒息法安乐死，随后进行病理评估。收获的金属-骨骼移植物和兔子器官用4%的戊二醛固定48小时。实验和外科手术程序是在山西省人民医院伦理委员会的批准下进行的（编号2025-249）。通过逐步 ethanol 系列（70%-100%）进行系列脱水处理，然后在二甲苯中脱脂12小时。随后将金属-骨骼移植物嵌入聚甲基丙烯酸甲酯中，切成薄片并抛光以去除划痕。通过对每个组成组的不同组织切片进行铁血红素和福尔辛-苦味酸染色来进行组织学分析。最后，在Pannoramic MIDI扫描仪（3DHISTECH有限公司，布达佩斯，匈牙利）下观察组织和器官切片。

3. 结果
3.1. TMPS-G支架的打印质量和压缩应力
表1显示了SLM加工的TPMS-G支架的孔径和基本性能。可以看出，形成的支架的孔隙率高于设计模型。在SLM过程中，随着支撑杆直径的减小和孔径的增大，多孔结构出现体积收缩是正常的。因此，我们采用了较低的激光能量和较高的扫描速度来减少体积收缩，这导致孔隙率偏离在1.2%到3.9%之间。
表1. TPMS-G支架的孔径和物理性能
样本 | 孔径（μm） | 孔隙率（%） | 密度（g/cm3）
G60 | 73 | 63.9 | 3.14
F70 | 76 | 0-8 | 80 | 71.2 | 2.51
G75 | 81 | 10 | 76.9 | 2.01
图3(a)-(c)展示了SLM加工的TMPS-G支架，其中图3(a1)-(c1)是相应的孔径分布。可以看出，每个样本都表现出规则的孔形和孔径分布，这表明物理物体与CAD模型之间有高度的一致性。此外，TPMS-G支架的整体光滑无瑕疵的表面也表明SLM工艺参数在本研究中是合适的。值得注意的是，多孔结构表面存在一些残留的粉末和未熔化的Al2O3颗粒，这可能是由于悬垂特性造成的，可以通过超声波清洗来解决。

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图3. G60（a, a1）、F70（b, b1）和G75（c, c1）支架的SEM图像

图4显示了TPMS-G支架的应力-应变曲线变化。从图4(a1)可以看出，类松质骨支架表现出典型的金属晶格结构的三个阶段变形行为。在初始弹性变形阶段，应力几乎与应变成线性增加。接下来是塑性变形阶段，应力-应变曲线显示出一个准平衡应力平台，伴随着循环应变波动，其中应力保持几乎恒定，而TPMS-G晶格中对角支杆的应变显著增加，这与脆性金属晶格结构中的晶间裂纹形成行为一致。在密度化最后阶段，应力随着孔隙的不断塌陷而急剧增加，直到TPMS-G支架完全破坏，破坏方式是无方向的粉碎。对于类皮质骨支架，由于其圆柱形支撑的存在，应力-应变曲线显示出与类松质骨支架不同的变化规律。在变形阶段没有明显的准稳定平台，应力与应变在层间支撑和材料本身的共同作用下保持近似线性关系。随着外部压力的增加，TPMS-G支架被压缩成鼓状形状，圆柱形支撑沿45°方向开裂。

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图4. G60、F70和G75支架的机械性能：类松质骨支架（a1）和类皮质骨支架（a2）的工程应力-应变曲线；类松质骨支架（b1）和类皮质骨支架（b2）的屈服强度和弹性模量

图4(b1)和(b2)展示了TPMS-G支架的弹性模量（E）和屈服强度（YS）的直方图。可以看出，随着孔隙率的增加，类松质骨支架的屈服强度从177.62 MPa降低到78.26 MPa，远低于类皮质骨支架，这是因为存在圆柱形支撑。此外，F70支架显示出比孔隙均匀分布的支架更高的屈服强度，这可以归因于梯度TPMS晶格中不均匀的刚度分布和复杂的载荷传递机制。至于弹性模量，类松质骨支架的值在0.28到2.21 GPa之间变化，而类皮质骨支架的值在2.52到12.51 GPa之间，与健康人类骨骼的特性非常接近。

3.2. 生物安全性评估
图5A显示了提取液在7天、14天和28天时的Co2+和Cr3+离子浓度，由于未检测到，因此没有显示Cr6+离子[29]。在MEM溶液中浸出7天后，ICP-MS检测到了Co2+和Cr3+离子，G60、F70和G75组的离子浓度几乎相同。显然，由于其独特的核壳结构，Ni@Al2O3在CoCrMo基质中形成了具有高硬度和良好界面结合的增强相。这种结构设计从根本上减少了材料在人体内的磨损和离子释放，从而提高了植入物的长期安全性和稳定性。随着浸出时间的延长，提取液中的离子浓度相应增加，而F70组的Co2+和Cr3+离子浓度在第28天达到了最低值，分别为0.64 ppm和0.16 ppm，仅为G60组的80%和95%。显然，离子浓度越低，生物相容性和细胞生长的导电性越好。图5B显示了在提取液中培养2天、4天和6天的细胞悬浮液的光密度（OD）值。随着浸出时间的延长，G60和G75组的OD值因提取液中Co2+和Cr3+离子浓度的增加而降低，这对MC3T3-E1细胞具有细胞毒性，并破坏了细胞的增殖能力。对于F70组，OD值几乎随浸出时间的变化而保持不变，因为离子释放率较低。随着培养时间的延长，所有组的OD值都相应增加。特别是，细胞覆盖了培养皿几乎90%的表面积，并在培养4天后导致接触抑制。当培养时间延长至6天时，培养皿完全被MC3T3-E1细胞覆盖，接触抑制变得更加严重，这显著影响了细胞的形态。此外，由于缺乏营养物质，MC3T3-E1细胞在培养基中沉淀，导致OD值下降。还观察到F70组在第6天获得了最高的OD值，这可以归因于最低的离子释放率。

图5. 提取液在7天、14天和28天时的离子浓度（A），以及细胞悬浮液在2天、4天和6天时的OD值（B）

图6显示了在提取液中培养2天、4天和6天的MC3T3-E1细胞的存活率。可以看出，所有样本的细胞存活率均高于75%，根据ISO 10993-5:2009标准，所有支架对细胞都是无毒的（细胞毒性-0和细胞毒性-I），为进一步的体内实验奠定了基础。

图6. 在不同提取液中培养2天、4天和6天的细胞存活率

图7展示了在6天提取液中培养2天的MC3T3-E1细胞和Alcian Blue染色的细胞的形态。从图7(a)可以看出，G60组（孔隙率较低）的MC3T3-E1细胞较少，而一些细胞表现出伪足生长，但没有明显的扩散行为。随着孔隙率的增加，F70和G75组培养的MC3T3-E1细胞表现出相似的生长形态，特征是细胞数量增加、伪足增多以及向周围扩展的能力增强。此外，MC3T3-E1细胞显示出紧凑的整体形态，没有肥大，良好的光透过性和相对均匀的细胞质分布。图7(a1)-(c1)在高倍率下显示了细胞形态，其中死细胞用红色圆圈标记。可以看出，G60组中的死细胞数量更多，而在F70和G75组中，随着孔隙率的增加，死细胞的数量逐渐减少。特别是，F70组培养的MC3T3-E1细胞占据了较大的表面积，具有更好的扩散和三维扩展特性。此外，观察到伪足增殖和质膜形成的增强，伴随着细胞间边界的减弱。相比之下，G60组中的细胞形态分散，边缘不规则。图7(a2)-(c2)展示了Alcian blue染色的细胞更清晰的形态。定量分析显示，随着孔隙率的增加，细胞大小呈现双相变化（最初增加然后减少），同时边界变得越来越明显。值得注意的是，F70组培养的MC3T3-E1细胞显示出最密集的形态和清晰的边界。

图8显示了在PBS溶液中浸泡1至3周的TPMS-G支架的形态和EDS元素映射。在第一周，两种支架都表现出轻微的局部腐蚀，有小的腐蚀坑，这可以归因于Ni@Al2O3的物理屏障效应，阻碍了侵蚀性离子的渗透。浸泡2周后，开始出现间歇性的腐蚀膜，这也可能归因于Ni@Al2O3增强相的引入，该相具有更大的生物活性，有利于磷酸盐的吸附。当浸泡时间延长到3周时，支架表面完全被连续的膜覆盖，特别是在Al2O3颗粒周围。此外，F70支架的磷酸盐膜比其他支架更致密，因为其孔隙率从50%到80%不等。由于孔隙率为50%的支架与PBS溶液有更大的接触面积，因此F70支架在表面形成了致密的磷酸盐膜，并延伸到孔隙率较大的位置，这有利于降低离子释放率并增强细胞活性。

3.3. TMPS-G植入物的体内适用性
从体外实验可以看出，G60支架表现出最高的细胞毒性和最低的生物相容性，因此随后的体内实验是在F70和G75支架上进行的。图9显示了F70和G75支架的外科手术过程和8周后的X射线图像。图9A表明支架成功植入兔子股骨中。图9B显示了8周后兔子股骨的良好恢复，而图9C显示了受影响侧和健康侧（F70 vs. G75）的X射线对比图像。由于金属吸收X射线的能力更强，金属部件周围可能出现一些伪影。从图9C可以看出，F70植入物表现出优异的骨整合，大约一半的孔隙被骨组织填充，而G75植入物的孔隙大部分未被填充，表明其生物相容性中等。

图9. 兔子骨再生的体内评估：(A) 骨缺损模型的宏观图像和植入手术，(B) 植入后8周的骨愈合宏观图像，(C) 植入后8周的X射线图像，(c1) F70植入物，(c2) G75植入物

图10显示了活检样本的苏木精-伊红（H&E染色）组织学图像。图10(a1)-(b1)显示了F70和G75植入物骨-植入物界面的H&E染色组织学显微图，而图10(a2)-(b2)展示了健康侧F70和G75植入物相应的显微图。黑色区域代表植入物（标记为A），紫色区域表示成熟的骨小梁（标记为B）。图10(a3)-(b3)中的直方图展示了植入物界面上骨长入区域的百分比。平滑的白色区域对应于纤维软骨，而带有圆形细胞核的浅粉色区域代表骨样组织。骨样组织中的紫色点表示处于骨整合边缘的成骨细胞，且未观察到的炎症反应。受影响侧和健康的股骨头组织显示出一致的生长模式，两者都表明了良好的发育情况。如图10(b3)所示，G75植入物在支架内显示了50%的骨组织生长，并且在植入物-骨界面处有一层纤维结缔组织。相比之下，F70植入物显示了大约90%的骨长入。值得注意的是，F70植入物周围观察到了更多的健康新骨形成，这意味着新骨形成显著优于G75植入物。梯度多孔的F70植入物与周围骨组织保持了紧密接触，这表明其具有更优的骨整合性能。两种植入物在植入物周围区域均没有显著的炎症反应或不良反应。

图10. 兔股骨中F70和G75植入物的硬组织切片H&E染色组织学图像及其植入物面积比例直方图。

图11显示了兔股骨中F70和G75植入物的硬组织切片的形态和元素分布。如图11所示，F70植入物附近的Ca和P元素分布密集且含量高，而G75植入物附近的Ca和P元素分布则较为稀疏。这表明G75植入物周围几乎没有新骨形成，而F70植入物与宿主组织形成了良好的整合，并由于与新骨组织的紧密接触而表现出优异的骨整合性能。

图12显示了F70和G75支架植入兔体内8周后的H&E染色图像。结果表明，F70和G75组均无组织病理学改变。在心脏瓣膜组织中，胶原纤维、肌肉纤维和弹性纤维分别被染成红色、黄色和青绿色。心脏切片的显微镜检查显示了清晰的心肌组织结构，细胞核、细胞质和细胞外基质之间有明显的对比度。对于肝脏组织，F70和G75组均保持了完整的肝小叶结构。肝细胞的细胞核呈圆形，位于细胞中心，细胞质呈嗜酸性。偶尔观察到双核肝细胞，其细胞质间距正常，且没有膜溶解的迹象。这些发现表明肝细胞发育良好且排列紧密，没有显著的病理变化。在肾脏组织中，结构显示出没有明显的病变，肾小管和肾小球发育良好。脾脏结构也得到了保留，没有观察到间质异常。总体而言，这些结果表明两种植入物的细胞相容性良好，因为在检查的器官中没有检测到降解产物。

4. 讨论
4.1. 微观结构和力学性能
设计TPMS多孔结构已被证明是实现金属植入物与宿主骨组织弹性模量匹配的有效方法。然而，由于传统制造方法难以生产具有连通孔隙和定制结构的个性化骨植入物，因此能够制造复杂几何形状的选择性激光熔化（SLM）技术受到了广泛关注。受人类骨解剖学的启发，本研究使用SLM技术制造了一种直径为7毫米、高度也为7毫米的圆柱形小梁状仿骨结构。表1证实了支架壁的密度超过了90%，这验证了SLM加工参数适用于多孔结构[30], [31]。与CAD模型相比，实际形成的支架的孔隙率略高于设计值，这可能是由于打印过程中的蒸发导致的质量损失以及Al2O3陶瓷相未完全熔化造成的局部缺陷。此外，支架表面存在未熔化的Al2O3颗粒，这导致打印精度略有下降。值得注意的是，由于Al2O3颗粒具有更好的耐腐蚀性，它们可能减少离子释放率并提高成骨性能[32]。Taniguchi等人指出，孔隙尺寸在600微米到900微米之间的支架比孔隙尺寸为300微米的支架具有显著的更高骨长入率，这与F70支架的平均孔隙尺寸（800微米）一致[33]。此外，G60、F70和G75支架的力学性能与人类皮质骨和松质骨相匹配。通常，人类皮质骨和松质骨的弹性模量分别在5-15 GPa和0.1-3 GPa之间，这有助于避免植入物的应力屏蔽效应。根据Gibson-Ashby理论，多孔支架的屈服强度和弹性模量与孔隙率呈反比[34]。因此，支架的孔隙率分别设计为60%、75%，以及梯度孔隙率为50-80%。如图4所示，G60类松质骨支架的弹性模量为2.21±0.11 GPa，与年轻成年人的松质骨非常接近。随着孔隙率的增加，G75支架的弹性模量降低到0.28±0.01 GPa，更能匹配老年人的小梁骨。具有梯度孔隙率的F70支架的弹性模量为1.73±0.09 GPa，屈服强度为104.68±5.23 MPa，比具有类似孔隙率的传统多孔CoCrMo支架高约20%，这对于承重骨植入物特别有利[35]。此外，由于孔隙的梯度分布，F70的屈服强度和弹性模量并未随着孔隙率的增加而线性下降，从而确保了材料在高孔隙率下的力学性能。总之，F70支架的孔结构、几何单元和孔隙尺寸分布的结合可以有效减少骨科植入物的应力屏蔽效应，并与健康成年骨的力学性能相匹配。

具体而言，从生物力学的角度来看，髋关节植入物的微动和磨损颗粒容易导致无菌松动，复杂的体内环境引起的摩擦腐蚀和材料降解需要在未来的工作中进一步研究。

4.2. 生物相容性
尽管磨损颗粒对假体失败的影响已有充分记录，但金属离子的释放情况仍需进一步研究。先前的体外实验表明，Co2+和Cr3+离子可能会抑制成骨细胞分化、诱导成骨细胞凋亡并促进炎症细胞因子的释放。此外，金属离子可以通过血液更容易地扩散到周围细胞或组织以及远端器官[36]。多项研究报告称，在植入物接受者的血清、尿液、滑液和全血中都发现了Co2+和Cr3+离子，其浓度是健康个体的8到60倍，可能会引发局部组织反应、过敏和过度敏感[37], [38]。在本研究中，G75和G65组的Co2+和Cr3+离子浓度随着表面积的增加而增加，而F70组的离子浓度最低。显然，F70支架的梯度孔隙结构形成了不同孔径的层次化孔网络，为离子的扩散路径增加了复杂性，物理上阻断了离子从材料深处的迁移，从而减缓了离子释放到提取介质中的速度。在6天的提取液中培养2天后，G75和F70组的MC3T3-E1细胞表现出更高的存活细胞计数和完整的细胞结构，这表明Co2+和Cr3+离子可能抑制成骨细胞增殖，阻碍植入物周围的骨形成并导致骨丢失。从元素分布来看，Ca、P和O元素主要分布在F70植入物附近，而G75植入物的元素渗透较少，H&E染色组织学图像证实了F70植入物的生物相容性和更高的成骨能力，其周围观察到了更多的健康新骨形成。对于梯度多孔F70植入物，密集的小孔表层可以减少细菌粘附并提供初始的机械稳定性，而中等孔径的过渡区促进了血管生成并有助于向深层骨组织输送营养物质，而大孔的多孔内部区域则允许成骨细胞和间充质干细胞的渗透，从而形成了三维小梁骨结构。我们的已有文献还发现，通过在Ni@Al2O3/CoCrMo复合材料中引入Ni@Al2O3颗粒，其耐磨性能得到了增强，从而减少了植入物使用期间磨损 debris引起的炎症反应，进而抑制了骨溶解[27], [28]。

5. 结论
本研究通过SLM工艺制备了基于TPMS的Gyroid细胞Ni@Al2O3/CoCrMo支架。通过压缩测试、体外实验和体内评估，主要结论如下：
(1) 采用Ni@Al2O3/CoCrMo复合材料制备了均匀多孔的TPMS支架（G60和G75）和梯度多孔TPMS支架（F70）。随着孔隙率的增加，压缩强度和弹性模量均有所降低。此外，由于其梯度仿生结构，F70支架的屈服强度高于均匀多孔结构，这在随后的植入实验中更好地模拟了天然骨并促进了骨长入。
(2) 随着支架在MEM中浸泡时间的延长（从7天到28天），提取液中的Co2+和Cr3+离子浓度相应增加，而F70组的离子释放率最低。在PBS溶液中浸泡3周后，所有植入物上都形成了连续的腐蚀膜，其中F70支架的腐蚀膜最厚且最均匀，有效地将支架与提取液隔离并稳定了离子释放。
(3) F70组在提取液中培养6天的MC3T3-E1细胞显示出最高的OD值，有利于维持细胞活性。根据细胞活性测定结果，G60、F70和G75支架对细胞无毒，证实了其体内试验的生物相容性。
(4) 动物实验表明，F70支架在8周后的骨长入率达到90%，这可能增强了植入物与宿主骨之间的界面结合强度，并促进了骨整合。