杨超,1,卢海洲,2,马宏伟1,蔡潍锶1

形状记忆合金(shape memory alloys，SMAs)是一类承受外力产生变形后，通过施加一定的外部激励(如热场、磁场等)，能够回复到其原始形状的功能合金[1,2]。NiTi SMAs具有良好的形状记忆效应、超弹性和生物相容性等功能特性，是目前工程领域应用最广泛的一类功能金属材料，被广泛应用于航空航天和医疗器械等领域[3,4]。然而，由于NiTi SMAs具有高反应敏感性和低热导率等物性，导致其初步成形件的后续加工十分困难[5,6]。目前，传统工艺(如铸造、轧制和锻造等)制备的NiTi构件几何形状比较简单，如丝材、板材和棒材等[5,7]。然而，传统制备工艺囿于模具和减材制造，难以获得复杂几何形状的NiTi构件(如多孔[8]、负Poisson比[9]和层状结构[10]等)，无法满足其个性化服役需求，限制了其更广泛的应用。选区激光熔化(selective laser melting，SLM)是一种基于三维计算机辅助设计模型，利用激光束层层熔化金属粉末，直接成型出几何形状复杂可控且具有良好冶金结合金属构件的技术[11,12]。目前，已有研究[5,9,10]通过SLM工艺制备出高致密度的NiTi构件，这表明SLM工艺能够成功应用于NiTi SMAs，大幅减少其后续加工流程，提高生产效率，扩展应用场景。本文聚焦于SLM 制备NiTi SMAs的研究进展，总结了现有的研究成果，旨在为一体化研究SLM NiTi SMAs的工艺参数、微观结构与热机械性能提供参考。最后，本文展望了SLM NiTi SMAs未来的重点研究方向与发展趋势。

1 SLM NiTi SMAs的研究概况

为制备出具有复杂几何形状和优异功能特性的NiTi SMAs，进一步扩大NiTi SMAs的应用，大量研究[8~10]采用SLM工艺制备了NiTi SMAs并对其进行了系统研究。主要是基于优化的工艺参数，开展后续的微观结构、相转变行为和热机械性能研究。对于NiTi SMAs而言，其成形难度大，影响成形的因素多，这主要是因为NiTi SMAs与其他易SLM成形的合金(如Ti6Al4V、镍基高温合金和不锈钢等)存在显著差异：第一，由于NiTi SMAs的成分会显著影响其功能特性，例如相转变温度、形状记忆效应实现温度和超弹性获得温度范围等，这些功能特性对NiTi SMAs的应用至关重要，是决定其服役环境和服役可能性的基础[13]，因此，工艺参数对SLM NiTi SMAs成分的影响是必须要考虑的重要因素；第二，NiTi SMAs中存在多种金属间化合物，热导率相对较低，在SLM成形过程中，会形成相对较大的残余热应力，影响其成形性，通过工艺参数优化，减少SLM NiTi SMAs成形过程中的缺陷，是获得质量良好的NiTi SMAs的重要前提条件[14]；第三，NiTi SMAs的功能特性与其基体的晶粒尺寸和分布、沉淀相析出行为以及位错密度等因素密切关联，SLM过程中的复杂热历史会对SLM NiTi SMAs的功能特性产生显著影响，工艺参数的调控是控制这种热历史的最重要途径[15,16]。因此，大多研究者从工艺参数优化出发，研究工艺参数对SLM NiTi SMAs成形性、微观结构、相转变行为和热机械性能的影响[17~20]。图1给出了当前基于SLM NiTi SMAs开展的整体研究内容与路径。

图1

图1选区激光熔化(SLM) NiTi形状记忆合金(SMAs)的整体研究内容与路径

Fig.1Research content and outline of selective laser melting (SLM) NiTi shape memory alloys (SMAs)

2 SLM NiTi SMAs的粉末原材料和成形性

原材料粉末的制备是SLM制备NiTi SMAs的第一步。对于SLM NiTi SMAs而言，原材料粉末分为2类，一类是混合粉末(图2a[21]、2b[21])，另一类是预合金粉末(图2c[22])。此外，对于NiTi预合金粉末的改性也是近年来的研究热点(图2d[23]、2e[23]、2f[24])。研究[17~24]表明，采用NiTi预合金粉末制备的NiTi SMAs的组织均匀性和综合性能优于采用混合粉末制备的NiTi SMAs。由于Ni原子在SLM过程中的损失以及Ni含量对NiTi SMAs相转变温度的影响，研究人员基于粉末改性、原位生成等理念，通过在原始NiTi合金粉末中添加一定量的Ni元素粉末，进而补充Ni元素在SLM过程中的损失，同时精确调控SLM NiTi SMAs的相转变温度。

图2

图2SLM制备NiTi SMAs的粉末原材料[21~24]

Fig.2Feedstock powders to fabricate NiTi SMAs by SLM

(a, b) pre-mixed Ni and Ti powders[21]

(c) pre-alloyed Ni50.2Ti49.8powder[22](d-f) NiTi powders modified by Ni particles[23,24](Inset in Fig.2d is particle size distribution of modified powders, andD50is the average size of modified powders)

良好的成形质量是实现SLM NiTi SMAs应用的首要条件。Haberland等[25]研究发现，高激光能量密度能够有效提高SLM NiTi SMAs的致密度。同时，高激光能量密度也会增加SLM NiTi SMAs的杂质(C、N和O等)含量，当激光能量密度超过300 J/mm3时，SLM NiTi SMAs中的N含量和O含量显著增加[25]。根据ASTM F2063—2018和GB 24627—2009标准(医疗器械和外科植入物用镍-钛形状记忆合金加工材)，为保证SLM NiTi SMAs能够用于医疗器械和外科植入物，其C含量需要小于500 × 10-6，N和O的总含量也要小于500 × 10-6，这对SLM制备NiTi SMAs的环境条件和粉末原材料的质量控制提出了严格要求。

对SLM NiTi SMAs而言，其工艺参数的优化要保证其具有高的致密度和低的杂质含量。高致密度是其后续功能特性研究的基础，而低杂质含量则是保证SLM NiTi SMAs能够用于医疗领域的基础。SLM制备NiTi SMAs的主要工艺参数包括：功率(P)、扫描速率(v)、扫描间距(h)和铺粉厚度(t)等，能量密度E=P/ (vht)。这些参数的单一优化和整体优化是获得高致密度NiTi SMAs的关键因素，目前研究结果[8,9,23,24,26~52]表明，获得高致密度(? 99%) NiTi SMAs的SLM工艺参数具有如下特征：第一类是低功率结合低扫描速率(P< 150 W，v< 700 mm/s)；第二类是高功率结合高扫描速率(P? 200 W，v? 800 mm/s) (表1[8,9,23,24,26~57]总结了目前常用的SLM制备NiTi SMAs的工艺参数)。Li等[9]基于低功率和低扫描速率，通过改变并优化SLM工艺参数，获得了无缺陷的SLM NiTi SMAs (图3a[9])，同时，基于较为理想的SLM工艺参数，成功得到了具有负Poisson比特性的NiTi结构。Gu等[26]通过高功率和高扫描速率，基于仿生学考虑，成功制备了高致密度的NiTi SMAs，压缩强度超过3 GPa，断裂伸长率40% (图3b[26])。Xue等[19,20]采用2种不同成分的NiTi合金粉末，即近等原子NiTi (Ni50.1Ti49.9)和富Ni的NiTi (Ni50.8Ti49.2)合金粉末，基于Eagar-Tsai模型将SLM工艺参数与成型质量结合起来，如图3c和d[19]所示，对2种粉末而言，均存在4个区域，即球化区、匙孔形成区、未完全熔化区和成形质量良好区。通过优化工艺参数能够制备出具有良好延展性、形状记忆效应和超弹性的NiTi SMAs。不难发现，基于优化模型获得的SLM工艺参数可以大大减少工艺试错与实验的成本；Eagar-Tsai模型是基于熔池尺寸的预测，计算成本较低，适合进行工业化应用。Xue等[19,20]的结果也表明，不同成分的NiTi合金粉末的成形质量良好区均包含低功率结合低扫描速率区域和高功率结合高扫描速率区域，这也与表1[8,9,23,24,26~57]中的统计结果一致。

表1常用的SLM制备NiTi SMAs的工艺参数[8,9,23,24,26~57]

Table 1Process parameters of SLM NiTi SMAs[8,9,23,24,26-57]

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表3拉伸条件下SLM NiTi SMAs的超弹性回复应变总结[14,19,20,47,49,56,72]

Table 3Recovery strains of SLM NiTi SMAs under tension[14,19,20,47,49,56,72]

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通过总结不同加载条件下(拉伸[19,41,43,45,46,55,56,75]、压缩[27,32,36,84,85]和弯曲[22]) SLM NiTi SMAs的形状记忆效应回复应变可以发现，在拉伸条件下，最好的回复应变达到了6%[20]；在1200 MPa的压缩条件下，回复应变也可达到6%[27]；在连续的弯曲升温回复实验过程中，则获得了0.53%~4.19%的回复应变。SLM NiTi SMAs在不同加载条件下，卸载之后，升温过程中，均表现出明显的形状记忆效应回复应变，这为SLM NiTi SMAs在多种载荷条件下的服役提供了基础。

可以发现，具有相同理论Ni含量、相同热处理状态的SLM NiTi合金和传统工艺制备的NiTi合金的超弹性行为存在明显差异，具体原因如下：(1) 对于打印态SLM NiTi合金而言，其晶粒尺寸多为微米级，相对传统工艺制备的纳米晶NiTi合金，晶粒尺寸显著增大，严重减弱了其功能特性的稳定性；(2) 打印态SLM NiTi合金的晶粒尺寸存在不均匀的分布，基体存在热应力和元素分布不均匀的现象，在循环加载过程中，部分区域容易形成微裂纹等缺陷，削弱功能稳定性；(3) 尽管SLM NiTi合金和传统工艺制备的NiTi合金理论上具有相同的Ni含量，但是SLM过程中Ni元素蒸发导致其基体中Ni原子含量有所减少，进而导致其基体中不能形成与块状NiTi合金基体中相当的Ni4Ti3沉淀相，以增强基体，提高超弹性回复应变。在SLM过程中，已经凝固的相邻道次和底层会被重新加热，类似一个快速热处理过程。通过降低扫描间距，可以实现更长时间的时效热处理，延长形成Ni4Ti3沉淀相的过程[23]。然而，降低扫描间距也会导致能量密度增加，熔池温度升高，更多的Ni原子会蒸发。因此，为了获得更好的超弹性，需要使用具有高的Ni / Ti原子比的NiTi合金粉末，以保证能够在样品中形成足够数量的Ni4Ti3沉淀相。总体而言，目前大量的研究聚焦于SLM工艺参数对NiTi合金压缩性能的影响，也尝试通过热处理提高NiTi合金的压缩功能特性，同时，对SLM NiTi合金的拉伸性能进行了初步研究。整体来说，目前SLM NiTi合金的功能特性相对传统工艺制备的NiTi合金仍有待提高。

5 SLM多孔NiTi SMAs及其生物相容性探索

鉴于其优良的生物相容性和耐腐蚀性，加之独特的热机械性能(超弹性和形状记忆效应)，NiTi SMAs也是一种理想的生物医用材料[86]。NiTi SMAs介入支架可通过很小的输送装置进入狭窄的人体病变部位，撤除输送装置后，支架将自动恢复到预定的形状而支撑病变部位。图12a给出了不锈钢、NiTi SMAs、人体骨骼与肌腱的性能对比图。可以发现，人体骨骼在加载条件下的响应情况与NiTi SMAs的超弹性响应十分类似，这为NiTi SMAs作为人体骨骼植入件提供了基础条件。致密NiTi SMAs的弹性模量范围为20~60 GPa，低于传统的生物医用金属(CP-Ti、Ti6Al4V和β型钛合金等)的弹性模量(80~120 GPa[87])，但仍高于人体硬组织/骨骼的弹性模量(3.2~20 GPa[88])，实体NiTi SMAs植入后仍可能会导致“应力屏蔽”现象的出现。多孔结构的出现为进一步降低植入件的弹性模量提供了可能，多孔NiTi合金具有与人体骨骼相当的弹性模量，生物相容性良好，孔洞有利于人体体液营养成分传输，使得植入后愈合效果更好。另外，多孔NiTi SMAs具有质量轻、比表面积大等优点，是骨科植入物的理想原材料，被广泛关注与研究[30,89]。本节总结了SLM多孔NiTi SMAs及其生物相容性探索的最新研究结果。

图12

图12NiTi、不锈钢和人体组织的性能对比图；多孔结构的模型图以及SLM制备的多孔NiTi SMAs[37,38,63,90]

Fig.12Comparisons of mechanical properties of NiTi SMAs, stainless steel, and human tissues (a), isometric view of the CAD model and image of SLM porous Ni45.2Ti54.8(b)[38], CAD models with three different pore sizes and image of SLM porous Ni50.4Ti49.6(c)[63], cellular lattice structure and image of SLM porous Ni50.6Ti49.4(d)[90], and CAD models and image of the SLM Ni50.3Ti49.7gyroid cellular structure (e) (U-GCS: uniform gyroid cellular structure, Y-GCS: graded gyroid structure with the density gradient alongy-axis, Z-GCS: graded gyroid structure with density along gradientz-axis)[37]

图12b~e[37,38,63,90]为不同多孔结构的模型图和SLM制备的多孔NiTi SMAs形貌图。Tan等[38]基于相同的多孔模型，采用不同的工艺参数制备得到多个多孔NiTi SMAs (图12b[38])，通过成型质量、缺陷形成、几何精度、微观结构和杂质含量等的综合分析，得到了较为合适的制备多孔NiTi SMAs的工艺参数(能量密度60~90 J/mm3，激光功率60~75 W)；Lu等[63]基于相同的多孔CAD模型，通过调节孔隙和孔径的尺寸，通过SLM工艺制备出不同孔隙率的NiTi SMAs (图12c[63])；Yang等[90]通过调整多孔的杆径(0.6、0.4和0.2 mm)，得到了具有不同超弹性行为的多孔NiTi结构(图12d[90])。Chen等[37]通过设计得到3种不同多孔结构(均匀孔隙、沿Y轴梯度孔隙、沿Z轴梯度孔隙)，通过SLM工艺制备得到了整体质量良好的3种多孔NiTi结构(图12e[37])。这些结果都表明，SLM多孔NiTi结构的多样性包括孔型设计多样性、孔隙率多样性、制备工艺参数的多样性等，这为SLM多孔NiTi结构提供了很大的自由设计度、为其个性化定制提供了可能。然而，多孔NiTi结构的弹性模量和性能需要与骨组织相匹配，为了实现SLM多孔NiTi植入物的临床应用，需要根据临床需求来设计植入物，通过结构设计和制造工艺来优化植入物性能，并对其性能进行准确评估。

需要指出的是，不同的SLM多孔 NiTi SMAs会表现出显著不同的力学性能和功能特性。图13a[63]是图12c[63]中不同多孔NiTi SMAs在室温下的单向压缩应力-应变曲线。可以看到，900和835 μm孔径的多孔NiTi的压缩断裂强度和断裂应变比较接近，而618 μm孔径多孔 NiTi表现出最低的抗压强度，为262 MPa，这是由于其杆径最小，对塑性变形的发生和随后断裂的抵抗力最低导致的。图13a[63]中3种不同孔径多孔 NiTi的压缩断裂强度均大于人体骨骼的最大强度(< 200 MPa)，可以满足人体植入件的强度要求。图13b~d[37]是3种不同多孔结构的压缩应力-应变曲线，压缩曲线表明相同结构的多孔NiTi SMAs的力学性能稳定，证实了SLM工艺制备多孔NiTi SMAs的质量稳定性，3种多孔NiTi的屈服强度在15.8~21.6 MPa之间，弹性模量在5.2~6.1 GPa之间，符合人体小梁骨的机械性能要求。图13e和f[63]是多孔NiTi支架的形状记忆性能曲线，900和618 μm孔径的多孔NiTi中的可回复应变和形状回复率分别为5.10%和91.4%、4.29%和65.2%。加载过程中，不同孔径NiTi支架应力分布状态的差异是导致回复应变和形状回复率差异的主要原因[91]。对于具有相同杆径的多孔结构，回复应变随着扫描速率的增加而减小，然后随着扫描速率的进一步增加而增大(图13g和h[90])。在以200 mm/s扫描速率制备的支柱厚度为0.2 mm的多孔结构中，获得了10%的最大回复应变。

图13

图13不同多孔NiTi SMAs的力学性能与功能特性[37,63,90]

Fig.13Mechanical properties of porous NiTi SMAs with different pore sizes (a)[63], mechanical properties of porous NiTi SMAs with different structures (b-d)[37], shape memory effect of porous NiTi SMAs with different pore sizes (εrec—recoverable strain) (e, f)[63], and superelasticities of porous NiTi SMAs with different strut thicknesses (g, h)[90]

为探究孔径对细胞黏附和生长的影响，Lu等[63]对MC3T3-E1细胞与NiTi合金之间的相互作用进行了研究。图14a[63]是MC3T3-E1细胞在多孔NiTi上经过1 d培养后的荧光图像。可以发现，体外培养1 d后，MC3T3-E1细胞均存活并且增殖，这表明SLM制备的多孔NiTi具有良好的生物相容性。同时，如图14a[63]中的虚线圆圈所示，可以看到MC3T3-E1细胞的生长桥接了多孔NiTi的孔隙，图14a中插图[63]是MC3T3-E1细胞桥接孔的形态。此外，可以发现MC3T3-E1细胞在培养开始时主要沿着孔的边缘进行生长，这是因为孔内的α-MEM培养基可以为细胞生长提供养分，而孔的边缘则提供了细胞黏附的位置。因此，在细胞培养开始时(1 d)，MC3T3-E1细胞沿着孔的边缘进行生长。图14b和c[63]是MC3T3-E1细胞在多孔NiTi结构上培养7 d后的SEM像。可以发现，在多孔NiTi支架的外表面上存在大量的细胞。与图14a[63]相比，由于培养时间的延长，多孔结构边缘的MC3T3-E1细胞逐步向远离多孔边缘的位置生长。因此，在培养7 d后，在外表面观察到相对均匀分布的MC3T3-E1细胞。SLM制备的多孔NiTi支架内表面的细胞形态如图14c[63]所示。飞溅粉末/液滴与熔池形成的冶金结合，导致大量的球形表面在多孔NiTi支架内表面形成，这些球形表面增大了内表面的表面积，可以有效促进细胞的黏附和生长，如图14中红色箭头所示，观察到了大量细胞。这些结果表明SLM多孔NiTi支架和实体NiTi合金具有很好的生物相容性，SLM制备的NiTi合金具有作为生物医学植入物的前景。

图14

图14SLM多孔NiTi SMAs的生物相容性[63]

Fig.14Biocompatibility of SLM porous NiTi SMAs[63]

(a) fluorescence images of live cell viability of MC3T3-E1 cells seeded on NiTi samples after being cultured for 1 d (The dotted circle and arrows indicate that MC3T3-E1 cells bridged the pores) (b, c) SEM images of MC3T3-E1 cells on outer (b) and inner (c) surfaces of the porous NiTi scaffolds after being cultured for 7 d in a humid environment at 37oC (The arrows indicate MC3T3-E1 cells)

6总结与展望

目前，针对SLM NiTi SMAs已经得到了较为系统的研究，关于SLM NiTi SMAs成形性的研究表明，低功率结合低速率以及高功率结合高速率是目前普遍采用的工艺参数；SLM NiTi SMAs相转变行为的调控则主要归因于基体中Ni原子含量的变化和热处理过程中沉淀相的析出与分布等，同时，成形过程中残余热应力的存在以及基体中元素分布不均匀的现象也会影响SLM NiTi SMAs的相转变行为；对于SLM NiTi SMAs的微观结构而言，大量柱状晶以及不均匀结构的存在会导致SLM NiTi SMAs功能各向异性的出现，后续热处理工艺能够有效消除这种各向异性并改善其功能特性；SLM NiTi SMAs的生物相容性正逐步成为研究热点，多孔结构设计的多样性、表面改性处理的可控性等为其在生物医用领域的应用提供了更多可能。根据国内外研究现状和发展趋势，为进一步促进SLM NiTi SMAs的发展，需要从以下几方面重点突破。

(1) SLM NiTi SMAs的拉伸超弹性研究。SLM NiTi SMAs中结构缺陷(如微裂纹、孔隙等)的存在导致目前研究以压缩变形为主，对SLM NiTi SMAs的拉伸超弹性研究相对较少，而NiTi SMAs在服役过程中普遍存在拉伸变形，因此SLM NiTi SMAs的拉伸超弹性有待深入研究。同时，对比也可以发现SLM NiTi SMAs相对传统轧制+时效NiTi SMAs的超弹性有待进一步提高，因此探索提高SLM NiTi SMAs的回复应变和形状回复稳定性的途径是实现其工业化应用的必要条件。

(2) SLM NiTi SMAs的双程形状记忆效应研究。双程形状记忆效应不是NiTi SMAs的固有属性，需要经过适当的冷变形(马氏体或奥氏体状态的过量变形)、热机械循环训练和约束时效等途径获得。从工程应用的角度讲，理想的双程形状记忆效应训练工艺应该具有应变大、稳定性好和相变温度变化小等特点。研究如何在SLM NiTi SMAs中获得稳定的双程形状记忆效应，实现其在智能机器人、复杂驱动装置与执行元器件等领域对复杂驱动元件的创新应用，是拓展复杂SLM NiTi构件应用的重要发展方向。

(3) SLM NiTi SMAs结构疲劳和功能疲劳的性能评价。目前关于SLM NiTi SMAs结构疲劳和功能疲劳的性能评价研究尚存在较大空白。在循环拉伸或压缩过程中，SLM NiTi SMAs会逐步出现结构疲劳和功能疲劳，2者存在紧密联系，也表现出显著区别。结构疲劳或者功能疲劳出现时，会破坏SLM NiTi SMAs的服役效果。SLM NiTi SMAs在循环拉伸或压缩过程中，基体位错的产生与积累、微裂纹的形成与扩展等会逐步导致其结构疲劳的出现；同时，在循环拉伸或压缩过程中，或者升温降温过程中，SLM NiTi SMAs在发生相转变的过程中，由于界面的不兼容性，会在马氏体与奥氏体的界面处形成少量的位错，这些位错的逐步积累会导致马氏体相变温度、相变滞后等功能特性发生衰减，最终导致功能疲劳的出现。在结构疲劳出现的过程中，会导致功能疲劳；功能疲劳形成的过程中，也会导致结构疲劳。如何使得结构疲劳和功能疲劳达到均衡状态，是SLM NiTi SMAs面临和亟需解决的关键问题之一。

(4) 各向同性的SLM NiTi SMAs的制备与研究。由于SLM过程中的快速熔化与凝固、复杂热历史等，SLM NiTi SMAs的微观结构与传统工艺得到的NiTi合金存在明显区别。SLM过程中，方向性的散热与凝固，会促进柱状晶定向生长和“外延生长”，导致大量柱状晶的形成和[100]B2织构的形成。如何有效避免大量柱状晶的形成，制备得到具有等轴晶结构、性能各向同性，同时提高其功能特性的SLM NiTi SMAs，是当前的研究热点。当前，国内外研究结合熔池凝固过程中的温度场分布、晶粒形核长大的理论等，通过外加磁场、基板预热和调控工艺策略等方法影响熔池凝固行为，获得了具有特定微观结构的SLM NiTi SMAs，在一定程度上减少了柱状晶的形成。同时，后续热处理也是有效获得各向同性SLM NiTi SMAs的有效方法。

(5) SLM多孔NiTi SMAs的生物力学性能与表面改性研究。SLM多孔NiTi SMAs相对传统多孔NiTi具有孔隙孔径可控、可设计度高、可个性化定制等优点。SLM多孔NiTi SMAs的研究目前主要涉及制备精度、微观结构、压缩性能、形状记忆性能、超弹性和体外生物相容性等，对于生物力学性能，如人体温度、人体体液下的强度、形状记忆性能、超弹性等，却没有涉及。后续研究需要对SLM多孔NiTi的生物力学性能开展大量研究，为其作为骨科植入物打下坚实基础。功能化表面改性处理是实现NiTi SMAs生物相容性进一步提高、减少Ni原子释放的关键步骤。通过抛光、表面合金化和涂层等表面技术，可大幅改善多孔NiTi SMAs的生物行为。此外，这些表面处理还可改善其促成骨、抗菌、抗炎等生物功能。

(6) SLM多孔NiTi SMAs的植入实验与性能评估。尽管多孔NiTi SMAs在椎间融合器等骨科植入物方面已经取得了显著的临床应用效果，但SLM多孔NiTi植入物的临床应用尚未实现。开展SLM多孔NiTi SMAs的植入实验与性能评估是实现其临床应用的必要前提。通过多孔结构设计与优化，制备得到满足不同植入需求的多孔NiTi植入物；通过动物植入实验，评估其生物相容性，检测其植入需求完成度，并对其综合性能进行准确评估，得到SLM多孔NiTi植入物的综合评估数据库，能够为实现个性化的多孔NiTi植入物在骨缺损治疗、骨缺损自填充等方面的临床创新应用奠定基础。整体而言，SLM多孔NiTi植入物临床应用的实现是一个充满挑战的跨学科难题，需要材料、机械、生物、医学等多学科共同来完成。