基于SLM的梯度多孔牙種植體力學特性

曾壽金，王靖，何偉輝，許明三，韋鐵平

基于SLM的梯度多孔牙種植體力學特性

曾壽金，王靖，何偉輝，許明三，韋鐵平

（福建工程學院 a.福建省智能加工技術及裝備重點實驗室 b.機械與汽車工程學院，福州 350118）

確定既滿足強度要求又能夠有良好長期穩定性的梯度多孔牙種植體最佳孔隙值。設計4組不同孔隙率（G30、G40、G50、G60）的梯度多孔結構樣件及均質多孔樣件S30，選區激光熔化（SLM）成型后通過準靜態壓縮試驗對其力學性能進行研究，測量出樣件的彈性模量和屈服強度。通過有限元分析評估不同孔隙率種植體及對應下頜骨組織的應力分布。相較于實體鈦合金結構（110 GPa），多孔結構的彈性模量（13.47～15.88 GPa）已完全符合人體自然骨組織（2～20 GPa）范圍，多孔結構屈服強度（484.81～834.47 MPa）遠高于皮質骨（180.5～211.7 MPa）；梯度多孔結構樣件彈性模量相較于均質多孔結構略有提升，屈服強度（834.47 MPa）比均質多孔結構樣件（730.56 MPa）提高了約14%。梯度多孔種植體周圍皮質骨最大等效應力值分布在43.362 9～45.015 4 MPa之間，松質骨最大等效應力值分布在4.756 58～ 5.055 6 MPa之間，完全滿足2～60 MPa范圍內的最大應力，適合骨組織生長。種植體與下頜骨之間的應力差值隨著孔隙率的增大而逐漸變大，孔隙率為30%的TPMS–G型梯度多孔牙種植體與下頜骨應力差值最小，生物力學特性最佳，有利于形成穩定的骨整合。通過試驗及仿真模擬，確定了適用于種植體的最佳梯度多孔結構，既滿足強度要求，又具有良好的長期穩定性。

選區激光熔化；牙種植體；多孔結構設計；力學性能；有限元分析

當今社會人口老齡化現象逐漸明顯，人民生活水平也逐漸提升，使得人們對于牙齒缺損導致的修復需求變得越來越高。對于患者而言，牙齒缺失不僅會對日常進食產生一定的影響，同時也會使言語交流產生障礙，甚至會引起面部口腔區域形貌的改變，長此以往，會影響患者的心理健康[1]。種植牙技術的出現與發展不僅解決了使用活動假牙產生的不便，也從一定程度上改善了頜面的美觀。由于牙種植體普遍為金屬制件，市場上普通鈦合金鑄造件的彈性模量達到了110 GPa，而人類的皮質骨彈性模量為3～30 GPa，松質骨彈性模量為1～3 GPa，若種植體使用鈦合金鑄件，因其彈性模量遠高于人體骨組織，長期使用會產生明顯的“應力屏蔽”現象[2]，導致應力無法傳遞到周圍的骨組織，從而使得種植體最終產生松動甚至脫落現象，縮短種植體的使用壽命[3]。如何降低牙種植體的彈性模量以減輕應力遮擋效應，從而提高種植牙的使用壽命是目前需要解決的主要問題。

選區激光熔化（Selective Laser Melting，SLM）是激光增材制造技術的一種，其原理是利用高能激光束將金屬粉末逐層熔化，層層累積，最終成型的三維模型件不僅有著復雜的幾何特征，同時還具有優異的力學性能，因此，該技術大量應用于醫學和航空航天領域[4]。隨著SLM技術的高速發展，多孔材料逐漸受到眾多學者的重視。而在牙科領域中，將牙種植體制備成多孔結構來降低彈性模量是較為可行的一種降低應力屏蔽的方法[5]。多孔牙種植體不僅可以有效地減輕應力遮擋效應，而且能增強種植體與骨組織的結合，從根本上提高牙種植體的穩定性。

近年來，眾多學者在多孔結構設計上皆取得了一定的成就，其設計方法主要包括通過基本單元和三周期極小曲面（TPMS）為主設計規則多孔結構，以及通過數學模型和計算機程序實現不規則多孔結構[6]。其中，三周期極小曲面（TPMS）是具有復雜的3D拓撲空間結構的極小值表面，其內部結構互聯互通，表面光滑，并具有高比表面積和高孔隙率等特點，是用于骨科植入體設計中較為理想的多孔結構，早在2006年，Rajagopalan等[7]就證明了TPMS結構在生物學上具有天然親和力，為其用作可行的骨組織類似物提供了充分的證據。

雖然當下三周期極小曲面結構的研究已取得階段性的進展，但在牙種植體的研究中引入TPMS進行結構設計并探究其性能仍舊不多見。文中以三周期極小曲面建模法進行牙種植體多孔部分的結構設計，選用TPMS結構中的G型曲面為孔隙結構進行模型的設計，G型曲面單元具有螺旋二十四面體結構，因其具有較高的比表面積，類似于松質骨的孔隙結構，故十分適合骨細胞的黏附、增殖與分化。TPMS不同曲面結構皆有其獨特的隱函數表達式，在進行結構設計時，通過改變隱函數的不同參數即可調控相應多孔單元的孔隙率大小及單元尺寸，從而實現5組不同孔隙率（G30、G40、G50、G60、S30）的多孔結構建模。SLM成型后，通過壓縮試驗分析樣件的力學性能，研究孔隙率變化對多孔結構力學性能的影響并記錄其材料屬性，為后續仿真處理提供理論數據基礎。設計出一段式種植體與簡化的下頜骨三維模型，進行三維有限元模擬，探究種植體在植入口腔完成骨愈合后的性能特點，即多孔牙種植體的生物力學特性，以確定適合制備多孔牙種植體的孔隙參數。

1 材料與方法

1.1 TPMS多孔結構的建模方法

三周期極小曲面（Triply Periodic Minimal Surfaces，TPMS）在空間3個獨立的方向上是周期性的，曲面上每個點的平均曲率均為0。因此，其具有幾何形狀多樣的優點，可以構建參數化數學模型來進行描述。通過修改TPMS隱函數表達式的參數，可實現對孔徑和形狀的精確控制[8-9]，文中選擇的G型曲面結構表達式見式（1）。

圖1 單元偏置量C與孔隙率P的關系

當向種植體添加徑向梯度孔隙率時，會產生在中心區域具有高孔隙率而在邊緣區域具有較低孔隙率的多孔種植體[10]。偏置量控制著孔隙率的變化，為了產生孔隙率的連續梯度分布，故而偏置量被構建為自變量的函數，在不同的坐標點具有不同的偏移[11]。徑向梯度多孔結構偏置量設計方法的工作原理見式（3）—（4）。

式中：、代表空間結構里的兩個方向；3個參數、、可以實現對梯度分布的調控。從函數不難看出，曲面在不同的處具有完全不同的偏置，表明在構建多孔支架時孔隙率是持續過渡的。若徑向梯度多孔種植體的半徑為，高度為，則內部（=0處）的孔隙率即可定義為in，外部（=處）孔隙率定義為out。in、out對應的偏置量分別為in、out。在給定的前提下，將in、out分別代入式（5）—（6），可以求得、。

將式（2）、式（5）和式（6）代入式（3）可得式（7）。

將式（7）代入式（2），即可得出徑向梯度多孔種植體的孔隙率分布函數，見式（8）。

根據已知的徑向梯度多孔結構設計概念，平均孔隙率可按式（9）計算。

計算出不同結構的偏置函數后，即可利用Mathematica軟件內置的RegionPlot3D函數和Export函數對其進行可視化處理，并根據輸出參數將曲面封閉，從而可將由數學方程式表示的曲面形成可供3D打印的三維模型STL文件[12]。

1.2 TPMS多孔結構樣件設計及SLM成型

為使種植體在植入頜骨后細胞能快速遷移生長，且使種植體在較短時間內就能具有良好的長期穩定性，在設計TPMS結構時應首先確保TPMS結構的孔徑在適合頜骨細胞生長的孔徑范圍內。另外，多孔結構還應具有足夠的力學性能，保證其在正常咬合下能保持良好的強度要求，就屈服強度而言，多孔結構的屈服強度需要大于頜骨皮質骨的屈服強度，這樣才能保證種植體在植入后，其中的多孔結構在牙齒正常咬合載荷下不發生變形，避免種植體失效。因此，TPMS結構的孔隙率不宜過高，過高的孔隙率會大大降低TPMS結構的力學性能[13]。在國內外對多孔骨植入體孔徑的研究中，學者們普遍認為，有利于骨組織長入和血管形成的孔徑范圍為300～600mm[14]，在基于適宜的孔隙要求與孔徑需求上，通過工業CT掃描進行孔徑統計發現，孔隙率為30%～60%為對應的適宜孔隙范圍[15]。

在適宜的孔隙范圍基礎上，為了進一步探究孔隙率變化對多孔結構力學性能的影響，設計4組平均孔隙率分別為30%、40%、50%、60%的徑向梯度多孔結構樣件，并設置孔隙率為30%的單一均質多孔結構S30為對照組，如表1所示，其孔隙率梯度分別為10%～55%（G30）、20%～65%（G40）、30%～75%（G50）、40%～85%（G60）。根據《金屬機械試驗延性測試多孔和多孔金屬的壓縮試驗》（ISO 13314—2011）中圓柱壓縮件規范，樣件的直徑大于等于10倍孔徑，樣件高度為直徑的1～2倍，樣件的整體大小只要大于4′4′4個單元即可。單元設置：=3 mm，圓柱半徑=7.5 mm，高度=18 mm，5種多孔樣件模型如圖2所示。

表1 TPMS?G模型結構樣件設計參數

Tab.1 Design parameters of TPMS-G model structure sample

圖2 TPMS多孔結構樣件模型

SLM樣件成型試驗使用的金屬粉末為Ti6Al4V合金粉，圖3為其掃描電子顯微鏡的形貌圖，可以看出，粉末形狀接近于球形，粒徑范圍在20～53mm區間內，其具體化學成分如表2所示，由于粉末周邊僅存在較少的衛星粉，故在打印過程中鋪粉器的鋪粉流暢度會大大提升。

成型設備采用德國SLM公司生產的SLM–125HL打印機，其使用IPG光纖激光的激光器，功率為400 W，可成型多種金屬粉末材料（不銹鋼304、316粉末、鈦合金、鎳合金、鋁合金等）。成型的工藝參數如下：激光功率275 W，掃描間距0.12 mm，掃描速度1 100 mm/s、鋪層粉厚30 um，制造完成后，使用電火花線切割機切下基板上成型的多孔樣件[16]。為了減少殘余粉末對其機械性能的影響，后續使用超聲波清洗機對樣件進行清洗，使用DZF–6021真空干燥機進行烘干。

圖3 Ti6Al4V粉末形貌

表2 Ti6Al4V粉末化學成分

Tab.2 Chemical composition of Ti6Al4V powder

1.3 測試方法

1.3.1 孔隙率測量

成型的多孔結構樣件孔隙率（即平均孔隙率）采用稱重法進行測量[17]，見式（10）。

1.3.2 力學性能測試

通過準靜態壓縮力學性能試驗測試多孔樣件的強度，試驗設備為DNS300電子萬能試驗機，在樣件縱向上施加載荷，試驗機壓頭進給速度為3 mm/min，采樣頻率為20 Hz。壓縮停止后，計算機生成位移–載荷數據文件，數據采樣結束?？紤]到SLM成型過程對最終成型質量有影響，每個樣件重復壓縮測試3次。數據采集完成后，分析3組設計樣件應力應變數據，最終得出平均彈性模量及平均屈服強度，并選取其中一組的結果進行應力?應變曲線的繪制。

1.4 生物力學仿真

利用SolidWorks軟件構建一段式牙種植體三維模型與簡單的下頜骨模型，牙種植體主要由上部基臺與下部種植體兩部分組成，整體結構參考國內ZDI骨組織水平種植體系統手冊（浙江廣慈儀器有限公司），選用4 mm×10 mm的圓柱體，基臺頸部的開口部分參照德國BEGO種植體的形貌；下頜骨模型采用長方體進行簡化，主要由皮質骨和松質骨兩部分組成，骨塊內部區域為松質骨，周圍為一圈1 mm厚的皮質骨，在頰、舌、上、下4個不同方向同時包圍松質骨[18-19]。

將構建的模型導入ANSA軟件，模型網格劃分時使用更為細化的四面體單元類型，設定其網格尺寸為0.5 mm，種植體裝配模型如圖4所示。

圖4 種植體及裝配模型

將所有的實心體定義為線性、均質、連續的彈性材料，各種材料的彈性模量和泊松比見表3。研究多孔種植體在植入后是否具有良好的長期穩定性，與周圍骨組織之間是否可以傳遞適當的應力，從而避免“應力屏蔽”現象的產生。與其它學者的設置方法一樣[20]，為了降低有限元的計算復雜性，種植體網格模型是使用實心結構而非孔隙結構來構造的。在這種情況下，為了確保有限元模擬的有效性，根據先前的壓縮測試，將多孔結構的力學性能（彈性模量和屈服強度）賦予有限元中種植牙的植入部分，以模擬多孔結構，這樣不僅提高了效率，而且確保了結果的有效性。在種植體基臺上方施加大小為118.2 N的集中力以模擬極限咬合力，其方向與種植體長軸呈15°，該力由軸向114.6 N、頰舌向17.1 N和近遠向23.4 N共3個力合成[21]，同時將邊界條件中頜骨下表面及遠近中側的單元格設定為固定不動。接觸設置如下：由于研究長期穩定性，考慮已完成了骨結合，故種植體部分與下頜骨模型之間的接觸界面設置為綁定接觸（Bonded always）。

表3 材料的彈性模量和泊松比

Tab.3 Elastic modulus and Poisson's ratio of materials

使用ANSYS軟件（Swanson公司，美國）進行三維模型的應力分析。計算得到種植體與頜骨組織所受的最大等效應力值及種植體與頜骨之間的最大應力差值。

2 結果與分析

2.1 樣件成型效果

圖5a、b分別為選區激光熔化成型的多孔結構樣件圖及表面特征圖，成型的多孔結構樣件表面無明顯缺陷，所有樣件都是完整且連續的，輪廓規則、清晰，其孔隙特征與設計一致；觀察表面形貌發現，樣件表面有少量的粉末黏附，多孔結構支桿上有輕微的金屬粉末燒結殘渣。綜上可知，TPMS–G型結構的樣件與設計模型相差不大，整體成型效果較好。

圖5 SLM成型的多孔樣件

2.2 樣件力學性能分析

試驗得到的多孔樣件平均孔隙率和標準差，以及平均彈性模量和平均屈服強度如表4所示，統一取3組數據中的第1組進行TPMS多孔結構樣件的壓縮應力–應變曲線圖繪制，如圖6所示，以0.2%塑性應變下的應力作為屈服準則，得到多孔結構的彈性模量和屈服強度，并取相同3組樣件數據的均值，最終得出不同孔隙率TPMS–G結構的平均彈性模量及其平均屈服強度。從表4中可以看出，與設計值相比，所有多孔樣件的實際孔隙率值均偏小。其原因是SLM打印多孔樣件時，會有大量的鉆粉留存在樣件表面，從而導致測得的實際多孔樣件質量偏大，影響實際樣件孔隙率的計算[22-23]。通過表4中屈服強度與彈性模量的數據發現，多孔結構可以明顯降低彈性模量，相較于實體鈦合金結構（110 GPa），多孔結構的彈性模量（13.47～15.88 GPa）已完全符合人體自然骨組織（2～ 20 GPa）范圍，同時，多孔結構的屈服強度（484.81～ 834.47 MPa）也遠高于皮質骨（180.5～211.7 MPa）[24]，說明多孔結構滿足種植體的設計強度要求。觀察發現，梯度多孔結構樣件不僅彈性模量相較于均質多孔結構略有提升，其屈服強度（834.47 MPa）相比均質多孔結構樣件（730.56 MPa）也提高了約14%。與其他學者研究結果的規律[25]相似，相對于同質量的均質多孔結構，梯度多孔結構具有更優異的力學性能。而對于不同平均孔隙率的梯度多孔樣件，其彈性模量與屈服強度隨著孔隙率的增大而逐漸降低，多孔結構的孔隙率越大，其力學性能也越差。文獻[12]中研究的梯度多孔結構力學性能隨著孔隙率的增大也呈現下降趨勢。

表4 TPMS?G多孔結構孔隙率及力學性能

圖6 TPMS多孔結構壓縮應力–應變曲線

2.3 TPMS多孔結構力學性能與孔隙率關系分析

Gibson?Ashby模型反映了多孔結構的力學性能（即彈性模量、強度）與其孔隙率之間符合冪函數關系這一特征，為本研究設計的TPMS多孔結構力學性能的評估提供了理論支撐，見式（11）—（12）。

式中：s為Ti6Al4V多孔結構的彈性模量；0為其固體的彈性模量，其值為110 GPa；s為Ti6Al4V多孔結構的屈服強度；0為其固體的屈服強度，大小為869 MPa；s為Ti6Al4V多孔結構的密度；0為其固體的密度，其值為4.43 g/cm3；和為幾何比例常數。

TPMS多孔結構的相對密度與力學性能關系如圖7所示。由圖7可知，多孔結構的相對密度與相對彈性模量和相對屈服強度之間皆符合指數關系，且2分別達到了0.998、0.971，擬合程度較好，Ma等[26]對TPMS均質多孔結構進行了擬合，其擬合程度也較好，故該擬合結果可以為多孔牙種植體結構的應用提供參考價值。

圖7 相對密度與力學性能關系

2.4 有限元結果分析

圖8 不同孔隙率梯度多孔及均質多孔種植體皮質骨等效應力云圖

圖9 不同孔隙率梯度多孔及均質多孔種植體松質骨等效應力云圖

分析有限元結果可知，種植體周圍骨組織的應力分布主要為頸部皮質骨應力值最大，頸部松質骨次之，根尖松質骨應力值最小。此外，頸部皮質骨的峰值應力隨著TPMS結構孔隙率的增大而增大，這項研究結果與Yazicioglu等[27]、Anssari Moin等[28]和宋凱樂[29]的研究結果一致。

根據Konovalenko等[30]的研究可知，隨著孔隙中填料比例的增大，多孔結構樣件的彈性模量和強度也隨之增大。故隨著多孔種植體的孔隙中長入越來越多的骨組織，種植體的彈性模量和強度也會有所提高，根據先前的仿真分析得到的規律，種植體彈性模量和強度提升后，周圍骨組織應力刺激減小，更不易造成周圍骨組織破壞。

與文獻[15]中學者研究標準一樣，對于口腔醫學植入件，其最大等效應力應低于結構屈服強度的50%，這樣才能保證植入件在植入后不發生斷裂。根據試驗結果可知，多孔結構的屈服強度在484.81～ 834.47 MPa之間，而種植體的最大等效應力為19.693～20.711 2 MPa，遠低于結構屈服強度的50%，表明其具有較好的力學性能。

根據骨力學學說[31]，當骨組織承受的應力值低于2 MPa時，骨組織會產生廢用性骨吸收；當應力值介于2～60 MPa之間時，骨組織保持正常骨質狀態，并處于骨塑建活躍狀態，可以促進骨組織生長；可當應力值超過60 MPa時，骨組織即會處于病理性過度載荷狀態，在長期作用下會導致病理性骨折和非創傷性骨折；人們普遍認為，極限骨骼承載能力為120 MPa，又稱之為骨組織的斷裂強度。根據仿真分析結果圖可知，不同孔隙率的多孔種植體周圍皮質骨的最大等效應力值分布在43.362 9～45.015 4 MPa之間，而松質骨的最大等效應力值分布在4.756 58～5.055 6 MPa之間，是完全滿足2～60 MPa范圍內最大應力的，表明其應力適合，可以促使骨組織生長。

圖10 不同孔隙率梯度多孔及均質多孔種植體等效應力分布

牙種植體與下頜骨之間的應力差值越小，說明下頜骨和牙種植體之間受力越均勻，有利于刺激骨組織生長，提高骨結合率，反之，兩者差值越大，則會使下頜骨長期屬于不受力或受到較微弱力的狀態，極易產生骨吸收，最終導致種植失效[32]?？梢钥闯?，相較于均質多孔種植體，梯度多孔種植體最大等效應力值更大，與其配合的頜骨最大等效應力值更小，故梯度多孔種植體與下頜骨之間的應力差值更??；且隨著孔隙率的增大，多孔種植體與下頜骨之間的應力差值逐漸變大。綜上所述，孔隙率為30%的TPMS–G型梯度多孔牙種植體與下頜骨應力差值最小，有利于形成穩定的骨整合。

3 結論

為緩解植入傳統金屬牙種植體后引起的應力遮擋并促進長期穩定的骨結合，選取了TPMS?G型多孔結構來進行牙種植體多孔部分的設計，探究孔隙率變化帶來的影響，通過力學性能測試試驗和有限元仿真得出了以下主要結論。

1）制備出的TPMS–G型多孔結構樣件成型效果良好。通過壓縮試驗發現，在滿足頜骨細胞黏附、增殖與分化的孔徑孔隙率需求范圍內，5組不同孔隙率的TPMS?G型多孔結構的力學性能均能夠滿足種植體的使用要求。相較于實體結構，多孔結構可以降低種植體彈性模量，且梯度多孔結構的彈性模量與屈服強度均強于均質多孔結構，隨著梯度多孔結構孔隙率的增大，其力學性能逐漸降低。

2）不同孔隙率的TPMS?G型結構彈性模量和屈服強度被賦予有限元分析模擬的材料配置參數。仿真分析結果表明，在極限咬合載荷下，多孔結構牙種植體周圍頜骨組織的最大等效應力值滿足骨應力學說，處于骨組織生長的適宜范圍，能有效緩解應力遮擋效應。并且相較于均質多孔結構，梯度多孔結構由于其力學性能更優，與相應下頜骨配合狀態也明顯更好。平均孔隙率為30%的梯度多孔種植體，其周圍骨組織最大應力完全滿足骨組織正常生長范圍，同時與頜骨之間的應力差值也最低，更有利于植入并促進長期穩定的骨結合，提高種植牙植入后的長期穩定性和使用壽命。

然而，有限元分析結果有很大的局限性，無法完全模擬出最實際的日?？谇痪捉狼闆r，因此需要廣泛的臨床應用試驗。本研究只單獨考慮到模擬分析下頜骨的情況，對于另外的多種骨結構，具有梯度多孔結構的種植體是否有利于創建良好的骨整合狀態從而到達長期穩定的種植仍需要大量的綜合模擬分析。

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Mechanical Properties of Gradient Porous Dental Implants Based on SLM

ZENG Shou-jin, WANG Jing, HE Wei-hui, XU Ming-san, WEI Tie-ping

(a. Fujian Key Laboratory of Intelligent Machining Technology and Equipment, b. School of Mechanical & Automotive Engineering, Fujian University of Technology, Fuzhou 350118, China)

The work aims to determine the optimal porosity of gradient porous dental implants that meet the strength requirements and have good long-term stability. Four groups of gradient porous structure samples with different porosity (G30, G40, G50, G60) and homogeneous porous sample S30 were designed. After selective laser melting (SLM) molding, their mechanical properties were studied through quasi-static compression experiments, and the elastic modulus and yield strength of the samples were measured. The stress distribution of different porosity implants and corresponding mandibular tissues was evaluated by finite element analysis. Compared with the solid titanium alloy structure (110 GPa), the elastic modulus of porous structure (13.47-15.88 GPa) fully met the range of human natural bone tissue (2-20 GPa), and the yield strength of porous structure (484.81-834.47 MPa) was much higher than that of cortical bone (180.5-211.7 MPa); the elastic modulus of the gradient porous structure sample was slightly higher than that of the homogeneous porous structure, and the yield strength (834.47 MPa) was about 14% higher than that of the homogeneous porous structure sample (730.56 MPa). The maximum equivalent stress of cortical bone around gradient porous implant was 43.362 9-45.015 4 MPa, and the maximum equivalent stress of cancellous bone was 4.756 58-5.055 6 MPa, which fully met the maximum stress in the range of 2-60 MPa and was suitable for bone tissue growth. The stress difference between the implant and the mandible gradually increased with the increase of porosity. The TPMS-G gradient porous dental implant with 30% porosity had the smallest stress difference with the mandible, and had the best biomechanical properties, which was conducive to the formation of stable bone integration. Through experiments and simulation, the optimal gradient porous structure suitable for the implant is determined, which not only meets the strength requirements but also has good long-term stability.

laser selective melting; dental implants; porous structure design; mechanical properties; finite element analysis

10.3969/j.issn.1674-6457.2023.1.008

TN 249；TB31

A

1674-6457(2023)1-0061-10

2022–08–14

2022-08-14

國家自然科學基金（51575110）；福建省自然科學基金（2021J011053）；福建省區域發展項目（2020H4003）；福建省科技型中小企業技術創新資金項目（2022C0027）

National Natural Science Foundation of China (51575110); Fujian Natural Science Foundation (2021J011053); Regional Development Project of Fujian Province (2020H4003); Technological Innovation Fund Project of Fujian Province (2022C0027)

曾壽金（1978—），男，博士，教授，主要研究方向為激光增材制造技術。

ZENG Shou-jin (1978-), Male, Doctor, Professor, Research focus: laser additive manufacturing technology.

曾壽金, 王靖, 何偉輝, 等. 基于SLM的梯度多孔牙種植體力學特性[J]. 精密成形工程, 2023, 15(1): 61-70.

ZENG Shou-jin, WANG Jing, HE Wei-hui, et al. Mechanical Properties of Gradient Porous Dental Implants Based on SLM[J]. Journal of Netshape Forming Engineering, 2023, 15(1): 61-70.