CN101912635A - 一种生物医用多孔钛材料及其制备方法 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了一种生物医用多孔钛材料，该多孔钛材料包括至少两层，由内至外，其孔隙率逐层增大，最内层的孔隙率为0-50%，最外层的孔隙率为30%-90%，孔径大小为50μm-500μm。该多孔钛材料兼具有优秀的抗腐蚀性、生物相容性，又具有与自然骨相匹配的力学性能，同时可为骨细胞的长入提供很好的传输通道，可解决应力屏蔽现象和松动、断裂等问题。
Description
技术领域
本发明属于生物医用材料技术领域，特别涉及一种生物医用多孔钛材料及其制备方法。
背景技术
用于人体硬组织(如骨、关节、牙根等)修复或替换的外科植入体，是一种与人类生命和健康密切相关的特殊功能材料，在临床上有广泛的应用需求。目前，临床应用的外科植入材料主要是钛及钛合金和羟基磷灰石(HA) 陶瓷材料。
羟基磷灰石(HA) 陶瓷由于具有优良的生物活性，可使植入体在早期就能和组织形成结合体，因而是广泛使用的生物活性材料。但是，由于生物陶瓷材料本身固有的脆性以及在生理环境下易疲劳损坏，使其在应用尤其是在负重骨段的修复中受到限制。
钛及钛合金具有优秀的抗腐蚀性、生物相容性、低密度和高的比强度等特性,在医用整形材料特别是骨修复领域得到广泛应用。但是其强度（钛合金的抗压强度约为750-1200MPa,抗拉强度约为900MPa）和弹性模量（钛合金的弹性模量约为110-120GPa）远高于自然骨（自然骨的抗压强度约为130-180MPa,抗拉强度约为50-170MPa，弹性模量为3-20GPa），力学性能（主要包括前面的强度和弹性模量）与自然骨不匹配，载荷不能由植入体很好地传递到相邻的骨组织，易出现应力屏蔽现象，造成植入体周围骨应力吸收，最终导致植入体的松动或断裂。
为了增加钛植入体与骨组织的结合强度，通常将植入体钛及钛合金制备成多孔结构，使新生骨长入到孔隙内形成生物固定。多孔结构的钛及钛合金可以通过控制孔隙率调节植入体的强度和弹性模量，达到与骨组织相匹配的力学性能，可有效地减轻应力屏蔽问题因而备受关注。同时，相互贯通的孔结构和适当大小的孔有利于骨细胞很好的长入，以使得多孔钛和自然骨形成良好的机械锁合，避免植入体的松动，同时也为体液的传输提供了通道，是非常理想的生物植入件。
然而，目前应用钛粉制备的多孔钛材料从内到外孔隙随机分布，几乎均匀分布。临床应用中若采用高孔隙率多孔钛，虽然孔数量较多，孔径较大有利于新生骨长入，但其力学性能较低，易出现强度不足的问题；若降低多孔钛的孔隙率，则其力学性能可得到提高，但其孔数量减少，为体液传输提供的通道减少，又不利于骨细胞的长入，这些均限制了多孔钛在医用领域的应用。
发明内容
本发明的主要目的是针对上述现有技术中生物医用骨修复或替换用植入材料存在的钛及钛合金力学性能与自然骨不匹配、易出现应力屏蔽现象、造成植入体周围骨应力吸收、最终导致植入体的松动或断裂，及高孔隙率多孔钛强度不足等问题，提供一种新的生物医用多孔钛材料，兼具有优秀的抗腐蚀性、生物相容性，又具有与自然骨相匹配的力学性能，同时可为骨细胞的长入提供很好的传输通道，解决应力屏蔽现象和松动、断裂等问题。
本发明的另一个目的是提供一种上述生物医用多孔钛材料的制备方法。
为了实现上述发明目的，本发明采用的技术方案如下：
一种生物医用多孔钛材料，该多孔钛材料包括至少两层（可优选为2-10层，进一步优选为3-5层），由内至外，其孔隙率逐层增大，最内层的孔隙率为0-50%，最外层的孔隙率为30%-90%，孔径大小为50μm-500μm。
上述多孔钛材料的最外层（也可称为表层）还具有三维连通（孔与孔之间相互连通）的孔隙结构，可促使骨细胞和组织很好的长入。事实上，除了最内层孔隙率可能为0时没有孔洞外，其余具有一定孔隙率的部位的孔结构均具有三维连通性；但作为外科植入材料，其外层与体液、组织直接接触，这种连通结构更有利于其体液的传输、组织的长入。
可优选的，多孔钛材料最内层的孔隙率为0-40%，最外层的孔隙率为50%-90%；
进一步优选的，多孔钛材料最内层的孔隙率为0-20%，最外层的孔隙率为70%-90%；
此外，上述多孔钛材料中各层次的厚度，可以相同也可以不相同。
其中，多孔钛材料的孔隙率按照公式1-m/(rV)计算，式中m为多孔钛的质量，r为纯钛的密度（4.5g/cm3），V为多孔钛的表观体积。
本发明生物医用多孔钛材料可通过包括下述步骤的方法制备：
(1)、混料：
按照各层预先设定的孔隙率分别准备原料钛粉（以生物医用球形钛粉或钛合金粉为佳；最内层孔隙率为0%时，还可以直接采用力学性能较高、生物相容性好的钛合金板材作为最内层的原料，如Ti6Al7Nb钛合金、Ti5Al2.5Fe合金、Ti13Nb13Zr合金, Ti12Mo6Zr2Fe合金, Ti35Nb5Ta7Zr合金等）和粒径大小为50μm-500μm的造孔剂（可选自热分解型造孔剂如碳酸氢铵、尿素、TiH2等,还可选自水溶型造孔剂如碳酸钠、氯化钠等），造孔剂与原料钛粉的用量比例分别按照各层的孔隙率计算（如：某层的孔隙率为10%，那么制备该层时造孔剂与原料钛粉的用量体积比例则为1:9，依此类推）；将造孔剂与原料钛粉混合均匀，得到造孔剂与原料钛粉复合材料；
(2)、装填、预压成型：
将步骤(1)混料后的造孔剂与原料钛粉复合材料由内到外依次分层装填入模具中（根据对植入体的具体形状和大小的要求，可选用适宜大小的圆柱形或矩形等所需形状的模具），预压成型，得到初坯；
此步骤中用到的模具，可与现有技术中孔隙率均匀分布的多孔钛材料制备所用的模具相同；
(3)、烧结成型：
将步骤(2)预压成型得到的初坯于温度500℃-1300℃（可优选为800℃-1300℃）进行烧结，保温5min-60min（可优选为10min-30min），得到烧结坯体；
当采用的造孔剂是热分解型造孔剂（如碳酸氢铵、尿素、TiH2等）时，在本步骤烧结过程中，造孔剂受热分解而被去除（从而在材料内部留下孔径为50μm-500μm的孔隙），烧结后得到的烧结坯体即为由内至外孔隙率逐层增大的多孔钛材料。
当采用的造孔剂是非热分解型，而是水溶型造孔剂（如碳酸钠、氯化钠等）时，在本步骤烧结过程中，造孔剂受热不会分解而仍然保留在烧结后得到的烧结坯体中，需要进行后续处理，即如下步骤(4)所述的去除造孔剂处理：
(4)、去除造孔剂：
将步骤(3)中烧结后得到的烧结坯体置于去离子水中，使其中的水溶型造孔剂在水中溶解，去除保留在烧结坯体中的水溶型造孔剂（从而在材料内部留下孔径为50μm-500μm的孔隙），水溶解温度为20℃-100℃，水溶解时间1h-2h，水溶解结束，即得到由内至外孔隙率逐层增大的多孔钛材料。
与现有技术相比，本发明的有益效果是：
本发明多孔钛材料由内至外，其孔隙率逐层增大，通过控制孔隙率的分布来调节材料的强度和弹性模量，达到与骨组织相匹配的力学性能，既可有效减轻致密的钛及钛合金由于力学性能过高引起的应力屏蔽问题，又可有效减轻目前孔隙率均匀分布的多孔钛力学性能下降过多而引起的强度不足问题；而且可根据不同部位骨修复力学性能的需要调节控制各孔隙率多孔钛在构件中所占的比例，制备出与自然骨相匹配的梯度结构多孔钛材料，同时，外层三维连通的孔结构又可促使骨细胞和组织很好的长入，可作为更理想的骨修复或替换用植入材料，适用于制备人工骨、关节、牙根、接骨板、螺钉等骨修复或骨替换等植入材料。
附图说明
图1是现有技术（对比例）粉末冶金法制备的多孔钛材料截面的扫描电镜图。
图2是本发明实施例4由内至外孔隙率逐层增大的多孔钛材料部分截面的电镜图；图2中的标记：1为最内层，2为最外层。
图3是本发明多孔钛体内植入试验后骨长入截面的电镜图；图3中的标记：3是钛颗粒，4是骨组织。
具体实施方式
下面结合具体实施方式对本发明的上述发明内容作进一步的详细描述。
但不应将此理解为本发明上述主题的范围仅限于下述实施例。在不脱离本发明上述技术思想情况下，根据本领域普通技术知识和惯用手段，做出各种替换和变更，均应包括在本发明的范围内。
实施例1
本实施例生物医用多孔钛材料包括15层，由内至外，其孔隙率逐层增大，依次为：（最内层）0%、5%、10%、15%、20%、25%、30%、35%、40%、45%、50%、55%、60%、65%、（最外层）70%，孔径为100μm-300μm；该材料为的长、宽、高分别为30mm、20mm、10mm的平板状；各层厚度（在相同方向上）相同。
本实施例生物医用多孔钛材料通过包括下述步骤的方法制备：
(1)、混料：
最内层孔隙率为0%的部分直接选用力学性能较高、生物相容性好的Ti6Al7Nb钛合金板材为原料；其余各层按照上述孔隙率分别准备原料钛粉（粒径50μm的雾化球形钛粉）和粒径为100μm-300μm的造孔剂（碳酸氢铵），造孔剂与原料钛粉的用量比例分别按照各层的孔隙率计算；将造孔剂与原料钛粉混合均匀，得到造孔剂与原料钛粉复合材料；
(2)、装填、预压成型：
将步骤(1)混料后的造孔剂与原料钛粉复合材料由内到外依次分层装填入模具中（选用长、宽、高分别为30mm、20mm、10mm平板状模具），各层厚度（在相同方向上）相同，预压成型，得到平板状初坯；
(3)、烧结成型：
将步骤(2)预压成型得到的初坯于真空烧结系统中进行真空高温烧结，烧结温度约1000℃，保温30min得到烧结坯体。
该实施例中采用的造孔剂碳酸氢铵为热分解型造孔剂，在烧结成型过程中，造孔剂受热分解而被去除，烧结后得到的烧结坯体即为由内至外孔隙率逐层增大的平板状多孔钛材料，并且其表层具有三维连通孔隙结构。
通过测试，该平板状多孔钛材料的抗压强度达160MPa，弹性模量达10GPa，与致密骨力学性能相匹配；通过体内植入试验表明，表层三维连通的孔隙结构更有利于促进成骨细胞在材料表面的黏附、增殖、骨向分化功能和最终的成骨效果，该材料在体内植入试验后骨长入截面的电镜图如图3所示。
实施例2
本实施例生物医用多孔钛材料包括11层，由内至外，其孔隙率逐层增大，依次为：（最内层）0%、5%、10%、15%、20%、25%、30%、35%、40%、45%、（最外层）50%，孔径为50μm-200μm；该材料为的长、宽、高分别为30mm、20mm、10mm的平板状；各层厚度（在相同方向上）相同。
本实施例生物医用多孔钛材料通过包括下述步骤的方法制备：
(1)、混料：
按照上述各层不同的孔隙率分别准备原料钛粉（粒径30μm的生物医用球形雾化钛粉）和粒径为50μm-200μm的造孔剂（氯化钠），造孔剂与原料钛粉的用量比例分别按照各层的孔隙率计算；将造孔剂与原料钛粉混合均匀，得到造孔剂与原料钛粉复合材料；
(2)、装填、预压成型：
将步骤(1)混料后的造孔剂与原料钛粉复合材料由内到外依次分层装填入模具中（选用长、宽、高分别为30mm、20mm、10mm平板状模具），各层厚度（在相同方向上）相同，预压成型，得到平板状初坯；
(3)、烧结成型：
将步骤(2)预压成型得到的初坯于感应烧结系统中进行烧结，烧结温度约800℃，保温约8min得到烧结坯体；
该实施例中采用的造孔剂氯化钠为水溶型造孔剂，在本步骤烧结过程中，造孔剂受热不会分解而仍然保留在烧结后得到的烧结坯体中，需要进行后续处理，即如下步骤(4)所述的去除造孔剂处理：
(4)、去除造孔剂：
将步骤(3)中烧结后得到的烧结坯体置于60℃的去离子水中溶解2h，使其中的造孔剂氯化钠在水中溶解而被去除，水溶解结束，即得到由内至外孔隙率逐层增大的平板状多孔钛材料，并且其表层具有三维连通孔隙结构。
通过测试，该平板状多孔钛材料的抗压强度达90MPa，弹性模量达1.3GPa，与松质骨的力学性能相匹配，表层三维连通的孔结构为植入体内后骨细胞的长入提供了条件。
实施例3
本实施例生物医用多孔钛材料包括10层，由内至外，其孔隙率逐层增大，依次为：（最内层）0%、10%、20%、30%、40%、50%、60%、70%、80%、（最外层）90%，孔径为200μm-400μm；该材料为截面直径为10mm、高为20mm的圆柱状；各层厚度（在相同方向上）相同。
本实施例生物医用多孔钛材料通过包括下述步骤的方法制备：
(1)、混料：
按照上述各层不同的孔隙率分别准备原料钛粉（粒径50μm的雾化球形钛粉）和粒径为200μm-400μm的造孔剂（尿素），造孔剂与原料钛粉的用量比例分别按照各层的孔隙率计算；将造孔剂与原料钛粉混合均匀，得到造孔剂与原料钛粉复合材料；
(2)、装填、预压成型：
将步骤(1)混料后的造孔剂与原料钛粉复合材料由内到外依次分层装填入模具中（选用截面内径为10mm、高为20mm的圆柱状模具），各层厚度（在相同方向上）相同，预压成型，得到圆柱状初坯；
(3)、烧结成型：
将步骤(2)预压成型得到的初坯于真空烧结系统中进行真空高温烧结，烧结温度约1300℃，保温40min得到烧结坯体。
该实施例中采用的造孔剂尿素为热分解型造孔剂，在烧结成型过程中，造孔剂受热分解而被去除，烧结后得到的烧结坯体即为由内至外孔隙率逐层增大的圆柱状多孔钛材料，并且其表层具有三维连通孔隙结构。
通过测试，该圆柱状多孔钛材料的抗压强度达150MPa，弹性模量达8GPa，与自然骨力学性能相匹配。
实施例4
本实施例生物医用多孔钛材料包括5层，由内至外，其孔隙率逐层增大，依次为：（最内层）0%、10%、30%、50%、（最外层）80%，孔径为300μm-500μm；该材料为截面直径为10mm、高为20mm的圆柱状；各层厚度（在相同方向上）相同。
本实施例生物医用多孔钛材料通过包括下述步骤的方法制备：
(1)、混料：
按照上述各层不同的孔隙率分别准备原料钛粉（粒径50μm的雾化球形钛粉）和粒径为300μm-500μm的造孔剂（尿素），造孔剂与原料钛粉的用量比例分别按照各层的孔隙率计算；将造孔剂与原料钛粉混合均匀，得到造孔剂与原料钛粉复合材料；
(2)、装填、预压成型：
将步骤(1)混料后的造孔剂与原料钛粉复合材料由内到外依次分层装填入模具中（选用截面内径为10mm、高为20mm的圆柱状模具），各层厚度（在相同方向上）相同，预压成型，得到圆柱状初坯；
(3)、烧结成型：
将步骤(2)预压成型得到的初坯于真空烧结系统中进行真空高温烧结，烧结温度约1000℃，保温60min得到烧结坯体。
该实施例中采用的造孔剂尿素为热分解型造孔剂，在烧结成型过程中，造孔剂受热分解而被去除，烧结后得到的烧结坯体即为由内至外孔隙率逐层增大的圆柱状多孔钛材料，并且其表层具有三维连通孔隙结构。
通过测试，该圆柱状多孔钛材料的抗压强度达120MPa，弹性模量达5GPa，与自然骨力学性能相匹配。
实施例5
本实施例生物医用多孔钛材料包括8层，由内至外，其孔隙率逐层增大，依次为：（最内层）20%、25%、30%、35%、40%、45%、50%、（最外层）55%，孔径为200μm-400μm；该材料为截面直径为10mm、高为20mm的圆柱状；各层厚度（在相同方向上）相同。
本实施例生物医用多孔钛材料通过包括下述步骤的方法制备：
(1)、混料：
按照上述各层不同的孔隙率分别准备原料钛粉（粒径50μm的雾化球形钛粉）和粒径为200μm-400μm的造孔剂（TiH2），造孔剂与原料钛粉的用量比例分别按照各层的孔隙率计算；将造孔剂与原料钛粉混合均匀，得到造孔剂与原料钛粉复合材料；
(2)、装填、预压成型：
将步骤(1)混料后的造孔剂与原料钛粉复合材料由内到外依次分层装填入模具中（选用截面内径为10mm、高为20mm的圆柱状模具），各层厚度（在相同方向上）相同，预压成型，得到圆柱状初坯；
(3)、烧结成型：
将步骤(2)预压成型得到的初坯于感应烧结系统中进行烧结，烧结温度约600℃，保温10min得到烧结坯体。
该实施例中采用的造孔剂TiH2为热分解型造孔剂，在烧结成型过程中，造孔剂受热分解而被去除，烧结后得到的烧结坯体即为由内至外孔隙率逐层增大的圆柱状多孔钛材料，并且其表层具有三维连通孔隙结构。
通过测试，该圆柱状多孔钛材料的抗压强度达160MPa，弹性模量达7GPa，与自然骨力学性能相匹配。
实施例6
本实施例生物医用多孔钛材料包括2层，由内至外，其孔隙率逐层增大，依次为：（最内层）10%、（最外层）30%，孔径为100μm-250μm；该材料为截面直径为10mm、高为20mm的圆柱状；各层厚度（在相同方向上）相同。
本实施例生物医用多孔钛材料通过包括下述步骤的方法制备：
(1)、混料：
按照上述各层不同的孔隙率分别准备原料钛粉（粒径50μm的雾化球形钛粉）和粒径为100μm-250μm的造孔剂（TiH2），造孔剂与原料钛粉的用量比例分别按照各层的孔隙率计算；将造孔剂与原料钛粉混合均匀，得到造孔剂与原料钛粉复合材料；
(2)、装填、预压成型：
将步骤(1)混料后的造孔剂与原料钛粉复合材料由内到外依次分层装填入模具中（选用截面内径为10mm、高为20mm的圆柱状模具），各层厚度（在相同方向上）相同，预压成型，得到圆柱状初坯；
(3)、烧结成型：
将步骤(2)预压成型得到的初坯于感应烧结系统中进行烧结，烧结温度约1200℃，保温5min得到烧结坯体。
该实施例中采用的造孔剂TiH2为热分解型造孔剂，在烧结成型过程中，造孔剂受热分解而被去除，烧结后得到的烧结坯体即为由内至外孔隙率逐层增大的圆柱状多孔钛材料，并且其表层具有三维连通孔隙结构。
通过测试，该圆柱状多孔钛材料的抗压强度达150MPa，弹性模量达10GPa，与自然骨力学性能相匹配。
实施例7
本实施例生物医用多孔钛材料包括4层，由内至外，其孔隙率逐层增大，依次为：（最内层）40%、50%、60%、（最外层）70%，孔径为200μm-350μm；该材料为长、宽、高分别为30mm、20mm、10mm平板状；各层厚度（在相同方向上）相同。
本实施例生物医用多孔钛材料通过包括下述步骤的方法制备：
(1)、混料：
按照上述各层不同的孔隙率分别准备原料钛粉（粒径50μm的雾化球形钛粉）和粒径为200μm-350μm的造孔剂（碳酸钠），造孔剂与原料钛粉的用量比例分别按照各层的孔隙率计算；将造孔剂与原料钛粉混合均匀，得到造孔剂与原料钛粉复合材料；
(2)、装填、预压成型：
将步骤(1)混料后的造孔剂与原料钛粉复合材料由内到外依次分层装填入模具中（选用长、宽、高分别为30mm、20mm、10mm平板状模具），各层厚度（在相同方向上）相同，预压成型，得到平板状初坯；
(3)、烧结成型：
将步骤(2)预压成型得到的初坯于真空烧结系统中进行真空高温烧结，烧结温度约800℃，保温45min得到烧结坯体。
该实施例中采用的造孔剂碳酸钠为水溶型造孔剂，在烧结成型过程中，造孔剂受热不会分解而仍然保留在烧结后得到的烧结坯体中，需要进行后续处理，即如下步骤(4)所述的去除造孔剂处理：
(4)、去除造孔剂：
将步骤(3)中烧结后得到的烧结坯体置于100℃的去离子水中溶解1h，使其中的造孔剂碳酸钠在水中溶解而被去除，水溶解结束，即得到由内至外孔隙率逐层增大的平板状多孔钛材料，并且其表层具有三维连通孔隙结构。
通过测试，该平板状多孔钛材料的抗压强度达120MPa，弹性模量达6GPa，与自然骨力学性能相匹配。
实施例8
本实施例生物医用多孔钛材料包括3层，由内至外，其孔隙率逐层增大，依次为：（最内层）50%、65%、（最外层）80%，孔径为250μm-400μm；该材料为长、宽、高分别为30mm、20mm、10mm平板状；各层厚度（在相同方向上）相同。
本实施例生物医用多孔钛材料通过包括下述步骤的方法制备：
(1)、混料：
按照上述各层不同的孔隙率分别准备原料钛粉（粒径50μm的雾化球形钛粉）和粒径为250μm-400μm的造孔剂（碳酸钠），造孔剂与原料钛粉的用量比例分别按照各层的孔隙率计算；将造孔剂与原料钛粉混合均匀，得到造孔剂与原料钛粉复合材料；
(2)、装填、预压成型：
将步骤(1)混料后的造孔剂与原料钛粉复合材料由内到外依次分层装填入模具中（选用长、宽、高分别为30mm、20mm、10mm平板状模具），各层厚度（在相同方向上）相同，预压成型，得到圆柱状初坯；
(3)、烧结成型：
将步骤(2)预压成型得到的初坯于感应烧结系统中进行烧结，烧结温度约700℃，保温20min得到烧结坯体。
该实施例中采用的造孔剂碳酸钠为水溶型造孔剂，在烧结成型过程中，造孔剂受热不会分解而仍然保留在烧结后得到的烧结坯体中，需要进行后续处理，即如下步骤(4)所述的去除造孔剂处理：
(4)、去除造孔剂：
将步骤(3)中烧结后得到的烧结坯体置于20℃的去离子水中溶解2h，使其中的造孔剂碳酸钠在水中溶解而被去除，水溶解结束，即得到由内至外孔隙率逐层增大的平板状多孔钛材料，并且其表层具有三维连通孔隙结构。
通过测试，该平板柱状多孔钛材料的抗压强度达130MPa，弹性模量达3GPa，与自然骨力学性能相匹配；其部分截面的电镜图如图2所示。
对比例
本对比例为按照现有技术添加造孔剂的粉末冶金法制备得到的多孔钛材料（孔隙分布均匀，其截面电镜图如图1所示），其具体的制备方法为：实验采用雾化球形钛粉，粒径30～50μm。以碳酸氢铵做造孔剂，与钛粉按体积比为1:1混匀，预压成型得到Φ10×10mm的圆柱形坯体，然后采用SPS-1050型放电等离子烧结系统1200℃进行真空高温烧结，保温20min，得到多孔钛试样。通过测试，该多孔钛材料的抗压强度90MPa，弹性模量约1.2GPa，低于自然骨力学性能。
上述各实施例中，抗压强度和弹性模量数据是通过INSTRON4034型万能材料实验机测试而得的，其测定方法参照仪器的使用说明。
Claims (10)
1.一种生物医用多孔钛材料，该多孔钛材料包括至少两层，由内至外，其孔隙率逐层增大，最内层的孔隙率为0-50%，最外层的孔隙率为30%-90%，孔径大小为50μm-500μm。
2.根据权利要求1所述的生物医用多孔钛材料，其特征在于：
所述的多孔钛材料包括2-10层。
3.根据权利要求1所述的生物医用多孔钛材料，其特征在于：
所述的多孔钛材料包括3-5层。
4.根据权利要求1-3中任一项所述的生物医用多孔钛材料，其特征在于：
所述的多孔钛材料的最外层具有三维连通的孔隙结构。
5.根据权利要求1-4中任一项所述的生物医用多孔钛材料，其特征在于：
所述的多孔钛材料的最内层孔隙率为0-40%；最外层孔隙率为50%-90%。
6.根据权利要求5所述的生物医用多孔钛材料，其特征在于：
所述的多孔钛材料的最内层孔隙率为0-20%；最外层孔隙率为70%-90%。
7.一种制备权利要求1所述的生物医用多孔钛材料的方法，包括下述主要步骤：
(1)、混料：
按照各层预先设定的孔隙率分别准备原料钛粉和粒径大小为50μm- 500μm的热分解型造孔剂，造孔剂与原料钛粉的用量比例分别按照各层的孔隙率计算；将造孔剂与原料钛粉混合均匀，得到造孔剂与原料钛粉复合材料；
(2)、装填、预压成型：
将步骤(1)混料后的造孔剂与原料钛粉复合材料由内到外依次分层装填入模具中，预压成型，得到初坯；
(3)、烧结成型：
将步骤(2)预压成型得到的初坯于温度500℃-1300℃进行烧结，保温5min-60min，得到烧结坯体即为由内至外孔隙率逐层增大的多孔钛材料。
8.一种制备权利要求1所述的生物医用多孔钛材料的方法，包括下述主要步骤：
(1)、混料：
按照各层预先设定的孔隙率分别准备原料钛粉和粒径大小为50μm-500μm的水溶型造孔剂，造孔剂与原料钛粉的用量比例分别按照各层的孔隙率计算；将造孔剂与原料钛粉混合均匀，得到造孔剂与原料钛粉复合材料；
(2)、装填、预压成型：
将步骤(1)混料后的造孔剂与原料钛粉复合材料由内到外依次分层装填入模具中，预压成型，得到初坯；
(3)、烧结成型：
将步骤(2)预压成型得到的初坯于温度500℃-1300℃进行烧结，保温5min-60min，得到烧结坯体；
(4)、去除造孔剂：
将步骤(3)中烧结后得到的烧结坯体置于去离子水中，使其中的水溶型造孔剂在水中溶解而被去除，水溶解温度为20℃-100℃，水溶解时间1h-2h，水溶解结束，即得到由内至外孔隙率逐层增大的多孔钛材料。
9.根据权利要求7或8所述的方法，其特征在于：
所述的多孔钛材料最内层孔隙率为0%时，直接采用钛合金板材作为最内层的原料。
10.根据权利要求7或8所述的方法，其特征在于：
所述的步骤(3)中，烧结温度为800℃-1300℃，保温时间为10min-30min。
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