nHA与天然骨矿物质成分和晶体结构相似，广泛应用于骨组织工程和修复。作为骨和牙齿的主要无机成分，nHA具有良好的生物相容性和生物活性 [11] 。

nHA颗粒尺寸为20~80 nm，具有高比表面积，能够增强与生物环境的相互作用，促进成骨细胞的粘附、增殖和分化 [11] 。

nHA和生物聚合物(如PLA、PCL等)复合，可以显著提高复合材料的力学性能。这个复合材料不仅保留nHA的生物相容性和生物活性，也增强了强度和刚度。研究显示，nHA/PLA复合材料能满足骨修复所需的力学要求。nHA还可以促进骨–植入物结合，它的羟基基团会和骨组织内的钙离子、磷酸根离子相互作用，所以有利于生物矿化过程，提高骨结合能力 [12] 。此外，在金属植入物表面做nHA涂层，能显著增强骨整合 [13] 。

nHA生物相容性良好，一般不会引发强烈免疫反应。但是，颗粒大小和形状会影响其相容性。小颗粒或许会被吞噬细胞吞噬，造成局部炎症反应。所以，优化nHA的物理性质对提高生物安全性很重要 [11] 。

nHA常用于骨缺损修复的填充材料和涂层。nHA涂层可通过喷涂加到金属植入物(如钛合金)表面，来提升植入物的生物相容性和骨结合力 [13] 。此外，nHA和生物可降解聚合物结合，能制作三维多孔支架，支持骨组织再生。

例如，陈晨等人研究表明，nHA/PLA复合支架在兔子牙槽骨缺损模型中显示出优异的骨愈合效果，其再生骨组织的力学性能与天然骨接近 [14] 。

CNTs以其优异的机械性能和导电性，广泛应用于骨组织工程。由于其出色的力学性能和化学稳定性，CNTs在增强骨材料的生物力学性能方面具有重要作用 [15] 。

CNTs的直径通常为1~100 nm，长度可达几微米或更长，具有极高的比强度和弹性模量。它们的导电性和导热性使其在骨组织工程中具有多功能用途 [15] 。

CNTs常用来增强聚合物和陶瓷基体的力学性能。把CNTs分散到基体材料中，能明显提高材料的强度、刚度和断裂韧性 [16] 。例如，加入CNTs的PLA复合材料在压缩强度和弹性模量方面都有提高 [17] 。

CNTs的高强度和高模量能明显提升复合材料的整体力学特性。贾世博等人指出，CNTs增强的PLA支架强度和刚度提升明显，因为CNTs的纳米结构使其在基体中有效分散，并形成牢固的界面结合。这种增强不仅提升材料承载力，也增加了抗疲劳性能 [17] 。

CNTs的导电性可用来做骨修复材料的电刺激平台，有助于成骨细胞增殖和分化。例如，在电场下，CNTs复合支架能明显促进骨髓间充质干细胞(BMSCs)的成骨分化 [18] 。

尽管CNTs的物理化学性质优异，但生物相容性是需要关注的问题。通过化学修饰和表面功能化，可以改善CNTs的生物相容性和生物活性。例如，在CNTs表面接枝羟基或羧基能增强它们在体内的生物相容性，并降低炎症反应和细胞毒性 [19] 。

CNTs在体内长期使用的安全性还需要更多研究，包括炎症反应和毒性评估等。未来还要继续优化CNTs的性质，研制更安全、更高效的CNTs复合材料，并且探索其在个性化骨修复中的应用。

在骨组织工程中，CNTs以多种形式出现在复合材料里。CNTs增强的聚合物基体用于骨缺损修复时，表现出优秀的力学性能和生物活性。比如，CNTs增强的PLA和PCL复合材料就有良好的成骨性能和生物降解性，在体内植入试验中也显示较好的骨整合能力 [20] 。此外，CNTs还可应用在金属植入物的涂层上，提高植入物的抗磨损性能和生物相容性 [21] 。

石墨烯是一种单层碳原子构成的二维蜂窝状晶格结构，它的独特物理化学性质让它成为生物材料研究的热点。石墨烯及其衍生物(例如氧化石墨烯(GO)和还原氧化石墨烯(rGO)在骨组织工程中有广泛应用前景，特别在增强骨生物材料的力学性能和生物相容性方面有显著优势 [5] 。

石墨烯具有极高的杨氏模量和抗拉强度。此外，其表面含有丰富的官能团，有助于与其他材料结合，提高生物相容性和生物活性 [22] 。

石墨烯及其衍生物常被用来增强聚合物和陶瓷基骨材料的力学性能。把石墨烯均匀分散在基体里，能明显提高材料的强度、韧性和抗断裂能力。例如，GO和HA复合后，抗拉强度和弹性模量都得到提升 [23] 。

石墨烯的片层能分散应力，提高材料的断裂韧性，它与基体之间的强界面结合还能增强耐疲劳性。石墨烯的二维结构还可以构建连续导电网络，从而通过电刺激促进成骨细胞增殖与分化 [22] 。

石墨烯及其衍生物有良好的生物相容性和生物活性，能促进成骨细胞粘附、增殖和矿化。石墨烯的高导电性对成骨细胞的分化也有促进作用。研究显示，石墨烯能增强成骨细胞的增殖和碱性磷酸酶(ALP)活性，说明它对成骨有引导作用。此外，石墨烯还能载带生长因子，作为药物递送系统，进一步增强骨组织再生 [24] 。

然而，石墨烯的生物安全性还需要深入探究。一些研究表明，石墨烯及其衍生物(尤其是GO)的毒性和生物相容性与其片层大小、功能化修饰以及浓度等有关。高浓度石墨烯可能导致氧化应激、炎症反应或细胞凋亡。所以，临床应用前必须确认石墨烯在生物环境中的安全性 [5] 。

石墨烯及其衍生物在骨组织工程中的应用已经有不少报道。比如，石墨烯增强的PLA复合材料有良好的力学性能和生物相容性，石墨烯与HA的复合材料也显示出较好的骨结合能力和生物活性。

例如，FanFei等人指出，GO增强的HA复合材料在体内植入时，可以得到出色的骨愈合效果，并能增强力学性能。另有研究显示，用石墨烯做钛合金植入物的涂层能显著改善其生物相容性和抗菌性能 [25] 。

纳米纤维具有高表面积和可调的孔隙结构，广泛应用于骨组织工程，尤其是在骨修复支架中。通过调整材料成分和降解速率，纳米纤维支架可以提供理想的力学支持和生物相容性。

纳米纤维具有高比表面积和可调的孔隙率，能模拟天然细胞外基质的结构，有利于细胞的附着、增殖和组织再生 [26] 。

纳米纤维支架的高比表面积和三维多孔结构非常有利于骨组织再生，因为它可以为细胞提供机械支撑，维持损伤部位的力学稳定性 [27] 。调整纤维直径和孔隙率能优化支架的力学性能和生物相容性。例如刘明月等人研究显示，PLA纳米纤维支架能承受骨组织再生过程中的机械负荷，并促进成骨细胞黏附和增殖 [25] 。

它的三维多孔结构能帮助细胞迁移、增殖和组织整合，提高整体生物力学性能和再生效率。另外，可以在纳米纤维支架上功能化生物活性分子或生长因子，进一步提升成骨细胞活性和矿化能力 [28] 。

纳米纤维的生物相容性主要取决于其材料成分和降解产物。PLA、PCL等生物降解聚合物在体内会分解为较为安全的产物，一般不会导致免疫排斥。但是，为了提高安全性，还需要优化纤维的降解速度和力学属性。

纳米纤维在骨缺损修复上有很多应用。PLGA纳米纤维支架经常被用来填补骨缺损，它有良好的生物相容性和力学性能。此外，把PLGA与HA结合，可以制备复合纳米纤维支架，在动物实验中展现了优异的骨再生功能 [29] 。

例如，刘勇等人研究了PDA/OGP功能化的PLLA纳米纤维支架(PLLA-PDA-OGP)，发现它在体内植入后能明显加快骨愈合速度并提高骨密度 [30] 。

纳米纤维因为它们独特的物理化学性质和很好的生物相容性，在骨组织工程里有广泛的应用潜力。通过更多的研究与开发，纳米纤维可能在未来的骨生物力学研究和临床应用中发挥更重要的作用，为骨缺损修复提供更有效的解决方案。

纳米材料可以提供合适的微环境，刺激成骨细胞增殖和分化，所以能提升骨的生物力学性能 [31] 。它们有较大的比表面积和表面能，所以能更有效地与生物分子和细胞相互作用。这些高活性表面可以吸附更多蛋白质和生长因子，从而促进细胞粘附和增殖(如 图2 )。

1) 调控细胞信号通路：纳米材料会与细胞表面受体互相作用，激活细胞内信号通路，比如Wnt/β-catenin、BMP/Smad和MAPK信号通路，这些通路在骨形成和修复中很关键。例如，nHA可与成骨细胞膜上的整合素受体结合，激活下游信号，促进成骨细胞分化和矿化 [31] 。

2) 形貌效应：纳米材料的形貌(尺寸、形状、粗糙度)会显著影响细胞行为。有研究显示，小一些的纳米颗粒更能促进成骨细胞粘附和增殖，而较大的颗粒有时会干扰细胞的正常功能 [32] 。

纳米材料有高强度和高模量，所以能显著增强复合材料的整体力学性能。

1) 力学性能提升：例如，碳纳米管(CNTs)和石墨烯有极高的弹性模量和抗拉强度，复合到聚合物或陶瓷基体时，就能大幅提高材料的强度、刚度和耐磨性。主要原因是纳米材料与基体材料之间有强界面结合和应力转移 [33] 。

2) 弹性模量和断裂韧性：当加入纳米材料时，复合材料的弹性模量会提高，断裂韧性也增强，这样材料在复杂负载下会有更好的抗疲劳能力。例如，含氧化石墨烯的羟基磷灰石复合材料在力学测试中表现出很好的抗压强度和韧性 [5] 。

3) 应力转移和分散：纳米材料能在复合材料中有效分散应力，减少局部应力集中，所以能延长材料寿命 [32] 。

骨–材料界面的结合强度对植入物的长期稳定性非常重要。纳米材料能通过多种方式加强这个界面结合，从而提高植入物的生物力学性能 [34] 。

1) 表面化学修饰：纳米材料的表面可以进行化学修饰，引入羟基、羧基等功能基团，这些基团会与骨基质中的钙离子和磷酸根离子结合，促进生物矿化，从而加强骨–材料界面的结合力。这种修饰能提高植入物的初始固定性和长期稳定性 [35] 。

2) 生物活性涂层：纳米材料常用来制成生物活性涂层，以改善植入物表面的生物相容性和骨结合能力。比如，nHA涂层可用溶胶–凝胶方法均匀覆盖在钛合金表面，明显提高骨与植入物的界面结合强度 [27] 。

纳米材料的导电性和载药能力能用来设计功能化植入物，从而促进骨组织再生。

1) 电刺激引导的骨再生：碳纳米管和石墨烯具有高导电性，所以可用于电刺激引导的骨再生。有研究显示，电刺激能促进成骨细胞增殖和分化，加速骨再生 [21] 。

2) 生物活性因子的递送：纳米材料的高比表面积和多孔结构能让它们作为生物活性因子的载体，实现生长因子或药物的控释，从而增强骨再生效果 [35] 。例如，氧化石墨烯可负载骨形态发生蛋白(BMP)，在骨缺损部位进行长效释放，促进骨再生 [22] 。

纳米材料还能通过调控免疫反应来促进骨愈合。一些研究指出，有些纳米材料会调控巨噬细胞的极化状态，减少炎症，从而帮助组织修复。

免疫微环境的改善：功能化纳米材料会调节免疫细胞活动，抑制过度炎症，为骨再生提供合适的微环境。比如，功能化碳纳米管能减少促炎因子的释放，降低植入物周围的炎症水平 [36] 。

因此，纳米骨生物材料通过多条途径提升骨的生物力学性能，包括促进细胞增殖和分化、增强材料力学性能、加强骨–材料界面结合、电刺激和药物递送以及调控免疫反应。这些综合作用让纳米材料在骨组织工程中具备巨大应用潜力，也为未来的临床研究提供了关键理论基础和技术支持。

多功能化是近年纳米骨生物材料的研究重点。研究人员通过化学修饰和表面功能化来赋予纳米材料更多生物活性。比如，在纳米材料表面添加生长因子或抗菌肽，可以提升它们的成骨诱导能力和抗感染性能。

1) 生长因子结合：有研究显示，纳米材料负载生长因子(如BMP-2、TGF-β)的复合支架可以实现可控释放，从而显著提高骨缺损区域的成骨活性 [37] 。

2) 抗菌性能的提升：氧化石墨烯(GO)等纳米材料已被证明有良好抗菌特性，可以抑制常见病原菌的生长，降低植入物相关的感染风险 [38] 。

智能纳米材料也是骨组织工程的重要研究方向。这些材料会对外部刺激(温度、pH、电场等)做出反应并产生功能性变化，所以能在复杂的生物环境中执行多种作用。

1) 温敏材料：温度响应材料能根据环境温度的变化来控制药物释放或材料形态变化。这类智能材料在骨再生中有很大潜力，因为它们可提供动态支持和刺激 [39] 。

2) 电导材料：导电聚合物与纳米材料(如碳纳米管、石墨烯)结合后，可在电刺激下促进骨再生，并帮助成骨细胞增殖与分化。

3D打印技术的进步让个性化纳米复合材料的制备变得可行。它能精确控制支架的宏观和微观结构，满足不同患者的特定需求。

1) 个性化支架：通过3D打印，研究人员能根据骨缺损的形状和大小制作精确匹配的支架。这种定制化方案能显著提高治疗效果 [40] 。

2) 复杂结构的实现：3D打印还能制造复杂的多孔结构，优化细胞附着和生长环境，从而促进组织愈合和整合 [3] 。

纳米骨生物材料在骨组织工程中已有显著进展，但还有许多问题需继续研究和改进。未来可能需要在这些方向上努力：

今后的研究要专注于多功能化和智能化的纳米骨生物材料。它们要提供骨修复所需的力学支持，也要能在生理条件下对温度、pH或电场等外界刺激做出反应 [40] 。比如，可以研发能控释药物或生物因子的智能材料，以提高骨组织再生效率。并且，像石墨烯或碳纳米管等导电材料能通过电刺激加快骨再生，所以未来要关注它们与生物电信号的结合应用。

3D打印在骨组织工程中潜力很大，今后应把纳米材料与3D打印结合，制备个性化骨修复材料。这样可以通过3D打印精准控制材料的微结构和整体形状，满足每位患者的解剖需求。尤其对复杂的骨缺损修复，个性化打印的纳米复合支架会带来更好的组织整合和力学支持 [41] 。

虽然纳米材料在短期实验中表现出良好的生物相容性，但今后的研究要深入探讨它们在体内的长期安全性和降解行为。材料降解后会产生无毒物质，能被机体代谢，避免持久的炎症或毒性。对碳纳米管或石墨烯等可能有毒性的材料，未来要重点改进表面修饰和功能化，减少或避免毒性风险。

因为环保意识不断增强，未来应关注绿色可持续的纳米骨生物材料。这可能包括使用可再生资源制备材料，或研发完全可生物降解的材料，以减少对环境的影响 [42] 。

加快实验室成果向临床应用转化也是重要方向。需要建立严格的材料标准和质量控制体系，保证纳米材料的安全性和有效性。同时，要进行大规模临床试验验证新材料的实用效果，并且要开发符合法规的生产工艺，实现经济且大规模的生产。