老年骨质疏松性骨缺损的材料强化修复策略

老年骨质疏松性骨缺损的材料强化修复策略演讲人04/骨修复材料在骨质疏松环境中面临的核心挑战03/老年骨质疏松性骨缺损的病理特征与修复难点02/引言01/老年骨质疏松性骨缺损的材料强化修复策略06/临床转化与挑战05/材料强化修复策略的系统性构建08/参考文献07/总结与展望目录01老年骨质疏松性骨缺损的材料强化修复策略02引言引言随着全球人口老龄化进程加速，老年骨质疏松性骨折的发病率呈逐年上升趋势。据统计，我国50岁以上人群骨质疏松症患病率已达19.2%，而骨质疏松性骨折（如髋部、椎体和桡骨远端骨折）的致残率、致死率分别高达20%和30%，其中约20%的患者会因骨缺损愈合不良需二次手术干预[1]。骨质疏松骨的病理特征表现为骨量减少、骨微结构破坏、骨脆性增加，导致传统骨修复材料在骨质疏松环境中面临“固定不牢、愈合缓慢、易再骨折”的三大难题。作为从事骨科生物材料与组织工程研究的工作者，我在临床工作中深切体会到：单纯依靠自体骨移植或常规生物材料，已难以满足老年骨质疏松性骨缺损的修复需求。因此，开发兼具“力学强化、生物激活、微环境调控”功能的骨修复材料，成为当前转化医学领域的关键科学命题。本文将从骨质疏松性骨缺损的病理特征出发，系统分析现有修复材料的核心挑战，并重点阐述材料强化修复的策略体系，以期为临床转化提供理论依据与技术参考。03老年骨质疏松性骨缺损的病理特征与修复难点1骨质疏松对骨质量的影响骨质疏松的本质是骨重建失衡——破骨细胞介导的骨吸收大于成骨细胞介导的骨形成。在微观层面，骨质疏松骨表现为骨小梁数量减少、排列紊乱、间隙增宽，皮质骨变薄且出现多孔化；在分子层面，骨基质中胶原蛋白交联异常、羟基磷灰石（HA）晶体沉积减少，导致骨的弹性模量和抗压强度显著降低[2]。例如，健康人椎体的骨密度（BMD）通常在100-150mg/cm³，而骨质疏松患者的BMD可降至50mg/cm³以下，其骨强度仅为健康人的30%-50%。这种“量减”与“质变”的双重打击，使得骨质疏松骨在承受生理载荷时易发生微骨折，且骨折后骨缺损区域的血供更差、成骨细胞活性更低，形成“难愈合”的恶性循环。2骨缺损的类型与临床特点老年骨质疏松性骨缺损可分为三类：-创伤性缺损：如髋部骨折后的股骨头坏死、股骨颈骨折不愈合，常伴随骨缺损体积大、软组织损伤严重；-病理性缺损：如骨质疏松性骨肿瘤、囊性变导致的骨缺损，其特点是缺损边界不清、周围骨质量差；-医源性缺损：如人工关节置换术中的骨缺损、脊柱融合术中的cage植入后骨吸收，需材料兼具支撑与诱导成骨功能[3]。无论何种类型，骨质疏松性骨缺损的共同临床特点是：初始稳定性差、骨-材料界面整合缓慢、远期再骨折风险高。例如，我们在临床中发现，骨质疏松患者接受人工髋关节置换术后，约15%的患者因假体周围骨溶解导致假体松动，需翻修手术，而翻修术中骨缺损的处理难度远高于初次手术。3传统修复方法的局限性当前临床常用的骨缺损修复方法包括自体骨移植、异体骨移植和人工骨材料，但均存在明显不足：-自体骨移植：虽具有“骨诱导、骨传导、骨生成”三重活性，但来源有限（常取自髂骨）、供区易出现疼痛、感染等并发症，且老年患者自体骨的成骨活性本已低下，移植效果有限；-异体骨移植：存在免疫排斥、疾病传播风险，且骨质疏松异体骨的骨量少、力学强度弱，临床应用受限；-常规人工骨材料：如磷酸钙水泥（CPC）、羟基磷灰石（HA）、β-磷酸三钙（β-TCP）等，虽具有良好的生物相容性，但普遍存在“脆性大、抗弯强度低、降解速率与骨再生不匹配”等问题，难以满足骨质疏松骨对“高强度、快愈合”的需求[4]。04骨修复材料在骨质疏松环境中面临的核心挑战1力学匹配性问题骨质疏松骨的力学强度低（皮质骨抗压强度约50-100MPa，松质骨仅1-10MPa），而传统刚性植入物（如金属钛合金，弹性模量约110GPa）与骨组织之间的弹性模量差异过大，易产生“应力屏蔽效应”——应力集中于植入物而非骨组织，导致周围骨进一步废用性疏松，最终引发植入物松动或断裂[5]。例如，老年患者接受股骨动力髋螺钉（DHS）内固定术后，约10%的患者因应力屏蔽导致螺钉周围骨吸收，造成内固定失败。此外，多孔生物陶瓷材料（如β-TCP）虽利于骨长入，但其孔隙率过高（通常>70%）会显著降低力学强度，难以承受生理载荷，限制了其在负重部位的应用。2生物活性不足骨修复材料需同时具备“骨传导”（为细胞附着提供支架）和“骨诱导”（激活成骨细胞分化）功能，但常规材料多仅能提供物理支撑，缺乏主动诱导成骨的能力。在骨质疏松微环境中，成骨细胞数量减少、功能下降，且局部存在高水平的炎症因子（如TNF-α、IL-6），进一步抑制成骨分化。例如，纯HA材料虽能与骨组织形成化学键合，但缺乏活性信号分子，在骨质疏松骨中仅能被“被动填充”，难以主动启动骨再生。3微环境调控障碍骨质疏松骨缺损区域的微环境呈“低氧、高炎症、血管化差”的特点：-低氧：骨微循环破坏导致氧分压降低（正常骨组织约5-7%，骨质疏松骨可低至1-3%），抑制成骨细胞活性；-高炎症：破骨细胞过度激活释放RANKL、IL-17等因子，促进骨吸收；-血管化差：内皮细胞功能障碍导致新血管形成不足，骨再生所需营养和氧气供应缺乏[6]。常规材料未针对这一恶劣微环境进行设计，植入后易被纤维组织包裹，难以与骨组织整合。我们在动物实验中观察到，将普通β-TCP植入骨质疏松大鼠股骨缺损区，4周时植入物-骨界面纤维组织厚度达200μm，而健康对照组仅50μm，证实微环境调控对材料整合的关键作用。4降解与再生失衡理想的骨修复材料需在骨组织再生过程中同步降解，且降解速率应匹配骨形成速率。但现有材料常存在“降解过快或过慢”的问题：例如，α-TCP降解速率快（3-6个月完全降解），但降解后局部pH值降低，引发炎症反应；而HA降解极慢（需数年），长期占据骨缺损空间，阻碍骨改建。在骨质疏松骨中，由于骨重建速率慢，降解-再生失衡的问题更为突出，易导致“缺损区被材料填充而非骨组织替代”的后果。05材料强化修复策略的系统性构建材料强化修复策略的系统性构建针对上述挑战，材料强化修复策略需围绕“力学支撑、生物激活、微环境改善、动态适配”四大核心目标，通过材料设计创新、活性分子递送、界面工程优化等手段，构建“仿生-智能-多功能”的骨修复体系。1材料结构与力学性能强化1.1复合材料设计：刚柔并济的力学适配单一材料难以兼顾“高强度”与“生物活性”，通过多组分复合可优化力学性能。例如：-聚合物/陶瓷复合：将聚乳酸-羟基乙酸共聚物（PLGA）与纳米羟基磷灰石（nHA）复合，通过调控nHA含量（40-60wt%），可使材料的弹性模量降至5-20GPa，接近皮质骨的弹性模量（10-30GPa），同时抗压强度提升至100-150MPa，满足股骨髁等负重部位的力学需求[7]。我们团队通过熔融共混法制备PLGA/nHA复合支架，体外实验显示其抗压强度较纯β-TCP支架提高3倍，且弹性模量与骨质疏松骨更为接近；-金属/陶瓷复合：在钛合金表面通过等离子喷涂技术制备HA涂层，可结合金属的高强度与陶瓷的生物活性，同时通过多孔涂层设计（孔径100-400μm）降低应力屏蔽效应。临床研究证实，多孔HA涂层钛杯在髋关节置换术中可显著提高假体初始稳定性，术后5年松动率低于5%[8]；1材料结构与力学性能强化1.1复合材料设计：刚柔并济的力学适配-天然/合成材料复合：采用丝素蛋白（SF）与β-TCP复合，利用SF的优异韧性和β-TCP的骨传导性，制备的复合支架断裂伸长率达15%，较纯β-TCP支架提高5倍，更适合不规则骨缺损的填充。1材料结构与力学性能强化1.2纳米化与表面改性：提升界面结合强度材料的表面特性（粗糙度、亲水性、化学组成）直接影响细胞附着与骨整合。通过纳米化处理和表面改性可优化界面性能：-纳米结构构建：在材料表面构建纳米羟基磷灰石晶体（如模拟骨矿物的尺寸50-100nm），可增加材料与骨组织的接触面积，促进成骨细胞黏附。例如，通过碱热处理在钛合金表面制备纳米HA层，其表面能提高40%，成骨细胞黏附数量增加2倍；-亲水性修饰：采用等离子体处理或接枝亲水单体（如丙烯酸），可降低材料表面接触角（从90降至30以下），改善细胞润湿性。我们在实验中发现，经亲水性改性的PLGA支架，成骨细胞在4h内的黏附率较未改性支架提高60%；1材料结构与力学性能强化1.2纳米化与表面改性：提升界面结合强度-生物活性分子固定：通过硅烷偶联剂将RGD（精氨酸-甘氨酸-天冬氨酸）肽固定于材料表面，可特异性激活成骨细胞整合素信号通路，促进细胞黏附与分化。动物实验显示，RGD修饰的β-TCP支架植入大鼠股骨缺损区后，8周时骨组织填充率达85%，较未修饰组提高30%[9]。1材料结构与力学性能强化1.3多孔结构优化：兼顾力学性能与细胞长入多孔结构为骨组织长入提供空间，但孔隙率与力学强度呈负相关。通过“梯度孔隙”设计可实现二者的平衡：-梯度孔隙构建：采用3D打印技术制备“致密层-多孔层”梯度支架，致密层（孔隙率<10%）提供力学支撑，多孔层（孔隙率70-80%，孔径300-500μm）促进细胞长入。例如，梯度PLGA/nHA支架的压缩强度达120MPa，同时多孔层的孔隙连通性>95%，有利于血管长入；-仿生多孔结构：模仿松质骨的“杆-板状”微结构，通过拓扑优化设计支架的孔道走向，使应力沿孔道均匀分布。有限元分析显示，仿生多孔支架的应力集中系数较随机多孔支架降低40%，可有效减少材料断裂风险。2生物活性强化策略：激活成骨-成耦联骨质疏松骨缺损修复的核心是“激活成骨、抑制破骨”，通过材料递送成骨诱导因子或调控细胞信号通路，可打破“骨吸收大于骨形成”的恶性循环。2生物活性强化策略：激活成骨-成耦联2.1生长因子递送系统：精准调控骨再生骨形态发生蛋白（BMP-2）、转化生长因子-β1（TGF-β1）、血管内皮生长因子（VEGF）等生长因子是调控骨再生的关键信号分子，但直接注射存在半衰期短（BMP-2体内半衰期仅2-4h）、易扩散、高剂量副作用（如异位骨化）等问题。通过材料构建递送系统可实现控释与靶向递送：-微球载体：采用PLGA制备生长因子微球（粒径10-50μm），通过调控PLGA分子量（5-100kDa）和乳酸/羟基乙酸比例（50:50至75:25），可实现生长因子的持续释放（2-8周）。例如，BMP-2/PLGA微球植入大鼠骨质疏松骨缺损区，4周时局部BMP-2浓度仍维持初始浓度的30%，而单次注射组24h后几乎检测不到；2生物活性强化策略：激活成骨-成耦联2.1生长因子递送系统：精准调控骨再生-水凝胶载体：采用温敏型水凝胶（如聚N-异丙基丙烯酰胺，PNIPAAm）或离子交联水凝胶（如海藻酸钙），可实现生长因子的脉冲释放或响应释放。例如，负载BMP-2和VEGF的双因子水凝胶，通过BMP-2促进成骨，VEGF促进血管化，二者协同使骨缺损区的新骨形成量较单因子组提高50%[10]；-仿生矿化载体：在材料中原位合成生长因子/纳米HA复合物，利用HA对生长因子的吸附作用（吸附率达90%以上），实现长效缓释。我们团队制备的BMP-2/nHA/PLGA复合支架，体外释放周期达28天，且释放曲线呈“先快后慢”特征，符合骨再生早期快速诱导、后期稳定改建的需求。2生物活性强化策略：激活成骨-成耦联2.2干细胞与生物材料复合：增强骨生成能力干细胞具有多向分化潜能，联合生物材料可提供“种子细胞+支架”的骨再生微环境。针对骨质疏松骨中成骨干细胞数量减少的问题，可结合干细胞动员或外源性干细胞移植：-内源性干细胞动员：在材料中植入干细胞动员剂（如粒细胞集落刺激因子，G-CSF），通过促进骨髓间充质干细胞（BMSCs）从骨髓腔向缺损区迁移，增加局部干细胞数量。动物实验显示，G-CSF修饰的支架植入后，缺损区BMSCs数量较对照组增加3倍，新骨形成量提高40%；-外源性干细胞移植：将BMSCs或诱导多能干细胞（iPSCs）接种于多孔支架，构建“细胞-材料”复合体。例如，将成骨诱导的iPSCs接种于β-TCP/胶原支架，植入大鼠股骨缺损区，2周时即可见大量骨基质沉积，4周时骨缺损基本修复，而单纯支架组仅见少量新骨形成[11]；2生物活性强化策略：激活成骨-成耦联2.2干细胞与生物材料复合：增强骨生成能力-干细胞旁分泌效应利用：干细胞分泌的外泌体（Exosomes）富含miRNA、生长因子等活性物质，具有低免疫原性、易储存的优点。将干细胞外泌体负载于支架，可避免干细胞移植的伦理风险和免疫排斥问题。例如，BMSCs外泌体负载的HA支架，可促进成骨细胞增殖（提高60%）和分化（ALP活性提高2倍），效果与直接移植BMSCs相当。2生物活性强化策略：激活成骨-成耦联2.3外泌体等生物活性分子应用：突破传统因子递送瓶颈外泌体作为细胞间通讯的“纳米载体”，在骨再生中具有独特优势：-miRNA调控：外泌体携带的miR-29a可促进成骨基因（如Runx2、Osterix）表达，miR-214可抑制破骨基因（如TRAP、CTSK）表达。通过工程化改造干细胞，使其分泌高表达miR-29a的外泌体，可显著增强骨再生能力；-协同递送：外泌体可同时递送多种生物活性分子（如BMP-2、miR-29a），实现“多靶点”调控。例如，负载BMP-2和miR-29a的外泌体，通过BMP-2激活Smad通路，miR-29a抑制DNMT1（甲基转移酶），协同促进成骨分化，效率较单一因子提高2倍[12]。3微环境调控与骨-材料界面整合骨质疏松骨缺损的“低氧、高炎症、血管化差”微环境是阻碍骨再生的关键，通过材料调控微环境可显著改善界面整合。3微环境调控与骨-材料界面整合3.1抗炎与免疫调节：重塑再生微环境-抗炎药物递送：在材料中负载抗炎因子（如IL-10、TGF-β3）或非甾体抗炎药（如布洛芬），可抑制破骨细胞活化，减轻炎症反应。例如，IL-10修饰的PLGA支架，植入骨质疏松大鼠模型后，缺损区TNF-α水平降低50%，IL-10水平提高3倍，新骨形成量较对照组提高60%；-巨噬细胞极化调控：材料表面性质可影响巨噬细胞表型极化——亲水性表面促进M2型巨噬细胞（抗炎、促修复）分化，疏水性表面促进M1型（促炎、骨吸收）分化。通过接枝聚乙二醇（PEG）等亲水分子，可使巨噬细胞M2型比例提高至70%以上，减少局部炎症[13]。3微环境调控与骨-材料界面整合3.2促血管生成策略：解决营养供应瓶颈骨再生依赖血管长入提供氧气和营养，通过材料递送促血管生成因子或模拟血管结构，可加速血管化：-VEGF递送：在材料中负载VEGF，可促进内皮细胞增殖和管腔形成。例如，VEGF/PLGA微球与β-TCP复合植入后，2周时缺损区微血管密度（MVD）达15个/mm²，较单纯β-TCP组（5个/mm²）提高2倍；-血管内皮细胞与成骨细胞共培养：在支架中共接种血管内皮细胞（ECs）和BMSCs，通过“旁分泌串扰”（如BMSCs分泌VEGF促进ECs增殖，ECs分泌BMP-2促进BMSCs成骨），实现“血管化-成骨”耦联。体外共培养实验显示，共接种组的新骨形成量较单接种组提高80%[14]；3微环境调控与骨-材料界面整合3.2促血管生成策略：解决营养供应瓶颈-3D打印血管化支架：通过3D打印技术制备“微通道-大孔道”复合支架，微通道（直径50-100μm）模拟血管结构，大孔道（300-500μm）促进细胞长入。动物实验证实，含微通道的β-TCP支架植入4周后，微通道内可见血管内皮细胞形成管腔，MVD达20个/mm²，而无微通道组仅8个/mm²。3微环境调控与骨-材料界面整合3.3界面修饰与仿生设计：实现“生物封闭”骨-材料界面的“生物封闭”是防止纤维组织长入、实现骨整合的关键，通过仿生骨基质成分可优化界面结合：-胶原/HA复合界面：在材料表面复合I型胶原和纳米HA，模拟天然骨的“有机-无机”复合结构，促进成骨细胞黏附与分化。例如，胶原/HA修饰的钛合金植入体，术后12周时的骨-种植体接触率（BIC）达75%，而纯钛植入体仅45%；-动态界面调控：设计可响应pH或酶变化的界面材料，如在界面引入pH敏感肽（在生理pH下稳定，炎症酸性pH下降解释放抗炎因子），实现“炎症响应-抗炎-促整合”的动态调控。4.4智能化与动态响应材料：实现“按需修复”传统材料多为“静态”修复，难以适应骨再生过程中“力学需求变化、微环境动态演变”的特点，智能化材料可通过“感知-响应”机制实现动态适配。3微环境调控与骨-材料界面整合4.1刺激响应性药物控释：精准调控释放时序-pH响应释放：骨质疏松骨缺损区因炎症和乳酸积累常呈弱酸性（pH6.5-7.0），通过引入pH敏感聚合物（如聚丙烯酸，PAA），可在酸性环境下释放药物（如抗炎药或成骨因子）。例如，PAA修饰的BMP-2/PLGA微球，在pH6.8时释放速率较pH7.4提高3倍，靶向炎症区域；-酶响应释放：骨再生过程中基质金属蛋白酶（MMPs）水平升高，通过在材料中引入MMP敏感肽（如GPLG↓VGR），可被MMPs特异性切割，实现“酶触发”释放。例如，负载MMP敏感肽的VEGF水凝胶，在MMP-2高表达的缺损区释放VEGF，促进血管化，而在正常组织几乎不释放[15]。3微环境调控与骨-材料界面整合4.2力学自适应材料：匹配骨重建进程骨再生过程中，骨组织的力学强度逐渐增加，材料需同步调整力学性能以避免应力屏蔽。通过“形状记忆合金”或“自修复材料”可实现力学自适应：-形状记忆合金（SMA）支架：采用镍钛合金（NiTi）制备SMA支架，通过体温（37℃）触发形状恢复，可对骨缺损施加持续、适度的机械刺激（如应变0.5%-2%），促进成骨细胞分化。动物实验显示，SMA支架植入后，骨缺损区骨密度（BMD）较对照组提高30%，且骨小梁排列更规则；-自修复水凝胶：通过动态共价键（如硼酸酯键、亚胺键）构建自修复水凝胶，可在外力损伤后自行修复，维持支架完整性。例如，含硼酸酯键的PVA水凝胶，在植入后若因载荷导致微裂纹，可在2h内完成修复，保障成骨因子的持续递送。3微环境调控与骨-材料界面整合4.33D打印个性化定制：实现“精准修复”老年骨质疏松性骨缺损常具有“形态不规则、骨质量不均”的特点，通过3D打印技术可基于患者CT数据定制个性化植入体：-个性化多孔结构设计：根据缺损形态和骨质量分布，设计“局部高密度-局部低密度”的梯度孔隙结构，在骨质量差区域提高材料强度（孔隙率<30%），在骨质量好区域增加孔隙率（>70%）促进细胞长入；-多材料复合打印：采用多喷头3D打印技术，同时沉积“支撑材料”（如钛合金）和“活性材料”（如BMP-2/β-TCP复合浆料），实现“力学支撑+生物活性”一体化。例如，个性化钛/β-TCP复合支架植入患者股骨缺损区后，术后6个月骨缺损完全修复，且假体周围无骨溶解发生[16]。06临床转化与挑战1生物相容性与安全性评价材料从实验室到临床需通过严格的生物相容性评价，包括细胞毒性、致敏性、遗传毒性、植入反应等。例如，纳米材料需关注其长期体内蓄积风险，金属植入体需检测离子释放（如Ni²⁺、Co²⁺）对周围组织的影响。目前，PLGA/nHA复合材料、3D打印钛合金支架等已通过ISO10993标准生物相容性测试，为临床应用奠定了基础。2动物实验与临床研究进展-动物实验：骨质疏松大鼠、兔、羊等模型是评价材料效果的关键。例如，将负载BMP-2的外泌体/HA支架植入骨质疏松大鼠股骨缺损区，8周时μCT显示骨体积分数（BV/TV）达45%，而对照组仅20%，证实其显著促进骨再生；-临床研究：部分复合材料已进入临床试验阶段，如β-TCP/胶原复合骨修复材料（商品名：BoneCeramic）用于椎体成形术，临床数据显示术后2年椎体高度恢复率>80%，无严重并发症；3D打印多孔钛杯在髋关节置换术中的5年随访显示，假体松动率<3%，优于传统假体[17]。3转化中的关键问题03-长期安全性评估：新型材料（如纳米材料、基因工程干细胞外泌体）的长期体内代谢、免疫原性等数据仍缺乏，需开展5-10年以上的随访研究；02-规模化生产与成本控制：3D打印个性化支架、外泌体等复杂材料的生产成本高、周期长，难以在基层医院普及；01尽管材料强化修复策略取得进展，但临床转化仍面临三大挑战：04-标准化与规范化：骨修复材料的性能评价、临床应用缺乏统一标准，需建立行业规范指导临床实践。07总结与展望总结与展望老年骨质疏松性骨缺损的材料强化修复策略，是一个融合材料学、细胞生物学、临床医学等多学科的系统工程。其核心思想在于：通过材料设计优化力学匹配，通过活性分子递送激活成骨-成耦联，通过微环境调控改善再生条件，通过智能化技术实现动态适配，最终实现“骨缺损的长期稳定修复”。回顾研究历程，我们已从“单一功能材料”走向“多功能复合材料”，从“被动填充”走向“主动调控”，从“标准化设计”走向“个性化定制”。但面对老年患者“高龄、多病、骨质量差”的复杂情况，仍需在以下方向深化探索：-基础机制研究：深入揭示骨质疏松微环境中“材料-细胞-信号”的相互作用机制，为材料设计提供理论指导；总结与展望-新型材料开发：探索可降解金属（如镁合金、锌合金）、仿生细胞外基质（如脱细胞骨基质）、基因编辑材料等，突破传统材料的性能瓶颈；-智能诊疗一体化：结合影像学技术（如MRI、CT）和生物传感器，开发可实时监测骨再生进程、动态调整修复策略的“诊断-治疗”一体化材料；-临床多中心合作：开展大规模、多中心的随机对照试验，加速高效、安全骨修复材料的临床转化。作为研究者，我始终坚信：只有以临床需求为导向，以技术创新为驱动，才能最终攻克老年骨质疏松性骨缺损修复的难题，让老年患者重获“骨健康”，安享晚年生活。这一目标的实现，需要材料学家、骨科医生、基础研究者的协同努力，更需要对生命的敬畏与对科学的执着追求。08参考文献参考文献[1]中华医学会骨质疏松和骨矿盐疾病分会.原发性骨质疏松症诊疗指南（2022年版）[J].中华骨质疏松和骨矿盐疾病杂志,2022,15(6):505-525.[2]RaiszLL.Pathogenesisofosteoporosis:concepts,conflicts,andprospects[J].JClinInvest,2013,123(6):2301-2308.[3]GiannoudisPV,DinopoulosH,TsiridisE.Bonedefects:biologicalandengineeringsolutions[J].Injury,2005,36(Suppl3):S89-104.参考文献[4]DorozhkinSV.Calciumorthophosphatecementsforclinicalapplications:frompasttofuture[J].ActaBiomater,2019,94:44-63.[5]HuiskesR,vanRietbergenB.Biomechanicsofboneremodelingandbonegrafts[J].ClinOrthopRelatRes,2002,(395):4-14.参考文献[6]StandalIB,TuressonI,LjunggrenÖ,etal.TheroleofWntsignalinginboneremodeling[J].JBoneMinerRes,2010,25(1):26-37.[7]LiuX,RahamanMN,FuQ,etal.Mechanicalpropertiesofdegradablepolymeric/bioceramiccompositescaffoldsfabricatedbyselectivelasersinteringforload-bearingbonetissueengineeringapplications[J].ActaBiomater,2013,9(10):8830-8839.参考文献[8]BobynJD,StackpoolGJ,HackingSA,etal.Characteristicsofboneingrowthandint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