光固化生物陶瓷功能化研究进展

焦 晨，梁绘昕，叶 昀，张寒旭，何志静，杨友文，沈理达*，侯 锋

(1 南京航空航天大学 增材制造研究所，南京 210016；2 南京大学医学院 附属鼓楼医院 医药生物技术国家重点实验室，南京 210008；3 江西理工大学生物增材制造研究所，江西 赣州 341000；4 上海普利生机电科技有限公司，上海 200233)

陶瓷材料凭借其高硬度、高强度、耐腐蚀等特征，已被广泛应用于各个领域，特别是在医疗骨科等领域中，生物活性陶瓷材料凭借其可降解、可吸收[1]以及良好的骨传导与骨诱导特性，已展现出较明显的价值[2]。同时，伴随着定制化以及精准医疗趋势的不断推进，为患者制定个性化的诊疗方案可以缩短康复周期。然而陶瓷材料的高硬度与脆性特征使其被划分为难加工材料范畴，同时传统的干压成形、注射成形等制造工艺难以满足高度定制化生物陶瓷结构的设计需求。近年来，随着对增材制造研究的不断深入，该技术领域与陶瓷成形相互交叉，诞生了诸如陶瓷光固化、陶瓷熔融沉积成形等新工艺。其中，光固化工艺(立体平版印刷，stereolithography，SL；数字光处理，digital light processing，DLP)使用特定波长光源对陶瓷与光敏树脂的混合浆料进行扫描，实现从线/面到体的空间叠加，最终坯体经历脱脂与烧结工艺实现致密化[3]，摆脱模具对于陶瓷成形的限制，使陶瓷结构件的设计与制作更为自由，更符合精准医疗的理念。

与传统陶瓷制造技术相比，采用增材制造工艺成形陶瓷零件的优势在于制备具有高贴合度的曲面类结构以及具有交错孔隙的多孔类结构，其中光固化工艺凭借其材料的均匀分散性、成形过程非高温熔化的特征，最终烧结获得的样件具有均匀的收缩率，较低的内应力以及较小的变形量，目前在齿科陶瓷牙冠、骨科填充物等方面具有极好的应用前景。

根据材料化学特性，生物陶瓷材料大致可分为生物惰性陶瓷以及生物活性陶瓷，前者化学性能稳定，植入后不易溶解，也不释放离子，可以在较长时间内保证稳定的力学性能；后者可促进人体组织长入，结合效果更优。然而，单一的材料难以满足力学性能、降解特性、骨诱导等性能的多元化需求，因此对生物陶瓷材料改性成为一个热点研究方向[4]。为了实现改性生物陶瓷零件的光固化成形，需要配制具有良好流动性、理想可固化深度的陶瓷浆料，一般而言，具有强吸波特性的陶瓷材料难以进行固化成形，而具有高表面能的粉末材料由于团聚倾向易导致整个零件的力学性能薄弱，所以需要综合考虑改性材料的选择及其对成形性能的影响。此外，采用光固化技术制备的多孔生物陶瓷与人体骨骼的海绵状多孔特征更为匹配，多孔陶瓷的宏观与微观结构对细胞相容性存在影响，通过对结构的调控同样可以获得正向反馈，实现更好的植入效果。

本工作立足于光固化生物陶瓷的材料改性及结构调控两端，根据组织工程应用需求，重点阐述目前主要的适用于光固化的生物陶瓷材料及其改性的相关研究进展，针对适合于骨科等典型应用的生物陶瓷结构设计及调控方法进行总结归纳，以期为开发生物陶瓷的潜能及临床应用提供参考借鉴。

1 光固化生物陶瓷研究进展

1.1 适用于光固化的陶瓷材料

光固化技术由Charles提出并商业化，逐渐成为目前应用最为广泛的增材制造技术之一[5]。所使用的原材料光敏树脂由单体、预聚物、光引发剂等组成，通过添加颜色物质改变树脂色泽，使其更易于精准固化。在不改变固化特性的前提下，Griffith等[6]采用SL方法制造陶瓷零件，在光敏树脂中添加氧化铝和氮化硅，配制固含量为40%～55%的陶瓷浆料，成功利用光固化的方式成形陶瓷形坯。

目前常用的工艺大致可以分为浆料配制、固化成形以及脱脂烧结，但由于脱脂烧结技术与其余陶瓷成形技术存在一定重复性，因此研究者们主要采用前两种工艺。Sun等[7]对比5类分散剂并对其剪切稀化特性进行研究，优选出最适宜的分散剂；Dehurtevent等[8]验证了微米级粉末进行陶瓷光固化的可行性；焦守政等[9]重点关注了陶瓷粒径对于浆料的影响，发现2～10 μm之间三种粒径粉末合理配比可以有效降低黏度；周伟召等[10]研究了陶瓷浆料具备的性能，发现当浆料黏度小于3000 mPa·s、固化深度大于200 μm、体积分数大于40%时可满足成形及后处理步骤的要求；Borlaf等[11]使用3%(质量分数，下同)的Melpers 4350预先对粉末超声混合，获得了粒径分散更为均匀的粉末，从而改善浆料流变特性；Li等[12]使用油酸、硬脂酸及聚丙烯酸铵改性粉体，改变粉末与树脂润湿特性，最终有效减小浆料的剪切黏度。经过研究者们的不懈努力，适用于光固化的陶瓷浆料及其制备工艺逐渐成熟。

1.2 适用于光固化的生物陶瓷材料

生物陶瓷材料属于人工骨修复材料，与目前发展较为成熟的高分子材料(明胶、海藻酸钠等)以及金属材料(钛合金、镁合金、不锈钢等)相比，具有与人体骨骼更为相似的成分[13]以及更为匹配的强度，对人体不具有毒性,现可应用于人工骨、人工关节、人工齿根、骨充填材料、骨置换材料、骨结合材料，其主要应用如图1所示[14-15]。

图1 生物陶瓷主要应用(a)Biolox®惰性陶瓷髋关节;(b)齿科植入物[14];(c)陶瓷骨填充结构[15]Fig.1 Main applications of bioceramics(a)Biolox® inert ceramic hip joint;(b)dental implants[14];(c)ceramic bone filler[15]

1.2.1 生物惰性陶瓷

生物惰性陶瓷主要以铝、锆的氧化物为主，具有优越的耐磨性、高抗压强度、良好的抗腐蚀性能、无毒的特性[16]，可用做全髋关节置换、骨折固定器。同时，此类材料经过打磨后，可呈现良好的色泽与透光度，近年来被广泛用作口腔种植体。但是惰性陶瓷断裂韧度差，不仅加工困难，植入后也有脆性断裂的危险。已有学者通过增韧方式提高抗断裂性能，制备氧化锆增韧氧化铝(zirconia toughened alumina，ZTA)[17]等复合惰性陶瓷材料；陈欢欢等[18]验证了采用SL技术制备的ZTA全瓷冠在力学性能及精度方面均满足临床要求；Zheng等[19]和Wu等[20]对光固化制备的ZTA材料工艺进行了优化，获得了理想的断裂韧度。

1.2.2 生物活性陶瓷

生物活性陶瓷植入后随时间增长逐渐与组织融为一体，这也是区别于惰性陶瓷的重要特征。生物活性陶瓷主要分为钙-磷基生物陶瓷和钙-硅基生物陶瓷，其性能与人体骨骼的对比如表1所示[21]。

表1 常见生物活性陶瓷材料力学性能[21]Table 1 Mechanical properties of common bioactive ceramic materials[21]

钙-磷基生物陶瓷中最具代表性的是羟基磷灰石(hydroxyapatite, HA)。其是人体骨骼的重要无机成分，用作植入体时，HA表面和孔隙可供骨组织攀附，结合强度甚至能够超过植入体或者周围骨组织的强度。然而，以HA为代表的钙-磷基生物陶瓷与其余生物材料相比具有更高的稳定性，因此带来了降解慢的缺点，无法提供较好的钙磷环境以促进新生骨的生长。此外，人工制备的HA材料与天然骨组织相比，缺少Zn，Si，Sr等微量元素，在性能方面与天然骨组织存在较大区别。Yuan等[22]提出制备以HA为主要成分的双相磷酸钙陶瓷(biphase calcium phosphate,BCP)以获得更好的骨诱导能力，并在动物实验中得到了验证。

钙-硅基生物陶瓷由生物活性玻璃衍生而来，目前典型的钙-硅基生物陶瓷包括硅酸钙(CaSiO3)、硅酸二钙(Ca2SiO4)、硅酸三钙(Ca3SiO5)等。后两种钙-硅基陶瓷常被用于骨水泥，而硅酸钙凭借更为稳定的化学性能，常用于制备多孔骨支架。此外，硅酸钙生物陶瓷可以快速诱导类羟基磷灰石在陶瓷表面沉积，短期内的细胞增殖促进作用优于钙-磷基生物陶瓷。然而，硅酸钙陶瓷降解速度过快，难以匹配新生骨组织的生长速度，同时硅离子的溶解引起植入物周围pH值升高，对细胞增殖存在一定抑制作用[23]。

针对光固化生物陶瓷可能存在的缺陷，本文系统性地从材料及结构角度提出4个功能化解决方案，具体研究思路如图2所示。从材料角度，根据骨支架植入后所需的骨诱导、骨传导等功能，提出在基体材料中添加功能离子等改性材料，或者在已制备的支架表面涂覆更具生物相容性的功能材料；从结构角度，提出基于整体结构优化及微结构制备的设计方法，使骨组织更好长入，充分发挥支架功能。

图2 光固化生物陶瓷功能化解决方案Fig.2 Functionalization solutions for photocured bioceramics

2 光固化生物陶瓷材料改性方法进展

虽然生物陶瓷材料与人体更为匹配，可实现更好的预期植入效果，但单一成分的陶瓷材料力学性能欠佳、生物活性不足以及生物可降解性较差等缺陷，在很大程度上限制了其在临床上的使用。针对以上问题，常用的解决方法是对陶瓷材料进行改性。

2.1 生物陶瓷材料改性技术

对陶瓷材料的改性包括复合陶瓷粉体成分调控、功能元素掺杂等。陶瓷粉体成分调控改性即通过调控复合陶瓷中不同成分的比例，从而改变陶瓷颗粒的微观结构，是提高陶瓷材料力学性能及生物性能的重要方法。如针对惰性的氧化锆陶瓷材料，随着羟基磷灰石掺杂量的增加，复合支架组织中出现了更多的磷酸钙成分，但是复合支架的抗压强度表现出先升高后降低的特点，当羟基磷灰石含量为10%时达到最大的抗压强度52.25 MPa，高于纯氧化锆的39.99 MPa[24]。在研究中也发现，当在惰性材料中掺杂生物活性较好的材料时，往往随着生物活性材料添加量的增加，复合材料的整体生物相容性获得提升。活性材料在体液环境中表现出更强的降解能力，随着这一过程的进行，复合陶瓷结构的内部产生孔隙，为细胞的进一步长入提供了附着环境[25]。此外，通过调配不同粒径的陶瓷材料也能够使整体性能获得提升，Zheng等[26]以及Spath等[27]验证了通过混合不同粒径分布的陶瓷材料成形相关结构。由于颗粒的密排作用，结构致密度提升，带来了抗压强度、断裂韧度等力学性能的增强，为使用光固化技术制备生物陶瓷承力结构提供了新思路。

人体骨骼中包含特定的无机离子，在骨代谢中发挥着重要作用。功能元素掺杂改性即通过添加微量功能元素，充分发挥功能元素在促进新骨生成、稳定骨骼结构、促进成骨细胞的增殖和分化方面的重要作用。事实上，通过添加功能元素，在一定条件下可以改变生物陶瓷的晶体结构，进而改变其性能。Mg是人体必需的元素，与骨质疏松等症状密切相关。Mg在体内参与新陈代谢、刺激细胞生长和增殖、促进骨的矿化，并且具有一定的抗菌作用[28]。Jenifer等[29]验证了Mg改性的HA可以显著提高抗菌性能，如图3(a)所示。Wang等[30]使用Mg改性硅灰石，在植入第4周时观察到明显的新骨长入，如图3(b)所示。Gu等[31]通过Mg改性β-TCP陶瓷，验证了该功能元素对成骨细胞及血管的形成有效。同时，Mg元素浓度在骨重塑过程中逐渐降低，在成熟组织中趋于消失[32]，不会因过量而对人体造成损害。然而，Borges等[33]也指出,Mg改性陶瓷材料虽然可以提升生物相容性，但元素的掺杂提高了陶瓷坯体的收缩率,进而造成内应力的提升，对力学性能有削减作用，因此只适用于低承载部位。

Sr被证实可促进间充质干细胞的成骨分化[34]，在改善骨强度，促进骨细胞的生物活性方面具有重要作用[35]。Lowry等[36]发现，Sr元素可以取代HA晶格中的Ca元素，具有潜在的生物功能;Zhu等[37]发现,适当含量的Sr元素可以使磷灰石晶体结构产生缺陷，从而提高溶解速率，改变其在生物医学应用中的物理、化学性能，如图3(b)所示。Zhao等[38]认为，使用Sr元素改性的HA支架促进局部骨再生和种植体骨结合，可达到雷奈酸锶药物的水平，完全可以作为治疗骨质疏松性骨缺损的安全替代品。研究发现，Sr元素可以改变硅酸钙的晶体结构，对晶粒细化起到促进作用，15%的Sr元素改性可以实现最好的植入效果。

图3 功能元素改性生物陶瓷材料(a)抗菌作用[29];(b)促进细胞生长[30];(c)掺杂功能元素致错位与畸变[31]Fig.3 Functional elements modified bioceramic materials(a)antibacterial drugs[29];(b)promotion of cell growth[30];(c)dislocation and distortion caused by doping functional elements[31]

Zn元素能够通过刺激成骨细胞中的蛋白质合成并增强ATP(adenosine triphosphate)活性，从而诱导骨形成。缺Zn是导致骨密度降低和骨骼生长缓慢的重要原因。Uysal等[39]探讨了Zn改性HA材料在力学性能、生物相容性以及抗菌性能方面的作用。结果表明，Zn元素改性具有积极作用。此外，Zn元素可与Mg，Sr等元素共同改性[40]，获得更好的综合作用。Cu元素是发挥人体酶功能的重要元素，在骨组织培养时，能通过刺激内皮细胞增殖从而促进血管生成，释放的离子也能够促进杀死细菌从而实现抗菌作用。Gomes等[41]通过Cu改性双相磷酸钙，发现双相的溶解度得到提升，更好地发挥出生物陶瓷的作用；Bazin等[42]量化了Cu元素添加量对HA的影响，发现添加量小于5%时均能使HA的生物相容性获得提升。其他改性元素还包括Ag，Ca，Co等。使用功能元素掺杂改性时，需关注其对于晶格结构的影响，以及通过多渠道确定适合的添加量，从而获得良好的改性效果。

2.2 生物陶瓷表面改性技术

材料改性时，由于异种材料不浸润等原因，易在材料边界处引发缺陷，生物相容性得到提升的同时，往往会造成力学性能的下降。事实上，材料改性在部分情况下是一种折中，而在一些对综合性能要求较高的环境下，表面工艺可以较好规避此类问题，同时获得基体材料的优良力学性能与表层材料的特殊功能。从骨修复材料的发展历程来看，第一代骨修复陶瓷材料与人体组织结合较差，容易出现松动。而对材料表面进行改性后，陶瓷材料与骨组织的结合能力得到显著改善[43]。后期研究者们开始考虑通过在支架表面喷涂具有生物活性的材料实现特定的功能。目前常用的方法为涂层材料表面功能修饰，根据不同使用场合选择适合的表层材料。

对生物陶瓷材料进行表面改性，通常使用生物活性更好的第二相陶瓷涂覆基体表面。Macan等[44]为了获得强度与人体骨骼相匹配的多孔生物陶瓷支架，使用氧化锆作为基体材料，在支架表面涂覆缺钙羟基磷灰石(CaDHA)。测试结果表明，支架的拉伸强度((269±52) MPa)与天然骨的相匹配，并且在划痕实验下涂层材料和材料之间的临界载荷为(18±2) N，表现出足够的结构完整性；姚峥杰等[45]研究了表面改性对生物相容性的影响。结果表明，使用羟基磷灰石涂覆氧化锆时，可改变表面粗糙度、表面自由能和化学性质，外层材料降解并被吸收，获得更好的植入物与骨组织的接触状态，由此可见，采用表面改性可同时获得力学性能及生物相容性的提升。Dai等[46]结合材料改性与表面改性，首先通过Sr，Si及F元素增强HA涂层的成骨分化信号传递，促进相关基因的表达，随后使用改性材料对氧化锆基体进行二次改性，获得了良好的综合性能。

此外，还可以使用高分子复合材料进行表面改性。此类材料具有结构和功能多样化的特点，可以实现材料降解性能调控、负载药物或生物活性因子、改变材料表面微结构、促进细胞生长等优点。常用材料包括壳聚糖、聚己内酯、海藻酸钠、聚乳酸、聚乳酸-羟基乙酸以及各种水凝胶等。高分子材料通常在内部可以掺杂功能性药物或其他材料，从而实现综合性能改善。Wang[47]在硅酸钙支架表面顺序浸渍、涂覆聚多巴胺/聚乳酸(PDA/PLA)涂层。使用此表面改性方法能够有效改善支架的亲水性，不仅力学性能得到改善，而且对细胞扩散也表现出积极作用。使用高分子复合材料制备负载蛋白类活性物质也是较为新颖的改性思路。Han等[48]在多孔羟基磷灰石支架表面制备聚赖氨酸/聚多巴胺(PLL/PDA)杂化涂层。该涂层同时具有PDA的高蛋白结合力以及PLL的生物降解性，另外，涂层可以在温和条件下将骨形态发生蛋白-2(BMP-2)嵌入到支架上，从而保护BMP-2的生物活性。研究表明，制备的PLL/PDA涂层可以有效促进骨髓基质细胞的成骨分化。另外高分子材料中还可以掺杂一定量的药物用以辅助骨修复[49]。

由于生物陶瓷材料植入到生物体内后首先接触到的是各种细胞和组织，表面特定的纳米微结构会影响细胞的黏附状态，激活细胞内相关生物信号，促进骨组织再生。例如，磷酸钙陶瓷表面的纳米结构对细胞的行为有重要影响。Xiao等[50]采用水热法在羟基磷灰石支架表面构建微纳结构。细胞实验表明，改性后的涂层对细胞分化的促进作用显著增强。仅依靠增材制造方法制备的生物陶瓷表面结构相对单一，由于缺乏负载相关药物、生物活性因子等相关功能，而在实际临床应用中受到限制。因此，考虑到潜在的植入应用，生物陶瓷结构表面需要制备额外的功能层。可以借助表2中的表面改性技术，以获得更好的生物相容性、满足抗菌以及能够稳定释放相关[51-54]。

表2 光固化生物陶瓷表面改性方法Table 2 Surface modification methods for photocured bioceramics

3 光固化生物陶瓷材料结构调控研究进展

以HA为代表的生物陶瓷材料在成分上已与人体骨骼相近，以改性等手段引入功能材料又能够充分发挥生物陶瓷的骨传导、骨诱导、促进血管生成等功能。不管生物陶瓷材料如何改性，移植成功的关键在于术后能否有正常的新生骨组织长入。Tamai等[55]发现，多孔的HA骨支架更有助于血管的生成，并且随着植入时间的增加，支架的抗压性能稳步提升至初始值的2倍；夏琳等[56]发现，孔隙率对成骨性能存在明显影响。由此可见，在材料改性的基础上，通过结构调控可以进一步使骨支架功能化，而设计并制备具有不同孔隙形貌的生物陶瓷结构，与光固化陶瓷技术的特征十分契合，因此引起了研究者们的关注。

3.1 光固化生物陶瓷多孔结构设计

人体骨骼可分为松质骨与皮质骨，具有不均匀的特征，特别是松质骨，数以万计的骨小梁互相连接形成具有不同孔隙特征的多孔形貌。研究表明[57]，不同孔隙在骨组织生长时发挥着不同的作用。如50 μm的孔径适合非矿化的骨组织长入，而大于150 μm的孔径则更适合新骨组织增殖生长。因此，仿生骨支架的设计及制备成为发挥支架功能的又一重要因素。Paredes等[58]尝试利用DLP制备具有复杂结构的多孔陶瓷，发现相近孔隙率下，孔的尺寸对力学性能影响较小；Lim等[59]发现孔径大小在植入初期可以影响骨再生；Bittner等[60]制备了三层结构的梯度PCL/HA支架，发现梯度支架可以更好匹配植入部位的组织特征。此外，孔隙形貌对生物陶瓷也有影响。Edreira等[61]发现结构中的凹面对细胞有更好的促进作用；Lu等[62]对比了生物陶瓷支架中的六角形结构与曲面结构，发现前者的优化更有利于提升抗压性能，而后者与抗弯性能相关；Kolan等[63]发现，支架的孔隙形状是决定骨再生速率的一个重要因素，而模拟骨小梁的仿生结构与传统点阵结构相比，对细胞增殖具有更好的促进作用。

为了获得性能优异的生物陶瓷结构，需要综合考虑力学性能、孔隙结构和渗透率等[64]。本课题组基于Voronoi原理，提出一种基于可控子空间阵列产生随机离散点集的方法，通过控制子空间阵列分布来控制多孔结构的不规则程度、形态、孔隙率等，并获得了与人体骨小梁相近的结构。对不同参数对应结构的生物相容性进行研究后发现，具有不规则特征的多孔结构具备更好的生物相容性[65]。目前，研究者们正通过优化生物陶瓷的结构以充分发挥其功能，而采用不规则及梯度设计思路被证实是一种行之有效的方法。

3.2 光固化生物陶瓷微结构调控

除了依靠材料自身的改性以满足目标性能，还可通过引入微细孔隙进而改变结构性能。多孔陶瓷与增材制造技术相结合，可以制备具有微米至毫米级特征的大孔以及纳米级特征的小孔。大小孔组合的跨尺度多孔陶瓷，其大孔适用于大分子物质的扩散与传输，小孔则凭借其较高的比表面积以及更多的活性位点，实现微观结构上的功能化。为实现跨尺度孔隙，需要在初始材料端进行改性设计。比较常见的方法为引入造孔剂(牺牲材料)，通过调控造孔剂的添加量与粒径，随后在烧结过程中蒸发或烧尽[66]造孔剂从而形成孔隙。本团队选取Al(OH)3作为造孔剂，ZrO2作为基体材料，制备了复合陶瓷骨支架。不同含量的造孔剂及不同烧结温度下孔隙分布差异明显，因此根据目标参数可以实现较大范围内的调控[67]。霍存宝等[68]认为，增材制造多孔陶瓷主要通过材料改性实现，通过高温不完全烧结与致密化从而产生孔径小于10 μm的微观孔，实现了复合陶瓷材料孔隙的双峰分布；Zhao等[69]提出纤维掺杂与DLP工艺相结合，通过纤维分解挥发形成孔隙，该方法可以制备可控的连通孔隙。但是，造孔剂的分解挥发易造成局部压力过大而产生裂纹缺陷，同时过高的孔隙率也会造成力学性能急剧下降，因此在使用多孔材料改性时，需要将孔隙率保持在合理范围内。

在骨科用途中，微孔在植入的初始阶段可吸收蛋白质、生长素等再生过程中的工作物质，在新生组织长入后又可降低植入陶瓷结构的脆性。细胞实验结果表明，细胞更易于在微孔聚集处生长，表面出现了类似分泌物或绒毛的颗粒，有明显的伪足。陈晨等[70]进一步研究并制备出具有明显梯度孔隙分布的HA基结构，与常规结构相比展现出更好的抗菌特性。

4 结束语

生物陶瓷具有可降解可吸收、良好的骨传导与骨诱导等特性，在组织工程领域具有广阔前景。然而单一的陶瓷材料难以兼顾力学性能与生物相容性，因此生物陶瓷的功能化研究具有重要意义。本文基于光固化陶瓷的改性与结构调控两类功能化方案，得到以下结论：(1)光固化生物陶瓷的材料改性包括陶瓷粉体成分调控以及添加金属功能离子，经过改性的复合材料具备骨诱导、抗菌、促进血管生成等功能；(2)光固化生物陶瓷的表面改性可以保证基体材料结构原有的力学性能，表层功能材料可以修复表面缺陷，改善与细胞接触特性，同时可以承载药物等功能材料，进一步实现功能化；(3)光固化生物陶瓷的功能实现与结构设计密切相关，孔隙率、孔隙形貌、孔隙梯度等因素均会对力学性能与生物相容性产生影响，因此可以在结构设计阶段引入仿生理念；(4)光固化生物陶瓷的微结构调控可以发挥不同孔隙的功能，如分别实现物质传递、细胞黏附等。

人体是一个复杂的体系，目前的研究只是聚焦局部的力学、生物特性，多功能的实现及相互影响机理研究是当前组织工程领域的一个研究难点。具体到生物陶瓷材料方向，有关材料改性、表面改性、结构设计、微结构调控等功能化方法的组合研究是一种行之有效的方法。采用此方法有望充分实现光固化生物陶瓷的功能，并推动其深层次的应用。