面向牙種植體的新型鋯基非晶合金的成血管性能研究

王霏斐 孫玉春 鄭 付 陳 虎 武云舒

35歲以上國(guó)人平均失牙4.7 顆，需及時(shí)進(jìn)行口腔修復(fù)治療[1]。種植修復(fù)不損傷口內(nèi)余留牙，可恢復(fù)較高效率的咀嚼功能，美觀性好、舒適度高，是目前人類(lèi)理想的第三副牙齒。然而當(dāng)牙槽骨寬度不足或缺牙間隙過(guò)小時(shí)，放置標(biāo)準(zhǔn)直徑種植體會(huì)增加種植失敗的風(fēng)險(xiǎn)。因此有學(xué)者建議使用窄直徑種植體（narrow diameter implants，NDIs），以避免骨增量手術(shù)、減少患者痛苦和縮短治療時(shí)間[2]。

通常文獻(xiàn)中將直徑在3.5 mm 以下的種植體定義為NDIs[2]。自骨結(jié)合理論提出以來(lái)，純鈦（Ti）已成為臨床上應(yīng)用最為廣泛的種植材料[3]。然而Ti 機(jī)械強(qiáng)度欠佳，是NDIs發(fā)生機(jī)械并發(fā)癥導(dǎo)致折斷的重要因素[4]。Chrcanovic等在隨訪10099枚種植體的研究中發(fā)現(xiàn)，直徑小的種植體具有更高的折裂風(fēng)險(xiǎn)[5]。因此，亟需尋找更高強(qiáng)度的材料以滿足種植體的應(yīng)力要求。同時(shí)，種植體骨整合主要?dú)v經(jīng)四個(gè)階段：早期血凝塊形成、免疫炎癥反應(yīng)、血管新生和新骨生成[6]。血管新生是骨整合期間新骨形成的關(guān)鍵過(guò)程，新生血管可以為周?chē)?xì)胞提供氧氣和營(yíng)養(yǎng)物質(zhì)以促進(jìn)其增殖和分化，種植體在體內(nèi)功能的發(fā)揮和存活需要植入后快速而穩(wěn)定的血管生成[7]。而血管新生在Ti的骨整合過(guò)程中常常十分缺乏。

非晶合金是由超急冷凝固得到的，短程有序、長(zhǎng)程無(wú)序結(jié)構(gòu)的固態(tài)合金[8]，鋯基非晶合金是以鋯（Zr）為主要合金元素的非晶態(tài)合金材料。得益于其獨(dú)特的原子結(jié)構(gòu)，鋯基非晶合金具有優(yōu)異的強(qiáng)度（約2 GPa）、高彈性應(yīng)變極限（約2%）及相對(duì)較低的彈性模量（約80 GPa）[9]。在各種體系的非晶合金體系中，鋯基非晶合金因其良好的生物相容性，成為研究最多的醫(yī)用非晶合金。有研究發(fā)現(xiàn)，與傳統(tǒng)的316L不銹鋼支架相比，Zr-Cu-Al-Ti-Ni 制成的支架在分支部位的橫截面積僅為316L 不銹鋼支架的1∕3，即在相同的結(jié)構(gòu)強(qiáng)度下可以使用更薄的支架材料制造，從而提高了支架的傳輸性，同時(shí)也降低了再狹窄率的風(fēng)險(xiǎn)[9]。

目前鋯基非晶合金作為醫(yī)用金屬材料的研究主要集中于骨科植入物，尚缺少關(guān)于適用于口腔種植的成分體系報(bào)道，其傳統(tǒng)加工方法成型尺寸也不足以滿足種植體加工要求。目前可滿足成型尺寸≥5 mm 的鋯基非晶合金體系大多含有對(duì)生物有毒副作用的Ni、Be 等元素，不能作為長(zhǎng)期植入物的組成元素。近來(lái)有研究報(bào)道了使用貴金屬元素（Pd、Pt、Au 等）替代Ni、Be 元素，也可滿足其成型尺寸要求，但貴金屬限制了其作為種植材料的大規(guī)模應(yīng)用[12～14]。

為探索鋯基非晶合金作為口腔種植材料的應(yīng)用前景，本研究基于經(jīng)典的凝固理論，構(gòu)建了一種新型（Zr60Cu26Al14）100-xNbx（x=1,3,5 at.%）成分體系，并以Ti為對(duì)照，比較其機(jī)械和成血管性能。

資料和方法

1.非晶合金體系設(shè)計(jì)

根據(jù)日本東北大學(xué)Inoue 在非晶合金體系總結(jié)出的3 條經(jīng)驗(yàn)準(zhǔn)則[14]：①多組元成分；②主要組元的原子尺寸差大于12%；③組元之間具有大的負(fù)的混和焓。本研究選取Zr、Cu、Al 三種元素構(gòu)建非晶合金體系，查表得知各種元素之間的混合焓參照表（表1），從表中我們可以看到Zr-Cu-Al 合金體系具有高的混合焓，合金原子間鍵的作用力更大，在凝固過(guò)程中，原子間擴(kuò)散更不容易，以形成非晶結(jié)構(gòu)。表2 所示是各元素之間的原子半徑差，Zr-Cu-Al 之間的原子半徑差較大，基本符合原子半徑大于12%的經(jīng)驗(yàn)法則。因此，本研究選擇Zr-Cu-Al 體系作為研究對(duì)象。

表1 [18] 元素混合焓

表2 [18] 元素原子半徑差

經(jīng)查閱，鈮(Nb)可以顯著增強(qiáng)鋯基非晶合金的可塑性[15,16]，增強(qiáng)氧化鋯生物材料的骨誘導(dǎo)性能且無(wú)顯著致敏性[17]，且目前尚無(wú)含鈮鋯基非晶在牙種植應(yīng)用的報(bào)道，因此，本研究擬構(gòu)建Zr-Cu-Al-Nb體系，制備面向牙種植的新型含鈮鋯基塊體非晶合金材料。

2.材料制備

選用純度高于99.95%的Zr、Cu、Al、Nb 金屬塊體為原材料，標(biāo)稱(chēng)成分為（Zr60Cu26Al14）100-xNbx（x=1,3,5 at.%）。在高純氬氣保護(hù)氛圍中使用電弧熔煉母合金鑄錠，反復(fù)熔煉6 次，確保獲得母合金鑄錠成分均勻。合金完全熔化后并保持30 s 保溫，打開(kāi)真空容器與銅模之間的閥門(mén)，熔化室和銅模之間的壓力差推動(dòng)合金熔體瞬間充滿銅模內(nèi)腔并快速冷卻，由此制備出直徑為3 mm、5 mm、7 mm 的非晶合金棒材。

3.材料物理性能表征

（1）微觀結(jié)構(gòu)和元素組成：在相同的工藝條件下，采用金剛石切割機(jī)將Zr-BMG 制備為厚度2 mm的樣品，樣品的相組成采用X 射線衍射儀（Bruker D8 Advance）驗(yàn)證；樣品的元素組成采用X射線光電子能譜（Thermo Scientific ESCALAB 250X）對(duì)樣品進(jìn)行測(cè)試，檢測(cè)條件：Al Kα激發(fā)源，真空室氣壓＜2×10-6Pa。所需XPS標(biāo)準(zhǔn)譜線數(shù)據(jù)引自XPS手冊(cè)。

（2）機(jī)械性能：采用金剛石切割機(jī)將 Ti（直徑5 mm，長(zhǎng)度20 cm，由北京佳銘鉑業(yè)有色金屬有限公司提供）、Zr-BMG 切割成為?5 mm×10 mm、?5 mm×3 mm 的樣品，其中長(zhǎng)10 mm 的樣品使用萬(wàn)能力學(xué)試驗(yàn)（Instron 5967）進(jìn)行室溫單軸準(zhǔn)靜態(tài)壓縮實(shí)驗(yàn)，壓縮速率為0.5 mm∕min。每種材料使用5 個(gè)樣品進(jìn)行重復(fù)實(shí)驗(yàn)。

4.生物相容性

實(shí)驗(yàn)用含10%胎牛血清的內(nèi)皮細(xì)胞培養(yǎng)基，在37°C、5% CO2培養(yǎng)箱中培養(yǎng)HUVECs，2-3天傳代一次。采用金剛石切割機(jī)將Ti、Zr-BMG 切割成為?5 mm×1 mm 的樣品，使用Ti、Zr-BMG 合金樣品酒精浸泡紫外線照射消毒后置于96 孔板內(nèi)培養(yǎng)細(xì)胞，每種材料設(shè)置三組平行樣品。各孔加入5×103個(gè)細(xì)胞在恒溫培養(yǎng)箱中分別培養(yǎng)1、3、5、7 天。到達(dá)時(shí)間點(diǎn)后，棄凈培養(yǎng)基并用磷酸鹽緩沖液充分沖洗樣品表面。在每孔滴加10% CCK-8 試劑的培養(yǎng)基200 μL，再將其在37°C 培養(yǎng)箱中避光孵育1 h，然后每孔取100 μL 溶液用酶標(biāo)儀（Infinite M200 型），測(cè)定其在450 nm波長(zhǎng)處的吸光度（OD）值。

5.成血管性能

（1）浸提液制備：依據(jù)ISO 10993-12-2021，浸提液體積與試樣材料的表面積之比為3:2，細(xì)胞培養(yǎng)液（含有10% FBS、青霉素和鏈霉素的內(nèi)皮細(xì)胞培養(yǎng)基）作為浸提液介質(zhì)。在含5% CO2，37℃的孵箱中浸提72 h。使用丙酮及去離子水清洗切割完成的試樣，然后在75%酒精浸泡24 h，最后用紫外線照射滅菌處理2 h。最后將試樣放置在離心管中，加入一定量的細(xì)胞培養(yǎng)液，將離心管密封，浸提72 h。制備成功的浸提液需要在在4℃溫度下保存并且必須在24 h內(nèi)使用。

（2）血管樣結(jié)構(gòu)形成實(shí)驗(yàn)：取生長(zhǎng)良好的HUVECs 接種于6 孔板，貼壁后加入材料浸提液提前干預(yù)24 h。實(shí)驗(yàn)前一天將基質(zhì)膠埋于冰里，并于4℃冰箱過(guò)夜緩慢融化，基質(zhì)膠用預(yù)冷槍頭混勻。第二天待基質(zhì)膠凍融后，在預(yù)冷的48 孔板每孔加入50 uL 基質(zhì)膠，沿48 孔板孔壁緩緩加入，鋪板后于4℃放置15 min，后轉(zhuǎn)入室溫放置30 min 平衡后，在37℃孵箱放置45 min。當(dāng)HUVECs 長(zhǎng)滿6 孔板的70%～80%時(shí)，消化重懸，每孔加入50 μL 重懸液，每組設(shè)置3 個(gè)復(fù)孔，置于37℃、CO2培養(yǎng)箱孵育。選取2 h，4 h，6 h 三個(gè)時(shí)間點(diǎn)，顯微鏡下持續(xù)觀察HUVECs 的成管過(guò)程。最終選取4 h 時(shí)，倒置顯微鏡下觀察內(nèi)皮細(xì)胞在膠原表面形成小管樣結(jié)構(gòu)情況，每孔隨機(jī)選取5 個(gè)視野，使用Image J 軟件對(duì)總的血管長(zhǎng)進(jìn)行統(tǒng)計(jì)學(xué)分析。

（3）細(xì)胞遷移實(shí)驗(yàn)：在12 孔板底部外面用馬克筆沿每孔的中部上下各畫(huà)一道橫線，兩線相距0.5 cm，取生長(zhǎng)良好的HUVECs 接種于12 孔板，貼壁后加入Zr-BMG 和Ti 的材料浸提液處理24 h，每組設(shè)置3個(gè)復(fù)孔。細(xì)胞長(zhǎng)滿后，直尺垂直底部直線放置于12孔板上，在每孔中部左右兩側(cè)各用200 uL 槍頭沿直尺劃痕，劃痕時(shí)槍頭盡量垂直于12 孔板。用PBS 沖洗3 遍，洗凈劃痕掉落的細(xì)胞，加入無(wú)血清培養(yǎng)基，每孔拍照3 個(gè)區(qū)域，即為0 h 的圖像。37℃、5% CO2環(huán)境下培養(yǎng)，于12 h 后分別拍照記錄。通過(guò)Image J 測(cè)定各細(xì)胞劃痕間距，各組細(xì)胞分別計(jì)算遷移率。細(xì)胞遷移率=（0 h 劃痕寬度-培養(yǎng)后劃痕寬度）∕0 h 劃痕寬度。

（4）RT-qPCR 檢測(cè)：①實(shí)驗(yàn)過(guò)程：取生長(zhǎng)良好的HUVECs 接種于6孔板，過(guò)夜后加入Zr-BMG 和Ti的材料浸提液預(yù)處理24 h。提取細(xì)胞RNA 后，使用nanodrop 8000 測(cè)定RNA 濃度。使用10 uL 體系進(jìn)行逆轉(zhuǎn)錄，進(jìn)行實(shí)時(shí)定量PCR（Quantitative Realtime PCR），反應(yīng)條件為預(yù)變性95℃10 min，變性95℃ 5sec，退火及延伸60℃ 1 min，共40 個(gè)循環(huán)。以GAPDH的表達(dá)水平為內(nèi)參照，設(shè)定對(duì)照組與實(shí)驗(yàn)組時(shí)，實(shí)驗(yàn)組基因相對(duì)于對(duì)照組的表達(dá)公式為2-△△CT=2-(△Ct實(shí)驗(yàn)組-△Ct對(duì)照組)。根據(jù)三次獨(dú)立實(shí)驗(yàn)的結(jié)果，計(jì)算均值與標(biāo)準(zhǔn)差，繪制數(shù)據(jù)圖。②引物序列：a.人GAPDH 上 游∕下 游：5'-TCATTGACCTCAACT ACATG-3'∕5'-TCGCTCCTGGAAGATGGTGAT-3'；b.人ANG2 上游∕下游：5'-CAACACTCAGTGGCTAAT GAAG-3'∕5'-GCATTCTGCTGTATCTCTACCA-3'；c.人VEGF 上游∕下游：5'-ATCGAGTACATCTTCAAG CCAT-3'∕5'-GTGAGGTTTGATCCGCATAATC-3'；d.人APLN 上 游∕下 游：5'-CAGAGGGTCAAGGAAT GGG-3'∕5'-GAAAGGCATGGGTCCCTTAT-3'

6.統(tǒng)計(jì)學(xué)分析

實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)均以均數(shù)±標(biāo)準(zhǔn)差（Mean±SD）表示，用Graph Prism 8.0 進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析，使用非配對(duì)t檢驗(yàn)進(jìn)行組間比較。檢驗(yàn)標(biāo)準(zhǔn)：P＜0.05 時(shí)差異有顯著性（*），P＜0.01（**），P＜0.001（***）。

結(jié) 果

1.Zr-BMG的微觀結(jié)構(gòu)和元素組成

利用銅模吸鑄法制備的?3 mm、?5 mm、?7 mm的非晶合金樣品如圖1 所示。其中，當(dāng)x=1 時(shí)，Zr-BMG 形成非晶結(jié)構(gòu)的臨界尺寸可達(dá)?7 mm，其他比例成分的Zr-BMG 臨界尺寸均達(dá)到?5 mm。圖2 是Zr-BMG 不同直徑樣品的XRD 衍射對(duì)比圖譜，?3 mm、?5 mm的樣品XRD 均為“饅頭峰”；當(dāng)樣品直徑達(dá)到7 mm，只有x=1時(shí)，樣品才是完全的非晶相，其他成分比例均出現(xiàn)了尖銳的衍射峰，表明此時(shí)的合金試樣在快速冷卻過(guò)程中內(nèi)部析出了晶體相。XPS結(jié)果（圖3）顯示，Zr-BMG 樣品成分與預(yù)先設(shè)計(jì)的一致。

圖1 銅模吸鑄法制備的?3 mm、?5 mm、?7 mm的非晶合金樣品

圖2 ?3 mm、?5 mm、?7 mm非晶合金樣品的XRD圖譜

圖3 Zr-BMG的XPS圖譜

2.Zr-BMG的機(jī)械性能

圖4 是Zr-BMG 和Ti 室溫壓縮時(shí)的應(yīng)力—應(yīng)變曲線，表4 總結(jié)了其壓縮斷裂強(qiáng)度（σmax）和彈性應(yīng)變率（σe）。材料力學(xué)性能指標(biāo)中σmax 反映了材料對(duì)塑性變形和裂紋擴(kuò)展的阻力。結(jié)果顯示，非晶結(jié)構(gòu)的合金顯示出高壓縮斷裂強(qiáng)度，最高可達(dá)到1630.52±62.00 MPa，為T(mén)i 的2.89 倍；最低也可至1102.23±27.50 MPa，為T(mén)i的2.00 倍。同時(shí)，Zr-BMG的彈性應(yīng)變段與Ti 相似，說(shuō)明其具有良好的可加工性能。

圖4 Zr-BMG及Ti的壓縮應(yīng)力應(yīng)變曲線

表3 Zr-BMG及Ti的力學(xué)性能

3.Zr-BMG的生物相容性

如圖5 所示，Zr-BMG 對(duì)HUVECs 在1、3、5、7天時(shí)增殖的影響與Ti無(wú)異。（P＞0.05），且各組樣品表面細(xì)胞數(shù)量均隨培養(yǎng)時(shí)間延長(zhǎng)而明顯增大。

圖5 Zr-BMG和Ti對(duì)HUVECs增殖的影響

4.成血管性能

（1）血管樣結(jié)構(gòu)生成實(shí)驗(yàn)：如圖6所示，2 h時(shí)細(xì)胞分散分布，未見(jiàn)血管樣結(jié)構(gòu)形成；4 h 時(shí)細(xì)胞形成分支相互連接成完整的網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)；6 h 細(xì)胞雖形成完整的網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)，但是已經(jīng)出現(xiàn)了一些散在的細(xì)胞，細(xì)胞的線樣結(jié)構(gòu)也已經(jīng)斷裂，再隨著時(shí)間延長(zhǎng)細(xì)胞逐漸聚集成團(tuán)，網(wǎng)管狀結(jié)構(gòu)消失。因此本實(shí)驗(yàn)選擇4 h作為觀察時(shí)間點(diǎn)。

圖6 2 h、4 h和6 h后經(jīng)Ti浸提液處理的同一視野下血管樣結(jié)構(gòu)生成圖像

如圖7 所示，相比于Ti，經(jīng)Zr-BMG 浸提液處理的細(xì)胞在4h 形成的微血管網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)更多、分布范圍更廣、散在的細(xì)胞更少。對(duì)總管腔長(zhǎng)度、網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)數(shù)量及主要結(jié)點(diǎn)數(shù)量進(jìn)行統(tǒng)計(jì)學(xué)分析，結(jié)果如圖8 所示，在本實(shí)驗(yàn)條件下，Zr-BMG 具有顯著的促進(jìn)血管生成的能力（P＜0.05）。

圖7 4 h后經(jīng)Zr-BMG和Ti浸提液處理的HUVECs血管樣結(jié)構(gòu)生成圖像

圖8 管腔總長(zhǎng)度、節(jié)點(diǎn)數(shù)及管腔數(shù)統(tǒng)計(jì)學(xué)分析

（2）劃痕實(shí)驗(yàn)：用Ti、Zr-BMG 制成的材料浸提液對(duì)細(xì)胞干預(yù)后，劃痕實(shí)驗(yàn)結(jié)果如圖9 所示。相比于Ti，Zr-BMG 浸提液制成的條件培養(yǎng)基有顯著促進(jìn)HUVECs 劃痕愈合的作用。當(dāng)x=1 時(shí)，二者的差異具有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義（P＜0.05）。

圖9 Zr-BMG與Ti的劃痕實(shí)驗(yàn)結(jié)果與統(tǒng)計(jì)學(xué)分析

3.RT-qPCR結(jié)果

細(xì)胞經(jīng)浸提液誘導(dǎo)后成血管相關(guān)mRNA表達(dá)量如圖10 所示。本研究檢測(cè)了與血管生成有關(guān)的VEGF、ANG2、APLN 因子的表達(dá)量，通過(guò)分析可以發(fā)現(xiàn)經(jīng)Zr-BMG 浸提液處理的細(xì)胞，24 h 后相關(guān)因子表達(dá)顯著升高，二者具有統(tǒng)計(jì)學(xué)差異（P＜0.05）。

圖10 Zr-BMG和Ti浸提液對(duì)成血管相關(guān)基因表達(dá)量的影響

討 論

種植材料在無(wú)毒、無(wú)致敏、無(wú)致癌致畸的生物安全性基礎(chǔ)上，應(yīng)著重提高種植材料力學(xué)性能、骨整合能力，以達(dá)到提高骨結(jié)合率、延長(zhǎng)種植體使用壽命的目的[3]。目前Ti 已經(jīng)成為臨床上應(yīng)用最廣泛的種植材料，但臨床上仍約有10%的患者會(huì)有不同的并發(fā)癥，引起這些并發(fā)癥的原因有Ti 機(jī)械強(qiáng)度欠佳、促骨結(jié)合能力不足等。

目前已有研究指出，可以使用更高強(qiáng)度的材料替代Ti 以降低發(fā)生機(jī)械并發(fā)癥的風(fēng)險(xiǎn)。Kobayashi等[20]首次提出在Ti 中添加安全無(wú)毒的Zr 元素以制備鈦鋯合金（Ti-Zr）種植體，可以有效提高機(jī)械強(qiáng)度，在窄直徑種植體領(lǐng)域受到廣泛關(guān)注。然而，鈦鋯合金(13% Zr)的強(qiáng)度僅可達(dá)Ti 的1.4 倍，Ti-Zr 種植體可達(dá)到的最小直徑為3.3 mm，在咬合力大的區(qū)域、牙間隙不足或骨量嚴(yán)重不足的區(qū)域應(yīng)用仍存在限制。本研究設(shè)計(jì)構(gòu)建的新成分體系強(qiáng)度可達(dá)Ti的2.00～2.89 倍。因此，這種合金有潛力制作出直徑更小的種植體應(yīng)用于后牙區(qū)域，可以有效解決后牙骨量不足、與鄰牙間隙過(guò)小等問(wèn)題，減少骨增量手術(shù)的可能，縮短治療周期。

同時(shí)，根據(jù)Branemark[6]的骨結(jié)合理論，提高種植材料誘導(dǎo)血管生成的能力，也可以增加其臨床應(yīng)用范圍。當(dāng)前，改善種植體骨結(jié)合能力的方法主要是種植體表面處理技術(shù)，如Guida[21]等對(duì)Ti進(jìn)行陽(yáng)極氧化處理，發(fā)現(xiàn)在陽(yáng)極氧化處理后的鈦片上生長(zhǎng)的I型膠原蛋白量與對(duì)照組表面上生長(zhǎng)的含量更高。但這些方法主要是通過(guò)鈦及鈦合金的表面處理來(lái)改善其生物性能，但表面結(jié)構(gòu)與種植體連接結(jié)構(gòu)薄弱，加工工藝復(fù)雜、成本較高，且未能從根本解決骨結(jié)合效率低的問(wèn)題。本研究利用非晶合金可以通過(guò)引入不同元素以實(shí)現(xiàn)性能優(yōu)化的特點(diǎn)，排除了生物相容性不佳的Ni、Be 等元素后，探索了一種新的成分體系。在可滿足加工成為種植體的尺寸要求的基礎(chǔ)上，實(shí)現(xiàn)了材料本身促血管生成能力的提升，減少了表面處理步驟，可以有效避免因表面結(jié)構(gòu)連接薄弱而導(dǎo)致的種植并發(fā)癥。

由數(shù)據(jù)可見(jiàn)，隨著Nb含量的增加，Zr-BMG 的非晶形成能力減弱，但壓縮斷裂強(qiáng)度增強(qiáng)，因此尚需進(jìn)一步探索用于NDIs 的最適成分體系。同時(shí)，依據(jù)GB∕T 37782-2019，應(yīng)用于種植體的新材料尚需全面的性能檢測(cè)，如種植體需要具備良好的疲勞壽命、抗腐蝕性能等，以保證其長(zhǎng)期使用的可靠性。種植體在使用過(guò)程中將不斷受到往返的壓力和應(yīng)力，需要具備足夠的疲勞強(qiáng)度，以確保其在長(zhǎng)期使用過(guò)程中不會(huì)出現(xiàn)疲勞斷裂等失效問(wèn)題。在本研究中，因電弧熔煉∕銅模吸鑄方法制作的材料形狀受限，無(wú)法加工出三點(diǎn)彎曲實(shí)驗(yàn)的標(biāo)準(zhǔn)樣品，材料的彎曲模量、抗彎折強(qiáng)度、抗腐蝕性能等性能指標(biāo)尚未檢測(cè)。因此，本研究構(gòu)建的新型材料尚需在未來(lái)研究中進(jìn)行機(jī)械性能的進(jìn)一步檢測(cè)。

從本研究的實(shí)驗(yàn)結(jié)果來(lái)看，（Zr60Cu26Al14）100-xNbx（x=1, 3, 5 at.%）非晶合金擁有良好的生物相容性及顯著的促血管生成能力，在口腔醫(yī)學(xué)新材料方面有較廣闊的應(yīng)用前景，但要作為口腔植入材料應(yīng)用于臨床還需要進(jìn)一步的觀察研究。本研究使用HUVECs 建立體外模型檢測(cè)新型Zr-BMG 的促血管生成能力，但仍然需要建立體內(nèi)模型驗(yàn)證。構(gòu)建合適的頜骨拔牙后微型種植體植入的大鼠模型并使用Micro-CT、硬組織磨片等手段評(píng)估材料的骨結(jié)合性能將是本課題未來(lái)需要完善的內(nèi)容。同時(shí)，鋯基非晶合金的臨床應(yīng)用需要通過(guò)大量的臨床實(shí)驗(yàn)來(lái)證實(shí)其安全性和有效性，未來(lái)可以開(kāi)展更多研究工作，包括臨床試驗(yàn)、長(zhǎng)期隨訪等，以進(jìn)一步證實(shí)鋯基非晶合金在牙種植體領(lǐng)域中的應(yīng)用潛力。

本研究構(gòu)建的新型鋯基非晶合金體系具有高強(qiáng)度、加工性能優(yōu)良的特點(diǎn)，生物相容性與Ti 沒(méi)有顯著性差異，具有作為生物植入物的潛力。同時(shí)，與Ti相比，Zr-BMG 的材料浸提液具有顯著的促進(jìn)血管生成的能力，可以加速骨整合初期的血管生成。因此，Zr-BMG 有望成為傳統(tǒng)純鈦種植體之外的一個(gè)新的選擇，使植義齒修復(fù)更加簡(jiǎn)便、美觀、耐用。