本文以干燥法改變豬股骨材料的水分含量，并對其進行納米壓痕、往復滑動摩擦磨損、沖擊磨損實驗，研究了水含量對豬股骨材料生物摩擦學行為的影響。實驗結果表明，水含量對豬股骨樣品的力學及摩擦學行為具有重要的影響。本實驗條件下，豬股骨樣品的硬度和彈性模量隨水含量的降低而增大，而其摩擦學性能隨著水含量的降低而明顯下降。水含量下降導致骨組織粘彈性降低，并使得骨組織樣品在外加載荷作用下表現出不同的損傷機制。
引用本文： 陳亮宇, 趙婧, 何澤棟, 李科, 翁杰. 水含量對骨組織生物摩擦學行為的影響. 生物醫學工程學雜志, 2016, 33(3): 466-472. doi: 10.7507/1001-5515.20160079 復制
引言
骨骼作為人體的支架擁有良好的力學性能[1]，骨骼系統中存在的很多生物摩擦副(關節摩擦副)往往因疾病、創傷、功能退化或先天異常等原因受到損傷而喪失其原有的功能，是威脅人類健康的嚴重問題之一，每年有數以百萬計的患者因創傷、感染等原因造成大的骨缺損，需要接受手術治療[2]。應用人工骨修復、替換人體病變或損傷組織器官，是臨床醫學中的有效治療途徑。人體骨組織與植入體之間構成典型的生物摩擦副，其摩擦界面間存在生命物質交換，如水、蛋白質、 礦物等，會對其生物摩擦學行為有重要影響，即骨組織的生物活性對其生物摩擦學行為有重要影響。
人體環境中體液約占機體重量的60%，體液中含有大量的水分。水分作為生命體中不可缺少的一部分，在生物組織中的含量直接影響了生命活動[3]。在摩擦磨損過程中，水分直接參與到整個過程中并發揮其相應的作用。當實驗樣品脫離生命體以后，其水含量隨時間的推移會發生變化，一些原有的生物活性行為逐漸喪失，這必然導致骨組織樣品本身摩擦學行為的變化。因此，在骨組織生物摩擦學實驗研究中需要特別注意水含量的問題，即水含量的變化如何影響骨組織的生物學性能和生物力學行為并最終影響其生物摩擦學行為。盡管骨骼是人體中含水量最低的組織之一，但水在骨組織中仍以三種形式存在：流動水，即在骨組織中的哈弗氏管和伏克曼管呈液態流動的水；親和水，由于水的極性同親水膠原蛋白或帶電的礦物質化學鍵結合的水；結晶水，參與構成膠原蛋白和礦物質的晶格水[4-5]。國內外已經有眾多學者開展了水含量對骨組織影響的研究。Braidotti等[6]通過掃描電鏡觀察浸潤和干燥條件下的人股骨彎曲斷裂面，發現干燥后的骨組織被拉扯出更多的纖維束并且兩個骨片之間的連接膠原纖維出現硬化現象。Garner等[7]研究發現人體密質骨的粘彈性隨著水含量的降低呈明顯的下降趨勢。Nyman等[8]研究發現人體密質骨的強度和韌度隨著水含量的降低發生明顯變化，例如：去除與膠原蛋白結合的水分將使骨組織的強度和剛度增加而韌度降低；去除礦物中的結晶水很可能使強度和韌度均降低。但值得注意的是，關于骨組織自身水含量變化對其生物摩擦學行為的影響的研究鮮見報道，因此開展水含量對骨組織的生物摩擦學行為的研究具有一定的創新性。
本文主要以新鮮豬股骨為研究對象，通過干燥手段改變豬股骨中的水含量，并以新鮮股骨為對照，對比考察其力學性能和摩擦學行為方面的差異，研究并揭示水分對離體豬股骨生物力學性能和摩擦學行為的影響和作用機制，這將對深入認識天然生物體材料與工程材料摩擦學特性的本質區別有重要意義，同時也為骨組織修復和人工骨的研制等技術創新提供重要的理論基礎。
1 材料與方法
1.1 材料及制備
本實驗中使用的樣品均來自同一根新鮮的豬股骨，在豬股骨骨干部位截取樣品，并取密質骨橫斷面為待測平面，對截取下的骨組織進行清洗處理，去除碎肉、骨膜、骨髓，并用定性濾紙將表面的水吸干。將清洗好后的骨組織分為兩半，其中一半用于制作實驗樣品，另一半分別在60 ℃和120 ℃干燥箱內放置24 h進行干燥處理，以分析天平對干燥前后的骨組織進行稱重，干燥前后其重量的差值占原重量的百分比為脫水量，每組干燥條件下的實驗均重復5次以上并取均值，以保證測試結果的準確性。結果得出，60 ℃和120 ℃干燥24 h后骨組織的脫水量分別約為10%和15%。實驗樣品制備過程如圖 1所示，首先骨組織需要進行包埋，包埋材料采用自凝型義齒基托樹脂，凝固后加工成40 mm×19 mm×19 mm的實驗樣品，樣品表面還要進行打磨和拋光。將拋光完成后的樣品分為三組，分別為新鮮組、60 ℃組和120 ℃組，其中新鮮組不再進行任何處理，60 ℃組和120 ℃組分別放入對應溫度的干燥箱內干燥24 h。
圖1
樣品制備
Figure1.
Sample preparation
1.2 實驗方法
在納米壓痕測試系統(T750,Hysitron,USA)上測定新鮮和干燥樣品的納米硬度和彈性模量，采用金剛石Berkovich針尖，最大載荷為1×10-2 N，加載卸載速率為5×10-3 N/s，保載時間為10 s。隨機選取哈佛氏管并在距其邊緣約30 μm的哈佛氏骨板處進行9次納米壓痕實驗，形成一個3×3的矩陣網格。利用測試的載荷―位移(P-h)曲線，通過Oliver-Pharr(O＆P)方法[9-10]，可以得到骨組織表面硬度和彈性模量。其中，接觸深度hc是通過卸載曲線用下式計算的：
| ${{h}_{c}}=h-\varepsilon \frac{P(h)}{S}$ |
式中，h是最大壓入深度，P是對應載荷，ε是一個修正系數(對Berkovich壓頭是 0.75) ，S是卸載曲線的斜率(S=dP/dt)。再根據接觸面積函數：
| ${{A}_{c}}=20.53{{({{h}_{c}}+12.3) }^{2}}$ |
可以得到硬度(H)與簡約彈性模量(Eτ)，計算公式如下：
| $H=\frac{P}{{{A}_{c}}}$ |
| ${{E}_{\tau }}=\frac{S\sqrt{\pi }}{2\sqrt{{{A}_{c}}}}$ |
簡約彈性模量Eτ與骨組織的彈性模量E的關系為，這里υ與υi分別為骨組織與壓頭的泊松比，Ei為壓頭的彈性模量。式中的載荷P取最大位移處的載荷。
在多功能摩擦磨損試驗機(UMT-3,Bruker,GER)上進行往復滑動摩擦學實驗，采用球/平面接觸方式，對磨副為直徑11 mm的氧化鋯陶瓷球(硬度為HV50g 1 800，表面粗糙度Ra約0.03 μm)。往復摩擦實驗的主要參數：法向載荷(Fn)為20 N、40 N和60 N；位移幅值為2 mm；頻率f=0.5 Hz；實驗時間t=30 min。實驗環境為干態，正常大氣壓，室溫(22±3) ℃，相對濕度(relative humidity,RH)=50%～60%。沖擊磨損實驗在自制的沖擊磨損試驗機上進行，采用球/平面接觸方式，對磨副同為直徑11 mm的氧化鋯陶瓷球。實驗主要參數：法向載荷(Fn)為40 N；沖擊次數N=2×104，4×104次；沖擊頻率f=10 Hz。實驗環境為正常大氣壓，室溫(22±3) ℃，RH=50%～60%。考慮到生物樣品具有一定的分散性，本研究對每種參數下的實驗均重復4次以上，以保證實驗結果的重復性。摩擦磨損實驗后采用光學顯微鏡(optical microscope,OM)(BX60M,Olympus,JPN)及掃描電子顯微鏡(scanning electron microscope,SEM)(JSM-6610型,JEOL,JPN)觀察磨痕形貌，用輪廓儀(NanoMap500DLS,AEP Technology,USA)測繪磨痕橫截面輪廓并測量磨痕深度。
2 結果與討論
2.1 力學性能
新鮮組、60 ℃組和120 ℃組的豬股骨樣品表面的納米硬度和彈性模量測試結果如圖 2所示，可以看出，新鮮組樣品納米硬度平均值為0.60 GPa，而60 ℃組和120 ℃組樣品的納米硬度平均值分別為1.00 GPa和1.23 GPa；此外，新鮮組樣品彈性模量平均值為23.60 GPa，而60 ℃組和120 ℃組樣品的彈性模量分別增大為26.9 GPa和32.0 GPa。由此可見，兩種干燥組樣品的納米硬度及彈性模量值均較新鮮組高，即豬股骨樣品的納米硬度及彈性模量值會隨著干燥程度的升高而增大，這可能與骨組織中的蛋白在脫水后硬化有關。
圖2
三種樣品表面的納米硬度和彈性模量
Figure2.
Nanoindentation hardness and elastic modulus of the three samples
2.2 滑動摩擦磨損行為
不同法向載荷下新鮮組和兩種干燥組樣品的摩擦系數曲線如圖 3所示，可以看出，不同法向載荷下新鮮組和60 ℃組樣品的摩擦系數非常接近，其摩擦系數穩定值基本處于0.05~0.15區間的較低值。相比之下，120 ℃組樣品的摩擦系數穩定值明顯較高，處于0.25~0.30區間。
圖3
三種樣品在不同法向載荷下的摩擦系數曲線
Figure3.
Friction coefficients of the three samples under different normal loads
進一步采用SEM對磨痕微觀形貌進行分析，如圖 4所示為法向載荷為20 N條件下新鮮組和干燥組樣品的磨痕形貌。可以看出，新鮮組樣品磨痕端部僅有少量的磨屑堆積，磨痕中部可觀察到輕微的犁溝以及磨屑黏附的痕跡，表明新鮮樣品的磨損機制主要為輕微的磨粒磨損及粘著磨損。相比之下，60 ℃組磨痕端部的磨屑堆積略微增多，且磨屑存在一定程度的粉末化現象，但磨痕中部明顯較為光滑，幾乎未能觀察到明顯的犁溝或磨屑黏附的痕跡，其磨損機制主要為非常輕微的磨粒磨損。而對于120 ℃組，磨痕端部存在大量的粉末化磨屑堆積，磨痕內部能觀察到大量垂直于骨板間隙的微裂紋的形成，隨著磨損的進行,這些微裂紋會快速擴展，并相互連接貫通造成明顯的磨屑剝落，因此其磨損機制以磨粒磨損、疲勞磨損和剝落為主。
圖4
往復滑動磨痕形貌SEM照片
Figure4.
SEM images of the reciprocating sliding wear scars
磨痕深度的測量結果如圖 5所示，不同法向載荷下60 ℃組樣品的磨痕深度僅較新鮮樣品的略大，且兩者的磨痕深度隨法向載荷的增大僅略微增大。相比之下，120 ℃組樣品的磨痕深度明顯較高，且隨著法向載荷增大到40 N和60 N時，其磨痕深度急劇增大，表明120 ℃組樣品的磨損明顯比新鮮組和60 ℃組樣品嚴重，且對外加載荷更加敏感。
圖5
三種樣品的最大磨痕深度
Figure5.
Maximum wear depth of the three samples
綜合以上結果，可以得出，新鮮組樣品與60 ℃組樣品的摩擦磨損特性非常接近，這主要是由于60 ℃干燥后的樣品中的水分沒有過多損失，骨組織生物活性沒有受到明顯破壞，因此，其與新鮮樣品的摩擦磨損行為較為接近。盡管如此，兩者仍存在輕微的區別，主要體現在60 ℃組樣品的磨損略為嚴重，磨屑粉末化現象較明顯且磨屑易于從磨痕兩端排出，磨痕內部無明顯的磨屑黏附。其主要原因是新鮮樣品粘彈性較好，耐磨性能較好，且磨損產生的磨屑黏附性較高，而干燥后樣品水含量的降低，會使得骨組織的硬度和彈性模量明顯升高，粘彈性降低，導致表層的塑性能力變差，脆性變強，其磨損也將加重，磨屑粉末化現象明顯。但對于120 ℃組樣品，高溫導致其水含量進一步減少，生物活性遭到一定的破壞，粘彈性大幅降低，塑性能力變得更差，這使得樣品在摩擦加載的早期剛度會快速丟失，摩擦系數快速增大并處于較高值[11]。同時，高溫干燥后骨組織脆性增大則會導致磨損過程中微裂紋易萌生并在兩相鄰骨板間快速擴展[12]，最終導致樣品磨損嚴重，且磨損量隨著法向載荷的增大而急劇增大。
2.3 沖擊磨損特性
人體在運動時，骨骼系統承受著沖擊載荷的影響，因此進一步對新鮮組和兩種干燥處理組樣品的沖擊磨損特性進行對比研究。圖 6所示為三種樣品分別在2×104和4×104次沖擊后的磨痕中部橫截面輪廓曲線，可見2×104次沖擊后60 ℃組和120 ℃組干燥樣品的最大磨痕深度接近，均較新鮮組樣品的深；隨著沖擊次數進一步增加為4×104次，新鮮組樣品的最大磨痕深度沒有明顯增加，而60 ℃組磨痕深度僅略為增大，但120 ℃組樣品隨沖擊次數增加其磨痕深度急劇增大，且磨痕內部輪廓變得非常不平整，磨痕邊緣及中部均有明顯的隆起。
圖6
沖擊磨痕輪廓曲線
Figure6.
Profiles of the impact wear scars
圖 7所示為4×104次沖擊后三種樣品的磨痕全貌光學照片及磨痕邊緣SEM照片。可以看出，新鮮樣品磨痕中部區域較為平整，磨痕邊緣處僅可觀察到沿圓周方向的較為均勻的微裂紋，表明新鮮組樣品在反復沖擊作用下發生較為均勻的塑性變形。而60 ℃組樣品的磨痕損傷明顯較重，磨痕中部區域可觀察到明顯的褶皺及裂紋，磨痕邊緣區域的形貌也可觀察到明顯方向不一致且分布不均勻的裂紋。相比之下，120 ℃組樣品在反復沖擊作用下發生了明顯的疲勞磨損和剝落，磨痕內部可以觀察到大量的裂紋及沖擊剝離的磨屑。
圖7
沖擊磨痕OM和SEM照片(沖擊次數：4×104次)
Figure7.
OM and SEM images of the impact wear scars
因此，沖擊磨損實驗與前面的納米壓痕及往復滑動摩擦學實驗有很好的對應性，均能很好地反映水含量對骨組織摩擦學行為的影響：新鮮樣品具有良好的摩擦磨損性能，60 ℃組樣品次之，而120 ℃組樣品的摩擦學性能急劇下降，即骨組織樣品的摩擦學性能隨著樣品水含量的喪失明顯降低。結合文獻關于骨組織結構方面的分析報道[6, 8, 13]，可以推測失水使得骨組織的結構及性能逐漸發生改變，蛋白硬化，粘彈性降低，這將導致骨組織在應對外加載荷作用時表現出不同的損傷機制。研究表明骨組織中骨板之間的連接方式為膠原蛋白纖維束網連接加固，而膠原蛋白對水含量比較敏感，因此水含量的減少將引起膠原蛋白硬化，并可能導致骨板之間的連接強度下降，最終造成骨組織的力學及摩擦學性能下降。
假設兩骨板之間被一條膠原蛋白纖維束連接，可以采用簡化的模型來模擬骨板之間的微觀連接，以模擬其粘彈性[13]，其中彈簧E0表示模型長時間狀態下保持平衡的能力，E1和阻尼η表示粘彈性機制，并由此闡述水含量變化對骨組織力學及摩擦學性能的影響，如圖 8所示。新鮮骨組織樣品的粘彈性較好；但當60 ℃干燥后，隨著水分的喪失，粘彈性降低，η值降低；而當120 ℃干燥后，骨組織含水量明顯減少，膠原蛋白纖維束硬化嚴重，粘彈性嚴重下降，η值進一步降低。因此，當外加載荷作用在骨組織表面時，新鮮的樣品能吸收和儲存更多的能量，而干燥后樣品在外加載荷作用下，纖維束受到拉扯很快斷裂，骨板之間容易發生脫層導致磨損加劇。這很好地解釋了新鮮和干燥組樣品在摩擦系數和磨損特征方面的差異，表明水含量的變化對骨組織的摩擦學行為有重要的影響。
圖8
骨板間粘彈性模型示意圖
Figure8.
Schematic of the viscoelastic model between lamella
3 結論
本文原創性地開展了水含量對骨組織生物摩擦學行為影響的研究，通過干燥方法改變骨組織的水含量，并對骨組織進行納米壓痕、往復滑動摩擦磨損和沖擊磨損實驗。實驗表明水含量的降低導致骨組織表面硬度和彈性模量增大。此外，往復滑動摩擦磨損及沖擊磨損實驗結果具有較好的一致性，均表明水含量對骨組織摩擦學行為有重要影響。新鮮骨組織樣品具有良好的摩擦磨損性能，而干燥后樣品的摩擦學性能隨著水含量的降低而明顯下降。而骨組織水含量的變化主要影響其粘彈性，新鮮樣品由于粘彈性較好而體現出良好的摩擦學性能，而失水使得骨組織的結構及性能逐漸發生改變，膠原蛋白纖維束硬化、骨組織粘彈性降低，最終導致骨組織在外加載荷作用下表現出不同的損傷機制。
但在本文中，用稱重法對水含量的定量測定上仍存在誤差，在接下來的工作中擬采用更加準確的手段對骨組織脫水量進行階梯式控制，豐富研究內容。下一步將采用有限元分析軟件(ABAQUS)對試驗進行仿真，模擬脫水前后骨組織的數值模型，并進行非線性接觸條件下的應力分析，觀察其應力分布情況，最終與實驗中的實際情況相結合以印證本文中的推論結果。
引言
骨骼作為人體的支架擁有良好的力學性能[1]，骨骼系統中存在的很多生物摩擦副(關節摩擦副)往往因疾病、創傷、功能退化或先天異常等原因受到損傷而喪失其原有的功能，是威脅人類健康的嚴重問題之一，每年有數以百萬計的患者因創傷、感染等原因造成大的骨缺損，需要接受手術治療[2]。應用人工骨修復、替換人體病變或損傷組織器官，是臨床醫學中的有效治療途徑。人體骨組織與植入體之間構成典型的生物摩擦副，其摩擦界面間存在生命物質交換，如水、蛋白質、 礦物等，會對其生物摩擦學行為有重要影響，即骨組織的生物活性對其生物摩擦學行為有重要影響。
人體環境中體液約占機體重量的60%，體液中含有大量的水分。水分作為生命體中不可缺少的一部分，在生物組織中的含量直接影響了生命活動[3]。在摩擦磨損過程中，水分直接參與到整個過程中并發揮其相應的作用。當實驗樣品脫離生命體以后，其水含量隨時間的推移會發生變化，一些原有的生物活性行為逐漸喪失，這必然導致骨組織樣品本身摩擦學行為的變化。因此，在骨組織生物摩擦學實驗研究中需要特別注意水含量的問題，即水含量的變化如何影響骨組織的生物學性能和生物力學行為并最終影響其生物摩擦學行為。盡管骨骼是人體中含水量最低的組織之一，但水在骨組織中仍以三種形式存在：流動水，即在骨組織中的哈弗氏管和伏克曼管呈液態流動的水；親和水，由于水的極性同親水膠原蛋白或帶電的礦物質化學鍵結合的水；結晶水，參與構成膠原蛋白和礦物質的晶格水[4-5]。國內外已經有眾多學者開展了水含量對骨組織影響的研究。Braidotti等[6]通過掃描電鏡觀察浸潤和干燥條件下的人股骨彎曲斷裂面，發現干燥后的骨組織被拉扯出更多的纖維束并且兩個骨片之間的連接膠原纖維出現硬化現象。Garner等[7]研究發現人體密質骨的粘彈性隨著水含量的降低呈明顯的下降趨勢。Nyman等[8]研究發現人體密質骨的強度和韌度隨著水含量的降低發生明顯變化，例如：去除與膠原蛋白結合的水分將使骨組織的強度和剛度增加而韌度降低；去除礦物中的結晶水很可能使強度和韌度均降低。但值得注意的是，關于骨組織自身水含量變化對其生物摩擦學行為的影響的研究鮮見報道，因此開展水含量對骨組織的生物摩擦學行為的研究具有一定的創新性。
本文主要以新鮮豬股骨為研究對象，通過干燥手段改變豬股骨中的水含量，并以新鮮股骨為對照，對比考察其力學性能和摩擦學行為方面的差異，研究并揭示水分對離體豬股骨生物力學性能和摩擦學行為的影響和作用機制，這將對深入認識天然生物體材料與工程材料摩擦學特性的本質區別有重要意義，同時也為骨組織修復和人工骨的研制等技術創新提供重要的理論基礎。
1 材料與方法
1.1 材料及制備
本實驗中使用的樣品均來自同一根新鮮的豬股骨，在豬股骨骨干部位截取樣品，并取密質骨橫斷面為待測平面，對截取下的骨組織進行清洗處理，去除碎肉、骨膜、骨髓，并用定性濾紙將表面的水吸干。將清洗好后的骨組織分為兩半，其中一半用于制作實驗樣品，另一半分別在60 ℃和120 ℃干燥箱內放置24 h進行干燥處理，以分析天平對干燥前后的骨組織進行稱重，干燥前后其重量的差值占原重量的百分比為脫水量，每組干燥條件下的實驗均重復5次以上并取均值，以保證測試結果的準確性。結果得出，60 ℃和120 ℃干燥24 h后骨組織的脫水量分別約為10%和15%。實驗樣品制備過程如圖 1所示，首先骨組織需要進行包埋，包埋材料采用自凝型義齒基托樹脂，凝固后加工成40 mm×19 mm×19 mm的實驗樣品，樣品表面還要進行打磨和拋光。將拋光完成后的樣品分為三組，分別為新鮮組、60 ℃組和120 ℃組，其中新鮮組不再進行任何處理，60 ℃組和120 ℃組分別放入對應溫度的干燥箱內干燥24 h。
圖1
樣品制備
Figure1.
Sample preparation
1.2 實驗方法
在納米壓痕測試系統(T750,Hysitron,USA)上測定新鮮和干燥樣品的納米硬度和彈性模量，采用金剛石Berkovich針尖，最大載荷為1×10-2 N，加載卸載速率為5×10-3 N/s，保載時間為10 s。隨機選取哈佛氏管并在距其邊緣約30 μm的哈佛氏骨板處進行9次納米壓痕實驗，形成一個3×3的矩陣網格。利用測試的載荷―位移(P-h)曲線，通過Oliver-Pharr(O＆P)方法[9-10]，可以得到骨組織表面硬度和彈性模量。其中，接觸深度hc是通過卸載曲線用下式計算的：
| ${{h}_{c}}=h-\varepsilon \frac{P(h)}{S}$ |
式中，h是最大壓入深度，P是對應載荷，ε是一個修正系數(對Berkovich壓頭是 0.75) ，S是卸載曲線的斜率(S=dP/dt)。再根據接觸面積函數：
| ${{A}_{c}}=20.53{{({{h}_{c}}+12.3) }^{2}}$ |
可以得到硬度(H)與簡約彈性模量(Eτ)，計算公式如下：
| $H=\frac{P}{{{A}_{c}}}$ |
| ${{E}_{\tau }}=\frac{S\sqrt{\pi }}{2\sqrt{{{A}_{c}}}}$ |
簡約彈性模量Eτ與骨組織的彈性模量E的關系為，這里υ與υi分別為骨組織與壓頭的泊松比，Ei為壓頭的彈性模量。式中的載荷P取最大位移處的載荷。
在多功能摩擦磨損試驗機(UMT-3,Bruker,GER)上進行往復滑動摩擦學實驗，采用球/平面接觸方式，對磨副為直徑11 mm的氧化鋯陶瓷球(硬度為HV50g 1 800，表面粗糙度Ra約0.03 μm)。往復摩擦實驗的主要參數：法向載荷(Fn)為20 N、40 N和60 N；位移幅值為2 mm；頻率f=0.5 Hz；實驗時間t=30 min。實驗環境為干態，正常大氣壓，室溫(22±3) ℃，相對濕度(relative humidity,RH)=50%～60%。沖擊磨損實驗在自制的沖擊磨損試驗機上進行，采用球/平面接觸方式，對磨副同為直徑11 mm的氧化鋯陶瓷球。實驗主要參數：法向載荷(Fn)為40 N；沖擊次數N=2×104，4×104次；沖擊頻率f=10 Hz。實驗環境為正常大氣壓，室溫(22±3) ℃，RH=50%～60%。考慮到生物樣品具有一定的分散性，本研究對每種參數下的實驗均重復4次以上，以保證實驗結果的重復性。摩擦磨損實驗后采用光學顯微鏡(optical microscope,OM)(BX60M,Olympus,JPN)及掃描電子顯微鏡(scanning electron microscope,SEM)(JSM-6610型,JEOL,JPN)觀察磨痕形貌，用輪廓儀(NanoMap500DLS,AEP Technology,USA)測繪磨痕橫截面輪廓并測量磨痕深度。
2 結果與討論
2.1 力學性能
新鮮組、60 ℃組和120 ℃組的豬股骨樣品表面的納米硬度和彈性模量測試結果如圖 2所示，可以看出，新鮮組樣品納米硬度平均值為0.60 GPa，而60 ℃組和120 ℃組樣品的納米硬度平均值分別為1.00 GPa和1.23 GPa；此外，新鮮組樣品彈性模量平均值為23.60 GPa，而60 ℃組和120 ℃組樣品的彈性模量分別增大為26.9 GPa和32.0 GPa。由此可見，兩種干燥組樣品的納米硬度及彈性模量值均較新鮮組高，即豬股骨樣品的納米硬度及彈性模量值會隨著干燥程度的升高而增大，這可能與骨組織中的蛋白在脫水后硬化有關。
圖2
三種樣品表面的納米硬度和彈性模量
Figure2.
Nanoindentation hardness and elastic modulus of the three samples
2.2 滑動摩擦磨損行為
不同法向載荷下新鮮組和兩種干燥組樣品的摩擦系數曲線如圖 3所示，可以看出，不同法向載荷下新鮮組和60 ℃組樣品的摩擦系數非常接近，其摩擦系數穩定值基本處于0.05~0.15區間的較低值。相比之下，120 ℃組樣品的摩擦系數穩定值明顯較高，處于0.25~0.30區間。
圖3
三種樣品在不同法向載荷下的摩擦系數曲線
Figure3.
Friction coefficients of the three samples under different normal loads
進一步采用SEM對磨痕微觀形貌進行分析，如圖 4所示為法向載荷為20 N條件下新鮮組和干燥組樣品的磨痕形貌。可以看出，新鮮組樣品磨痕端部僅有少量的磨屑堆積，磨痕中部可觀察到輕微的犁溝以及磨屑黏附的痕跡，表明新鮮樣品的磨損機制主要為輕微的磨粒磨損及粘著磨損。相比之下，60 ℃組磨痕端部的磨屑堆積略微增多，且磨屑存在一定程度的粉末化現象，但磨痕中部明顯較為光滑，幾乎未能觀察到明顯的犁溝或磨屑黏附的痕跡，其磨損機制主要為非常輕微的磨粒磨損。而對于120 ℃組，磨痕端部存在大量的粉末化磨屑堆積，磨痕內部能觀察到大量垂直于骨板間隙的微裂紋的形成，隨著磨損的進行,這些微裂紋會快速擴展，并相互連接貫通造成明顯的磨屑剝落，因此其磨損機制以磨粒磨損、疲勞磨損和剝落為主。
圖4
往復滑動磨痕形貌SEM照片
Figure4.
SEM images of the reciprocating sliding wear scars
磨痕深度的測量結果如圖 5所示，不同法向載荷下60 ℃組樣品的磨痕深度僅較新鮮樣品的略大，且兩者的磨痕深度隨法向載荷的增大僅略微增大。相比之下，120 ℃組樣品的磨痕深度明顯較高，且隨著法向載荷增大到40 N和60 N時，其磨痕深度急劇增大，表明120 ℃組樣品的磨損明顯比新鮮組和60 ℃組樣品嚴重，且對外加載荷更加敏感。
圖5
三種樣品的最大磨痕深度
Figure5.
Maximum wear depth of the three samples
綜合以上結果，可以得出，新鮮組樣品與60 ℃組樣品的摩擦磨損特性非常接近，這主要是由于60 ℃干燥后的樣品中的水分沒有過多損失，骨組織生物活性沒有受到明顯破壞，因此，其與新鮮樣品的摩擦磨損行為較為接近。盡管如此，兩者仍存在輕微的區別，主要體現在60 ℃組樣品的磨損略為嚴重，磨屑粉末化現象較明顯且磨屑易于從磨痕兩端排出，磨痕內部無明顯的磨屑黏附。其主要原因是新鮮樣品粘彈性較好，耐磨性能較好，且磨損產生的磨屑黏附性較高，而干燥后樣品水含量的降低，會使得骨組織的硬度和彈性模量明顯升高，粘彈性降低，導致表層的塑性能力變差，脆性變強，其磨損也將加重，磨屑粉末化現象明顯。但對于120 ℃組樣品，高溫導致其水含量進一步減少，生物活性遭到一定的破壞，粘彈性大幅降低，塑性能力變得更差，這使得樣品在摩擦加載的早期剛度會快速丟失，摩擦系數快速增大并處于較高值[11]。同時，高溫干燥后骨組織脆性增大則會導致磨損過程中微裂紋易萌生并在兩相鄰骨板間快速擴展[12]，最終導致樣品磨損嚴重，且磨損量隨著法向載荷的增大而急劇增大。
2.3 沖擊磨損特性
人體在運動時，骨骼系統承受著沖擊載荷的影響，因此進一步對新鮮組和兩種干燥處理組樣品的沖擊磨損特性進行對比研究。圖 6所示為三種樣品分別在2×104和4×104次沖擊后的磨痕中部橫截面輪廓曲線，可見2×104次沖擊后60 ℃組和120 ℃組干燥樣品的最大磨痕深度接近，均較新鮮組樣品的深；隨著沖擊次數進一步增加為4×104次，新鮮組樣品的最大磨痕深度沒有明顯增加，而60 ℃組磨痕深度僅略為增大，但120 ℃組樣品隨沖擊次數增加其磨痕深度急劇增大，且磨痕內部輪廓變得非常不平整，磨痕邊緣及中部均有明顯的隆起。
圖6
沖擊磨痕輪廓曲線
Figure6.
Profiles of the impact wear scars
圖 7所示為4×104次沖擊后三種樣品的磨痕全貌光學照片及磨痕邊緣SEM照片。可以看出，新鮮樣品磨痕中部區域較為平整，磨痕邊緣處僅可觀察到沿圓周方向的較為均勻的微裂紋，表明新鮮組樣品在反復沖擊作用下發生較為均勻的塑性變形。而60 ℃組樣品的磨痕損傷明顯較重，磨痕中部區域可觀察到明顯的褶皺及裂紋，磨痕邊緣區域的形貌也可觀察到明顯方向不一致且分布不均勻的裂紋。相比之下，120 ℃組樣品在反復沖擊作用下發生了明顯的疲勞磨損和剝落，磨痕內部可以觀察到大量的裂紋及沖擊剝離的磨屑。
圖7
沖擊磨痕OM和SEM照片(沖擊次數：4×104次)
Figure7.
OM and SEM images of the impact wear scars
因此，沖擊磨損實驗與前面的納米壓痕及往復滑動摩擦學實驗有很好的對應性，均能很好地反映水含量對骨組織摩擦學行為的影響：新鮮樣品具有良好的摩擦磨損性能，60 ℃組樣品次之，而120 ℃組樣品的摩擦學性能急劇下降，即骨組織樣品的摩擦學性能隨著樣品水含量的喪失明顯降低。結合文獻關于骨組織結構方面的分析報道[6, 8, 13]，可以推測失水使得骨組織的結構及性能逐漸發生改變，蛋白硬化，粘彈性降低，這將導致骨組織在應對外加載荷作用時表現出不同的損傷機制。研究表明骨組織中骨板之間的連接方式為膠原蛋白纖維束網連接加固，而膠原蛋白對水含量比較敏感，因此水含量的減少將引起膠原蛋白硬化，并可能導致骨板之間的連接強度下降，最終造成骨組織的力學及摩擦學性能下降。
假設兩骨板之間被一條膠原蛋白纖維束連接，可以采用簡化的模型來模擬骨板之間的微觀連接，以模擬其粘彈性[13]，其中彈簧E0表示模型長時間狀態下保持平衡的能力，E1和阻尼η表示粘彈性機制，并由此闡述水含量變化對骨組織力學及摩擦學性能的影響，如圖 8所示。新鮮骨組織樣品的粘彈性較好；但當60 ℃干燥后，隨著水分的喪失，粘彈性降低，η值降低；而當120 ℃干燥后，骨組織含水量明顯減少，膠原蛋白纖維束硬化嚴重，粘彈性嚴重下降，η值進一步降低。因此，當外加載荷作用在骨組織表面時，新鮮的樣品能吸收和儲存更多的能量，而干燥后樣品在外加載荷作用下，纖維束受到拉扯很快斷裂，骨板之間容易發生脫層導致磨損加劇。這很好地解釋了新鮮和干燥組樣品在摩擦系數和磨損特征方面的差異，表明水含量的變化對骨組織的摩擦學行為有重要的影響。
圖8
骨板間粘彈性模型示意圖
Figure8.
Schematic of the viscoelastic model between lamella
3 結論
本文原創性地開展了水含量對骨組織生物摩擦學行為影響的研究，通過干燥方法改變骨組織的水含量，并對骨組織進行納米壓痕、往復滑動摩擦磨損和沖擊磨損實驗。實驗表明水含量的降低導致骨組織表面硬度和彈性模量增大。此外，往復滑動摩擦磨損及沖擊磨損實驗結果具有較好的一致性，均表明水含量對骨組織摩擦學行為有重要影響。新鮮骨組織樣品具有良好的摩擦磨損性能，而干燥后樣品的摩擦學性能隨著水含量的降低而明顯下降。而骨組織水含量的變化主要影響其粘彈性，新鮮樣品由于粘彈性較好而體現出良好的摩擦學性能，而失水使得骨組織的結構及性能逐漸發生改變，膠原蛋白纖維束硬化、骨組織粘彈性降低，最終導致骨組織在外加載荷作用下表現出不同的損傷機制。
但在本文中，用稱重法對水含量的定量測定上仍存在誤差，在接下來的工作中擬采用更加準確的手段對骨組織脫水量進行階梯式控制，豐富研究內容。下一步將采用有限元分析軟件(ABAQUS)對試驗進行仿真，模擬脫水前后骨組織的數值模型，并進行非線性接觸條件下的應力分析，觀察其應力分布情況，最終與實驗中的實際情況相結合以印證本文中的推論結果。
