软骨对微型和纳米级属性

抽象

本文介绍了在原子力显微镜下利用微纳米压痕技术对软骨组织弹性模量的研究结果。应用扫描电镜(SEM)和原子力显微镜(AFM)方法对整个软骨及其切片的表面层形貌进行可视化，从而揭示胶原纤维的取向特征。本文描述了一种用于定量评估压紧球微压头(曲率半径- 350微米)和纳米压头(30纳米)时弹性模量的技术。结果表明，如果整个软骨组织的复合结构都参与变形过程，软骨在载荷作用下的行为是高度稳定的。研究了用音叉振动的球压头的摩擦学特性。研究了摩擦系数与外加载荷的关系，揭示了间隙流体对摩擦性能的强烈影响。摩擦系数为0.08的大鼠软骨组织使用开发的基于AFM结构的摩擦学测量的植物原型获得。

1.简介

滑膜关节作为天然的载荷和摩擦传递单元，其复杂的结构确保了高承载能力和低摩擦[1,2]。关节软骨的独特性能吸引了工程师和科学家的高度重视优越虽然尚未可达原型在设计摩擦组件材料科学解决方案的机器和机器人的建设，以及人工关节。变形和滑膜关节软骨的摩擦机制在科学文献中被广泛地描述然而，仍然有不常见的和公认的摩擦理论[3.- - - - - -5]。

软骨组织的复杂结构进行了详细研究相当好。它代表胶原纤维的多孔基体布置在填充有与提供在组织中的渗透压表现出高保护性和减摩性能静电充电元件和透明质酸也少量液体含有蛋白聚糖的特定模式（图1)。显微方法显示胶原骨架明显的分层(多尺度)和各向异性结构(图)1(一)) having main structural elements of nanometer size (diameter of collagen fibers 10–100 nm). Collagen fibers in the surface layer are arranged parallel to the cartilage surface (lateral arrangement) while in the inner layers they are oriented almost perpendicular to the bone and cartilage surface, that is, have radial arrangement (Figure图1（b）)。

在无负荷的关节软骨中，胶原网络的张力被蛋白多糖的渗透压平衡。因此，胶原骨架对蛋白多糖和水进行结构稳定作用，调节软骨组织的水化程度;就拉伸力而言，它具有高弹性。

我们可以举一个系列的作品[6- - - - - -9]致力于关节软骨的弹性和粘弹性变形的研究及其在毫米范围内的压缩下。软骨组织的弹性在macrovolume可以即使在诊所条件关节镜检查期间被估计[10,11]。概括在测量弹性模量不同的作品显示相当大的差异获得的结果的分析。这是通过在规定下装货持续时间和结构不均匀软骨粘弹性性质，该实验施加短期以及长期压缩，拉伸和剪切载荷的显式依赖性进行说明。

对于软骨力学行为的完整的理解，它以测量它的结构的主要部件的机械性能，例如具有几十纳米的直径的胶原纤维是重要的。有趣的是，考虑嵌入到整个软骨结构依赖它们在框架方向纤维的行为。在纳米级关节软骨弹性的定量评估仍然是一个平凡的过程。在所有的可能性，对于这样的评价的最可接受的方式可以是原子力显微镜的力谱过程的应用[12]。The procedure applies minimum compression load beginning from several nanonewtons to the areas restricted by several square nanometers that is performed by touching the studied surface feature with a nanoindenter with the curvature radius of 10–50 nm.

这项工作的目的是纳米级上软骨材料变形在沿着和跨越局部加载，并且当软骨组织的整个一体结构被接合到处理与宏观变形结果比较的方向上的胶原纤维取向的定性分析。据推测，该调查将有可能以指定的对机械性能的软骨纳米结构的作用机制，并解释其高负荷的性质。

这项工作的另一个想法是研究间隙流体在摩擦过程中的作用，并创造一些原型来原位测量摩擦。

2.对象和调查的技术

作为调查对象，猪肉股骨软骨的径向和切向切片以及软骨结构的块样品实现为用于调查对象。制备样品如下。

最初，两个血小板的软骨大小用锋利的刀片从股骨表面切下mm。然后径向和切向切片大小被切除的血小板中，有一个用同样的刀片。将完成的样品在- 12℃的温度下保存一段时间。

用扫描电镜(SEM)和原子力显微镜(AFM)研究了软骨组织的表面结构。在后一种情况下，我们有机会可视化空间形貌，与材料的胶原结构在表面层，并直接测量样品的表面粗糙度参数。

试样力学性能的测量采用AFM NT-206 (Microtestmachines, Belarus) [13]。基于传统AFM系统(图2(一个))，静力力谱程序被实施。

At the force spectroscopy, probe tip mounted on a free end of flexible microcantilever is positioned over the studied feature on the sample surface with high accuracy (up to 10 nm). Then the sample is moved vertically toward the probe tip under the step control better than 1 nm. After reaching the preset position, the sample is then withdrawn off the probe tip. While realizing the static force spectroscopy procedure, the cantilever is not driven into oscillations, and the measuring system plots the microcantilever deflection根据相对垂直位置的所述固定探针端和样品。悬臂的偏转与弹簧常数进入探针尖端与样品表面接触后确定所施加的压痕载荷

材料在压痕点的变形深度为

弹性模量的偏转悬臂探针和样品材料的弹性变形通过探针尖端之间的平衡的条件下计算（图2 (b))。考虑到表达式(1）和（2假设探针尖端材料比被测样品材料刚性大得多，且探针尖端为球形，由赫兹模型可以推导出该点处局部杨氏模量的表达式所研究的表面的 在这里是尖端曲率半径，和软骨的泊松比是0.5。

AFM设计允许实现两种不同类型的测量，不同类型的缩进探针。采用具有尖端曲率半径的商用硅悬臂CSC38 (Mikromasch)进行纳米级测量nm和弹簧常数 N/m (Figure2 (b))。为微观测量，我们使用微制造的探针由钢的悬臂具有弹簧常数N/m带轴承球的微米附在其自由端，作为压头。在第一种情况下，接触面积有几个纳米，远远小于胶原纤维的横截面。在第二种情况下，估计的接触面积等于几微米，这明显超过了软骨结构纳米元素的特征尺寸。

通过被并联振荡以所研究的表面球形压头的装置摩擦学性能进行了评价。压头由固定在保持器AFM音叉齿轮。

摩擦力和摩擦系数的计算方法如下： 哪里是音叉刚度系数，是在表面接触不存在的情况下的音叉振荡幅度，并且是在接触的情况下的振荡幅度。摩擦系数被评估为.

在这里摩擦力，和是通过一个阶段的悬臂弹簧的变形控制的正常负载。

对于在软骨力学领域工作的研究人员来说，还有一个问题是如此复杂结构的摩擦学。组织间液在生物关节中起润滑作用，对软骨的摩擦学特性有很大影响。因此，为了获得较为真实的摩擦系数定量数值，在现场进行试验更为可取。测定摩擦学特性需要为摩擦测量开发一个装置原型，如下所示。

原型是基于原子力显微镜系统上。该模型由原子力显微镜用生硬地固定铜悬臂支架的。在悬臂的自由端上的钢球由环氧粘接剂固定。

AFM NT-206允许实现一个收集向后数据的功能。摩擦测定的概念是测量在球压头与软骨表面摩擦力作用下悬臂绕纵轴的扭转角。当完成对力单元的悬臂挠度的额外校准时，扭转角的测定能够估计摩擦力和系数。在实验中，设定激光点的挠度和扭转范围相等。通过对试件前后扫描和将视差分为两部分，记录扭转角度，得到悬臂扭转值dZ。所以摩擦力是

在这里为悬臂材料，帕的剪切模量;为悬臂长度，m;是悬臂的厚度，米;为悬臂宽度，m。

3。结果与讨论

3.1。软骨的弹性性能

数字5利用扫描电子显微镜和原子力显微镜对样品表面形貌结构进行了研究。在一般的浮雕上可以清楚地看到空洞是软骨细胞(软骨细胞)的垫层位置。扫描电镜显微镜可以看到软骨的结构、表面和层。AFM图像可以区分分离的胶原纤维，并测量其高度和横向尺寸。对于AFM图像(a)上标记的截面，纤维直径达到100 nm。原子力显微镜测量结果与扫描电镜测量结果基本一致。

上整个软骨的滑动面，我们可以看到平行于软骨表面取向的胶原纤维排列紧密束。纤维束的排列形成具有规则起伏的关节软骨的表面浮雕。可以提及的是径向部分的表面也显示出纤维取向结构，软骨细胞的更紧密的床上用品，即，腔隙。弦切面表面从以前的情况显著不同。背景救济没有找到明确的胶原蛋白网络，并拥有脱漏凹陷的更紧密的安排。这种差异是由于形成整个软骨和其径向截面的表面相当可预期，根据本结构方案中，胶原纤维排列只是在分析表面的平面。

在第三种情况下，均未发现在截平面取向纤维。这是可预期的切向切片显示纤维和纤维的横截面。或许，在这种情况下，高密度空心不仅由软骨细胞腔隙，而且由围绕切割纤维凹陷空调。

通过对微纳米压痕数据的分析，得出了杨氏模量的相关性压头的渗透深度被获得。数字6展示了用纳米压头(AFM尖端)和微压头(球)压痕整个软骨的结果。微压痕的最大深度不超过110纳米，其中一个微压痕达到600纳米。

微尺度的杨氏模量在0.6-0.7 MPa的小范围内变化。对于纳米尺度的测量，这个值在加载过程中几乎从1.8到0.5 MPa不等。在我们看来，加载过程中杨氏模量的下降与其说是由其在深度上的变化决定的，不如说是由胶原纤维在表层的粘弹性行为决定的，因为考虑到它们的排列方式，它们会因挠度而变形。注意，在两种情况下的加载的全周期是大约10秒。所获得的定量值与已知的文献资料中通过拉伸研究软骨弹性的数据非常吻合(表)1)。

在我们的例子中，杨氏模量是用接触变形过程估计的。研究发现，在接触载荷作用下，软骨的粘性行为在微观上较弱。

在微观层面上，软骨对外界接触载荷的弹性反应是软骨复合结构作用的结果:胶原基质-蛋白多糖-水复合物具有极高的承载力，弹性随时间变化不明显。同时，在大多数情况下，纳米压头可以让我们估计天然软骨中不同成分的杨氏模量，胶原纤维。

在微和纳米软骨变形的类似的比较是在工作的开展。然而，对于这种情况没有共同的意见。例如，在文献[16]上微观的杨氏模量的值是MPa。在纳米水平上，它们如下:MPa。与我们工作中考虑的情况有实质区别的是微型压头曲率半径小得多[15那是2.5微米。这就不允许所有的软骨复合结构都参与接触变形。

数字7给出了对于不同取向的软骨片纳米压痕结果进行比较的数据。正如你所看到的，年轻的上穿透深度（即在加载时间）几乎径向切片和整个软骨一致模的依赖特性。对于这两个样品中观察到的弹性模量的显著时间依赖性。和定量的巧合发生在那。杨氏为在曲线的初始部分的切向片模量值不同于那些在相同的时间间隔的径向切片和整个软骨显著不同。变形的性格也显著不同：切片几乎没有证明的行为类似粘弹性变形。这种差异可以通过纤维在挠曲前两种情况进行说明如在第三种情况下的变形沿着纤维轴定向。即，杨氏模量取决于负荷施加到纤维的方向：胶原纤维的切向布置提供在软骨表面的外部压力的更均匀的分布;同时，当胶原纤维保持弯曲达到更高的合规性。

3.2。摩擦测量使用音叉

在工作中，利用音叉研究了天然块软骨的微观摩擦学特性，以及摩擦系数随载荷的变化(图)8）绘制。

为摩擦系数与外加荷载的关系(图)8)每条曲线按恢复顺序编号:曲线1在实验第3分钟，曲线2在实验第30分钟，曲线3在实验第45分钟，曲线4在实验第55分钟，曲线5在实验第65分钟。

除了曲线1之外，可以观察到最大值，但曲线2、3的最大值有所增加，同时曲线4、5的最大值急剧下降。

在此荷载作用下，初始摩擦系数曲线1并没有达到最大。这可以用相对的完整性来解释。由于上层的胶原纤维切向分布，使载荷均匀地分布在表面，因此摩擦系数在曲线1开始时增大，得到一定的值后不发生变化。曲线2和曲线3分别在实验开始后的第30和45分钟得到。在这段时间里，软骨变干，上层退化，胶原纤维方向改变，弹性下降。结果摩擦系数先是大幅度增加，然后在一定载荷作用下挤压组织内流体，摩擦系数下降。曲线4和曲线5的摩擦系数明显下降。其发生可能与摩擦薄层的破坏有关。新的表面更有弹性和光滑，有更大的渗透内部流体通过软骨表面。因此，即使在很小的载荷下，流体也会从软骨块中挤出，摩擦系数也会降低。

3.3。摩擦测量装置原型

工作中还测量了大鼠软骨摩擦。所呈现的原型(图9）可以适合于不同的AFM结构。根据研究材料的替代球压头的摩擦使得可以实现。对于接下来的一系列实验的钢球是由biojoint部分取代。

用于软骨组织摩擦系数计算揭示的0.08的值（图10)。结果是由事实标本进行乙醇处理，还有巨大的作用，通过组织间液没有起到影响。虽然实验显示实现在biojoints摩擦调查这种技术的潜力。

4。结论

进行调查的微观结构和弹性软骨——和nanolevels表明,天然材料的稳定承载力降低时间依赖性的弹性属性显示在参与的情况下的复合结构的软骨组织接触变形的过程,只有当变形方向一致,自然条件的共同特征。在这种情况下，接触压力的重新分布更加均匀，使整个胶原基质-蛋白聚糖-水体系得以运行，阻止了压力的突变和关节的大变形。

屈曲状态下的胶原纤维表现出粘弹性行为，在分离时不能为软骨组织提供高力学性能，也不能作为充满水的软骨基质的组成部分相互作用。

这意味着，只有联合考虑所有的软骨结构部件的作用，可以帮助解释相对于外部负载其独特的行为。

对软骨的摩擦性能的流体interstational存在的影响，使用音叉和AFM的收集后向数据功能确认。由该biojoint部分摩擦测量设备实施的第一个实验中证实了自己的应用前景。

参考

1. E. M.哈斯勒，W.赫尔佐格，J. Z.吴，W.穆勒，和U.韦斯，“关节软骨的生物力学：理论模型，材料特性，和生物合成的反应，”生物医学工程的评论第27卷第2期2000年，第415-488页。查看在：谷歌学术搜索
2. t.e.h Hardingham，“费尔-缪尔演讲:软骨2010 -已知的未知，”国际实验病理学杂志第91卷第1期3, 203-209页，2010年。查看在：出版商网站|谷歌学术搜索
3. m . Scherge生物微纳米摩擦学。自然解决方案2000年，施普林格，美国纽约。
4. B. I. Kupchinov，S. F. Ermakov说，和E. D. Beloenko，滑膜关节的生物摩擦学维迪，白俄罗斯明斯克，1997年。
5. K. C. H. Wierzcholski，“在天然可渗透软骨摩擦力对人体髋关节的润滑，”国际应用力学与工程杂志第11卷，no。3, 2006年515-527页。查看在：谷歌学术搜索
6. M. J.Kääb，K.伊藤，J.M.克拉克和H. P. Notzli，“下的静态和循环载荷的关节软骨的胶原结构的变形，”骨科研究杂志卷。16，没有。6，第743-751，1998。查看在：出版商网站|谷歌学术搜索
7. 李建民，“机械负荷对关节软骨胶原结构的影响:扫描电子显微镜下的研究”，细胞组织器官卷。167，没有。2-3，第106-120，2000。查看在：谷歌学术搜索
8. J. Toyras, T. Lyyra-Laitinen, M. Niinimaki等人，“使用关节镜下压痕仪器和超声波测量组织厚度估算关节软骨的杨氏模量，”生物力学杂志卷。34，没有。2，第251-256，2001。查看在：出版商网站|谷歌学术搜索
9. J. P. A. Arokoski，J.S。Jurvelin，U.Väätäinen和H. J. Helminen，“正常和关节软骨关节装载的病理改编，”斯堪的纳维亚运动医学和科学杂志卷。10，没有。4，第186-198，2000。查看在：谷歌学术搜索
10. M. L.辛克，R.马丁，D. E.韦兰德和M. J.菲利“在髋关节镜目前的趋势：损伤的诊断，技术和成果得分的审查，”当前对骨科的看法卷。16，没有。2，第89-94，2005。查看在：出版商网站|谷歌学术搜索
11. T.弗朗兹，E. M.哈斯勒，R.海格，C.韦勒，R. P.雅各布和P. Mainil-的流氓，“原位压缩刚度，生化组合物，以及人体膝关节的关节软骨的结构完整性，”骨关节炎和软骨，第9卷，no。6, 582-592页，2001。查看在：出版商网站|谷歌学术搜索
12. 《动物关节的润滑》。即arthrotripsometer。”骨与关节外科杂志第49卷，no。1967年，第1079-1098页。查看在：谷歌学术搜索
13. http://microtm.com/download/manual-nt206e2004.doc.
14. N. Burnham，“用原子力显微镜测量材料的纳米力学特性和表面力”，真空科学与技术杂志， 1989年，第7卷，第2906-2913页。查看在：谷歌学术搜索
15. B. Bhusha, H. Fuchs和S. Hosaka，应用的扫描探针法2002年，施普林格，美国纽约。
16. M.斯托尔兹，R. Raiteri，A. U.丹尼尔斯，M. R. VanLandingham，W. Baschong，和U.品牌：Aebi，“猪关节软骨的动态弹性模量在由两种不同水平的组织的组织确定压痕型原子力显微镜，”生物物理杂志卷。86，没有。5，第3269-3283，2004年。查看在：谷歌学术搜索

版权

版权所有©2010这是一篇开放获取下发布的文章知识共享署名许可，允许在任何媒体中不受限制地使用、发布和复制原创作品，只要原稿被正确引用。