1、1.弹性模量的测量3.2.1 试验仪器与方法试验采用平板圆柱压头测定 PVA-HA-Silk 复合水凝胶的压缩弹性模量。测试装置与应力松弛装置相同，在 UMT-多功能微摩擦试验机上， 压头尺寸为 4mm，试验中试样厚度为 1.5mm，试样压缩位移为试样厚度的 5/8，加载速度为 5mm/min，采样间隔为 0.02s。过程中初期产生的变形视作线弹性变形。UMT-多功能微摩擦试验机直接采集压痕深度和压力随时间变化的数据，而压痕法测弹性模量所关注的是压力随压痕深度的变化关系，因此对从试验机上获得的数据做以下处理：将试验机中的“test file”转换为文本文档，根据压痕深度和压力的变化选取瞬时冲击
2、的数据段，导入 origin 软件后绘出压力随压痕变化的图像，将该图像进行线性拟合得到一条直线，进而使用 origin 中的微分功能求出该直线的斜率，由弹性模量的定义式(3-4)可以求出 PVA-HA-Silk 复合水凝胶的弹性模量值。（3-4 ）kApFhE式中 ：弹性模量； ：应力； E：应变； ：作用载荷；F：试样厚度 ：试样横截面积；hA：试样压缩变形 k：应力应变曲线斜率p2.渗透率的测量3.5.1 试验原理 (Testing Principle)渗透率是指完全充满孔隙空间的、单位压力梯度下粘度为 1cP 的流体通过单位横截面积孔隙介质的体积流量，是多孔介质允许流体通过能力的量度。在
3、液体流动过程中，渗透率是衡量流体通过多孔材料的阻力或者摩擦力。根据达西定律 136，液体流动速率与施加于多孔材料的压力梯度成正比，与液体粘度成反比，故(3-2)Pkv其中，k 是多孔材料的渗透率， 是驱动液体流动的压力梯度， 是液体粘度， 是通过整个多孔介质Pv的体积流量速率。对于一维的流动方向来说，式(3-2)可以改为(3-3)dxPkVAQx其中，Q 是不可压缩液体的体积流量速率，A 为液体通过多孔材料的截面积。关节软骨的渗透率测试方法，如图 3-10 所示。在软骨试样的上表面施加压力，致使液体能够流通整个软骨。借助于 U 型管的等压原理，通过软骨后的流体能够增加右边的毛细玻璃管液体柱高度
4、。而毛细玻璃管的液体变化率，是与通过软骨试样的液体速率有直接关系的。根据质量守恒定律，通过软骨试样的液体流量等于毛细玻璃管的液柱高度变化量，则(3-4)tctc AVorQ其中，下表 c、t 分别代表软骨和毛细玻璃管，V、A 分别元件的液体体积流动速率和对应的截面积。流过软骨试样的体积流量为(3-5)ctAV毛细玻璃管的体积变化量，能够通过液柱变化的高度和时间来计算。h 1、h 2分别表示时刻 t1和 t2的毛细玻璃管液柱高度。则通过软骨试样的体积流量为(3-6)ttAthVcc12在渗透率测试的过程中，软骨试样承受的压力梯度为(3-7)hPdxa1其中，P 1和 Pa分别是试验时施加的外部压
5、强和大气压强。将式（3-6）和（3-7 ）都代入式（3-3），得(3-8)actPAtk112则式(3-8) 是关节软骨渗透率测试的计算公式。因此，试验时需要测定液体粘度、液柱高度、软骨试样面积和厚度、毛细玻璃管的截面积和外部施加的压强等参数。图 3-10 渗透率测试的原理示意图Fig 3-10 Principle schematics of a penetrating testing3.5.2 试验装置 (Testing Equipment)关节软骨的渗透测量装置是由高压气瓶、充气阀、减压阀、试验阀、软骨渗透装置、溢流阀、毛细玻璃管、刻度尺和水箱等元件组成，如图 3-11 所示。在试验时，先
6、打开充气阀，高压气瓶输出高压气体流到减压阀。减压阀将高压气体转化为低压气体，过一段时间后，获得稳压的低压气体。再打开试验阀，低压气体经过软骨渗透装置，致使少量液体流入到毛细玻璃管，记录刻度尺上的液柱读数。而溢流阀功能主要是在试验前调节毛细玻璃管的液柱高度，确保在试验过程中的液柱高度在刻度尺的量度范围之内。为了减少试验中的读数误差，采用数码相机记录刻度尺上的读数，确保试验结果的准确性。图 3-11 渗透率测试的装置示意图Fig 3-11 Equipment schematics of a penetrating testing 图 3-12 软骨渗透装置的示意图Fig 3-12 Schemati
7、cs of the penetrating equipment from articular cartilage软骨渗透装置实现气体进入和液体流出的功能，主要是由锁紧螺母、O 型密封圈、试样夹具、多孔板、软骨试样、有机玻璃、平面夹板和铁架台等元件组成，如图 3-12 所示。试验时，为了防止软骨试样在液体流动中不产生变形，在软骨试样上下表面的夹具中添加了 2mm 多孔板（超高分子聚乙烯，通孔）。考虑到软骨上下表面及周围的密封性，软骨并没有直接与试样夹具（材料为 45 钢）接触，而是采用夹具、有机玻璃和软骨试样的连接方式。采用 TS495 瞬干胶快速粘结了夹具与有机玻璃和有机玻璃与软骨的结合面。1
8、h 后，将夹具、有机玻璃和软骨试样的周围部分用 AB 胶固化 12h，确保试验时不会发生气体泄漏而影响测量结果。最后，用平面夹板、螺栓和螺母等元件将渗透装置固定，通过万能夹将整个装置固定在铁架台上进行试验。软骨渗透测试的装置实物图，如图 3-13 所示。3.5.3 试验材料 (Materials)试验时，采用 7.8mm3.4mm 的圆柱试样，其软骨层和软骨下骨的平均厚度分别是 1.4mm 和 2mm。用手术刀片将软骨层从软骨下骨剥离下来，通过 TS495 瞬干胶将关节软骨上下表面与有机玻璃粘结，试样的其余部分和试验步骤均与 2.2.1 和 3.5.2 相同。此外，式(3-8)中的测量参数如下
9、：毛细玻璃管的截面积为 0.283mm2，关节软骨的实际流通面积为 12.566mm2，试验中采用的外部压强为为 0.4Mpa、0.7Mpa 和1.1Mpa，试验时间约为 6000s，液体的粘度为 1.00910-3Pas。3.3 工艺因素对 PVA 水凝胶力学性能的影响PVA 水凝胶中，PVA 为连续相(见图 1 及图 2)，并产生部分结晶，使整体材料保持一定的强度；而大量 PVA 无定形区的存在，加之水分子分散其中，起到外增韧的作用，水分子可以自由运动，因而使 PVA 分子具有更大的活动空间，这样 PVA 水凝胶的整体具有很好的弹性。图 4 为不同工艺条件下水凝胶试样的应力-应变曲线，表
10、3 为 PVA-水凝胶力学性能试验结果。由表 2、表 3 及图 4 可见，增加 PVA 水溶液的浓度并对试样进行真空脱水时，试样的结晶度增加，抗拉强度提高，弹性模量也提高，当对试样进行辐照交联时，结晶度减小(见表 2)，但抗拉强度提高，弹性模量增加(见表 3)，说明辐照使结晶区的部分 PVA 分子产生交联，破坏了结晶，从而使结晶度降低，同时由于产生交联而使力学性能提高。图 4 PVA 水凝胶的应力-应变曲线Fig 4 The stress-strain curves of PVA-hydrogel在材料试验机上，以很快的速度对试样加载，试样将在瞬间产生弹性变形。人体在行走期间对关节加载的时间为
11、 0.51 s 7 ，而 1 s 内试样的变形可视为弹性变形。因此，本试验中选取 1 s 内的压缩弹性模量与人关节软骨弹性模量作比较。通过压痕试验，可按下式计算材料的压缩弹性模量，材料的压缩弹性模量和抗拉弹性模量列于表 3，表中同时列出了人关节和人工关节材料的弹性模量作比较。E=F/(2.67PR)其中：F 为作用载荷；P 为“瞬时”压痕深度；R 为压头半径。表 3 PVA 水凝胶的力学性能Table 3 The mechanical properties of PVA-hydrogelsMechanical properties 1 2 3 4 5 CartilageUHMWPE SUS31
12、6LTensile strength(MPa) 2. 23 2. 31 3. 92 2. 63 4. 47 - - -Elongation at break(%) 296. 9 207. 8 245. 1 317. 4 233. 0 - 2508 88Tensile modulus (MPa)0. 38 0. 93 1. 03 0. 60 2. 28 38 14008 2000008Compressive modulus(MPa)8. 99 10. 81 11. 25 - 14. 841.9-14.47- -1. 14% Aqueous Poly(vinyl alcohol) solution
13、 frozen at -26, then dehydrated in vacuum for 8h, water content 86.5%；2. 18% Aqueous Poly(vinyl alcohol) solution frozen at -26,then dehydrated in vacuum for 4h, water content 81.4%； 3. 18% Aqueous Poly(vinyl alcohol) solution frozen at -26 , then dehydrated in vacuum for 8h, water content 78.4%；4.
14、18% Aqueous Poly(vinyl alcohol) solution frozen at -26, cross-linked by irradiation(16 Mrad), water content 83.5%；5. 18% Aqueous Poly(vinyl alcohol) solution frozen at -26, then dehydrated in vacuum for 8h, cross-linked by irradiation(16 Mrad),water content 80.6%由表 3 可见，目前所采用的人工关节材料(不锈钢、UHMWPE)的弹性模量
15、与人关节软骨的相差甚远，为减少“应力遮挡”，宜采用“等弹性”设计 9 。PVA 水凝胶可能是一种理想的人工软骨材料 8 。4 结论(1)采用反复冷冻及真空脱水处理方法获得的 PVA 水凝胶材料，其弹性模量和人关节软骨相近，较有希望成为理想的人工软骨材料。(2)PVA 水凝胶中，PVA 分子为连续相，水分子分散其中。(3)反复冷冻、真空脱水及辐照交联使 PVA 水凝胶结晶度增加，力学性能提高。* 国家自然科学基金资助项目(59775038)作者单位：顾正秋 肖久梅 张湘虹(北京科技大学 材料科学与工程学院 腐蚀工程系，北京 100083) 参考文献1 Fisher J, Dowson D. Tr
16、ibology of total artificial joints. Proc Instn Mech Engrs, 1991; 205H732 Unsworth A. Soft layer lubrication of artificial hip joints. Proc IME, 1987; 201H7153 Stokes K, Mcvenes R. Polyurethane Elastomer Biostability. Journal of Biomaterials Applications, 1995; 93214 Bray JC,Merrill EW. Poly(vinyl al
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18、ol). Journal of Applied Polymer Science, 1982; 2747877 Kempson GE. Mechanical properties of articular cartilage. In: Freeman AR ed. Adult Articular Cartilage, Turnbridge wells, England:Pitman Medical, 19793338 Oka M et al. Development of an artificail articular cartilage. Clin Mater, 1990; 63619 Morscher E, Mathys R, Henche HR. Iso-elastic endoprosthesis-A new concept in artificial joint replacement, In: Schaldach M and Hohman D eds. Advances in artificial hip and knee joint technology, Berlin:Springer-Verlag, 1976 403
