人工關節與仿生軟骨材料的表面改性及其摩擦學研究進展

趙蔚祎，趙曉鐸，張云雷，麻拴紅，馬正峰，蔡美榮，周峰

（1.中國科學院蘭州化學物理研究所，蘭州 730000；2.中國科學院大學，北京 100049）

人體內天然髖、膝關節潤滑系統主要由關節面、關節腔、關節骨、關節囊和關節滑液等共同組成，其中，關節頭與關節臼被一層富有彈性的軟質關節軟骨包裹。以膝關節為例，健康人體內膝關節能夠承受7～9 倍的人體重量[1-2]，局部接觸應力高達18 MPa[3]，在如此高載荷的運動條件下，膝關節處的摩擦系數可低至0.001～0.03[4]。然而，受年齡增長、過度磨損、部分先天性疾病等多種因素的影響，人體內氨糖軟骨素的含量不斷降低，軟骨細胞分解速度大于其合成速度，軟骨內膠原纖維斷裂，這些都會導致關節軟骨的磨損與退化，進而出現糜爛、脫落等問題，關節出現疼痛、腫脹等癥狀，最終演變為骨關節炎[5-7]。骨關節炎現已成為世界頭號致殘性疾病，對受損關節進行修復重建，恢復關節面完整性及其功能，防止關節退變，始終是亟待解決的難題之一。

關節軟骨包含＜5%的軟骨細胞、60%～85%的間隙流體，以及膠原纖維與蛋白質多糖[8-9]。軟骨優異的力學性能依賴于納米/微細膠原纖維構成的有序分層組織纖維結構[10-11]，其結構如圖1 所示。每一層都有不同的纖維排列、細胞形態以及新陳代謝活動[12]。淺表層緊鄰關節腔，軟骨細胞呈扁平狀[13]，平行于軟骨表面，高度密集的膠原纖維相互垂直排列，整體有序平行于軟骨表面，以承受關節運動中的剪切力[14]；中間層的軟骨細胞呈圓形，膠原纖維隨機分布，起到了承擔載荷并均衡地傳遞到深層區的作用[8]；深層區，軟骨細胞成串定位在此層中[15]，直徑較大的膠原纖維彼此平行排列，整體垂直于關節面，使得在增強整體抗壓能力的同時，也有助于將軟骨固定到軟骨下骨表面[8]。

圖1 人體軟組織中軟骨的高度有序結構示意圖[10]Fig.1 Schematic diagram of the highly ordered structure of cartilage in human soft tissues[10]

由于關節系統在受損、病變后很難自愈，目前人工關節置換手術已經成為臨床治療此類疾病的主要途徑[16]。人工關節假體是用金屬、陶瓷、高分子聚合物等材料制作的關節組件，取代損壞的天然關節。然而，假體材料不具備自然生物的代謝作用，且大量的臨床醫學研究己證實，人工關節的磨損是關節失效的重要原因之一。以聚乙烯人工關節假體為例，隨著使用時間的增加，假體表面會產生大量的聚乙烯磨屑，磨屑的堆積會誘發假體周圍產生一系列不良生物反應（如骨溶解等），最終導致假體因無菌松動而失效[17]。此外，患者在首次進行關節置換手術10～15 年后，還需進行關節翻修更換的手術，會給患者再次帶來身體上的傷害。隨著全球老齡化時代的來臨，人們對人工關節假體的需求量與日俱增，積極開展人工關節假體仿生設計并考量其摩擦學與抗磨損特性，將有助于延長假體使用壽命，降低患者痛苦。

目前常見的人工關節制作材料有金屬、陶瓷、聚合物、水凝膠等，在發展過程中展現了出各自的優點與不足。隨著材料學的不斷發展與對治療的總結，各類材料在性能不斷改進的同時，也提出了新的挑戰。在對材料進行仿生設計的同時，使用不同技術手段對材料進行表面改性處理，既使材料表面得到了優化，又不改變材料本身所具有的優異機械性能。因此，仿照人體天然關節潤滑系統組成結構，設計并制備具有減摩抗磨特性的人工關節配副，將有助于延長人工關節的使用壽命，提高患者幸福感，并且對于我國關節假體制造業具有一定的積極意義。

1 硬質人工關節替換材料

1.1 金屬材料人工關節

到目前為止，金屬人工關節的材料主要有奧氏體不銹鋼、鈷基合金、鈦合金等。奧氏體不銹鋼316L（AISI，相當于國產不銹鋼00Cr17Ni14Mo2）具有易加工、強度高等優點，是人類最早用于人工關節桿和關節頭的制作材料。然而，隨著不銹鋼人工關節在人體內使用時間的增加，其表面易發生腐蝕與磨損，材料中釋放出的鎳會引起人體的過敏反應[18]。此外，奧氏體不銹鋼的耐磨性較差，易產生磨屑顆粒，進而造成假體松動，最終導致植入假體失效[19]。

隨著金屬材料的不斷發展，不銹鋼現已逐漸被鈷基合金、鈦合金等材料所替代。與奧氏體不銹鋼材料相比，鈷基合金材料通過碳化物的彌散或形變誘導亞穩態γ 相向馬氏體ε 相轉變，來實現高強度與更高的耐磨性[20]。但是，鈷基合金在體液環境中不斷被侵蝕與摩擦，易引起鈷、鉻、鉬等元素溶出，致使機體細胞凋亡與組織壞死等一系列并發癥[21]。研究結果表明，通過不同表面處理技術可有效增強鈷基合金的耐磨性。Akihiko Chiba 等[22]使用等離子滲氮對鈷鉻鉬（Co-Cr-Mo）合金進行表面改性，發現處理后的樣品磨痕寬度較窄，證明磨損率比未處理樣品更低。Kazuhiko Ishihara 等[23]用光引發聚合，將聚2-甲基丙烯酰氧乙基磷酸膽堿（PMPC）接枝到Co-Cr-Mo 合金表面，在牛血清蛋白和純水中與關節軟骨對磨時，摩擦系數（COF）均小于0.01，并且表面修飾過的Co-Cr-Mo 合金具有很好的穩定性和生物相容性，可以有效防止關節軟骨的退化。然而，316L 不銹鋼和鈷基合金都具有遠高于人體骨骼的彈性模量，這也會導致植入后引起應力屏蔽效應和松動[24]。

自1950 年以來，鈦及其合金因生物相容性較好、彈性模量低、比強度高而被廣泛應用于生物醫用材料，目前在人工關節領域中應用最廣泛的是Ti-6Al-4V 合金，雖然具有優異的耐腐蝕性，但其耐磨性較差，從而影響了其使用壽命[25]。鈦合金雖然生物相容性優異，但由于其生物惰性，且成分與周圍骨骼有很大的不同，導致鈦合金在體內僅能通過骨釘之類的機械手段進行固定，而無法利用更強的化學鍵合進行骨整合。此外，由于人體內環境的復雜性，鈦合金表面鈍化膜在受到應力以及體液的共同作用下，會發生剝離與溶解，釋放出的物質可能會對人體產生毒性或引起炎癥等問題[26]。因此，多種表面改性方法被用來提高鈦合金植入體的性能。Pan 等人[27]在鈦合金表面電鍍Ni-P 鍍層，發現未處理的鈦表面摩擦系數在0.6左右且波動大，電鍍Ni-P 鍍層后，摩擦系數基本穩定在0.45。另外，Di 等人[28]采用磁控濺射在鈦合金表面沉積TiAlN 涂層，TiAlN 涂層試樣的磨損量只有鈦合金基體磨損量的20%。Choudhury 等人[29]研究了用于人工髖關節的功能性類金剛石涂層的耐久性，結果表明，與沒有涂層的同類材料相比，沉積類金剛石涂層的Ti-6Al-4V 的磨損顯著降低。鈦合金表面常見的生物活性陶瓷涂層有羥基磷灰石、β-磷酸三鈣等，此類生物活性涂層能夠促進新骨組織生長，并抑制金屬離子進入周圍骨組織[30-32]。研究證明，具有羥基磷灰石涂層的鈦合金植入物相較空白鈦合金，更容易生成類骨組織[31]。研究者利用氫氧化鈉與熱處理對鈦合金樣品進行處理后，如圖2 所示，鈦合金表面會形成梯度分布的鈦酸鈉，通過將其浸泡在模擬體液（SBF）中形成骨狀磷灰石[33-35]。這種方法已經在動物模型中進行了一定的研究，其極大地促進了骨整合[36]。β-磷酸三鈣涂層易在體內降解，其降解會參與新骨的形成，促進骨組織的生長[37-38]。同時，為了進一步提高鈦合金的耐蝕性與在人體內長期服役的穩定性，常用鈍化（熱氧化）、激光表面改性等方法進行處理。Güleryüz 等[39]研究了Ti-6Al-4V 的最佳氧化條件，發現經氧化處理的Ti-6Al-4V 在600 ℃氧化60 h 后具有優異的耐蝕性，耐磨性是未處理Ti-6Al-4V 的25倍。相關研究發現[40-41]，Cp-Ti 和Ti 合金的激光表面重熔可以誘導一層細小的馬氏體和一層鈦氧化物（如TiO、TiO2和Ti2O3），從而提高耐蝕性和耐磨性。

圖2 鈦合金表面生物活性陶瓷涂層表征[30,33]Fig.2 Characterization of bioactive ceramic coatings on titanium alloys: (a) SEM-EDX profile of the interface between the NaOH- and heat-treated titanium metal and a bone (8 weeks after implantation)[30]; AES depth profiles of the surface of titanium before (b) and after (c) the NaOH and heat treatments, and after subsequent soaking (d)[33]

1.2 陶瓷材料人工關節

陶瓷材料硬度高、生物相容性好、耐磨性與耐腐蝕性能優異，在人工關節領域中應用最廣泛的是氧化鋁（Al2O3）、氧化鋯（ZrO2）陶瓷等。

Al2O3陶瓷是第一批應用于人工關節的陶瓷材料[42]，然而在臨床使用過程中，陶瓷關節由于韌性低、脆性大，一旦內部有微小裂紋，過載或應力集中就會使裂紋迅速擴展，最終導致關節假體破裂。近年來國內外有關學者開展了大量的Al2O3陶瓷增韌研究工作，如利用納米氧化鋯ZrO2相變增韌或微裂紋增韌等，取得了顯著效果[43]。

氧化鋯陶瓷的彈性模量較低，生物相容性也很優異[44]，在斷裂韌性方面優于氧化鋁陶瓷。但ZrO2陶瓷屬多相材料，有單斜、四方和立方3 種晶體結構，在特殊環境下易發生晶型轉變，宏觀上致使材料體積和形狀發生變化，形成裂紋，最終導致材料破裂。對ZrO2陶瓷進行穩定化處理可以有效解決上述問題，通常在加工過程中加入氧化鈣和氧化鎂進行增韌處理來控制相變，從而提高ZrO2陶瓷穩定性。ZrO2陶瓷經增韌處理后，韌性大大提高[45]。

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為了進一步優化陶瓷材料的性能，研究者們通過在陶瓷材料上加工表面織構，提高了陶瓷材料的抗磨性與摩擦性能[46-47]。在干摩擦狀態下，一定的表面織構可以起到儲存磨屑與減摩的作用；在液體潤滑過程中，表面織構除了減摩，其表面形成的潤滑膜還可以起到一定的承載作用。Andreas 等[48]利用微細電火花加工技術，在Al2O3增韌ZrO2陶瓷材料表面制備微米級織構化導電層，確定了表面織構的最大可達長徑比以及電火花銑削加工的工藝參數。Stanciuc 等[49]利用飛秒激光微加工，在釔穩定的四方氧化鋯多晶（3Y-TZP）生物惰性陶瓷表面制備了一定的圖案，得出了材料穩定性、循環性與圖案直徑以及深度之間的關系，發現圖案在直徑為30 μm、深度為10 μm 時，可最大化地促進人骨髓間質干細胞的成骨，減少骨質流失。

1.3 高分子人工關節

應用于人工關節領域的高分子材料主要有超高分子量聚乙烯（UHMWPE）和聚醚醚酮（PEEK）等。UHMWPE 易于加工，成本較低，常用于制作人工關節臼杯組件。但是UHMWPE 關節在體內長期使用后，會產生大量的磨屑，磨屑擴散到假體周圍會激活并釋放大量的溶骨因子，使人工關節產生無菌松動[50]。因此，需要對UHMWPE 進行表面改性以提高其減摩耐磨性能。目前常用的UHMWPE 表面改性方法主要有輻射交聯、離子注入和表面接枝。

輻射交聯是指利用各種輻射手段引發UHMWPE表面長鏈間相互交聯，從而提高表面力學性能。Tcherdyntsev 等[51]研究了輻照、定向拉伸和填充對UHMWPE 結構和性能的影響，結果表明，當輻照強度為20 Mrad 時，材料機械性能最佳。離子注入是指通過等離子體處理UHMWPE 表面，鏈斷裂產生長壽自由基，而后形成一定的交聯結構，可提高UHMWPE表面的硬度與抗磨損性能。Perni 等[52]首次證明，氦/氧低溫等離子體可用于增強UHMWPE 抗磨損性能而不損失其本身細胞相容性。低溫等離子體引發了UHMWPE 鏈的高密度交聯，使得材料表面剛度增加，抗磨損性能有所提高。Binnur[53]利用氬等離子體對UHMWPE 和維生素E 穩定的UHMWPE（VE UHMWPE）進行表面改性研究，在25%牛血清中進行銷盤摩擦對比實驗，結果顯示，改性處理后，材料的表面潤濕性和耐磨性均有所提高，傳統UHMWPE的摩擦系數下降趨勢高于VE UHMWPE。表面接枝是指通過輻照引發材料表面產生自由基，加入單體與自由基反應，通過接枝具有不同性能的單體，使得在保留原材料優良特性的基礎上，還具有一定的功能。Xiong 等[54]研究了利用紫外輻射，將MPDSAH（[2-(甲基丙烯酰基氧基)乙基]二甲基-(3-磺酸丙基)氫氧化銨）兩性離子單體接枝在UHMWPE 粉末表面，發現接枝親水性高分子聚合物有助于形成水潤滑膜，從而提高UHMWPE 的潤滑性。Hirosji Kawaguchi 等[55]將PMPC 接枝到UHMWPE 表面，通過髖關節模擬器進行力學模型測試。結果顯示，PMPC 移植顯著降低了摩擦系數與磨損量（圖3），并且可以有效地預防假體周圍骨溶解和無菌性假體松動。

圖3 平面PE 表面接枝PMPC 聚合物刷前后的摩擦系數（a）及PMPC 修飾關節模擬器內襯的磨損量（b）（間隔為5×105 轉）[55]Fig.3 Friction coefficient before and after graft of PMPC polymer brush on plane PE surface (a) and wear amount of PMPC modified joint simulator lining (5×105 RPM interval) (b)[55]

PEEK 是一種性能優異的熱塑性特種工程塑料，具有自潤滑、無毒、生物相容性優異等特點。但PEEK表面光滑疏水，呈現生物惰性，無法進行骨整合。因此，近年來研究人員通過填充改性[56]、纖維增強[57]、表面改性[58]等多種方法改善PEEK 的性能。Sharma等[59]通過靜壓法將未改性和等離子體改性碳纖維（CF）與PEEK 進行復合。結果顯示，等離子體改性提高了碳纖維與PEEK 基體的粘附性，界面剪切強度提高了22%，耐磨性提高了26%。Zhao 等[60]通過表面磺化處理在PEEK 上制備出了三維多孔納米結構網絡。經過丙酮處理后的PEEK，由于多孔結構和SO3H 官能團的作用，在體內外均表現出明顯的生物活性與細胞相容性。

綜上所述，目前傳統材料體系的界面接觸狀態為硬-硬、硬-軟接觸。這就會更加容易導致磨損并產生磨屑，甚至激發人體分泌溶骨因子使骨溶解，導致假體失效。同時，目前的人工關節使用的材料模量遠高于軟骨和骨組織，這導致關節系統產生應力屏蔽效應，骨皮質變薄，加重骨質疏松，最終使得關節系統松動、失效等問題[61]。為了解決這些問題，研究者們受到關節軟骨的啟發，開展了材料仿生設計與制備的研究，并應用于硬質人工關節材料表面，制備出軟硬結合的新型仿生人工關節[62]

2 水凝膠仿生關節軟骨材料及其表面潤滑改性

高分子水凝膠通常是由具有親水性質的高分子鏈段，通過化學或者物理交聯作用形成的具有三維網絡結構的粘彈性聚合物。它可吸收并且儲存大量的水，但其自身不溶于水，具有“濕且軟”的特點[63]。水凝膠的結構形態與生物體內軟組織相似，具有良好生物相容性和應用安全性的水凝膠廣泛應用于創傷敷料[64]、關節軟骨修復[65]等領域。但是，常規的合成水凝膠材料能量耗散機制單一，承載、抵抗蠕變和耐疲勞能力較差，與天然軟骨相差甚遠，限制了其在組織工程領域中的進一步推廣。因此，只有提高了水凝膠的機械性能，才能使其具有人工關節軟骨的力學特性[66]，在此基礎之上，對其表面進行潤滑改性，以降低滑動界面的摩擦系數，方可媲美天然關節軟骨，有望用作人工關節軟骨材料。

2.1 高性能本體水凝膠軟骨材料

研究人員現已開發出一系列具有高強度和良好韌性的水凝膠體系，其優異的力學性能可以歸因于斷裂時網絡中引入的犧牲鍵有效地耗散了能量，如雙網絡（DN）水凝膠[67-69]、納米復合水凝膠[70]和離子交聯水凝膠[71-73]等。

圖4 BC-PVA-PAMPS 水凝膠性能[77]Fig.4 Comparison chart of com pressive strength, tensile strength and modulus of BC-PVA-PAMPS hydrogel and other hydrogelsb (a); BC-PVA-PAMPS hydrogel can withstand 100 pounds of kettlebells weight (b); PAMPS-PDMAAm, PVA and BC-PVA-PAMPS hydrogels before and after 100 pounds compression (c)[77]

2.2 水凝膠軟骨材料的表面潤滑改性

盡管目前的研究已經將水凝膠的機械性能提高到了接近軟骨的水平，但是水凝膠仿生軟骨材料力學強度的提升往往以網絡微結構的致密化為代價，進而導致表面水化度降低、潤滑性能變差。事實上，天然的關節軟骨是一種典型的層狀多孔結構材料，且其表面分布著大量的糖基水化大分子鏈。軟骨受壓時，內部水分能夠滲透到表面與水化大分子鏈和關節滑液一起起到潤滑功能，而層狀的生化結構則有利于緩沖壓力、耗散應力和提供動態承載功能。因此，發展先進的表面改性方法，對高性能本體水凝膠軟骨材料表面進行潤滑處理，設計制備類似軟骨的多層仿生材料，是同時實現水凝膠軟骨材料表面潤滑和本體承載的有效途徑。

受關節軟骨層狀結構的啟發，Yao 等人[84]將聚乙烯醇（PVA）與β-磷酸三鈣（β-TCP）共混，制備了一種新型的雙層水凝膠，以作為軟骨替代物。在旋轉模式下進行摩擦學測試，發現該水凝膠的表面潤滑性能與天然軟骨相似（摩擦系數～0.05）。然而，這類材料通常較為堅硬，在較大的接觸應力下進行摩擦會導致材料磨損嚴重。Lin 等人[85]利用不對稱界面聚合制備了一種基底高強度、表面高含水的雙層水凝膠。施加外載時，高強度的基底保證了高承載性能，而高含水量的表面則保證了水潤滑性能，從而減小摩擦磨損（圖5a）。Lu 等人[86]通過使用一鍋法同時聚合，得到了一種可用于骨軟骨缺損修復的雙層水凝膠（圖5b），上層明膠甲基丙烯酰胺-聚多巴胺（GelMA-PDA）水凝膠作為軟骨修復層，下層明膠甲基丙烯酰胺-聚多巴胺/磷酸鈣（GelMA-PDA/HA）水凝膠作為軟骨下骨修復層。同時將轉化生長因子TGF-β3 固定在上層誘導軟骨再生，而骨形態發生蛋白2（BMP2）固定在下層誘導骨再生。由于上層和下層之間界面的共價結合，兩層很好地結合在一起。此外，水凝膠中的PDA 提供了非共價鍵，以進一步改善上層和下層之間的界面結合。這種雙層水凝膠韌性較好，因為這些共價鍵和非共價鍵協同增強水凝膠。體外和體內試驗表明，這種水凝膠有利于骨軟骨缺損的修復。

圖5 雙層結構模擬水凝膠示意圖[85-86]Fig.5 Double structure simulation hydrogel showing intention[85-86]

天然關節軟骨表面的刷狀水化分子鏈能夠增強表面層狀多孔結構的水化能力，使得關節在高載荷下實現低摩擦[1]。因此，通過表面接枝親水聚合物刷的方法制備水凝膠上表層，以提高界面水化能力，是實現減摩抗磨的良好策略。最初，研究者通過物理吸附將聚合物刷固定在基底上[87]，但物理吸附的接枝率受到空間位阻的影響，表面聚合物刷密度較低，水化作用有限。而且，物理吸附的界面結合力通常較差，聚合物刷層極易在剪切作用下脫落，導致潤滑失效[88]。相比之下，具有較高接枝率與較強結合能力的化學接枝被廣泛用作表面改性手段[89]。目前大多利用表面引發自由基聚合（SI-ATRP）的方法對基底進行處理[90]，但是傳統的SI-ATRP 聚合物刷只是錨固在基底表面，并沒有深度附著，導致聚合物刷層僅有幾十到幾百納米厚，在高載荷作用下易磨損[91]。為了解決這個問題，研究者們開始采用在聚合物網絡中化學相互滲透的合成策略[92]。Du 等通過將引發劑嵌入聚合物基材中，研發了亞表面引發自由基聚合（sSI-ATRP）的方法。這種方法能夠制備出較厚親水聚合物刷層（幾十至幾百微米），并且此方法制備的聚合物刷與原始聚合物鏈之間形成互穿網絡，因此界面鍵合能力好。由亞表面引發制備的聚合物刷系統與傳統的聚合物刷系統相比，顯示出優異的抗磨損性能[93]。該團隊基于此方法，開發了一種新型仿生軟骨的雙層水凝膠：微米厚的親水聚電解質刷（甲基丙烯3-磺酸丙酯鉀鹽和磺基甜菜堿甲基丙烯酸酯）緊密地嵌入在高強度水凝膠基質表面。上層軟的聚合物刷與水凝膠的復合層提供了有效的水潤滑，下層高強度的水凝膠層作為基底，提供了高的承載能力。在兩者的協同作用下，以水為潤滑劑，實現了在高載荷（約10 MPa 的接觸壓力）下的低摩擦系數（～0.010），性能非常接近天然關節軟骨（圖6）。這種生物激發的層狀材料在高接觸壓力下承受50 000 次往復循環過程中，也能保持低摩擦系數，在接觸界面上幾乎沒有觀察到磨損（圖6c4）[94]。Liu 等人[95]利用SSI-ATRP 化學反應將聚合物刷接枝到溫敏性水凝膠基底上，實現了制備基于溫度調控潤滑性能的高強度水凝膠。此外，Qu 等人[96]通過采用堿誘導的網絡離解策略，設計了一種由軟而多孔的表層（可以儲存潤滑劑）和堅固的底層組成的層狀水凝膠材料，實現了表面極低的摩擦系數（3 N 載荷下，COF～0.009；20 N 載荷下，COF～0.035）。因此，在表面潤滑和底部承載的協同作用下，層狀水凝膠可以實現優異的潤滑及耐磨性能。然而，雖然這一類材料表面的摩擦磨損性能優異，但在經過長時間摩擦測試后，基底會出現屈服現象。這是由于在長時間的摩擦過程中，水凝膠內部犧牲鍵網絡斷裂而進行能量耗散，造成了水凝膠基底不可恢復的變形與摩擦系數的變化[94,96]。此外，目前雖然有許多研究致力于構造仿關節軟骨水凝膠材料，但無法同時達到天然關節軟骨的各項性能指標[97]，因此合理構筑綜合性能優異的水凝膠體系仍需不斷探索。

圖6 (a) PSPMA 或PSBMA 刷接枝水凝膠的制備示意圖；(b) 10 N 載荷下HHy-g-PSBMA 和HHy-g-PSPMA 在5 萬次摩擦循環的摩擦系數-循環曲線；(c1) HHy-g-PSPMA 表面經過5 萬次摩擦循環后磨損處的橫截面光鏡圖；(c2) 表面磨損的光鏡圖；(c3) 表面磨損的SEM 照片；(c4) 局部放大的SEM 照片[94]Fig.6 (a) Schematic illustration for the fabrication of PSPMA or PSBMA brush-grafted hydrogels; (b) the friction coefficientcycles curve on the surfaces of HHy-g-PSPMA and HHy-g-PSBMA for 50,000 times friction cycles at applied load 10 N; (c1) the fluorescent image of deformed cross-section; (c2) the optical image of wear surface; (c3) the SEM image of wear morphology; (c4)the local amplification SEM image of wear morphology[94]

3 組織及人工關節材料表面鍵合水凝膠潤滑涂層

水凝膠替代天然軟骨的策略除了需要滿足機械強度的要求外，還要求其與骨基底的強大鍵合。目前的研究主要致力于提高機械性能而忽略鍵合問題。人工關節軟骨的移植手術中，最大的風險是由于水凝膠人工關節軟骨修復體與骨基底較差的鍵合導致的。較差的鍵合能力極易導致人工關節與下骨產生位移，從而導致炎癥等創傷，這大大限制了水凝膠作為人工關節軟骨的潛在應用。

Gong 等人[98]將魚鰾膠原蛋白（SBC）作為第一網絡，以聚（N,N-二甲基丙烯酰胺）(PDMAAm)作為第二交聯網絡，組成了復合雙網絡水凝膠。SBC/PDMAAm 凝膠具有各向異性的溶脹行為，表現出與天然軟骨相當的優良力學性能。在表面包覆羥基磷灰石（HAp）涂層后，植入體內骨缺損處，發現HAp/SBC/PDMAAm 凝膠在4 周后與骨緊密結合。該課題組還在DN 水凝膠的表面雜化了羥基磷灰石納米晶體，通過將DN 水凝膠交替浸泡在氯化鈣（CaCl2）與磷酸氫二鉀（K2HPO4）溶液中進行礦化處理，形成了具有梯度結構的凝膠-骨雜化層，在植入體內四周后，與缺損骨骼形成了牢固的結合[81]。Wang 等人[99]開發了一種復性水凝膠涂料（RHP），如圖7a 所示，首先將未固化的粘合劑涂抹或噴涂在各種基材的表面，然后立即覆蓋干凝膠顆粒，再將干凝膠水化成水凝膠。如圖7b 所示，人工左股骨頭涂有RHP，右股骨頭未修飾作為參考樣品。通過在給定壓力下沿法向旋轉人工股骨頭與髖臼進行摩擦試驗。當連續旋轉35 min后，左側髖臼軟骨完全保存，但右股骨頭損傷明顯。此外，通過生物相容性水凝膠的選擇，RHP 在醫學應用方面也顯示出巨大的潛力。

圖7 RHP 技術及人工股骨頭和髖臼的照片與摩擦處理不同階段的軟骨輪廓[99]Fig.7 Schematic illustration of the RHP technique (a) and photographs of the artificial femur head and acetabulum, and the profile of cartilages at different stages of the friction treatment (b)[99]

Silva 等[100]采用鉻酸氧化和馬來酸酐接枝，使聚乙烯薄膜表面分別含有活性基團羧酸和酸酐，通過熱酯化方法，將活性基團與聚乙烯醇（PVA）超薄層相固定，將PAA 中的羧基與PVA 中的羥基，也通過熱酯化作用固定，形成第二層。但只有與界面接觸的大分子可應用于熱酯化固定方法。2015 年，Ma 等[101]將陽極氧化鋁（AAO）與丙烯酸（AA）復合，得到有序排列的水凝膠纖維-氧化鋁復合材料。具有限域效應的納米孔，將水凝膠纖維限域在其內部，而表層凝膠失水收縮將水凝膠纖維部分拉出，從而形成了纖維陣列。如圖8b 所示，凝膠纖維陣列結構規整，并且這種軟硬復合的界面減小了摩擦剪切過程中的機械形變，從而表現出優異的潤滑性能。基于此制備出的雙面水凝膠纖維材料，能夠實現雙界面pH 響應的摩擦調控。

圖8 規整的納米水凝膠纖維陣列的制備[101]Fig.8 The preparation of regular hydrogel nanofibers array[101]: (a) schematic of the preparation process of hydrogel nanofibers embedded into AAO; (b) top view of the as-prepared PAA hydrogel nanofibers array; (c) cross-sectional PAA hydrogel nanofibers array including protrusions out of nanopores after removal of the surface bulk gel layer; (d) bottom part of confined PAA hydrogel nanofibers

Zhang 等[102]使用重鉻酸鹽氧化UHMWPE，在其表面形成活性基團，然后利用催化劑催化PVA 水凝膠分子中的羥基與UHMWPE 表面活性基團發生化學接枝，并通過正交試驗探索了溫度、接枝時間、催化劑用量和接枝液濃度對接枝效果的影響。結果表明，通過接枝，人工關節的剪切強度可達1 MPa，UHMWPE的接觸角從104°降低到39°，有效提高了表面潤濕性。Zhao 等人[103]先用甲基丙烯酸-3（三甲氧基硅基）丙酯（TMSPMA）修飾玻璃、硅片、鈦片、鋁片和陶瓷表面，然后將聚丙烯酰胺（PAAM）或聚（乙二醇）二丙烯酸酯（PEGDA）交聯到各種表面改性過的固體上，實現了水凝膠與不同基底之間的結合。該水凝膠與基底之間的界面韌性（＞1000 J/m2）優于肌腱-骨以及軟骨-骨界面之間的韌性。該團隊[104]還對PVA進行冷凍解凍和干燥-退火的處理，在水凝膠與基底界面引入有序晶域，發現傳統高韌性水凝膠粘合的疲勞閾值只有68 J/m2，這和高韌性水凝膠的疲勞閾值相似（～50 J/m2），也與破壞一層無定形分子鏈所需要的能量吻合。而PVA 水凝膠粘合界面的疲勞閾值能夠達到800 J/m2，可比擬結締組織與骨頭連接界面的疲勞閾值。與此同時，他們通過30 000 次的循環剝離實驗，進一步驗證了這種界面的超高疲勞閾值。此外，由于水凝膠特有的高含水量、低摩擦系數等優勢，抗疲勞水凝膠涂層的引入，也能有效地降低金屬基底的摩擦系數和磨損系數。通過水凝膠和金屬關節的高強度、高韌性、抗疲勞粘合，能有效解決水凝膠作為人造軟骨所面臨的技術挑戰。

4 結語

金屬、陶瓷、聚合物等傳統關節假體在臨床應用中已相當成熟，但其耐磨性、力學性能等方面仍存在各自的不足。這些材料的毒性、生物/組織相容性等方面，與理想的人工關節材料仍有一段差距，為了解決這些材料的摩擦磨損問題，研究人員致力于研究仿生關節軟骨并將其修飾、復合到人工關節置換材料表面。水凝膠作為一種與關節軟骨類似的濕、軟、滑的材料，在生物醫藥等領域有重要的應用潛力。但傳統水凝膠材料的力學性能有限，研究者們通過對其進行改性，可實現低摩擦、高承載、高耐磨等優點，但仍難以滿足關節替代材料的要求，特別是其力學綜合性能達不到天然關節軟骨的水平。其次，在對水凝膠的機械性能與摩擦學性能不斷優化與提高的同時，還需要關注其生物安全性，以滿足其在生物醫學領域的性能需求。