低荷载下不同电荷高分子水凝胶摩擦行为研究

陈咏梅， 王竟晓， 赵新一， 宋贺明， 董 坤， 胡 洋

(1.陕西科技大学 轻工科学与工程学院, 陕西 西安 710021; 2.西安交通大学 化学学院, 陕西 西安 710049)

0 引言

微创介入医疗是采用一系列微创器械、材料和现代化数字诊疗设备进行诊断与治疗操作的医疗技术，它具有及时、微创、无痛、舒适的优点，在治疗心血管疾病方面尤为突出[1].然而，由于医疗导管表面摩擦较高而诱发的血管疾病是一个长期存在且尚未解决的问题[2,3].在微创介入手术操作过程中，长度为80～150 cm的医疗导管通常从浅表腿部动脉或静脉入路，经过迂曲的血管将治疗器械(支架等)输送到病变处(如心脏或脑部)，在此过程中，医疗导管不可避免地与血管内壁表面的单层内皮细胞膜接触而产生摩擦，摩擦过高将会导致内皮细胞受损，进而诱发手术出血、血栓形成以及术后血管再狭窄等并发症，最终诱发动脉粥样硬化等血管疾病[4].所以，医疗导管表面摩擦性能对心血管疾病微创介入治疗成功与否意义重大.“软、湿”高分子水凝胶材料有望在微创介入医疗技术储备中发挥重要作用.高分子水凝胶是在其三维网络空间结构中含有90%以上水，并且与生物体软组织的结构和性能类似的功能材料[5,6].

对血管内低摩擦现象的分析可以帮助我们优化设计低摩擦微创导管软材料.虽然毛细血管的直径虽然大约只有5～6 μm[7]，但是直径约8 μm的红细胞[8]不仅不会在比它直径小的毛细血管中堵塞，而且可以顺利地在毛细血管中流通.这个有趣的生理现象表明血管内皮细胞与红细胞之间的摩擦必须非常低才能保证红细胞在毛细血管中顺利流通.毛细血管中的血流剪切应力约为2 Pa，所受的垂直压力约为3 kPa，从而可以估算出血管内皮细胞表面的摩擦系数约为7×10-4.血管内皮细胞和红细胞的杨式模量分别约为8 kPa和0.1 Pa，毛细血管中的超低摩擦现象与软物质/软物质之间的摩擦密切相关.因此，如果以 “软、湿”高分子水凝胶为对象，研究低荷载下的摩擦行为，有望优化设计低摩擦高分子水凝胶微创导管材料[9].

传统固体材料摩擦行为符合Amonton定律F=μW，即固体界面间摩擦作用力F与荷载W成线性比例关系，而与接触面积及滑动速率无关.高分子水凝胶是一类兼具固体和液体性能的柔性材料，其摩擦行为不能简单地采用Amonton定律进行分析研究[10].作为一种典型的柔性材料，高分子水凝胶具有含水率高，生物相容性优异等优势，在生物材料领域有广阔的应用前景.医疗导管是外科手术中用于介入身体治疗的重要器械，若将水凝胶作为医疗导管材料，则需要在近似人体血管内压力(3.3 kPa)下研究其摩擦行为[11,12].而现有的对水凝胶材料摩擦行为的研究主要是在高荷载下进行的.研究表明，影响高分子水凝胶摩擦行为的因素主要包括物化性能(如亲疏水性[13]、电荷密度[14]、交联密度[15]、含水率[16]、弹性模量[17]，摩擦基板表面性质(如亲疏水性[18]、电荷密度[19])及测试条件(荷载[20]、滑动速率[21])等，并提出了研究高分子水凝胶摩擦行为的吸附-排斥模型[22].当高分子水凝胶接触到摩擦基板时，其表面网络结构中的高分子链会与摩擦基板材料之间产生吸附或者排斥作用，当高分子水凝胶与摩擦基板界面相互作用力表现为排斥力时，高分子网络表面水化层的粘性流动成为影响摩擦行为的主要因素，此时摩擦力与滑动速率呈线性相关[23,24].相反，当高分子水凝胶网络与摩擦基板之间的相互作用力表现为吸引力时，高分子链被吸附到摩擦基板表面，此时影响摩擦力的因素主要有两个：(1)被吸附的高分子链的弹性变形；(2)高分子网络表面的水化层的粘性流动行为.

此外，高分子水凝胶材料表面蛋白质吸附对摩擦性能的影响有待进一步研究.因此本工作研究了三种不同电荷的高分子水凝胶材料在低荷载作用下的摩擦行为，包括滑动速率、荷载、牛血清白蛋白吸附，摩擦基板对其摩擦行为的影响.其中，聚2-丙烯酰胺-2-甲基丙烷磺酸钠(PNaAMPS)为阴离子，聚N,N′-二甲基丙烯酰胺(PDMAAm)为中性，聚甲基丙烯酰氧乙基三甲基氯化铵(PMETAC)为阳离子水凝胶.测试仪器选用旋转流变仪，相对于摩擦计来说，旋转流变仪灵敏度更高，能够准确测试分析低荷载下水凝胶的摩擦行为.

1 实验部分

1.1 实验原料

N,N′-二甲基丙烯酰胺，分析纯，TOKYO KASEI公司；2-丙烯酰胺基-2-甲基丙磺酸钠，分析纯，山东省化学有限公司；甲基丙烯酰氧乙基三甲基氯化铵，分析纯，Alfa Aesar公司；N,N′-亚甲基双丙烯酰胺，国药集团化学试剂有限公司；α-酮戊二酸，上海科丰化学试剂有限公司；牛血清白蛋白(Albumin Bovine Serum,BSA)，北京奥博星生物技术有限公司.

1.2 实验仪器

电子天平，BS224S，德国Sartourius公司；紫外灯,365 nm/40 W，Philips公司; 搅拌机，MJ-250BP02A，广东美的生活电器制造有限公司；旋转流变仪，MCR302，德国Anton Paar公司.

1.3 实验方法

1.3.1 高分子水凝胶的制备

选取三种乙烯类单体通过光引发自由基聚合反应合成高分子水凝胶材料，其中2-丙烯酰胺-2-甲基丙烷磺酸钠(NaAMPS)为阴离子单体，N,N′-二甲基丙烯酰胺(DMAAm)为中性单体，甲基丙烯酰氧乙基三甲基氯化铵(METAC)为阳离子单体，聚合物的分子式如图1所示.

图1 高分子水凝胶材料化学结构图

具体操作步骤如下：将单体配制成1M的水溶液，以单体浓度为参比加入交联剂N,N′-亚甲基双丙烯酰胺(MBAA)，交联剂含量分别为2 mol%、4 mol%、10 mol%，交联剂浓度越高，水凝胶的弹性模量越大.待单体和交联剂完全溶解后再以单体浓度为参比加入0.1 mol% 引发剂α-酮戊二酸，并通入氮气30 min.将该溶液加到洁净玻璃夹具中间，用波长为365 nm紫外光照射12 h.最后，将聚合形成的水凝胶材料取出浸泡在去离子水中溶胀，每天换水2次持续一周，保证水凝胶中未反应的成分被充分置换.最后用放入磷酸缓冲液(Phosphate Buffer Solution，PBS)中交换溶胀，每天更换PBS溶液两次，持续三天使水凝胶与人体组织保持近似离子浓度.

1.3.2 高分子水凝胶弹性模量测试

高分子水凝胶的弹性模量是反映其力学性能的一个重要参数，它集中反映了材料对抗外力作用的能力.采用电子万能拉力机检测高分子水凝胶材料弹性模量.具体操作步骤如下：首先将在磷酸盐缓冲溶液中溶胀平衡的高分子水凝胶用模具切成直径为15 mm的圆柱状体样品，然后将其再次浸泡到磷酸盐缓冲溶液中以消除切割所产生的内应力.用电子万能拉力机在压缩速率为10% h /min条件下压缩水凝胶，记录压缩应力-应变曲线.应力-应变曲线10% 应变中，应力与应变呈线性关系，即前10% 应变为其线性粘弹区，通过计算该线性粘弹区应力-应变曲线斜率而获得水凝胶弹性模量.

1.3.3 水凝胶摩擦行为测试

如图2所示，将两块圆柱状水凝胶分别粘贴于旋转流变仪上下基板表面.当两块水凝胶材料在角速度为ω下发生相对滑动时测定扭矩变化.在恒定压力下水凝胶材料表面摩擦力正比于表观接触面积，因此，可以通过单位面积积分计算得到摩擦力.假设单位面积摩擦力正比于滑动速率，单位面积摩擦力f为：

f=Aωr

(1)

式(1)中：f是单位面积摩擦力，A为与r无关的物理量，ω是角速度，r是水凝胶材料表面接触半径.则整个水凝胶材料摩擦力为：

(2)

而整个滑动过程中扭矩为：

(3)

通过公式(2)、(3),可得到整个水凝胶材料的摩擦力为：

F=4T/3R

(4)

由式(4)可知，通过测定两块高分子水凝胶材料发生相对运动时所产生的扭矩变化就可以获得其摩擦力.

利用旋转流变仪测试两块相同高分子水凝胶材料发生相对运动时所产生的力矩，并通过力矩计算出摩擦力.具体步骤如下：将在PBS中溶胀平衡的高分子水凝胶材料用模具分别切割成直径为15 mm和34 mm的圆柱体，浸泡于PBS溶液中以消除切割时所产生的内应力.测试前将水凝胶材料放置于光滑玻璃表面，用吸水纸擦干表面水分(测试面除外).将直径为15 mm的水凝胶圆柱体用胶水粘贴于旋转流变仪上层基板，直径为34 mm的水凝胶圆柱体粘贴于下层基板，平衡5 min以消除粘贴所产生的应力集中现象.为了防止水凝胶在测试过程中干燥，在样品槽中添加PBS溶液.以20 μm/s速度下降上测试头，达到预定法向应力(荷载)时停止，保持该法向应力10 min，在此法向应力下以固定的角速率旋转上测试头，记录该过程中的力矩变化.每2 s记录一个数据，共记录600个数据点.测试完成后以30 μm/s 速度抬起上测试头到固定位置(法向应力为零处)，平衡1 h后再进行下一次测试.

图2 旋转流变仪测试水凝胶摩擦示意图

2 结果与讨论

2.1 低荷载下水凝胶的静摩擦力与滑动摩擦力的测试

图3 水凝胶的摩擦力随时间变化曲线

2.2 滑动速率影响

高分子水凝胶表面摩擦行为与滑动速率密切相关[26].在探究滑动速率影响的实验中，为模拟血管内壁所承受的内压力，设定固定荷载为0.60 N(3.3 kPa).滑动角速率在10-5～100rad/s范围内递增，记录旋转流变仪扭矩变化，利用公式(4)计算摩擦力.图4、5、6分别为固定低荷载下不同交联密度的三种高分子水凝胶的摩擦力随滑动角速率变化的曲线图.从图中可以看出，不同交联密度的三种高分子水凝胶材料的摩擦力均随滑动角速率增大而增大，约在10-3rad/s左右出现峰值.当高分子水凝胶材料与滑动基板相互作用力不同时，其滑动速率对水凝胶摩擦行为的影响不同.当高分子水凝胶材料与滑动基板之间相互作用为排斥作用时，摩擦力主要来源于界面间高分子链溶胀所形成的水润滑层的粘性流动，因此摩擦力随着滑动速率增大而增大.当高分子水凝胶材料与基板之间相互作用力为吸引作用时，摩擦力主要来源于两方面，一是相互吸引的高分子链段的弹性收缩，二是界面间高分子链溶胀所形成的水润滑层的粘性流动，因此摩擦行为表现出复杂性[27].本工作中水凝胶与水凝胶之间的摩擦行为主要为排斥作用.在低滑动速率下水润滑层粘性流动为产生摩擦力的主要因素，滑动速率的提高会使得两块高分子水凝胶材料间水分排出，其摩擦力随滑动速率增大而增大；随着滑动速率进一步增大，柔性的高分子链段来不及伸缩，从而使得相互吸引的高分子链段的弹性收缩行为开始影响摩擦力，两种因素共同作用的结果是总体摩擦力出现一峰值开始降低，随着滑动速率再次增大，高分子链弹性收缩成为影响摩擦力的主要因素，因而在高滑动速率区域其摩擦力也开始增大.

相同角速率下，交联密度对水凝胶材料摩擦力的影响并不呈线性关系.该现象表明三种高分子水凝胶相对运动时的摩擦力受滑动角速率影响.

图4 不同交联密度PMETAC水凝胶材料摩擦力随滑动速率变化趋势

图5 不同交联密度的PNaAMPS水凝胶材料摩擦力随滑动速率变化趋势

图6 不同交联密度的PDMAAm水凝胶材料摩擦力随滑动速率变化趋势

2.3 荷载影响

除了滑动速率外，荷载也显著影响高分子水凝胶材料的摩擦行为.图7、8、9分别为恒定滑动角速率(10-3rad/s)时，不同交联密度的PEMTAC、PNaAMPS和PDMAAm高分子水凝胶与相同高分子水凝胶基板间发生相对运动时摩擦力随荷载变化曲线.从图中可以看出，三种不同电荷的水凝胶材料摩擦力均随着荷载增大而上升，说明在低荷载作用下高分子水凝胶材料摩擦行为不服从Amonton定律[28].此外，在相同荷载作用下，同种高分子水凝胶材料摩擦力随交联密度增大未呈线性变化趋势.

图10、11、12为恒定滑动速率(10-3rad/s)下，不同交联密度的PMETAC、PNaAMPS和PDMAAm高分子水凝胶与相同高分子水凝胶基板发生相对运动时摩擦系数随荷载变化曲线图.从图中可以看出，交联密度为2 mol%、4 mol%、10 mol%的阳离子PMETAC、阴离子PNaAMPS和中性PDMAAm水凝胶材料的摩擦系数均随着荷载增大而显著降低.尤其是当交联密度为2 mol%和10 mol%时，中性PDMAAm水凝胶的摩擦系数变化没有阳离子PMETAC和阴离子PNaAMPS水凝胶的变化明显.

上述结果表明，在相同载荷下，交联密度为2 mol%和4 mol%的PMETAC和PNaAMPS水凝胶的摩擦力和摩擦系数均高于10 mol%的水凝胶，这是由于低交联密度的水凝胶在载荷下变形较大，易于排挤出水凝胶界面间的水润滑层造成的.由于中性PDMAAm水凝胶间不存在静电排斥作用，导致水凝胶界面中的水润滑层的厚度不大，从而造成不同交联密度的中性水凝胶摩擦力和摩擦系数相差不显著的趋势.

尽管不同电荷的水凝胶材料化学结构相同，但交联密度不同的水凝胶材料的弹性模量不同，因而不同荷载作用下其形变量不同.为了研究荷载对摩擦力的影响，定义λ为平均形变量，λ=P/E,其中P是压强，E是正弹性模量.

图7 不同交联密度的PMETAC水凝胶摩擦力随荷载变化趋势

图8 不同交联密度的PNaAMPS水凝胶摩擦力随荷载变化趋势

图9 不同交联密度的PDMAAm水凝胶摩擦力随荷载变化趋势

图10 不同交联密度的PMETAC水凝胶材料摩擦系数随荷载变化趋势

图11 不同交联密度的PNaAMPS水凝胶材料摩擦系数随荷载变化趋势

图12 不同交联密度的PDMAAm水凝胶材料摩擦系数随荷载变化趋势

由图13可知，三种高分子水凝胶材料弹性模量均随着交联密度的增大而增高.由于交联密度提高了高分子水凝胶中三维网络结构密度，溶胀率减小，使得单位体积内高分子链密度增加，从而导致水凝胶整体弹性模量增高.对比不同电荷水凝胶的弹性模量发现，当交联密度相同时，中性高分子水凝胶弹性模量远大于其他两种带电荷的水凝胶，这是由于高分子链上带电基团的亲水作用导致高分子网络溶胀大量的水，单位体积内高分子链密度降低，从而降低了弹性模量.

图13 交联密度对不同结构高分子水凝胶材料弹性模量的影响

图14为三种不同结构水凝胶摩擦力随平均形变量变化趋势图.从图中可以看出，相同荷载作用下，三种高分子水凝胶材料摩擦力均随平均形变量的增加而呈上升趋势.当两块相同的高分子水凝胶材料发生相对运动时，荷载越大，水凝胶的形变越大，使得水凝胶材料间的水润滑层被更多排出，从而降低了水凝胶界面间水的润滑作用.

图14 三种水凝胶材料摩擦力与平均形变量之间的关系

2.4 BSA吸附对摩擦行为的影响

导管材料在使用过程中直接接触血液系统，不可避免的发生蛋白质吸附.因此，研究蛋白质吸附对导管材料表面摩擦行为的影响对研发医疗导管材料具有重要指导意义.PMETAC、PDMAAm及PNaAMPS水凝胶表面蛋白质吸附不受水凝胶材料交联密度影响，且均在BSA浓度为2 mg/mL水溶液环境下达到饱和吸附.因此研究BSA吸附对导管材料摩擦性能的影响时，固定三种水凝胶材料的交联密度为2 mol%，在2 mg/mL的BSA溶液中进行测试.测试前将水凝胶材料浸泡在2 mg/mL BSA溶液中吸附24 h，测试时在样品槽中添加的溶液同样为2 mg/mL的BSA.记录不同荷载作用下扭矩变化，从而计算得到摩擦力变化.

图15为不同溶液介质中2 mol% PMETAC、2 mol% PDMAAm及2 mol% PNaAMPS与相同水凝胶基板相对运动时摩擦力随荷载变化曲线.从图中可以看出，在PBS及BSA溶液中，高分子水凝胶材料的摩擦力均随着荷载增大而呈上升趋势.水凝胶材料表面吸附BSA后，PNaAMPS水凝胶间的摩擦力相对其在PBS溶液中无明显变化，PMETAC水凝胶间的摩擦力相对其在PBS溶液中明显增高，而PDMAAm水凝胶间的摩擦力却显著降低.根据三种材料表面蛋白质吸附性能研究可以推知，由于BSA在PBS溶液中显电负性，负电荷 PNaAMPS水凝胶表面吸附的BSA非常微量，从而PNaAMPS水凝胶间的摩擦力几乎不发生变化.而正电荷PMETAC水凝胶表面吸附BSA后会发生电荷中和作用，从而造成PMETAC水凝胶表面的电荷密度降低，导致摩擦力增大.PDMAAm表面吸附BSA后在原本中性的水凝胶表面引入了负电荷，从而增加了水凝胶界面间电荷密度，相应地增大了水凝胶界面间的排斥作用，导致摩擦力减小.

图15 不同介质中交联密度为2 mol%的三种水凝胶材料摩擦力随荷载变化

2.5 相对滑动基板对摩擦行为的影响

当与不同基板发生相对运动时，三种高分子水凝胶材料表现出的摩擦行为各异.PDMAAm水凝胶在吸附BSA后表面摩擦力显著降低，表现出优异的低摩擦性能.因此，进一步研究了BSA溶液中相对滑动基板对PDMAAm水凝胶摩擦行为的影响.由于血管内皮细胞表面带有负电荷，因此，研究导管材料时需要考察材料与负电荷基板之间的摩擦行为.带负电荷的PNaAMPS水凝胶材料与血管具有类似的粘弹性，可充当体外模拟血管的材料.此外，高分子水凝胶材料在荷载作用下发生形变，导致其摩擦行为发生变化.基于以上两点考虑，选用与PDAMMm水凝胶弹性模量接近的负电荷PNaAMPS作为滑动基板考查摩擦行为，即10 mol% PDMAAm-10 mol% PNaAMPS和2 mol% PDMAAm-4 mol% PNaAMPS摩擦体系.此外，测试两块弹性模量相同的PDAMMm水凝胶作为对照体系，即10 mol% PDMAAm-10 mol% PDMAAm和2 mol% PDMAAm-2 mol% PDMAAm摩擦体系.

图16为不同交联密度的PDMAAm和PNaAMPS水凝胶材料与不同滑动基板表面摩擦时的摩擦力随荷载变化曲线.从图中可以看出，PDMAAm-PDMAAm摩擦体系和PDMAAm-PNaAMPS摩擦体系的摩擦力均随荷载增大而呈上升趋势，表明中性PDMAAm水凝胶的摩擦力随荷载的变化趋势对摩擦基板的电荷依赖性不显著.

此外，不同交联密度的PDMAAm与不同滑动基板间的摩擦力由小到大的顺序为10 mol% PDMAAm-10 mol% PNaAMPS<10 mol% PDMAAm-10 mol% PDMAAm<2 mol% PDMAAm-4 mol% PNaAMPS<2 mol% PDMAAm-2 mol% PDMAAm.

上述结果表明，当弹性模量相同时，中性PDMAAm与负电荷PNaAMPS水凝胶滑动基板之间的摩擦力低于与中性PDMAAm之间的摩擦力.当水凝胶的化学结构相同时，高交联密度即高弹性模量水凝胶之间的摩擦力小于低交联密度即低弹性模量水凝胶之间的摩擦力.这是由于PDMAAm表面吸附BSA后，原本中性的水凝胶表面转变为带有负电荷的表面，因此，相较于略带负电荷的中性PDMAA水凝胶滑动基板，其与强负电荷的PNaAMPS水凝胶滑动基板之间产生更强的界面间的排斥作用，从而在界面间产生更厚的水润滑层，导致摩擦力降低.相反，PDMAAm-PDMAAm摩擦体系界面间的排斥作用较小，从而在界面间产生的水润滑层厚度较小，导致摩擦力升高.

此外，在相同载荷下，相较于低交联密度即低弹性模量水凝胶，由于高交联密度即高弹性模量水凝胶的变形量较小，不容易把水凝胶界面的水润滑层排挤出去，从而保留更多的水润滑层，导致摩擦力降低.相反，由于低交联密度即低弹性模量水凝胶在荷载下的变形量较大，易于把水凝胶界面的水润滑层排挤出去，从而导致摩擦力增加.上述结果和分析表明，水凝胶摩擦体系界面间引入负电荷基团可有效降低水凝胶材料间的摩擦力，并且水凝胶材料的摩擦行为与滑动基板的性质密切相关.

图16 不同基板表面PDMAAm水凝胶材料的摩擦力随荷载变化

3 结论

筛选低摩擦医疗导管材料对降低因医疗导管表面摩擦较高而诱发的术后病发症，提高微创介入医疗手术质量意义重大.高分子水凝胶作为一种与人体组织结构相似的粘弹性水材料，在低摩擦医疗导管材料中占有重要地位.此外，导管材料在使用过程中直接接触血液系统，不可避免的发生蛋白质吸附，因此，研究低荷载下，蛋白质吸附对高分子水凝胶材料表面摩擦行为的影响对对设计低摩擦医疗导管具有重要指导意义.本工作利用旋转流变仪测试分析了低荷载情况下，不同化学结构高分子水凝胶的摩擦行为，分析了水凝胶电荷(正电荷、负电荷、中性)、荷载、滑动速率、基板及牛血清白蛋白吸附对摩擦行为的影响.得到以下结论：

(1)低荷载作用下水凝胶材料弹性模量越小其变形越大，从而使得摩擦力越大.

(2)不同化学结构水凝胶材料表面吸附蛋白质前后摩擦行为不同：带负电荷的水凝胶表面吸附蛋白质后摩擦力无明显变化；带正电荷的PMETAC水凝胶表面吸附蛋白质后摩擦力增加；中性的PDMAAm水凝胶表面吸附蛋白质后摩擦力明显降低.

(3)水凝胶材料界面间引入负电荷基团的基板可以减小水凝胶材料间摩擦力.