姜豪，云忠，湯曉燕，陳洪歡

1.中南大學(xué)輕合金研究院，湖南長沙410083；2.中南大學(xué)機電工程學(xué)院，湖南長沙410083

前言

人工心臟及其輔助裝置按其工作方式可分為與血液直接接觸的血泵式人工心臟及搏動式直接心輔裝置。血泵又分為離心式和軸流式［1］，使用時一般要將泵植入患者心臟內(nèi)部或者完全置換掉心臟，會對原生心臟造成破壞?；跉鈩蛹∪獾娜嵝灾苯有妮o裝置目前為研究熱點，其原理為將裝置包裹在心臟周圍，通過控制特定氣腔進行有規(guī)律的收縮和舒張，以擠壓心臟達到輔助心臟搏動的目的，不用破壞原生心臟。然而，直接心輔裝置與心臟外表面緊密貼合，且對其進行循環(huán)擠壓，會造成如下問題：（1）異物表面接觸面積大，易造成排異反應(yīng)；（2）氣動直接心輔裝置收縮-舒張過程中會摩擦心臟外表面。因此必須保證裝置接觸面具有優(yōu)良的生物相容性與較低的摩擦系數(shù)，以降低工作過程中對機體的損傷。在類似的研究中，直接心輔裝置一般通過醫(yī)用紗布等普通材料縫合固定以減少氣動肌肉與心臟表面的相對位移，其減少摩擦磨損的效果遠不及天然生物體組織和器官，且未考慮器官排異問題［2］。

在前人的研究基礎(chǔ)上，本文提出一種將水凝膠作為心臟與直接心輔裝置之間隔離層的方法。水凝膠是一類具有三維交聯(lián)網(wǎng)絡(luò)結(jié)構(gòu)的高分子聚合物，具有較強的吸水性能［3］，吸水狀態(tài)下水凝膠表面通常保持濕潤，摩擦系數(shù)低，且水凝膠生物相容性良好［4］，因此在組織工程學(xué)［5］、仿生學(xué)［6-7］、智能穿戴［8］及醫(yī)療器械［9］等領(lǐng)域發(fā)展迅速。在直接心輔裝置與心臟接觸的表面添加一層水凝膠作為隔離層，能有效解決排異以及摩擦問題。3D 打印具有極高的設(shè)計靈活性，在個性化醫(yī)療方面具有定制簡單、成本低等諸多優(yōu)勢。近年來，3D 打印技術(shù)在醫(yī)藥領(lǐng)域的應(yīng)用包括牙科植入體［10］、假肢部件［11］、手術(shù)模型［12-13］、組織再生支架［14-15］、藥物實驗組織模型［16-17］等?？紤]到心臟的個體性差異以及水凝膠隔離層的貼合性，將3D 成型技術(shù)運用到隔離層的成型工藝上，且通過實驗來探究水凝膠隔離層的力學(xué)性能、溶脹性能與摩擦性能，為水凝膠隔離層的臨床應(yīng)用提供理論基礎(chǔ)。

1 材料與方法

1.1 實驗材料與設(shè)備

實驗材料：聚乙烯醇1799型［Poly（vinyl alcohol）1799, PVA］，醇解度：98%～99%（mol/mol）（上海阿拉丁生化科技股份有限公司）；去離子水（上海穗天環(huán)?？萍加邢薰荆?；卡拉膠（Carrageenan, CRG, 食用型）。

實驗設(shè)備：電子天平（精度0.01g）、恒溫磁力攪拌器（賽得利斯,85-2）、恒溫水浴鍋（JOANLAB,BHS-1）、冰箱（夏新，BD-BC106）、離心機（常州國宇，800-1）等。

1.2 水凝膠的制備與優(yōu)化

相比化學(xué)交聯(lián)技術(shù)，物理交聯(lián)合成的水凝膠具有更好的機械性能［18］，因此本文采用凍融循環(huán)物理交聯(lián)方式制備PVA 水凝膠。PVA 水凝膠材料具體制備過程如圖1 所示。用電子天平稱取定量PVA 固體顆粒，加入適量去離子水中，恒溫90 ℃水浴加熱并攪拌約2 h 至其充分溶解后得到透明的PVA 水溶液，在離心機3 000 r/min 離心10 min 除去溶液中的氣泡后倒入模具中，置于約-20 ℃冰箱中冷凍12 h 后室溫下解凍6 h，重復(fù)此凍融過程4 次，得到交聯(lián)的乳白色PVA水凝膠。

圖1 PVA水凝膠制備流程Fig.1 Preparation of PVA hydrogel

隨著PVA含量的增加，溶液濃度會不斷上升，常用的PVA質(zhì)量濃度為5%～15%［19］，通過預(yù)實驗發(fā)現(xiàn)，當PVA的質(zhì)量濃度＞25%時，由于固含量過高、粘度過大，PVA無法完全溶解，考慮到對照組的需要，本實驗配制的PVA質(zhì)量濃度分別為5%、10%、15%、20%、25%。

凍融循環(huán)法制備的PVA 物理交聯(lián)水凝膠具有無毒且力學(xué)性能良好的優(yōu)點，但交聯(lián)時間較長，作為3D打印材料難以快速固化，從而限制了其成型能力。對此，本文對PVA 水凝膠材料進行優(yōu)化以減少其固化時間，在PVA 水凝膠的基礎(chǔ)上通過物理共混的方式添加另一種溫敏水凝膠材料CRG 作為打印材料中的溫敏成分，按不同比例制備CRG/PVA復(fù)合水凝膠。CRG/PVA復(fù)合水凝膠的制備方法同圖1，只需在去離子水中先按一定比例加入CRG 并充分擴散，然后進行后續(xù)水凝膠制備即可。

1.3 水凝膠力學(xué)性能實驗

水凝膠前驅(qū)體材料、制備、交聯(lián)方式及成型方法均會影響到水凝膠的力學(xué)性能。不同應(yīng)用場合下，對水凝膠的力學(xué)強度要求有所不同。結(jié)合直接心輔裝置工作原理及工作環(huán)境可知，水凝膠隔離層材料需具備良好的拉伸強度及韌性。

1945年4月，毛澤東在《論聯(lián)合政府》一文中，批評了那種要抗戰(zhàn)就不應(yīng)改革民主民生的錯誤論調(diào)。他指出：“大敵當前，民主民生改革的問題不應(yīng)該提起，等日本人走了再提好了。——這是國民黨反人民集團的謬論，其目的是不愿抗日戰(zhàn)爭獲得徹底勝利?！保?］1076他重申并肯定了黨的正確主張，指出：“大敵當前，不解決民主民生問題，就不能建立抗日根據(jù)地抵抗日本的進攻?！@是中國共產(chǎn)黨的主張，并且已經(jīng)這樣作了，收到了很好的效果?！保?］1076

1.3.1 拉伸斷裂實驗不同配比的CRG/PVA 混合溶液澆鑄于啞鈴狀試樣（樣品尺寸見圖2），并循環(huán)凍融4 次后用于拉伸斷裂測試，拉伸試樣表面刷涂硅油以防止實驗過程中水分流失，拉伸速率為60 mm/min。

圖2 PVA水凝膠拉伸試樣尺寸（mm）Fig.2 PVA hydrogel tensile specimen size（mm）

1.3.2 循環(huán)壓縮實驗試樣尺寸：圓柱體，直徑D=23 mm，厚度H=8 mm，如圖3所示。測試條件：所有試樣預(yù)壓縮50次后，進行應(yīng)變?yōu)?0%的循環(huán)壓縮實驗，壓縮次數(shù)為100次，壓縮速率60 mm/min。為防止水凝膠壓縮過程中失水干燥，實驗前水凝膠表面涂上硅油。

圖3 壓縮測試試樣Fig.3 Compression test sample

1.4 水凝膠溶脹行為研究

水凝膠的溶脹性能決定了水凝膠吸水速率的快慢以及所能達到的最大含水量。人體含水量高達60%～80%，水凝膠含水量越接近人體組織，和機體的適配性越高。且對于直接心輔裝置隔離層而言，通過研究水凝膠的溶脹行為，可以合理地控制打印結(jié)構(gòu)厚度及溶脹時間。本文通過以下實驗測定了不同濃度下CRG/PVA水凝膠的溶脹速率及達到溶脹平衡時的含水量。

如圖4所示，取不同質(zhì)量濃度的PVA水溶液澆鑄到模具中，凍融循環(huán)4次后得到直徑為26 mm 的圓柱體水凝膠，取出并烘干至恒重，記錄此時水凝膠的干重；將烘干后的水凝膠置于去離子水（室溫，～25 ℃）中進行溶脹處理，測量時用濾紙吸干除去表面多余水分，記錄不同溶脹時間下吸水后的水凝膠質(zhì)量；至水凝膠質(zhì)量不再變化，即達到二次溶脹平衡為止。

圖4 水凝膠溶脹行為測試Fig.4 Swelling behavior of hydrogel

t時刻的溶脹度St表示為：

其中，Mt表示溶脹t時刻水凝膠的質(zhì)量，M0表示PVA水凝膠完全干燥時的質(zhì)量。當水凝膠材料吸收大量的水達到完全溶脹狀態(tài)時，其平衡溶脹度S∞可表示為：

其中，M∞為平衡溶脹時水凝膠質(zhì)量。

1.5 水凝膠隔離層的3D打印

如圖5a 所示，CRG/PVA 復(fù)合水凝膠3D 打印直接心輔裝置隔離層時，由于按照心臟下端輪廓曲線進行打印，整體形狀類似圓筒，且從上往下直徑逐漸減少，這就導(dǎo)致局部區(qū)域傾斜角過大。水凝膠的3D打印過程如圖5b 所示，逐層堆積過程中易產(chǎn)生打印缺陷，對此需要設(shè)計適當?shù)闹谓Y(jié)構(gòu)（圖6a），將支撐結(jié)構(gòu)去除后，整個水凝膠隔離層成型圖如圖6b所示，效果良好，與預(yù)期相符。

1.6 隔離層材料摩擦磨損性能實驗

一般來說摩擦系數(shù)越小，減摩性越好，為了研究水凝膠隔離層材料的摩擦性能，對其摩擦系數(shù)進行測試分析，并通過模擬實驗研究其耐磨損性能。

1.6.1 摩擦系數(shù)測試實驗實驗儀器及測試條件：摩擦系數(shù)測試儀器為精密摩擦磨損試驗機（球/銷盤式,安東帕,TRB3），最大加載載荷為20 N，最大摩擦力20 N，傳感器使用溫度范圍≤130 ℃（圖7）。該試驗機具有球、銷盤兩種摩擦配副，可提供旋轉(zhuǎn)、往復(fù)旋轉(zhuǎn)、往復(fù)直線運動等模式，直接心輔裝置工作時，水凝膠與心臟表面的相對運動較為復(fù)雜，對于小面積區(qū)域而言，可看作往復(fù)旋轉(zhuǎn)運動或者往復(fù)直線運動。

人體安靜狀態(tài)下正常心率為60～100 次/min，取80 次/min 作為實驗測試頻率，運動模式為往復(fù)旋轉(zhuǎn)運動，恒定滑動速率設(shè)置為60 mm/min，選擇銷試樣為摩擦配副，銷盤直徑4 mm。

摩擦試樣制備：通過3D 打印制備圓形水凝膠測試試樣，并采用澆鑄的方法，以直接心輔裝置的主體材料（硅膠，Ecoflex 00-30）制備同樣尺寸的測試試樣。每種試樣各3 組，測試過程中保持生理鹽水浸潤。

1.6.2 水凝膠隔離層磨損性能研究本課題組設(shè)計的氣動式柔性直接心輔裝置系統(tǒng)結(jié)構(gòu)如圖8 所示。實驗中用注水氣球作為模擬心臟，將3D 打印的水凝膠隔離層置于直接心輔裝置與模擬心臟之間，如圖9所示。直接心輔裝置具有特殊的氣腔結(jié)構(gòu)，通過氣動控制系統(tǒng)對各個氣腔充氣和排氣，可使其產(chǎn)生相應(yīng)的膨脹-收縮行為，從而達到輔助心臟泵血的作用。

圖5 CRG/PVA復(fù)合水凝膠3D打印示意圖Fig.5 Schematic diagram of 3D printing of CRG/PVA composite hydrogel

圖6 CRG/PVA復(fù)合水凝膠3D打印隔離層效果Fig.6 3D printing results of CRG/PVA hydrogel isolation layer

圖7 安東帕精密摩擦磨損試驗機Fig.7 Antonopa precision friction and wear testing machine

為了觀察水凝膠隔離層體外模擬工作過程中的磨損情況，采用電子顯微鏡觀察其在不同工作周期下的表面磨損形貌。

2 結(jié)果與討論

2.1 力學(xué)性能實驗結(jié)果及分析

2.1.1 拉伸斷裂實驗結(jié)果及分析不同配比的CRG/PVA復(fù)合水凝膠的拉伸性能如圖10所示。

對于單一體系的PVA 水凝膠來說，在凍融循環(huán)過程中分子長鏈間的氫鍵及范德華力等使得體系內(nèi)部形成穩(wěn)定的網(wǎng)絡(luò)交聯(lián)，而對于CRG/PVA 復(fù)合水凝膠來說，凍融循環(huán)過程中，CRG 分子鏈會穿插在PVA分子鏈之間，一部分與PVA 分子上的羥基形成氫鍵，該過程可能阻礙PVA 的交聯(lián)過程，從而降低其交聯(lián)程度，導(dǎo)致CRG/PVA 復(fù)合水凝膠的力學(xué)性能較單組分的PVA水凝膠弱，但圖中也反應(yīng)出CRG含量越高，水凝膠的斷裂應(yīng)力與應(yīng)變都增大，最高分別能達到0.84 MPa與280%，性能相對優(yōu)異。

圖8 直接心輔裝置系統(tǒng)結(jié)構(gòu)Fig.8 Structure of direct cardiac assist device

2.1.2 循環(huán)壓縮實驗結(jié)果及分析圖11 是不同配比CRG/PVA 復(fù)合水凝膠在40%壓縮應(yīng)變下，一個壓縮-回復(fù)周期過程中的應(yīng)力變化情況。

圖9 直接心輔裝置模擬工作實驗Fig.9 Experiment of simulating direct cardiac assist device in working state

圖10 CRG/PVA復(fù)合水凝膠拉伸斷裂應(yīng)力、應(yīng)變對比Fig.10 Comparison of tensile fracture stress and strain of CRG/PVA composite hydrogel

圖11 單位壓縮周期內(nèi)的應(yīng)力變化情況Fig.11 Stress variation over a compression period

由圖11 可知，同10%PVA 及15%PVA 的單一組分水凝膠相比，含CRG 組分的CRG/PVA 復(fù)合水凝膠在40%應(yīng)變壓縮過程中整體應(yīng)力峰值均有所上升，對于PVA 含量為10%的CRG/PVA 復(fù)合水凝膠而言，當CRG 比例達到4%（C4P10）時，一個壓縮周期中的壓縮應(yīng)力峰值達到最大值45.8 kPa；對于PVA 含量為15%的CRG/PVA 復(fù)合水凝膠，當CRG 含量為2%（C2P15）時，具有最大應(yīng)力峰值118.7 kPa。由以上結(jié)果可以發(fā)現(xiàn)，CRG 的加入能在一定程度上增強水凝膠的壓縮性能。

2.2 溶脹性能測試結(jié)果及分析

不同配比的CRG/PVA復(fù)合水凝膠材料在室溫下溶脹平衡過程中的溶脹度如圖12所示。

圖12 CRG/PVA復(fù)合水凝膠溶脹性能對比Fig.12 Comparison of swelling properties of CRG/PVA composite hydrogel

顯然，對比10%PVA水凝膠，添加了CRG的CRG/PVA復(fù)合水凝膠的平衡溶脹度在一定程度上有所提升，10%PVA水凝膠溶脹度約為3，而隨著CRG含量從1%增加至5%，溶脹度達到3.70。另一方面，隨著CRG含量的上升，CRG/PVA復(fù)合水凝膠的溶脹速率也隨之增大，在水凝膠溶脹初期（0～75 h），含CRG的復(fù)合水凝膠吸水速率較單一組分的PVA水凝膠要快。

分析以上結(jié)果可知，CRG的存在使得復(fù)合水凝膠的溶脹性能得到了一定程度上的提升。產(chǎn)生這種現(xiàn)象是因為CRG具有非常優(yōu)秀的吸水性，同時體系中CRG的存在使得凝膠網(wǎng)絡(luò)更加疏松，水分子更易浸入三維凝膠網(wǎng)絡(luò)，從而使得CRG/PVA復(fù)合水凝膠在初期的溶脹速率和最終的平衡溶脹度方面得到提升。

2.3 隔離層摩擦磨損性能結(jié)果及分析

5 N 載荷下，20% PVA 水凝膠、CRG/PVA 復(fù)合水凝膠及用于制備直接心輔裝置的硅膠材料（Ecoflex 00-30）的摩擦系數(shù)如圖13所示。

圖13 材料摩擦系數(shù)的對比Fig.13 Comparison of friction coefficient of different materials

可知，兩種水凝膠材料的平均摩擦系數(shù)遠小于硅膠材料的摩擦系數(shù)，相同載荷條件下，硅膠摩擦系數(shù)均值約為0.257，而20%PVA和CRG/PVA水凝膠的摩擦系數(shù)分別為0.043和0.032，遠小于用于制作直接心輔裝置的硅膠表面摩擦系數(shù)。一定程度上可以說明，對由硅膠材料制作的直接心輔裝置而言，水凝膠隔離層的存在可減小裝置工作過程中對心臟表面產(chǎn)生的摩擦力。

圖14 所示為直接心輔裝置在120 個搏動周期過程中水凝膠隔離層的表面微觀紋理圖像（圖中顯示的是與柔性直接心輔裝置直接接觸一側(cè)的水凝膠表面形貌，圖中標尺均為2 mm）。

由14 圖可知CRG/PVA 復(fù)合水凝膠材料打印的隔離層表面在經(jīng)過60 個工作周期后，局部未出現(xiàn)明顯的壓痕，而在120 個工作周期時，表面開始出現(xiàn)輕微壓痕，由此可說明CRG/PVA 復(fù)合水凝膠隔離層可在一定程度上改善直接心輔裝置對于心臟的摩擦，但是離隔離層的臨床應(yīng)用仍有很大的差距，因此對于水凝膠隔離層仍需作進一步研究。

3 結(jié)論

（1）對CRG/PVA 復(fù)合水凝膠材料進行了性能測試。結(jié)果表明CRG 會略微削弱水凝膠隔離層的強度，但是它的存在不僅使水凝膠的固化時間縮短，且優(yōu)化了水凝膠的壓縮性能與溶脹性能，使其更適合制作隔離層。因此總體上對于PVA 水凝膠來說，CRG 的加入是一種優(yōu)化。（2）對3D 打印方式下的水凝膠隔離層材料進行了摩擦實驗。結(jié)果表明水凝膠隔離層的存在可在一定程度上減輕直接心輔裝置工作過程中對心臟造成的摩擦損傷。（3）CRG/PVA 復(fù)合水凝膠隔離層的使用壽命仍然是一個問題，臨床應(yīng)用需對水凝膠材料作進一步研究。

圖14 CRG/PVA復(fù)合水凝膠隔離層磨損情況Fig.14 Wear condition of CRG/PVA composite hydrogel isolation layer