基于AFM的鈦合金表面紅細胞力學性能

謝雄，譚建平，龍東平，劉云龍

(1. 中南大學 機電工程學院，湖南 長沙，410083；2. 湖南科技大學 機電工程學院，湖南 湘潭，411201)

在血泵40余年的發展中，摩擦和磨損一直是阻礙其發展的重要因素，國內外眾多學者對其潤滑方式進行了探索和研究。Walowit等[1]對CCF的新一代血泵(IVAS)進行了研究，該血泵轉子軸承采用血液直接潤滑，通過計算機模擬對軸承的結構參數進行了優化；Malanoski等[2]對磁浮軸承血泵進行了研究，計算了徑向滑動軸承在低剪切情況下保證低溶血的同時應具備的潤滑膜厚度。Jarvik 2000鈦合金血泵[3-4]及BaylorGyr系列離心泵[5]等均采用血液直接潤滑。為了研究血液潤滑特性，學者們從微觀和宏觀2個方面對血液的潤滑特性進行研究。龔中良等[6-8]建立了剛脆性血細胞模型，并定性分析了血液通過不同最小間隙后的變化規律；云忠等[9-10]采用水力旋流場理論對高速螺旋流場內血液剪切損傷機理進行了研究， 得出了紅細胞剪切破碎的判定依據；龍東平等[11-13]和 Chen等[14-15]結合血液的特殊流變性，利用線性黏彈性模型-Maxwell流變模型來描述血液的宏觀的非牛頓流體特征和血細胞的微觀黏彈性特征。此外，血液的微觀吸附特性和吸附形貌也會對血液的潤滑產生影響。因此，研究血細胞在材料表面的吸附，對改進血液潤滑效果，減少血細胞受損是非常重要是非常必要的。但由于受到微觀研究手段限制和活紅細胞表面難以控制摩擦的限制，從微觀角度去研究血細胞摩擦性能的研究尚鮮見報道。

本文作者從微觀細胞力學的角度出發，探討了在潤滑過程中血細胞的吸附特性和微觀力學行為，建立了血細胞黏附力模型，利用原子力顯微鏡(AFM)觀察了吸附在鈦合金基底上的紅細胞表面形貌, 從材料的表面特征出發，研究了不同紅細胞壓積HCT的血液在不同粗糙度的鈦合金表面的接觸角、黏附功的變化規律，以及材料表面性能對血液的潤濕性、潤滑性能和相容性的影響規律，對損傷紅細胞膜的過程和機理進行了討論。

1 血細胞黏附力模型

為了從細胞生物力學的角度研究細胞黏附，首先要了解單個細胞的力學特性。紅細胞膜內充滿了可流動，不可壓縮的血紅蛋白，對于一對不可壓縮的球形黏彈性細胞的黏附，可以用標準固體黏彈性(Kelvin)模型來近似，如圖1所示。

從力的角度來看，紅細胞黏附面上的接觸應力分布為：

其中：h為2個紅細胞開始接觸到互相黏附的相對位移；a為接觸圈的半徑；r為黏附平面的極坐標；K=0.5k1k2/(k1+k2)，k1，k2分別為 2個紅細胞的彈性系數；R=R1R2/(R1+R2)，其中 R1，R2分別為2個細胞的半徑。則總的黏附力為：

其中：A為黏附區的面積。

黏附的能量密度為：

圖1 細胞黏附模型(細胞均為不可壓縮黏彈性球體)Fig. 1 Cell adhesion model(as incompressible viscoelastic sphere)

2 實驗研究

2.1 試樣準備

清晨空腹安靜狀態下，采集健康青年志愿者肘前靜脈血 5～10 mL，使用肝素或乙二胺四乙酸二鈉(EDTA)抗凝，肝素抗凝濃度20～30 IU/mL全血，EDTA濃度為3.4～4.8 mmol/L全血。將血均勻地涂到鈦合金表面制成血涂片，室溫風干備用。

2.2 實驗條件

利用CSPM5000型原子力顯微鏡，在室溫時對樣品進行表面形貌和摩擦特性測試，相對濕度控制在75%左右，采用接觸模式，所用針尖為CSPM5000型AFM自帶針尖(ContactAl)探針，掃描頻率為1.0 Hz，掃描面積(范圍)為 20 μm2左右，掃描角為 90°，測吸附于鈦合金表面的紅細胞形貌，并測其摩擦力(橫向力)。

2.3 鈦合金表面吸附實驗

圖2所示為利用CSPM5000型原子力顯微鏡觀察的拋光后的鈦合金表面，平均粗糙度約為10 nm，圖2(a)所示為鈦合金的二維表面形貌，圖2(b)所示為三維表面形貌。

圖3所示為吸附在此鈦合金表面的血細胞。由圖可以看出：血細胞有部分開始變形，細胞周圍伸出偽足，呈棘輪狀。材料的生物兼容性與材料的表面能有關，紅細胞變形的原因一方面是表面太粗糙，二是鈦合金表面觸使血細胞在吸附過程中產生形變。

圖2 拋光后的鈦合金Ti-6Al-4V表面形貌Fig. 2 Surface morphologies of Ti-6Al-4V after polishing

2.4 鈦合金表面黏附實驗

從材料的表面特征出發，研究組分變化時血液在不同粗糙度鈦合金表面的接觸角、黏附功的變化規律。

2.4.1 不同鈦合金表面接觸角實驗

材料的表面性能的表征，主要包括4個方面的性能：物理形態(主要指表面粗糙度)；化學形態(主要表現在材料的親、疏水性上)；化學形態主要表現在材料的親、疏水性上；電性能(指材料表面所帶的電荷對血液相容性的影響)；表面能量參數(包括表面張力、臨界表面張力、界面自由能、極性色散比、黏附功)。通過測量不同血液組分在不同粗糙度的生物材料表面的接觸角、表面張力，研究血液潤滑的潤濕性、潤滑性能和相容性。

采用JY-82接觸角測定儀，測試了不同紅細胞壓積HCT的血液對3種鈦合金TA2(純鈦)，TC4 (Ti6Al4V)和 TLM (TiZrSnMoNb) 在不同表面粗糙度下的接觸角θ，如圖4所示。

結果表明：

圖3 吸附在鈦合金表面的血細胞的形態形貌Fig. 3 Surface morphologies of cell adsorpted on titanium alloy

(1) 無論是蒸餾水，還是 HCT不同的血液，對TA2，TC4和TLM 3種鈦合金表面的接觸角隨著合金表面粗糙度的增加而下降。因此，鈦合金表面越粗糙，血液的潤濕性越好。

(2) 在蒸餾水和各種成分的血液中，血漿對TA2，TC4和TLM合金表面的接觸角最小，蒸餾水的最大，隨著血液HCT的增加，血液對3種合金表面的接觸角呈均勻上升的趨勢。血漿對鈦和鈦合金表面的潤濕性最好。蒸餾水與各種成分的血液相比，對合金表面的潤濕性都要差一些。

(3) 各種成分的血液對 3種鈦合金的接觸角都是按TA2，TC4和TLM順序均勻減少；血液中，TLM合金表面的潤濕性最好，TC4的次之，TA2的最差。

2.4.2 不同鈦合金表面黏附功實驗

潤滑液的潤滑性能與其對摩擦界面的黏附功 Wa有關。通過測量不同 HCT血液的表面張力及其對TA2，TC4和TLM 3種生物鈦合金界面在不同粗糙度下的接觸角θ(如圖3所示)，得出HCT為0%(血漿)，10%，20%，30%和45%(全血)的血液對3種生物鈦合金TA2，TC4和TLM表面的黏附功Wa隨表面粗糙度的關系如圖5所示。

圖4 不同紅細胞壓積HCT的血液對3種鈦合金表面的接觸角Fig. 4 Contact angle of three kinds of titanium alloysblood with different HCT

結果表明：

(1) 隨著血液HCT的增加，血液對TA2，TC4和TLM 3種合金表面的黏附功都呈均勻上升的趨勢，血漿對3種合金表面的黏附功最小，全血的最大。這表明：隨著血液HCT的增加，血液潤滑劑對3種生物鈦合金表面的潤滑性能有所提高。為了讓血液有效成分均勻充滿潤滑區，在血液潤滑運動副設計時，選取最小膜厚 hmin≥8 μm。

圖5 不同紅細胞壓積HCT的血液對3種鈦合金的黏附功Fig. 5 Adhesive work of three kinds of titanium alloys and blood with different HCT

(2) 隨著合金表面粗糙度值的增加，HCT不同的血液潤滑劑對TA2，TC4和TLM 3種生物鈦合金表面的黏附功都呈均勻上升趨勢，但上升的幅度較小。因此，生物鈦合金表面越粗糙，血液潤滑劑的潤滑性能較好。但考慮到血液潤滑一定要處在流體動壓潤滑狀態下且其溶血和血栓等生理指標因素，鈦合金表面的粗糙度不能太大。

(3) 每種人體血液對 3種生物鈦合金的接觸角都是按TA2，TC4和TLM順序均勻減少，而黏附功Wa均是按TA2，TC4和TLM順序增加的。因此，血液潤滑劑對 TLM 合金表面的潤濕性和潤滑性能最好，TC4次之，TA2最差。且鈦合金表面的親水性與血液潤滑的性能有關，親水性好的鈦合金表面血液潤滑性能也好。

3 結論

(1) 隨著血液HCT的增加，血液對鈦合金表面的接觸角上升，潤滑性能提高；隨著血液HCT的增加，血液潤滑劑對3種生物鈦合金表面的潤滑性能有所提高。各種成分的血液對生物鈦合金表面的潤滑性能血漿是最差的，全血是最好的。

(2) 隨著合金表面粗糙度的增加，HCT不同的血液潤滑劑對TA2，TC4和TLM 3種生物鈦合金表面的接觸角下降，而黏附功略有增大，潤滑性能較好。但考慮到血液潤滑一定要處在流體動壓潤滑狀態下且其溶血和血栓等生理指標因素，鈦合金表面的粗糙度不能太大。

(3) 血液對 3種生物鈦合金表面的接觸角都是按TA2，TC4和 TLM 順序均勻減少，而黏附功均是按TA2，TC4和TLM順序增加的。因此，血液潤滑劑對TLM合金表面的潤濕性和潤滑性能最好，TA2最差。且鈦合金表面的親水性與血液潤滑的性能有關，親水性好的鈦合金表面血液潤滑性能也好。

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