針織導電心肌補片的構建及力電性能

彭佳敏，李沂蒙，戰經環，毛吉富，b，c，王 璐，b，c

(東華大學 a.紡織學院,b.紡織面料技術教育部重點實驗室,c.紡織行業生物醫用紡織材料與技術重點實驗室, 上海 201620)

臨床上心肌梗死(myocardial infarction,MI)是指由于冠狀動脈急性閉塞,致使血管周圍心肌組織因嚴重、持久的缺血缺氧而發生的局部壞死。目前,MI仍然是全球范圍內發病率和死亡率最高的疾病之一,占死亡構成的40%以上[1-2]。雖然動脈介入治療、靜脈溶栓等治療手段可以明顯降低患者治療后的并發癥的發生率[3-4]。但是MI的發生不僅是血管的堵塞,還包括缺血后周圍心肌細胞的凋亡。心肌細胞是終末分化細胞,其損傷后再生能力弱,因此心肌組織壞死后會逐漸被結締組織所取代,所形成的瘢痕組織無法正常代替心肌組織進行電傳導活動,從而導致出現電傳導紊亂、心臟收縮異常等問題[5-7]。因此,恢復梗死心肌組織電信號的傳導非常重要。

導電生物材料在解決心肌梗死部位的電信號受阻、恢復心肌組織的電信號通路等研究中脫穎而出[8-9]。眾多研究致力于通過向病灶部位注射導電水凝膠來修復心肌[10-11],由于水凝膠本身可以形成類似于天然細胞外基質的三維結構,并且其具有良好的生物相容性,可起到代替細胞質基質填充缺損部位的作用,但水凝膠與天然心肌的力學性能及各向異性并不匹配。通過靜電紡絲技術制備的納米纖維膜因制備過程簡單且可通過調控紡絲過程構建取向排列的纖維[12-13],在力學各向異性方面具有顯著優勢。但是納米纖維膜沿纖維取向方向剛度較大,與天然心肌組織搏動易形成差異[14]。同時,在心臟收縮、舒張的過程中,植入的心肌補片會隨心肌組織的活動同步產生應變[15],纖維膜在應變過程中電阻變化過大易引發心律失常等問題[16]。因此開發具有力學各向異性、應變過程中導電性穩定(即應變不敏感的導電性能)的心肌補片具有重要意義。

本文采用聚己內酯(polycaprolactone, PCL)紗線,利用針織成型技術制備心肌補片基材;從仿生角度出發,采用多巴胺(dopamine, DOPA)對心肌補片基材進行表面改性;采用改進的原位聚合法在改性后的針織基心肌補片表面聚合導電高分子聚吡咯(polypyrrole, PPy),以制備導電心肌補片。對改性前后樣品的形貌結構與力電學性能進行探究。同時將靜電紡絲導電納米纖維膜作為對照樣,對比不同成型方式(針織和靜電紡絲)對心肌補片性能的影響,力求提供一種新的心肌補片構建方法。

1 試驗部分

1.1 材料與試劑

PCL紗線(16.67 tex/32f,實驗室自制)、DOPA(美國Sigma-Aldrich)、吡咯(Py,純度為98%+,美國Alfa Aesar)、磺基水楊酸鈉二水合物(NaSSA·2H2O,分析純,上海阿拉丁生化科技股份有限公司)、六水合氯化鐵(FeCl3·6H2O,分析純,國藥集團化學試劑有限公司)、環己烷(CYH,分析純,國藥集團化學試劑有限公司)、三(羥甲基)氨基甲烷(Tris,國藥集團化學試劑有限公司)、鹽酸(HCl,分析純,國藥集團化學試劑有限公司)、聚氨酯樹脂(WPU,質量分數為55%,新材料有限公司)、PCL(相對分子質量為80 000,上海凜恩科技發展有限公司)、三氯甲烷(TCM,分析純,國藥集團化學試劑有限公司)、無水乙醇(EA,分析純,國藥集團化學試劑有限公司)。

1.2 導電纖維心肌補片的構建

1.2.1 纖維基心肌補片的制備流程

以PCL紗線為原料,采用針織緯編成型法制備原始試樣。將試樣固定在直徑為80 mm的聚四氟乙烯管上,于40 ℃烘箱中熱定型30 min。將試樣用WPU封邊后,裁剪成6 cm×6 cm,命名為Kt。

靜電紡絲是常見的纖維基心肌補片的制備方法。作為對照,參考Kang等[17]的試驗制備靜電紡納米纖維膜,具體步驟如下:取0.962 g的PCL溶于體積比為9∶1的TCM和EA的混合溶液中,室溫下攪拌12 h,攪拌速度為300 r/min。將5 mL的紡絲液裝入10 mL注射器中,在注射器針頭和接收器之間施加20 kV電壓,灌注速率為2 mL/h,接收距離為15 cm,在滾筒轉速為1 800 r/min的條件下進行靜電紡絲,使用油紙接收纖維膜,取下油紙后將纖維膜裁剪成6 cm×6 cm,命名為Es。

1.2.2 導電補片的制備流程

導電心肌補片的制備流程示意圖如圖1所示。將纖維基補片浸于20 mL DOPA溶液(質量濃度為2 mg/mL;50 mmol/L Tris-HCl緩沖液,pH=8.5)中,于37 ℃下恒溫反應12 h,取出負載聚多巴胺(PDA)的補片,洗去表面漂浮物并烘干,命名為PDA@Kt或PDA@Es。

圖1 導電心肌補片的制備流程Fig.1 The preparation process of conductive myocardial patches

將PDA@Kt、PDA@Es補片置于10 mL的FeCl3·6H2O (0.36 mol/L)和NaSSA·2H2O(0.36 mol/L)混合溶液中,于-20 ℃冷凍30 min,待溶液凝固,加入10 mL含吡咯單體的環己烷溶液(VCYH∶VPy= 39∶1)進行原位聚合[18]。于24 h后將負載PPy涂層的補片取出,洗滌試樣表面并于45 ℃下烘干,命名為PPy@Kt或PPy@Es。

1.3 測試與表征

1.3.1 表面形貌

采用SMZ745 T型立體顯微鏡(日本尼康公司)和DXS-10ACKT型掃描電子顯微鏡(SEM,日本日立公司)觀察補片的表面形貌。

1.3.2 化學結構

采用Spectrum Two型紅外光譜儀(美國Perkin Elmer)對Kt、PDA@Kt及PPy@Kt補片的表面化學組成進行測試,以驗證PDA和PPy在補片表面的沉積情況。

1.3.3 力學性能

使用YG(B) 026G-500型醫用紡織品多功能強力儀(溫州市大榮紡織儀器有限公司)測試Kt、PDA@Kt、PPy@Kt、PPy@Es補片的應力-應變曲線、斷裂強度和斷裂伸長率。初始隔距為10 mm,預加張力為0.1 N,拉伸速度為50 mm/min。

1.3.4 電學性能

電導率測試。靜態下用CH-12.7-BTSX型臺式乳膠測厚儀(上海六菱儀器廠)及2401B型數字源表(美國KEITHLEY儀器有限公司)測試Kt、PDA@Kt、PPy@Kt、PPy@Es補片的厚度和電阻,并通過式(1)計算補片的電導率。

(1)

式中:σ為補片的電導率,S/cm;L為補片的長度,cm;R為補片的電阻,Ω;S為補片的截面積,cm2。

電流傳導測試。將PPy@Kt補片接入電路(外接電源),在閉合回路下,通過LED的表現判斷構建導電涂層后織物的電流傳導能力。

應變不敏感導電性測試。利用2401B型數字源表測試動態(應變為0～50%)條件下PPy@Kt、PPy@Es補片的電阻變化率。

1.3.5 原位牽伸下補片的形變

測試PPy@Kt補片試樣的力學性能時,使用錄像設備對整個拉伸過程進行記錄,并截取試樣斷裂前3個階段(彈性階段、屈服階段及強化階段)的圖片,觀察不同階段即不同應變下PPy@Kt補片的結構變化情況。

2 結果與討論

2.1 表面形貌

為了驗證導電涂層是否成功負載以及聚合過程對補片結構的影響,觀察改性前后補片的形貌結構,結果如圖2所示。由圖2(a)可知,Kt補片由相互嵌套的線圈構成,未經任何處理時呈白色。在Kt補片的SEM圖中,纖維及纖維束表面光滑,纖維束由直徑為(25.1±1.6)μm的單絲組成(見圖2(b))。Kt補片經DOPA表面改性后,DOPA在補片表面發生聚合反應生成PDA涂層,致使PDA@Kt補片呈現棕色(見圖2(c)),并且纖維及纖維束表面被不平整的涂層覆蓋(見圖2(d))。由圖2(e)可知,聚合PPy后材料表面的顏色變為黑色,但補片仍為規整的線圈嵌套結構。圖2(f)顯示,聚合PPy后纖維及纖維束表面粗糙,且有PPy顆粒沉積,纖維束中單絲的直徑變為(25.7±1.2)μm。聚合前后補片的顏色變化說明PDA及PPy已成功沉積在補片表面,并且改性及聚合過程對針織物的結構并無影響。對比聚合前后纖維的平均直徑發現,表面PPy顆粒細小且緊密堆積形成的涂層的厚度較小[19]。

圖2 Kt、PDA@Kt、PPy@Kt、PPy@Es補片的光學圖和SEM圖Fig.2 The optical images and SEM images of Kt, PDA@Kt, PPy@Kt and PPy@Es patches

相比針織物的線圈嵌套結構,PPy@Es補片由取向排列的纖維構成,且纖維排列緊密(見圖2(g)),但從圖2(h)中可以看出纖維直徑明顯不均勻。這種纖維與纖維間的直徑差異主要是由靜電斥力和射流的表面張力造成的[20]。

2.2 化學結構

圖3 Kt、PDA@Kt及PPy@Kt補片的紅外光譜Fig.3 Infrared spectra of Kt, PDA@Kt and PPy@Kt patch

2.3 力學性能

為探究表面沉積導電涂層對織物基底的力學性能的影響,采用單軸拉伸試驗測試經涂層前后織物的力學性能,結果如圖4所示。

圖4 導電心機補片的應力-應變曲線Fig.4 Stress-strain curves of conductive myocardial patches

從圖4可以看出,改性前后Kt補片的應力-應變曲線基本重合。計算得出Kt、PDA@Kt、PPy@Kt補片的斷裂強度分別為(11.44±0.76)、(11.11±0.33)、(9.54±0.76)MPa,斷裂伸長率分別為(283±51)%、(281±24)%、(247±45)%,可見改性前后補片的力學性能并無顯著性差異。由此說明涂層對織物的斷裂強度及斷裂伸長率無顯著影響。究其原因是PPy易碎[26],其斷裂強力和斷裂伸長率與纖維不一致,在纖維斷裂前PPy涂層就已開裂,并且PPy涂層較薄,不足以對織物樣品的力學性能形成顯著影響。Kt、PDA@Kt、PPy@Kt補片的彈性模量分別為(0.09±0.03)、(0.08±0.01)、(0.12±0.02)MPa,可見PPy@Kt補片的彈性模量較原始補片有所增加,這是由PPy的機械剛性所導致的[26]。

植入人體的心肌補片需要替代受損心肌組織的功能失調部分,參與整個心臟的同步收縮和舒張[27],并且合適的力學性能既可以為受損部位提供力學支撐,又能防止進一步的心室擴張[14],因此具備合適的力學性能是心肌補片的基本要求。PPy@Kt、PPy@Es補片的力學性能測試結果如圖5所示。

在圖5(a)中,沿橫、縱向(即斷裂強度大的方向為縱向,與之垂直的方向則為橫向)拉伸時針織基心肌補片與傳統的靜電紡絲補片有著完全不同的變化趨勢。低應變下的彈性模量是心肌補片力學性能的重要考察指標。在0～20%應變下:PPy@Es補片沿縱向的應力隨應變的增加而急劇增大(見圖5(a)),這是因為PPy@Es沿縱向(即取向方向)排列的纖維有較高的堆疊密度[14];而PPy@Kt補片沿橫、縱向的應力變化較小,這是因為針織線圈結構松散,受力時線圈由屈曲變為伸直。研究表明,天然心肌組織的彈性模量為0.02～0.50 MPa[16]。圖5(b)中PPy@Es補片橫、縱向的彈性模量高達(2.75±0.65)和(15.8±3.2)MPa,這些值雖與現有報道中的結果相似[14-28],但遠超天然心肌組織的彈性模量范圍。與PPy@Es補片相比,PPy@Kt補片橫、縱向彈性模量分別為(0.40±0.03)和(1.00±0.05)MPa,表現出低模量的特征。此外,心肌組織在力學性能上還具有各向異性的彈性模量[29],這種各向異性也在很大程度上調節著心臟的搏動功能[30]。目前有關靜電紡絲基心肌補片的研究,僅是為了獲得各向異性的結構而對纖維進行取向排列,忽略了力學各向異性比的問題[31]。PPy@Es補片縱向與橫向的彈性模量比為4.76±0.88,盡管低于Vogt等[14]報道的結果,但仍超過天然心肌組織的彈性模量各向異性比(1.9～3.9倍)[16],而PPy@Kt補片的彈性模量各向異性比為2.44±0.44,更貼近心肌的彈性模量各向異性比。

2.4 電學性能

心肌組織的纖維化會中斷正常和梗塞部位之間的電信號傳導,導致心臟收縮和舒張的功能障礙以及心律失常[32-33],因此導電性對心肌補片而言至關重要。心肌補片的電學性能測試結果如圖6所示。

圖6 PPy@Kt、PPy@Es補片的電學性能測試圖Fig.6 The electrical performance testing of PPy@Kt and PPy@Es patches

對比Kt、PDA@Kt、PPy@Kt補片的電導率可以看出,Kt、PDA@Kt補片并不具備導電性,而負載的PPy涂層使PPy@Kt、PPy@Es補片具有了導電特性,且表現出各向異性(見圖6(a))。由于針織物疏松的線圈結構,PPy@Kt補片的電導率(0.24 S/cm)遠低于纖維伸直且緊密排列的PPy@Es補片的電導率(5.26 S/cm)。雖然PPy@Es補片導電性能優異,但遠超心肌組織的導電能力范圍(5×10-5～1.6×10-3S/cm)[16],容易引起電信號傳導紊亂,造成心臟的不良反應[34]。為了進一步驗證引入PPy涂層后補片的電流傳導能力,進行電流傳導測試。在閉合回路下,PPy@Kt補片作為導體可使LED燈呈常亮狀態(見圖6(b)),證明PPy@Kt補片具有傳遞電信號的能力。

心肌補片除應具備導電性能以外,更重要的是,要在心肌組織收縮和舒張的應變(天然心肌組織形變量為20%～25%)過程中保證穩定的電信號傳輸能力[35],即應變下的導電穩定性[36]?？疾炝瞬煌尚头绞綄爝^程電阻變化的影響。從橫、縱向的電阻變化率(r=ΔR/R)-應變曲線(圖6(c)、6(d))中可以看出,在50%應變內,PPy@Kt補片橫向電阻變化率不超過30%。這是因為拉伸主要是導致線圈伸直而不是紗線出現彈性變形。PPy@Es補片的電阻變化率最高也僅為47%。這是由纖維間沿非取向方向發生滑移所導致的,而非纖維的本征應變[37],因此PPy@Es的r值變化不大。PPy@Kt補片縱向電阻變化率不超過30%,而PPy@Es補片電阻變化率卻急劇上升,遠超400%。這是因為針織物結構疏松,受力時線圈由屈曲狀態變為伸直狀態。而納米纖維膜的纖維沿縱向(即取向方向)的本征應變導致導電涂層斷裂,這是其電阻變化率過大的主要原因[37]。因此,與PPy@Es補片相比,PPy@Kt補片具有較好的應變不敏感導電性,在心肌組織應變過程中能夠更好地傳導電信號。

2.5 原位牽伸下補片形變

為解釋PPy@Kt補片具備應變不敏感導電性的原因,研究PPy@Kt補片在拉伸過程中的結構變化。截取補片在不同形變階段的圖片進行分析,如圖7所示。初始狀態(即應變為0)下,線圈相互嵌套,紗線呈屈曲狀態,空隙較大(見圖7(a))。在彈性階段,25%應變下的補片線圈沿縱向伸展且變化較小(見圖7(b))。在強化階段,應變達到75%時,線圈沿縱向伸長已較大,但紗線并未伸直(見圖7(c))。在頸縮階段,紗線完全伸直,PPy@Kt補片的空隙變小(見圖7(d))。由此可見,線圈嵌套的結構使PPy@Kt補片具有較大的延伸性。這是因為針織線圈間空隙較大,受力時線圈易變形伸展,使補片伸長。

圖7 原位牽伸下PPy@Kt補片的形變圖Fig.7 Deformation diagram of PPy@Kt patch under in situ draft

3 結 論

采用表面改性和原位聚合的方法,以針織成型方式制備PPy改性的補片PPy@Kt,并與以靜電紡絲技術制備的PPy@Es補片進行對比,研究心肌補片的力電性能,得出以下結論:

——采用表面改性和改進的原位聚合方法成功在Kt補片表面構建導電涂層PPy。

——PDA及PPy負載量低且涂層厚度較小,涂層對補片的斷裂強度和斷裂伸長率無顯著影響,但彈性模量略有增加。與現有報道中的纖維膜相比,PPy@Kt補片的彈性模量較低,具有力學各向異性,整體較符合心肌組織對力學性能的要求。

——PPy@Kt補片具有良好的導電性和電流傳導能力,同時表現出良好的應變不敏感導電性(0 ～ 50%應變下,電阻變化率小于30%),滿足心肌組織應變過程中電信號穩定傳導的要求。