彭佳敏，李沂蒙，战经环，毛吉富，b，c，王 璐，b，c

(东华大学 a.纺织学院,b.纺织面料技术教育部重点实验室,c.纺织行业生物医用纺织材料与技术重点实验室, 上海 201620)

临床上心肌梗死(myocardial infarction,MI)是指由于冠状动脉急性闭塞,致使血管周围心肌组织因严重、持久的缺血缺氧而发生的局部坏死。目前,MI仍然是全球范围内发病率和死亡率最高的疾病之一,占死亡构成的40%以上[1-2]。虽然动脉介入治疗、静脉溶栓等治疗手段可以明显降低患者治疗后的并发症的发生率[3-4]。但是MI的发生不仅是血管的堵塞,还包括缺血后周围心肌细胞的凋亡。心肌细胞是终末分化细胞,其损伤后再生能力弱,因此心肌组织坏死后会逐渐被结缔组织所取代,所形成的瘢痕组织无法正常代替心肌组织进行电传导活动,从而导致出现电传导紊乱、心脏收缩异常等问题[5-7]。因此,恢复梗死心肌组织电信号的传导非常重要。

导电生物材料在解决心肌梗死部位的电信号受阻、恢复心肌组织的电信号通路等研究中脱颖而出[8-9]。众多研究致力于通过向病灶部位注射导电水凝胶来修复心肌[10-11],由于水凝胶本身可以形成类似于天然细胞外基质的三维结构,并且其具有良好的生物相容性,可起到代替细胞质基质填充缺损部位的作用,但水凝胶与天然心肌的力学性能及各向异性并不匹配。通过静电纺丝技术制备的纳米纤维膜因制备过程简单且可通过调控纺丝过程构建取向排列的纤维[12-13],在力学各向异性方面具有显著优势。但是纳米纤维膜沿纤维取向方向刚度较大,与天然心肌组织搏动易形成差异[14]。同时,在心脏收缩、舒张的过程中,植入的心肌补片会随心肌组织的活动同步产生应变[15],纤维膜在应变过程中电阻变化过大易引发心律失常等问题[16]。因此开发具有力学各向异性、应变过程中导电性稳定(即应变不敏感的导电性能)的心肌补片具有重要意义。

本文采用聚己内酯(polycaprolactone, PCL)纱线,利用针织成型技术制备心肌补片基材;从仿生角度出发,采用多巴胺(dopamine, DOPA)对心肌补片基材进行表面改性;采用改进的原位聚合法在改性后的针织基心肌补片表面聚合导电高分子聚吡咯(polypyrrole, PPy),以制备导电心肌补片。对改性前后样品的形貌结构与力电学性能进行探究。同时将静电纺丝导电纳米纤维膜作为对照样,对比不同成型方式(针织和静电纺丝)对心肌补片性能的影响,力求提供一种新的心肌补片构建方法。

1 试验部分

1.1 材料与试剂

PCL纱线(16.67 tex/32f,实验室自制)、DOPA(美国Sigma-Aldrich)、吡咯(Py,纯度为98%+,美国Alfa Aesar)、磺基水杨酸钠二水合物(NaSSA·2H2O,分析纯,上海阿拉丁生化科技股份有限公司)、六水合氯化铁(FeCl3·6H2O,分析纯,国药集团化学试剂有限公司)、环己烷(CYH,分析纯,国药集团化学试剂有限公司)、三(羟甲基)氨基甲烷(Tris,国药集团化学试剂有限公司)、盐酸(HCl,分析纯,国药集团化学试剂有限公司)、聚氨酯树脂(WPU,质量分数为55%,新材料有限公司)、PCL(相对分子质量为80 000,上海凛恩科技发展有限公司)、三氯甲烷(TCM,分析纯,国药集团化学试剂有限公司)、无水乙醇(EA,分析纯,国药集团化学试剂有限公司)。

1.2 导电纤维心肌补片的构建

1.2.1 纤维基心肌补片的制备流程

以PCL纱线为原料,采用针织纬编成型法制备原始试样。将试样固定在直径为80 mm的聚四氟乙烯管上,于40 ℃烘箱中热定型30 min。将试样用WPU封边后,裁剪成6 cm×6 cm,命名为Kt。

静电纺丝是常见的纤维基心肌补片的制备方法。作为对照,参考Kang等[17]的试验制备静电纺纳米纤维膜,具体步骤如下:取0.962 g的PCL溶于体积比为9∶1的TCM和EA的混合溶液中,室温下搅拌12 h,搅拌速度为300 r/min。将5 mL的纺丝液装入10 mL注射器中,在注射器针头和接收器之间施加20 kV电压,灌注速率为2 mL/h,接收距离为15 cm,在滚筒转速为1 800 r/min的条件下进行静电纺丝,使用油纸接收纤维膜,取下油纸后将纤维膜裁剪成6 cm×6 cm,命名为Es。

1.2.2 导电补片的制备流程

导电心肌补片的制备流程示意图如图1所示。将纤维基补片浸于20 mL DOPA溶液(质量浓度为2 mg/mL;50 mmol/L Tris-HCl缓冲液,pH=8.5)中,于37 ℃下恒温反应12 h,取出负载聚多巴胺(PDA)的补片,洗去表面漂浮物并烘干,命名为PDA@Kt或PDA@Es。

图1 导电心肌补片的制备流程Fig.1 The preparation process of conductive myocardial patches

将PDA@Kt、PDA@Es补片置于10 mL的FeCl3·6H2O (0.36 mol/L)和NaSSA·2H2O(0.36 mol/L)混合溶液中,于-20 ℃冷冻30 min,待溶液凝固,加入10 mL含吡咯单体的环己烷溶液(VCYH∶VPy= 39∶1)进行原位聚合[18]。于24 h后将负载PPy涂层的补片取出,洗涤试样表面并于45 ℃下烘干,命名为PPy@Kt或PPy@Es。

1.3 测试与表征

1.3.1 表面形貌

采用SMZ745 T型立体显微镜(日本尼康公司)和DXS-10ACKT型扫描电子显微镜(SEM,日本日立公司)观察补片的表面形貌。

1.3.2 化学结构

采用Spectrum Two型红外光谱仪(美国Perkin Elmer)对Kt、PDA@Kt及PPy@Kt补片的表面化学组成进行测试,以验证PDA和PPy在补片表面的沉积情况。

1.3.3 力学性能

使用YG(B) 026G-500型医用纺织品多功能强力仪(温州市大荣纺织仪器有限公司)测试Kt、PDA@Kt、PPy@Kt、PPy@Es补片的应力-应变曲线、断裂强度和断裂伸长率。初始隔距为10 mm,预加张力为0.1 N,拉伸速度为50 mm/min。

1.3.4 电学性能

电导率测试。静态下用CH-12.7-BTSX型台式乳胶测厚仪(上海六菱仪器厂)及2401B型数字源表(美国KEITHLEY仪器有限公司)测试Kt、PDA@Kt、PPy@Kt、PPy@Es补片的厚度和电阻,并通过式(1)计算补片的电导率。

(1)

式中:σ为补片的电导率,S/cm;L为补片的长度,cm;R为补片的电阻,Ω;S为补片的截面积,cm2。

电流传导测试。将PPy@Kt补片接入电路(外接电源),在闭合回路下,通过LED的表现判断构建导电涂层后织物的电流传导能力。

应变不敏感导电性测试。利用2401B型数字源表测试动态(应变为0～50%)条件下PPy@Kt、PPy@Es补片的电阻变化率。

1.3.5 原位牵伸下补片的形变

测试PPy@Kt补片试样的力学性能时,使用录像设备对整个拉伸过程进行记录,并截取试样断裂前3个阶段(弹性阶段、屈服阶段及强化阶段)的图片,观察不同阶段即不同应变下PPy@Kt补片的结构变化情况。

2 结果与讨论

2.1 表面形貌

为了验证导电涂层是否成功负载以及聚合过程对补片结构的影响,观察改性前后补片的形貌结构,结果如图2所示。由图2(a)可知,Kt补片由相互嵌套的线圈构成,未经任何处理时呈白色。在Kt补片的SEM图中,纤维及纤维束表面光滑,纤维束由直径为(25.1±1.6)μm的单丝组成(见图2(b))。Kt补片经DOPA表面改性后,DOPA在补片表面发生聚合反应生成PDA涂层,致使PDA@Kt补片呈现棕色(见图2(c)),并且纤维及纤维束表面被不平整的涂层覆盖(见图2(d))。由图2(e)可知,聚合PPy后材料表面的颜色变为黑色,但补片仍为规整的线圈嵌套结构。图2(f)显示,聚合PPy后纤维及纤维束表面粗糙,且有PPy颗粒沉积,纤维束中单丝的直径变为(25.7±1.2)μm。聚合前后补片的颜色变化说明PDA及PPy已成功沉积在补片表面,并且改性及聚合过程对针织物的结构并无影响。对比聚合前后纤维的平均直径发现,表面PPy颗粒细小且紧密堆积形成的涂层的厚度较小[19]。

图2 Kt、PDA@Kt、PPy@Kt、PPy@Es补片的光学图和SEM图Fig.2 The optical images and SEM images of Kt, PDA@Kt, PPy@Kt and PPy@Es patches

相比针织物的线圈嵌套结构,PPy@Es补片由取向排列的纤维构成,且纤维排列紧密(见图2(g)),但从图2(h)中可以看出纤维直径明显不均匀。这种纤维与纤维间的直径差异主要是由静电斥力和射流的表面张力造成的[20]。

2.2 化学结构

图3 Kt、PDA@Kt及PPy@Kt补片的红外光谱Fig.3 Infrared spectra of Kt, PDA@Kt and PPy@Kt patch

2.3 力学性能

为探究表面沉积导电涂层对织物基底的力学性能的影响,采用单轴拉伸试验测试经涂层前后织物的力学性能,结果如图4所示。

图4 导电心机补片的应力-应变曲线Fig.4 Stress-strain curves of conductive myocardial patches

从图4可以看出,改性前后Kt补片的应力-应变曲线基本重合。计算得出Kt、PDA@Kt、PPy@Kt补片的断裂强度分别为(11.44±0.76)、(11.11±0.33)、(9.54±0.76)MPa,断裂伸长率分别为(283±51)%、(281±24)%、(247±45)%,可见改性前后补片的力学性能并无显著性差异。由此说明涂层对织物的断裂强度及断裂伸长率无显著影响。究其原因是PPy易碎[26],其断裂强力和断裂伸长率与纤维不一致,在纤维断裂前PPy涂层就已开裂,并且PPy涂层较薄,不足以对织物样品的力学性能形成显著影响。Kt、PDA@Kt、PPy@Kt补片的弹性模量分别为(0.09±0.03)、(0.08±0.01)、(0.12±0.02)MPa,可见PPy@Kt补片的弹性模量较原始补片有所增加,这是由PPy的机械刚性所导致的[26]。

植入人体的心肌补片需要替代受损心肌组织的功能失调部分,参与整个心脏的同步收缩和舒张[27],并且合适的力学性能既可以为受损部位提供力学支撑,又能防止进一步的心室扩张[14],因此具备合适的力学性能是心肌补片的基本要求。PPy@Kt、PPy@Es补片的力学性能测试结果如图5所示。

在图5(a)中,沿横、纵向(即断裂强度大的方向为纵向,与之垂直的方向则为横向)拉伸时针织基心肌补片与传统的静电纺丝补片有着完全不同的变化趋势。低应变下的弹性模量是心肌补片力学性能的重要考察指标。在0～20%应变下:PPy@Es补片沿纵向的应力随应变的增加而急剧增大(见图5(a)),这是因为PPy@Es沿纵向(即取向方向)排列的纤维有较高的堆叠密度[14];而PPy@Kt补片沿横、纵向的应力变化较小,这是因为针织线圈结构松散,受力时线圈由屈曲变为伸直。研究表明,天然心肌组织的弹性模量为0.02～0.50 MPa[16]。图5(b)中PPy@Es补片横、纵向的弹性模量高达(2.75±0.65)和(15.8±3.2)MPa,这些值虽与现有报道中的结果相似[14-28],但远超天然心肌组织的弹性模量范围。与PPy@Es补片相比,PPy@Kt补片横、纵向弹性模量分别为(0.40±0.03)和(1.00±0.05)MPa,表现出低模量的特征。此外,心肌组织在力学性能上还具有各向异性的弹性模量[29],这种各向异性也在很大程度上调节着心脏的搏动功能[30]。目前有关静电纺丝基心肌补片的研究,仅是为了获得各向异性的结构而对纤维进行取向排列,忽略了力学各向异性比的问题[31]。PPy@Es补片纵向与横向的弹性模量比为4.76±0.88,尽管低于Vogt等[14]报道的结果,但仍超过天然心肌组织的弹性模量各向异性比(1.9～3.9倍)[16],而PPy@Kt补片的弹性模量各向异性比为2.44±0.44,更贴近心肌的弹性模量各向异性比。

2.4 电学性能

心肌组织的纤维化会中断正常和梗塞部位之间的电信号传导,导致心脏收缩和舒张的功能障碍以及心律失常[32-33],因此导电性对心肌补片而言至关重要。心肌补片的电学性能测试结果如图6所示。

图6 PPy@Kt、PPy@Es补片的电学性能测试图Fig.6 The electrical performance testing of PPy@Kt and PPy@Es patches

对比Kt、PDA@Kt、PPy@Kt补片的电导率可以看出,Kt、PDA@Kt补片并不具备导电性,而负载的PPy涂层使PPy@Kt、PPy@Es补片具有了导电特性,且表现出各向异性(见图6(a))。由于针织物疏松的线圈结构,PPy@Kt补片的电导率(0.24 S/cm)远低于纤维伸直且紧密排列的PPy@Es补片的电导率(5.26 S/cm)。虽然PPy@Es补片导电性能优异,但远超心肌组织的导电能力范围(5×10-5～1.6×10-3S/cm)[16],容易引起电信号传导紊乱,造成心脏的不良反应[34]。为了进一步验证引入PPy涂层后补片的电流传导能力,进行电流传导测试。在闭合回路下,PPy@Kt补片作为导体可使LED灯呈常亮状态(见图6(b)),证明PPy@Kt补片具有传递电信号的能力。

心肌补片除应具备导电性能以外,更重要的是,要在心肌组织收缩和舒张的应变(天然心肌组织形变量为20%～25%)过程中保证稳定的电信号传输能力[35],即应变下的导电稳定性[36]。考察了不同成型方式对拉伸过程电阻变化的影响。从横、纵向的电阻变化率(r=ΔR/R)-应变曲线(图6(c)、6(d))中可以看出,在50%应变内,PPy@Kt补片横向电阻变化率不超过30%。这是因为拉伸主要是导致线圈伸直而不是纱线出现弹性变形。PPy@Es补片的电阻变化率最高也仅为47%。这是由纤维间沿非取向方向发生滑移所导致的,而非纤维的本征应变[37],因此PPy@Es的r值变化不大。PPy@Kt补片纵向电阻变化率不超过30%,而PPy@Es补片电阻变化率却急剧上升,远超400%。这是因为针织物结构疏松,受力时线圈由屈曲状态变为伸直状态。而纳米纤维膜的纤维沿纵向(即取向方向)的本征应变导致导电涂层断裂,这是其电阻变化率过大的主要原因[37]。因此,与PPy@Es补片相比,PPy@Kt补片具有较好的应变不敏感导电性,在心肌组织应变过程中能够更好地传导电信号。

2.5 原位牵伸下补片形变

为解释PPy@Kt补片具备应变不敏感导电性的原因,研究PPy@Kt补片在拉伸过程中的结构变化。截取补片在不同形变阶段的图片进行分析,如图7所示。初始状态(即应变为0)下,线圈相互嵌套,纱线呈屈曲状态,空隙较大(见图7(a))。在弹性阶段,25%应变下的补片线圈沿纵向伸展且变化较小(见图7(b))。在强化阶段,应变达到75%时,线圈沿纵向伸长已较大,但纱线并未伸直(见图7(c))。在颈缩阶段,纱线完全伸直,PPy@Kt补片的空隙变小(见图7(d))。由此可见,线圈嵌套的结构使PPy@Kt补片具有较大的延伸性。这是因为针织线圈间空隙较大,受力时线圈易变形伸展,使补片伸长。

图7 原位牵伸下PPy@Kt补片的形变图Fig.7 Deformation diagram of PPy@Kt patch under in situ draft

3 结 论

采用表面改性和原位聚合的方法,以针织成型方式制备PPy改性的补片PPy@Kt,并与以静电纺丝技术制备的PPy@Es补片进行对比,研究心肌补片的力电性能,得出以下结论:

——采用表面改性和改进的原位聚合方法成功在Kt补片表面构建导电涂层PPy。

——PDA及PPy负载量低且涂层厚度较小,涂层对补片的断裂强度和断裂伸长率无显著影响,但弹性模量略有增加。与现有报道中的纤维膜相比,PPy@Kt补片的弹性模量较低,具有力学各向异性,整体较符合心肌组织对力学性能的要求。

——PPy@Kt补片具有良好的导电性和电流传导能力,同时表现出良好的应变不敏感导电性(0 ～ 50%应变下,电阻变化率小于30%),满足心肌组织应变过程中电信号稳定传导的要求。