陳詠梅， 王竟曉， 趙新一， 宋賀明， 董 坤， 胡 洋

(1.陜西科技大學(xué) 輕工科學(xué)與工程學(xué)院, 陜西 西安 710021; 2.西安交通大學(xué) 化學(xué)學(xué)院, 陜西 西安 710049)

0 引言

微創(chuàng)介入醫(yī)療是采用一系列微創(chuàng)器械、材料和現(xiàn)代化數(shù)字診療設(shè)備進(jìn)行診斷與治療操作的醫(yī)療技術(shù)，它具有及時(shí)、微創(chuàng)、無痛、舒適的優(yōu)點(diǎn)，在治療心血管疾病方面尤為突出[1].然而，由于醫(yī)療導(dǎo)管表面摩擦較高而誘發(fā)的血管疾病是一個(gè)長期存在且尚未解決的問題[2,3].在微創(chuàng)介入手術(shù)操作過程中，長度為80～150 cm的醫(yī)療導(dǎo)管通常從淺表腿部動(dòng)脈或靜脈入路，經(jīng)過迂曲的血管將治療器械(支架等)輸送到病變處(如心臟或腦部)，在此過程中，醫(yī)療導(dǎo)管不可避免地與血管內(nèi)壁表面的單層內(nèi)皮細(xì)胞膜接觸而產(chǎn)生摩擦，摩擦過高將會(huì)導(dǎo)致內(nèi)皮細(xì)胞受損，進(jìn)而誘發(fā)手術(shù)出血、血栓形成以及術(shù)后血管再狹窄等并發(fā)癥，最終誘發(fā)動(dòng)脈粥樣硬化等血管疾病[4].所以，醫(yī)療導(dǎo)管表面摩擦性能對心血管疾病微創(chuàng)介入治療成功與否意義重大.“軟、濕”高分子水凝膠材料有望在微創(chuàng)介入醫(yī)療技術(shù)儲(chǔ)備中發(fā)揮重要作用.高分子水凝膠是在其三維網(wǎng)絡(luò)空間結(jié)構(gòu)中含有90%以上水，并且與生物體軟組織的結(jié)構(gòu)和性能類似的功能材料[5,6].

對血管內(nèi)低摩擦現(xiàn)象的分析可以幫助我們優(yōu)化設(shè)計(jì)低摩擦微創(chuàng)導(dǎo)管軟材料.雖然毛細(xì)血管的直徑雖然大約只有5～6 μm[7]，但是直徑約8 μm的紅細(xì)胞[8]不僅不會(huì)在比它直徑小的毛細(xì)血管中堵塞，而且可以順利地在毛細(xì)血管中流通.這個(gè)有趣的生理現(xiàn)象表明血管內(nèi)皮細(xì)胞與紅細(xì)胞之間的摩擦必須非常低才能保證紅細(xì)胞在毛細(xì)血管中順利流通.毛細(xì)血管中的血流剪切應(yīng)力約為2 Pa，所受的垂直壓力約為3 kPa，從而可以估算出血管內(nèi)皮細(xì)胞表面的摩擦系數(shù)約為7×10-4.血管內(nèi)皮細(xì)胞和紅細(xì)胞的楊式模量分別約為8 kPa和0.1 Pa，毛細(xì)血管中的超低摩擦現(xiàn)象與軟物質(zhì)/軟物質(zhì)之間的摩擦密切相關(guān).因此，如果以 “軟、濕”高分子水凝膠為對象，研究低荷載下的摩擦行為，有望優(yōu)化設(shè)計(jì)低摩擦高分子水凝膠微創(chuàng)導(dǎo)管材料[9].

傳統(tǒng)固體材料摩擦行為符合Amonton定律F=μW，即固體界面間摩擦作用力F與荷載W成線性比例關(guān)系，而與接觸面積及滑動(dòng)速率無關(guān).高分子水凝膠是一類兼具固體和液體性能的柔性材料，其摩擦行為不能簡單地采用Amonton定律進(jìn)行分析研究[10].作為一種典型的柔性材料，高分子水凝膠具有含水率高，生物相容性優(yōu)異等優(yōu)勢，在生物材料領(lǐng)域有廣闊的應(yīng)用前景.醫(yī)療導(dǎo)管是外科手術(shù)中用于介入身體治療的重要器械，若將水凝膠作為醫(yī)療導(dǎo)管材料，則需要在近似人體血管內(nèi)壓力(3.3 kPa)下研究其摩擦行為[11,12].而現(xiàn)有的對水凝膠材料摩擦行為的研究主要是在高荷載下進(jìn)行的.研究表明，影響高分子水凝膠摩擦行為的因素主要包括物化性能(如親疏水性[13]、電荷密度[14]、交聯(lián)密度[15]、含水率[16]、彈性模量[17]，摩擦基板表面性質(zhì)(如親疏水性[18]、電荷密度[19])及測試條件(荷載[20]、滑動(dòng)速率[21])等，并提出了研究高分子水凝膠摩擦行為的吸附-排斥模型[22].當(dāng)高分子水凝膠接觸到摩擦基板時(shí)，其表面網(wǎng)絡(luò)結(jié)構(gòu)中的高分子鏈會(huì)與摩擦基板材料之間產(chǎn)生吸附或者排斥作用，當(dāng)高分子水凝膠與摩擦基板界面相互作用力表現(xiàn)為排斥力時(shí)，高分子網(wǎng)絡(luò)表面水化層的粘性流動(dòng)成為影響摩擦行為的主要因素，此時(shí)摩擦力與滑動(dòng)速率呈線性相關(guān)[23,24].相反，當(dāng)高分子水凝膠網(wǎng)絡(luò)與摩擦基板之間的相互作用力表現(xiàn)為吸引力時(shí)，高分子鏈被吸附到摩擦基板表面，此時(shí)影響摩擦力的因素主要有兩個(gè)：(1)被吸附的高分子鏈的彈性變形；(2)高分子網(wǎng)絡(luò)表面的水化層的粘性流動(dòng)行為.

此外，高分子水凝膠材料表面蛋白質(zhì)吸附對摩擦性能的影響有待進(jìn)一步研究.因此本工作研究了三種不同電荷的高分子水凝膠材料在低荷載作用下的摩擦行為，包括滑動(dòng)速率、荷載、牛血清白蛋白吸附，摩擦基板對其摩擦行為的影響.其中，聚2-丙烯酰胺-2-甲基丙烷磺酸鈉(PNaAMPS)為陰離子，聚N,N′-二甲基丙烯酰胺(PDMAAm)為中性，聚甲基丙烯酰氧乙基三甲基氯化銨(PMETAC)為陽離子水凝膠.測試儀器選用旋轉(zhuǎn)流變儀，相對于摩擦計(jì)來說，旋轉(zhuǎn)流變儀靈敏度更高，能夠準(zhǔn)確測試分析低荷載下水凝膠的摩擦行為.

1 實(shí)驗(yàn)部分

1.1 實(shí)驗(yàn)原料

N,N′-二甲基丙烯酰胺，分析純，TOKYO KASEI公司；2-丙烯酰胺基-2-甲基丙磺酸鈉，分析純，山東省化學(xué)有限公司；甲基丙烯酰氧乙基三甲基氯化銨，分析純，Alfa Aesar公司；N,N′-亞甲基雙丙烯酰胺，國藥集團(tuán)化學(xué)試劑有限公司；α-酮戊二酸，上?？曝S化學(xué)試劑有限公司；牛血清白蛋白(Albumin Bovine Serum,BSA)，北京奧博星生物技術(shù)有限公司.

1.2 實(shí)驗(yàn)儀器

電子天平，BS224S，德國Sartourius公司；紫外燈,365 nm/40 W，Philips公司; 攪拌機(jī)，MJ-250BP02A，廣東美的生活電器制造有限公司；旋轉(zhuǎn)流變儀，MCR302，德國Anton Paar公司.

1.3 實(shí)驗(yàn)方法

1.3.1 高分子水凝膠的制備

選取三種乙烯類單體通過光引發(fā)自由基聚合反應(yīng)合成高分子水凝膠材料，其中2-丙烯酰胺-2-甲基丙烷磺酸鈉(NaAMPS)為陰離子單體，N,N′-二甲基丙烯酰胺(DMAAm)為中性單體，甲基丙烯酰氧乙基三甲基氯化銨(METAC)為陽離子單體，聚合物的分子式如圖1所示.

圖1 高分子水凝膠材料化學(xué)結(jié)構(gòu)圖

具體操作步驟如下：將單體配制成1M的水溶液，以單體濃度為參比加入交聯(lián)劑N,N′-亞甲基雙丙烯酰胺(MBAA)，交聯(lián)劑含量分別為2 mol%、4 mol%、10 mol%，交聯(lián)劑濃度越高，水凝膠的彈性模量越大.待單體和交聯(lián)劑完全溶解后再以單體濃度為參比加入0.1 mol% 引發(fā)劑α-酮戊二酸，并通入氮?dú)?0 min.將該溶液加到潔凈玻璃夾具中間，用波長為365 nm紫外光照射12 h.最后，將聚合形成的水凝膠材料取出浸泡在去離子水中溶脹，每天換水2次持續(xù)一周，保證水凝膠中未反應(yīng)的成分被充分置換.最后用放入磷酸緩沖液(Phosphate Buffer Solution，PBS)中交換溶脹，每天更換PBS溶液兩次，持續(xù)三天使水凝膠與人體組織保持近似離子濃度.

1.3.2 高分子水凝膠彈性模量測試

高分子水凝膠的彈性模量是反映其力學(xué)性能的一個(gè)重要參數(shù)，它集中反映了材料對抗外力作用的能力.采用電子萬能拉力機(jī)檢測高分子水凝膠材料彈性模量.具體操作步驟如下：首先將在磷酸鹽緩沖溶液中溶脹平衡的高分子水凝膠用模具切成直徑為15 mm的圓柱狀體樣品，然后將其再次浸泡到磷酸鹽緩沖溶液中以消除切割所產(chǎn)生的內(nèi)應(yīng)力.用電子萬能拉力機(jī)在壓縮速率為10% h /min條件下壓縮水凝膠，記錄壓縮應(yīng)力-應(yīng)變曲線.應(yīng)力-應(yīng)變曲線10% 應(yīng)變中，應(yīng)力與應(yīng)變呈線性關(guān)系，即前10% 應(yīng)變?yōu)槠渚€性粘彈區(qū)，通過計(jì)算該線性粘彈區(qū)應(yīng)力-應(yīng)變曲線斜率而獲得水凝膠彈性模量.

1.3.3 水凝膠摩擦行為測試

如圖2所示，將兩塊圓柱狀水凝膠分別粘貼于旋轉(zhuǎn)流變儀上下基板表面.當(dāng)兩塊水凝膠材料在角速度為ω下發(fā)生相對滑動(dòng)時(shí)測定扭矩變化.在恒定壓力下水凝膠材料表面摩擦力正比于表觀接觸面積，因此，可以通過單位面積積分計(jì)算得到摩擦力.假設(shè)單位面積摩擦力正比于滑動(dòng)速率，單位面積摩擦力f為：

f=Aωr

(1)

式(1)中：f是單位面積摩擦力，A為與r無關(guān)的物理量，ω是角速度，r是水凝膠材料表面接觸半徑.則整個(gè)水凝膠材料摩擦力為：

(2)

而整個(gè)滑動(dòng)過程中扭矩為：

(3)

通過公式(2)、(3),可得到整個(gè)水凝膠材料的摩擦力為：

F=4T/3R

(4)

由式(4)可知，通過測定兩塊高分子水凝膠材料發(fā)生相對運(yùn)動(dòng)時(shí)所產(chǎn)生的扭矩變化就可以獲得其摩擦力.

利用旋轉(zhuǎn)流變儀測試兩塊相同高分子水凝膠材料發(fā)生相對運(yùn)動(dòng)時(shí)所產(chǎn)生的力矩，并通過力矩計(jì)算出摩擦力.具體步驟如下：將在PBS中溶脹平衡的高分子水凝膠材料用模具分別切割成直徑為15 mm和34 mm的圓柱體，浸泡于PBS溶液中以消除切割時(shí)所產(chǎn)生的內(nèi)應(yīng)力.測試前將水凝膠材料放置于光滑玻璃表面，用吸水紙擦干表面水分(測試面除外).將直徑為15 mm的水凝膠圓柱體用膠水粘貼于旋轉(zhuǎn)流變儀上層基板，直徑為34 mm的水凝膠圓柱體粘貼于下層基板，平衡5 min以消除粘貼所產(chǎn)生的應(yīng)力集中現(xiàn)象.為了防止水凝膠在測試過程中干燥，在樣品槽中添加PBS溶液.以20 μm/s速度下降上測試頭，達(dá)到預(yù)定法向應(yīng)力(荷載)時(shí)停止，保持該法向應(yīng)力10 min，在此法向應(yīng)力下以固定的角速率旋轉(zhuǎn)上測試頭，記錄該過程中的力矩變化.每2 s記錄一個(gè)數(shù)據(jù)，共記錄600個(gè)數(shù)據(jù)點(diǎn).測試完成后以30 μm/s 速度抬起上測試頭到固定位置(法向應(yīng)力為零處)，平衡1 h后再進(jìn)行下一次測試.

圖2 旋轉(zhuǎn)流變儀測試水凝膠摩擦示意圖

2 結(jié)果與討論

2.1 低荷載下水凝膠的靜摩擦力與滑動(dòng)摩擦力的測試

圖3 水凝膠的摩擦力隨時(shí)間變化曲線

2.2 滑動(dòng)速率影響

高分子水凝膠表面摩擦行為與滑動(dòng)速率密切相關(guān)[26].在探究滑動(dòng)速率影響的實(shí)驗(yàn)中，為模擬血管內(nèi)壁所承受的內(nèi)壓力，設(shè)定固定荷載為0.60 N(3.3 kPa).滑動(dòng)角速率在10-5～100rad/s范圍內(nèi)遞增，記錄旋轉(zhuǎn)流變儀扭矩變化，利用公式(4)計(jì)算摩擦力.圖4、5、6分別為固定低荷載下不同交聯(lián)密度的三種高分子水凝膠的摩擦力隨滑動(dòng)角速率變化的曲線圖.從圖中可以看出，不同交聯(lián)密度的三種高分子水凝膠材料的摩擦力均隨滑動(dòng)角速率增大而增大，約在10-3rad/s左右出現(xiàn)峰值.當(dāng)高分子水凝膠材料與滑動(dòng)基板相互作用力不同時(shí)，其滑動(dòng)速率對水凝膠摩擦行為的影響不同.當(dāng)高分子水凝膠材料與滑動(dòng)基板之間相互作用為排斥作用時(shí)，摩擦力主要來源于界面間高分子鏈溶脹所形成的水潤滑層的粘性流動(dòng)，因此摩擦力隨著滑動(dòng)速率增大而增大.當(dāng)高分子水凝膠材料與基板之間相互作用力為吸引作用時(shí)，摩擦力主要來源于兩方面，一是相互吸引的高分子鏈段的彈性收縮，二是界面間高分子鏈溶脹所形成的水潤滑層的粘性流動(dòng)，因此摩擦行為表現(xiàn)出復(fù)雜性[27].本工作中水凝膠與水凝膠之間的摩擦行為主要為排斥作用.在低滑動(dòng)速率下水潤滑層粘性流動(dòng)為產(chǎn)生摩擦力的主要因素，滑動(dòng)速率的提高會(huì)使得兩塊高分子水凝膠材料間水分排出，其摩擦力隨滑動(dòng)速率增大而增大；隨著滑動(dòng)速率進(jìn)一步增大，柔性的高分子鏈段來不及伸縮，從而使得相互吸引的高分子鏈段的彈性收縮行為開始影響摩擦力，兩種因素共同作用的結(jié)果是總體摩擦力出現(xiàn)一峰值開始降低，隨著滑動(dòng)速率再次增大，高分子鏈彈性收縮成為影響摩擦力的主要因素，因而在高滑動(dòng)速率區(qū)域其摩擦力也開始增大.

相同角速率下，交聯(lián)密度對水凝膠材料摩擦力的影響并不呈線性關(guān)系.該現(xiàn)象表明三種高分子水凝膠相對運(yùn)動(dòng)時(shí)的摩擦力受滑動(dòng)角速率影響.

圖4 不同交聯(lián)密度PMETAC水凝膠材料摩擦力隨滑動(dòng)速率變化趨勢

圖5 不同交聯(lián)密度的PNaAMPS水凝膠材料摩擦力隨滑動(dòng)速率變化趨勢

圖6 不同交聯(lián)密度的PDMAAm水凝膠材料摩擦力隨滑動(dòng)速率變化趨勢

2.3 荷載影響

除了滑動(dòng)速率外，荷載也顯著影響高分子水凝膠材料的摩擦行為.圖7、8、9分別為恒定滑動(dòng)角速率(10-3rad/s)時(shí)，不同交聯(lián)密度的PEMTAC、PNaAMPS和PDMAAm高分子水凝膠與相同高分子水凝膠基板間發(fā)生相對運(yùn)動(dòng)時(shí)摩擦力隨荷載變化曲線.從圖中可以看出，三種不同電荷的水凝膠材料摩擦力均隨著荷載增大而上升，說明在低荷載作用下高分子水凝膠材料摩擦行為不服從Amonton定律[28].此外，在相同荷載作用下，同種高分子水凝膠材料摩擦力隨交聯(lián)密度增大未呈線性變化趨勢.

圖10、11、12為恒定滑動(dòng)速率(10-3rad/s)下，不同交聯(lián)密度的PMETAC、PNaAMPS和PDMAAm高分子水凝膠與相同高分子水凝膠基板發(fā)生相對運(yùn)動(dòng)時(shí)摩擦系數(shù)隨荷載變化曲線圖.從圖中可以看出，交聯(lián)密度為2 mol%、4 mol%、10 mol%的陽離子PMETAC、陰離子PNaAMPS和中性PDMAAm水凝膠材料的摩擦系數(shù)均隨著荷載增大而顯著降低.尤其是當(dāng)交聯(lián)密度為2 mol%和10 mol%時(shí)，中性PDMAAm水凝膠的摩擦系數(shù)變化沒有陽離子PMETAC和陰離子PNaAMPS水凝膠的變化明顯.

上述結(jié)果表明，在相同載荷下，交聯(lián)密度為2 mol%和4 mol%的PMETAC和PNaAMPS水凝膠的摩擦力和摩擦系數(shù)均高于10 mol%的水凝膠，這是由于低交聯(lián)密度的水凝膠在載荷下變形較大，易于排擠出水凝膠界面間的水潤滑層造成的.由于中性PDMAAm水凝膠間不存在靜電排斥作用，導(dǎo)致水凝膠界面中的水潤滑層的厚度不大，從而造成不同交聯(lián)密度的中性水凝膠摩擦力和摩擦系數(shù)相差不顯著的趨勢.

盡管不同電荷的水凝膠材料化學(xué)結(jié)構(gòu)相同，但交聯(lián)密度不同的水凝膠材料的彈性模量不同，因而不同荷載作用下其形變量不同.為了研究荷載對摩擦力的影響，定義λ為平均形變量，λ=P/E,其中P是壓強(qiáng)，E是正彈性模量.

圖7 不同交聯(lián)密度的PMETAC水凝膠摩擦力隨荷載變化趨勢

圖8 不同交聯(lián)密度的PNaAMPS水凝膠摩擦力隨荷載變化趨勢

圖9 不同交聯(lián)密度的PDMAAm水凝膠摩擦力隨荷載變化趨勢

圖10 不同交聯(lián)密度的PMETAC水凝膠材料摩擦系數(shù)隨荷載變化趨勢

圖11 不同交聯(lián)密度的PNaAMPS水凝膠材料摩擦系數(shù)隨荷載變化趨勢

圖12 不同交聯(lián)密度的PDMAAm水凝膠材料摩擦系數(shù)隨荷載變化趨勢

由圖13可知，三種高分子水凝膠材料彈性模量均隨著交聯(lián)密度的增大而增高.由于交聯(lián)密度提高了高分子水凝膠中三維網(wǎng)絡(luò)結(jié)構(gòu)密度，溶脹率減小，使得單位體積內(nèi)高分子鏈密度增加，從而導(dǎo)致水凝膠整體彈性模量增高.對比不同電荷水凝膠的彈性模量發(fā)現(xiàn)，當(dāng)交聯(lián)密度相同時(shí)，中性高分子水凝膠彈性模量遠(yuǎn)大于其他兩種帶電荷的水凝膠，這是由于高分子鏈上帶電基團(tuán)的親水作用導(dǎo)致高分子網(wǎng)絡(luò)溶脹大量的水，單位體積內(nèi)高分子鏈密度降低，從而降低了彈性模量.

圖13 交聯(lián)密度對不同結(jié)構(gòu)高分子水凝膠材料彈性模量的影響

圖14為三種不同結(jié)構(gòu)水凝膠摩擦力隨平均形變量變化趨勢圖.從圖中可以看出，相同荷載作用下，三種高分子水凝膠材料摩擦力均隨平均形變量的增加而呈上升趨勢.當(dāng)兩塊相同的高分子水凝膠材料發(fā)生相對運(yùn)動(dòng)時(shí)，荷載越大，水凝膠的形變越大，使得水凝膠材料間的水潤滑層被更多排出，從而降低了水凝膠界面間水的潤滑作用.

圖14 三種水凝膠材料摩擦力與平均形變量之間的關(guān)系

2.4 BSA吸附對摩擦行為的影響

導(dǎo)管材料在使用過程中直接接觸血液系統(tǒng)，不可避免的發(fā)生蛋白質(zhì)吸附.因此，研究蛋白質(zhì)吸附對導(dǎo)管材料表面摩擦行為的影響對研發(fā)醫(yī)療導(dǎo)管材料具有重要指導(dǎo)意義.PMETAC、PDMAAm及PNaAMPS水凝膠表面蛋白質(zhì)吸附不受水凝膠材料交聯(lián)密度影響，且均在BSA濃度為2 mg/mL水溶液環(huán)境下達(dá)到飽和吸附.因此研究BSA吸附對導(dǎo)管材料摩擦性能的影響時(shí)，固定三種水凝膠材料的交聯(lián)密度為2 mol%，在2 mg/mL的BSA溶液中進(jìn)行測試.測試前將水凝膠材料浸泡在2 mg/mL BSA溶液中吸附24 h，測試時(shí)在樣品槽中添加的溶液同樣為2 mg/mL的BSA.記錄不同荷載作用下扭矩變化，從而計(jì)算得到摩擦力變化.

圖15為不同溶液介質(zhì)中2 mol% PMETAC、2 mol% PDMAAm及2 mol% PNaAMPS與相同水凝膠基板相對運(yùn)動(dòng)時(shí)摩擦力隨荷載變化曲線.從圖中可以看出，在PBS及BSA溶液中，高分子水凝膠材料的摩擦力均隨著荷載增大而呈上升趨勢.水凝膠材料表面吸附BSA后，PNaAMPS水凝膠間的摩擦力相對其在PBS溶液中無明顯變化，PMETAC水凝膠間的摩擦力相對其在PBS溶液中明顯增高，而PDMAAm水凝膠間的摩擦力卻顯著降低.根據(jù)三種材料表面蛋白質(zhì)吸附性能研究可以推知，由于BSA在PBS溶液中顯電負(fù)性，負(fù)電荷 PNaAMPS水凝膠表面吸附的BSA非常微量，從而PNaAMPS水凝膠間的摩擦力幾乎不發(fā)生變化.而正電荷PMETAC水凝膠表面吸附BSA后會(huì)發(fā)生電荷中和作用，從而造成PMETAC水凝膠表面的電荷密度降低，導(dǎo)致摩擦力增大.PDMAAm表面吸附BSA后在原本中性的水凝膠表面引入了負(fù)電荷，從而增加了水凝膠界面間電荷密度，相應(yīng)地增大了水凝膠界面間的排斥作用，導(dǎo)致摩擦力減小.

圖15 不同介質(zhì)中交聯(lián)密度為2 mol%的三種水凝膠材料摩擦力隨荷載變化

2.5 相對滑動(dòng)基板對摩擦行為的影響

當(dāng)與不同基板發(fā)生相對運(yùn)動(dòng)時(shí)，三種高分子水凝膠材料表現(xiàn)出的摩擦行為各異.PDMAAm水凝膠在吸附BSA后表面摩擦力顯著降低，表現(xiàn)出優(yōu)異的低摩擦性能.因此，進(jìn)一步研究了BSA溶液中相對滑動(dòng)基板對PDMAAm水凝膠摩擦行為的影響.由于血管內(nèi)皮細(xì)胞表面帶有負(fù)電荷，因此，研究導(dǎo)管材料時(shí)需要考察材料與負(fù)電荷基板之間的摩擦行為.帶負(fù)電荷的PNaAMPS水凝膠材料與血管具有類似的粘彈性，可充當(dāng)體外模擬血管的材料.此外，高分子水凝膠材料在荷載作用下發(fā)生形變，導(dǎo)致其摩擦行為發(fā)生變化.基于以上兩點(diǎn)考慮，選用與PDAMMm水凝膠彈性模量接近的負(fù)電荷PNaAMPS作為滑動(dòng)基板考查摩擦行為，即10 mol% PDMAAm-10 mol% PNaAMPS和2 mol% PDMAAm-4 mol% PNaAMPS摩擦體系.此外，測試兩塊彈性模量相同的PDAMMm水凝膠作為對照體系，即10 mol% PDMAAm-10 mol% PDMAAm和2 mol% PDMAAm-2 mol% PDMAAm摩擦體系.

圖16為不同交聯(lián)密度的PDMAAm和PNaAMPS水凝膠材料與不同滑動(dòng)基板表面摩擦?xí)r的摩擦力隨荷載變化曲線.從圖中可以看出，PDMAAm-PDMAAm摩擦體系和PDMAAm-PNaAMPS摩擦體系的摩擦力均隨荷載增大而呈上升趨勢，表明中性PDMAAm水凝膠的摩擦力隨荷載的變化趨勢對摩擦基板的電荷依賴性不顯著.

此外，不同交聯(lián)密度的PDMAAm與不同滑動(dòng)基板間的摩擦力由小到大的順序?yàn)?0 mol% PDMAAm-10 mol% PNaAMPS<10 mol% PDMAAm-10 mol% PDMAAm<2 mol% PDMAAm-4 mol% PNaAMPS<2 mol% PDMAAm-2 mol% PDMAAm.

上述結(jié)果表明，當(dāng)彈性模量相同時(shí)，中性PDMAAm與負(fù)電荷PNaAMPS水凝膠滑動(dòng)基板之間的摩擦力低于與中性PDMAAm之間的摩擦力.當(dāng)水凝膠的化學(xué)結(jié)構(gòu)相同時(shí)，高交聯(lián)密度即高彈性模量水凝膠之間的摩擦力小于低交聯(lián)密度即低彈性模量水凝膠之間的摩擦力.這是由于PDMAAm表面吸附BSA后，原本中性的水凝膠表面轉(zhuǎn)變?yōu)閹в胸?fù)電荷的表面，因此，相較于略帶負(fù)電荷的中性PDMAA水凝膠滑動(dòng)基板，其與強(qiáng)負(fù)電荷的PNaAMPS水凝膠滑動(dòng)基板之間產(chǎn)生更強(qiáng)的界面間的排斥作用，從而在界面間產(chǎn)生更厚的水潤滑層，導(dǎo)致摩擦力降低.相反，PDMAAm-PDMAAm摩擦體系界面間的排斥作用較小，從而在界面間產(chǎn)生的水潤滑層厚度較小，導(dǎo)致摩擦力升高.

此外，在相同載荷下，相較于低交聯(lián)密度即低彈性模量水凝膠，由于高交聯(lián)密度即高彈性模量水凝膠的變形量較小，不容易把水凝膠界面的水潤滑層排擠出去，從而保留更多的水潤滑層，導(dǎo)致摩擦力降低.相反，由于低交聯(lián)密度即低彈性模量水凝膠在荷載下的變形量較大，易于把水凝膠界面的水潤滑層排擠出去，從而導(dǎo)致摩擦力增加.上述結(jié)果和分析表明，水凝膠摩擦體系界面間引入負(fù)電荷基團(tuán)可有效降低水凝膠材料間的摩擦力，并且水凝膠材料的摩擦行為與滑動(dòng)基板的性質(zhì)密切相關(guān).

圖16 不同基板表面PDMAAm水凝膠材料的摩擦力隨荷載變化

3 結(jié)論

篩選低摩擦醫(yī)療導(dǎo)管材料對降低因醫(yī)療導(dǎo)管表面摩擦較高而誘發(fā)的術(shù)后病發(fā)癥，提高微創(chuàng)介入醫(yī)療手術(shù)質(zhì)量意義重大.高分子水凝膠作為一種與人體組織結(jié)構(gòu)相似的粘彈性水材料，在低摩擦醫(yī)療導(dǎo)管材料中占有重要地位.此外，導(dǎo)管材料在使用過程中直接接觸血液系統(tǒng)，不可避免的發(fā)生蛋白質(zhì)吸附，因此，研究低荷載下，蛋白質(zhì)吸附對高分子水凝膠材料表面摩擦行為的影響對對設(shè)計(jì)低摩擦醫(yī)療導(dǎo)管具有重要指導(dǎo)意義.本工作利用旋轉(zhuǎn)流變儀測試分析了低荷載情況下，不同化學(xué)結(jié)構(gòu)高分子水凝膠的摩擦行為，分析了水凝膠電荷(正電荷、負(fù)電荷、中性)、荷載、滑動(dòng)速率、基板及牛血清白蛋白吸附對摩擦行為的影響.得到以下結(jié)論：

(1)低荷載作用下水凝膠材料彈性模量越小其變形越大，從而使得摩擦力越大.

(2)不同化學(xué)結(jié)構(gòu)水凝膠材料表面吸附蛋白質(zhì)前后摩擦行為不同：帶負(fù)電荷的水凝膠表面吸附蛋白質(zhì)后摩擦力無明顯變化；帶正電荷的PMETAC水凝膠表面吸附蛋白質(zhì)后摩擦力增加；中性的PDMAAm水凝膠表面吸附蛋白質(zhì)后摩擦力明顯降低.

(3)水凝膠材料界面間引入負(fù)電荷基團(tuán)的基板可以減小水凝膠材料間摩擦力.