石 強(qiáng)，欒世方，金 晶，石恒沖，殷敬華，李勇剛

(1.中國科學(xué)院長(zhǎng)春應(yīng)用化學(xué)研究所 高分子物理與化學(xué)國家重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，吉林 長(zhǎng)春 130022)(2.威高集團(tuán)有限公司，山東 威海 264209)

1 前 言

近年來，量大面廣的通用高分子材料通過不斷地升級(jí)改造，成本大幅度降低，使用性能明顯提高。各類新型的、適應(yīng)現(xiàn)代技術(shù)發(fā)展的高分子材料不斷涌現(xiàn)，其中研發(fā)與血液接觸的醫(yī)用高分子材料是通用高分子發(fā)展的重要方向之一[1]。以此類高分子材料為原料制備的醫(yī)療器械主要包括血管導(dǎo)管、血管支架、人工心臟瓣膜、循環(huán)支持設(shè)備、各種體外循環(huán)管、血液透析、肺膜等。由于與血液長(zhǎng)期接觸，原料的選擇需要考慮以下因素：力學(xué)性能、穩(wěn)定性、滲透性、可加工性、價(jià)格、非毒性、易于消毒和可以接受的血液相容性[2]。通用高分子材料，如聚烯烴和熱塑性彈性體，具有良好的物理、化學(xué)和加工性能，且無毒、生物穩(wěn)定性高。但大部分高分子材料呈現(xiàn)非極性，表面能低，親水性差，與血液接觸后會(huì)發(fā)生凝血、溶血現(xiàn)象。提高通用高分子材料的生物相容性，特別是血液相容性已成為開發(fā)醫(yī)用高分子材料的關(guān)鍵問題[3]。近年來，通用高分子材料的血液相容性研究取得了明顯的成果。本文介紹了醫(yī)用材料的血液相容性，重點(diǎn)評(píng)述了通用高分子材料的化學(xué)和生物改性及其血液相容性研究進(jìn)展。

2 血液相容性

血液相容性指生物醫(yī)學(xué)材料與血液接觸后，產(chǎn)生符合要求的生物學(xué)反應(yīng)和起有效作用的功能[1]，也是評(píng)估生物材料對(duì)血液破壞作用的量度。包括是否導(dǎo)致凝血及血栓形成、補(bǔ)體系統(tǒng)激活和白細(xì)胞活化及紅細(xì)胞破壞等[4],這些作用同時(shí)發(fā)生又相互影響，如圖1所示。材料與血液的作用研究雖然取得了一定的進(jìn)展，但作用機(jī)制目前還不完全清楚,有待于深入、系統(tǒng)的研究。

圖1 生物材料對(duì)血液的作用Fig.1 Effects of biomaterials on blood

2.1 凝血及血栓形成

人體內(nèi)正常生理凝血包括內(nèi)源性凝血和外源性凝血。血管內(nèi)皮受損或血液接觸異物所引起的血液凝固為內(nèi)源性凝血，而機(jī)體組織或血管受損釋放組織因子進(jìn)入血液所引起的血液凝固為外源性凝血，通常認(rèn)為生物材料與血液接觸時(shí)所引起的血液凝固以內(nèi)源性途徑為主[5]。

2.1.1 血漿蛋白吸附

當(dāng)生物材料與血液接觸時(shí)，瞬間會(huì)在其表面形成一層血漿蛋白吸附膜。生物材料表面吸附蛋白的種類和數(shù)量一般由材料表面的性能及拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)決定，如表面的化學(xué)性質(zhì)、表面能、正負(fù)電荷的分布、親疏水性質(zhì)、表面幾何形狀和粗糙度等。蛋白吸附層的組成、構(gòu)象以及蛋白質(zhì)的性能直接影響材料的血液相容性[6]。通常情況下，材料表面主要吸附纖維蛋白原或C球蛋白。纖維蛋白原分子量為340 kDa，由α、β和γ肽鏈構(gòu)成[7]，肽鏈可以與若干種蛋白和細(xì)胞發(fā)生特定粘附作用，比如：α肽鏈可以粘附含有RGD的整聯(lián)蛋白(Integrin)，β肽鏈傾向于與肝素和鈣粘蛋白發(fā)生作用，γ肽鏈易于與血小板膜蛋白產(chǎn)生粘附。當(dāng)纖維蛋白原吸附到材料表面后首先發(fā)生構(gòu)象改變,使肽鏈曝露，從而促使血小板粘附和激活而形成血栓，并激活白細(xì)胞誘發(fā)炎癥反應(yīng)。

2.1.2 血小板的激活和粘附

血小板的粘附與激活是血液相容性研究的重要方面。血小板是血液中的無核細(xì)胞，呈圓盤形，平均直徑為2～4 μm，厚度約 0.2～1.5 μm。血小板由細(xì)胞質(zhì)和細(xì)胞膜組成，細(xì)胞膜主要由類脂雙分子層和糖蛋白構(gòu)成，其含有與血小板粘附和聚集功能密切相關(guān)的一些重要受體，如: 糖蛋白αIIbβ3和GPIb。目前，血小板的激活和粘附機(jī)理還不完全清楚。多數(shù)認(rèn)為血小板首先與吸附在材料表面的纖維蛋白原結(jié)合,使血小板粘附到材料的表面，然后發(fā)生聚集與擴(kuò)展。在此過程中，血小板發(fā)生從圓形、表面凸起、偽足到收縮形態(tài)的變化[8]。同時(shí)，釋放一些生物活性物質(zhì)，如P選擇素、β-TG、VWF 因子、組胺、5-羥色胺、三磷酸腺苷(ADP)等,釋放的ADP可以誘導(dǎo)更多的血小板粘附、變形、擴(kuò)展、聚集并釋放出生物活性物質(zhì)[9]?；钚晕镔|(zhì)可激活凝血酶原促進(jìn)凝血，激活補(bǔ)體系統(tǒng)和白細(xì)胞等發(fā)生炎癥反應(yīng)，并可能造成紅細(xì)胞溶血。

2.1.3 凝血因子活化與凝血酶產(chǎn)生

當(dāng)材料與血液接觸時(shí)，凝血因子活化與血漿蛋白粘附同時(shí)發(fā)生。血漿中的凝血因子XII首先激活變?yōu)槟蜃覺IIa，少量的XIIa可激活激肽釋放酶原轉(zhuǎn)變成激肽釋放酶; 后者又可以激活因子XII，促使凝血因子XIIa大量生成，XIIa 繼續(xù)激活其它凝血因子,通過酶促反應(yīng)使凝血酶原轉(zhuǎn)變?yōu)槟竅10]。凝血酶有多方面的功能：可以加速凝血因子VII復(fù)合物與凝血酶原復(fù)合物的形成；激活V因子、VIII因子和XI因子,促進(jìn)凝血因子XIII生成XIIIa；催化纖維蛋白原的分解,使纖維蛋白原分子從N-端脫下四段小分子肽鏈,變成纖維蛋白單體，纖維蛋白單體相互交織在一起，并與紅細(xì)胞、白細(xì)胞、血小板以及其他成分形成網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)，在血小板肌鈣蛋白的收縮作用下形成堅(jiān)實(shí)的血栓。

2.2 補(bǔ)體系統(tǒng)激活和白細(xì)胞活化

補(bǔ)體系統(tǒng)是指由大約30種存在于血清、組織液中的蛋白質(zhì)共同組成的反應(yīng)系統(tǒng)，主要功能是通過在病原體表面的作用，破壞其細(xì)胞膜或者“調(diào)理”病原體表面供巨噬細(xì)胞吞食，并能引起免疫反應(yīng)，一般通過經(jīng)典途徑、旁路途徑和凝集素途徑激活。當(dāng)材料與血液接觸時(shí)，補(bǔ)體蛋白C3在材料表面沉積，活化后續(xù)的補(bǔ)體蛋白，釋放血小板激活因子，促進(jìn)血小板粘附、聚集；激活的補(bǔ)體蛋白還可以參與血栓形成。同時(shí)，白細(xì)胞通過補(bǔ)體受體( CR1、CD35)與C3b 結(jié)合粘附到材料表面而被激活,進(jìn)而引發(fā)人體的免疫反應(yīng)[11]。

2.3 溶血

材料與血液長(zhǎng)時(shí)間接觸還會(huì)造成紅細(xì)胞的溶血。材料主要通過3個(gè)途徑對(duì)紅細(xì)胞溶血產(chǎn)生作用：本身的毒性損害細(xì)胞膜；表面與紅細(xì)胞接觸時(shí)造成的細(xì)胞膜損害；加速紅細(xì)胞的氧化和老化進(jìn)程[12-13]。溶血是紅細(xì)胞破裂，血紅蛋白釋放到血漿中的現(xiàn)象，本質(zhì)上是細(xì)胞膜損害和血紅蛋白氧化的結(jié)果[14]。紅細(xì)胞是一種含血紅蛋白的無核細(xì)胞，通過葡萄糖合成能量。其細(xì)胞膜主要由蛋白質(zhì)(49.3%)、脂質(zhì)(42%)、糖類(8%)和無機(jī)離子構(gòu)成，具有不對(duì)稱性、流動(dòng)性以及特殊的功能，如物質(zhì)運(yùn)輸(離子運(yùn)輸、水運(yùn)輸、葡萄糖轉(zhuǎn)運(yùn))、細(xì)胞膜的抗原性(血型抗原、老化抗原等)、紅細(xì)胞的變形性等。血紅蛋白是成熟紅細(xì)胞中的主要蛋白,占細(xì)胞干重的96%，占細(xì)胞容積的35%。血紅蛋白由四條非共價(jià)結(jié)合的球蛋白鏈組成，每條鏈結(jié)合一個(gè)血紅素基團(tuán)，是血紅蛋白分子與氧分子的結(jié)合點(diǎn)。因此，血紅蛋白賦予紅細(xì)胞攜帶氧氣、運(yùn)輸二氧化碳、維持體內(nèi)平衡的生理功能。紅細(xì)胞膜損害和血紅蛋白氧化變性后就會(huì)發(fā)生溶血，造成細(xì)胞膜的變形性、攜氧和輸送二氧化碳的生理功能顯著降低[15]。

3 通用高分子材料的本體改性

醫(yī)療器械的安全性和耐用性需要通用高分子具備一定的力學(xué)性能、加工性能、生物穩(wěn)定性和生物相容性。本體材料的化學(xué)和生物改性可提高基體材料的血液相容性，并根據(jù)實(shí)際要求，可加工制備成不同形狀和尺寸的醫(yī)療器械。本體改性主要包括反應(yīng)接枝和共混方法[16-22]。

3.1 反應(yīng)接枝方法

反應(yīng)接枝方法在通用高分子材料基體上引入高血液相容性的小分子，在不改變通用高分子基體材料的性能基礎(chǔ)上，提高材料的血液相容性。功能單體需要在高溫下接枝聚合，并保持結(jié)構(gòu)穩(wěn)定、而且具有一定的反應(yīng)活性。常見的功能單體包括聚乙二醇酯類單體和2-乙烯基吡啶等[16-18]。常用引發(fā)劑包括過氧化物類和偶氮類引發(fā)劑，以及預(yù)輻照方法原位生成的大分子引發(fā)劑。

Yin等人利用部分預(yù)輻照的PP作為大分子自由基引發(fā)劑，采用反應(yīng)加工的方法在PP分子鏈上引入具有生物相容性的PEG支鏈[16]。其優(yōu)點(diǎn)為：工藝簡(jiǎn)單、接枝鏈的分布均勻、無需添加小分子過氧化物引發(fā)劑、有效抑制了基體樹脂降解、保持了力學(xué)性能。相對(duì)PP，接枝產(chǎn)物的接觸角隨PEG接枝率的增加而下降(從112.2°降低到88.2°)，表面能則隨接枝率的增加而升高(從15.85 mJ/m2增加到30.34 mJ/m2)。血小板粘附實(shí)驗(yàn)表明，接枝后PP膜表面粘附的血小板量顯著減少，說明接枝的PEG增加了PP膜血液相容性。

反應(yīng)接枝雖然簡(jiǎn)便，但存在兩個(gè)問題：①親水性單體由于空間位阻使得接枝程度受限，接枝效率很難提高[17-18]，②由于接枝單體表面能高，接枝單體不容易遷移到材料表面，因而材料表面的親水性與本體接枝率并不呈現(xiàn)線性變化[19-20]。

為提高本體材料的接枝率，Yin等人采用聚烯烴基吡咯烷酮(NVP)作為氫化苯乙烯熱塑性彈性體(SEBS)接枝甲基丙烯酸聚乙二醇單甲基醚(PEGM)的共接枝單體。與SEBS單獨(dú)接枝PEGM相比，NVP輔助接枝后PEGM接枝率提高近5倍[18]。接枝反應(yīng)過程中，SEBS的分子量沒有發(fā)生明顯的交聯(lián)或降解副反應(yīng)，SEBS接枝物的楊氏模量、拉伸強(qiáng)度和斷裂伸長(zhǎng)率與SEBS的力學(xué)性質(zhì)十分接近。NVP輔助接枝PEGM的反應(yīng)機(jī)理如圖2所示，當(dāng)SEBS大分子自由基形成以后，由于NVP單體與大分子引發(fā)劑的反應(yīng)活性比較高，同時(shí)其分子比較小，空間位阻的影響也較弱， NVP首先與大分子自由基反應(yīng)，形成P-g-NVP·，NVP自由基與甲基丙烯酸酯類單體有較高的反應(yīng)活性， NVP大分子自由基主要與PEGM單體進(jìn)行反應(yīng)，形成P-g-NVP-PEGM·，繼續(xù)引發(fā)反應(yīng)。在接枝反應(yīng)過程中，吡咯烷酮會(huì)部分地轉(zhuǎn)化形成琥珀酰亞胺，以此同時(shí)，穩(wěn)定的中間產(chǎn)物吡咯烷酮過氧化物PNVP-OOH也會(huì)形成，伴隨著也有PNVP-OH。PNVP-OOH能夠引發(fā)有效的交聯(lián)，足夠的大分子自由基能夠形成穩(wěn)定的結(jié)構(gòu)。

圖2 NVP輔助PEGM接枝SEBS反應(yīng)動(dòng)力學(xué)(a)和機(jī)理(b)Fig.2 Kinetics(a) and mechanism(b) of NVP-assistant grafting of PEGM onto SEBS

NVP輔助接枝的樣品，不僅接枝率較高，而且顯示較好的抗蛋白吸附能力和抗血小板粘附能力。

為使材料表面富含親水性單體，采用溶劑誘導(dǎo)的方法將親水性單體誘導(dǎo)至材料表面，進(jìn)而提高其血液相容性[19-20]。Yin等人將反應(yīng)接枝與溶劑誘導(dǎo)相結(jié)合制備了高血液相容性的高分子表面。他們將PEGMEMA接枝后的聚丙烯懸涂成膜，在空氣中退火4 h，然后置于水中誘導(dǎo)24 h。懸涂膜表面的水接觸角大約98°，在成膜過程中，接枝鏈容易進(jìn)入膜內(nèi)部，使膜表面的接枝鏈濃度降低，水接觸角大約102°。通過溶劑誘導(dǎo)方法，可以將接枝鏈重新牽引至膜表面，水接觸角大約78°，進(jìn)而構(gòu)建了高血液相容性的聚烯烴膜材料，接枝鏈遷移過程通過氧元素含量的變化來證實(shí)，如圖3所示。圖4是材料表面原子力顯微鏡(AFM)照片。水誘導(dǎo)24 h后，膜表面微結(jié)構(gòu)從無序轉(zhuǎn)變?yōu)槊靼迪嚅g的圖案(圖4a)；局部放大的照片(圖4b)顯示膜表面有半徑為5～10 nm，深度為2～3 nm的小孔，證實(shí)了誘導(dǎo)過程的發(fā)生，其接枝鏈已誘導(dǎo)至膜表面(如圖4c,d)，圖4c,d是分別與圖4a,b對(duì)應(yīng)的相圖。根據(jù)實(shí)驗(yàn)結(jié)果，他們提出表面誘導(dǎo)的分子機(jī)制，如圖5所示。由于表面自由能的差距，接枝鏈在懸涂膜中不是均勻分布，而是從內(nèi)部向表面梯度分布。退火后，在膜近表層的接枝鏈聚集在一起，局部濃度較高；采用水誘導(dǎo)后，通過水分子與接枝鏈的相互作用，使接枝鏈在膜表面富集，并形成了小孔結(jié)構(gòu)。

圖3 水誘導(dǎo)過程中[O]/[C]隨材料表面與水接觸角的變化Fig.3 [O]/[C] versus contact angle for induction process with water in water phase

圖4 改性高分子材料表面形貌的AFM照片:(a)是誘導(dǎo)24 h后AFM高度圖，(b)是局部放大的AFM高度圖，(c)和(d)是與(a)和(b)對(duì)應(yīng)的相圖Fig.4 AFM micrographs of modified commodity polymers：(a)height image of the film after solvent induction for 24 h, (b)height image of an enlarged area of(a),(c) and (d) are phase images of (a) and (b), respectively

圖5 水相誘導(dǎo)單體到材料表面富集的原理Fig.5 Principle diagram of inducing envichment of monomers to polymer surfaces in water phase

比較聚丙烯及其接枝物處理前后蛋白質(zhì)吸附量發(fā)現(xiàn)，純聚丙烯吸附大量的蛋白質(zhì)；接枝物蛋白質(zhì)吸附量略微減少；接枝物經(jīng)過處理以后，蛋白質(zhì)吸附量顯著降低。血小板粘附實(shí)驗(yàn)表明，純聚丙烯表面粘附了大量的血小板，而且血小板處于激活狀態(tài)；接枝物表面仍有一些激活的血小板；相比而言，處理后的接枝物表面基本沒有粘附的血小板，證明構(gòu)建了高生物相容性的表面[20]。

3.2 共混方法

隨著醫(yī)療技術(shù)的發(fā)展，要求醫(yī)用材料同時(shí)具備多方面的優(yōu)良性能。單一高分子材料很難滿足這一要求，因此采用共混方法提高通用高分子材料的性能和生物相容性成為人們的首選[21-27]。共混法是將通用高分子基體材料與高生物相容性的聚合物通過界面反應(yīng)，提高共混物之間的相容性，從而提高共混物的力學(xué)性能、加工性能和血液相容性。常用的高生物相容性的聚合物包括：聚乙二醇和聚磷酸膽堿。

聚乙二醇(PEG)是用來提高血液相容性的常見組分，一般由環(huán)氧乙烷開環(huán)聚合得到，根據(jù)生產(chǎn)工藝路線的不同，也稱作聚氧化乙烯 (PEO)。1940 年由美國陶氏(DOW) 公司商業(yè)化生產(chǎn)，因其具備優(yōu)良的保濕性、潤(rùn)滑性、分散、粘結(jié)性和生物相容性，被廣泛應(yīng)用于食品、醫(yī)藥、化工和生物材料等行業(yè)。PEG與通用高分子共混可以提高材料的親水性和生物相容性，并通過其結(jié)晶行為影響材料的力學(xué)性能[22]。

Xu等人[23]采用紅外光譜(FTIR-ATR ) 和掃描電鏡(SEM)研究了極性組分聚乙二醇在聚乙烯/ 聚乙二醇共混物中的表面富集特性，發(fā)現(xiàn)不同組分表面自由能的差異以及聚乙烯基體的結(jié)晶異相排斤作用是導(dǎo)致聚乙二醇組分向共混物表面富集的主要驅(qū)動(dòng)力，而極性組分相區(qū)的大小和分布則是影響其選擇性遷移過程的重要因素。聚乙二醇組分在材料表面富集能有效改善材料的親水性和血液相容性，因此，可以通過添加合適相容劑的辦法對(duì)聚乙二醇組分的表面富集程度進(jìn)行有效的調(diào)控，進(jìn)而調(diào)控血液相容性。

Leung 等人[24]采用原子力顯微鏡(AFM)和X光激發(fā)電子顯微鏡(XPEEM)研究了聚苯乙烯與聚乙二醇共混物的相行為和蛋白質(zhì)吸附行為。研究結(jié)果表明：聚苯乙烯與聚乙二醇并未完全相分離，富集在PS表面的聚乙二醇降低了蛋白質(zhì)的吸附量，而33% PS組分停留在聚乙二醇相，可以引起大約0.7～1 nm人血清白蛋白的吸附。

磷脂分子是細(xì)胞膜骨架結(jié)構(gòu)的主要組成成分，而磷酸膽堿是組成細(xì)胞膜的基本單元的親水端基，是細(xì)胞外層膜中的基團(tuán)。根據(jù)生物仿生原理，磷酸膽堿聚合物能夠降低蛋白質(zhì)在材料表面的吸附，提高材料表面的血液相容性。其中，2-甲基丙烯酰氧乙基-2-(三甲氨基)乙基磷酸鹽(MPC)的聚合物作為最具代表性的磷酸膽堿聚合物成為近年來研究的熱點(diǎn)[25-27]。

Ishihara等人將磷酸膽堿聚合物(聚2-甲基丙烯酰氧基磷酰膽堿)與聚乙烯共混，用于提高聚乙烯的血液相容性。合金膜通過X光電子能譜，動(dòng)態(tài)接觸角等方法進(jìn)行表征，發(fā)現(xiàn)PMPC不僅分散在PE/PMPC合金膜內(nèi)部，也分散PE/PMPC合金膜外層。經(jīng)過熱處理后，PE/PMPC合金膜的力學(xué)性能、抗蛋白吸附、抗血小板粘附性能得到較大提高，如圖6所示，PE/PMPC合金膜因而可能成為聚氯乙烯(PVC)的替代產(chǎn)品。磷酸膽堿聚合物還與聚脲(Poly(Ester Urethane)Urea)和聚砜共混，分別提高了其生物相容性[25-27]。

圖6 PE/PMPC合金膜制備過程不同階段的SEM照片F(xiàn)ig.6 SEM images of PE/PMPC alloy membrane during membrane forming process

4 通用高分子材料的表面改性

血液相容性與材料的表面性質(zhì)密切有關(guān)，調(diào)控材料表面和界面性質(zhì)來提高材料血液相容性是一種有效的手段[28-40]。材料表面性質(zhì)主要考慮表面親水性，表面電荷，表面粗糙度等因素。目前廣泛使用的方法包括：①在材料表面形成聚合物刷或親水層，減少血液成分與材料表面的接觸，維持蛋白質(zhì)正常的構(gòu)象；②在材料表面固定生物活性分子，可以與血液中成分相互作用，抗凝血和溶血發(fā)生；③在材料表面形成生物仿生膜，提高血液相容性。

4.1 形成惰性表面

通過化學(xué)接枝方法將親水性單體接枝到通用高分子材料表面而形成一種長(zhǎng)鏈親水性鈍化層。常用的接枝單體包括長(zhǎng)鏈聚乙二醇類化合物，2-羥乙基甲基丙烯酸酯，磺基甲基丙烯酸酯等。該鈍化層能有效減少血漿蛋白和血小板在材料表面的粘附，并能減輕材料表面非特異性吸附引起的各種不良反應(yīng)，有效地提高了材料表面的生物相容性[28-31]。

Chen等合成了帶有Si-H基團(tuán)的有機(jī)硅橡膠(PDMS)，并利用F3CSO3H將PEG接枝到PDMS表面，制備過程如圖7所示。改性后的表面有效抑制了血漿蛋白的非特異性吸附：在濃度為1 mg/mL 纖維蛋白原緩沖溶液中，未改性PDMS表面纖維蛋白原吸附量為580 ng/cm2，而改性后表面纖維蛋白原吸附降至40 ng/cm2[28]。

圖7 有機(jī)硅橡膠的線性鏈重排(a)和表面接枝PEG過程(b)Fig.7 Redistribution of PDMS linear chain(a) and schematic of grafting PEG on surface(b)

Yin等采用等離子體和紫外輻照相結(jié)合的方法，將乙烯基吡咯烷酮(NVP)接枝到SEBS[29]。通過XPS、靜態(tài)水接觸角、原子力顯微鏡等手段對(duì)表面結(jié)構(gòu)進(jìn)行了表征。由于親水層聚合物的存在及其特殊微觀結(jié)構(gòu)，SEBS表面的親水性和生物相容性得到明顯改善。

4.2 引入生物活性物質(zhì)

在形成惰性表面的基礎(chǔ)上，引入某些生物活性物質(zhì)，如肝素、白蛋白、賴氨酸等，可以選擇性吸附或結(jié)合特定的生物大分子，與血液成分發(fā)揮有效相互作用，調(diào)控血液相容性[32-37]。

肝素是一種具有較強(qiáng)抗凝血作用的天然凝血抑制劑[32]。傳統(tǒng)方法是利用間隔臂分子將其固定在高分子表面，步驟較多，效率較低。You等采用一種新方法，利用多巴胺作為粘合劑，將肝素接枝到聚氨酯(PU)膜表面，改性后PU表面的肝素性質(zhì)穩(wěn)定、分布均勻，且具有較高的接枝密度，與血液接觸時(shí)持續(xù)釋放肝素而達(dá)到抗凝血作用。較未改性的PU膜大大降低了血小板的吸附和血栓的形成，呈現(xiàn)良好的血液相容性[33]。

Yin等利用牛血清蛋白(BSA)改性聚丙烯無紡布(PPNWF)，先用O2等離子體處理和紫外照射的方法將聚丙烯酸(PAA)接枝到樣品表面，再利用PAA作為間隔臂將BSA固定到材料表面[34]。PAA上的羧基可以與蛋白質(zhì)上的氨基進(jìn)行反應(yīng)，因此，PAA可以作為BSA在材料表面固定的間隔臂，此方法反應(yīng)條件溫和，且PAA分子鏈的存在提供了足夠的空間，以避免基底對(duì)BSA分子可能造成的影響。圖8是BSA和纖維蛋白原在未改性和改性PPNWF樣品表面的吸附情況，可以看出，BSA和纖維蛋白原在未改性的PPNWF膜表面吸附量最大(BSA：8.00 μg/cm2，纖維蛋白原：9.00 μg/cm2)，改性樣品隨著BSA表面覆蓋度的增加，吸附量逐漸減?。籅SA覆蓋度達(dá)70%的改性樣品，BSA和纖維蛋白原的吸附量分別是1.28 μg/cm2和0.80 μg/cm2。固定在樣品表面的BSA分子可以有效抑制蛋白質(zhì)在表面的吸附，形成了一個(gè)抵抗非特異性蛋白質(zhì)吸附的天然屏障。

圖8 BSA (a) 和纖維蛋白原 (b) 在未改性和改性PPNWF樣品表面的吸附Fig.8 Protein adsorption of BSA (a) and fibrinogen (b) on virgin and BSA modified PPNWF, respectively

全血凝血時(shí)間測(cè)試是將新鮮兔血與樣品接觸來評(píng)價(jià)材料抗凝血性能的方法。凝血指數(shù)(BCI)可用來表征材料的抗凝血性能，其是樣品接觸血液的水溶液紫外吸光度與新鮮血液水溶液紫外吸光度之比。在相同的實(shí)驗(yàn)條件下，BCI值越大意味著較好的抗凝血性能。圖9是未改性、PAA接枝以及BSA改性PPNWF樣品的抗凝血指數(shù)隨時(shí)間的變化。血液與樣品接觸5 min后，3個(gè)樣品的凝血指數(shù)相差不多；但延長(zhǎng)接觸時(shí)間，未改性和PAA改性后樣品的凝血指數(shù)快速下降；血液與樣品接觸30 min后，未改性和PAA改性后樣品的凝血指數(shù)分別下降到5.7%，10.3%，而BSA改性后的樣品為23.9%。全血凝血時(shí)間測(cè)試表明，BSA改性后的樣品表面的抗凝血性能顯著提升，這是由于BSA改性后的PPNWF表面的親水性增加，蛋白質(zhì)吸附量以及血小板粘附的減小，一定程度上阻止了凝血的發(fā)生，使得材料擁有更長(zhǎng)的凝血時(shí)間。而未改性樣品表面的強(qiáng)疏水性使蛋白質(zhì)大量吸附，這些吸附的蛋白質(zhì)會(huì)誘發(fā)本體的凝血機(jī)制以及血小板的粘附和激活，最終導(dǎo)致血栓形成和血栓塞并發(fā)癥的發(fā)生。全血凝血時(shí)間的實(shí)驗(yàn)結(jié)果再次表明，BSA改性制備PPNWF是提高其抗凝血性能的有效方法[34]。

圖9 未改性、PAA接枝以及BSA改性的PPNWF樣品不同誘導(dǎo)時(shí)間下的抗凝血指數(shù)Fig.9 BCT index of the virgin, PAA grafted and BSA modified PPNWF membranes at different contacting time with blood

4.3 材料表面仿生改性

改善材料生物相容性的理想方法是對(duì)材料表面進(jìn)行仿生改性，使其不被血液視為異物，在機(jī)體內(nèi)不會(huì)被新陳代謝掉[35-39]。實(shí)現(xiàn)仿生化的一種途徑為表面內(nèi)皮化——在材料表面種植、培養(yǎng)血管內(nèi)皮細(xì)胞。健康的內(nèi)皮細(xì)胞具有恰當(dāng)?shù)挠H水性表面，并含有一些重要因子，如：硫酸乙酰肝素，血栓調(diào)節(jié)蛋白，組織因子途徑抑制劑，纖溶酶原激活物和一氧化氮，因此其具有任何人工生物材料無法比擬的血液相容性，內(nèi)皮細(xì)胞可以同時(shí)釋放或保留不同血管活性因子來保持血液動(dòng)態(tài)平衡，具有抗凝和促凝的雙重功能[35]。

Werner 等人在材料表面固定一些低分子量的肝素，利用肝素鍵連了一定數(shù)量的血管內(nèi)皮細(xì)胞生長(zhǎng)因子(Vascular Endothelial Growth Factor，VEGF)，在PBS緩沖溶液中，內(nèi)皮細(xì)胞生長(zhǎng)因子可控釋放，促進(jìn)內(nèi)皮細(xì)胞在材料表面生長(zhǎng)。由于肝素和內(nèi)皮細(xì)胞的存在，材料表面具有良好的血液相容性[36]。近年來，Jiang等人從仿生學(xué)角度出發(fā)，模擬真實(shí)血管內(nèi)表面多尺度微納復(fù)合結(jié)構(gòu)，制備人工的多尺度微納復(fù)合結(jié)構(gòu)表面，有效地減少血小板的粘附，受到了廣泛的關(guān)注[37]。

另一種方法從仿生膜的磷脂結(jié)構(gòu)出發(fā)，在材料表面引入磷脂酰膽堿來模擬生物膜[38]。但磷酸膽堿不穩(wěn)定，通常采用兩性離子聚合物來代替。兩性離子聚合物是指大分子鏈上同時(shí)帶有陰陽離子基團(tuán)的高分子[39-41]。通常把正負(fù)電荷基團(tuán)處于同一鏈節(jié)上的稱為內(nèi)鹽型兩性離子聚合物或高分子甜菜堿，或按習(xí)慣稱為甜菜堿型聚合物。常見的兩性離子有3種，即磷銨、磺銨和羧銨3大類。

Yin等人采用等離子體和紫外照射相結(jié)合的方法，將甲基丙烯酰乙二胺磺酸內(nèi)鹽(MPDSAH)接枝到聚丙烯無紡布表面(PPNWF)。兩性離子聚合物表面含有兩性基團(tuán)或陰陽離子端基基團(tuán)混合物，帶電端基官能團(tuán)的溶劑化作用和氫鍵作用能使兩性離子聚合物表面形成水合層，這種基于靜電作用形成的水合層表面，可有效阻抗非特異性蛋白質(zhì)吸附，有效改善了PPNWF的生物相容性[40]。通過自制流通裝置儀對(duì)純PPNWF和不同接枝率的PMPDSAH-g-PPNWF進(jìn)行微孔過濾實(shí)驗(yàn)檢測(cè)，實(shí)驗(yàn)結(jié)果如圖10所示。與未改性膜相比，改性膜的初始流通量有小量降低，隨著通過牛血清蛋白時(shí)間的增加，各個(gè)膜流通量都有大幅的下降，通過進(jìn)一步的清洗實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn)改性膜的流通恢復(fù)率相比未改性膜有顯著的提高，相對(duì)于純聚丙烯樣品改性后的聚丙烯無紡布抗污能力明顯提高，流通恢復(fù)率達(dá)到90 %以上。流通實(shí)驗(yàn)表明，通過接枝改性PMPDSAH-g-PPNWF膜抗污能力明顯增強(qiáng)。

圖10 純PPNWF和不同接枝率的PMPDSAH-g-PPNWF膜的流通率與時(shí)間的關(guān)系Fig.10 Dependence of flux recovery ratio of neat PPNWF and modified PMPDSAH-g-PPNWF membranes on time during BSA solution microfiltration

5 血液相容性研究

5.1 蛋白質(zhì)粘附

蛋白質(zhì)尤其是血漿蛋白在材料表面的吸附是一個(gè)復(fù)雜的過程，其中的相互作用有范德華力、靜電相互作用、疏水相互作用和氫鍵等。決定材料血液相容性的核心問題是血漿蛋白質(zhì)與高分子材料表面的相互作用。因此，研究蛋白質(zhì)在特定結(jié)構(gòu)表面上的吸附、吸附動(dòng)力學(xué)、以及分子鏈本身的結(jié)構(gòu)，對(duì)于通用高分子材料的表面設(shè)計(jì)，具有十分重要的指導(dǎo)作用[42]。

Yin等人采用等離子體結(jié)合紫外光引發(fā)的方法在聚丙烯表面上接枝單體PEGMA[32]。蛋白質(zhì)吸附實(shí)驗(yàn)表明：對(duì)于PP-g-PEGMA改性膜，小尺寸的BSA蛋白質(zhì)傾向于吸附在低分子量的接枝單體表面；而大尺寸的棒狀纖維蛋白原容易吸附在高分子量單體接枝表面上。由于BSA抑制凝血，而纖維蛋白原促進(jìn)凝血，Yin等人利用兩種不同血漿蛋白的吸附性差異，提出了用抗蛋白質(zhì)吸附因子r來評(píng)價(jià)材料的抗凝血性：

(1)

其中，Γpp-Fib和Γs-Fib分別為纖維蛋白原(Fib)在PP原膜和改性膜表面的吸附量；Γpp-BSA和Γs-BSA分別為白蛋白 (BSA) 在PP原膜和改性膜表面的吸附量。

為了研究PEG接枝密度對(duì)于血漿蛋白吸附的影響，Yin等人通過酯化反應(yīng)合成了兩種不同分子量的接枝改性物。血小板粘附和全血凝時(shí)間以及溶血率的測(cè)試證明，改性樣品具有良好的血液相容性[43]。利用QCM-D實(shí)時(shí)在線監(jiān)測(cè)BSA和Fib在材料表面上的吸附。圖11是血漿蛋白在不同材料表面吸附量同時(shí)間的關(guān)系，圖12是其吸附機(jī)理示意圖。改變蛋白質(zhì)的吸附順序發(fā)現(xiàn)，不同的血漿蛋白質(zhì)在改性樣品上的吸附機(jī)理明顯不同。預(yù)先吸附BSA能有有效抑制Fib的吸附，預(yù)先吸附Fib會(huì)導(dǎo)致BSA交換吸附的加劇。PEG的表面覆蓋率是決定非特異性蛋白質(zhì)(BSA)吸附的關(guān)鍵，而不是PEG的分子鏈的長(zhǎng)度。這主要是由于密實(shí)的PEG分子鏈釋放出更多的結(jié)合水，來抑制蛋白質(zhì)的吸附。而在預(yù)先通入Fib的流程中，預(yù)吸附的Fib會(huì)逐步被高濃度的BSA替換下來，表面親水性是影響Fib取代替換的重要因素。

圖11 血漿蛋白在不同材料表面吸附量同時(shí)間的關(guān)系Fig.11 Adsorbed mass of plasma proteins on surface of various materials versus time

Yin等人隨后在DPI中構(gòu)建了不同構(gòu)象的PEG表面，實(shí)時(shí)在線研究了BSA、溶菌酶(LYZ)和Fib與不同PEG表面之間的相互作用，圖13是BSA和LYZ在不同構(gòu)象PEG表面吸附示意圖。研究發(fā)現(xiàn)， PEG1000在表面形成粉餅狀構(gòu)象，PEG2000和PEG5000分別形成緊密的蘑菇狀和松散的蘑菇狀構(gòu)象。所有蛋白質(zhì)在低表面覆蓋率的粉餅狀的PEG1000表面都呈現(xiàn)較大的吸附量，這主要是由于表面裸露出更多的異質(zhì)結(jié)構(gòu)誘導(dǎo)蛋白質(zhì)變性失活。而具有松散蘑菇狀構(gòu)象的PEG5000表面由于長(zhǎng)鏈的柔順性和高彈性，能夠更好的抑制蛋白質(zhì)的吸附，保持蛋白質(zhì)的天然構(gòu)象。因?yàn)檫@種分子鏈內(nèi)部的高彈性，在與接下來蛋白質(zhì)相互作用時(shí)，更釋放出更多的熵彈性來抑制蛋白質(zhì)的吸附。

圖12 血漿蛋白在不同材料表面吸附機(jī)理示意圖Fig.12 Schematic diagram of adsorbtion mechanism of plasma proteins on surface of various materials

圖13 BSA和LYZ在不同構(gòu)象PEG表面吸附Fig.13 Adsorption of BSA and LYZ on the surface of PEG with different conformations

5.2 血小板粘附

在血液相容性研究中，血小板粘附是產(chǎn)生凝血的關(guān)鍵步驟。傳統(tǒng)材料表面無法追蹤和調(diào)控血小板的粘附。相比而言，采用圖案化聚合物表面，不僅可以調(diào)控血小板粘附行為，而且易于研究血小板粘附和激活機(jī)制，力學(xué)收縮方式和動(dòng)力學(xué)行為，同時(shí)可以在線檢測(cè)發(fā)生病變的血小板，為血小板研究提供新思路和方法[44-46]。

Yin等人采用UV輻照與模板技術(shù)相結(jié)合，在SEBS表面選擇性接枝MPC單體，制備了圖案化的SEBS表面[47]。通過UV照射時(shí)間可以精確調(diào)控SEBS膜表面圖案化結(jié)構(gòu)和相應(yīng)的血小板粘附模式，圖14是該過程和機(jī)理的示意圖。照射2 min后，紫外曝光的區(qū)域中形成接枝層PMPC，SEBS曝光部分和遮蓋部分邊界明顯，由于接枝層的厚度足夠(接枝密度約30 μg/cm2)，血小板不粘附在UV曝光區(qū)域，主要粘附在UV-未曝光的領(lǐng)域，表現(xiàn)出“on”狀態(tài)(圖14a,b,c)。隨著照射時(shí)間延長(zhǎng)，UV曝光區(qū)域上的接枝鏈開始降解，接枝層逐漸破壞，而未曝光區(qū)域相反，由于UV衍射和散射效應(yīng)，光引發(fā)劑開始引發(fā)MPC的共聚，降解和接枝競(jìng)爭(zhēng)取決于光掩模板尺寸和曝光劑量。此時(shí)，紫外線曝光和未曝光區(qū)域邊界變得模糊。照射6 min，血小板粘附處在切換(Switching)的狀態(tài)(圖14d,e,f)；10 min后，紫外線暴露表面上的接枝層已完全刻蝕掉，而紫外線未暴露表面上的接枝層仍在形成，因此，兩個(gè)結(jié)構(gòu)域之間的邊界變得明顯，血小板僅粘附在UV曝光區(qū)域，示出“off”狀態(tài)(圖14g,h,i)。在特定的紫外線照射時(shí)間，PMPC層的大小和位置，可通過光掩模的尺寸控制，進(jìn)而，可以調(diào)控血小板粘附的尺寸。血小板粘附數(shù)目隨光掩模的尺寸的減小，從數(shù)百，幾十個(gè)到幾個(gè)血小板，這個(gè)結(jié)果非常重要，因?yàn)樵S多實(shí)驗(yàn)研究和臨床檢驗(yàn)需要血小板在單細(xì)胞水平檢測(cè)。

本文將從晚唐時(shí)期鏡湖周邊地區(qū)外在的文學(xué)環(huán)境和隱士方干特殊的創(chuàng)作心態(tài)入手，闡釋此時(shí)鏡湖地區(qū)特有的文學(xué)生態(tài)以及詩人方干“清麗”詩風(fēng)的形成原因。

圖14 通過控制UV輻照時(shí)間調(diào)控SEBS膜表面血小板粘附機(jī)理，圖中左面和底下的照片分別是試樣的AFM和SEM照片F(xiàn)ig.14 Mechanism of different platelet adhesion on the surface of SEBS by controlling UV radiation time， three pieces of pictures lied at left and at the base are AFM and SEM micrographs of samples, respectively

5.3 紅細(xì)胞溶血

近年來，人們逐漸發(fā)現(xiàn)目前使用的血液存儲(chǔ)材料存在嚴(yán)重的安全問題。血液存儲(chǔ)材料主要由軟質(zhì)聚氯乙烯(PVC)制備。PVC血袋制品中，含有占總量40%～60%(質(zhì)量分?jǐn)?shù))的有機(jī)酯類增塑劑(主要為鄰苯二甲酸(二乙基己)酯，簡(jiǎn)稱DEHP)[48]。使用過程中，DEHP會(huì)被血液或保養(yǎng)液逐漸抽提出來，隨輸血進(jìn)入人體，卻不易排出，引起肝臟病變和睪丸萎縮，對(duì)外周神經(jīng)系統(tǒng)有損傷作用，可引起多發(fā)性神經(jīng)炎和感覺遲鈍、麻木等癥狀。人們還發(fā)現(xiàn)DEHP對(duì)中樞神經(jīng)系統(tǒng)也有抑制和麻醉作用，嚴(yán)重時(shí)有可能使患者出現(xiàn)呼吸困難、肺原性休克等癥狀[49]。為此，尋找取代PVC的新型血液存儲(chǔ)材料，成為迫切解決的任務(wù)。各類新型材料都必須解決紅細(xì)胞的溶血問題。

Yin等人研究發(fā)現(xiàn)，SEBS是取代PVC作為血液存儲(chǔ)的理想材料之一[18,50]。為進(jìn)一步提高SEBS的抗溶血性能，他們利用表面原子——轉(zhuǎn)移自由基引發(fā)聚合(SI-ATRP)，在SEBS表面接枝了密度和厚度可以調(diào)控的高分子刷[50]。ATRP引發(fā)劑固定采用了一種綠色環(huán)保的水相固定方法，主要通過氧等離子體處理和溴化處理兩步完成。在SEBS膜表面引入Br基團(tuán)，而且Br固定在與苯環(huán)相鄰的碳原子上，提高了Br的引發(fā)效率。圖15展示了不同樣品表面溶血率的測(cè)試結(jié)果。原SEBS膜的溶血率為0.47 %，溴化膜SEBS-Br的溶血率增加到0.60 %左右，分析可能為表面分布的大量Br對(duì)紅細(xì)胞膜產(chǎn)生了一些毒害作用,導(dǎo)致膜破損。而接枝聚乙二醇類單體OEGMA后溶血率明顯降低,并且溶血率隨著表面P(OEGMA)聚合物刷接枝密度的增長(zhǎng)而逐漸降低，SEBS-g-P(OEGMA)-1 (接枝密度為12.5 μg/cm2)、SEBS-g-P(OEGMA)-2(接枝密度為32.5 μg/cm2)和SEBS-g-P(OEGMA)-3(接枝密度為72.5 μg/cm2)的溶血率分別為0.34%、0.21%、0.19%。表面聚合刷增長(zhǎng)會(huì)使得其水化層厚度增加，當(dāng)水化層厚度達(dá)到一定程度會(huì)使得紅細(xì)胞與膜本身的接觸機(jī)會(huì)大大降低，因而膜本身對(duì)紅細(xì)胞膜造成的破壞逐漸降低。與SEBS膜相比，基本不引起溶血的SEBS-g-P(OEGMA)-3適合用作紅細(xì)胞存儲(chǔ)材料。

圖15 SEBS及SEBS改性膜表面的溶血率：(a) SEBS 原膜, (b) SEBS-Br, (c) SEBS-g-P(OEGMA)1, (d) SEBS-g-P(OEGMA)2, (e) SEBS-g-P(OEGMA)3Fig.15 Hemolysis ratio of virgin SEBS, brominated SEBS and grafted SEBS with polymer brushes：(a) virgin SEBS, (b) SEBS-Br, (c) SEBS-g-P(OEGMA)1, (d) SEBS-g-P(OEGMA)2, and (e) SEBS-g-P(OEGMA)3

6 結(jié) 語

從血液相容性的角度來看，通用高分子材料的化學(xué)和生物改性雖然取得了一定的成功，但仍存在以下問題：①高分子材料改性未能從血液接觸環(huán)境的需要出發(fā)，常造成材料設(shè)計(jì)與實(shí)際需要脫節(jié)；②血液相容性研究?jī)H針對(duì)單一血液組分，未能考慮血液整體的協(xié)同作用；③忽略了改性后材料與血液長(zhǎng)期接觸效應(yīng)，包括血液引發(fā)的材料老化和降解，進(jìn)而造成對(duì)血液及人體的損害。未來研究亟待在以下3個(gè)方面有所突破：①化學(xué)和生物改性新發(fā)法和新技術(shù)的建立；②材料表面與血液相互作用的深入研究，不僅研究材料對(duì)血液成分的破壞，而且探討血液成分引起的材料的老化和損害；從研究材料與單一血液成分的作用進(jìn)入到研究材料與多種血液成分的協(xié)同作用；將材料與血液接觸的短期效應(yīng)與長(zhǎng)期效應(yīng)結(jié)合起來評(píng)估高分子材料的血液相容性；③加快開發(fā)具有明確的使用需求和產(chǎn)業(yè)化前景的生物材料，比如：血液存儲(chǔ)、血液透析、人造血管和心臟支架等。這些研究將有助于保障國民健康并推動(dòng)社會(huì)發(fā)展。

參考文獻(xiàn) References

[1] Michel V. Polymeric Biomaterials: Strategies of the Past vs. Strategies of the Future [J].ProgressPolymerScience, 2007, 32 (8-9):755-761.

[2] Werner C, Mait M F, Sperling C. Current Strategies Towards Hemocompatible Coatings [J].JournalofMaterialChemistry, 2007, 17 (32): 3 376-3 384.

[3] Cheng H, Yuan L, Song W,etal. Biocompatible Polymer Materials: Role of Protein-surface Interactions [J].ProgressPolymerScience, 2008, 33 (11): 1 059-1 087.

[4] Yang Lifeng (楊立峰)，Xu jianxia (許建霞)，Xi Tingfei (奚廷斐). 生物材料血液相容性的研究與評(píng)價(jià) [J].JournalofBiomedicalEngineering(生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)雜志), 2009, 26 (5): 1 162-1 166.

[6] Roach P, Farrar D, Perry C C. Surface Tailoring for Controlled Protein Adsorption: Effect of Topography at the Nanometer Scale and Chemistry [J].JournaloftheAmericanChemicalSociety, 2006, 128 (12): 3 939-3 945.

[7] Evan A, Donald L. Mass Spectrometric Mapping of Fibrinogen Conformation at Poly(ethylene terephthalate) Interfaces [J].Biomaterials, 2007, 28 (27): 3 904-3 917.

[8] Li Z, Kim E S, Bearer E L. Arp2/3 Complex is Required for Actin Polymerization during Platelet Shape Change [J].Blood, 2002, 99(12): 4 466-4 474.

[9] Ruggeri Z M, Mendolicchio G L. Adhesion Mechanisms in Platelet Function.CirculationResearch, 2007, 100 (12): 1 673-1 685.

[10] Zhou R, Vogler E A. Practical Application of a Chromogenic FXIIa Assay [J].Biomaterials, 2006, 27 (28): 4 840-4 845.

[11] Gorbet M B, Sefton M V. Complement Inhibition Reduces Material-induced Leukocyte Activation with PEG Modified Polystyrene Beads (Tentagel) but not Polystyrene Beads [J].JournalofBiomedicalMaterialsResearchA, 2005, 74 (4): 511-522.

[12] Kuroda K, Caputo G A, Decrado W F. The Role of Hydrophobicity in the Antimicrobial and Hemolytic Activities of Polymethacrylate Derivatives [J].Chemistry-AEuropeanJournal, 2009, 15 (5):1 123-1 133.

[13] Sovadinova I, Palermo E F, Huang R. Mechanism of Polymer-induced Hemolysis: Nanosized Pore Formation and Osmotic Lysis [J].Biomacromolecules, 2011, 12 (1): 260-268.

[14] Scott K L, Lecak J, Acker J P. Biopreservation of Red Blood Cells: Past, Present and Future [J].TransfusionMedicineReviews, 2005, 19 (2): 127-142.

[15] Kanias T, Acker J P. Biopreservation of Red Blood Cells-the Struggle with Hemoglobin Oxidation [J].FEBSJournal, 2010, 277 (2):343-356.

[16] Shi H, Shi D, Yin J,etal. Preparation of PP-g-PEG by Using Partial Pre-irradiated Polypropylene as Initiator and its Properties [J].PolymerBulletin, 2010, 65 (9): 929-940.

[17] Yang H, Luan S, Yin J,etal. N-vinyl Pyrrolidone-Assisted Free Radical Functionalization of Glycidyl Methacrylate onto Styrene-b-(ethylene-co-butylene)-b-styrene [J].ReactiveandFunctionalPolymers, 2010, 70 (12): 961-966.

[18] Yang H, Luan S, Yin J,etal. Improving Hemocompatibility of Styrene-b-(ethylene-co-butylene)-b-styrene Elastomer via N-vinyl Pyrrolidone-Assisted Grafting of Poly(ethylene glycol) Methacrylate [J].Polymer, 2012, 53 (8): 1 675-1 683.

[19] Jin J, Jiang W, Yin J,etal. Melting Grafting Polypropylene with Hydrophilic Monomers for Improving Hemocompatibility [J].ColloidsandSurfacesA:PhysicochemicalandEngineeringAspects, 2012, 407 (1): 141-149.

[20] Shi Q, Zhao J, Yin J.etal. Biocompatible Polypropylene Prepared by a Combination of Melt Grafting and Surface Restructuring [J].JournalAppliedPolymerScience, 2012,126 (3): 929-938.

[21] Luan S, Shi H, Yin J,etal. Effect of Electron Beam Irradiation Sterilization on the Biomedical Poly (octene-co-ethylene)/Polypropylene Films [J].NuclearInstrumentsandMethodsinPhysicsResearchSectionB, 2010, 268 (9):1 474-1 477.

[22] Wang Ligang (王利剛)，Li Xiaojiang (李笑江)，Yan Qilong (嚴(yán)啟龍)，etal. 聚乙二醇共混體系的研究進(jìn)展 [J].ChemicalPropellants&PolymericMaterials(化學(xué)推進(jìn)劑和高分子材料), 2012, 10 (2): 43-47.

[23] Qian Hao (錢 浩)，Zhou Xie (周 勰)，Xu Jianrei (許家瑞),etal. 聚乙烯/聚乙二醇共混物中極性組分的表面富集 [J].JournalofFunctionalPolymers(功能高分子學(xué)報(bào)), 2003, 16 (1): 184-190.

[24] Bonnie O, Leung A, Hitchcock P,etal. An X-ray Spectromicroscopy Study of Protein Adsorption to Polystyrene-Poly(ethylene oxide) Blends [J].Langmuir, 2010, 26 (18):14 759-14 765.

[25] Hasegawa T, Iwasaki Y, Ishihara K. Preparation and Performance of Protein-adsorption-resistant Asymmetric Porous Membrane Composed of Polysulfone/phospholipid Polymer Blend [J].Biomaterials, 2001, 22 (1): 243-251.

[26] Ishihara K, Nishiuchi D, Watanabe J,etal. Polyethylene/Phospholipid Polymer Alloy as an Alternative to Poly(vinylchloride)-based Materials [J].Biomaterials, 2004, 25 (6):1 115-1 122.

[27] Hong Y, Ye S, Nieponice A,etal. A Small Diameter, Fibrous Vascular Conduit Generated from a Poly(ester urethane)urea and Phospholipid Polymer Blend [J].Biomaterials, 2009, 30 (13): 2 457-2 467.

[28] Chen H, Zhang Z, Chen Y,etal. Protein Repellant Silicone Surfaces by Covalent Immobilization of Poly(ethylene oxide) [J].Biomaterials, 2005, 26 (15): 2 391-2 399.

[29] Luan S, Zhao J, Yin J,etal. Surface Modification of Poly(styrene-b-(ethylene-co-butylene)-b-styrene) Elastomer via UV-induced Graft Polymerization of N-vinyl pyrrolidone [J].ColloidsandSurfacesB:Biointerface, 2012, 93 (1):127-134.

[30] Li X, Luan S, Yin J,etal. Surface Modification of Poly(styrene-b-(ethylene-co-butylene)-b-styrene) Elastomer via Photo-initiated Graft Polymerization of Poly(ethylene glycol) [J].AppliedSurfaceScience, 2012, 258 (7): 2 344-2 349.

[31] Li X, Luan S, Yin J,etal. Improved Biocompatibility of Poly (styrene-b-(ethylene-co-butylene)-b-styrene) Elastomer by a Surface Graft Polymerization of Hyaluronic Acid [J].ColloidsandSurfacesB:Biointerface, 2013, 102 (1): 210-217.

[32] Jin J, Jiang W, Yin J,etal. Fabrication of PP-g-PEGMA-g-heparin and its Hemocompatibility: From Protein Adsorption to Anticoagulant Tendency [J].AppliedSurfaceScience, 2012, 258 (15): 5 841-5 849.

[33] You I S, Kang S M, Byun Y R,etal. Enhancement of Blood Compatibility of Poly(urethane) Substrates by Mussel-Inspired Adhesive Heparin Coating [J].BioconjugateChemistry, 2011, 22 (7):1 264-1 269.

[34] Zhang C, Jiang W, Yin J,etal. Functionalized Polypropylene Non-woven Fabric Membrane with Bovine Serum Albumin and its Hemocompatibility Enhancement [J].ColloidSurfaceB,Biointerface, 2013,102 (1): 45-52.

[35] Yuan Jiang (袁 江), Huang Xiaobo (黃小波), Lin Sicong (林思聰)，etal. 抗凝血高分子生物材料的表面設(shè)計(jì) [J].PolymerBulletin(高分子通報(bào)), 2012, 11 (1): 12-16.

[36] Seib F P, Herklotz M, Burke K A,etal. Multifunctional Silk-heparin Biomaterials for Vascular Tissue Engineering Applications [J].Biomaterials, 2014, 35 (1): 83-91.

[37] Fan H L, Chen P P, Jiang L,etal. Greatly Improved Blood Compatibility by Microscopic Multiscale Design of Surface Architectures [J].Small, 2009, 5 (19): 2 144-2 148.

[38] Zhao J, Shi Q, Yin J,etal. Polypropylene Non-woven Fabric Membrane via Surface Modification with Biomimetic Phosphorylcholine in Ce(IV)/HNO3Redox System [J].MaterialScienceEngineeringC-Material, 2012, 32 (7): 1 785-1 789.

[39] Song L, Zhao J, Yin J,etal. Biocompatibility of Polypropylene Non-woven Fabric Membrane via UV-induced Graft Polymerization of 2-acrylamido-2-methylpropane Sulfonic Acid [J].AppliedSurfaceScience, 2011, 258 (1): 425-430.

[40] Zhao J, Shi Q, Yin J,etal. Improved Biocompatibility and Antifouling Property of Polypropylene Non-woven Fabric Membrane by Surface Grafting Zwitterionic Polymer [J].JournalofMembraneScience, 2011, 369 (1-2): 5-12.

[41] Zhao J, Song L, Yin J,etal. Antibacterial and Hemocompatibility Switchable Polypropylene Nonwoven Fabric Membrane Surface [J].ACSAppliedMaterials&Interfaces, 2013, 5 (11): 5 260-5 268.

[42] Satulovsky J, Carignano M A, Szleifer I. Kinetic and Thermodynamic Control of Protein Adsorption [J].PNAS, 2000, 97 (16): 9 037-9 041.

[43] Jin J, Jiang W, Yin J,etal. Plasma Proteins Adsorption Mechanism on Polyethylene-grafted Poly (ethylene glycol) Surface by Quartz Crystal Microbalance with Dissipation [J].Langmuir, 2013, 29 (22): 6 624-6 633.

[44] Lam W A, Chaudhuri O, Crow A,etal. Mechanics and Contraction Dynamics of Single Platelets and Implications for Clot Stiffening [J].NatureMaterials, 2010, 10 (1): 61-66.

[45] Ekblad T, Fax?lv L, Andersson O.etal. Patterned Hydrogels for Controlled Platelet Adhesion from Whole Blood and Plasma [J].AdvancedFunctionalMatertials, 2010, 20 (15): 2 396-2 403.

[46] Jen C J, McIntire L V. The Structural Properties and Contractile Force of a Clot [J].CellMotility, 1982, 2 (5): 445-455.

[47] Ye W, Shi Q, Yin J,etal. Patterning Surfaces for Controlled Platelet Adhesion and Detection of Dysfunctional Platelets [J].MacromolecularBioscience, 2013,13 (6): 678-681.

[48] D’Alessandro A, Liumbruno G, Grazzini G. Red Blood Cell Storage: the Story so far [J].BloodTransfusion, 2010,8 (1): 82-88.

[49] Deepa D K V, Kumar V M, Arun P,etal. Increased Lipid Peroxidation of Erythrocytes in Blood Stored in Polyvinyl Chloride Blood Storage Bags Plasticized with Di-[2-ethylhexyl] Phthalate and Effect of Antioxidants[J].VoxSanguinis, 1998, 75 (1): 198-204.

[50] Hou J, Shi Q, Jin J,etal. Aqueous-based Immobilization of Initiator and Surface-initiated ATRP to Construct Hemocompatible Surface of Poly (styrene-b-(ethylene-co-butylene)-b-styrene) Elastomer [J].ColloidsandSurfacesB:Biointerfaces, 2013, 111 (1): 333-341.