仿生学器官膜材料研制特点
上海德宏生物医学科技发展有限公司 余献国 （200093）
摘 要
生命中最基本的单元是细胞，而膜功能就体现在这一最小的个体上。膜维系着生命的生存、繁衍。膜与所有生物有着十分密切的关系，膜在生物体内无处不在。当人体器官发生病理性变化，人体生命难以生存时，膜科技及膜材料做成的膜医疗器械在这些领域中发挥出很大的优势。如人工肾、人工肝、人工胰等面世，挽救无数人的生命。尽管如此，当前的膜技术还不能完全替代人类器官的功能，还没有显示出生物特性。本世纪将是一个生物科学大发展的时代，未来的膜材料将是具有生物学意义的，未来的膜科学技术及材料将为人类的健康事业与提高人类生活质量作出礼程碑的贡献。
一 前 言
随着科学技术的进步，人们对生命科学的研究不管在深度还是广度都取得了长足的发展。生物医学家们把生物医学、临床医学、材料学、制造工艺学、物理学、化学、物理化学、检测学等方面的知识组合在一起，探索着生命科学中的零部件---仿生学器官。
仿生学器官实际上可以追朔至公元前约3500年，那时古埃及人就利用棉花纤维、马鬃作缝合线缝合伤口。公元前2500年前中国、埃及的墓葬中就发现有假牙、假鼻、假耳等。由于膜科学的进展神速，并迅速向着人工脏器发展，由于各种原因，目前还没有植入膜式仿生学脏器，如人工肾、人工肝、人工胰、人工肺等基本都属于体外装置。因为肾、肝、胰、肺等脏器中有着相当的复杂的生物特性，其生物膜功能的复杂程度是难以完全模拟。因此、人工肾、人工肝、生物人工肝、人工胰、人工肺等均不可能达到生物器官的水准。
从生物学角度认识“膜”时，这里的“膜”则不仅是一个选择性的屏障、而是具有了生物活性，在生物膜中所有的特性都具有了活性。“膜”若从生物学角度来定义，它就具有生命了，它是一个活体，它可以在每个部位上以“选择性功能---吐纳”来维持机体的生命，生物膜的功能自始至终地发挥着作用，真至生物膜发生病理变化失效为止。
在膜的其它应用中，人们只需研究膜的物理、化学性能，可以不考虑膜的生物学性能。在临床医学中，人们不得不去研究、认知生物膜的基本特性，根据这些特性生产出与某些器官功能相似的仿生学膜材料及器械。这器材在临床上得到较为广泛的应用，提高病人的生活质量，加速病人的康复、降低了死亡率。
科学在发展，经过数十年的临床应用，医学界又对膜材料提出了更高的要求，即材料的生物性，这样将更适合于人体的需求。本文对目前临床应用的膜材料及将来的膜材料与生物工程相结合的产品及生物膜材料作一简要介绍，希望能对将要介入这一领域的同仁起到一点抛砖引玉的微薄作用。
二 生物膜材料特性
生命科学中赋予机体的膜功能是所有膜中最具特色的。从生物学意义上可以认为人就是最完美的膜组合，在人体中有着几乎是所有的膜功能与膜过程，人体的病理变化都与人体膜功能的变化有着密切的相关性。如肾脏滤膜病变则出现肾衰，需要透析方可维持生命。肝硬化病人因门静脉高压导致血管扩张，大量血清蛋白因门脉高压导致血管膜孔扩大而流入腹腔形成腹水，反过来导致循环不畅、浮肿、低蛋白血症等，这种病人需要用超滤膜作腹水浓缩后回输于静脉或腹腔，将自体白蛋白返回病人体内，提高了胶体渗透压，解除病人的痛苦。肝病病人因肝功能衰退，使肠道的内毒素进入血液循环导致肝性脑病，或因胆红素、血氨过高等使病人出现肝昏迷。如用物理形或生物人工肝则可以抢救病人脱险，并使病人转危为安。诸如此类病症都与膜相关。
生物膜中最有说服力的则是最小生命单元---细胞与细胞膜。人的细胞膜由一些磷脂类的物质组成，这些膜把细胞分割成最小的生命个体，这一个体中依赖膜的生物学功能完成吐故纳新，现代细胞分子生物学技术的发展，揭示了许多过去鲜为人知的现象，在电子显微镜下人们清晰地看到了细胞及细胞膜。详见图中所示。
1 血液中红细胞及其它物质 2 扫描电镜下的细胞膜 3 细胞膜与细胞核
4细胞膜上的亲水与疏水结构 5细胞膜上的蛋白质等其它物质的通道
6 细胞膜上水、钙及离子的通道
生物界的生命形态如此丰富多彩，这都离不开膜功能淋漓尽致的发挥。生物为了保存自已，为自已设置了天然的免疫屏障，这些屏障往往也是从膜功能上展现出来了。如不了解膜功能，不了解生物膜的特性，即使做出了类似的优质膜也很难在临床医学上得到应用。
三 膜材料的制造特点
人体是一个极其复杂的生理环境，存在着影响材料的各种因素，如高分子材料虽其本身化学稳定性较好，可能因聚合反应不完全，仍存在低聚物或残留单体。同时加入各种添加剂，或在制造过程中混入了各种有害物质。当这些材料植入人体内或与器官及与体液直接接触，就会对人体组织和体液产生多种生物反应，这些生物反应中主要有血液反应、免疫反应、组织反应等，轻者加重病人症状，重则造成病人死亡。故对材料的生物性能必须认真对待。
3.1 生物相容性
3.1.1 溶出物及可渗出物
高分子材料中一些单体及中间体会引起严重的生理反应。如聚氯乙烯的单体有麻醉作用，有些树脂中残留的甲醛由于急性毒性而引起皮炎。聚四氟乙烯单体中氟会致人体类似感冒的症状等。
3.1.2 生物稳定性
对生物体略有刺激的材料，长期埋植后会产生炎症反应，从而产生粘连。曾有人将聚甲基丙烯酸酯、聚酰胺、聚四氟乙烯、硅橡胶、聚氟乙烯、聚乙烯等多种片状高分子材料在兔子的皮下进行埋植，发现聚四氟乙烯和硅橡胶的组织反应最小。虽然膜生物材料当前还不算埋入式器械，但是一个肾衰病人长期透析，有害因子对病人而言也相当于长植入人体。
3.1.3 机械物理性能
如人工心脏工作10年，则其要承受往复搏动4亿次，如将人工胰内的中空纤维膜材料植入人体血管内，则要受到血液的冲刷与侵蚀，这些都是对材料机械物理性能苛刻的考核。
3.1.4 成型加工性能
材料必须通过各种专门加工技术，制成所要求的尺寸与形状。因此对材料的加工技术寄予厚望。如现代制膜技术已达到了制造很细很薄的中空纤维膜，使仿生学器官的体积大为减少。如人工肾，在相同体积下，膜面积大大增加，使患者一次治疗时间从7小时降至3小时。
3.1.5 灭菌性能
生物医学材料及其制品必须经过消毒灭菌方可使用。一般的高分子材料的耐高温性能较差，故不可能用常规的高压蒸气消毒。而聚醚砜等材料可用高压蒸气消毒，这比用烷氧乙烷消毒要好些，因为残留的环氧乙烷气体对人体有伤害。现在多采用气体灭菌、辐射灭菌等方法，保证了生物医学材料在临床上的顺利应用。同时对高分子膜材料提出了气体、幅射耐受的要求。
3.2 血液相容性
3.2.1 血液凝固
血液凝固系指血浆流动状态变为胶冻状态的全过程。它是一个复杂的生化变化过程。主要分为三个步骤。
A 凝血酶原激活物形成
B 凝血酶原转变为凝血酶
C 纤维蛋白形成
3.2.2 血液抗凝
血液在正常人体血管系统内保持液体状态，环流不息，并不发生凝固。但一些物理及化学方法也能阻止血液凝固，如血液降温能减缓凝固速度。如血液中加入草酸盐，与血中Ca2+结合而形成不溶解的草酸钙，使血液不再凝固。这种生理现象为抗凝血高分子材料的分子设计提供了重要的理论依据。
3.2.3 高分子材料与血液接触导致的凝血
高分子材料与血液接触导致凝血与血栓形成，其主要途径是血液的凝固系统（主要是血小板）发生激活。当然与补体系统的变化也有关系。与凝血过程相关的几个问题：
1.蛋白质的吸附
血液与高分子材料接触后会引起血液的一系列变化，最快的变化就是血浆蛋白在材料表面吸附。依材料表面结构的不同，在1分钟或几秒钟内，在材料表面产生白蛋白和球蛋白及各种蛋白质的竞争吸附，在此表面上形成了一层成分复杂的蛋白吸附层。当材料表面吸附γ球蛋白、纤维蛋白原易于使血小板附粘表面，进而导致血小板变形凝聚。
2.血小板的粘附与激活
血小板与材料表面的接触，血小板表面受到了剌激，激活变得粘性并发生变形，即从圆形血小板变成长有伪足的多孔状圆形，继而进一步凝聚并从其内部释放出大量的5-羟色胺（5-HT）、三磷酸腺苷（ATP）、二磷酸腺苷（ADP）、肾上腺素等，其中以ADP最为重要。释放的ADP又使更多的血小板变形、粘附、凝聚并再释放上述物质，从而形成血小板血栓导致凝血。
3.内源性凝固系统的激活
高分子材料表面和血液接触、激活血液的内源性凝固系统进而形成凝血。
4.外源凝固系统的激活问题
一旦高分子材料和血液接触或损伤组织及血管壁，则可激活内源性及外源性凝固系统，各种凝血因子被活化了，即变成有催化活性的酶，进而活化下一个相应的凝血因子。这样的连锁反应加速了凝血过程。
3.3 高分子材料的结构与抗凝血的关系
高分子材料与血液接触虽然产生凝血和形成血栓，但并非所有的材料产生凝血程度和凝血时间都一样。这为进一步研究高分子材料的结构与抗凝血性能之间的关系是很重要的。经各国科学家长期的研究后，对材料结构和抗凝血的问题取得较为一致的看法。
3.3.1 含水结构
血管壁内皮细胞最外层含有大量的碳水化合物，如有羟基基团的糖链，它处在异常的吸水膨润状态，向细胞外液伸展。富含水的糖链其构造类似于含水凝胶，厚度约为100~300A。凝胶层的水与游离水不同，处于准结构状态。这种结构不只限于血管内皮、血小板、红细胞也具有类似的结构。从血液的组成来看，血液所有的水分子均处于蛋白质分子中心的100A以内，低分子离子的20A以内。
由此可知，血管内皮、血液中的细胞成分、蛋白质类中的水均处于同一状态，所以血管内皮、细胞成分和血的界面能极低。单从能量角度了解蛋白质的变性，界面自由能在0.2Pa以下时，界面上不会发生蛋白质不可逆吸附和变性，这是血管内很难发生血液凝血的原因之一。
人们从这一特征出发，研究高分子水凝胶与血液的相容性，发现界面能低的聚甲基丙烯酸β羟乙脂、聚丙烯酰胺、聚乙烯吡咯烷酮等材料制成的水凝胶具有良好的抗凝血性能。高分子水凝胶的部分水处于准结构状态，这种准结构状态不仅明显地影响水凝胶的其它性质，其中包括它的渗透性、扩散系数与血浆蛋白的相互作用。水凝胶的含水率是影响它粘附血小板的一个指标。一般情况下，水凝胶的含水量增高，则高分子本体的含量相应减少，血小板在材料表面的粘附量也随之下降。但过高的含水率材料会激发血小板的释放和活化，从而使血小板数量显著减少（血小板受到损伤）。
3.3.2 表面电荷
正常血管壁内皮细胞ζ电位为-8~-13mV。血管内皮细胞损伤后胶原组织外露，ζ电位变为正电，随即形成血栓。在红细胞、白细胞、血小板等细胞电泳的测定中，均向阳极移动，表明它们表面均带负电荷。这些细胞在负电荷材料表面粘附较为困难，但是容易在表面带有正电荷的材料上，进而继发凝血与血栓形成。可以说负电荷的高分子材料表面可以减少血小板的粘附，提高材料的抗凝血性能。但内源性凝血因子在带负电荷的材料上容易活化，并进而激发血小板活化，这提示人们表面带负电荷的材料不一定就具有好的抗凝血能力。
若综合考虑高分子材料表面电荷对血小板和凝固因子活化的影响，有人提出具有抗凝血性的电荷高分子表面具有负、正离子镶嵌结构。在此构造下，为抑制粘附血小板，材料总体呈负电性，而在局部微观上为了防止凝固因子活化，在100A范围内带正电荷 。这对高分子膜材料及产品的制造工艺学提出了更高的要求。
3.3.3 表面张力与界面自由能
材料与血液的相互作用主要是在界面上发生，所以研究抗凝血问题必须考虑材料的表面结构因素。材料表面的湿润性和表面能的大小与凝血及血栓形成有着密切的关系。
所有物质的表面，只要其结构有不对称性质即具有表面自由能。因此常常产生收缩表面的表面张力。固体的表面张力虽不能直接测量，但可将液体置于固体表面，测量其接触角，以表面润湿的难易程度作为衡量表面张力的尺度。如表面张力值越大，即表面能越大，固体表面和血液接触越容易形成凝血及血栓，同时表现为凝血时间越短。有人认为，材料与血液接触之后，在材料表面吸附血浆蛋白而使临界表面张力发生改变，一般可至2.4~3.0Pa之间。当聚合物表面的临床表面张力在2.0~2.5Pa范围之内，应认为血液相容性是好的。
3.3.4 亲水性与疏水性
优异的血液相容性需要亲水性和疏水性的适当平衡。对于一个材料要作具体研究。材料表面与血液接触后，由于血液中蛋白浓度大于血小板，蛋白扩散速度大于血小板，所以材料表面首先吸附血浆蛋白，而后是血小板粘附，释放血小板因子，在材料表面引起凝血，产生血栓。高分子材料表面上吸附蛋白质现象都是可逆的，吸附和解析附之间存在着动态平衡。材料种类不同，对于每种血浆蛋白的吸附量、吸附速度也不同。这种现象具有相当的特异性和选择性。这种特异性和选择发生与材料的亲水性、疏水性有关。通常，亲水性表面比疏水性表面吸附蛋白量少，容易引起白蛋白变性也容易脱吸。
血液中各种血浆蛋白是共存的，血浆蛋白对于亲水性材料和疏水性材料的吸附表现有较大差异。现代检测技术发现，亲水性表面粘附白蛋白，而疏水性表面粘附γ-球蛋白和纤维蛋白原。这为ABA型嵌段共聚物的开发提供了理论依据。从而使高分子材料的血液相容性向更优良的方向发展。
3.3.5 肝素化和生物化表面
肝素是一种天然酸性粘多糖，含有D-葡萄糖醛酸-1，2-硫酸和D-葡萄糖胺2，6-二硫酸，有很强抗凝血性，其作用防止凝血酶原转变成凝血酶。实际上肝素也是带有负电荷的物质。通过离子键或共价键方法把肝素结合在材料的表面，就可达到抗凝血的目的。但遗憾的是在使用过程中肝素易于流失。因此，近年来固定肝素的方法也被研究出来。材料表面结合尿激酶，能激活纤维蛋白溶解系统。结合链霉素生物碱等能溶解血栓的物质，也可得到良好的抗血栓材料。
3.3.6 微相分离结构
生物体血管内壁宏观上看是极其光滑的，微观上看血管壁内皮细胞表面膜系一个双层脂质的液体基质层中间镶嵌称为膜内粒子的各类糖蛋白和糖脂质。膜外部是带负电荷的亲水性糖链，膜内侧含有纤维状的内层蛋白质。这种宏观光滑，微观多相分离的结构，使血管壁具有优异的抗凝血性能。今井庸二提出了具有抗凝血性能的材料，应当在0.1~0.2μm范围内具有物理的或化学的不均匀微相分离结构。
微相分离结构可用以下方法获得：
- 聚合物共混；
- 用嵌段和接技的方法制备嵌段聚合物，接技聚合物；
- 聚合物渗混填料；
- 微多孔化，表面粗糙化。
这种结构的嵌段聚合物和血液接触在三个方面表现出特殊的性能。首先它们的临界表面张力为3.0~3.7 Pa，与一般高分子的亲水相相仿，由于材料表面呈现某种特定形态表面软链段富集能优先吸附血浆蛋白中白蛋白，这种白蛋白表面产生抑制血小板粘附起着重要作用，可以防止凝血。
3.4 膜材料结构及尺寸对膜性能的影响
用于仿生学器官的膜材料强调的是对于体内有害毒物质的清除率，这种特殊要求需要膜材料非常薄，膜厚度往往28~35微米左右。这么薄的膜材料还必须满足力学性能，不然在使用过程中会出现破膜，导致漏血、漏蛋白等问题，危害病人的安全与健康。
在膜材料制造时，仿生器官膜往往选用聚醚砜、聚砜、聚丙烯睛等材料。前两者强度高，刚性好，不但可以耐受高温高压消毒，其抗断强度、抗爆破压力都很高，故往往用于透析及人工肝仿生器官中。聚丙烯睛对于中小分子清除率很高，可因国内生产的聚丙烯睛原材料分子量很低，故强度差，所以较少使用。
为提高溶质清除率，有人引入临床应用几种能加强内滤过的透析器。内滤过可以提高溶质的对流传递，还增加弥散作用。内滤过受血流量、透析液流量、血浆蛋白以及透析器长度、纤维内径与密度的影响。如纤维内径变小、有效长度增加将使内滤过增加，如用150μm内径纤维，肌红蛋白清除率为72ml/min，大于内径200μm纤维的清除率（53.7ml/min）。
提高内滤过增加对流则是对透析膜新的要求。现已有实验证明，将纤维内径降到175微米，与纤维内径为200微米的透析器作对比，当血流量为300ml/min时，内滤过/反超率从23.1增加到48.2ml/min，使体内Vit12和菊粉清除率都增加30%，尿素、肌酐清除率没有任何变化。这反应了高流量透析器减少内径可以明显增加血液室阻力，反过来，将增加内滤过和反超滤，已证明临床透析对中分的实际效果，对大分子的清除率也明显上升。
3.5 药物性及生物形仿生膜器官材料
现在更有一些治疗型人工肾已问世，如日本已生产同多粘菌素B修饰的透析膜，它是用多粘菌素B与聚丙烯强化的氯乙酰胺甲基聚苯乙烯纤维以共价键结合，用这种膜制成的透析器在治疗过程中可明显降低病人血液中的内毒素水平，休克状态得到改善，这种透析器可以用于败血症病人。
应用维生素E修饰透析膜材料。血透病人有相当一部份红细胞中VitE水平显著降低。这样会导致细胞膜上氧自由基激发多聚不饱和脂肪酸的降解，产生短链的醛，如MDA。红细胞内MDA提高了红细胞的僵硬度，降低了变形能力，使其对血透相关损伤因素更为繁感。使用VitE透析膜透析，患者的主动脉钙化指数明显下降，血清中AGEs水平下降，表明AGEs对β2-MG的蛋白修饰作用有所下降，可能改善淀粉样变性的发生与发展。
3.6 生物医学材料的安全性评价
生物医学材料制品不可避免地直接或间接与人体组织、血液相接触，所以生物医学材料与制品的质量好坏，安全可靠程度是一个“人命关天”的问题。为保证材料与制品的质量与安全性，国家采取了从严控制的政策与高水平的管理。
日本学者今井庸二对生物医学材料安全性生物学评价程序提出一个设计方案。从新材料的研究到临床试用将生物学测试分为三个阶段：
1.初筛试验阶段
体外试验：细胞毒性试验，溶血试验，凝血时间试验。
体内试验：急性全身性毒性试验，局部剌激实验，过敏试验，短期肌肉植入实验（7~14天）
2.第二试验阶段
体外试验：AMES试验，染色体畸变，血小板粘附试验，蛋白吸附试验，血红蛋白测定。
体内试验：使用部位的剌激和植入试验，6个月肌肉植入试验。
3.慢性和特定毒理性试验阶段
体外试验：血液相容性体外模拟试验，耐生物老化试验。
体内试验：长期肌肉植入试验（2-3年）致癌试验，形态致癌试验。
参照国内外的有关资料与法规植入性生物医学材料质量标准要求和安全性能评价方法。
- 细胞毒性试验
- 溶血试验
- 动态凝血时间
- 过敏试验
- AMES试验
- 短期肌肉植入试验
- 局部剌激试验
- 热原试验
通过上述测试的膜材料，方可作为生物医学膜分离产品使用的基本材料。
膜科学技术用于生物医学领域最重要的是膜材料的安全性及产品功能的可靠性，因此，必需充分重视临床医学的各种要求，从而研制符合人体需求的生物医学膜材料及其产品。
在其它领域的制膜技术中认为不是问题的问题，到生物医学膜上都将成为问题。如一些材料中化学残留物对生物有剌激、如内毒素问题、细菌问题、材料本身对人体有免疫反应等，这些问题轻则在病人的症状上有所反应，重则将危及人的生命。因此，在膜材料及其仿生学器官的制造过程中并非在净化车间工作即满足要求，而是在膜材料的配方、生产工艺等方面严格控制应该控制的一切生物技术指标。
四 现代临床医学的发展对膜技术的要求
随着科学技术的发展现代临床医学的发展可谓是日新月异， 上世纪临床医学上重点攻克新型诊断型仪器，而本世纪的重点将是治疗型的仪器及仿生学器官及消耗材料。膜科学技术一定要跟上这一步伐，不断进取。 生物医学领域的膜技术及材料是整个膜科学的一个重要分支。在这一领域内已不可能再以往常的方法进行研究了，它必须综合：生理学、病理学、药学、分子生物学、免疫学、临床医学、临床实验检验学等各种相关的学科。同时必须跟踪临床医学的发展的前沿理论技术来研究膜技术，根据临床医学的需要来研制膜材料及仿生学器官。缩短我国医用膜技术与国外的差距，真正地把膜科技与纺生学膜材料真正地应用到仿生学器官中，解救病人于危难之中，造福于人类。
20050616于上海
