王禹賀, 李 燕, 蒙奎霖, 滿 佳, 李永健, 陳皓生*

(1.清華大學 摩擦學國家重點實驗室, 北京 100084;2.山東大學 高效潔凈機械制造教育部重點實驗室, 山東 濟南 250061)

心血管疾病已成為全世界范圍內(nèi)首要的致死原因.世界衛(wèi)生組織的數(shù)據(jù)顯示，每年有1 790萬人死于心血管疾病[1].為應對心血管疾病及帶來的器官和組織病變，心血管植介入體，如人工心臟瓣膜[2]、血管支架[3]、心室輔助裝置[4]和導管[5]，已被廣泛用作退化器官的替代物.心血管器械中的摩擦學問題根據(jù)摩擦副的不同可分為3類[6]：(1)心血管設備中的運動部件產(chǎn)生的機械磨損和摩擦；(2)血流在各種心血管設備的表面產(chǎn)生的流體摩擦；(3)在植入或原位正常功能過程中，裝置與人體軟組織之間發(fā)生的摩擦.其中，血流在植介入體表面形成的流體摩擦會觸發(fā)異常的凝血機制，從而形成血栓，這給心血管植入器械的設計和應用帶來巨大的挑戰(zhàn).

1964年，Davie等[7]和Macfarlane等[8]首次描述了凝血行為，并概述了通過蛋白水解剪切激活的酶原級聯(lián)的基本原理.在正常人體內(nèi)，凝血和纖溶系統(tǒng)之間復雜的相互作用維持著體內(nèi)止血行為的平衡，然而，心血管植介入體的人工表面會打破這種平衡，并通過凝血機制中的接觸激活途徑引發(fā)血栓[9].植介入體的表面由一系列相互關聯(lián)的過程促進凝血，包括蛋白質(zhì)吸附、血小板和白細胞黏附、凝血酶生成和補體激活[10].血漿蛋白在植介入體表面的快速吸附是形成血栓的第一步，一般在幾分鐘內(nèi)完成；隨后，凝血酶在材料表面產(chǎn)生并促進凝血級聯(lián)反應，如纖維蛋白原轉(zhuǎn)換成纖維蛋白.隨后，血流在植介入體表面產(chǎn)生流體摩擦，表面吸附的纖維蛋白原與血液中的血小板發(fā)生黏附，并進一步引起血小板的激活，并為凝血酶的生成創(chuàng)造1個病灶，最終形成血栓.目前，主要通過口服抗凝藥物與對植介入體表面進行抗凝修飾來預防血栓[11].

根據(jù)植介入體表面與血液接觸的異常凝血機理，其抗凝路線可分為阻斷凝血路徑和實現(xiàn)介入器械周圍組織正?；瘍深?阻斷凝血路徑主要包括藥物涂層和生物惰性涂層，其中藥物涂層是將活性抗凝藥物固定在植介入體表面上，調(diào)節(jié)凝血和補體系統(tǒng)，并減少進一步的炎癥反應；生物惰性涂層通過減少植介入體表面和血液成分之間的相互作用來抑制血液活化.而植介入器械周圍組織正?；ㄟ^模擬天然細胞內(nèi)皮的表面來實現(xiàn)抗凝.

抗凝藥物涂層主要包括肝素、血栓調(diào)節(jié)素和水蛭素等.其中，肝素是目前最重要的抗凝藥物之一.肝素于1963年首次作為涂層被應用于人工心臟瓣膜[12]，現(xiàn)在已廣泛應用于商業(yè)心血管植介入體.肝素的五糖序列可以與抗凝血酶結(jié)合，從而改變抗凝血酶的構(gòu)象，并將抗凝血酶介導的各種絲氨酸蛋白酶凝血因子的抑制率提高100~1 000倍.在相關文獻[13]中可以找到關于醫(yī)用肝素涂層的詳細論述.血栓調(diào)節(jié)素(Thrombomodulin, TM)是一種由內(nèi)皮細胞(Endothelial cell, EC)表達的跨膜蛋白，于1992年首次應用[14]，其原理是通過凝血酶-血栓調(diào)節(jié)蛋白復合物激活蛋白C，激活的蛋白C使凝血因子Va和VIIIa失活，從而抑制凝血酶的產(chǎn)生[15].生物惰性涂層包括有機惰性涂層和無機惰性涂層，作為血液中最為豐富的蛋白質(zhì)，白蛋白自1984年以來，已被廣泛用于減少纖維蛋白黏附和減少聚乙烯材料上的血小板激活[16].另一種有機聚合物，聚乙二醇(Polyethylene glycol, PEG)，于1991年開始應用[17].PEG通過“接枝”的方法共價連接到表面，形成線性聚合物刷，進而排斥蛋白質(zhì)吸附.1991年以來，兩性離子，如2-甲基丙烯酰氧乙基磷酰膽堿(2-Methacryloyloxyethyl phosphorylcholine, MPC)也被開發(fā)出來，其具有減少補體激活和蛋白質(zhì)黏附效果[18].這類涂層最突出的特點是顯著減少蛋白質(zhì)黏附和血小板活化.此外，盡管聚多巴胺(Polydopamine, PDA)不直接參與抗凝，但其可以自發(fā)吸附到不同的表面上，并為涂層材料提供優(yōu)異的生物相容性[19].隨后，受豬籠草的啟發(fā)，Wong等[20]在2011年開發(fā)了潤滑、注入液體和多孔表面(Slippery, liquid-infused, porous surface, SLIPS)的概念.在針對血液的SLIPS技術(shù)中，通過將平滑且無缺陷的液體全氟化碳(Liquid perfluorocarbons, LP)固定在植介入體表面，涂層可以實現(xiàn)排斥血液中的蛋白和血小板[21]的功能，并具有自修復能力.無機生物惰性涂層的材料主要包括類金剛石(Diamond-like carbon, DLC)[22]、熱解炭(Pyrolytic carbon, PyC)[23]和鈦[24]等.DLC是無定形碳的亞穩(wěn)態(tài)形式[25]，該材料于1953年被研制出來，并在1971年首次被命名為DLC[22].由于DLC的疏水性和表面光滑性，已廣泛應用于心室輔助裝置[26].另一種碳基涂層PyC是一種由碳氫化合物氣體熱解形成的合成材料，自1969年以來已成為機械心臟瓣膜上最受歡迎的涂層.這些無機涂層一般具有較好生物相容性和優(yōu)異的物理性能.

實現(xiàn)植介入體周圍組織正常化一般通過模擬血管壁表層的天然構(gòu)造或功能以實現(xiàn)優(yōu)異的血液相容性.如將EC預先接種在植介入體表面，可以有效降低植介入體血栓形成和新生內(nèi)膜纖維增生.這種方法于1978被首次報道[27].此外，1997年發(fā)現(xiàn)的內(nèi)皮祖細胞(Endothelial progenitor cell, EPC)，可以快速實現(xiàn)自我內(nèi)皮化[28].然而，直接固定EC十分復雜.因此，纖連蛋白[29]和膠原蛋白[30]等細胞外基質(zhì)蛋白以及能夠在體內(nèi)捕獲EC的抗體或特異性生長因子，如CD34抗體[31]也得到廣泛應用.此外，TiO2涂層也可以用來誘導(引導)內(nèi)皮細胞黏附及增殖[32].

典型抗凝涂層的歷史以及四種常見的心血管植介入體如圖1所示，相關抗凝涂層的原理列于表1中.在本文中，我們重點介紹了近10年來四種常見心血管植介入體抗凝涂層的研究進展，包括人工心臟瓣膜、血管支架、心室輔助裝置和導管.為了便于讀者根據(jù)其感興趣的植介入體查閱信息，本文中按照抗凝涂層技術(shù)所應用的植介入體分別進行綜述.

表1 心血管植介入體上典型抗凝涂層的原理Table 1 Principle of typical anticoagulant coatings on cardiovascular implants

Fig.1 The cardiovascular implants and history of anticoagulant coatings: (a) artificial heart valve; (b) vascular stent;(c) ventricular assist devices; (d) catheters (created with BioRender.com.)圖1 心血管植介入體和抗凝涂層的歷史：(a)人工心臟瓣膜；(b)血管支架；(c)心室輔助裝置；(d)導管

1 人工心臟瓣膜

人工心臟瓣膜已被廣泛用于替代病理性心臟瓣膜[33].自1952年第一個人工心臟瓣膜被植入體內(nèi)以來[34]，人們已開發(fā)出多種人工心臟瓣膜.如圖2所示，根據(jù)其材質(zhì)和制作工藝可以分為機械心臟瓣膜(Mechanical heart valve, MHV)、生物心臟瓣膜(Bioprosthetic heart valve, BHV)和組織工程心臟瓣膜(Tissue engineered heart valve, TEHV)[35].但是，人工心臟瓣膜表面與血液的接觸很容易引起血栓，并導致瓣葉運動減少、瓣葉接合受損、瓣葉增厚、有效通道面積改變、跨瓣壓力梯度增加和經(jīng)瓣反流等情況[36].如果缺乏抗凝手段，患者很容易發(fā)生中風[37].因此，人工心臟瓣膜置換后需要長期抗凝，目前有很多研究嘗試通過抗凝涂層來實現(xiàn)人工心臟瓣膜表面的全面抗凝.

1.1 阻斷凝血路徑

肝素是人工心臟瓣膜上使用最重要的抗凝涂層之一[41].最近的研究集中在肝素和生物分子聯(lián)用策略，以實現(xiàn)抗凝血和增強生物相容性.與肝素聯(lián)用的堿性成纖維細胞生長因子(Basic fibroblast growth factor,bFGF)通過逐層沉積技術(shù)作為多種功能分子被包被在脫細胞的豬主動脈心臟瓣膜瓣葉上[42].結(jié)合到瓣葉上的肝素和bFGF的量與培養(yǎng)介質(zhì)中的濃度成比例，在生理條件下，肝素和bFGF從包被的瓣葉中釋放可以保持生物活性持續(xù)4天以上.此外，肝素-殼聚糖[43]、肝素-血管內(nèi)皮生長因子(Vascular endothelial growth factor,VEGF)[44]和肝素-基質(zhì)細胞衍生因子(SDF-1α)[45]也被用作多重抗凝藥物表面.體內(nèi)試驗結(jié)果表明，這類多層膜可以減少血小板的黏附和活化，并被血液中的內(nèi)皮祖細胞覆蓋.此外，研究發(fā)現(xiàn)單獨的肝素涂層可以減少生物瓣膜上的組織鈣化[41].

利伐沙班(Rivaroxaban, RIVA)是一種口服Xa因子抑制劑，通過抑制游離Xa因子和凝血酶原酶活性以及凝塊結(jié)合的Xa因子，可以有效阻斷凝血酶生成從而提供持續(xù)的抗凝作用.王云兵等[38]將載有RIVA的納米凝膠和可分離的PEG修飾在生物瓣膜表面，建立了一種多合一的方法來修飾生物瓣膜，使其具有長期抗血栓形成性能，并能加速由葡萄糖觸發(fā)的內(nèi)皮化.圖2(a)所示為該涂層的抗凝原理，葡萄糖氧化酶催化葡萄糖氧化產(chǎn)生H2O2和局部酸性環(huán)境，產(chǎn)生的H2O2刺激納米凝膠釋放RIVA以獲得持續(xù)的抗血栓功能.結(jié)果表明，該表面黏附的血小板很少，證明了RIVA的納米凝膠涂層具有良好的持續(xù)抗凝能力.此外，Wang等[46]進一步通過RIVA結(jié)合抗炎藥物涂層在生物瓣膜上實現(xiàn)了材料和組織良好的相容.

有機和無機生物惰性涂層均已應用于人工心臟瓣膜.對于有機生物惰性涂層，PEG基的水凝膠被用來防止蛋白質(zhì)黏附.Grande等[47]首先將表面胺基與NHS-PEG-丙烯酸酯反應，同時讓葡萄糖吸收到瓣膜主體中.之后，將葡萄糖氧化酶、PEG二丙烯酸酯(PEGDA)和鐵離子加入到體系中，引發(fā)自由基聚合，將PEGDA水凝膠結(jié)合到表面的丙烯酸酯位點.結(jié)果顯示在瓣膜樣品上形成的薄層能夠有效避免蛋白質(zhì)黏附，而不顯著影響表面機械性能.此外，Roseen等[48]還嘗試了在表面沉積PEG雙丙烯酰胺的水凝膠涂層.在本研究中，將表面黏附性、機械性能和固定性能方面對涂覆的樣品與生理組織和未涂覆的戊二醛固定的組織進行比較.研究結(jié)果顯示沉積的涂層在整個瓣膜瓣葉表面是連續(xù)的，并且樣品顯示其在蛋白質(zhì)黏附和機械硬度方面可恢復至生理水平.此外，已知穩(wěn)定交聯(lián)的纖維蛋白較難形成血栓.因此，通過孵育15 min可以將纖維蛋白凝膠涂覆在快速降解的冠形聚醚醚酮增強環(huán)上[49]，該方法制備的瓣膜在長期試驗中功能良好，移植物的重塑導致瓣膜組織具有較佳的穩(wěn)定性.

無機涂層，如PyC[50]、超納米晶金剛石[51]、石墨烯[52]以及氧化鈦和氮化鈦[53]已應用于機械瓣膜中.盡管PyC由于其相對良好的耐磨性、抗疲勞性、血液相容性、化學惰性和無毒而成為機械瓣膜中最受歡迎的涂層，但目前基于PyC的機械瓣膜仍需要配合使用華法林來預防血栓.另一方面，超疏水涂層在抗凝方面也顯示出潛力.Hatoum等[39]在瓣膜表面沉積了商業(yè)化的超疏水涂層[Rust-oil never wet clear spray，圖2(b)]，該涂層的超疏水效應減少了血凝塊的黏附.但是，由于瓣膜表面承受較高的剪切應力，涂層的血液動力學性能沒有得到改善[39,54]，進而影響了瓣膜的性能，超疏水抗凝涂層技術(shù)仍需要進一步改進.

1.2 組織正?；?/h3>

EC預接種是一種有效的內(nèi)皮化方法.例如，EC和成纖維細胞已經(jīng)被成功接種到聚氨酯心臟瓣膜支架上[55].另外，固定SDF-1α和堿性成纖維細胞生長因子可以改善去細胞異種心臟瓣膜上內(nèi)皮祖細胞的再細胞化，在攪拌生物反應器中得到了驗證，可以促進再細胞化[56].然而，目前的預接種方法較為復雜.是將多種不同的細胞標記物應用于體內(nèi)吸引EPC或EC.Jordan等[57]在豬肺動脈瓣的基底上涂覆了內(nèi)皮祖細胞標記物CD133抗體.在移植到綿羊肺部位置之前，用自體內(nèi)皮祖細胞重新接種基底或與CD133抗體結(jié)合.結(jié)果顯示CD133抗體組在植入1個月后在涂層表面結(jié)合了EC，而未處理組和細胞接種組結(jié)合較少的EC或間質(zhì)細胞.Schmidt等[58]實現(xiàn)了基于羊水來源祖細胞的心臟瓣膜.他們在研究中將胎兒人羊膜祖細胞從常規(guī)采樣的羊水中分離出來，并通過CD133磁珠分選；之后，將CD133衍生的細胞接種到由可快速生物降解的聚合物制成的心臟瓣膜瓣葉支架上.分化的CD133+細胞通過內(nèi)皮NO合成酶和TM表現(xiàn)出了EC的功能性特征，結(jié)果顯示內(nèi)皮化組織隨細胞外基質(zhì)成分的產(chǎn)生而形成.

除了抗體，細胞外基質(zhì)蛋白涂層也可以加速自體體內(nèi)的內(nèi)皮化.圖2(c)展示了一種細胞基質(zhì)涂層的方法，該方法可增強聚苯乙烯-嵌段異丁烯-嵌段苯乙烯(SIBS)的生物相容性[40].細胞外基質(zhì)涂層不僅減少了蛋白質(zhì)和血小板的吸附，還抑制了免疫反應，并誘導了組織再生.此外，Lintas等[59]開發(fā)了基于細胞外基質(zhì)的經(jīng)導管主動脈瓣置換技術(shù)，通過綿羊的體外研究和體內(nèi)急性研究，證明了包被細胞外基質(zhì)的組織工程心臟瓣膜的可行性.此外，脫細胞心血管植介入體上的纖連蛋白表面涂層已被證明是可行的，并在體循環(huán)中持續(xù)至少8周[60].血管內(nèi)皮生長因子已被用作細胞標志物，并與不同的生物相容性材料偶聯(lián)用于內(nèi)皮化.通過1，4-丁二醇二縮水甘油醚的交聯(lián)，可以開發(fā)具有血管內(nèi)皮生長因子-透明質(zhì)酸水凝膠涂層的雜化心包[61].通過在體大鼠皮下植入模型，研究了人臍靜脈EC在心包、血小板黏附和鈣化上的黏附和生長潛力，研究結(jié)果顯示有較少的血小板黏附.在另一項研究中，內(nèi)皮生長因子-巖藻依聚糖的聚電解質(zhì)多層膜被用于開發(fā)功能性生物心臟瓣膜[62]，評估聚電解質(zhì)多層膜涂層瓣膜的血液相容性、EC的黏附和生長潛力，結(jié)果展現(xiàn)了抗血栓形成和非鈣化特性的能力.此外，Theodoridis等[63]研究發(fā)現(xiàn)，細胞通訊網(wǎng)絡因子1 (Cellular communication network factor 1)被用于支持再內(nèi)皮化.所有表面均未觀察到血栓生成，老年綿羊中瓣膜基質(zhì)細胞的再增殖顯示了基質(zhì)引導再生的能力，并證實了脫細胞基質(zhì)對于老年個體心臟瓣膜置換的適用性.

1.3 挑戰(zhàn)與展望

盡管人工心臟瓣膜已經(jīng)發(fā)展了50多年，但依然需要面對復雜的血流動力學環(huán)境[64].人工心臟瓣膜上的抗凝涂層面臨的主要挑戰(zhàn)是長期承受由瓣葉運動和高剪切應力引起的機械磨損、摩擦以及動態(tài)流動條件，這將導致抗凝涂層的損失，并增加了抗凝涂層的工藝難度.藥物或內(nèi)皮化涂層因此很難牢固地修飾在機械瓣膜的表面，大多數(shù)機械瓣膜都是通過化學氣相沉積法涂覆抗凝效果相對較差的無機涂層，機械瓣膜仍然容易形成血栓，更重要的是，機械瓣膜的設計使得其剪應力(150~380 Pa)超過了血小板的閾值，導致血小板的異常激活.因此，植入機械瓣膜后，患者通常需要長期口服抗凝劑和維生素K拮抗劑，如華法林，但這將增加出血風險.然而，由于使用壽命更長，機械瓣膜依然是大多數(shù)年輕患者的首選.對于生物瓣膜，由于戊二醛在制造過程中被用作基底，因而目前具有更好的生物相容性涂層的生物瓣膜在植入多年后容易鈣化，直接影響了瓣膜的壽命.雖然有研究開發(fā)了一些抗鈣化的策略，但仍缺乏長期實踐檢驗，因此，生物瓣膜大多被老年病人選用.近年來，大量研究集中在新興的組織工程心臟瓣膜的設計，由于其持續(xù)時間和抗凝作用的效果更均衡，因此在改善現(xiàn)有的瓣膜使用狀況方面非常具有潛力，但是該方面的研究尚不成熟，仍缺乏有力的臨床實踐數(shù)據(jù).

本節(jié)中涉及的抗凝涂層列于表2中.目前的抗凝涂層尚不能完全滿足人工心臟瓣膜的要求，在過去的10年里，復合涂層因其多元的抗凝機理而備受關注，該涂層可以實現(xiàn)前期的阻斷凝血途徑和后期的組織正常化的有機結(jié)合，在抗凝效果和壽命上實現(xiàn)兼顧，盡管缺少有力的臨床實踐，但仍不失為一種有潛力的徹底解決人工心臟瓣膜凝血問題的理想抗凝涂層.

表2 人工心臟瓣膜的抗凝涂層Table 2 Anticoagulant coatings on artificial heart valves

2 血管支架

冠狀動脈疾病是當前世界上三大致死原因之一[65-66]，其特征為內(nèi)皮下斑塊破裂誘發(fā)血栓最終導致動脈狹窄.心血管支架作為一種支撐血管的植入器械，已經(jīng)成為患者的“救命神器”，被列為本世紀十大醫(yī)學突破之一[67].在結(jié)構(gòu)上，支架是一種小型、復雜的圓柱形中空結(jié)構(gòu)，其中包括一系列的支柱和連接元件[68-69].植入的支架起到維持體內(nèi)血管內(nèi)腔形狀的作用[70].

經(jīng)過科學家的努力，已經(jīng)開發(fā)了三代支架以減少支架植入手術(shù)后的不良反應.從裸金屬支架(Bare-metal stent, BMS)到藥物洗脫支架(Drug-eluting stent, DES)，再到最近研發(fā)的生物可吸收支架，該領域正在不斷發(fā)展[71].遺憾的是，由于晚期再狹窄、血栓形成等臨床并發(fā)癥，目前的支架在很大程度上仍不能完全滿足臨床的需求.目前，在臨床上首選的是金屬支架，因為其比聚合物支架具有更好的機械性能和射線不透性[72].為了解決支架植入后血栓形成的問題，表面涂層技術(shù)得到廣泛的研究，以提高血管支架的血液相容性，減少病人對全身抗凝的需求.黃楠等[32,73-76]在通過涂層藥物或生物分子對金屬支架進行修飾，以增強抗血栓形成、抗再狹窄和/或內(nèi)皮化方面進行了大量研究，并在臨床中得到廣泛的應用.

2.1 阻斷凝血路徑

目前，血管支架中已經(jīng)出現(xiàn)了一系列商業(yè)化的肝素涂層技術(shù)，如CORLINE? Heparin Surface[77]、Hepamed?涂層[78]以及Carmeda肝素結(jié)合[79]等.CORLINE?肝素表面由未分級肝素大分子復合物組成，其通過交聯(lián)劑與多胺載體鏈共價連接[77].在Hepamed?涂層的設計中，聚乙烯基硅氧烷首先共價連接到支架表面，然后將表面接枝到聚乙烯基硅氧烷上，然后嫁接聚乙烯亞胺.最后，肝素與聚乙烯亞胺共價偶聯(lián)[78].Carmeda肝素涂層使用肝素分子還原端和材料底物之間的單個共價鍵進行連接[79]，進而生成穩(wěn)定的非浸出涂層，厚度為數(shù)百納米.

除了商業(yè)肝素涂層技術(shù)外，還有幾種新型涂層技術(shù).如圖3(a)所示，使用內(nèi)皮生理功能中的關鍵分子：肝素和NO來模擬內(nèi)皮的涂層，即將肝素和產(chǎn)生NO的化合物硒代胱胺依次結(jié)合在含胺膜上[80].此外，還可以使用仿生三明治狀逐層沉積來模擬EC功能.在該項研究中，殼聚糖和肝素作為聚電解質(zhì)，同時使用兒茶素/銅(EGCG/Cu)復合物[81].該策略為心血管植入式醫(yī)療器械的改造提供了一種便捷、通用的方法.在另一項研究中，兩個血管活性部分：可以生成NO的有機硒(SeCA)以及EPC靶向肽，通過生物正交綴合到支架表面[82]，結(jié)果顯示可以顯著抑制血栓形成和平滑肌細胞(Smooth muscle cells, SMC)遷移，促進EPC募集和增殖，防止支架內(nèi)再狹窄.

此外，受植物酚胺化學策略的啟發(fā)，Qiu等[83]結(jié)合了植物多酚、單寧酸(TA)和凝血酶抑制劑比伐盧定(BVLD)的生物學功能，定制了具有多種表面功能的心血管支架.他們首先在支架表面制備了等離子體聚合烯丙胺的含胺涂層，然后基于酚胺化學(即邁克爾加成反應)在堿性溶液中依次偶聯(lián)TA和BVLD，以實現(xiàn)TA和BVLD在支架表面的協(xié)同改性.結(jié)果表明，TA和BVLD的聯(lián)合作用促進了支架的快速再內(nèi)皮化，減少了體內(nèi)的內(nèi)膜增生，并減少了與再狹窄和晚期支架血栓形成相關的臨床并發(fā)癥.此外，結(jié)合抗凝和抗炎藥物的血管支架涂層技術(shù)正在迅速發(fā)展.通過肝素/NONOate納米顆粒(Hep/NONOates)為支架表面開發(fā)雙藥物緩釋涂層以實現(xiàn)原位抗凝和促內(nèi)皮化[84]，其具有良好的穩(wěn)定性和抗凝活性，可有效促進內(nèi)皮化，提高藥物洗脫支架的安全性和有效性.此外，還開發(fā)了具有親水性(肝素)和疏水性(雷帕霉素)藥物的介孔二氧化硅涂層，用于快速抗凝和長期抗組織增殖.結(jié)果表明，肝素和雷帕霉素的釋放可持續(xù)30天以上，表明介孔二氧化硅和疏水性藥物涂層具有應用于BMS表面改性的潛力[85].

生物相容性聚多巴胺在血管支架的生物惰性涂層方面得到應用.最近，在裸金屬冠狀動脈支架表面涂上1層穩(wěn)定的聚多巴胺層，然后將2-溴異丁酰溴(BIBB)共價固定在聚多巴胺層表面，以引入聚合反應所需的烷基溴引發(fā)基團[86].如圖3(b)所示，通過表面誘導原子轉(zhuǎn)移自由基聚合(SI-ATRP)進而在裸316L不銹鋼(SS)金屬支架上構(gòu)建甲基丙烯酸磺乙酯(SBMA)/甲基丙烯酸縮水甘油酯(GMA)雙功能復合涂層.然后作為NO供體的二亞乙基三胺(NONOate)通過GMA單元的活性環(huán)氧基團連接到聚合物刷上以產(chǎn)生NO釋放[87-91].改進后的支架表面保持高水平的抗凝活性和NO的持續(xù)釋放，顯著抑制血栓形成，促進EC生長.

2.2 組織正?；?/h3>

內(nèi)皮不僅可以預防血栓形成，還可以介導SMC的遷移和增殖.支架上的快速再內(nèi)皮化為預防支架內(nèi)再狹窄和晚期支架血栓形成提供了一種可行性方法.近年來，預接種ECs的方法已經(jīng)產(chǎn)生了一些有希望的實驗室結(jié)果.然而，制備涂層的過程既昂貴又耗時[92-93].此外，ECs的來源、種植后的脫落以及細胞培養(yǎng)過程中的感染仍然是其進一步發(fā)展的障礙.在血管愈合過程中，內(nèi)皮層的再生可以來自鄰近ECs遷移或循環(huán)中ECs的募集[94-96].自然愈合方法為植入后材料的體內(nèi)/原位內(nèi)皮化提供了一種良好的替代策略[95-97].制造具有化學和物理性質(zhì)的材料以誘導相鄰ECs遷移或直接從循環(huán)中捕獲內(nèi)源性循環(huán)ECs的方法對于原位內(nèi)皮化尤為重要.CD34是一種細胞表面抗原，表達在血管EC[98]、EPCs[99]和造血祖細胞[100]中.最近，開發(fā)了一種EPC捕獲支架，其表面涂有CD34抗體以捕獲循環(huán)EPC，進而實現(xiàn)快速原位內(nèi)皮化[99,101].CD34抗體涂層支架已表現(xiàn)出顯著減少新內(nèi)膜形成的效果.然而，臨床試驗結(jié)果表明，由于循環(huán)EPCs的含量極低[99]，使得EPCs的增殖和分化難以準確控制[102]，因此抗再狹窄作用并不如預期的那樣顯著.如圖3(c)所示，將ECs特異性配體固定到基底上的方法，以刺激EPC和血管ECs的優(yōu)先黏附和生長，這對于快速原位內(nèi)皮化至關重要.

Lin等[103]通過將CD34抗體固定在肝素/膠原蛋白多層膜上，制備了涂有EC選擇性的涂層.將CD34抗體固定在細胞相容性和抗凝劑基底上表現(xiàn)出EC選擇性并快速實現(xiàn)原位再內(nèi)皮化.此外，Sun等[104]采用Ni-Ti合金片模擬支架，他們以聚多巴胺為基礎構(gòu)建了生物因子涂層的鎳鈦合金片，嫁接肝素并涂附VEGF和CD34抗體.結(jié)果表明，所構(gòu)建的支架具有良好的生物相容性，能有效促進表面內(nèi)皮化.

EPC的特征是表達CD133、CD34和VEGF受體-2(VEGFR2、Flk-1)[105-106].根據(jù)EPC在支架表面的黏附強度，已開發(fā)了明膠、VEGFR2、CD34或CD133抗體等幾種底物[107-108].結(jié)果表明，EPCs在抗CD133涂層支架表面的附著力顯著高于抗VEGFR2和抗CD34涂層支架.此外，剪切應力在一定程度上可以促進EPC增殖和NO分泌.與其他兩種底物相比，EPC在抗CD133抗體的底物上表現(xiàn)出更強的黏附性[109].此外，與BMS相比，抗CD133抗體涂層支架(CD133支架)可以通過其優(yōu)異的EPC捕獲能力加速再內(nèi)皮化[110-111].最近，已經(jīng)報道了一種用于生化表面修飾的多步驟策略，合成了一種新的、有效且生物相容性的血管內(nèi)植介入體，該植介入體涂有固定的抗CD133抗體[112]，能有效捕獲EPC并減少SMC增殖.

Fig.3 Schematic of three coatings on the vascular stent: (a) a sequential co-immobilization strategy to realize a heparinized surface[80]; (b) the schematic of SS-PSBMA-PGMA-NONOate copolymer brushes grafting on 316L SS stent[86](PSBMA,polyglycidyl sulfoethyl methacrylate; PGMA, polyglycidyl methacrylate); (c) the vascular stent coating with immobilized EPCs, anti-CD344 or anti-CD133 antibodies圖3 血管支架上的三種涂層示意圖：(a)肝素化表面的依次固定策略[80]；(b) SS-PSBMA-PGMA-NONOate共聚物刷接枝在316L不銹鋼支架上的示意圖[86](PSBMA為聚縮水甘油基磺乙基甲基丙烯酸酯；PGMA為聚甲基丙烯酸縮水甘油酯)；(c)帶有固定化 EPC、抗CD34或抗CD133抗體的血管支架涂層

2.3 挑戰(zhàn)與展望

理想的支架應具有良好的生物相容性、柔韌性、運輸性、較強的徑向力和透視下良好的射線不透性.其幾乎對血管壁不造成創(chuàng)傷，炎癥反應小，促進再內(nèi)皮化，并最終促進血管愈合和重塑[113-116].

本節(jié)中涉及的用于血管支架上的抗凝涂層列于表3中.BMS上的涂層主要用于控制生物相容性、降解率以及蛋白質(zhì)吸附，并允許足夠的內(nèi)皮化以確保更好的臨床效果以減少再狹窄和血栓形成.目前該技術(shù)的研究重點是面向鈦合金、鎳鈦合金和316L不銹鋼進一步增強EC的遷移或附著.特別是聯(lián)合使用多種涂層技術(shù)，例如在肝素/膠原多層膜上固定抗CD34抗體，可能是有效延緩支架血栓形成的可行手段.然而，一些臨床問題尚未得到解決，如BMS和DES的新生內(nèi)膜增生、晚期支架血栓形成和炎癥反應以及響應性和生物可吸收支架力學性能的不足[117].要克服這一不足，需科學家進一步開發(fā)支架裝置，進而對其長期穩(wěn)定性和失效機理進行深入分析.

表3 血管支架上的抗凝涂層Table 3 Anticoagulant coatings on vascular stents

第二代血管支架——藥物洗脫支架具有靶向性好、局部組織中藥物濃度高以及副作用小等特點，使得其在冠脈支架市場占據(jù)主導地位.然而，裸金屬支架進行表面涂層處理或藥物洗脫支架，大多都基于金屬作為支架材料，這是因為金屬材料具有良好的機械特性，可以在保持裝置形狀和完整性的同時提供狹窄血管所需的支撐力，但金屬材料的不可降解性是一、二代血管支架最大的局限性.因此，第三代血管支架—聚合物或金屬基生物可吸收支架應運而生.生物可吸收支架即可對狹窄血管提供支撐力，又可在一段時間后進行自降解，并在重塑過程后溶解或吸收，然而，這項技術(shù)目前仍處于臨床試驗階段[118].因此，目前仍然尚未完全解決支架表面血栓形成等問題，還需對支架材料及涂層技術(shù)在其力學性能、促內(nèi)皮化、抑制炎癥發(fā)生以及抑制內(nèi)膜增生等方面進行深入研究.

3 心室輔助裝置

由于左心室收縮功能障礙引起心力衰竭的發(fā)病率呈現(xiàn)指數(shù)增長，已經(jīng)成為一種全球性的流行病[119].心臟移植供體的供應短缺使得心室輔助裝置(VADs)和全人工心臟(TAHs)作為一種替代治療方法得到快速發(fā)展[120].

VADs可以根據(jù)其機械作用方式(即脈動流、連續(xù)流)或其工作原理(即軸流泵、離心泵)進行分類[120].第一代心臟泵是脈動流泵，如Berlin heart excor, thoratec TCI pump，Heartmate PVAD以及Heartmate XVE等.第二代心臟泵是連續(xù)流泵，例如HeartMate (HM) II和Jarvik 2000[121].第三代心臟泵是磁懸浮泵，如Heartware HVAD， Berlin heart incor LVAD， DuraHeart，VentrAssist LVAD[119,122-124].

20世紀30年代，TAH第一次在試驗中被植入到動物體內(nèi).然而，由于TAH的幾何形狀、供電、生理和生物因素等方面的缺陷，目前只有一種TAH被批準用于臨床應用[125].最近，又出現(xiàn)了多款創(chuàng)新性的TAH模型，包括：CardioWest SynCardia TAH[126]，AbioCor TAH[127]和Carmat TAH[128].TAHs的材料包括滌綸、硅橡膠、鈦、聚乙烯、PyC、ePTFE、AngioFLEX和PU等.

血栓栓塞、出血和感染是VADs的主要并發(fā)癥.血栓的形成涉及到VADs表面與血液接觸后引起的凝血酶和血小板的激活，以及高剪切率導致的血小板激活[129].以HeartMate II LAVD為例，植入后3個月內(nèi)血栓發(fā)生率高達8.4%.如果這類血栓患者未進行心臟移植手術(shù)或心臟泵置換的話，其死亡率高達48%[130].為了避免VADs的相關并發(fā)癥，研究人員設計了各種抗凝涂層，用于改善VADs的血液相容性.

3.1 阻斷凝血路徑

Carmeda生物活性表面已被應用于由Berlin Heart GmbH開發(fā)的心臟泵，用以避免血栓在泵內(nèi)沉積，使心臟泵能夠在患者體內(nèi)長期穩(wěn)定地運行.Koster等[136]使用Carmeda表面技術(shù)在Berlin Heart VAD上制備PU和未分離肝素的涂層.結(jié)果表明，肝素包覆VAD未引起血栓形成反應或免疫反應.此外，Hetzer等[122]還針對用Carmeda法涂有肝素的Berlin Heart Incor軸流泵進行了研究，沒有在冠狀動脈中發(fā)現(xiàn)任何血栓栓塞事件.在植入患者體內(nèi)近1年以后，有活性的肝素涂層仍可以與VADs表面緊密結(jié)合[137-138].

另一種基于生物抗凝劑的涂層是將經(jīng)過基因工程改造的，能產(chǎn)生NO的SMC種植在LVADs上，可以構(gòu)建NO釋放的涂層[139].與EC層相似，經(jīng)過GTP環(huán)水解酶基因轉(zhuǎn)染NO合成酶的SMC通過釋放NO可以顯著地降低血小板對表面的黏附.將能產(chǎn)生NO的基因工程SMC植入左室導管后，試驗結(jié)果表明，在體內(nèi)和體外流動條件下，SMC能很好地黏附在泵表面[139].

MPC聚合物已應用于VAD，圖4(a1)所示為磷脂在MPC聚合物表面的吸附原理圖[132].Yamazaki等[140]將經(jīng)MPC涂層改性的EVAHEART離心血泵植入7頭小牛體內(nèi)，對其進行評估，沒有發(fā)現(xiàn)MPC涂層表面有血栓形成.從長期來看，EVAHEART心臟泵具有良好的血液相容性.此外，Kihara等[141]對MPC涂層和DLC涂層的EVAHEART LVADs進行了研究.在這項研究中，他們將4個MPC涂層的LVAD和8個DLC涂層的LVAD植入小牛體內(nèi)，結(jié)果表明MPC涂層具有較高的生物相容性水平，有利于避免血栓的形成，與DLC涂層類似.此外，MPC涂層由于其易于應用和可以減少抗凝治療，顯示出更大的潛力，可以有效提高LVADs的抗凝性能.Someya等[142]用MPC涂層對一種名為MedTech Dispo的離心式心臟泵的血液接觸表面進行了改良，并將該泵植入了7頭左心搭橋的小牛體內(nèi).體內(nèi)試驗結(jié)果表明，MPC涂層可以在至少2周內(nèi)有效防止血栓的形成.此外，他們還研究了等離子體誘導MPC接枝聚合技術(shù)，并將MPC鏈連接到TiAl6V4鈦合金表面[143].試驗結(jié)果表明，相對于對照組，MPC表面血小板的沉積和活化減少.然而，由于MPC涂層的生物降解性，其壽命有限，這意味著植入一段時間后，患者仍需要接受抗凝治療.與TiN和DLC涂層相比，MPC涂層在VADs上的強度和穩(wěn)定性較差[141].因此，MPC涂層應通過中間層和連接劑與VADs表面形成強共價鍵連接，提高涂層的耐久性和穩(wěn)定性.

貽貝可以黏附幾乎所有類型的基底，包括鈦基底.如圖4(a2)所示，樹突狀聚甘油(MI-dPG)和線性聚甘油(lPG)的仿生貽貝組合涂層具有細胞排斥特性、生物相容性和補體激活功能[133].Kulka等[133]研究表明，lPG功能化的MI-dPG涂層可以防止細胞黏附，包括人肺泡基底上皮癌細胞和雞成纖維細胞.此外，涂層對血小板的黏附和活化有一定的抑制作用.最后，MI-dPG涂層在Berlin Heart GmbH上具有較好的抑制細胞和血小板黏附的作用.

Fig.4 The anticoagulation coatings on VADs: (a) magnetically levitated pumps[131]: (a1) MPC coatings could adsorb phospholipids from the blood, producing a surface with good natural blood compatibility[132]; (a2) mussel-inspired coatings could prevent the primary adhesion of protein and cells from the bloodstream[133]; (b) total artificial heart[125]: (b1) expanded polytetrafluorethylene(ePTFE) [134]; (b2) angioflex (proprietary polyether urethane)[127]; (c) continuous-flow pumps[131]: the feature size of the microstructure (gratings) was designed to maximize cell adhesion and migration[135].圖4 VADs上的抗凝涂層：(a)磁懸浮泵[131]：(a1) MPC涂層可以從血液中吸附磷脂，產(chǎn)生具有良好自然血液相容性的表面[132].(a2)仿生貽貝設計的涂層可以防止血液中蛋白質(zhì)和細胞的初次黏附[133]；(b)全人工心臟[125]：(b1)膨脹聚四氟乙烯(ePTFE)[134]；(b2) angioflex (一種專用的聚醚聚氨酯)[127]；(c)連續(xù)流心臟泵[131]：微結(jié)構(gòu)(光柵)特征尺寸的設計可以最大化EC的黏附和遷移[135]

膨化聚四氟乙烯(ePTFE)已廣泛用于與血液接觸的表面，并顯示出低凝血性.因此，應用這種材料研制出了CARMAT TAHs的人工心室的彈性隔膜，其血小板活化和纖維蛋白沉積的水平與肝素包被的醫(yī)用級聚氯乙烯(PVC)相似[圖4(b1)][134].Angioflex是一種專有的聚醚聚氨酯，也被用于光滑心室和三葉瓣膜的血液接觸表面[圖4(b2)]所示[127].AbioCor TAH 通過在體外試驗[144]和體內(nèi)試驗[145]的測試證明了這種材料在長期試驗中的可行性，未發(fā)生血栓形成、栓塞事件或血液損傷的事件.

DLC是一種亞穩(wěn)態(tài)的無定形碳，包含類金剛石位點和石墨位點的組合，其中一些鍵由氫終止[25].常見的DLC薄膜沉積工藝有脈沖激光沉積、陰極電弧沉積、直接離子束沉積以及等離子體增強化學氣相沉積等方法.由于疏水性和表面光滑性，DLC涂層具有優(yōu)秀的生物相容性和良好的血液相容性(血小板黏附最小)[26,146-147].自1998年以來，DLC涂層已被用于VAD.Yamazaki等[148]將DLC涂層應用于Sun Medical離心泵的血液接觸面，以提高該產(chǎn)品的血液相容性.體內(nèi)試驗表明，這款心臟泵長期血液相容性良好，可無故障連續(xù)工作6個月以上.VentrAssist公司生產(chǎn)的可植入旋轉(zhuǎn)血泵，在與血液接觸的表面涂有DLC涂層[149].EVAHEART VADs也涂有DLC涂層.在動物試驗中，將EVAHEART VADs植入20頭牛體內(nèi)，心臟泵的持續(xù)工作時間為30~196天[150].由于VADs的高轉(zhuǎn)速和高剪切速率，DLC涂層技術(shù)應用于VADs的主要局限性是存在微裂紋和膜破裂的風險[120].一種具有彈性特征的改性DLC涂層有望改善VAD的血液相容性[151].

鈦合金是VAD的主要材料之一.氧化鈦涂層不僅能提高心臟泵的耐磨性，而且具有與拋光鈦相似的血液相容性[152].Klein等[152]測試了等離子體電解氧化(PEO)、拋光鈦(Ti Gr 5)和未進行表面處理鈦的血液相容性，發(fā)現(xiàn)在分析的血液相容性標志物中，材料之間幾乎沒有顯著差異.BioMedFlexreg(BMF)涂層是一種硬碳薄膜涂層，具有高彎曲強度、抗輻射性和耐磨性.Mielke等[153]在VAD軸承表面涂覆了2~4 μm厚的Bio-MedFlexreg涂層，發(fā)現(xiàn)BMF涂層表面沒有出現(xiàn)涂層失效，而57%的DLC軸承出現(xiàn)了劃痕.因此，BMF涂層被Cleveland heart pumps應用作為替代的軸頸軸承材料.超晶金剛石(Ultrananocrystalline diamond)是一種極其光滑、低成本、高生物相容性、低磨損、低摩擦以及化學惰性的金剛石涂層，應用于Jarvik 2000心室輔助裝置.Jarvik Heart公司的VAD組件經(jīng)過了機械和模擬血液流體力學測試.結(jié)果表明，超晶金剛石界面具有優(yōu)秀的耐久性和抗血栓性[154].Carmat TAHs是將生物與合成物的混合膜納入TAHs的首次成功嘗試.Jansen等[134]用戊二醛處理過的牛心包在Carmat TAHs的人工心室中修飾了膈膜的血接觸面.他們發(fā)現(xiàn)血小板活化和在心包組織上的纖維蛋白和血細胞沉積與醫(yī)用肝素包覆PVC相似.

3.2 組織正常化

與其他的表面形貌相比，細長的、陣列型的納米尺度或微米尺度的表面形貌可以增強EC的附著力和功能[131,155].在高剪切應力的動態(tài)環(huán)境下，具有表面織構(gòu)的接觸面可以有效地提高EC附著的穩(wěn)定性[156].此外，具有表面織構(gòu)的血液接觸表面可以提高血液相容性，因為血液成分會保留在表面織構(gòu)之中，形成1個生物層，避免血栓栓塞事件的發(fā)生，降低長期LVADs患者血栓栓塞的風險[157].

將含有PU和二甲基乙酰胺顆粒的織構(gòu)表面作為LVAD血接觸面的一部分，表面織構(gòu)會捕獲血液成分，形成穩(wěn)定的新生內(nèi)膜層[158].Potthoff等[159]通過選擇和優(yōu)化襯底的納米幾何結(jié)構(gòu)，最大限度地提高ECs的遷移和對于流動誘導剪切力的抵抗效果.適當?shù)谋砻嫖⒂^結(jié)構(gòu)可以提高內(nèi)皮化在超高壁面剪切應力水平下的穩(wěn)定性，這種環(huán)境恰恰與由心臟泵誘導的高剪切應力流動環(huán)境類似[160].Stefopoulos等[135]設計并驗證了一種新的誘導內(nèi)皮化的策略，將表面織構(gòu)和種植EC的區(qū)域設計相結(jié)合[圖4(c)].與沒有表面織構(gòu)的對照組相比，這種策略只用了一半的時間就達到完全內(nèi)皮化.利用合理設計的模板可以在2 mm厚的PDMS上進行最初始的EC種植.

表面織構(gòu)技術(shù)作為增強內(nèi)皮化的有效方式，已被應用于商用VAD產(chǎn)品，如HeartMate I LVAD的燒結(jié)鈦紋理表面和完整的PU線狀紋理.試驗證明，HeartMate I LVAD的表面織構(gòu)能促進EC的穩(wěn)定黏附，有助于改善血液相容性[161].此外，還有一種EC快速播種的技術(shù)，將燒結(jié)Ti與EC連接起來，通過降低血小板的黏附，最大限度地降低了血栓形成的風險[162].

3.3 挑戰(zhàn)與展望

VADs涂層仍面臨許多挑戰(zhàn)，其中兩個最主要的挑戰(zhàn)分別是由心臟泵產(chǎn)生的高剪切應力所引起的涂層損傷以及涂層的耐久性和長期有效性.本節(jié)中提及的VADs抗凝涂層列于表4中.雖然抗凝藥物涂層比惰性涂層表現(xiàn)出更好的血液相容性，但對于長期或永久植入的VADs而言，TiN涂層和DLC涂層在高流速或剪切應力下更穩(wěn)定和持久.表面織構(gòu)可誘導EC層的形成，實現(xiàn)良好的血液相容性，但表面織構(gòu)的設計不當會導致嚴重血栓形成[163].誘導EC涂層在體內(nèi)的功能活性和細胞黏附的可靠性仍然是需要關注的主要問題.基于現(xiàn)有的涂層技術(shù)，DLC涂層是一種相對長期穩(wěn)定可靠的選擇，可以與適當?shù)谋砻嫖⒂^結(jié)構(gòu)設計相結(jié)合，實現(xiàn)更好的血液相容性.在未來，有機惰性涂層、梯度和多層聚合物涂層的發(fā)展有望加強聚合物涂層與鈦基基體之間的界面結(jié)合.對于內(nèi)皮化涂層，最重要的工作是增強生物材料和EC層的結(jié)合，以適應VADs的高壁面剪切應力.

表4 心室輔助裝置上的抗凝涂層Table 4 Anticoagulant coatings in VADs

4 導管

隨著全球人口老齡化和人類醫(yī)療水平的提高，對醫(yī)用導管的需求不斷增加.醫(yī)用導管主要分為介入導管和非介入導管.介入導管是可以插入體內(nèi)的細導管，為藥物輸送[164]或手術(shù)設備植入[165]創(chuàng)造通道，非介入導管是粗導管，主要用于外部血液運輸或循環(huán).當醫(yī)用導管暴露在血液中時，血漿蛋白和血小板會黏附在導管表面.之后，凝血因子會在不溶性纖維蛋白網(wǎng)絡形成之前被激活，這將導致血栓的形成[166]，血栓并發(fā)癥，甚至死亡[167].在臨床治療中，靜脈注射肝素通常用于預防血栓形成和減少凝血相關并發(fā)癥.然而，大量使用肝素會誘發(fā)出血、超敏反應、血小板增多、呼吸困難和其他不良反應[168].因此，已經(jīng)有許多研究嘗試在醫(yī)用導管的壁面上構(gòu)建涂層，以實現(xiàn)有效的抗凝，同時減少抗凝藥物的使用.

4.1 阻斷凝血路徑

通過在醫(yī)用導管表面涂覆抗凝藥物，可以有效改善導管的生物相容性，減少血栓形成，減輕術(shù)后全身炎癥反應.此外，抗凝藥物涂層可以避免抗凝藥物直接注射到血液中引起的不良后果，如出血、超敏反應、血小板減少和呼吸困難等.如圖5(a1)所示，Gao等[169]通過用海藻酸鈉/肝素復合物固定表面來修飾聚氯乙烯導管.聚氯乙烯導管表面經(jīng)濃硫酸酸化后，浸入含多氨基的聚乙烯亞胺中，用氨基進行修飾，然后用磷酸氫二鈉將海藻酸鈉和肝素直接固定在修飾表面，構(gòu)建海藻酸鈉-肝素復合涂層.海藻酸鹽-肝素復合涂層可以改善聚氯乙烯導管的親水性，增強生物相容性.涂層還可以減少血小板對表面的黏附和活化，以改善抗血栓形成性能.與體內(nèi)的無涂層導管移植物相比，表面涂有肝素的膨體聚四氟乙烯導管的閉塞性血栓明顯減少，流通性顯著改善.Bae等[171]采用等離子輝光放電法制備肝素固定化聚氨酯導管.通過將聚氨酯導管接枝羧基，并依次與聚環(huán)氧乙烷和肝素反應，得到肝素涂層導管.因此，肝素涂層導管具有很好的抗凝血性和血液相容性.

Yau等[172]研究了玉米胰蛋白酶抑制劑在導管表面構(gòu)建抗凝血涂層.玉米胰蛋白酶抑制劑能可逆地與人凝血因子FXIIa的活性位點相互作用，而不抑制其他蛋白酶.因此，玉米胰蛋白酶抑制劑可以阻斷凝血因子XII，以減輕導管在血漿系統(tǒng)中引起的凝血，從而減少血栓形成.此外，Brisbois等[173]在Elast-eon E2As聚合物中摻入了S-硝?；?乙酰青霉胺，利用浸涂法制造了可釋放NO的導管，這種導管可以在長達20天的時間內(nèi)穩(wěn)定釋放生理水平的NO.由于NO具有減少血小板黏附和活化的特性，導管可以實現(xiàn)抗凝.結(jié)果表明，與對照組相比，S-亞硝基-n-乙酰丙胺/E2As導管能顯著減少血栓和細菌的黏附.

生物惰性有機涂層因其良好的血液相容性和抗血栓性而被廣泛應用于醫(yī)用導管的抗凝.由于化學鍵的存在，生物可降解聚合物涂層可以穩(wěn)定地與導管基底結(jié)合，因此涂層可以在血液的高壓力和高剪切速率下工作.一些可生物降解的聚合物涂層可以改變導管表面的親水性和疏水性，以減少血液成分(如纖維蛋白原和血小板)的黏附.對可生物降解聚合物涂層的研究有很多，在抗血栓和抗菌性能方面顯示出巨大的潛力.如圖5(a2)所示，Smith等[170]通過用聚合磺基甜菜堿(polySB)修飾PU導管構(gòu)建了一種穩(wěn)定的聚合物涂層，此涂層可以將水分子配位到導管表面.兩性離子聚合物涂層可以減少蛋白質(zhì)和細胞對導管表面的黏附，因為兩性離子基團協(xié)調(diào)了游離水和結(jié)合水.結(jié)果表明，涂層能顯著減少血液與導管表面的相互作用，減少血栓形成和炎癥.Li等[174]通過將一種鍵合單體，N-丙烯酰甘氨酰胺(NAGA)或N-丙烯酰亞胺-碳酰二肼(NASC)與一種抗菌單體和甲基丙烯酸鋅(ZMA)共聚，構(gòu)建了一種二元共聚物水凝膠導管.由于ZMA有很強的親水性，可以抵抗纖維蛋白和血小板的黏附，因此，導管可以減少血栓的形成.

磷酰膽堿和季銨通過傳統(tǒng)的自由基共聚被用于合成可生物降解的聚合物涂層，并使用簡單的浸涂來實現(xiàn)共聚物涂層的長期穩(wěn)定性[175].由于磷酰膽堿的細胞膜仿生基團，磷酰膽堿和含陽離子的共聚物涂層具有很好的抗血栓性.此外，季銨的陽離子基團也提供了很好的殺菌性能.在另一項研究中，通過使用丙烯酰胺和丙烯酸構(gòu)建了一種保形適配的載有抗菌劑的多合一水凝膠涂層[176].通過體外血液循環(huán)試驗證實了水凝膠涂層的抗凝血性能，結(jié)果表明，該涂層可以減少血小板的吸附和活化，并且沒有溶血的風險.此外，抗血栓形成的聚-2-甲氧基乙基丙烯酸酯(PMEA)涂層已經(jīng)應用于心肺機回路.Kariya等[177]評估了用于中心靜脈端口導管系統(tǒng)的PEMA涂層的抗血栓形成性.PEMA涂層可以減少積聚，并通過沖洗促進血栓從系統(tǒng)中沖洗出來，以實現(xiàn)抗凝.

Fig.5 The anticoagulation coatings on catheters: (a1) immobilization of composite SA/HEP[169]; (a2) polySB modification of PICC surface[170]; (b) schematic of blood repellency on TLP surfaces[21]圖5 導管上的抗凝涂層：(a1)復合SA/HEP的固定化[169]；(a2) PICC表面的PolySB修飾[170]；(b) TLP表面排斥血液的示意圖[21]

Li等[178]制備了一種基于高碘酸鈉存在條件下PDA納米粒子和銀納米粒子快速形成和累積的超親水涂層.在親水化學成分和納米顆粒堆疊表面形貌的協(xié)同作用下，該涂層具有超親水性，通過排斥蛋白質(zhì)來實現(xiàn)抗凝.同時，由于銀離子的存在，涂層具有抗菌性能.此外，SLIPS涂層能有效減少血栓的形成.如圖5(b)所示，Leslie等[21]使用改進的SLIPS技術(shù)構(gòu)建了一種應用于醫(yī)用導管光滑表面的抗凝血涂層.導管的光滑表面與栓系的全氟化碳共價結(jié)合，然后涂上1層可移動的液態(tài)全氟萘烷.SLIPS涂層可應用于幾乎任何導管材料表面，有效排斥全血，減少血液成分和細菌的黏附，實現(xiàn)體內(nèi)外抗凝.在動脈血的高壓和高剪切速率下，SLIPS涂層可以保持穩(wěn)定.Wang等[179]開發(fā)了一種基于自適應液體門控膜的導管，該導管可以適應導管尺寸，減少血栓形成并定位釋放藥物.采用靜電紡絲法構(gòu)建導管的微孔聚偏氟乙烯基底，提供毛細作用力吸附門控液.由于基底親和力強，生物相容性好，液態(tài)全氟萘烷、Krytox 100、Krytox 103以及硅油500是常用的門控液.由于流體的獨特能力，SLIPS涂層可以根據(jù)壓力調(diào)整尺寸.因此，采用SLIPS涂層包覆的導管可以抵抗血液成分的黏附，減少血栓形成，并控制藥物在指定位置的釋放.

4.2 挑戰(zhàn)與展望

醫(yī)用導管與流動的血液直接接觸并長期暴露在血液的剪切作用下.因此，導管上的抗凝涂層需要在血液剪切下保持穩(wěn)定，并且不從導管表面脫落.同時，導管的原材料和涂層均應具有生物相容性，對人體無害，不釋放有毒物質(zhì).此外，由于對導管的需求量較大，抗凝導管或涂層的制備工藝應適合大規(guī)模生產(chǎn)，并應考慮大量使用過的醫(yī)用導管的回收情況.本節(jié)中導管上應用的抗凝涂層列于表5中，盡管文獻中報道的涂層具有各自良好的效果，但是這些涂層缺點的共性問題是缺乏實踐的檢驗.

表5 導管上的抗凝涂層Table 5 Anticoagulant coatings on catheters

目前，減少導管內(nèi)血栓形成和實現(xiàn)導管抗凝最廣泛使用的方法是通過共價鍵將肝素固定在導管表面，但仍有一定的局限性.表面結(jié)合的肝素不穩(wěn)定且容易浸出，由于細長管表面的剪切力，導致抗凝活性逐漸降低.大多數(shù)生物惰性涂層在抗凝效果方面略遜于肝素涂層，但具有更好的抗菌性能.SLIPS策略最有可能實現(xiàn)抗凝作用，且具有自愈功能，但使用壽命仍需要更多實踐來加以驗證和改善.通過與抗凝藥物的分子間相互作用來改變導管原材料很可能是實現(xiàn)導管高效穩(wěn)定抗凝的最佳方法.

5 展望

隨著心血管植介入器械的不斷發(fā)展，其表面的抗凝涂層研究引起了廣泛關注.現(xiàn)有研究對植介入體表面的涂層和改性技術(shù)進行了許多嘗試，然而，涂層或植介入體本身的效果或持續(xù)時間仍未能完全令人滿意，因此目前臨床中大多仍需要配合抗凝藥物使用.

抗凝涂層的選擇首先需要考察植介入體本身的應用場景，如人工心臟瓣膜、血管支架以及心室輔助裝置需要長期的不斷使用，因此其壽命和穩(wěn)定性十分重要，在設計時需要考慮其血液流場、植介入體基底和涂層堅固程度等影響；而對于短期使用的植介入體，如部分導管，則可以更多考慮其抗凝效果，盡量減少抗凝藥物的使用，同時兼顧炎癥等其他問題.

抗凝藥物涂層是目前使用最廣泛的阻斷凝血途徑的涂層之一，具有優(yōu)異的抗凝性能.肝素作為最成功的涂層之一，已廣泛用于商業(yè)植介入體，并在血管支架上取得巨大成功.然而，對于人工心臟瓣膜和心室輔助裝置，由于持續(xù)的打開、關閉和泵送，表層的肝素鏈容易在非生理流動和高剪切應力下從載體鏈上撕下.目前，新型的肝素涂層多與其他生物分子偶聯(lián)，實現(xiàn)抗凝過程中前期優(yōu)秀的抗凝效果以及結(jié)合后期的組織正?；@是多功能和高效抗凝的主要發(fā)展思路.人工機械心臟瓣膜一般選用PyC和DLC等更為耐用的惰性涂層，盡管這些涂層的抗凝效果不夠理想，但仍無法被其他抗凝涂層替代.隨著人工合成聚合物的發(fā)展，通過設計兼顧多種特性的表面性質(zhì)，有希望實現(xiàn)抗凝和耐用的平衡.另一方面，植介入體周圍組織恢復正常化的涂層理論上可以承受生理血流并防止多種并發(fā)癥，包括出血、再狹窄和閉塞的風險，因此得到了極大關注.在組織工程心臟瓣膜和血管支架上涂覆細胞外基質(zhì)，以及在機械心臟瓣膜、血管支架和心室輔助裝置上制作微結(jié)構(gòu)的無機PyC、DLC是目前正在研究加速內(nèi)皮化的常用方法.然而，內(nèi)皮化的過程較為復雜，目前臨床上尚未取得積極的結(jié)果.

目前，抗凝涂層的應用還受到多方面的制約.首先，涂層在剪切下的剝離以及基底的疲勞是實現(xiàn)長期抗凝面臨的主要問題.涂層和基底之間需要具有強大的附著力，同時基底的材料需要很好的耐用度.然而，堅固的涂層通常缺乏良好的抗凝效果.其次，必須了解材料表面形成血栓的明確機制.盡管血液和植介入體間的相互作用已經(jīng)研究了一百多年，但是復雜的血液成分，如纖維蛋白原、血小板和紅細胞等在其表面形成血栓的機制仍然未被完全揭示.第三，具有不同機械性能的植介入體的基底，如軟導管、剛性血管支架以及彈性支架等，限制了抗凝涂層的通用性.最后，植介入體上的工況，如靜態(tài)、旋轉(zhuǎn)和往復等不同運動情況，使涂層處于不同的工作條件.血液流動和剪切力不僅會導致血栓形成，還會破壞涂層.以雙葉機械瓣膜為例，真實的生理條件是脈動的，但在打開和關閉階段有時會伴隨射流.更復雜的是，該心臟瓣膜在開啟階段有正向射流，在關閉階段有外圍射流、基準射流和鉸鏈反向射流，這些都導致在設計其表面涂層時需要額外考慮.從我們的角度來看，植介入體表面的抗凝涂層尚未有通用的策略，植介入體材料和結(jié)構(gòu)設計的協(xié)同改進才能實現(xiàn)理想的抗凝涂層.