随着介入医学的发展，介入导管装置已广泛的应用于临床xx。据报道，1990年全世界用不同材料生产了7亿套导管设备。这一数字到1991年增长5-7%[1]。随着导管的广泛应用，对导管性能的要求也不断提高，现在用于制造导管的材料主要有：聚氯乙烯(PVC)、聚乙烯(PE)、聚四氟乙烯(TEFLON)、聚氨酯(PU)、硅氧烷弹性体(SR)以及新兴的生物材料水凝胶[2]。为达到所需的物理化学性能，这些材料可单独使用或复合使用。对于介入人体的导管，特别是插入血管里的导管来说，其抗凝血性，xx性和抗磨(或亲水润滑)性是非常重要的，它关系到xx的成败[3]。这些性能都会影响人体对插入导管的反应，如血栓形成、xx感染以及由插入导管而带来的机体损伤等[4]。为了解决这一问题，人们进行了大量研究[5,6]，如研制具有良好生物相容性的导管材料，对现有材料进行表面修饰等。本文将对导管材料表面特性，从抗凝血性，xx性和抗磨(或亲水润滑)性几方面进行论述。

 1 抗凝表面修饰
 1.1 导管与血栓形成
     医学导管使用时最常遇到的问题是与血栓形成相关的并发症。导管材料与血液接触导致血栓形成，其主要途径是血液的凝固系统和细胞系统(主要是血小板)发生xx。当然，也与补体系统的变化有关。此外，还与材料的种类和血液的流动情况有关[2]。例如，导管材料与血液接触会引起血液一系列的变化。最快的变化就是血浆蛋白在材料表面的吸附。依材料表面的结构和性能不同，在一分钟甚至几秒钟，在材料表面产生白蛋白和球蛋白以及各种蛋白质的竞争吸附，形成复杂的蛋白质吸附层。根据表面的性质，某些吸附的蛋白质可引发不同的凝血途径。当材料表面吸附球蛋白、纤维蛋白原时，易于使血小板粘附表面，进而导致血小板变形凝集，继发凝血形成。蛋白表面也可引起红细胞的粘附。虽然红细胞在凝血中的作用还不十分清楚，但是若红细胞发生细胞膜破裂，即出现溶血，红细胞释放的红细胞素(凝血促进因子)和二磷酸腺苷ADP(促血小板凝集物质)可引起血小板粘附、形变和凝集，进而导致凝血。此外，材料表面吸附的蛋白质，还会引起血液中内源性和外源性凝固系统的xx，经过一系列的生化反应导致血栓形成。
    总之，人体的每一个凝血因子都以无活性的形式存在于血浆或组织中，一旦导管材料与血液接触或损伤组织及血管壁，则可激发内源性和外源性凝固系统，各种凝血因子被活化，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，一个因子既受上一个因子xx，又可xx相应的下一个因子。再加上有的凝血因子有加速凝血反应的作用，因此，有的文献用“瀑布”一词来描述导管材料与血液接触引起的凝血过程。
    有许多方法可减少血栓形成，导管本身可以通过选择材料,设计几何形状来减少血栓形成。临床医生良好的技术和细心的操作可减少导管插入时对血管壁的损害。但尽管如此，血栓仍经常产生另一个有效的方法就是对材料进行表面修饰，通过改善材料的表面性能提高抗凝血性，减少血栓形成[3]。

2 xx表面修饰
     随着新的诊断技术和xx方法的发展，导管的应用日益广泛，然而并发症，特别是由于xx吸附而引发的感染经常限制了导管的使用。这是一个最困难也是最普遍的问题，特别是对于那些穿过或损坏了自然抵挡微生物入侵的上皮防御组织的导管，这一问题就更加严重。为减少xx迁移导致的感染，重点在于选择导管材料和用xx剂对材料表面进行修饰，以及对导管入口和出口处进行处理。与血液接触的生物材料可引发静脉炎或动脉炎。研究人员和制造商都在寻找可以减小或最小化这些潜在问题的方法，在为这一目标选定材料时发现SR比PE和PVC的生物相容性好，适合于制造长期插入型导管。

2.1 微生物在生物材料上的粘附
     微生物在导管上的迁移是从表皮开口处的感染开始的，导管表面的xx在形成的生物膜下繁殖而且成为不断感染的根源。生物膜可以保护微生物不受xx药的影响[12]，这样xx不断沿导管向下迁移，进入血液就会导致败血症的发生。xx附着在导管表面并形成生物保护膜的现象并不是导管所独有，这种现象在自然界中广泛存在。
    通过电镜扫描对动脉和静脉导管的表面进行观察，所研究的36种动脉导管都产生生物保护膜。特别引起注意的是仅使用{yt}的动脉导管有6/7的导管的表面出现xx繁殖。无论对表皮的进口进行典型的xx剂处理还是给病人吃xx药，xx迁移繁殖都会发生。对于被检查的68个静脉管，有81%形成了生物保护膜，所有表面都有xx繁殖，90%的微生物源于xxxx。

2.2 xx表面修饰的方法
    导管材料表面的性能，特别是光滑性、表面电荷和疏水性对导管引发的生物体反应有很大的影响。表面具有负电荷在很多方面都非常有益。首先，血管内环境是负电的，因此具有相似性能的导管表面就会减少血小板的粘附反应。第二，多数xx都不会吸附在带负电荷的表面，这样就可以减少感染的发生。实验证明xx的吸附随接触角的减小和表面张力的提高而减少。增加材料表面负电荷提高亲水性可降低表面吸附xx。 有研究使用氯化-三-十二烷基铵盐(TDMAC)来修饰硅氧烷弹性体。 TDMAC是季铵盐，其特点是带有强正电和三个疏水性侧基。它的引入可以大幅度减少xx在材料表面的吸附[14]。另一种表面处理的方法是在材料表面连接xx素。研究表明用TDMAC处理导管材料表面，可以提高xx剂与表面的结合力。如将青霉素经TDMAC连在PE或SR上，虽然有95%的青霉素在与血液接触24小时后将被血浆溶解，但连在材料表面上的青霉素确实具有xx和抑制xx生长的作用，而且实验表明，应用这种方法在动脉导管比在静脉导管上更有效[15]。在导管材料中引入xxx，使它可以长时间缓慢释放，不断改善导管周围的生物环境而不影响周边组织。这一措施通常伴有用xx溶液对皮肤出口处进行处理。此方法也可用于制造xx套口，其xx作用是通过胶原蛋白的生物降解和xx银离子释放来实现的[16]。 在导管表面进行氧化银修饰。现研究出一种新的方法通过溅射镀膜可在玻璃或塑料制品的表面形成一层铜-银修饰涂层[17]。日本{zx1}研制出一种含有银的抗感染润滑剂，涂于材料表面可提高xx性能[18]。

 3 抗磨（或亲水润滑）表面修饰
     在制造导管时，形成润滑性能很好的表面是一个非常重要的方面。在湿润环境中变得润滑的表面，可以减少器官与导管之间界面的损伤，减轻病人的痛苦。这种表面可以减少血小板聚集和血纤维蛋白吸附。同时也可以减少xx对材料表面的吸附[19]。这种表面润滑性由于材料表面含有大量起润滑作用的水而给人一种类似“鱼皮”的感觉，。实际上，水是自然界里{zh0}的润滑剂，具有减小摩擦和减小吸附的作用。因此对材料表面进行亲水性润滑修饰，可大大提高生物材料的生物相容性。以下将介绍几种抗磨(或亲水润滑)表面修饰的方法。

3.1 水凝胶修饰表面
     水凝胶是一种专为生物学使用的聚合物，具有交联的三维结构和强吸水性。这使它们具有独特的物理性能。这种聚合物可在它们的网架结构中吸水达干重的90%，而聚合物不溶解，因此可使导管软化，在进入血管时减少对血管内部的损伤。但水凝胶{zd0}的缺点就是机械性能和耐久性较差，所以主要有两种使用方法。一种是将水凝胶键合在其它材料表面，使这种复合材料具有基体材料的强度和水凝胶的表面特性。实验表明在导管表面键合水凝胶PVP(聚乙烯基吡咯烷酮)，导管进入兔子血管3小时后，表面没有血栓形成，血管内壁也没有损伤[20]。另一种增强水凝胶的方法是使它与含有亲水基团的单体共聚合，形成一种新型材料，使其既具有一定强度又保持了水凝胶的特点[21]。
3.1.1 聚氧化乙烯(PEO)修饰
     聚氧化乙烯是极好的亲水性聚合物，它可使器械表面在湿态下摩擦系数很低，而干态下与一般物质无异。该聚合物加工成的涂层已被医疗界所接受。美国联合碳化公司、美国海军海底中心研究表明：分子量从十万到一千万的聚氧化乙烯口服毒性极低，不宜被胃肠系统吸收。此外，在材料表面固化PEO，因它的亲水性能、链段灵活性、缺乏离子电荷，可提高抗蛋白吸附的性能。PEO在材料表面有多种固化方法，如共价键接枝,嵌段共聚PEO于基材中，在表面直接吸附做为润滑剂。聚氧化乙烯可溶于有机溶剂，如二甲基甲酰胺，四氢呋喃等，由于溶液粘度易于调整，因此可用浸渍法或喷涂法涂复医疗器械表面。若器械基质材料是乳胶、聚氨酯或非亲水性聚丙烯酸等物质，则用酸处理，可提高涂层和基质材料的粘合性。新近研究出一种技术(溶解法)可将PEO或其他吸水性聚合物引入生物材料表面[22]。由于该技术在应用时只受基体(BP)在吸水性聚合物(WSP)溶剂中溶解性的影响，因此可得到广泛应用。另据报道，聚氧化乙烯可根据使用目的改性。含不饱和端基的聚氧化乙烯可瞬间xx，并能满足医用力学性能要求[13]。用这种聚合物制得的涂层在水中是润滑的，但其它条件下吸水能力很差。另外，氧化乙烯和氧化丙烯的嵌段共聚物涂层可改善移动性能，减少组织粘合。目前，PEO材料已商品化，被人们广泛使用。
 3.1.2 PVP(聚乙烯基吡咯烷酮)修饰
    使用PVP做为生物材料涂层可提高材料与血液接触性能，可减少蛋白吸附和xx感染[23]。 有专利使用异氰酸酯、多元醇、PVP的混合物形成有弹性的润滑的有机表面，特别适用于进入人体的医疗设备的表面涂层。当遇水或液体时，这种涂层有显著的减小摩擦的作用[24]。此前PU的形成与PVP络合是分两步进行的，这种复杂的方法无法控制最终材料表面涂层的性质。本方法与二步法相比有如下优点：1)可大幅度提高性能如润滑性、耐久性与不同表面的粘结性。2)异氰酸酯、多元醇以及PVP的重量化可以在制备溶液时准确调节，从而得到满足各种需要的涂层。此外，在这个涂层中PVP被PU网络缠绕，均匀分布于整个涂层，PVP与PU之间的网络会减少PVP从涂层上溶解于水或其它溶液里。当涂层与水接触时，可吸收大量水后膨胀形成亲水凝胶。这种胶层稳定了水分子，而且在几周内都不会溶解掉。有这种涂层的表面变得十分光滑，当两个表面相对运动时，它们之间由于形成水化层而减小磨擦，这种涂层的润滑作用可重复使用，且涂层长期暴露于水中不会损失过多的重量。此涂层是十分均匀的，因此只需改变固体含量就可改变涂层厚度。 此外另一篇专利，使用同样方法，用PU网络与PEO结合使用，经一步法形成亲水性的润滑涂层[25]。

3.2 接枝聚合修饰
     通过接枝的方法对材料表面进行修饰的方法很多，如：辉光放电法、电晕放电法、高能和紫外线辐射法。当疏水性表面接枝上水溶性单体后就会具有{yj}的亲水性和润滑性，例如，使用光聚合，在乙烯-乙烯基乙酸纤维素共聚物和PVC基材表面接枝N,N-二甲基丙烯酰胺单体。方法是先对基材进行紫外光预照射，随后在核黄素参加的情况下进行光聚合，从而得到接枝聚合物表面。

3.3 双层修饰硅导管
     这种涂层包括两层，{dy}层是由聚硅氧烷形成三维网状结构的聚合物层，这一层与聚合物基材表面相连，第二层是由硅油构成的润滑层，它键合在{dy}层上，这样得到耐久的润滑表面，使导管在通过曲折的血管结合部后导管的润滑性不会降低。

4 结论
     在过去的二、三十年里，人们为得到一种理想的导管材料表面而进行了多方面的努力。这种表面除了不要太昂贵外，应具有减少组织炎症发生，血栓形成和xx吸附的性能。用蛋白和抗凝血剂对材料表面进行修饰的努力受到临床应用的限制，而使用含有亲水性物质的复合材料，在抗凝血，xx和抗磨(或亲水润滑)方面具有光辉的前景，在今后的工作中应努力提高其与基材的结合能力，提高耐久性。

 5 参考文献
      [1] IMS V.S. ，SRI Health Industry Hand book,Feb.1990,
      [2] 吴金坤.化工新型材料.1996,(7):1
      [3] 林思聪.高分子通报.1997,(3):1
      [4] 罗祥林，谭鸿，黄嘉，王斌.功能高分子学报.1998(2):266
      [5] Yuichi Murma, Fernando Vinuela, Yoshiaki Suzuki etal. Neurosurgery.
      1997, (6):233
      [6] 韦雨春,袁惠根,潘祖仁.高分子通报.1994,(2):125
      [7] Wilkins,E.and Radford, W. Bioseasors Bioelectron,5,167,1990
      [8] Nagaoka,Shouji,,Hyomen Gijutsu,46(10),916-19,1995
      [9] Grainger DW ,Kim SW : J Biomed Mater Res 22:231-249,1988
      [10] USP 5, 132, 108
      [11] Nygren, H. And Scenbery, M., Biophys. Chem. 1990, 38, 67-75
      [12] Vroman L. And Adams ,A.L., J. Colloid Interface Sci. 1986, 3, 391-402
      [13] Fabrizius-Homan, D.J.and Cooper, S.L., J. Biomed. Mater. Res. , 1991,
      25, 953-971
      [14] Munro MS, Quattrane AJ, Ellsworth SR, etal : Trans. Am. Soc Artif
      Intern Organs 27: 499-503 , 1990
      [15] Trans, Am, Soc. Artif. Intern. Organs. 36: M307-M310 1990
      [16] J.H. Elam,Ch.Karlsson and H.Nygren, Biomaterials, 1993, vol.14,
      233-237.
      [17] Passerini, L.,Lam, K.,Costerton,J.W., and King, E.G., Crit Care Med.,
      20, 665,1992.
      [18] ollock, C.A.Ibels, L.S., Caterson, R.J., Mahony,J.F., Waugh,D.A.,
      andCocksedge,B., Medicine, 68, 293, 1989
      [19] Rodriguez,J.L.,Trooskin,S.Z.,Greco,R.S.,Herbstman,R.A.,Donetz,A.P.and
      Harvey,R.A., Curr.Surg,43,423,1986
      [20] Kamal,G.D.,Pfaller,M.A.,Rempe,L.E.,and Jebson,P.J.R.,
      JAMM,265,2346,1991
      [21] USP 4676782
      [22] Robert J.C.Mclean, Can.J.Microbiol.Vol.39,895,1993
      [23] JP 97 25 227
      [24] Reid,G.,Lam,D.,Policova,Z.,Neumarm,A.W.,
      J.Mater.Sci.,Med.4(1):17-221993
      [25] Nagaoka,S.and Akashi,R., Biomaterials,11,419,1990
      [26] WO 96 23 600
      [27] Neil,P.Desai and Jeffrey A., Biomaterials,12,144-153,1991
      [28] Francois,P.,Vaudaux,P.,Nurdin,N., Biomaterials,17(7),667-78,1996
      [29] EP 0 483 941
      [30] EP 0 454 293