第八章 医用高分子材料 1. 概述 1.1 医用高分子的概念及其发展简史生命科学是21世纪备受关注的新型学科。而与 人类健康休戚相关的医学在生命科学中占有相当重 要的地位。医用材料是生物医学的分支之一，是由 生物、医学、化学和材料等学科交叉形成的边缘学 科。而医用高分子材料则是生物医用材料中的重要 组成部分，主要用于人工器官、外科修复、理疗康 复、诊断检查、患疾治疗等医疗领域。众所周知，生物体是有机高分子存在的最基本 形式，有机高分子是生命的基础。动物体与植物体 组成中最重要的物质——蛋白质、肌肉、纤维素、 淀粉、生物酶和果胶等都是高分子化合物。因此， 可以说，生物界是天然高分子的巨大产地。高分子 化合物在生物界的普遍存在，决定了它们在医学领 域中的特殊地位。在各种材料中，高分子材料的分 子结构、化学组成和理化性质与生物体组织最为接 近，因此最有可能用作医用材料。医用高分子材料发展的动力来自医学领域的客 观需求。当人体器官或组织因疾病或外伤受到损坏 时，需要器官移植。然而，只有在很少的情况下， 人体自身的器官（如少量皮肤）可以满足需要。采 用同种异体移植或异种移植，往往具有排异反应， 严重时导致移植失败。
在此情况下，人们自然设想 利用其他材料修复或替代受损器官或组织。早在公元前3500年，埃及人就用棉花纤维、马 鬃缝合伤口。墨西哥印地安人用木片修补受伤的颅 骨。公元前500年的中国和埃及墓葬中发现假牙、 假鼻、假耳。进入20世纪，高分子科学迅速发展， 新的合成高分子材料不断出现，为医学领域提供了 更多的选择余地。1936年发明了有机玻璃后，很快 就用于制作假牙和补牙，至今仍在使用。1943年， 赛璐珞薄膜开始用于血液透析。1949年，美国首先发表了医用高分子的展望性 论文。在文章中，第一次介绍了利用PMMA作为人的 头盖骨、关节和股骨，利用聚酰胺纤维作为手术缝 合线的临床应用情况。50年代，有机硅聚合物被用 于医学领域，使人工器官的应用范围大大扩大，包 括器官替代和整容等许多方面。此后，一大批人工器官在50年代试用于临床。 如人工尿道（1950年）、人工血管（1951年）、 人工食道（1951年）、人工心脏瓣膜（1952年）、 人工心肺（1953年）、人工关节（1954年）、人工 肝（1958年）等。进入60年代，医用高分子材料开始进入一个崭 新的发展时期。60年代以前，医用高分子材料的选用主要是根 据特定需求，从已有的材料中筛选出合适的加以应 用。
由于这些材料不是专门为生物医学目的设计和 合成的，在应用中发现了许多问题，如凝血问题、 炎症反应、组织病变问题、补体激活与免疫反应问 题等。人们由此意识到必须针对医学应用的特殊需 要，设计合成专用的医用高分子材料。美国国立心肺研究所在这方面做了开创性的工 作，他们发展了血液相容性高分子材料，以用于与 血液接触的人工器官制造，如人工心脏等。从70年 代始，高分子科学家和医学家积极开展合作研究， 使医用高分子材料快速发展起来。至80年代以来， 发达国家的医用高分子材料产业化速度加快，基本 形成了一个崭新的生物材料产业。医用高分于作为一门边缘学科，融和了高分子 化学、高分子物理、生物化学、合成材料工艺学、 病理学、药理学、解剖学和临床医学等多方面的知 识，还涉及许多工程学问题，如各种医疗器械的设 计、制造等。上述学科的相互交融、相互渗透，促 使医用高分子材料的品种越来越丰富，性能越来越 完善，功能越来越齐全。高分子材料虽然不是万能的，不可能指望它解 决一切医学问题，但通过分子设计的途径，合成出 具有生物医学功能的理想医用高分子材料的前景是 十分广阔的。有人预计，在21世纪，医用高分子将 进入一个全新的时代。
除了大脑之外，人体的所有 部位和脏器都可用高分子材料来取代。仿生人也将 比想象中更快地来到世上。目前用高分子材料制成的人工器官中，比较成 功的有人工血管、人工食道、人工尿道、人工心脏 瓣膜、人工关节、人工骨、整形材料等。巳取得重 大研究成果，但还需不断完善的有人工肾、人工心 脏、人工肺、人工胰脏、人工眼球、人造血液等。 另有一些功能较为复杂的器官，如人工肝脏、人工 胃、人工子宫等。则正处于大力研究开发之中。从应用情况看，人工器官的功能开始从部分取 代向完全取代发展，从短时间应用向长时期应用发 展，从大型向小型化发展，从体外应用向体内植入 发展、人工器官的种类从与生命密切相关的部位向 人工感觉器官、人工肢体发展。医用高分子材料研发过程中遇到的一个巨大难 题是材料的抗血栓问题。当材料用于人工器官植入 体内时，必然要与血液接触。由于人体的自然保护 性反应将产生排异现象，其中之一即为在材料与肌 体接触表面产生凝血，即血栓，结果将造成手术失 败，严重的还会引起生命危险。对高分子材料的抗 血栓性研制是医用高分子研究中的关键问题，至今 尚未完全突破。将是今后医用高分子材料研究中的 首要问题。 1.2 医用高分子的分类医用高分子是一门较年轻的学科，发展历史不 长，因此医用高分子的定义至今尚不十分明确。
另 外，由于医用高分子是由多学科参与的交叉学科， 根据不同学科领域的习惯出现了不同的分类方式。目前医用高分子材料随来源、应用目的等可以 分为多种类型。各种医用高分子材料的名称也很不 统一。日本医用高分子专家樱井靖久将医用高分子分 成如下的五大类： （1）与生物体组织不直接接触的材料这类材料用于制造虽在医疗卫生部门使用，但 不直接与生物体组织接触的医疗器械和用品。如药 剂容器、血浆袋、输血输液用具、注射器、化验室 用品、手术室用品等。 （2）与皮肤、粘膜接触的材料用这类材料制造的医疗器械和用品，需与人体 肌肤与粘膜接触，但不与人体内部组织、血液、体 液接触，因此要求无毒、无刺激，有一定的机械强 度。用这类材料制造的物品如手术用手套、麻醉用 品（吸氧管、口罩、气管插管等）、诊疗用品（洗 眼用具、耳镜、压舌片、灌肠用具、肠、胃、食道 窥镜导管和探头、腔门镜、导尿管等）、绷带、橡 皮膏等。人体整容修复材料，例如假肢、假耳、假 眼、假鼻等，也都可归入这一类中。 （3）与人体组织短期接触的材料这类材料大多用来制造在手术中暂时使用或暂 时替代病变器官的人工脏器，如人造血管、人工心 脏、人工肺、人工肾脏渗析膜、人造皮肤等。
这类 材料在使用中需与肌体组织或血液接触，故一般要 求有较好的生物体适应性和抗血栓性。 （4）长期植入体内的材料用这类材料制造的人工脏器或医疗器具，一经 植入人体内，将伴随人的终生，不再取出。因此要 求有非常优异的生物体适应性和抗血栓性，并有较 高的机械强度和稳定的化学、物理性质。用这类材 料制备的人工脏器包括：脑积水症髓液引流管、人 造血管、人工瓣膜、人工气管、人工尿道、人工骨 骼、人工关节、手术缝合线、组织粘合剂等。 （5）药用高分子这类高分子包括大分子化药物和药物高分子。 前者是指将传统的小分子药物大分子化，如聚青霉 素；后者则指本身就有药理功能的高分子，如阴离 子聚合物型的干扰素诱发剂。除此之外，还有以下一些常用的分类方法。 （1）按材料的来源分类1）天然医用高分子材料如胶原、明胶、丝蛋白、角质蛋白、纤维素、 多糖、甲壳素及其衍生物等。2）人工合成医用高分子材料如聚氨酯、硅橡胶、聚酯等。3）天然生物组织与器官① 取自患者自体的组织，例如采用自身隐静脉作为冠状动脉搭桥术的血管替代物；② 取自其他人的同种异体组织，例如利用他 人角膜治疗患者的角膜疾病；③ 来自其他动物的异种同类组织，例如采用 猪的心脏瓣膜代替人的心脏瓣膜，治疗心脏病等。
（2）按材料与活体组织的相互作用关系分类1）生物惰性高分子材料在体内不降解、不变性、不会引起长期组织反 应的高分子材料，适合长期植入体内。2）生物活性高分子材料指植入生物体内能与周围组织发生相互作用， 促进肌体组织、细胞等生长的材料。3）生物吸收高分子材料这类材料又称生物降解高分子材料。这类材 料在体内逐渐降解，其降解产物能被肌体吸收代 谢，获通过排泄系统排出体外，对人体健康没有 影响。如用聚乳酸制成的体内手术缝合线、体内 粘合剂等。 （3）按生物医学用途分类1）硬组织相容性高分子材料如骨科、齿科用高分子材料；2）软组织相容性高分子材料3）血液相容性高分子材料4）高分子药物和药物控释高分子材料 （4）按与肌体组织接触的关系分类1) 长期植入材料如人工血管、人工关节、人工晶状体等。2) 短期植入（接触）材料如透析器、心肺机管路和器件等。3) 体内体外连通使用的材料如心脏起搏器的导线、各种插管等。4) 与体表接触材料及一次性医疗用品材料目前在实际应用中，更实用的是仅将医用高分 子分为两大类，一类是直接用于治疗人体某一病变 组织、替代人体某一部位或某一脏器、修补人体某 一缺陷的材料。如用作人工管道（血管、食道、肠 道、尿道等）、人造玻璃体（眼球）、人工脏器 （心脏、肾脏、肺、胰脏等）、人造皮肤、人造血 管，手术缝合用线、组织粘合剂、整容材料（假 耳、假眼、假鼻、假肢等）的材料。
另一类则是用来制造医疗器械、用品的材料， 如注射器、手术钳、血浆袋等。这类材料用来为医 疗事业服务，但本身并不具备治疗疾病、替代人体 器官的功能，因此不属功能高分子的范畴。国内通常将高分子药物单独列为一类功能性高 分子，故不在医用高分子范围内讨论。本章讨论直接用于治疗人体病变组织，替代人 体病变器官、修补人体缺陷的高分子材料。 1.3 对医用高分子材料的基本要求医用高分子材料是一类特殊用途的材料。它们 在使用过程中，常需与生物肌体、血液、体液等接 触，有些还须长期植入体内。由于医用高分子与人 们的健康密切相关，因此对进入临床使用阶段的医 用高分子材料具有严格的要求，要求有十分优良的 特性。归纳起来，一个具备了以下七个方面性能的 材料，可以考虑用作医用材料。 （1）化学隋性，不会因与体液接触而发生反应人体环境对高分子材料主要有以下一些影响：1)体液引起聚合物的降解、交联和相变化；2)体内的自由基引起材料的氧化降解反应；3)生物酶引起的聚合物分解反应；4)在体液作用下材料中添加剂的溶出；5)血液、体液中的类脂质、类固醇及脂肪等物 质渗入高分子材料，使材料增塑，强度下降。但对医用高分子来说，在某些情况下，“老化” 并不一定都是贬意的，有时甚至还有积极的意义。
如作为医用粘合剂用于组织粘合，或作为医用手术 缝合线时，在发挥了相应的效用后，反倒不希望它 们有太好的化学稳定性，而是希望它们尽快地被组 织所分解、吸收或迅速排出体外。在这种情况下， 对材料的附加要求是：在分解过程中，不应产生对 人体有害的副产物。 （2）对人体组织不会引起炎症或异物反应有些高分子材料本身对人体有害，不能用作医 用材料。而有些高分子材料本身对人体组织并无不 良影响，但在合成、加工过程中不可避免地会残留 一些单体，或使用一些添加剂。当材料植入人体以 后，这些单体和添加剂会慢慢从内部迁移到表面， 从而对周围组织发生作用，引起炎症或组织畸变， 严重的可引起全身性反应。 （3）不会致癌根据现代医学理论认为，人体致癌的原因是由 于正常细胞发生了变异。当这些变异细胞以极其迅 速的速度增长并扩散时，就形成了癌。而引起细胞 变异的因素是多方面的，有化学因素、物理因素， 也有病毒引起的原因。当医用高分子材料植入人体后，高分子材料本 身的性质，如化学组成、交联度、相对分子质量及 其分布、分子链构象、聚集态结构、高分子材料中 所含的杂质、残留单体、添加剂都可能与致癌因素 有关。但研究表明，在排除了小分子渗出物的影响 之外，与其他材料相比，高分子材料本身并没有比 其他材料更多的致癌可能性。
（4）具有良好的血液相容性当高分子材料用于人工脏器植入人体后，必然 要长时间与体内的血液接触。因此，医用高分子对 血液的相容性是所有性能中最重要的。高分子材料的血液相容性问题是一个十分活跃 的研究课题，但至今尚未制得一种能完全抗血栓的 高分子材料。这一问题的彻底解决，还有待于各国 科学家的共同努力。 （5）长期植入体内不会减小机械强度许多人工脏器一旦植入体内，将长期存留，有 些甚至伴随人们的一生。因此，要求植入体内的高 分子材料在极其复杂的人体环境中，不会很快失去 原有的机械强度。事实上，在长期的使用过程中，高分子材料受 到各种因素的影响，其性能不可能永远保持不变。 我们仅希望变化尽可能少一些，或者说寿命尽可能 长一些。一般来说，化学稳定性好的，不含易降解基团 的高分子材料，机械稳定也比较好。如聚酰胺的酰 胺基团在酸性和碱性条件下都易降解，因此，用作 人体各部件时，均会在短期内损失其机械强度，故 一般不适宜选作植入材料。而聚四氟乙烯的化学稳 定性较好，其在生物体内的稳定性也较好。表9—1 是一些高分子以纤维形式植入狗的动脉后其机械强 度的损失情况。 （6）能经受必要的清洁消毒措施而不产生变性高分子材料在植入体内之前，都要经过严格的 灭菌消毒。
目前灭菌处理一般有三种方法：蒸汽灭 菌、化学灭菌、γ射线灭菌。国内大多采用前两种 方法。因此在选择材料时，要考虑能否耐受得了。 （7）易于加工成需要的复杂形状人工脏器往往具有很复杂的形状，因此，用于 人工脏器的高分子材料应具有优良的成型性能。否 则，即使各项性能都满足医用高分子的要求，却无 法加工成所需的形状，则仍然是无法应用的。此外还要防止在医用高分子材料生产、加工工 程中引入对人体有害的物质。应严格控制原料的纯 度。加工助剂必须符合医用标准。生产环境应当具 有适宜的洁净级别，符合国家有关标准。与其他高分子材料相比，对医用高分子材料的 要求是非常严格的。对于不同用途的医用高分子材 料，往往又有一些具体要求。在医用高分子材料进 入临床应用之前，都必须对材料本身的物理化学性 能、机械性能以及材料与生物体及人体的相互适应 性进行全面评价，然后经国家管理部门批准才能进 入临床使用。 2. 高分子材料的生物相容性生物相容性是指植入生物体内的材料与肌体之 间的适应性。对生物体来说，植入的材料不管其结 构、性质如何，都是外来异物。出于本能的自我保 护，一般都会出现排斥现象。这种排斥反应的严重 程度，决定了材料的生物相容性。
因此提高应用高 分子材料与肌体的生物相容性，是材料和医学科学 家们必须面对的课题。由于不同的高分子材料在医学中的应用目的不 同，生物相容性又可分为组织相容性和血液相容性 两种。组织相容性是指材料与人体组织，如骨骼、 牙齿、内部器官、肌肉、肌腱、皮肤等的相互适应 性，而血液相容性则是指材料与血液接触是不是会 引起凝血、溶血等不良反应。 2.1 高分子材料的组织相容性 2.1.1 高分子材料植入对组织反应的影响高分子材料植入人体后，对组织反应的影响因 素包括材料本身的结构和性质（如微相结构、亲水 性、疏水性、电荷等）、材料中可渗出的化学成分 （如残留单体、杂质、低聚物、添加剂等）、降解 或代谢产物等。此外，植入材料的几何形状也可能 引起组织反应。 （1）材料中渗出的化学成分对生物反应的影响材料中逐渐渗出的各种化学成分（如添加剂、 杂质、单体、低聚物以及降解产物等）会导致不同 类型的组织反应，例如炎症反应。组织反应的严重 程度与渗出物的毒性、浓度、总量、渗出速率和持 续期限等密切相关。一般而言，渗出物毒性越大、 渗出量越多，则引起的炎症反应越强。例如，聚氨酯和聚氯乙烯中可能存在的残余单 体有较强的毒性，渗出后会引起人体严重的炎症反 应。
而硅橡胶、聚丙烯、聚四氟乙烯等高分子的毒 性渗出物通常较少，植入人体后表现的炎症反应较 轻。如果渗出物的持续渗出时间较长，则可能发展 成慢性炎症反应。如某些被人体分解吸收较慢的生 物吸收性高分子材料容易引起慢性无菌性炎症。 （2）高分子材料的生物降解对生物反应的影响高分子材料生物降解对人体组织反应的影响取 决于降解速度、产物的毒性、降解的持续期限等因 素。降解速度慢而降解产物毒性小，一般不会引起 明显的组织反应。但若降解速度快而降解产物毒性 大，可能导致严重的急性或慢性炎症反应。如有报 道采用聚酯材料作为人工喉管修补材料出现慢性炎 症的情况。 （3）材料物理形态等因素对组织反应的影响高分子材料的物理形态如大小、形状、孔度、 表面平滑度等因素也会影响组织反应。另外，试验 动物的种属差异、材料植入生物体的位置等生物学 因素以及植入技术等人为因素也是不容忽视的。一般来说，植入体内材料的体积越大、表面越 平滑，造成的组织反应越严重。植入材料与生物组 织之间的相对运动，也会引发较严重的组织反应。曾对不同形状的材料植入小白鼠体内出现肿瘤 的情况进行过统计，发现当植入材料为大体积薄片 时，出现肿瘤的可能性比在薄片上穿大孔时高出一 倍左右。
而海绵状、纤维状和粉末状材料几乎不会 引起肿瘤（见表9—2）。原因可能是由于材料的植入使周围的细胞代谢 受到障碍，营养和氧的供应不充分以及长期受到异 物刺激而使细胞异常分化、产生变异所致。而当植 入材料为海绵状、纤维状和粉末状时，组织细胞可 围绕材料生长，因此不会由于营养和氧的不足而变 异，因此致癌危险性较小。 2.1.2 高分子材料在体内的表面钙化观察发现，高分子材料在植入人体内后，再经 过一段时间的试用后，会出现钙化合物在材料表面 沉积的现象，即钙化现象。钙化现象往往是导致高 分子材料在人体内应用失效的原因之一。试验结果 证明，钙化现象不仅是胶原生物材料的特征，一些 高分子水溶胶，如聚甲基丙烯酸羟乙酯在大鼠、仓 鼠、荷兰猪的皮下也发现有钙化现象。用等离子体发射光谱法分析钙化沉积层的元素 组成，发现钙化层中以钙、磷两种元素为主，钙磷 比为1.61～1.69，平均值1.66，与羟基磷灰石中的 钙磷比1.67几乎相同，此外还含有少量的锌和镁。 这表明，钙化现象是高分子材料植入动物体内后， 对肌体组织造成刺激，促使肌体的新陈代谢加速的 结果。影响高分子材料表面钙化的因素很多，包括生 物因素（如物种、年龄、激素水平、血清磷酸盐水 平、脂质、蛋白质吸附、局部血流动力学、凝血 等）和材料因素（亲水性、疏水性、表面缺陷） 等。
一般而言，材料植入时，被植个体越年青，材 料表面越可能发生钙化。多孔材料的钙化情况比无 孔材料要严重。 2.1.3 高分子材料的致癌性虽然目前尚无足够的证据说明高分子材料的植 入会引起人体内的癌症。但是，许多试验动物研究 表明，当高分子材料植入鼠体内时，只要植入的材 料是固体材料而且面积大于1cm2，无论材料的种类 （高分子、金属或陶瓷）、形状（膜、片状或板 状）以及材料本身是否具有化学致癌性，均有可能 导致癌症的发生。这种现象称为固体致癌性或异物 致癌性。根据癌症的发生率和潜伏期，高分子材料对大 鼠的致癌性可分为三类。①能释放出小分子致癌物的高分子材料，具有 高发生率，潜伏期短的特征。②本身具有癌症原性的高分子材料，发生率较 高，潜伏期不定；③只是作为简单异物的高分子材料，发生率较 低，潜伏期长。显然只有第三类高分子材料才有可 能进行临床应用。研究发现，异物致癌性与慢性炎症反应、纤维 化特别是纤维包膜厚度密切相关。例如当在大鼠体 内植入高分子材料后，如果前3～12 个月内形成的 纤维包膜厚度大于0.2 mm，经过一定的潜伏期后通 常会出现癌症。而低于此值，癌症很少发生。因此 0.2 mm可能是诱发鼠体癌症的临界纤维包膜厚度。
2.2 高分子材料的血液相容性 2.2.1 高分子材料的凝血作用 （1）血栓的形成通常，当人体的表皮受到损伤时，流出的血液 会自动凝固，称为血栓。实际上，血液在受到下列 因素影响时，都可能发生血栓：① 血管壁特性与 状态发生变化；② 血液的性质发生变化；③ 血液 的流动状态发生变化。根据现代医学的观点，对血液的循环，人体内 存在两个对立系统，即促使血小板生成和血液凝固 的凝血系统和由肝素、抗凝血酶以及促使纤维蛋白 凝胶降解的溶纤酶等组成的抗凝血系统。当材料植 入体内与血液接触时，血液的流动状态和血管壁状 态都将发生变化，凝血系统开始发挥作用，从而发 生血栓。血栓的形成机理是十分复杂的。一般认为，异 物与血液接触时，首先将吸附血浆内蛋白质，然后 粘附血小板，继而血小板崩坏，放出血小板因子， 在异物表面凝血，产生血栓。此外，红血球粘附引 起溶血；凝血致活酶的活化，也都是形成血栓的原 因。（见图9—1) 图9—1 血栓形成过程示意图 （2）影响血小板在材料表面粘附的因素 1) 血小板的粘附与材料表面能有关实验发现，血小板难粘附于表面能较低的有机 硅聚合物，而易粘附于尼龙、玻璃等高能表面上。
此外，在聚甲基丙烯酸－β－羟乙酯、接枝聚乙烯 醇、主链和侧链中含有聚乙二醇结构的亲水性材料 表面上，血小板的粘附量都比较少。这可能是由于 容易被水介质润湿而具有较小的表面能。因此，有 理由认为，低表面能材料具有较好的抗血栓性。也有观点认为，血小板的粘附与两相界面自由 能有更为直接的关系。界面自由能越小，材料表面 越不活泼，则与血液接触时，与血液中各成分的相 互作用力也越小，故造成血栓的可能性就较小。大 量实验事实表明，除聚四氟乙烯外，临界表面张力 小的材料，血小板都不易粘附（见表9—3）。 2) 血小板的粘附与材料的含水率有关有些高分子材料与水接触后能形成高含水状态 （20％～90％以上）的水凝胶。在水凝胶中，由于 含水量增加而使高分子的实质部分减少，因此，植 入人体后，与血液的接触机会也减少，相应的血小 板粘附数减少。实验表明，丙烯酰胺、甲基丙烯酸 －β－羟乙酯和带有聚乙二醇侧基的甲基丙烯酸酯 与其他单体共聚或接枝共聚的水凝胶，都具有较好 的抗血栓性。一般认为，水凝胶与血液的相容性，与其交联 密度、亲水性基团数量等因素有关。含亲水基团太 多的聚合物，往往抗血栓性反而不好。因为水凝胶 表面不仅对血小板粘附能力小，而且对蛋白质和其 他细胞的吸附能力均较弱。
在流动的血液中，聚合 物的亲水基团会不断地由于被吸附的成分被“冲走” 而重新暴露出来，形成永不惰化的活性表面，使血 液中血小板不断受到损坏。研究认为，抗血栓性较 好的水凝胶，其含水率应维持在65％～75％。 3) 血小板的粘附与材料表面疏水－亲水平衡有关综合上述讨沦不难看出，无论是疏水性聚合物 还是亲水性聚合物，都可在一定程度上具有抗血栓 性。进一步的研究表明，材料的抗血栓性，并不简 单决定于其是疏水性的还是亲水性的，而是决定于 它们的平衡值。一个亲水－疏水性调节得较合适的 聚合物，往往有足够的吸附力吸附蛋白质，形成一 层隋性层，从而减少血小板在其上层的粘附。例如，甲基丙烯酸－β－羟乙酯/甲基丙烯酸乙 酯共聚物比单纯的聚甲基丙烯酸－β－羟乙酯对血 液的破坏性要小；甲基丙烯酸乙酯/甲基丙烯酸共聚 物也比单纯的聚甲基丙烯酸对血液的破坏性要小。用作人工心脏材料的聚醚型聚氨酯，具有微相 分离的结构，也是为达到这一目的而设计的。 4) 血小板的粘附与材料表面的电荷性质有关人体中正常血管的内壁是带负电荷的，而血小 板、血球等的表面也是带负电荷的，由于同性相斥 的原因，血液在血管中不会凝固。因此，对带适当 负电荷的材料表面，血小板难于粘附，有利于材料 的抗血栓性。
但也有实验事实表明，血小板中的凝 血因子在负电荷表面容易活化。因此，若电荷密度 太大，容易损伤血小板，反而造成血栓。 5) 血小板的粘附与材料表面的光滑程度有关由于凝血效应与血液的流动状态有关，血液流 经的表面上有任何障碍都会改变其流动状态，因此 材料表面的平整度将严重影响材料的抗血栓性。据 研究知，材料表面若有3μm以上凹凸不变的区域， 就会在该区域形成血栓。由此可见，将材料表面尽 可能处理得光滑，以减少血小板、细胞成分在表面 上的粘附和聚集，是减少血栓形成可能性的有效措 施之一。 2.2.2 血液相容性高分于材料的制取 （1）使材料表面带上负电荷的基团例如将芝加哥酸（1－氨基－8－萘酚－2, 4－ 二磺酸萘）（见下式）引入聚合物表面后，可减少 血小板在聚合物表面上的粘附量，抗疑血性提高。 （2）高分子材料的表面接枝改性采用化学法（如偶联法、臭氧化法等）和物理 法（等离子体法、高能辐射法、紫外光法等）将具 有抗凝血性的天然和化学合成的化合物，如肝素、 聚氧化乙烯接枝到高分子材料表面上。研究表明， 血小板不能粘附于用聚氧化乙烯处理过的玻璃上。添加聚氧化乙烯（分子量为6000）于凝血酶溶 液中，可防止凝血酶对玻璃的吸附。
因此，在血液 相容性高分子材料的研究中，聚氧化乙烯是十分重 要的抗凝血材料。通过接枝改性调节高分子材料表面分子结构中 的亲水基团与疏水基团的比例，使其达到一个最佳 值，也是改善材料血液相容性的有效方法。 （3）制备具有微相分离结构的材料研究发现，具有微相分离结构的高分子材料对 血液相容性有十分重要的作用，而它们基本上是嵌 段共聚物和接枝共聚物。其中研究得较多的是聚氨 酯嵌段共聚物，即由软段和硬段组成的多嵌段共聚 物，其中软段一般为聚醚、聚丁二烯、聚二甲基硅 氧烷等，形成连续相；硬段包含脲基和氨基甲酸酯 基，形成分散相。在这类嵌段共聚物血液相容性的研究中发现， 软段聚醚对材料的抗凝血性的贡献较大，而其分子 量对血液相容性和血浆蛋白质的吸附均有显著影 响。同样，具有微相分离结构的接枝共聚物、亲水 /疏水型嵌段共聚物等都有一定的抗凝血性。 （4）高分子材料的肝素化肝素是一种硫酸多糖类物质（见下式），是最 早被认识的天然抗凝血产物之一。肝素的作用机理是催化和增强抗凝血酶与凝血 酶的结合而防止凝血。将肝素通过接枝方法固定在 高分子材料表面上以提高其抗凝血性，是使材料的 抗凝血性改变的重要途径。
在高分子材料结构中引 入肝素后，在使用过程中，肝素慢慢地释放，能明 显提高抗血栓性。 （5）材料表面伪内膜化人们发现，大部分高分子材料的表面容易沉渍 血纤蛋白而凝血。如果有意将某些高分子的表面制 成纤维林立状态，当血液流过这种粗糙的表面时， 迅速形成稳定的凝固血栓膜，但不扩展成血栓，然 后诱导出血管内皮细胞。这样就相当于在材料表面 上覆盖了一层光滑的生物层—伪内膜。这种伪内膜 与人体心脏和血管一样，具有光滑的表面，从而达 到永久性的抗血栓。 3. 生物吸收性高分子材料许多高分子材料植入人体内后只是起到暂时替 代作用，例如高分子手术缝合线用于缝合体内组织 时，当肌体组织痊愈后，缝合线的作用即告结束， 这时希望用作缝合线的高分子材料能尽快地分解并 被人体吸收，以最大限度地减少高分子材料对肌体 的长期影响。由于生物吸收性材料容易在生物体内 分解，参与代谢，并最终排出体外，对人体无害， 因而越来越受到人们的重视。 3.1 生物吸收性高分子材料的设计原理 3.1.1 生物降解性和生物吸收性生物吸收性高分子材料在体液的作用下完成两 个步骤，即降解和吸收。前者往往涉及高分子主链 的断裂，使分子量降低。
作为医用高分子要求降解 产物（单体、低聚体或碎片）无毒，并且对人体无 副作用。高分子材料在体内最常见的降解反应为水解反 应，包括酶催化水解和非酶催化水解。能够通过酶 专一性反应降解的高分子称为酶催化降解高分子； 而通过与水或体液接触发生水解的高分子称为非酶 催化降解高分子。从严格意义上讲，只有酶催化降解才称得上生 物降解，但在实际应用中将这两种降解统称为生物 降解。吸收过程是生物体为了摄取营养或通过肾脏、 汗腺或消化道排泄废物所进行的正常生理过程。高 分子材料一旦在体内降解以后，即进入生物体的代 谢循环。这就要求生物吸收性高分子应当是正常代 谢物或其衍生物通过可水解键连接起来的。在一般 情况下，由C－C键形成的聚烯烃材料在体内难以降 解。只有某些具有特殊结构的高分子材料才能够被 某些酶所降解。 3.1.2 生物吸收性高分子材料的分解吸收速度用于人体组织治疗的生物吸收性高分子材料， 其分解和吸收速度必须与组织愈合速度同步。人体 中不同组织不同器官的愈合速度是不同的，例如表 皮愈合一般需要3～10天，膜组织的痊愈要需15～ 30天，内脏器官的恢复需要1～2个月，而硬组织如 骨骼的痊愈则需要2～3个月等等。
因此，对植入人体内的生物吸收性高分子材料 在组织或器官完全愈合之前，必须保持适当的机械 性能和功能。而在肌体组织痊愈之后，植入的高分 子材料应尽快降解并被吸收，以减少材料长期存在 所产生的副作用。影响生物吸收性高分子材料吸收速度的因素有 高分子主链和侧链的化学结构、分子量、凝聚态结 构、疏水/亲水平衡、结晶度、表面积、物理形状 等。其中主链结构和聚集态结构对降解吸收速度的 影响较大。酶催化降解和非酶催化降解的结构－降解速度 关系不同。对非酶催化降解高分子而言，降解速度主要由 主链结构（键型）决定。主链上含有易水解基团如 酸酐、酯基、碳酸酯的高分子，通常有较快的降解 速度。对于酶催化降解高分子，如聚酰胺、聚酯、 糖苷等，降解速度主要与酶和待裂解键的亲和性有 关。酶与待裂解键的亲和性越好，则降解越容易发 生，而与化学键类型关系不大。此外，由于低分子量聚合物的溶解或溶胀性能 优于高分子量聚合物，因此对于同种高分子材料， 分子量越大，降解速度越慢。亲水性强的高分子能 够吸收水、催化剂或酶，一般有较快的降解速度。 含有羟基、羧基的生物吸收性高分子，不仅因为其 较强的亲水性，而且由于其本身的自催化作用，所 以比较容易降解。
相反，在主链或侧链含有疏水长 链烷基或芳基的高分子，降解性能往往较差。在固态下高分子链的聚集态可分为结晶态、玻 璃态、橡胶态。如果高分子材料的化学结构相同， 那么不同聚集态的降解速度有如下顺序： 橡胶态＞玻璃态＞结晶态显然，聚集态结构越有序，分子链之间排列越 紧密，降解速度越低。 3.2 生物吸收性天然高分子材料已经在临床医学获得应用的生物吸收性天然高 分子材料包括蛋白质和多糖两类生物高分子。这些 生物高分子主要在酶的作用下降解，生成的降解产 物如氨基酸、糖等化合物，可参与体内代谢，并作 为营养物质被肌体吸收。因此这类材料应当是最理 想的生物吸收性高分子材料。白蛋白、葡聚糖和羟乙基淀粉在水中是可溶 的，临床用作血容量扩充剂或人工血浆的增稠剂。 胶原、壳聚糖等在生理条件下是不溶性的，因此可 作为植入材料在临床应用。下面对一些重要的生物 吸收性天然高分子材料作简单介绍。 3.2.1 胶原胶原是人体组织中最基本的蛋白质类物质，至 今已经鉴别出13种胶原，其中 I～III、V和 XI 型胶 原为成纤维胶原。I 型胶原在动物体内含量最多， 已被广泛应用于生物医用材料和生化试剂。牛和猪 的肌腱、生皮、骨骼是生产胶原的主要原料。
由各种物种和肌体组织制备的胶原差异很小。 最基本的胶原结构为由三条分子量大约为1×105的 肽链组成的三股螺旋绳状结构，直径为1～1.5nm， 长约300nm，每条肽链都具有左手螺旋二级结构。胶原分子的两端存在两个小的短链肽，称为端 肽，不参与三股螺旋绳状结构。研究证明，端肽是 免疫原性识别点，可通过酶解将其除去。除去端肽 的胶原称为不全胶原，可用作生物医学材料。胶原可以用于制造止血海绵、创伤辅料、人工 皮肤、手术缝合线、组织工程基质等。胶原在应用 时必须交联，以控制其物理性质和生物可吸收性。 戊二醛和环氧化合物是常用的交联剂。残留的戊二 醛会引起生理毒性反应，因此必须注意使交联反应 完全。胶原交联以后，酶降解速度显著下降。 3.2.2 明胶明胶是经高温加热变性的胶原，通常由动物的 骨骼或皮肤经过蒸煮、过滤、蒸发干燥后获得。明 胶在冷水中溶胀而不溶解，但可溶于热水中形成粘 稠溶液，冷却后冻成凝胶状态。纯化的医用级明胶 比胶原成本低，在机械强度要求较低时可以替代胶 原用于生物医学领域。明胶可以制成多种医用制品，如膜、管等。由 于明胶溶于热水，在60～80℃水浴中可以制备浓度 为5％～20％的溶液，如果要得到 25％～35％的浓 溶液，则需要加热至 90～100℃。
为了使制品具有 适当的机械性能，可加入甘油或山梨糖醇作为增塑 剂。用戊二醛和环氧化合物作交联剂可以延长降解 吸收时间。 3.2.3 纤维蛋白纤维蛋白是纤维蛋白原的聚合产物。纤维蛋白 原是一种血浆蛋白质，存在于动物体的血液中。人 和牛的纤维蛋白原分子量在330000～340000之间， 二者之间的氨基酸组成差别很小。纤维蛋白原由三 对肽链构成，每条肽链的分子量在47000～63500之 间。除了氨基酸之外，纤维蛋白原还含有糖基。纤 维蛋白原在人体内的主要功能是参与凝血过程。纤维蛋白具有良好的生物相容性，具有止血、 促进组织愈合等功能，在医学领域有着重要用途。纤维蛋白的降解包括酶降解和细胞吞噬两种过 程，降解产物可以被肌体完全吸收。降解速度随产 品不同从几天到几个月不等。通过交联和改变其聚 集状态是控制其降解速度的重要手段。目前，人的纤维蛋白或经热处理后的牛纤维蛋 白已用于临床。纤维蛋白粉可用作止血粉、创伤辅 料、骨填充剂（修补因疾病或手术造成的骨缺损） 等。纤维蛋白飞沫由于比表面大，适于用作止血材 料和手术填充材料。纤维蛋白膜在外科手术中用作 硬脑膜置换、神经套管等。 3.2.4 甲壳素与壳聚糖甲壳素是由β－（1, 4）－2－乙酰氨基－2－ 脱氧－D－葡萄糖（N－乙酰－D－葡萄糖胺）组成 的线性多糖。
昆虫壳皮、虾蟹壳中均含有丰富的甲 壳素。壳聚糖为甲壳素的脱乙酰衍生物，由甲壳素 在40％～50％浓度的氢氧化钠水溶液中110～120℃ 下水解2～4h得到。甲壳素在甲磺酸、甲酸、六氟丙醇、六氟丙酮 以及含有5％氯化锂的二甲基乙酰胺中是可溶的， 壳聚糖能在有机酸如甲酸和乙酸的稀溶液中溶解。 从溶解的甲壳素或壳聚糖，可以制备膜、纤维和凝 胶等各种生物制品。甲壳素能为肌体组织中的溶菌酶所分解，已用 于制造吸收型手术缝合线。其抗拉强度优于其他类 型的手术缝合线。在兔体内试验观察，甲壳素手术 缝合线4个月可以完全吸收。 甲壳素还具有促进伤 口愈合的功能，可用作伤口包扎材料。当甲壳素膜 用于覆盖外伤或新鲜烧伤的皮肤创伤面时，具有减 轻疼痛和促进表皮形成的作用，因此是一种良好的 人造皮肤材料。 3.3 生物吸收性合成高分子材料虽然生物吸收性天然高分子材料具有良好的生 物相容性和生物活性，但毕竟来源有限，远远不能 适应快速发展的现代医疗事业的需求。因此，人工 合成的生物吸收性高分子材料有了快速发展的时间 和空间。生物吸收合成高分子材料多数属于能够在温和 生理条件下发生水解的生物吸收性高分子，降解过 程一般不需要酶的参与。
3.3.1 聚α－羟基酸酯及其改性产物聚酯主链上的酯键在酸性或者碱性条件下均容 易水解，产物为相应的单体或短链段，可参与生物 组织的代谢。聚酯的降解速度可通过聚合单体的选 择调节。例如随着单体中碳/氧比增加，聚酯的疏 水性增大，酯键的水解性降低。脂肪族聚酯有通过混缩聚和均缩聚制备的两类 产品。在混缩聚聚酯中，由含4～6个碳原子的单体 合成的聚酯在生物体系环境中可以水解。例如由己 二酸和乙二醇缩聚制备的聚己二酸乙二醇酯，当其 分子量小于20000时，有可能发生酶催化水解。但 若分子量大于20000，则酶催化水解较困难，水解 速度变得非常缓慢。此外，混缩聚聚酯的内聚能较 低，结晶性差，难以制备高强度材料。由2～5个碳原子的ω－羟基酸聚合得到的均缩 聚聚酯能够以较快的速度水解，与人体组织的愈合 速度相近。同时，这些聚酯结晶性高，具有较高的 强度和模量，因此，适合于加工成不同的形状，以 满足不同的医用目的。单组分聚酯中最典型的代表是聚α－羟基酸及 其衍生物。乙醇酸和乳酸是典型的α－羟基酸，其缩聚产 物即为聚α－羟基酸酯，即聚乙醇酸（PGA）和聚 乳酸（PLA）。乳酸中的α－碳是不对称的，因此 有D－乳酸和L－乳酸两种光学异构体。
由单纯的D －乳酸或L－乳酸制备的聚乳酸是光学活性的，分 别称为聚D－乳酸（PDLA）和聚L－乳酸（PLLA）。 由两种异构体乳酸的混合物消旋乳酸制备的聚 乳酸称为聚DL－乳酸（PLA），无光学活性。PDLA 和PLLA的物理化学性质基本上相同，而PLA的性质 与两种光学活性聚乳酸有很大差别。 在自然界存在的乳酸都是L乳酸，故用其制备的 PLLA的生物相容性最好。聚α－羟基酸酯可通过如下两种直接方法合 成。① 羟基酸在脱水剂（如氧化锌）的存在下热 缩合；② 卤代酸脱卤化氢而聚合。但是用这些方 法合成的聚α－羟基酸酯的分子量往往只有几千， 很难超过20000。而通常只有分子量大于25000的聚 α－羟基酸酯才具有较好的机械性能。因此，直接 聚合得到的聚α－羟基酸酯一般只能用于药物释放 体系，而不能用于制备手术缝合线、骨夹板等需要 较高机械性能的产品。为了制备高分子量的聚α－羟基酸酯，目前采 用环状内酯开环反应的技术路线。根据聚合机理， 环状内酯的开环聚合有三种类型，即阴离子开环聚 合、阳离子开环聚合和配位开环聚合。目前，商品聚α－羟基酸酯一般采用阳离子开 环聚合制备。由于医用高分子材料对生物毒性要求 十分严格，因此要求催化剂是非毒性的。
目前最常 用的催化剂是二辛酸锡，其安全性是可靠的。由乙交酯或丙交酯开环聚合得到的聚酯PGA或 PLA的反应式如下式所示。由乙交酯或丙交酯开环聚合得到的PGA或PLA也 称为聚乙交酯或聚丙交酯。由两种交酯共聚得到的 聚酯，叫聚乙丙交酯。PGA在室温下为结晶态,PLA在室温下为无定形 体。当其组成(摩尔比)在25:75～75:25之间时，共 聚产物为无定形玻璃态高分子，性能接近于PLA， 玻璃转化温度在50～60℃。组成为90:10的聚乙丙 交酯的性质接近于PGA，但柔顺性改善，可作为生 物吸收材料在临床上应用。表9—4为PGA、PLA及其共聚物的物理性质。由 表中可见，这些聚合物的熔点（Tm）和热分解(Tde) 都非常相近，因此必须严格控制加工温度。PGA和PLLA结晶性很高，其纤维的强度和模量 几乎可以和芳香族聚酰胺液晶纤维（如Kevlar）及 超高分子量聚乙烯纤维（如Dynema）媲美。PLA 基本上不结晶，低聚合度时在室温下是粘 稠液体，基本上没有应用价值。但目前已经能够合 成出平均分子量接近100万的PLA，为PLA用于制备 高强度植入体（例如骨夹板、体内手术缝合线等） 奠定了基础。
通过改变其结晶度和亲水性可改变或控制聚α －羟基酸酯的降解性和生物吸收性。例如将丙交酯 与己内酯共聚，得到的共聚物比PLLA具有更好的柔 顺性。将乙交酯与1,4－二氧环庚酮－2共聚，产物 的抗辐射能力增强，容易进行辐射消毒。如果将乙 交酯与1,3－二氧环己酮－2共聚，则可得到柔顺性 较好的聚（乙交酯－碳酸酯），用于制造单纤维手 术缝合线。 3.3.2 聚酯醚及其相似聚合物PGA和 PLLA为高结晶性高分子，质地较脆而柔 顺性不够。因此人们设计开发了一类具有较好柔顺 性生物吸收性高分子—聚醚酯，以弥补PGA和PLLA 的不足。聚醚酯可通过含醚键的内酯为单体通过开环聚 合得到。如由二氧六环开环聚合制备的聚二氧六环 可用作单纤维手术缝合线。将乙交酯或丙交酯与聚醚二醇共聚，可得到聚 醚聚酯嵌段共聚物。例如由乙交酯或丙交酯与聚乙 二醇或聚丙二醇共聚，可得到聚乙醇酸—聚醚嵌段 共聚物和聚乳酸—聚醚嵌段共聚物。在这些共聚物 中，硬段和软段是相分离的，结果其机械性能和亲 水性均得以改善。据报道，由PGA和聚乙二醇组成 的低聚物可用作骨形成基体。 3.3.4 其他生物吸收性合成高分子除了上述α－羟基酸酯类的高分子材料外，对 其他类型的生物吸收高分子材料也进行了研究。
将吗啉－2,5－二酮衍生物进行开环聚合，可 得到聚酰胺酯。由于酰胺键的存在，这些聚合物具 有一定的免疫原性。而且它们能够通过酶和非酶催 化降解，有可能在医学领域得到应用。聚酸酐、聚磷酸酯和脂肪族聚碳酸酯等高分 子也有大量的研究报道，主要尝试用于药物释放 体系的载体。由于这些聚合物目前尚难以得到高 分子量的产物，机械性能较差，故还不适于在医 学领域作为植入体使用。聚α－氰基丙烯酸酯也是一种生物可降解的 高分子。该聚合物已作为医用粘合剂用于外科手 术中。后文将详细介绍，此处从略。 4. 高分子材料在医学领域的应用 4.1 高分子人工脏器及部件的应用现状高分子材料作为人工脏器、人工血管、人工骨 骼、人工关节等的医用材料，正在越来越广泛地得 到运用。人工脏器的应用正从大型向小型化发展， 从体外使用向内植型发展，从单一功能向综合功能 型发展。为了满足材料的医用功能性、生物相容性和血 液相容性的严峻要求，医用高分子材料也由通用型 逐步向专用型发展，并研究出许多有生物活性的高 分子材料，例如将生物酶和生物细胞等固定在高分 子材料分子中，以克服高分子材料与生物肌体相容 性差的缺点。开发混合型人工脏器的工作也正在取 得可喜的成绩。
表9—5列举了在制作人工脏器所涉 及到的高分子材料。根据人工脏器和部件的作用及目前研究进展， 可将它们分成五大类。第一类：能永久性地植入人体，完全替代原来 脏器或部位的功能，成为人体组织的一部分。属于 这一类的有人工血管、人工心脏瓣膜、人工食道、 人工气管、人工胆道、人工尿道、人工骨骼、人工 关节等。第二类：在体外使用的较为大型的人工脏器装 置、主要作用是在手术过程中暂时替代原有器官的 功能。例如人工肾脏、人工心脏、人工肺等。这类 装置的发展方向是小型化和内植化，最终能植入体 内完全替代原有脏器的功能。据报道，能够内植的 人工心脏已获得相当年份的考验，在不远的将来可 正式投入临床应用。第三类：功能比较单一，只能部分替代人体脏 器的功能，例如人工肝脏等。这类人工脏器的研究 方向是多功能化，使其能完全替代人体原有的较为 复杂的脏器功能。第四类：正在进行探索的人工脏器。这是指那 些功能特别复杂的脏器，如人工胃、人工子宫等。 这类人工脏器的研究成功，将使现代医学水平有一 重大飞跃。第五类：整容性修复材料，如人工耳朵、人工 鼻子、人工乳房、假肢等。这些部件一般不具备特 殊的生理功能，但能修复人体的残缺部分，使患者 重新获得端正的仪表。
从社会学和心理学的角度来 看，也是具有重大意义的。要制成一个完整的人工脏器，必须有能源，传 动装置、自动控制系统及辅助装置或多方面的配 合。然而，不言而喻，其中高分子材料乃是目前制 造人工脏器的关键材料。 4.2 医用高分子材料的应用 4.2.1 血液相容性材料与人工心脏许多医用高分子在应用中需长期与肌体接触， 必须有良好的生物相容性，其中血液相容性是最重 要的性能。人工心脏、人工肾脏、人工肝脏、人工 血管等脏器和部件长期与血液接触，因此要求材料 必须具有优良的抗血栓性能。近年来，在对高分子材料抗血栓性研究中，发 现具有微相分离结构的聚合物往往具有优良的血液 相容性，因而引起人们极大的兴趣。例如在聚苯乙 烯、聚甲基丙烯酸甲酯的结构中接枝上亲水性的甲 基丙烯酸－β－羟乙酯，当接枝共聚物的微区尺寸 在20～30 nm范围内时，就有优良的抗血栓性。在微相分离高分子材料中，国内外研究得最活 跃的是聚醚型聚氨酯，或称聚醚氨酯。聚醚氨酯是 一类线型多嵌段共聚物，宏观上表现为热塑性弹性 体，具有优良的生物相容性和力学性能，因而引起 人们广泛的重视。作为医用高分子材料的嵌段聚醚 氨酯（Segmented Polyether urethane，SPEU）的 一般结构式如下：这类聚合物的共同特点是分子结构都是由软链 段和硬链段两部分组成的，分子间有较强的氢键和 范得华力。
聚醚软段聚集形成连续相，而由聚氨酯 和聚脲组成的硬链段聚集而成的分散相微区则分散 在连续相中，因此具有足够的强度和理想的弹性。 同时分子链中的聚醚链段和聚氨酯、聚脲链段分别 提供了材料的水、疏水平衡。研究表明，嵌段聚醚氨酯与血小板、细胞的相 互作用，与聚醚软段的分子量、微相分离的程度、 微区的大小、表面化学组成、表面结构等因素密切 相关。从图9—2可看出，聚醚氨酯的血液相容性与 聚醚链段的亲水性有很大关系，由亲水性较好的聚 乙二醇链段制备的聚醚氨酯，抗血栓性较好。 图9—2 分子量、聚醚亲水性与抗血栓性的关系 1. 聚丙二醇软段 2. 聚四亚甲基醚软段 3. 聚乙二醇软段 聚离子络合物（Polyion Complex）是另一类具 有抗血栓性的高分子材料。它们是由带有相反电荷 的两种水溶性聚电解质制成的。例如美国Amicon公 司研制的离子型水凝胶Ioplex l01是由聚乙烯基苄 基三甲基铵氯化物与聚苯乙烯磺酸钠通过离子键结 合得到的。这种聚合物水凝胶的含水量与正常血管相似， 并可调节这两种聚电解质的比例，制得中性的、阳 离子型的或阴离子型的产品。其中负离子型的材料 可以排斥带负电荷的血小板，更有利于抗凝血。
类 似的产品还有聚对乙基苯乙烯三乙基铵溴化物与聚 苯乙烯硝酸钠制得的产物，也是一种优良的人工心 脏、人工血管的制作材料。 4.2.2 人造皮肤材料治疗大面积皮肤创伤的病人，需要将病人的正 常皮肤移植在创伤部位上。但在移植之前，创伤面 需要清洗，被移植皮肤需要养护，因此需要一定时 间。在这段时间内，许多病人由于体液的大量损耗 以及蛋白质与盐分的丢失而丧失生命。因此，人们 用高亲水性的高分子材料作为人造皮肤，暂时覆盖 在深度创伤的创面上，以减少体液的损耗和盐分的 丢失，从而达到保护创面的目的。聚乙烯醇微孔薄膜和硅橡胶多孔海绵是制作人 造皮肤的两种重要材料。这两种人造皮肤使用时手 术简便，抗排异性好，移植成活率高，已应用于临 床。高吸水性树脂用于制作人造皮肤方面的研究， 亦已取得很多成果。此外，聚氨基酸、骨胶原、角 蛋白衍生物等天然改性聚合物也都是人造皮肤的良 好材料。据报道，日本市场上近年出现一种高效人造皮 肤，对严重烧伤的患者十分有效。这种人造皮肤的 原料是甲壳质材料，从螃蟹壳、虾壳等物质中萃取 出来，经过抽制成丝，再进行编织。这种人造皮肤 具有生理活性，可代替正常皮肤进行移植，因此可 减少患者再次取皮的痛苦。
临床试验表明，这种皮 肤的移植成活率达90％以上。将人体的表皮细胞在高分子材料上粘附、增 殖，从而制备有生理活性的人工皮肤，是近年来 的又一研究动向，并已取得相当的成就。例如将 由骨胶原和葡糖胺聚糖组成的多孔层与有机硅材 料复合形成双层膜。将少量取自患者皮肤的表面 细胞置于多孔层中，覆在创伤面上。不久表皮细 胞即在多孔层中增殖而形成皮肤。然后将有机硅 膜剥下，多孔层则分解，被人体所吸收。 4.2.3 医用粘合剂粘合剂作为高分子材料中的一大类别，近年来 已扩展到医疗卫生部门，并且其适用范围正随着粘 合剂性能的提高、使用趋于简便而不断扩大。医用 粘合剂在医学临床中有十分重要的作用。在外科手 术中，医用粘合剂用于某些器官和组织的局部粘合 和修补；手术后缝合处微血管渗血的制止；骨科手 术中骨骼、关节的结合与定位；齿科手术中用于牙 齿的修补等。从医用粘合剂的使用对象和性能要求来区分， 可分成两大类，一类是齿科用粘合剂，另一类则是 外科用（或体内用）粘合剂。由于口腔环境与体内 环境完全不同，对粘合剂的要求也不相同。此外， 齿科粘合剂用于修补牙齿后，通常需要长期保留， 因此，要求具有优良的耐久性能。
而外科用粘合剂 在用于粘合手术创伤后，一旦组织愈合，其作用亦 告结束，此时要求其能迅速分解，并排出体外或被 人体所吸收。 （1）齿科用粘合剂齿科用粘合剂的历史可追溯到半个世纪以前。 1940年，首次用于齿科修补手术的高分子材料是聚 甲基丙烯酸甲酯。它是将甲基丙烯酸甲酯乳液与甲 基丙烯酸甲酯单体混合，然后在修补过程中聚合固 化。这种粘合剂的硬度与粘结力均不够高，所以很 快被淘汰。1965年出现了以多官能度甲基丙烯酸酯 为基料，无机粉末为填料的复合粘合剂，性能大大 提高，至今仍在齿科修复中广泛应用。牙科中使用的粘合剂，按照其被粘物的不同， 可分为软组织用粘合剂和硬组织用粘合剂两大类。 1) 软组织用粘合剂这是一类用于齿龈或口腔粘膜等软组织的粘合 剂。以前软组织的缝合是通过缝合线手术完成的。 粘合剂用于口腔内软组织的粘合，不仅快速，无痛 苦，而且能促进肌体组织的自愈能力，因此这方面 的应用越来越受到欢迎。软组织的粘合目的是促进组织本身的自然愈 合，所以通常只要保持一星期到10天左右的粘结力 就可以了。但是它必须能迅速粘结，能与水分，脂 肪等共存，无毒，不会产生血栓，而且不妨碍创伤 的愈合过程，分解产物对肌体无影响。
遗憾的是至 今尚无能全面符合这些条件的理想粘合剂。因此， 目前在进行口腔软组织手术时，都是粘合与缝合并 用的。最早用于齿科软组织粘合的粘合剂是α－氰基 丙烯酸烷基酯。但这种粘合剂在有大量水分存在的 口腔中粘结比较团难，所以现在已不再使用。取而 代之的是称为EDH的组织粘合剂。EDH组织粘合剂的 组成是α－氰基丙烯酸甲酯、丁腈橡胶和聚异氰酸 酯按100:100:10～20（重量比）的比例配制而成， 再制成6％～7％的硝基甲烷溶液。这种粘合剂具有较好的挠屈性和活体组织粘结 性，最早是用作预防脑动脉瘤破裂的涂层的，后来 发现对齿科软组织的粘合也有很好的效果。如用作 齿槽脓漏症手术创面的粘合、牙根切除手术中牙根 断端部分的包覆等。 2) 牙齿硬组织用粘合剂牙齿的主要组成物为牙釉质、牙骨质、牙本质 和齿髓。牙釉质和牙骨质构成齿冠的外层，最硬， 莫氏硬度为6～7，主要成分为羟基磷灰石。牙本质 稍软，莫氏硬度为4～5，含较多的有机质和水分。 牙齿中心部位的齿髓则含有丰富的血管和神经活组 织。牙釉质、牙本质和齿髓的材性差别很大，故粘 结比较困难。虽经人们经过长期的努力，但至今尚 无十分理想的粘合剂。
目前常用的齿科粘合剂主要有以下品种： ① 磷酸锌粘固剂 ② 羧基化粘固剂 ③ 玻璃离子键聚合物粘固剂 ④ 聚甲基丙烯酸酯粘合剂目前最重要的齿科粘合剂是双酚A—双(3—甲 基丙烯酰氧基—2—羟丙基)醚,简称Bis—GMA。它 的分子中同时具有亲水基和疏水基，因此，粘结性 能优良，可用作补牙用复合充填树脂。它是一种双 官能团单体，聚合时放热少，体积收缩小，聚合后 成体型结构，耐磨，膨胀系数小。用紫外光照射或 用过氧化苯甲酰—N,N—双（β—羟乙基）对甲苯 胺引发体系引发，可在室温下快速聚合。Bis—GMA的化学结构式如下： (2) 外科用粘合剂外科用粘合剂的应用范围很广，如胃、肠道、 胆囊等消化器官的吻合；血管、气管、食道、尿道 的修补和连接；皮肤、腹膜的粘合；神经的粘合； 肝、肾、胰脏切除手术后的粘合；肝、肾、胰、肺 等器官的止血；缺损组织的修复；骨骼的粘合等。 其中大部分是对软组织的粘合。（见表9—15）外科用粘合剂经过50多年的发展，至今已有几 十种品种。但根据使用要求，仍以较早开发的α— 氰基丙烯酸酯最为合适。 α-氰基丙烯酸酯是一类瞬时粘合剂，单组分无 溶剂，粘结时无需加压，可常温固化，粘结后无需 特殊处理。
由于其粘度低，铺展性好，固化后无色 透明，有一定的耐热性和耐溶剂性。 尤其可贵的是α-氰基丙烯酸酯能与比较潮湿的 人体组织强烈结合，因而被选作理想的外科用粘合 剂，而且是迄今为止唯一用于临床手术的粘合剂。 α-氰基丙烯酸酯类粘合剂在使用时以α-氰基 丙烯酸烷基酯为主要成分，加入少量高级多元醇酯 （如癸二酸二辛酯等）作增塑剂，可溶性聚合物 （如聚甲基丙烯酸酯）作增粘剂，氢醌和二氧化硫 作稳定剂组成的。α-氰基丙烯酸烷基酯是丙烯酸酯中α位置上 的氢原子被氰基取代的产物，其结构通式如下。其中的烷基可以从甲基到辛基变化。临床应用 中主要是甲基、乙基和丁基。实验室中还对其他直 链烷基和带有侧链的以及氟代的烷基进行过研究。由于α位置上的氰基是一个吸电子性很强的基 团，可使β碳原子呈现很强的正电性，因此有很大 的聚合倾向。其聚合过程如下图所示。由图中可见，当α-氰基丙烯酸酯在空气中暴 露或与潮湿表面接触时，OH－离子迅速引发其聚 合。这就是它能作为瞬间粘合剂的原因。此外α- 氰基丙烯酸酯在光、热、自由基引发剂作用下亦很 容易进行自由基聚合反应。α-氰基丙烯酸酯的聚合速度和对人体组织的 影响与烷基的种类关系很大。
α—氰基丙烯酸甲酯 的聚合速度最快，但对人体组织的刺激性最大。随 着烷基的长度和侧链碳原子数的增加，聚合速度降 低，刺激性也减小。在水、生理盐水、葡萄糖水溶 液、人尿等中甲酯、乙酯和丙酯的粘合速度较快； 而在乳汁、血清、淋巴液等含有氨基酸的物质中， 则以丁酯和辛酯的粘合速度较快。α-氰基丙烯酸酯聚合物在人体内会分解成甲 醛和氰基醋酸烷基酯。分解速度随烷基碳原子数增 多而降低。水解物对人体的毒性也随烷基碳原子数 增多而减小。甲酯聚合物在人体内约4周左右开始分 解，15周左右可全部水解完；而丁酯聚合物则在16 个月后仍有残存聚合物。分解后的产物大部分被排 泄，少量被吸收。通过对其致癌性和组织反应性等 的深入跟踪观察，均未发现对人体有不良的影响。 5. 医用高分子的发展方向医用高分子的发展巳有50多年的历史，其应用 领域巳渗透到整个医学领域，取得的成果是十分显 赫的。但距离随心所欲地使用高分子材料及其人工 脏器来植换人体的病变脏器尚很远很远，因此尚需 作深入的研究探索。就目前来说，医用高分子将在 以下几个方面进行深入的研究。 （1）人工脏器的生物功能化、小型化、体植化目前使用的人工脏器，大多数只有“效应器”的 功能，即人工脏器必须与有功能缺陷的生物体共同 协作，才能保持体内平衡。
研究的方向是使人工脏 器永久性地植入体内，完全取代病变的脏器。这就 要求高分子材料本身具有生物功能。 （2）高抗血栓性材料的研制前面曾介绍过，至今为止，尚无一种医用高分 子材料具有完全抗血栓的性能。许多人工脏器的植 换手术就是因为无法解决凝血问题而归于失败。因 此，尽快解决医用高分子材料的抗血栓性问题，巳 成为医用高分子材料发展的一个关键性问题，受到 各国科学家的重视。 （3）发展新型医用高分子材料至今为止，医用高分子所涉及到的材料大部分 限于已工业化的高分子材料，这显然不能适应和满 足十分复杂的人体各器官的功能。因此发展适合医 学领域特殊要求的新型、专用高分子材料，已成为 广大化学家和医学专家的共识。目前研究开发混合 型人工脏器，即将生物酶和生物细胞固定在合成高 分子材料上，制取有生物活性的人工脏器的工作， 已经取得了相当大的成就。 （4）推广医用高分子的临床应用高分子材料在医学领域的应用虽已取得了很大 的成就，但很多尚处于试验阶段。如何将已取得的 成果迅速推广到临床医学应用，以拯救更多患者的 生命，需要高分子材料界与医学界的通力协作。 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料美国Ethicon公司推荐的四种医用聚醚氨酯： Biomer，Pellethane，Tecoflex和Cardiothane基 本上都属于这一类聚合物。
第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 表9—15 外用粘合剂的使用目的与部位 痔疮手术，肾位移固定；中耳再造等 其 他 防止肾、肝、脾、肠、脑等的出血；防止腹膜、骨盘、消化器官的出血；防止脑脊髓液、淋巴液的渗出 防止出血、漏液 皮肤，腹膜、筋膜、尿道、输尿管、膀肮等的粘结；肺气肿患者肺的粘结；肝、肾、胰等切开部分的粘结；神经的连接等 粘结连接 代用血管、皮肤、神经的移植 移 植 胃、肠、气管、支气管、角膜穿孔的封闭；瘘管的封闭；创口开裂的封闭等 封 闭 食道、胃、肠道、胆管、血管（动脉、静脉）、气管、支气管等的吻合 吻 合 应 用 部 位 使用目的 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 表9—4 PGA、PLA及其共聚物的物理性质 24 8.6 850 250 40 200 高 P-910* 25 8.5 900 240 56 170 高 PLLA 57 不结晶 PLA 30 8.4 890 260 36 230 高 PGA 伸长率/% 模量 /GPa 拉伸强度 /MPa Tde /℃ Tg /℃ Tm /℃ 结晶度 名称 * 乙交酯与丙交酯90:10（摩尔比）的共聚产物 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 表9—5 用于人工脏器的部分高分子材料 超高分子量聚乙烯，高密度聚乙烯，聚甲基丙烯酸甲酯，尼龙，聚酯 关节、骨 硅橡胶，聚丙烯中空纤维，聚烷砜 肺 共聚丙烯酸酯中空纤维 胰 脏 赛璐玢（cellophane），聚甲基丙烯酸—β—羟乙酯 肝 脏 铜氨法再生纤维素，醋酸纤维素，聚甲基丙烯酸甲酯，聚丙烯腈，聚砜，乙烯－乙烯醇共聚物（EVA），聚氨酯豪，聚丙烯，聚碳酸酯，聚甲基丙烯酸－β－羟乙酯 肾 脏 嵌段聚醚氨酯弹性体、硅橡胶 心 脏 高分子材料 人工脏器 第八章 医用高分子材料 硅橡胶 胆 管 羟乙基淀粉，聚乙烯基吡咯烷酮 人工血浆 全氟烃 人工红血球 聚酯纤维，聚四氟乙烯，嵌段聚醚氨酯 血 管 聚硅酮 乳 房 硅橡胶，聚乙烯 鼻、耳 硅油，聚甲基丙烯酸－β－羟乙酯 玻璃体 聚甲基丙烯酸甲酯，聚甲基丙烯酸－β－羟乙酯，硅橡胶 角 膜 硝基纤维素，聚硅酮—尼龙复合物，聚酯，甲壳素 皮 肤 第八章 医用高分子材料 硅橡胶，聚酯纤维 尿 道 聚硅酮，聚乙烯，聚酯纤维 腹 膜 聚乙烯，聚四氟乙烯，聚硅酮，聚酯纤维 气 管 聚四氟乙烯，聚硅酮，聚乙烯 喉 头 聚硅酮 食 道 硅橡胶 鼓 膜 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 表9—3 材料表面张力与血小板粘附量的关系 0.2 1.8 2.0 聚氨酯 4.5 7.3 2.2 聚二甲基硅氧烷 5.4 30 2.9 聚四氟乙烯 37 56 11.6 尼龙－66 ②* ①* 血小板粘附量 /％ 临界表面张力 /Pa 材 料 * ① 人血浸渍3分钟； ② 狗血循环1分钟。
第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 表9—1 高分子材料在狗体内的机械稳定性 5.3 677 聚四氟乙烯 1.0 670 聚丙烯酸酯 11.4 780 涤纶树脂 80.7 1073 74.6 761 尼龙－6 机械强度损失 /％ 植入天数 材料名称 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 表9—2 不同形状的材料对产生肿瘤的影响* （%） 0 0 0 16 41 硅 橡 胶 0 0 2 0 24 聚氯乙稀 0 1 1 11 33 聚 氨 酯 0 1 0 10 28 聚苯乙烯 0 0 0 5 20 聚四氟乙烯 0 0 1 7 42 尼 龙 0 0 0 8 18 涤纶树脂 0 0 0 19 23 赛 璐 珞 0 0 0 18 33.3 玻 璃 粉末状 纤维状 海绵状 大孔薄片 薄片形 状 材 料 * 试验周期为两年 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 * * 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 第八章 医用高分子材料 * * * * *
