摘要
血液透析是肾脏替代治疗中最常见的方式，对于清除终末期肾病患者血液中的尿毒症毒素至关重要。然而，血液不相容的中空纤维膜(HFMs)长期接触引起的慢性炎症、氧化应激以及血栓形成导致了该患者群体心血管疾病和死亡率的增加。本文首先回顾分析了目前改善HFMs血液相容性的临床和实验室研究进展。详细介绍了目前临床使用的不同HFMs及其设计。随后，我们详细阐述了血液与HFMs之间的不良相互作用，包括蛋白质吸附、血小板粘附和活化、免疫和凝血系统的活化，以及如何在这些方面改善HFMs的血液相容性。最后，讨论了改善血液相容性的挑战和未来前景，以促进新型血液相容性材料的开发和临床应用。
图形抽象
介绍
终末期肾病(ESKD)的患病率在过去二十年中一直在增加，并与医疗费用增加、生活质量下降以及心血管疾病、感染、抑郁和死亡率等严重不良健康结果相关[1,2,3,4]。肾替代疗法(Renal replacement therapy, RRT)，包括肾移植、腹膜透析和血液透析，通过清除ESKD患者体内积累的代谢废物来维持体内平衡是必不可少的[5,6]。到2030年，全球RRT使用量预计将超过540万，这仍然是一项公共卫生挑战[5]。血液透析是RRT中最普遍的方式，它利用扩散、对流和超滤等多种质量分离机制去除溶质和水[1,2,6]。目前，全世界每年约有3亿中空纤维血液透析器用于260万ESKD患者的慢性血液透析[6]。
传统上，HFMs根据其材料组成分为纤维素(天然)和合成膜组[7,8]。未改性的纤维素膜是第一代中空纤维血液透析器，在上个世纪被广泛使用。然而，在过去的二十年中，由于其血液相容性差和渗透性有限，其使用逐渐减少[8,9,10]。合成膜，如聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)、聚丙烯腈(PAN)、聚酯聚合物、聚砜(PSF)和聚醚砜(PES)已经开发了40多年，用于透析应用，以解决纤维素基膜的局限性[7]。其中，以PSF和PES膜为基础的HFMs比其他膜具有更低的死亡率和更好的血液相容性，逐渐成为临床透析的主导选择[11]。然而，当这些合成膜与血液接触时，仍然会发生不良的血膜相互作用(包括蛋白质污染、白细胞活化、补体活化和表面诱导的血栓形成)[12,13,14]。例如，合成膜诱导的慢性炎症和氧化应激进一步增加了长期透析患者心血管事件、贫血、营养不良和死亡的风险[15,16]。尽管给予肝素以防止体外循环和透析器中的血液凝固仍然非常重要，但在血液透析过程中全身性肝素化不可避免地增加了ESKD患者出血的风险[17,18]。
因此，利用肝素和维生素E等生物活性物质对HFMs进行修饰，以增强传统HFMs的血液相容性[15]。在这些改进的基础上，AN69ST膜和膜(维生素e涂层纤维素膜)等具有代表性的商业产品进入市场。在过去的二十年中，已经有几种尝试来改善HFMs的血液相容性，包括抗血栓、防污和抗粘附性能[19]。各种修饰和表征方法已经被开发出来，我们对血膜相互作用的理解也有了显著的提高[19,20,21,22]。然而，市售的血液相容性HFM的性能尚未得到系统的评价，这使得提出当前临床需求与实验室发展之间的差距具有挑战性。此外，虽然有一些关于血液物质相互作用以及透析膜血液相容性增强的优秀综述论文[19,21,23]，但这些出版物的实际意义部分是因为缺乏对翻译价值或潜在机制的深入探讨。
在这篇综述中，我们首先回顾性分析了目前改善HFMs血液相容性的临床研究进展。然后，我们详细阐述了血膜的不良相互作用，包括蛋白质吸附、血小板粘附和活化、免疫系统和凝血系统的激活，并重点研究了如何从这些方面改善HFMs的血液相容性。最后，我们强调了该领域面临的挑战和前景，以促进血液相容性HFMs的发展和临床应用。
基本原理、病史、基本特征和临床公司估值ntemporary间歇
比HFMs血液透析的研究
如图1a、b所示，血液透析利用了血液和透析液通过半透性HFMs进行体外交换的过程，该过程由扩散和/或对流机制驱动[24]。现代透析器不仅在膜微观结构(包括孔半径和壁厚)上变化很大(见图1c)，而且在溶质渗透性、表面积和血液相容性方面也有很大变化。HFMs本身也可以诱导不良的蛋白质吸附和变性，并在与血液接触时激活其他血液成分，如血细胞、补体蛋白和凝血因子，如图1d所示。半透性HFMs在常规血液透析中发挥着关键作用，其溶质去除效果和血液相容性显著影响ESKD患者的临床结局。
简要介绍血液透析程序和不良膜与血液的相互作用。血液透析程序示意图。血液透析是通过体外方法进行的，其中血液通过半透中空血液透析膜(也称为透析器或血液透析器)泵入，然后注入体内血液循环。抗凝剂通常用于保持透析器的通畅和血液流动。b血液透析过程中溶质扩散交换的经典机制。尿毒症毒素在血液和透析液之间的浓度梯度的驱动下通过透析器运输。c肾病公司(NephroCan Inc.)生产的商用聚醚砜高通量透析器(上)和聚砜低通量透析器(下)的代表性数码照片(一)以及聚砜(二)、聚醚砜(三)和三醋酸纤维素(四)中空纤维血液透析膜的截面扫描电子显微镜(SEM)形态。d HFMs与血液接触时膜与血液的不良相互作用。HFMs本身可诱导蛋白质吸附变性，激活多种血细胞、补体和凝血系统，最终导致膜弥散通透性意外降低，血清白蛋白/蛋白损失增加，炎症细胞因子释放和氧化应激增加，促进体外血液循环血栓形成，中空纤维闭塞，最坏情况下可提前终止透析治疗
病史、基本特征及临床表现公司估值ntemporary间歇
自20世纪60年代以来，材料技术和高分子化学的进步使得具有更高渗透性、亲水性和更好血液相容性的HFMs得以开发，为慢性透析患者的福利和生活质量的显著改善做出了重要贡献[6,24]。现代血液透析器的发展简史如图2所示。传统上，透析膜根据其材料组成分为纤维素类和合成类。
现代血液透析器的发展简史
纤维素膜
一般来说，纤维素膜具有对称结构和去除小溶质的良好性能。应用由纤维素制成的cuphaane®膜导致血液透析患者预后不良，引发进一步的研究以优化其生物相容性。未修饰的cuproane®膜的血液相容性差(如补体活化和白细胞减少)是由于纤维素的规则线性链结构中存在游离的亲水羟基[24]。自20世纪80年代以来，纤维素膜性能的改善是通过对羟基的战略性化学掩蔽来实现的，羟基通过替代途径促进补体活化[15]。羟基向醋酸酯的转化与膜孔隙度的增加有关，对水和小溶质分子的渗透性影响最为显著[7]。其中，三醋酸纤维素膜表现出最低的补体激活，是所有现有纤维素膜中最具生物相容性的[25]。三醋酸纤维素膜也具有各种渗透性能，从低到超高通量性能(高通量血液透析器的标准定义不容易获得)。然而，基于不同商业供应商的各种高通量透析器，超滤系数高于40 mL/mmHg / h的血液透析器被定义为高通量血液透析器，因此可用于中等分子量溶质的清除，包括β2-微球蛋白[25]。
未经改性的纤维素膜在上个世纪被广泛使用。然而，近几十年来，它们的使用急剧减少，实际上已经从市场上消失了。纤维素透析膜的主要生产商(德国Wuppertal, cuproan®和Hemophan®的生产商，membrane GmbH)甚至在2006年停止了生产。尽管一些现代(改性)纤维素膜具有与合成膜相似的性能和功能属性，但其使用量仍在下降。纤维素膜在临床使用的急剧减少可能主要归因于对尿毒症毒性、血液相容性挑战的进一步了解，以及进一步提高透析患者存活率的需要。
合成膜
合成膜制成的透析器是现代血液透析的重要组成部分[26]。合成膜最初是在40多年前被开发出来用于透析，以解决未经修饰的纤维素膜血液相容性差和渗透性有限的问题[6]。早期的合成膜的壁厚为100 μm，其渗透性不足以允许基于扩散的分离，因此限制了血液过滤(纯基于对流的)的使用。然而，随后的修改，特别是壁厚的显著减少，使合成膜适合于高通量血液透析和血液过滤[6]。如表1所示，现代合成膜的壁厚通常为20-50 μm。
虽然一些合成膜，如磺化聚丙烯腈(AN69)和PMMA膜，在结构上是对称的，并且整个成分均匀，但最现代的血液透析合成膜具有不对称结构，膜-血液界面处的薄内层“皮肤”层(大约≤1 μ m宽)是溶质去除的主要尺寸区分因素[6,27,28]。壁的剩余部分(“基质”)提供了一个大的表面积，作为通过吸附去除分子的支撑结构。基质的结构比“皮肤”层更具有大孔性，因为“基质”具有海绵状或指状结构[6]。
1969年，法国化学和制药制造商Rhône-Poulenc SA开始开发用于血液透析的AN69膜。AN69膜对称且均匀，具有高密度的中等孔径，不仅对大溶质具有高渗透性，而且对流体也具有高渗透性。独特的是，AN69膜能够通过与负磺酸基的静电结合以及跨膜运输，通过膜吸附去除低/中等分子量的β2-微球蛋白和炎症细胞因子[29]。由于这些独特的膜特性，最新的表面处理AN69膜，即oXiris膜，已被广泛用于脓毒症或COVID-19危重患者的RRT[29]。
在所有由合成聚合物制成的透析膜中，93%来自母体聚芳基砜家族，其中71%来自PSF, 22%来自PES。PSF和PES是一种非晶聚合物，其结构中含有一个砜基团，具有优异的化学和热稳定性。与所有可用于透析的合成聚合物相比，PSF和PES的独特之处在于它们可以通过所有主要的灭菌方式(蒸汽，环氧乙烷和伽马辐射)进行灭菌。由于与环氧乙烷相关的临床显著超敏反应以及辐照对聚合物和膜结构的不良影响，医疗器械的蒸汽灭菌正变得越来越重要，因此这一特性至关重要[24]。PSF和PES透析器还满足所有治疗方式(低通量和高通量透析、在线血液滤过和血液滤过)的溶质和液体去除要求，以及当代透析治疗的其他要求，如有效的内毒素保留能力、内在生物相容性和低细胞毒性[26,30]。根据文献，PSF和PES膜在去除溶质和生物相容性方面表现出优于其他合成类型的性能[26]。
最近，膜制造的进步导致了一类新型透析膜的发展，其分子量截止点接近白蛋白的分子量，称为介质截止(MCO)膜(Theranova血液透析器)[31]。MCO膜孔径中等，孔隙分布均匀，筛分曲线陡峭，接近天然肾，具有独特的内滤-反滤机制[32]。越来越多的临床证据共同表明，与传统的高通量透析相比，使用MCO膜的扩大血液透析具有更大的去除中等分子量毒素的能力，并且MCO膜可以缓解微炎症和氧化应激状态，并可能在一定程度上改善慢性血液透析患者的生活质量[33,34,35]。然而，用MCO膜进行扩张血液透析并不能解决蛋白结合和大分子尿毒症毒素的去除问题[36]。
生物活性膜
尽管在过去的几十年里，膜制造技术有了很大的进步，但最具生物相容性的膜在透析过程中与血液长时间接触时，无法避免不必要的补体激活、促炎细胞因子和活性氧(ROS)的释放。炎症状态的增加可大大增加ESRD患者的长期合并症[37]。因此，需要创新方法来提高HFMs的生物相容性和生物活性。研究的主要重点是利用生物活性肝素或维生素e涂层赋予当前的HFMs抗血栓和抗氧化特性，这可以分别显著降低传统透析过程中全身肝素化和氧化应激的出血风险。
慢性血液透析通常需要全身抗凝，以防止透析器和体外回路中的血栓形成[17,38,39]。然而，肝素的使用会增加出血的风险[38]，因此对于有致命性活动性出血的透析患者，如严重的胃肠道出血和脑出血，一般是禁忌使用的[40]。对高危出血患者的另一种透析选择是用肝素移植的HFMs进行无肝素透析，以防止血栓形成。然而，在这类患者中，肝素移植HFMs进行无肝素血液透析的疗效和安全性仍然存在矛盾。肝素包被PSF透析器的临床试验表明，这些透析器降低了持续RRT患者的肝素需求[41]。然而，Wright等人发现，与传统的cuprofan®膜相比，移植肝素的纤维素膜并不能缓解透析患者对肝素的需求[42]。这些早期的探索在过去的二十年中极大地推动了肝素移植AN69膜(包括AN69ST和HeprAN膜)的发展和应用[27]。AN69ST是一种改性AN69膜，其表面电负性通过分层聚乙烯亚胺来中和[43]。与天然AN69、PSF和三醋酸酯膜相比，AN69 ST膜结合了大量的肝素，在3-5分钟内的平衡吸附容量为1000±200 IU/m2[43]。HeprAN (Evodial®透析器的膜)采用改进的AN69ST技术，在制造过程中将肝素移植到膜上，从而无需在透析中心进行肝素注入[27]。
2014年，HepZero研究表明，在接受无肝素透析的患者中，使用Evodial®膜进行透析的成功率明显高于采用当前标准治疗方法(如间歇盐水冲洗和预稀释)的患者(68.5% vs 50.4%)[44]。然而，Evodial®组较高的成功率并没有达到预定的优势阈值。在后来的一项研究中，Evodial®膜与改良的抗凝方案一起使用，联合肝素/白蛋白与含柠檬酸的透析液，并显示出比肝素生理盐水在PSF膜中引发更好的性能[45]。在另一项前瞻性随机研究中，发现肝素移植膜的抗凝性能不如常规的局部柠檬酸盐抗凝[46]。使用AN69ST膜和肝素生理盐水灌注的透析成功率明显低于使用PSF膜和局部柠檬酸盐抗凝的患者(61% vs 87%)。最近，EvoCit研究评估了Evodial®膜在有和没有全身抗凝的血液透析中的性能。结果表明，在溶质清除率方面，使用Evodial®膜联合1.0 mmol/L柠檬酸富集透析液的血液透析效果不逊于联合全身肝素化的血液透析。然而，该方案导致更多的缩短治疗时间，更多的膜凝血和更多的凝血酶生成[47]。这些发现表明，肝素移植膜在降低高危出血患者肝素剂量方面的优势是以增加体外循环中意外凝血事件为代价的，这使得在常规透析过程中使用这些肝素移植膜具有挑战性。
氧化应激和慢性炎症在透析患者中也很普遍，并与心血管疾病、贫血和营养不良的增加有关[16,48]。早在1984年，Giardini等人就首次描述了血液透析患者氧化应激升高的证据[49]。在氧化应激过程中，红细胞受到膜脂过氧化作用，容易受到破坏[50]。维生素E是一种亲脂性抗氧化剂，可以包被在HFMs上以减少ROS的产生[48]。2006年，Yang等人发现，在透析患者中，维生素e包被的extracbrane EE18膜(Terumo Co.， Shibuyaku, Japan)本身可以有效地减少脂质过氧化并保护红细胞免受氧化应激[51]。使用外膜也导致全血中ROS形成显著减少(50%)。在另一项前瞻性、对照、观察性队列研究中也发现了类似的结果，在该研究中，维生素E包被的clians®E空心纤维透析器(Terumo Co.， shibuaku, Japan)导致总抗氧化状态(TAS)显著增加，硫代巴比妥酸反应性物质(TBARS，一种氧化应激敏感标志物)和氧化性低密度脂蛋白(oxo - ldl，一种氧化应激敏感标志物)的减少[52]。使用clians®E透析器6个月后，与基线相比，促炎细胞因子如c反应蛋白(CRP)和白细胞介素-6 (IL-6)显着降低，提示维生素E包被膜的抗炎作用。另一项研究调查了维生素e包被的PSF膜对基因组和DNA氧化损伤水平的保护作用[53]。经过6个月的随访，29名接受维生素e涂层膜治疗的患者显示出较低水平的氧化DNA损伤(通过较低水平的氧化DNA碱基来评估)，而不是接受常规PSF膜治疗的患者。Zhang等人在2022年证实，使用维生素e包被的EE15膜进行血液透析可有效恢复氧化还原代谢失衡，改善氧化磷酸化[54]。最近一项包含15项研究的荟萃分析也表明，维生素e包被的HFMs能够降低氧化应激生物标志物(如TBARS和ox-LDL)和促炎细胞因子(如CRP和IL-6)[55]。然而，应该指出的是，没有确凿的临床证据表明维生素e包覆的HFMs对以患者为中心的结局(包括死亡率和主要心血管事件)有保护作用。因此，仍需要更大样本量和更长随访期的临床研究来确定使用维生素e包被的HFMs是否与透析患者的长期保护有关。表1进一步总结了当代各种HFMs的基本膜结构特征、主要优点和局限性的详细信息。
有限公司HFMs血液相容性的概念和原理
血液接触装置广泛应用于临床，血液相容性被认为是HFMs等血液接触装置最重要的性能之一。HFMs的发展历史也与增强其血液相容性的过程有关。然而，目前使用的合成聚合物膜(如PSF、PES等)仍存在血液相容性不足、补体活化、蛋白质吸附变性、免疫细胞活化、炎症等问题[27]。虽然已经取得了一些进展，如维生素e包被膜和肝素修饰膜的发展(见“当代HFMs的基本原理、历史、基本特征和临床评价”)，但这些进展只是部分解决了膜的血液相容性相关的挑战。此外，血液透析的新进展和新的血液透析技术的出现，如微流控装置、可穿戴透析器和人体肾元过滤器，提倡更高的血液相容性[73,74,75,76]。
蛋白质吸附
蛋白质吸附被广泛认为是血液接触到外来表面(如HFMs)时发生的初始事件[77]。关于材料表面蛋白质吸附的知识和研究已经得到了广泛的研究，也有许多优秀的综述对这方面进行了总结[21,78]。在血液透析的情况下，目前临床实践中使用的膜基质对蛋白质粘附和变性的抵抗能力较差。因此，低蛋白污染尤为重要，亟待解决。已知HFM表面的蛋白质吸附会影响其毒素清除[79,80]，促进细胞粘附和活化，诱导炎症和血栓形成[81,82]。在本节中，介绍了蛋白质在HFM表面的相互作用及其后续下游反应的进展。
膜表面蛋白质吸附的驱动力
当HFMs与血液接触时，表面的非特异性血浆蛋白吸附是不可避免的，并可在几秒钟内发生[83,84]。等离子体由数千种具有不同分子大小和表面特性的蛋白质组成，包括电荷和疏水性。由于HFMs和蛋白质的表面结构，蛋白质与HFMs表面的许多相互作用是可能的。非特异性蛋白质吸附主要通过HFM表面的范德华力、氢键、静电相互作用和疏水脱水发生[15,78]。根据表面特性，初始吸附可以是可逆的，也可以是不可逆的。在大多数情况下，血液中浓度较高、表面亲和力较低的小蛋白质会迅速在界面上形成一层;然而，这一最初附着层的组成可能随着时间的推移而改变，因为这些蛋白质被具有高表面亲和力的大蛋白质所取代。
大多数蛋白质在HFM表面上表现出极其快速和基本上不可逆的吸附，即使用缓冲液大量冲洗后也能保持附着。不可逆蛋白质吸附通常是在一系列多步骤中建模的，这些步骤遵循较低的吉布斯自由能(G)， ΔG = ΔH-TΔS。在一定温度下，G的最小值可以通过减小焓(H)和/或增大熵(S)来获得[85]。血液蛋白是通过氨基酸残基之间的相互作用来稳定的，包括氢键、离子键和疏水-疏水相互作用。它们暴露于水的表面通常是亲水的，有结合水分子和相关的小反离子。当蛋白质与HFM表面接触时，它们倾向于释放这些水分子和结合的小反离子，导致熵增加。随着内部稳定相互作用减弱，随后的构象变化导致疏水区域暴露于水环境，导致蛋白质在HFM表面吸附。表面新键/相互作用的形成，净焓变为正，是由于蛋白质在HFM表面的吸附和变性。在这个过程中，由于水分子和反离子的释放而增加的熵足以抵消有害的吸附焓，从而导致吉布斯自由能的净减少[21]。
罗曼效应与蛋白质变性
血液中可逆的蛋白质吸附可以通过HFM膜表面与蛋白质之间的相互作用发生[86]，可以用“Vroman效应”[87]来解释。许多蛋白质的构象变化发生在非特异性吸附到界面上[88,89](图3)。表面蛋白质接触区域诱导自由能增加，因此蛋白质倾向于通过构象重组最大化其足迹，如许多实验报告所示[90]。表面上蛋白质的结构重组是由有益的蛋白质-表面相互作用驱动的，由于有序蛋白质结构的丢失和水分子或反离子的释放，导致熵的增加[91]。因此，吸附过程中的构象变化会导致宏观上可测量的影响，如吸附蛋白质量的减少、二级结构的改变和洗脱阻力的增加[92,93]。
蛋白质在HFM表面的吸附过程。血液中浓度较高、表面亲和力较低的小蛋白，如白蛋白，可被快速、可逆地吸附，随后可被表面亲和力较高的大蛋白所取代。被吸附的蛋白质倾向于通过构象重组来最大化它们的足迹，因为表面蛋白质接触会引起自由能的增加。在透析过程中，吸附和变性的蛋白质触发HFM表面的凝血、免疫和炎症反应的激活
蛋白质显著的构象变化通常是一个缓慢的过程。许多蛋白质最初在表面松散结合，然后随着时间的推移，由于蛋白质的展开而进行结构重组，从而增加其表面亲和力。因此，蛋白质层在HFM上的解吸动力学强烈依赖于吸附事件所消耗的时间。这意味着新建立的蛋白质层很容易从HFM膜表面洗脱;然而，在事件早期(从几分钟到几个小时)已经吸附的蛋白质层可能难以通过洗脱去除。值得注意的是，吸附后的构象变化也会影响被吸收蛋白质的生物学功能，并进一步引发细胞反应。例如，已知纤维蛋白原或vWF在构象改变后会向血小板和白细胞暴露更多的结合结构域[94,95,96,97]。吸附在HFM上的蛋白质也会因其天然构象的改变而失去生物活性[98]。此外，值得注意的是，HFM表面性质也密切影响蛋白质变性，这是一个值得进一步研究的重要课题[99,100]。
蛋白质吸附及其后果
由于几个原因，HFMs的防污性能至关重要。吸附在HFM表面的蛋白质污染物不仅降低了对溶质的清除效果，还引发了一系列后续的接触反应，这可能是由于吸附蛋白质的构象改变[77,94]。人们普遍认为，吸附和变性的蛋白质可以启动凝血激活和免疫炎症反应[101,102]。因此，避免和控制蛋白质吸附可以大大改善当前HFMs的血液相容性。这里简要介绍了血液中血浆蛋白吸附在HFM上引起的不良接触反应，关于蛋白质吸附如何引起这些反应的细节将在后面的章节中解释。
纤维蛋白原和vWF的吸附可以引发进一步的构象变化，暴露出相互作用的血细胞的结合域[94,95,96,97]。例如，血小板通过GPIb-V-IX复合物与吸附的vWF结合，通过α ib β3受体与纤维蛋白原结合[95,103]。已知中性粒细胞通过CD11b/CD18受体与纤维蛋白原结合，红细胞可以通过粘附分子(纤维蛋白原与aib β3和ICAM-4)与血小板聚集[96,104]。这些事件在HFM的炎症和免疫反应中发挥重要作用，凝血激活导致血栓形成[105,106]。例如，FXII与纤维表面结合会引起构象变化，从而启动内在凝血途径[107];从FXII中切割出来的βFXIIa可以启动从前钾likrein中切割出来的缓激肽(KK)的形成，KK切割高分子量的激肽原(HK)并释放缓激肽(BK)，这是一种具有促炎和血管活性的非肽[108]。
又如，ficolin-2和C3b与膜表面结合，可通过凝集素途径(LP)和替代途径(AP)触发补体活化，导致炎症活化[109]。这些级联事件，血细胞、免疫系统和凝血系统的激活，与提供进一步激活的有效扩增环密切相关[110]。因此，单独研究这些事件，虽然提供了信息，但可能无法正确理解膜特性对血液相容性的影响以及我们创新膜表面化学的能力。
血小板粘附、聚集和活化
血小板粘附和活化是影响HFMs性能和血液相容性的重要因素。活化的血小板可以释放大量的生物分子和细胞因子，从而触发内源性和外源性凝血途径、炎症和免疫反应[11,112]。这些活化的血小板也可以通过纤维蛋白原与红细胞形成聚集体[95,104]。每微升血液循环中大约有25万个血小板。血小板的静止部分是由血液中的信号维持的，包括前列腺素I2 (PGI2)、一氧化氮(NO)、前列腺素E2 (PGE2)和外核苷三磷酸二磷酸水解酶(CD39)[113,114]。在静止状态下，血小板的大小约为1 ~ 2 μm[115]。血小板表面有一层由膜糖蛋白、糖脂和粘多糖组成的模糊蛋白聚糖层[116]。血小板表面带负电荷，可防止静息血小板通过静电斥力粘附到其他血小板或血管内皮表面。此外，血小板具有离子通道，研究表明，这些离子通道随着血小板膜表面的凹陷而连续。这些通道可以提供由内到外和由外到内的信号通路。在血小板活化后，这些通道也可以修饰为表面膜[117,118]。
当血液与HFMs接触时，吸附的蛋白质促进血小板的粘附和活化。在这种情况下，血小板被预先设定为对表面结合蛋白和可溶性蛋白信号做出快速反应，启动一系列凝血和炎症所必需的事件[119]。血小板激活可以在几分之一秒内发生，导致血栓在不到五分钟内形成。与静止状态相比，血液透析过程往往伴随着更高的剪切应力[120]，这不仅会影响蛋白质的吸附和变性，还会诱导血小板发生变形，从而增加其与吸附蛋白的结合域[121,122]。文献清楚地表明，剪切和流动对血小板粘附和活化有影响[123,124]。因此，在本节中，我们将详细阐述血小板如何粘附在HFM表面，它们如何被激活，以及它们在凝血和免疫系统之间的相互作用。
hfm诱导的血小板粘附和聚集
血小板与细胞表面的初始结合可通过细胞表面糖蛋白介导[119]。纤维蛋白原、vWF、胶原蛋白等在血小板粘附中起重要作用[125,126,127]，如图4所示。vWF是一种由内皮细胞和巨核细胞合成的大的多聚体黏附糖蛋白。vWF在HFM表面的吸附和变性显示出带正电荷的vWF- a1结构域，并与带负电荷的GP1bα配体结合域结合[128]。GPIbα是非活化血小板上唯一对表面结合的vWF具有显著亲和力的受体。在正常情况下，由于GPIbα结合位点隐藏在vWF- a1结构域上，因此原生vWF与GPIbα之间不存在相互作用。然而，vWF的固定和/或高剪切力(例如，在血液透析条件下)消除了其他vWF结构域的屏蔽作用，允许血小板结合和激活[129]。
hfm诱导血小板粘附和活化示意图。a-b血小板与表面结合可通过细胞表面糖蛋白介导，血小板可通过不同的信号转导途径被激活，包括酪氨酸激酶激活和g蛋白偶联受体。c当血小板被强激动剂激活时，带负电荷的磷脂被重新分配到血小板膜的外小叶，而血小板的激活也导致微粒的形成和高阴离子的生物分子如polyP的释放，从而促进凝血途径的激活。d此外，血小板-白细胞相互作用主要由活化血小板表面表达的p -选择素和中性粒细胞和单核细胞表面的p -选择素糖蛋白配体-1启动。缩写:vWF血管性血友病因子，ADP二磷酸腺苷，PS磷脂酰丝氨酸，PC胆碱磷脂，PSGL-1 p选择素糖蛋白配体-1,PAR1/4蛋白酶活化受体-1或-4
血小板活化后，纤维蛋白原介导的血小板粘附起主要作用，αIIbβ3被认为是血小板表面最丰富的受体[21]。在静息条件下，整合素αIIbβ3对其配体纤维蛋白原和vWF的低亲和力随着血小板活化而急剧增加[126]，如图4所示。低亲和力构象是通过血小板膜上α和β亚基的近端细胞区域之间的相互作用来维持的，通过α iib整合素的Arg995和β3整合素的Asp723以及紧邻精氨酸和天冬氨酸残基的n端疏水残基之间的盐桥来稳定[130]。值得注意的是，血小板在膜表面的粘附是由与吸附诱导的纤维蛋白原构象改变相关的因素介导的，而不是吸附浓度。
此外，血小板在HFM表面的粘附和聚集也与剪切速率有关，剪切速率也是血液透析过程中重要的血流动力学参数[95]。对血小板聚集过程的深入了解导致了三种不同的途径。在低剪切速率下(低于1000 s−1)，血小板聚集主要受α ib - β3-纤维蛋白原相互作用调节[131]。相反，当剪切速率在1000 ~ 10000 s−1之间时，血小板聚集分两步发生[132]。一个初步步骤依赖于GPIbα和α ib β3的粘附功能，并受可逆血小板聚集发育的调节。第二步，αIIbβ3的不可逆活化和血小板激动剂的生成导致稳定的血小板聚集体的形成。在剪切速率大于10,000 s−1的情况下，血小板聚集完全受GPIbα-vWF相互作用的调节，在没有血小板或α ib β3活化的情况下也会发生血小板聚集[133]。
hfm诱导的血小板活化
血小板可以通过不同的信号转导途径被激活，包括酪氨酸激酶激活和g蛋白偶联受体，如图4a, b所示。对于酪氨酸激酶级联的激活，一些证据表明，这些信号是在vWF占领GPIb[134]，抗体复合物占领FcRγII受体，GAS6占领受体Axl和Mer[135]，胶原占领GPVI-FcRγ[136]和podoplanin占领CLEC-2时产生的。这同样会导致血小板聚集[137]。对于跨膜g蛋白偶联受体级联的激活，有证据表明，当血栓素受体(TP)被TXA2占据[138]，蛋白酶活化受体-1 (PAR-1)和蛋白酶活化受体-4 (PAR-4)被凝血酶占据[139]，P2Y1和P2Y12被二磷酸腺苷(ADP)占据[114,140]，α ib β3被纤维蛋白原占据时，会产生这些信号。
一旦血小板被激活，它们可以通过细胞骨架重排迅速改变形状[95]。血小板活化的特征是形态从圆盘形状(失活)转变为球形，并出现附属物，称为伪足，促进血小板接触和粘附[21]。部分活化的血小板表现出短或长的树突，而完全活化的血小板是扁平的，分布在HFMs表面。活化的血小板可以将其颗粒缺陷到外膜，腾出内容物，以大量生物活性分子丰富局部环境[141]。旁分泌或/和自分泌的特性允许初始信号迅速反馈到过程中，增加附近血小板的激活数量和程度，从而诱导二次分泌并导致血小板激活的急剧放大。
血小板与凝血
静息状态下，带负电荷的磷脂(含磷脂酰丝氨酸(PS)和磷脂酰乙醇胺(PE))主要储存在细胞膜的内小叶中，而中性磷脂胆碱则主要分布在细胞膜的外小叶中(图4c)[142]。当血小板被强激动剂激活时，带负电荷的磷脂被重新分配到血小板膜的外小叶，从而促进内在凝血途径的激活[142]。这个带负电荷的表面也作为一个模板，聚集凝血因子进一步生成Xa因子和凝血酶的下游生成，导致血栓形成。血小板激活还可以从致密颗粒中释放带负电荷的聚磷酸盐(polyP)，这是一种促进血液凝固的物质，导致凝血酶进一步生成和凝块形成[141,143]。PolyP是一种无机磷酸盐单元的线性聚合物，可以在活化的血小板表面聚集成纳米颗粒，进一步激活凝血系统。息肉对凝血过程的影响是多阶段的，它可以加速FXII、FXI和FV的活化，改变纤维蛋白凝块的结构[143]。
细胞内钙离子浓度的升高、钙蛋白酶的活化、细胞骨架的重排、蛋白质的磷酸化和磷脂的易位等都与血小板源性促凝微粒的形成有关。在体外，活化血小板释放的微粒可以通过刺激胶原蛋白、凝血酶、组织因子(TF)、补体C5b-9或高剪切率来实现[144]。微颗粒可诱导接触活化，结合FVIII、FVa和FXa，最终形成FXa和凝血酶原复合物。它们还可以结合蛋白S促进FVa和fviia的失活，从而抑制凝血级联[95,145]。此外，这些微粒还可以通过提供花生四烯酸来激活血小板。
综上所述，有无可辩驳的证据表明，HFM表面的血小板活化可以加速凝血酶的生成:(1)活化的血小板可诱导接触活化，(2)血小板可通过FIXa和viia加速FX活化，通过FXa和Va加速凝血酶原活化，(3)活化的凝血因子与血小板膜表面的结合可保护其免受血浆抑制剂引起的失活，(4)血小板可帮助纤维蛋白原与凝血酶的反应，通过vWF增强凝血因子的定位，加速凝血酶对FXI的活化。释放FXIII促进纤维蛋白原交联[95,146]，(5)活化的血小板可释放polyP，加速凝血酶生成，导致凝块生成扩增[143,147]。
血小板和白细胞
血小板参与炎症反应可以通过对白细胞的协同作用来实现[148,149]。血小板-白细胞相互作用主要由活化血小板表面表达的p -选择素和白细胞表面的p -选择素糖蛋白配体-1启动，如图4d所示。除了p -选择素糖蛋白配体-1外，白细胞表面的CD24也可以结合p -选择素[148]。这些由p -选择素介导的瞬时相互作用可以通过随后主要由活化的白细胞β2整合素介导的接触调解来稳定[150]。此外，血小板可合成并释放血小板活性因子，激活白细胞α m - β2[151]，与血小板GPIbα和血小板结合纤维蛋白原相互作用。
白细胞和血小板之间紧密的互补关系导致随后的炎症反应，包括白细胞趋化因子的释放[152]，影响成纤维细胞和平滑肌细胞的血小板源性生长因子的释放[153]，刺激和抑制细胞生长的转化生长因子的释放[154]，激活中性粒细胞并具有抗血管生成活性的血小板因子4 (PF4)的释放[155]。以及刺激淋巴细胞的细胞因子IL-1B的释放[156]。血小板还含有FcγIIA受体，它可以结合免疫球蛋白G (IgG)和免疫复合物[157]，进而影响补体活化。此外，血小板被激活后在其膜表面表达CD40配体，可与位于白细胞上的CD40因子结合[158]。这种结合导致白细胞的激活和许多炎症分子的合成。同时，血小板-白细胞相互作用可促进ROS的产生，导致氧化应激[159]。因此，HFM表面活化的血小板在与血液透析相关的炎症和免疫反应中起关键作用。
HFM-Induced炎症
由于动脉硬化等综合因素，尿毒症患者的预期寿命显著降低，部分原因是由潜在的肾脏疾病、合并症和HFMs的生物不相容性引发的普遍的慢性全身性炎症[160,161]。基于这些考虑，血液透析期间的炎症反应一直是医务人员关注的焦点。例如，已知可引起补体活化的纤维素基膜会导致单核白细胞的活化和促炎细胞因子的释放。激活的白细胞更容易发生凋亡，这可能导致该患者组白细胞减少[15]。因此，在临床使用中，纤维素基膜被合成聚合物膜如PSF和PES所取代，显著降低了炎症反应。然而，这些膜仍然没有令人满意的抗炎特性，可能是由于它们的血液相容性差[79,80]。本节将讨论hfm诱导的炎症激活和炎症相关的副作用。
接触式/Kallikrein系统
在接触激活系统中作为酶原循环的蛋白有FXII、FXI和prekallikrein (PK)，而HK在PK和FXI的裂解中起辅助因子的作用[81]。FXII的构象变化是由FXII与HFMs结合或接触引起的，触发部分无保护的自激活成α-FXIIa，这使得FXII酶促激活β-FXIIa。
β-FXIIa可通过两种途径启动。在第一个途径中，PK与KK结合，HK作为辅因子。然后，KK激活FXII到β-FXIIa，这反过来又产生更多的KK，提供一个有效的扩增周期。此外，HK可以被KK裂解并释放BK，一种有效的血管舒张剂、血管通透性诱导剂和促炎肽。在第二种途径中，FXI被激活为FXIa, FXIa再次使用HK作为辅助因子，启动内在凝血途径，最终导致凝血酶生成[162]，如图5a所示。生成的蛋白酶FXIIa、FXIa和KK可被血浆中普遍存在的C1抑制剂(丝氨酸蛋白酶抑制剂)和抗凝血酶(AT)抑制[21]。据报道，在等离子体循环的前五分钟内，由zeta电位评估的膜的电负性与接触系统的激活之间存在直接关系[163]。
hfm诱导的炎症示意图。膜首先诱导FXII到FXIIa的自激活。FXIIa激活HK结合的PK与K结合，使HK裂解为BK，诱导炎症反应。a凝血的接触活化和补体活化可导致白细胞活化，活化后的白细胞可分泌ROS、TF、促炎细胞因子和酶。b导致补体在HFM上活化的主要机制是ficolin-2和MBL与膜结合，导致LP活化。同时，properdin和/或C3b结合到膜上，导致AP活化。HFM表面官能团(如羟基)也能促进AP活化。c)吞噬抑制被认为是巨噬细胞融合的主要启动因素，导致形成多核FBGCs，这是异物反应的特征。简称:PK预激肽肽、K激肽肽、HK高分子量激肽原、BK缓激肽、FBGC异物巨细胞、TF组织因子、IgG免疫球蛋白G、ROS活性氧、RNS活性氮、LP凝集素途径、AP替代途径
补体的激活
在深入研究hfm诱导的补体激活之前，应该首先回顾导致补体激活的途径。补体的激活可以通过三种不同的途径发生，包括经典途径、凝集素途径和替代途径[164]。不管途径如何，补体激活导致C3转化酶的形成，该酶催化C3裂解为分裂产物C3a和C3b。C3b与被因子D切割的因子B (C3bBb复合物)结合，在形成C3转化酶中起重要作用，使C3b的生成放大。当C3b的局部浓度达到临界值后，C3转化酶将底物特异性转移到C5。
C5转化酶将C5裂解为C5a和C5b[165]。C5a作为过敏毒素释放，C5b激活补体系统的终末通路。C5b迅速与C6结合，形成可转移的C5b,6配合物。在快速序列中，C5b,6复合体与C7 (C5b-7)、C8 (C5b-8)以及C9的多个拷贝(C5b-9)快速紧密结合，形成膜攻击复合体(C5b-9)，导致细胞的渗透裂解[166]。补体衍生中介分子的数量表明补体在急性炎症中的重要作用[164]。
导致补体在HFMs上活化的主要机制是ficolin-2和MBL与这些膜结合，导致凝集素途径的激活[109]。还发现properdin和/或C3b与HFMs表面结合，从而激活替代途径[167]，如图5b所示。表面官能团，如羟基和伯胺基团也被认为可以激活替代途径[168]。在血液透析过程中调节补体活化的一个机制是补体抑制剂在HFMs上的吸附。在血液透析中，PSF或PES膜可以吸收因子H(替代途径的主要调节因子)和聚簇素(终端途径激活的抑制剂)，从而阻止C5a和C5b-9的形成[169,170]。
免疫细胞
越来越多的证据表明，被吸附的纤维蛋白原可能促进中性粒细胞与HFM的粘附[96]。在表面粘附之后，中性粒细胞通过释放蛋白酶、ROS和TF来改变环境[171]，如图5所示，这对血栓形成和其他并发症起着重要作用。中性粒细胞还释放促炎细胞因子，包括巨噬细胞趋化剂和炎症蛋白，以及白细胞介素(IL) IL-8[172]。值得注意的是，活化的中性粒细胞也释放中性粒细胞胞外陷阱(NETs)，促进血栓形成和免疫激活，最近有报道[173,174]。
单核细胞可以通过趋化信号被募集到炎症部位[175]。它们在HFMs表面的一些活性与慢性期有关。单核细胞分化为巨噬细胞;它们可能会促进炎症或有助于解决，这取决于当地的微环境线索[176]。巨噬细胞对HFMs的吞噬作用导致一种称为“吞噬抑制”的状态[177]，如图5c所示。被抑制的吞噬作用被认为是巨噬细胞融合的主要发起者，导致形成多核异体巨细胞(FBGCs)，这是异体反应的一个特征。这些细胞随后产生ROS活性氮(reactive nitrogen species, RNS)和能够改变HFMs表面化学性质的酶[178]。
Surface-Induced血栓形成
HFMs抗血栓表面特性的研究被认为是一个重要的研究热点。血液透析过程通常伴随着抗凝剂的使用，抗凝剂可以有效地抑制HFMs诱导的凝血激活。为了避免血液透析过程中血栓形成，肾病学家倾向于使用大剂量抗凝剂来保证透析过程的进展[17,179]。然而，过量使用抗凝剂可导致患者出血风险[180]。此外，由于患者的疾病状况和清除情况不同，医务人员很难确定每位患者抗凝血剂的准确剂量[181]。具有足够抗血栓特性的HFMs可以潜在地减少抗凝剂的使用[182]。最近的研究表明，新的血液透析技术，如可穿戴人工肾脏，可以大大提高透析患者的生活质量。然而，这些新技术迫切需要具有良好血液相容性的HFMs。这不仅可以通过消除对肝素泵的需求来减轻整个装置的重量，还可以显著降低出血的风险[74]。
正如前几节所讨论的，减少蛋白质的吸附可以有效地抑制hfm诱导凝血的激活。然而，有证据表明，单独的防污污表面可能是不够的，因为这些表面仍然可以激活内在的凝血途径。迄今为止，还没有成功的研究表明使用仅具有防污性能的HFM膜进行无抗凝血透析。近年来，我们组移植肝素AN69膜[183]和最近发现的不需要抗凝剂的血液稀释装置(假性血友病模型)可能会导致未来无抗凝剂血液透析[18]。在本节中，讨论了HFMs改变的凝血途径。
凝血系统由一系列酶原分子组成[184]。凝血级联可以通过“外在途径”(图6a)或“内在途径”(图6b)激活[185]。这两种途径在FX激活时汇合。激活的FX (FXa)和随后的步骤构成了“共同通路”。在这个途径中，凝血酶原被切割成凝血酶，凝血酶又将纤维蛋白原切割成纤维蛋白。如图6c所示，纤维蛋白聚合成交联的纤维蛋白纤维网络，形成血栓的主要结构。纤维蛋白网络通过提供粘附连接促进血小板聚集。凝血酶对这两种途径都能提供正反馈。
hfm致血栓示意图。凝血可以通过“外在途径”或“内在途径”激活。a在内在途径中，FXII吸附到表面并被激活。b在外源性途径中，激活的细胞表达TF, TF在激活FVII的细胞表面形成复合物。这两种途径在FX激活时汇合。c激活的FX (FXa)和随后的步骤构成“共同通路”。在这个途径中，凝血酶原被切割成凝血酶，凝血酶又将纤维蛋白原切割成纤维蛋白。缩写:MPs微粒、TF组织因子、TFPI组织因子途径抑制剂、HK高分子量激肽原、PS磷脂酰丝氨酸、AT抗凝血酶、TB凝血酶、C1丝氨酸蛋白酶抑制剂C1、PC蛋白C、APC活化蛋白C、APC/PS活化蛋白C和蛋白S复合物、ZPI z依赖性蛋白酶抑制剂、TAFI凝血酶活化纤维蛋白溶解抑制剂、TAFIa活化凝血酶活化纤维蛋白溶解抑制剂、Fb纤维蛋白原、Fbn纤维蛋白、AP活化血小板
此外，血液中还有其他蛋白可以调节凝血，避免过度凝血[186,187]:(1)AT可以抑制FIXa、FXa和凝血酶，AT是这些活化因子的天然抑制剂，肝素的存在会极大地催化AT的作用[188];(2)凝血调节蛋白可以与凝血酶结合，结合的凝血酶失去了切割纤维蛋白原的能力;(3)凝血酶也能激活蛋白C，从而使FVa和fviia失活。活化蛋白C还能与蛋白S形成复合体，灭活FVa和fviia;(4)丝氨酸蛋白酶抑制剂与蛋白Z复合物可使FXIa和FXa失活;丝氨酸蛋白酶抑制剂C1也是FXIIa抑制剂的主要因子;(5) TF通路抑制剂可抑制TF/FVIIa复合物，抑制FXa的水解能力[189];(6)血凝块形成后，纤溶系统可溶解血栓。纤维蛋白最终被纤溶酶降解产生可溶性纤维蛋白降解产物[190]。凝血过程中产生的凝血酶的数量也决定了凝块的结构，这可以改变纤溶系统降解凝块的能力[191]。
在血液透析过程中，内在凝血(接触激活)途径的激活可能是诱发初始凝血过程的主要原因。需要注意的是:(1)膜致血栓形成主要通过接触激活途径触发;(2)使用FXIIa拮抗剂可有效避免体外血液治疗过程中血栓形成[192]，FXIa抑制剂的潜力也有待研究;(3)血液透析过程中TF浓度变化有限[193]。然而，在无抗凝血液透析的情况下，这一论点需要重新考虑。
HFMs的制备与改性方法
HFMs的制备方法
把聚合物转化成纤维的过程被称为纺丝。纺丝技术支配着膜的结构。HFM纺丝包括通过喷丝器挤压连续生产纤维，然后将其还原为固体状态。根据使用的参数和工艺，纤维具有不同的性能。
早期的HFMs是通过熔融挤压制造的，这是一种无溶剂技术，将聚合物加热到熔点以上，挤压成薄片，然后拉伸使其多孔[194]。该技术适用于高结晶性聚合物。拉伸通常分为两个步骤，首先是冷拉伸，然后是热拉伸。在这一过程中，物理性质(如结晶度、熔点、抗拉强度等)和应用的工艺参数控制着膜的最终多孔结构和性能。该方法制备的HFMs结构对称，且通量低。此外，只有特定的衬底才能以这种方式应用，导致这种方法最近停止用于制造HFM。
对于溶液纺丝，需要至少包含一个喷丝器和一个卷取装置的专业装置，如图7所示。HFMs的制备采用基于相变换的干湿纺丝技术(湿纺丝技术很少使用)。在此过程中，将聚合物溶液通过喷丝器挤出，然后浸入含有非溶剂的混凝浴中，在混凝浴中溶剂和非溶剂发生交换，最终形成不对称HFM[195]。迄今为止，可以通过选择聚合物、溶剂和非溶剂、添加剂、沉淀时间、浴液温度等浸没沉淀过程中的参数来控制HFMs的孔隙结构。提出了不同的浇注条件和后处理方法，以提高纤维素膜的水通量和除盐性能。目前，溶液纺丝是HFMs的主要制备方法。
相变法制备平板和中空纤维膜。引用文献[195]。版权所有(2014)英国皇家化学学会
HFMs的修改方法
基于这些聚合物膜的特点和制备工艺，通常采用三种主要策略:本体改性、共混改性和表面改性。
批量修改
本体改性通过化学手段直接修饰聚合物基体本身，改性后的聚合物基体可以通过相转化直接制备和成型改性膜。这种方法可以赋予聚合物基质以官能团，以改善血液相容性。例如，以乙酰氯为乙酰化试剂，KMnO4为氧化剂，通过可控的乙酰化和氧化反应制备羧基PES[196]，如图8a所示。Tang等人用氯磺酸制备磺化聚醚[197]，如图8b所示。此外，PES还可以通过氯磺酸和二甲氨基乙醇的本体改性，直接用两性离子进行改性[198]，如图8c所示。此外，也有研究报道了羧基和磺酸基通过体改性对PES膜进行改性[199]，如图8d所示。
HFMs的批量改性。a羧基聚醚的制备方法。b磺酸聚砜的制备工艺。c两性离子PES的制备工艺。d模拟肝素PES的制备工艺。A的表示得到参考文献[196]的许可。版权所有(2011)Elsevier, b和d已获得参考文献[199]的许可。版权所有(2013)爱思唯尔，c已获得参考文献[198]的许可。爱思唯尔版权所有(2008
此外，氨基酸也可以通过本体修饰来修饰HFMs。Shi等人利用1-乙基-(3 - 3-二甲氨基丙基)-盐酸碳二亚胺EDC和NHS偶联反应，用氨基酸(甘氨酸、丝氨酸和赖氨酸)修饰PAN底物[200]。事实上，本体改性除了可以直接提高防污性能外，还可以赋予聚合物基进一步改性的官能团。Tripathi等人首先制备磺化PES，然后用1,1′-羰基二咪唑对磺化PES进行胺化PEG修饰。Xiang等人首先通过氯甲基化和叠氮化物转化反应制备了叠氮化物- psf膜，然后通过点击化学激活的层层组装用两性离子修饰膜[201]。批量改性的优点是改性效果相对稳定，但通常需要复杂而严格的改性条件。同时，改性过程中容易引起聚合物基体链断裂，从而导致改性膜的力学性能下降。
混合的修改
与批量改性相比，共混改性更容易，更适合工业生产。通过与功能改性剂共混，可以很容易地改善聚合物基板的功能化。然而，混合改性有两个关键方面需要解决。第一点是共混物的亲水性会导致共混物组分在HFM制备、储存和使用过程中“洗脱”(亲水性改性剂可能被水溶解)，从而降低改性性能。二是许多亲水性共混物与HFM基体的互溶性不佳，导致共混改性HFM的完整性差或力学性能不足。
通过共混亲水聚合物如PVP[202]、PAA[203]、PHEMA[204]、聚氨酯(PU，如图9a所示)等提高HFMs亲水性的报道很多，但亲水聚合物与疏水膜材料的不混溶以及亲水聚合物的洗脱限制了改性效果。由于该方法的性能较差，提出了原位交联策略。通过在聚合物底物溶液中直接引发亲水性单体的交联聚合，形成半互穿的网络结构，可以有效减少亲水性聚合物组分的洗脱(如图9b所示)。原位交联法虽然可以有效地防止共混物组分的洗脱，但由于共混物与基体的互溶性差，其改性效果仍然不理想。
HFMs的共混改性方法。a通过共混模拟肝素PU制备改性PES膜。b原位交联法制备改性PES膜。c通过共混功能化纳米凝胶制备改性PES膜。d两亲性聚合物共混制备改性PES膜。A的表示得到参考文献[208]的许可。版权所有(2014)Elsevier, b已获得参考文献[209]的许可。版权所有(2014)Elsevier, c已获得参考文献[210]的许可。版权所有(2016)英国皇家化学学会，d已获得参考文献[211]的许可。版权所有(2018)英国皇家化学学会
在这十年中，研究了与膜底物具有良好混溶性的大型3D或2D修饰剂(图9c)。例如，Wang等人将经磺酸基修饰的碳纳米管(CNTs)混合到膜基质中[23]。此外，亲水微凝胶也被用于修饰HFMs。Xia等人制备了聚乙二醇甲基丙烯酸酯微凝胶，并将其混合到膜底物中[205]。然而，在与过滤相关的静水压力下，即使微凝胶的尺寸大于孔隙的尺寸，也无法阻止微凝胶的洗脱[206]。因此，网状亚微凝胶被制备并混合成膜基质。因此，由PES链连接的亚微凝胶有效地阻止了它们从膜基质中洗脱出来[207]。然而，与共混方法相关的挑战之一是控制共混物的表面分离和亲水性成分洗脱之间的平衡。混合组分与底物之间的高度纠缠将导致官能团的表面富集不足。相反，很可能出现洗脱的问题。使用两亲性聚合物可能是解决这一问题的一种策略(见图9d)。此外，共混方法可以使膜基质具有活性官能团，便于进一步化学修饰[204]。图9总结了HFMs改性的不同混合方法。
表面修饰
与共混改性相比，表面改性的效果通常更好，因为它可以在膜表面丰富更多的官能团。此外，可以采用大量的策略来实现表面修饰，如氢键、表面自组装、主客体相互作用、亲疏水相互作用、点击化学、贻贝启发涂层、表面引发原子转移自由基聚合(SI-ATRP)、表面点击化学和其他表面接枝方法。由于改性方法的丰富，表面改性的效果更加可控和多样化。对于传统的表面修饰方法，可以用反应位点修饰膜，在膜表面附着不同的官能团。然后，将不同的生物相容性材料交联或固定在膜表面。例如，聚甲基丙烯酸缩水甘油酯(PGMA)首先通过原位交联聚合在PES溶液中制备，然后通过原位开环反应将PAA-AMPS接枝到HFM表面(图10a)[79]。此外，SI-ATRP也是控制表面改性效果的一种很好的方法。Xiang等人首先制备氯甲基化PSF膜，然后通过连续SI-ATRP合成P(SBMA-b-SSNa)的嵌段两性离子共聚物(图10b)[212]。
HFMs的表面改性方法。a通过表面开环反应制备paa - amps改性PES膜的说明。b通过SI-ATRP制备psbma - nass修饰的PSF膜的示意图。c通过主客体相互作用制备PSA-、PEG-和pmt修饰的PSF膜的示意图。d通过浸入式LbL自组装法和修饰膜表面的SEM图像构建海藻酸钠硫酸钠涂层。A的表示得到参考文献[79]的许可。版权所有(2019)Elsevier, b已获得参考文献[212]的许可。版权所有(2014)Elsevier, c已获得参考文献[213]的许可。版权所有(2015)美国化学会，d已获得参考文献[215]的许可，版权所有(2018)美国化学会
主客体相互作用是表面改性的另一种方法。Deng等人首先制备了pes -环糊精宿主膜和金刚烷- peg客体修饰剂，然后实现了膜的后功能化(图10c)[213]。此外，还报道了表面自组装，实现了膜的表面修饰(如图10d所示)。Xia等人首先将膜浸入带正电的聚乙烯亚胺溶液中，制备出带正电的膜，然后将带负电的纳米凝胶和PSSNa组装在膜表面[214]。图10总结了HFMs常用的表面改性方法。
一种受贻贝启发的策略也被用于改进血液透析器。虽然许多研究都是基于平面膜，但从理论上讲，贻贝启发的策略可以应用于HFMs;因此，这里提供一个总结。如图11所示。Shao等人制备了pamps -g-儿茶酚、psbma -g-儿茶酚和聚(二甲氨基乙基甲基丙烯酸甲酯氯)-g-儿茶酚，并将其包覆在PES膜上(图11a)[23]。虽然上述方法在膜改性过程中相对简单，但制备改性剂需要复杂的合成。近年来，人们开发了许多简单的基于多巴胺的修饰方法，如由多巴胺自聚合引发的自由基聚合(图11b)或接枝到聚多巴胺提供的位点(图11c)。此外，将聚多巴胺与所设计的聚合物共固定也是一种增强膜防污性能的便捷方法(图11d)。
HFMs的金属改性。多巴胺引发表面自由基聚合对聚砜膜的改性。b通过贻贝启发的自涂层，用肝素或模拟肝素的聚合物修饰PES膜的示意图程序。c在N-(3,4-二羟基苯基)丙烯酰胺的帮助下，将水凝胶薄层化学附着在PES膜上的过程。d制备PDOPA涂层的一锅法使用含有多巴胺和与PDOPA共固定的分子混合物的前体溶液。A的表示得到参考文献[23]的许可。版权所有(2018)Wiley, b已获得参考文献[216]的许可。版权所有(2014)英国皇家化学学会，c已获得参考文献[217]的许可。版权所有(2017)美国化学会和d已获得参考文献[218]的许可。版权所有(2018)美国化学会
HFMs血液相容性改良策略
防污改性策略
通过一系列物理或化学方法来控制其表面润湿性、电荷和拓扑结构，可以使HFMs具有防污性能。在所有可用的参数中，疏水性和水介导的水化学力被认为是蛋白质吸附的主要因素。如果一个表面的水接触角“θ”低于大约65°的临界值，那么这个表面就被认为是亲水的，在这个临界值下，蛋白质可能不会取代表面上的水而被吸附。而对于疏水表面，则预期相反的行为。然而，在许多类型的亲水性表面上观察到的强蛋白质吸附与上述规则形成鲜明对比。人们提出了抗蛋白单分子膜的四种分子水平特征，现在被认为是“Whitesides规则”:1)极性官能团的存在，2)氢键受体基团的存在，3)氢键给基的缺失，以及4)净电荷的缺失[219,220]。满足所有这些规则的膜可以提供额外的水合层，防止蛋白质吸附。最近，随着仿生学的发展，人们还发现，仿生超疏水表面(自清洁涂层)或润滑剂表面可以有效地产生能量屏障，防止液体渗透到毛孔中，从而阻止血液中蛋白质的污染，赋予表面防污性能[221]。然而，这些一般原则不能完全适用于HFMs。目前，同时保证膜的超疏水性和通量是不现实的。因此，本文主要讨论了对膜进行亲水性改性以获得防污性能。
迄今为止，已经研究了几种可用于实现膜防污性能的改性剂。这些包括聚乙二醇(PEG)或聚氧化物(PEO)、两性离子多糖、聚合物，如聚(N,N-二甲基丙烯酰胺)(PDMA)、聚(羟乙基甲基丙烯酸酯)(PHEMA)和PVP[222]。此外，带负电荷的聚合物(如聚丙烯酸(PAA))也常用于增强膜的防污性能[79]。这些改性剂可以直接用于改性HFMs(如共混)，也可以接枝到HFMs上[23,207]。图12总结了用于实现HFMs防污特性的聚合物改性剂的化学结构。
用于HFM改性的聚合物。用于提高HFMs防污性能的普通聚合物的化学结构。简称:PEG聚乙二醇，PHEMA聚(羟乙基甲基丙烯酸酯)，PVP聚(乙烯基吡啶酮)，PSBMA聚(甲基丙烯酸磺基甜菜碱)，PMPC聚(2-甲基丙烯酰氧乙基磷酸胆碱)，PAM聚(丙烯酰胺)，PDMA聚(N,N-二甲基丙烯酰胺)，PAA聚(丙烯酸)，PSSNa聚(4-苯乙烯磺酸钠)，PAMPS聚(2-丙烯酰胺-2-甲基-1-丙烯磺酸)，PMA聚(丙烯酸甲酯)，PGMA聚(甲基丙烯酸缩水甘油酯)，PU聚(聚氨酯)
目前，确定HFMs防污性能的实验大多是在静态环境中进行的。然而，HFMs的使用往往伴随着高剪切力[223]，这可能导致蛋白质变性。这个过程可以在蛋白质上暴露更多的结合位点，以促进与HFMs的更紧密结合。我们小组最近对血浆和全血中动态条件下的亲水表面进行了蛋白质组学研究，结果表明，高剪切速率下表面上的蛋白质组成与静态条件下吸附的蛋白质组成不同[123]。因此，研究蛋白质在相关剪切条件下的结合具有重要意义，特别是在HFMs的情况下。
HFMs蛋白结合的最常见的例子是使用纤维蛋白原(影响凝血系统和血细胞粘附的最重要的蛋白质)和白蛋白(血液中最丰富的蛋白质)。然而，在现实世界条件下，由于HFM表面随时间的竞争结合(Vroman效应)，这些高结合蛋白可能被血液中的其他蛋白质所取代。因此，除了纤维蛋白原和白蛋白外，新的研究还应包括其他相关蛋白，如HK、vWF和补体蛋白。
目前，探索蛋白质在HFMs上的吸附过程仍然相当困难，主要是因为HFMs表面比其他底物(如硅片或大多数研究中使用的受控底物)粗糙得多，多孔性更强。因此，在膜表面实现更精确的修饰，如可控的表面拓扑结构和表面电荷密度，可能为改变膜表面蛋白质吸附过程提供一种强有力的方法。如前所述，无偏见的蛋白质组学方法在这里也高度相关。
改善表面的蛋白质抵抗性是目前公认的改善血液相容性的重要参数之一。然而，越来越多的证据也表明，蛋白质吸附并不是蛋白质诱导下游病理事件激活的唯一条件。这一证据提示我们应该重新考虑材料表面的蛋白质污染。将蛋白质吸附定义为导致蛋白质限制在界面区域(软蛋白冠)内，将大块溶液从吸附表面分离的过程也应考虑在内。
HFMs上血小板粘附和活化的预防
血小板在膜表面的粘附和活化离不开纤维蛋白原、vWF等蛋白的参与。已有广泛报道，提高HFMs的防污性能也可以提高其抗血小板粘附和活化性能。因此，提高HFM的防污性能被认为是防止血小板粘附在HFM表面的一种方便有效的策略[224,225]。在膜表面进行肝素化和模拟肝素修饰也能有效提高HFMs的抗血小板粘附能力。例如，Wang等人通过将模拟肝素的聚氨酯(含有羧基和磺酸基)与PES混合，制备了一种血液相容的PES膜。研究表明，修饰后的表面粘附的血小板数量减少了近96%[226]。
膜表面的白蛋白涂层也可以抑制血小板的粘附和活化，因为血小板没有与白蛋白结合的受体。Xie等人用牛血清白蛋白修饰PSF膜。改性膜的抗血小板粘附能力显著提高[227]。如前所述，在复杂的环境中，如血液中，吸附的白蛋白可以被其他具有高亲和力的蛋白质所取代。因此，这种修改的长期效果需要进一步评估。受血小板在血管中保持静止状态这一现象的启发，研究人员还测试了膜内皮化对血小板粘附和活化的抑制作用[228,229]。然而，目前的灭菌工艺可能会严重限制内皮化HFMs的应用。
在血管中，一氧化氮(一种由内皮细胞释放的分子)可抑制血小板的活化。因此，加入NO释放改性被认为是提高材料表面血小板粘附阻力的另一种策略。用no -供血基团或催化系统修饰血液接触材料来抑制血小板活化[230,231]。抑制血小板在HFM表面粘附和活化的策略如图13所示。
增强血小板粘附阻力和在HFMs上活化的不同策略示意图
大多数HFM表面的血小板活化和粘附研究都是通过将膜培养在富含血小板的血浆(PRP)中进行的，PRP中含有抗凝剂，如柠檬酸盐或肝素。孵育一段时间后，将血小板固定在HFM表面，用扫描电镜观察血小板在HFM表面的粘附和活化情况。该方法在一定程度上可以反映HFMs的血小板粘附阻力。然而，HFMs对血小板粘附阻力的研究还需要考虑其他因素。这些研究应包括在HFM操作的相关剪切条件下的研究，以获得膜的血小板粘附阻力的真实性能。如前所述，剪切力可以诱导吸附蛋白质的变性和血小板的形状变化。这些因素可导致血小板与蛋白质结合更紧密[96]。我们也知道，剪切条件可以暴露更多的结合位点在吸附的vWF上，从而增加血小板的粘附和活化。
除了活化血小板和粘附外，HFM表面还可以诱导免疫反应和凝血酶的产生。这些可导致循环血液中血小板和其他免疫细胞的进一步活化[101,109]。虽然这些活化的血小板可能不会与膜表面结合，但它们仍然可以释放血小板微粒或其他分子来增强扩增环。
材料科学家倾向于先考虑血小板粘附，然后再考虑血小板活化。然而，当血小板被激活时，由于暴露的结合位点更多，它们粘附在表面的能力被放大了几倍，如第3.2节所述。血小板有大量的受体，可以被各种信号激活，特别是那些来自免疫激活或凝血激活的信号。值得注意的是，需要血液透析的尿毒症患者通常处于如上所述的高炎症状态。因此，纳入使用这些患者血液的研究可能更有效地获得相关结果。
对于血小板粘附阻力分析，PRP与血液稀释剂(如柠檬酸钠)一起使用，因此凝血途径在很大程度上被阻断。柠檬酸盐从血液中去除钙也可以抑制血液中许多依赖钙的酶促反应。因此，应该考虑模拟相关条件的研究，如再钙化PRP或再钙化PRP与最少量的肝素或其他抗凝剂(使实验没有不必要的凝血)，以更好地了解血小板粘附或HFMs的活化抗性。
HFMs的抗血栓修饰策略
目前用于增强血液接触材料抗血栓特性的策略可分为以下几类:(1)用肝素、肝素模拟聚合物和抑制特异性凝血激活剂如阿加曲班或水蛭素的抗凝剂修饰表面(阿加曲班和水蛭素可以抑制凝血酶活性);(2)络合血液中的钙离子，阻止需要钙作为辅助因子的关键酶的凝血活化;(3)联合或灭活血液因子，阻断凝血途径;(4)用活性蛋白修饰表面，抑制凝血激活或促进凝块溶解[232]。
肝素涂层用于改善表面的血液相容性已经在临床应用了30多年。肝素通过活性五糖序列结合ATIII，抑制FXIa、FIXa、FXa和FIIa，从而抑制血凝块形成[233]。根据临床报道，肝素膜移植的成功率远远达不到不进行全身抗凝的安全血液净化的要求[44]。为了规避这些问题，基于肝素的抗凝功能是由其官能团(如磺酸基和羧基)决定的这一认识，提供了许多方法。例如，提出了具有磺酸和羧基的模拟肝素聚合物[18,79]。然而，只有磺酸基和羧基的模拟肝素聚合物的抗凝机制与肝素不同。这些聚合物不能有效结合ATIII抑制凝血酶(FIIa)活性，从而降低效力。
另一种策略是赋予膜从血液中隔离钙离子的能力，以达到抗凝功能。钙离子在凝血途径中起着不可缺少的作用。在临床实践中，局部柠檬酸盐抗凝已被广泛应用，可有效降低患者出血风险[234]。受此启发，在HFMs上引入带负电荷的基团来结合钙离子也成为一种选择。Liu等人将PSA-AA水凝胶修饰到PSF膜上，修饰后的膜延迟了血小板-贫血浆(PPP)中的凝血时间。更重要的是，使用自我抗凝HFMs，动物无肝素血液透析获得了成功，尽管持续时间仅为1小时[20](图14)。然而，这种策略有一个重要的挑战，因为透析过程不断补充钙离子，改性膜会达到吸附饱和，随着时间的推移失去抗凝功能，导致血栓形成。此外，如果表面仅通过络合钙离子实现其抗凝功能，则共孵育血浆的凝血时间可能不会发生明显变化，因为钙离子会在运行过程中不断补充。因此，改进和提供长效固钙以达到抗凝功能的途径仍需探索。
使用自体抗凝透析器的透析过程的表现。通过水凝胶皮肤修饰的抗凝血透析器的示意图。原始透析器H-0和自抗凝透析器H-1的内表面b和外表面c的SEM显微照片。d透析1小时后的h -1和h -0壳体侧面和端口的数码照片。透析后中空纤维内表面的SEM显微照片。引用文献[20]。爱思唯尔版权所有(2020
抑制血液因子的活性是赋予HFMs抗凝特性的另一种策略。据报道，血液因子在我们体内的半衰期很短;因此，消耗的血液因子可以迅速得到补充，从而恢复患者凝血与抗凝血的平衡[235]。大量研究表明，靶向血液FXII似乎是一种更安全的选择。动物实验表明，通过抑制FXII活性，可以有效避免血栓形成，而不会增加出血风险[192,236]。对于膜诱导凝血激活，可直接激活FXII触发内在凝血途径。但HFM诱导免疫细胞活化释放的TF首先触发外源性凝血途径生成凝血酶，凝血酶可绕过FXII直接激活FXI，从而触发内源性凝血途径。因此，这些因素的抑制剂与HFMs的联合应用有望降低血液透析患者的出血风险。
血液中的一些蛋白质，如蛋白C、TF途径抑制剂、血栓调节蛋白和组织纤溶酶原激活剂(tPA)，可以防止过度凝血反应。因此，研究人员试图将这些蛋白质结合到材料表面以赋予其抗血栓特性。在这些蛋白中，利用tPA激活纤溶系统溶解血栓是研究最多的策略[237,238]。然而，这种策略并不能有效抑制凝血酶的产生，凝血酶的产生仍然会引起免疫激活、凝血因子消耗、血小板活化等一系列副作用。其他使用抗凝蛋白的表面修饰策略也被研究过[239];然而，这些蛋白质往往不能经受住用于HFMs的常规灭菌方法。因此，这可能不是赋予HFMs抗血栓特性的理想策略。
在血液透析中，给药的抗凝剂，如肝素，即使在治疗后仍留在患者体内并继续发挥血液稀释作用。这可能会增加患者出血的风险。与全身给药抗凝剂相比，使用自身抗血栓的HFMs可以有效防止膜表面的血液凝结，避免抗凝剂的使用。虽然有许多关于具有自我抗凝功能的HFMs的研究报道[208,240]，但大多数离临床应用还很远。
迄今为止，对于HFMs自身抗血栓特性需要达到的标准参数还没有明确的定义。许多研究报道了具有自我抗凝/抗血栓特性的膜制剂，因为这些膜可以延迟血浆或全血中的凝血时间[241,242]。然而，血液凝固是一个复杂的过程，离不开免疫系统和不同血细胞的激活。此外，血液流体动力学，血细胞组成的变化等，可能会产生重大影响。因此，仅通过凝血时间测量得出的结论有时是不可靠的。因此，在临床相关条件下，如何评价膜的自身抗凝功能，迫切需要达成共识。
理论上，使用具有自身抗凝特性的HFMs可有效降低患者出血风险。因此，为了保证HFM能够有效地实现自身的抗凝功能，许多研究者假设能够显著延长凝血时间的膜可以作为自身的抗凝膜。例如，一些报道表明，改性膜可以将APTT延长600秒以上(大于该试验的检测极限)[203]。虽然，这样的延迟凝血可能是有益的，但它也带来了增加出血风险的潜在危险。
带负电荷的聚合物被广泛应用于增加表面负电荷，以提高HFMs的自凝性能。然而，人们认识到带负电荷的表面可以促进FXII的接触活化[243]。例如，玻璃可以激活凝血[244]。带负电荷的肝素也能促进FXII的活化[245]。尽管肝素具有激活FXII的能力，但其作为抗凝血剂的功能是通过其增强ATIII活性的能力。然而，大多数带负电荷的聚合物不能以这种方式进行[18]。息肉和带有多个负电荷的核酸也被称为凝血激活剂[243]。因此，有必要探讨负电荷聚合物修饰的HFM的抗凝机制，因为它可能对患者造成血栓形成的风险。
抑制HFMs免疫激活的修饰
膜诱导免疫激活的途径可分为以下几类。补体激活和免疫细胞激活触发的免疫应答和血液凝固(如接触激活)途径触发的免疫激活。尿毒症患者自身在血液透析过程中由于膜诱导激活而处于免疫激活状态。增强HFMs的抗炎性能也可以通过多种途径实现，如图15所示。
使HFMs具有免疫活化抗性的不同策略示意图
通过阻止FXII在膜表面的激活，可以抑制接触激活诱导的免疫激活。带负电荷的表面更容易激活FXII。已知亲水性表面可抑制FXII的接触活化。然而，最近的证据表明，亲水性表面可以通过碰撞激活激活FXII[246]。相反，某些疏水表面由于竞争效应也会抑制材料表面的接触活化。HFMs表面性质对接触活化的影响有待进一步探讨。同样，降低膜诱导的凝血激活，一般也可以降低免疫激活。例如，将肝素移植到膜表面可以有效降低HFMs引发的免疫激活[101]。
为了减少HFM表面诱导的补体活化，建议设计HFM时遵循以下原则。首先，膜表面应该只有有限数量的羟基或伯胺基团，因为这些基团可以与补体蛋白(例如C3b)形成共价键，这可能导致补体通过替代途径激活。其次，建议使用抗蛋白质污垢性能好的表面;这些表面可以有效地减少补体蛋白的粘附，从而防止补体系统的激活。然而，这一原则可能不具有普遍性。值得注意的是，高蛋白质抗性的亲水性表面可以触发补体蛋白的激活[247]。相反，一些相对疏水的表面具有较少的补体活化。这主要是由于蛋白质的吸附竞争和补体抑制蛋白的吸附。此外，材料表面主动募集H因子、C1INH等抑制蛋白也能抑制补体活化[248]。通过偶联5C6肽，一种对H因子具有强结合亲和力而不改变其抑制活性的分子被证明是有效的[249]。
通过抑制尿毒症患者自身或血液透析治疗产生的免疫因子，可以防止免疫激活加剧。例如，维生素e包被膜是目前最成熟的可抑制免疫激活的HFM[250]。使用维生素e包被膜可以减少氧化应激，改善炎症状态和贫血，但不能抑制补体激活[251]。此外，固定化超氧化物歧化酶/过氧化氢酶组合、单宁酸、白藜芦醇、α -生育酚和α -硫辛酸可产生抗氧化表面[252,253,254,255,256,257]。
在追求具有自身抗凝特性的HFMs的过程中，其免疫激活尤其值得关注。由于HFMs的抗凝功能可能不如全身抗凝剂强，因此在血液透析过程中由于免疫激活导致凝血的风险更大，从而导致血栓形成。
许多研究探索了纳米颗粒表面的免疫激活现象[168]。由于表征困难，HFMs对免疫激活的研究还没有系统的研究，但我们仍然可以借鉴纳米颗粒的经验。在补体活化方面，仅仅通过提高材料的抗蛋白质污垢性，我们可能无法降低HFMs对补体的活化。相反，有证据表明，同一修饰剂的接枝密度、分子量甚至分子量配对对补体活化水平有很大影响[247,258]。同样，在接触激活方面，材料的曲率甚至可以迫使FXII以两种形式出现:躺着或站立[259,260]。可以认为，用不同的聚合物和聚合物在HFM表面的结构进行修饰，可以导致免疫激活的更大差异。这些思想需要在未来进行系统的探索。计算机模拟技术的迅速发展为今后的探索提供了便利的途径。
虽然许多研究探索了免疫相关蛋白在材料表面的吸附和变性，但值得注意的是，研究单个蛋白可能导致错误的解释。这主要是因为许多免疫相关蛋白以复合物的形式存在或以复杂的方式起作用。对于材料表面，免疫相关蛋白的吸附可能导致其他蛋白的活化或吸附[168]。例如，免疫球蛋白的吸附可以决定材料的补体调理效率[261]。这些复杂的情况也给未来的机制探索带来了挑战。
实验室技术的现状基于hms的血液相容性修饰
表2总结了已报道的HFMs血液相容性修饰方法。如表2所示(按发表日期顺序)，大量的表面改性方法应用于不同的底物和膜上。这些改性膜可以最大限度地减少蛋白质污染，并在一定程度上抑制凝血、补体活化和血小板粘附和活化。如表2所示，除了探索膜的防污性能外，探索最多的方面是膜对混凝的影响，这表明提高膜的抗凝性能是当前研究的重点之一[20,23]。关于HFMs对免疫系统激活的影响，包括对免疫细胞的激活，目前仅有少数报道[262]。虽然这一信息在改进的血液相容性HFMs的设计中非常重要，但它显然被忽视了。为了进一步提高HFMs的性能，需要在这个方向上进行进一步的研究。从总结中获得的另一个重要信息是，大量报道的HFM改性方法不适合HFM或大规模生产。这指出了在工业制造和临床实践中采用实验室研究的挑战。最后，值得注意的是，HFMs与血液的相互作用是多方面的，但目前用于表征这种相互作用的方法相对不完整。这可能会影响生成数据的质量和对HFMs血液相容性的评估。因此，有必要采用更全面、更整体、更有针对性的表征方法来评价HFMs的血液相容性。
有限公司结论和展望
在改变HFMs的表面特性以改善其血液相容性方面取得了很大进展。HFMs从最初的纤维素基膜发展到现在的高通量合成聚合物基膜。HFMs已被进一步改良以改善其血液相容性(例如，肝素包被和维生素e包被HFMs)，目前已用于临床。为了改善HFM的血液相容性，也出现了许多修饰方法，其中一些方法对HFM的修饰简单有效。这些新兴的新方法无疑为进一步提高HFM的血液相容性提供了便利的途径。
最近在表面改性方法和自抗凝材料方面的进展表明，HFMs的防污和抗血栓性能有了显著改善。这些改性膜有望在未来无肝素血液透析中发挥重要作用，降低出血风险。重要的是，最近有动物模型报道了使用自抗凝HFMs进行无肝素血液透析的证明。虽然实验时间只有一个小时，但它无疑展示了这种技术的前景和未来的无肝素血液透析模型。
尽管在改善HFMs的防污和抗血栓特性方面取得了很大进展，但这些评估还需要进一步与模拟临床条件的检测相结合。例如，在分析中包含流动和剪切条件应该是重要的。此外，分析和预防HFMs免疫激活的方法也很重要，因为尿毒症患者处于高炎症状态，这可能是由接触HFMs引起的。许多开发的HFMs改性技术都是在平板膜上进行的，然而，由于透析器制造的复杂性，这些方法可能不适合中空纤维膜。因此，应开发适用于中空纤维膜透析器的新方法。
此外，目前对血液与HFMs表面相互作用的机理了解还不够深入。这进一步限制了我们开发新的修饰策略来改善HFMs血液相容性的能力。有许多修改策略可用;然而，由于对血液与HFMs的相互作用缺乏更深入的了解，很难采用这些方法来提高HFMs的性能。例如，大量方便的化学工具被开发出来用于HFMs的表面改性;然而，目前关于如何控制蛋白质在HFM表面的吸附行为以及蛋白质吸附行为与表面性质的关系尚无足够的数据。
为了获得这些先进的指导方针，跨学科的合作将是必不可少的。例如，开发基因编辑技术和重组蛋白技术对于基于材料的群体来说是耗时的，但这些技术对于探索材料表面蛋白质的功能是必不可少的;因此，协作是强制性的。对于以材料为基础的小组来说，探索血液相容性指南的发展是具有挑战性的，包括需要大量的研发资金，短期回报低，披露研究结果的风险，以及与专家组建立联系的困难。因此，材料科学家必须走出他们的舒适区来实现这一目标。其他未来的前景包括与血液学组合作，开发血液相互作用的实用方法，表征方法和研究材料对血液系统的影响。与免疫学专家合作，为免疫反应表征和研究材料对免疫系统的影响制定实用策略。与病理学专家进一步合作，开发实用的肾功能衰竭动物模型等。
为了更深入地了解血液与HFMs之间的相互作用，需要更全面、更专业的模拟临床条件的表征方法。目前用于表征HFMs血液相容性的常用方法不足以让我们对血液与HFMs之间的相互作用进行有针对性的分析。因此，迫切需要建立系统的血液相容性评价流程和整体流程。
此外，HFMs还可用于治疗其他疾病，但这些应用对HFMs的血液相容性提出了更高的要求。以治疗败血症为例，HFMs可以通过静电相互作用结合内毒素，但这种HFMs往往具有严重的蛋白质吸附和血小板活化。同样值得注意的是，目前已经出现了一些高效便捷的血液净化先进治疗模式，如微流控血液透析、人工肾元过滤器、活性透析器等。此外，应用其他辅助血液接触材料，如自我抗凝材料代替直接给药肝素，可以潜在地降低患者的出血风险，这将是未来的研究领域。