• Home
  • Investigation of Blood Coagulation Process on Biopolymers and Review on the Hemocompatibility Evaluation Methods

Share To

Article Url


Manuscript ID : 1401122441600 Visit : 3450 Page: 5 - 16

20.1001.1.25383345.1401.7.4.1.2

Article Type: Review Article

Investigation of Blood Coagulation Process on Biopolymers and Review on the Hemocompatibility Evaluation Methods

Subject Areas :

Rahim Dehghan 1 , Jalal Barzin 2 , Seyed Hossein Abtahian 3 , Behnam Darabi 4 , Hamidreza Ghaderi 5

1 -
2 - 1. Biomaterials department, Iran polymer and petrochemical institute (IPPI), Tehran, Iran. P. O. Box:14975-112
3 - 2. Pasargad outpatient clinic, Shirza University of medical science, Nourabad Mamassani, Iran.
4 - 3. School of Paramedical Sciences, Shiraz University of medical science, Shiraz, Iran. Postal code: 71439-14693
5 - 4. School of Advanced Technologies in Medicine, Department of Tissue engineering, Fasa University of medical science, Fasa, Iran. Postal code: 74616-86688

Received: 2022-10-23 Accepted : 2022-11-22 Published : 2023-03-15

Keywords: Blood, Blood coagulation, Biopolymer, Hemocompatibility, surface modificatio,

Abstract :

The use of biopolymers in the development of biomedical devices has extended in recent years. These devices are including prosthetic heart valves catheter, cardiovascular stents, artificial arteries, peacemakers, hemodialysis membranes, etc. Hemocompatibility is taken into account as one of the essential cases of biopolymers for biomedical applications. Knowing biopolymer-blood interaction is very considerable for the development of a hemocompatible biopolymer. Various factors can undergo the hemocompatibility of biopolymers. Surface properties such as hydrophilicity, surface energy, and electrostatic charge are the most important factor for the control of hemocompatibility. In this study, further blood coagulation mechanism on the biopolymers, evaluation methods of hemocompatibility is investigated. Methods include protein adsorption which is the first phenomenon of the blood coagulation process, investigation of kallikrein activity which evaluates intrinsic coagulation pathway, assessment of coagulation times such as thrombin time (TT), prothrombin time (PT) and activated partial thromboplastin time (APTT) which monitor extrinsic, intrinsic and common pathway of blood coagulation, hemolysis of erythrocytes, microscopy analysis of cell adhesion, platelet adhesion and activation. Change in platelet morphology is one of the main criteria for the investigation of blood compatibility. Finally, a hemocompatible polymer should pass all mentioned blood compatibility analyses. Herein, besides i

References:

1. Vermette P., Griesser J.H., Laroche G., Guidoin R., Biomedical Applications of Polyurethanes, Landes Bioscience, Georgetown,160-168, 2001.
2. Dean IV H., Development of Biopoly Materials for Use in Prosthetic Heart Valve Replacements, MSc Thesis, Colorado state University, Spring 2012.
3. Ansari F., Dehghan R., Role of Polymers Used in Hormone Delivery of Contraceptive Systems for Prevention of Pregnancy, Polymerization, 9, 8-29, 2020.
4. Barzin J., Feng C., Khulbe K.C., Matsuura T., Madaeni S.S., Mirzadeh H, Characterization of Polyethersulfone Hemodialysis Membrane by Ultrafiltration and Atomic Force Microscopy, J. membr. Sci., 237, 77-85, 2004.
5. Barzin J., Madaeni S. S., Mirzadeh H., Mehrabzadeh, M. Effect of Polyvinylpyrrolidone on Morphology and Performance of Hemodialysis Membranes Prepared from Polyether Sulfone. Journal of applied polymer science, 92, 6, 3804-3813, 2004.
6. Shahrabi S. S., Barzin J., Shokrollahi P., Blood Cell Separation by Novel PET/PVP Blend Electrospun Membranes. Polymer Testing, 66, 94-104, 2018.
7. Shahrabi S. S., Mortaheb H. R., Barzin J., Ehsani M. R., Nanoporous Polyether Sulfone Membrane, Preparation and Characterization: Effect of Porosity and Mean Pore Size on Performance. Journal of Membrane and Separation Technology, 6, 2, 71-84, 2017.
8. Bosch T., Thiery J., Gurland H.J., Seidel D., Long-Term Efficiency, Biocompatibility, and Clinical Safety of Combined Simultaneous LDL-Apheresis and Haemodialysis in Patients with Hypercholesterolaemia and End-Stage Renal Failure, Nephrol. Dial. Transplant., 8, 1350-1358, 1993.
9. Bantjes A., Clotting Phenomena at the Blood‐Polymer Interface and Development of Blood Compatible Polymeric Surfaces. Polym. Int., 10, 267-274, 1978.
10. Gristina A.G., Naylor P.T., Myrvik Q.N., Biomaterial-Centered Infections: Microbial Adhesion Versus Tissue Integration, In Pathogenesis of Wound and Biomaterial-Associated Infections, Springer London, 237, 193-216, 1990.
11. Paola F., Messori M., Surface Modification of Polymers: Chemical, Physical, and Biological Routes, In Modification of Polymer Properties, 109-130, 2017.
12. Michael W King, Introduction of Blood Coagulation, https://themdicalbiochemistrypage.org/blood-coagulation.php, available in 20 July 2017.
13. Franklyn W.D., Blood Compatibility. 1, 89-98, 1987.
14. Aebischer P., Schluep M., Déglon N., Joseph J. M., Hirt L., Heyd B., Goddard M., Hammang J.P., Zurn A.D., Kato A.C., Regli F., Intrathecal Delivery of CNTF Using Encapsulated Genetically Modifiedxenogeneic Cells in Amyotrophic Lateral Sclerosis Patients, Nature medicine, 2, 696, 1996.
15. Turgeon, M. L., Clinical Hematology: Theory and Procedures. Lippincott Williams & Wilkins, 355-359, 2005.
16. Salimi E., Ghaee A., Ismail A. F., Karimi M., Anti-Thrombogenicity and Permeability of Polyethersulfone Hollow Fiber Membrane with Sulfonated Alginate Toward Blood Purification, Inter. J. Biol. Macromol., 116, 364-377, 2018.
17. Zhang J., Yan B., He C., Hao Y., Sun S., Zhao W., Zhao C., Urease-Immobilized Magnetic Graphene Oxide as a Safe and Effective Urea Removal Recyclable Nanocatalyst for Blood Purification. Industrial & Engineering Chemistry Research, 59, 19, 8955-8964, 2020.
18. Tu M. M., Xu J. J., Qiu Y. R., Surface Hemocompatible Modification of Polysulfone Membrane via Covalently Grafting Acrylic Acid and Sulfonated Hydroxypropyl Chitosan. RSC advances, 9, 11, 6254-6266, 2019.
19. Dehghan R., Barzin J., Development of a Polysulfone Membrane with Explicit Characteristics for Separation of Low Density Lipoprotein from Blood Plasma. Polymer Testing, 85, 106438, 2020.
20. Dehghan R., Barzin J., Membrane Patterning Through Horizontally Aligned Microchannels Developed by Sulfated Chopped Carbon Fiber for Facile Permeability of Blood Plasma Components in Low-Density Lipoprotein Apheresis. Separation and Purification Technology, 278, 119512, 2021.
21. Kamal A. H., Tefferi A., Pruthi R. K., How to Interpret and Pursue an Abnormal Prothrombin Time, Activated Partial Thromboplastin Time and Bleeding Time in Adults. In Mayo Clinic Proceedings, 82, 7, 864-873, 2007.
22. Carvalhal F., Cristelo R. R., Resende D. I., Pinto M. M., Sousa E., Correia-da-Silva, M. Antithrombotics from the Sea: Polysaccharides and Beyond. Marine drugs, 17, 3, 170, 2019.
23. Zhu L., Song H., Wang J., Xue L., Polysulfone Hemodiafiltration Membranes with Enhanced Anti-Fouling and Hemocompatibility Modified by Poly (Vinyl Pyrrolidone) via in Situ Cross-Linked Polymerization. Materials Science and Engineering: C, 74, 159-166, 2017.
24. Huang X. J., Guduru D., Xu Z. K., Vienken J., Groth T., Blood Compatibility and Permeability of Heparin‐Modified Polysulfone as Potential Membrane for Simultaneous Hemodialysis and LDL Removal. Macromolecular bioscience, 11, 1, 131-140, 2011.
25. Singh H., Purohit S. D., Bhaskar R., Yadav I., Gupta M. K., Mishra N. C., Development of Decellularization Protocol for Caprine Small Intestine Submucosa as a Biomaterial. Biomaterials and Biosystems, 5, 100035, 2020.
26. Venault A., Wu J. R., Chang Y., Aimar P., Fabricating Hemocompatible Bi-Continuous Pegylated PVDF Membranes via Vapor-Induced Phase Inversion. Journal of membrane science, 470, 18-29, 2014.
27. Rajaraman R., Rounds D. E., Yen S. P. S., Rembaum A. N. D. A., A Scanning Electron Microscope Study of Cell Adhesion and Spreading In Vitro. Experimental cell research, 88, 2, 327-339, 1974.
28. Dehghan R., Barzin J., Low Density Lipoprotein (LDL) Apheresis from Blood Plasma via Anti-Biofouling Tuned Membrane Incorporated with Graphene Oxide-Modified Carrageenan. Journal of Membrane Science, 620, 118878, 2021.
29. Nie C., Ma L., Xia Y., He C., Deng J., Wang L., Zhao C., Novel Heparin-Mimicking Polymer Brush Grafted Carbon Nanotube/PES Composite Membranes for Safe and Efficient Blood Purification. Journal of Membrane Science, 475, 455-468, 2015.
30. Fukushima K., Inoue Y., Haga Y., Ota T., Honda K., Sato C., Tanaka M., Monoether-Tagged Biodegradable Polycarbonate Preventing Platelet Adhesion and Demonstrating Vascular Cell Adhesion: A Promising Material for Resorbable Vascular Grafts and Stents. Biomacromolecules, 18, 11, 3834-3843, 2017.
31. Tsai W. B., Grunkemeier J. M., Horbett T. A., Human Plasma Fibrinogen Adsorption and Platelet Adhesion to Polystyrene. Journal of biomedical materials research, 44, 2, 130-139, 1999.
32. Elahi E., Study of Polymer Platelet Adhesion by LDH, Ph.D. thesis, Iran University, Tehran, Iran, 1998.
33. Han D. K., Jeong S. Y., Kim Y. H., Min B. G., Cho H. I., Negative Cilia Concept for Thromboresistance: Synergistic Effect of PEO and Sulfonate Groups Grafted onto Polyurethanes. Journal of biomedical materials research, 25, 5, 561-575, 1991.
34. Dehghan R., Koosha M., Specification of Polyurethane as Prosthetic Heart Valve, polymerization., 5, 48-60, 2015.
35. Aksoy E.A., Synthesis and Surface Modification Studies of Biomedical Polyurethanes to Improve Long term Biocompatibility, Doctor of Philosophy thesis, Middle east Technical University, 2008.
36. Leslie D. C., Waterhouse A., Berthet J. B., Valentin T. M., Watters A. L., Jain A., Super E. H., A Bioinspired Omniphobic Surface Coating on Medical Devices Prevents Thrombosis and Biofouling. Nature biotechnology, 32, 11, 1134, 2014.
Full-Text:


Investigation of Blood Coagulation Process on Biopolymers and Review on the Hemocompatibility Evaluation Methods

 

Rahim Dehghan1, Jalal Barzin11, Sayed Hossein Abtahian2, Behnam Darabi3, Hamidreza Ghaderi4

1.       Biomaterials department, Iran polymer and petrochemical institute (IPPI), Tehran, Iran. P. O. Box:14975-112

2.       Pasargad outpatient clinic, Shirza University of medical science, Nourabad Mamassani, Iran. 

3.       School of Paramedical Sciences, Shiraz University of medical science, Shiraz, Iran. Postal code: 71439-14693

4.       School of Advanced Technologies in Medicine, Department of Tissue engineering, Fasa University of medical science, Fasa, Iran. Postal code: 74616-86688

 

Abstract

The use of biopolymers in the development of biomedical devices has extended in recent years. These devices are including prosthetic heart valves catheter, cardiovascular stents, artificial arteries, peacemakers, hemodialysis membranes, etc. Hemocompatibility is taken into account as one of the essential cases of biopolymers for biomedical applications. Knowing biopolymer-blood interaction is very considerable for the development of a hemocompatible biopolymer. Various factors can undergo the hemocompatibility of biopolymers. Surface properties such as hydrophilicity, surface energy, and electrostatic charge are the most important factor for the control of hemocompatibility. In this study, further blood coagulation mechanism on the biopolymers, evaluation methods of hemocompatibility is investigated. Methods include protein adsorption which is the first phenomenon of the blood coagulation process, investigation of kallikrein activity which evaluates intrinsic coagulation pathway, assessment of coagulation times such as thrombin time (TT), prothrombin time (PT) and activated partial thromboplastin time (APTT) which monitor extrinsic, intrinsic and common pathway of blood coagulation, hemolysis of erythrocytes, microscopy analysis of cell adhesion, platelet adhesion and activation. Change in platelet morphology is one of the main criteria for the investigation of blood compatibility. Finally, a hemocompatible polymer should pass all mentioned blood compatibility analyses. Herein, besides introducing hemocompatibility analyses, approaches for the improvement of this property is presented.

Keywords: Blood, Blood coagulation, Biopolymer, Hemocompatibility, surface modification.

 

بررسی فرایند انعقاد خون بر روی زیست‌پلیمرها و مروری بر روش­های سنجش خون‌سازگاری آن‌ها 

رحیم دهقان1، جلال برزین12، سید حسین ابطحیان2، بهنام دارابی3، حمیدرضا قادری4 

1- تهران، پژوهشگاه پلیمر و پتروشیمی ایران، پژوهشکده علوم، گروه پلیمرهای زیست سازگار، صندوق پستی: 112-14975

2- کلینیک درمانی پاسارگاد، نورآباد ممسنی، ایران.

3- شیراز، دانشگاه علوم پزشکی شیراز، دانشکده پیراپزشکی، کد پستی: 14336- 71348

4- فسا، دانشگاه علوم پزشکی فسا، دانشکده فناوری های نوین، گروه مهندسی بافت، کد پستی: 86688-74616

 

چکیده 

در سال‌های اخیر استفاده از زیست‌پلیمرها در صنعت مهندسی پزشکی به شکل قابل توجهی گسترش پیدا کرده است. که از این دسته می­توان به دریچه­های مصنوعی قلب، کاتتر، داربست‌های قلبی و عروقی، رگ مصنوعی، پوشش دستگاه ضربان­ساز، غشای دستگاه همودیالیز و ... اشاره کرد. خون‌سازگاری از ضروریات زیست‌پلیمرها در کاربردهای پزشکی محسوب می­شود. آگاهی از برهم‌کنش­های خون و پلیمر در توسعه و ساخت پلیمری خون‌سازگار اهمیت فراوانی دارد. موارد متعددی می‌تواند خون‌سازگاری زیست‌پلیمر را تحت تأثیر قرار دهد. خواص سطحی از قبیل آب‌دوستی، انرژی سطح و بار الکترواستاتیک از مهم‌ترین عوامل در کنترل خون‌سازگاری محسوب می­شوند. در این تحقیق ضمن بررسی فرایند انعقاد خون بر روی زیست­پلیمرها، به بررسی روش­های سنجش خون‌سازگاری بر روی آن‌ها پرداخته شده است. این روش­ها عبارتند از: چسبندگی پروتئین که اولین مرحله در شروع فرایند انعقاد خون به حساب می­آید، بررسی فعالیت پروتئین کالیکرئین که مسیر داخلی انعقاد خون را شامل می­شود، زمان­های انعقادی شامل زمان ترومبین (TT)، زمان پروترومبین (PT)، زمان نسبی ترومبوپلاستین فعال شده (APTT) که مسیرهای خارجی، داخلی و مشترک انعقاد را مورد بررسی قرار می‌دهند، میزان همولیز گلبول­های قرمز، چسبندگی سلولی و بررسی میکروسکوپی آن‌ها و چسبندگی و فعالیت پلاکت­ها. تغییر مورفولوژی پلاکت­ها از دیگر معیارهای شاخص سنجش خون‌سازگاری به شمار می­آیند که در این مطالعه مورد بررسی قرار گرفته است. در نهایت پلیمر خون‌سازگار بایستی از همه آزمون‌های بیان‌شده با موفقیت عبور کند.

واژه کلیدی: خون، انعقاد خون، پلیمر، خون‌سازگاری، سنجش خون‌سازگاری

 

 

مقدمه 

مواد خون‌سازگار زیست‌موادی هستند که در کاربردهای در تماس با خون بدون هیچ‌گونه ایجاد خطری که منجر به فعال شدن سامانه انعقاد خون شود نقش‌آفرینی می­کنند. خون‌سازگاری نیازی اساسی برای بسیاری از مواد مصنوعی مورد استفاده در کاربردهای پزشکی محسوب می­شود. کاربردهای زیست‌مواد در تماس با خون بسیار زیاد است که از آن‌ها می­توان به کاشتینه­ها و وسایل پزشکی قلبی و عروقی از جمله، کاتتر، داربست­ها، دریچه­های مصنوعی قلب، پیوندهای رگ، دستگاه ضربان‌ساز(پیس میکر)، ]1-3[ و حتی از دستگاه­هایی که در دسته مراقبت­های خارج از بدنی(extracorporeal) محسوب می­شوند مانند صافی‌های جداساز سموم خون در فرایند همودیالیز ]5و4[، صافی‌های جداساز سلول‌های سفید از خون ]7و6[ و دستگاه بای پس قلب-ریه نام برد]8[. فرایند تشکیل لخته بر روی مواد مصنوعی پیچیده است. زمانی که زیست‌پلیمری در تماس با خون قرار می­گیرد، به‌سرعت سطح آن با لایه‌ای از پروتئین پوشیده می­شود. پلاکت­ها بر روی پروتئین­های سطحی می­چسبند و سپس فعال شده و بر روی سطح تجمع می­کنند و از طرفی با تشکیل رشته فیبرین، لخته خون ایجاد می­شود]9[. بنابراین برهم‌کنش پلیمر- خون به شکل قابل‌توجهی به خواص شیمیایی و فیزیکی سطح ماده بستگی دارد و به همین دلیل است که عموماً روش اصلاح سطح از محبوب­ترین روش­ها برای بهبود خون‌سازگاری محسوب می­شود]10[. رویکردهایی که عموماً برای بهبود خون­سازگاری استفاده می­شود شامل 1- اصلاح سطح پلیمر با مواد سنتزی به‌منظور جلوگیری از برهم‌کنش خون و سطح پلیمر به‌خصوص جلوگیری از جذب پروتئین­های غیرخاص مانند اصلاح پلیمر با مواد آب‌دوست و موادی همچون زویتریون­ها که از مواد اثر بخش در جلوگیری از چسبندگی پروتئین هستند. 2- اصلاح پلیمر با مولکول­های زیست‌فعال مانند ضدلخته­ها، مهارکننده­های پلاکت و عوامل فیبرینولیتیک و تقلید از اندوتلیم عروق به عنوان ضدلخته‌ای ذاتی]11[.

در این مطالعه سعی بر آن بوده که پس از مطرح کردن مبحث انعقاد خون و آسیب‌شناسی انعقاد خون بر روی زیست‌پلیمرها، روش­های بررسی خون‌سازگاری که برای محقق از نظر ارزیابی خون‌سازگاری از اهمیت بالایی برخوردار است، مورد بررسی قرار گیرد.

خون 

خون بافت زنده‌ای است که از دو بخش جامد و مایع تشکیل شده است، بخش جامد را سلول­های خون متشکل از سلول­های قرمز(erythrocyte)، سلول­های سفید(leucocyte) و پلاکت­ها(thrombocyte) تشکیل می­دهند که 45 درصد حجمی خون را شامل می­شوند. در بین سلول­های خونی، سلول­های قرمز بیش از 99 درصد از کل سلول­ها را تشکیل می­دهند و نقش اصلی آن‌ها رساندن اکسیژن از ریه به سمت بافت­های بدن و بازگرداندن دی‌اکسیدکربن از بافت­ها به سمت ریه است. در واقع این وظیفه توسط هموگلوبین موجود در سلول قرمز انجام می­پذیرد. نقش سلول­های سفید خون دفاع از بدن در برابر پاتوژن­های حمله‌کننده به بدن است. تعداد سلول­های سفید بسیار کمتر از سلول­های قرمز است، اما تعداد آن‌ها در مواجهه بدن با بیماری­ها و عفونت­ها در خون زیاد می­شود. سلول­های سفید به دو دسته گرانوله­ها و غیرگرانوله‌ها تقسیم‌بندی می‌شوند. گرانوله­ها شامل نوتروفیل­ها، زینوفیل­ها و بازوفیل­ها بوده و غیرگرانوله­ها مونوسیت­ها و لنفوسیت­ها را شامل می­شود. نقش پلاکت­ها، انعقاد خون و جلوگیری از خون‌ریزی در بدن بوده که با فعال شدن و تجمع در کنار همدیگر نقش‌آفرینی می­کنند. بخش مایع خون که پلاسما نام دارد شامل بیش از 92 درصد آب و مابقی آن انواع پروتئین­ها و املاح معدنی وجود دارند. از پروتئین­های مهم پلاسما می­توان به آلبومین، گلوبولین­ها، فاکتورهای انعقادی و فیبرینوژن اشاره کرد. از طرف دیگر پلاسما که حاوی بیش از 92 درصد آب است فشار خون مورد نیاز بدن را تأمین کرده و تنظیم‌کننده دمای بدن نیز است]12[.

انعقاد خون

خون‌سازگاری زیست‌پلیمرها از اهمیت بسزایی برخوردار است. عدم خون‌سازگاری پلیمر مشکلات جبران‌ناپذیری را برای بیمار ایجاد می­کند. که در نهایت می­تواند سبب امبولی و مرگ بیمار شود]13و12[. شکل 1 دو زیست‌پلیمر از جنس پلی‌اتیلن‌ترفتالات را نشان می­دهد. همان‌گونه از تصویر مشخص است پلیمر پس از یک ماه کاشت در بدن بیمار دچار ترومبوز (لختگی) شدید شده که به وضوح نشانگر عدم خون‌سازگاری این پلیمر است]14[.

img0 

 

شکل 1 تشکیل لخته خون بر روی پلیمر از جنس پلی‌اتیلن‌ترفتالات(PET) ؛ (الف) قبل از کاشت، (ب) پس از کاشت یک‌ماهه و تشکیل لخته بر روی آن]14[.

 

فرایند انعقاد خون بر روی جراحت از طریق مجموعه‌ای از واکنش­های پیچیده­ انواعی از آنزیم­ها، پروتئین­ها و یون­ها انجام می­­شود. ابتدای این امر با حضور فاکتور بافتی که سبب فعال شدن مسیر خارجی انعقاد می­شود آغاز می­شود. مرحله دوم تماس با سطح غیراندوتلیالی مثل کلاژن و در ادامه فعال شدن مسیر داخلی انعقاد خون است. در هر دو مورد مسیرهای داخلی و خارجی تبدیل زیموژن­های(zymogen) غیرفعال به آنزیم­های پروتئولیتیک بر مبنای الگوی پشت سر هم که در نهایت منجر به فعال شدن پروترومبین(فاکتور دوم انعقاد) می­شود، انجام می­پذیرد. پروترومبین فعال شده سبب پلیمری‌شدن پروتئین فیبرینوژن و تبدیل آن به رشته نامحلول فیبرینی می­شود. توالی فعال شدن فاکتورهای انعقادی در شکل 2 نشان داده شده است. همان‌گونه که در شکل 2 مشاهده می­شود، هر دو مسیر داخلی و خارجی در نهایت سبب فعال شدن فاکتور X و تبدیل آن به Xa  شده و از آن به بعد از طریق مسیر مشترک انعقاد سبب تشکیل فیبرین می­شود]15و13[.

C:\Users\Panacea\Documents\tmpFD101_thumb_thumb.jpg 

شکل 2 مسیرهای داخلی و خارجی و مشترک انعقاد خون (فرایند آبشاری انعقاد خون)]13[.

 

مسیر داخلی انعقاد خون

مسیر داخلی انعقاد مسیر پیچیده­ای بوده و وابستگی بیشتری به زیست‌مواد و وسایل مصنوعی در مواجهه با خون دارد. آنزیم مرکزی این مسیر که سبب شروع مسیر داخلی انعقاد می‌شود فاکتور XII (فاکتور هاگمن) است. همان‌طور که در شکل 2  مشاهده می­شود، فعال شدن این فاکتور سبب فعال شدن فاکتور XI(ترومبوپلاستین) می­شود. فعال شدن اولیه فاکتور هاگمن به‌دلیل حضور یک یا چند کوفاکتور و نیز سطح غیراندوتلیالی شامل کلاژن و سطح زیست‌مواد است. کوفاکتورها درواقع پریکالیکرئین(PK) و کینینوژن با وزن مولکولی بالا(HMWK) هستند. ضمن اینکه خود فاکتور هاگمن فعال‌شده، سبب آب‌کافت پریکالیکرئین­های بیشتر و تولید کینینوژن­های بیشتر و خودکاتالیز شدن این فرایند می­شود (شکل2). همچنین در این مرحله رهایش برادی کینین به‌عنوان عامل اتساع‌کننده عروق انجام می­پذیرد ]13و12[.

مسیر خارجی انعقاد خون

شروع مسیر خارجی انعقاد، فعالیتی نسبتاً مستقیم است. فاکتور بافتی گلیکوپروتئین خنثایی از نظر آنزیمی است که بر روی سطح سلول­های زیادی موجود بوده اما در پروتئین­های پلاسما وجود ندارد. زمانی که بافتی آسیب می­بیند، این فاکتور به داخل خون رهایش شده و با فاکتور VII (پروکانورتین) برهم‌کنش کرده و در مجموع سبب فعال شدن فاکتور X می‌شوند (شکل2)]13و12[.

مسیر مشترک انعقاد خون

مسیر مشترک هر دو مسیر داخلی و خارجی در نهایت سبب فعال شدن فاکتور X می­شود که به آن Xa می­گویند. در ادامه فاکتور Xa باعث فعال شدن پروترومبین(فاکتور2) و سپس تولید ترومبین می­شود. ترومبین ایجاد شده در ادامه سبب تبدیل فیبرینوژن به فیبرین خواهد شد. همچنین ترومبین تولیدی در تماس با پلاکت­ها، سبب فعال شدن آن‌ها از طریق تغییر در مورفولوژی، چسبیدن آن‌ها به هم و رهایش ماده داخل آن‌ها می­شود و نیازمند تشکیل کمپلکس پروترومبیناز است]15[.

روش­های سنجش خون‌سازگاری پلیمرها

جذب سطحی پروتئین 

با توجه به اینکه چسبندگی پروتئین بر روی سطح پلیمر اولین اتفاق پس از تماس پلیمر با خون است، لذا مقدار پروتئین­های چسبیده به سطح پلیمر موضوعی است که در سنجش خون‌سازگاری هر زیست‌پلیمری همواره مورد توجه است. چسبندگی پروتئین می­تواند سبب فعال شدن آبشار انعقادی و فعال شدن پی در پی فاکتورهای انعقاد و در نهایت تشکیل لخته شود. پروتئین آلبومین که پرتعدادترین پروتئین خون بوده و فیبرینوژن که فاکتور اول انعقاد است، دو پروتئین رایج در ارزیابی خون‌سازگاری پلیمرها هستند]16[. اغلب برای بررسی میزان چسبندگی پروتئین آلبومین از طیف‌نگاری UV در طول موج 280 نانومتر یا از کیت­های تشخیص مخصوص استفاده می­شود]17[. در مطالعه ای که توسط Tu  و همکاران انجام گرفت به‌منظور بهبود خون‌سازگاری غشای پلی­سولفون(PSf)، آن را با روش اصلاح سطح در ابتدا با آکریلیک‌اسید اصلاح شیمیایی کرده (PSf-AA) و سپس غشای حاصل با هیدروکسی پروپیل کیتوسان سولفونه شد(SHPCS-AA-PSf). در این مطالعه از چسبندگی با پروتئین آلبومین به‌عنوان اولین مرحله سنجش خون‌سازگاری استفاده شد. نتایجی که در شکل 3 آمده است گویای آن بود که غشاهای اصلاح‌شده دارای چسبندگی پروتئین کمتری بوده و در نتیجه خون‌سازگاری بهتری نسبت به غشای پلی‌سولفون اصلاح‌نشده دارد]18[.

C:\Users\Panacea\Desktop\dedqad.png 

شکل 3  میزان پروتئین جذب‌شده بر روی سطوح غشای پلی‌سولفون و پلی‌سولفون اصلاح‌شده]18[.

 

زمان پروترومبین(Prothrombin Time)

آزمون انعقادی پروترومبین (PT)، از طریق فعال شدن پروترومبین و فیبرینوژن، فرایند تولید ترومبین و تشکیل فیبرین را بر حسب زمان، از طریق مسیر خارجی و مسیر مشترک بررسی می­کند. در این آزمون، با حضور یون­های کلسیم، ترومبوپلاستین بافتی کمپلکس­هایی با فاکتور VII تشکیل داده و آن را فعال می­کند ]20و19[. این شرایط سطح را برای اتصال و فعال شدن فاکتورهای X، V و II فراهم کرده و در انتها زمان مورد نیاز برای تشکیل لخته فیبرینی اندازه­گیری می­شود. محدوده نرمال نتیجه این آزمون بین 10 تا 13 ثانیه است. طولانی شدن این زمان نشان دهنده نقص در یک یا تعداد بیشتری از فاکتورها در مسیر خارجی انعقاد است]21و15[.

 

زمان نسبی ترومبوپلاستین و ترومبوپلاستین فعال‌شده(PTT/APTT)

زمان نسبی ترومبوپلاستین (PTT) و زمان نسبی ترومبوپلاستین فعال شده (APTT) برای یک منظور استفاده می­شوند. با این تفاوت که در تعیین زمان APTT فعال‌کننده به‌منظور تسریع در زمان لختگی افزوده می­شود. در واقع APTT نسخه حساس‌تری از PTT محسوب می­شود. فرایند APTT زمان مورد نیاز برای فعال شدن پروترومبین و فیبرینوژن و در نتیجه تولید ترومبین و رشته پلیمری فیبرین را از طریق مسیر داخلی و مشترک انعقاد بررسی می­کند. آزمایش APTT، روشی برای تعیین فعالیت پریکالیکرئین، کینینوژن با وزن مولکولی بالا و فاکتورهای XII، XI، IX، VIII، X، V، II و I است. APTT به‌دلیل کاهش فاکتور فیبرینوژن (فاکتورI) یا در حضور ضدلخته می­تواند طولانی شود. محدوده نرمال APTT  25 تا 40 ثانیه است]21و15[.

 زمان ترومبین(Thrombin Time)

همان‌طور که پیش‌تر اشاره شده تبدیل فیبرینوژن به رشته‌های نامحلول فیبرین در مرحله مسیر مشترک انعقاد صورت گرفته و به‌عنوان عامل اصلی انعقاد شناخته می­شود. آزمون اندازه‌گیری زمان ترومبین به ارزیابی مسیر مشترک انعقاد می‌پردازد. بنابراین بررسی این مورد نیز به‌عنوان یکی از فاکتورهای خون‌سازگاری زیست‌پلیمرها مطرح می­شود. زمان ترومبین تعیین‌کننده نرخ ترومبینی است که سبب تبدیل فیبرینوژن به فیبرین و تشکیل لخته خون می­شود. در این آزمون با اضافه کردن ترومبین به نمونه پلاسمای خون، فیبرینوژن به فیبرین می­شود. مقدار نرمال این آزمون در حدود 15 تا 20 ثانیه است. طولانی‌شدن نتیجه آزمون زمان ترومبین مبین غلظت کم فیبرینوژن یعنی کمتر از 100 میلی­گرم در هر دسی‌لیتر است]21و15[. در شکل 4 فرایند انعقاد خون و تفاوت ارزیابی زمان های انعقادی نشان داده شده است.

img0 

شکل 4 فرایند انعقاد خون و تفاوت ارزیابی زمان‌های انعقادی PTT  (APTT)، PT و TT ]22[.

در مطالعه­ای که توسط Zhu و همکاران انجام گرفت به‌منظور ارتقای خواص ضدگرفتگی (antifouling) و بهبود خون‌سازگاری غشای پلی‌سولفون برای استفاده در فرایند همودیافیلتراسیون، مونومر وینیل پیرولیدون با روش پلیمری‌شدن درجا بر روی غشای پلی‌سولفون پلیمریزه شد. آن‌ها برای ارزیابی خون‌سازگاری غشا از آزمون­ PT به‌منظور بررسی مسیر خارجی و مشترک انعقاد و از آزمون APTT برای بررسی مسیر داخلی و مشترک انعقاد استفاده کردند (شکل5). طولانی شدن زمان انعقاد نسبت به پلاسمای خون و همین‌طور غشای پلی­سولفون اصلاح‌نشده، گویای بهبود خون‌سازگاری غشای اصلاح‌شده با پلی‌وینیل‌پیرولیدون بوده است]23[.

C:\Users\Panacea\Desktop\ddd .jpg 

شکل 5 نتایج آزمون زمان‌های انعقاد (الف) PT و (ب) APTT پلاسمای خالی از پلاکت (PPP)، غشای پلی‌سولفون (M0) و پلی‌سولفون اصلاح‌شده با پلی‌وینیل‌پیرولیدون (M6) ]23[.

ارزیابی تبدیل پریکالیکرئین به کالیکرئین (Pre-Kallikerin to Kallikerin)

پریکالیکرئین یکی از پروآنزیم‌های پلاسمای خون است که هنگام تماس با سطح فاقد خون‌سازگاری مطلوب، از طریق فعال شدن فاکتور XII انعقاد موسوم به فاکتور هاگمن، فعال شده و به کالیکرئین تبدیل می­شود. بنابراین تبدیل پریکالیکرئین به کالیکرئین را می­توان به‌عنوان معیاری برای ارزیابی فعال شدن مسیر داخلی انعقاد ارزیابی کرد. در مطالعه‌ای که توسط Huang و همکاران انجام گرفت، به منظور بهبود خون‌سازگاری غشای پلی­سولفون، هپارین را از طریق روش کلرومتیل‌دار کردن و سپس آمین‌دار کردن به سطح غشای پلی‌سولفون متصل شد. در این مطالعه یکی از روش­هایی که برای ارزیابی خون‌سازگاری غشا استفاده شد، بررسی فعالیت کالیکرئین بوده است. نحوه انجام این آزمون از طریق تماس پلاسمای خون با سطح پلیمر و سپس جمع‌آوری پلاسمای در تماس با پلیمر و اضافه کردن ماده رنگزا به آن بوده که در نهایت غلظت کالیکرئین از طریق تغییر در چگالی نوری ماده ارزیابی ­شد. آن‌ها فعال شدن کالیکرئین را بر روی پلی­سولفون (PSf)، پلی‌سولفون کلرومتیل دار شده (PSf-CH2Cl)، پلی‌سولفون آمین‌دار شده (PSf-NH2) و پلی‌سولفون هپارینه‌شده (PSf-Hep) مورد بررسی قرار دادند. همچنین به‌منظور مقایسه، نتایج را با سطح شیشه که یکی از شاخص‌ترین موارد در فعال کردن کالیکرئین است، مورد بررسی قرار دادند. مطالعه آن‌ها نشان داد که شیشه بیشترین میزان فعالیت کالیکرئین را در مدت زمان 5/0 و 1 ساعت دارا بوده است. همچنین پلی‌سولفون اصلاح شده با هپارین کمترین میزان فعال شدن کالیکرئین را داشته است که از این بررسی نیز می­توان نتیجه گرفت که پلی‌سولفون اصلاح‌شده با هپارین سبب فعال شدن کالیکرئین نخواهد شد و در نتیجه مسیر داخلی انعقاد فعال نمی­شود که از این رو می­توان پلی‌سولفون هپارینه‌شده را ماده‌ای خون سازگار قلمداد کرد. همان‌گونه که در شکل 6 مشاهده می­شود تغییر شیب خطوط رسم شده به میزان فعالیت کالیکرئین ارتباط داده می‌شود]24[.

C:\Users\Panacea\Desktop\yyy.png 

شکل 6 سینیتیک فعالیت کالیکرئین. اندازه­گیری پس از الف) 30 و ب) 60 دقیقه برای پلی­سولفون و پلی­سولفون اصلاح‌شده]24[.

 

بررسی میزان همولیز خون

نرخ همولیز یکی دیگر از پارامترهایی است که به کمک آن خون‌سازگاری سطح مواد مورد ارزیابی قرار می­گیرد. همولیز با میزان آسیب­دیدگی گلبول­های قرمز ارتباط داشته که در اثر آن سیتوپلاسم درون آن که هموگلوبین است آزاد می­شود. برای اینکه پلیمر دارای خاصیت خون‌سازگاری مطلوب باشد بایستی میزان همولیز آن کمتر از 5 درصد باشد]25[. در مطالعه­ای که توسط Venault و همکاران انجام گرفت، برای بررسی خون‌سازگاری غشای پلی‌وینیلیدن فلوراید اصلاح‌شده با کوپلیمر پلی‌استایرن-بلاک- پلی­اتیلن‌گلیکول متاکریلات( PS-B-PEGMA) ، از آزمون بررسی میزان همولیز استفاده شد و نتیجه این آزمایش مشخص کرد که غشای اصلاح‌شده سازگاری خوبی با سلول­های خونی داشته و باعث لیز شدن گلبول های قرمز نمی­شود(شکل7) ]26[.

C:\Users\Panacea\Desktop\fd.jpg 

شکل 7 میزان همولیز گلبول‌های قرمز بر روی کوپلیمر]26[.

 

بررسی میکروسکوپی مورفولوژی سلولی

یکی دیگر از خصوصیات پلیمر خون‌سازگار، داشتن تمایل(Affinity) به سلول­های بدن است. سطح خون‌سازگار بایستی سازگاری خوبی با سلول­های بدن داشته باشد تا منجر به فعال شدن سیستم ایمنی بدن نشود. زمانی که که زیست‌پلیمر در معرض سلول­ها قرار داده می­شود، در صورتی که سطح، محل امنی برای تماس با سلول و رشد آن باشد، شاهد چسبندگی سلولی بر روی سطح و همین‌طور تغییر مورفولوژی سلول­ها خواهیم بود که با میکروسکوپ­های نوری و الکترونی قابل رصد کردن است. یک سطح مناسب پس از چسبیدن سلول بایستی منجر به تغییر مورفولوژی سلولی از حالت گرد به رشد فیلوپدیال (Filopodial)، سیتوپلاسمیک وبینگ (Cytoplasmic webbing) و پهن شدن مرکز سلولی (Flattening of central mass) شود که نشانگر زیست‌سازگاری سطح مورد نظر برای سلول است. در شکل 8 مراحل چسبیدن سلول به سطح و رشد آن نشان داده شده است]27[. 

C:\Users\Panacea\Desktop\kio.jpg 

شکل 8 تصویر میکروسکوپ نوری از تغییر مورفولوژی سلول‌ها بر روی غشای پلی‌اترسولفون؛ الف) چسبیدن سلول، ب) رشد فیلوپودیال، ج) پهن شدن مرکز سلولی و د) پهن شدن کامل سلول را نشان می­دهد]27[.

در مطالعه­ای که توسط دهقان و برزین انجام شد، از غشای پلی‌سولفون اصلاح‌شده با اکسیدگرافن عامل‌دارشده با پلی‌ساکارید سولفاته به نام کاراگینان به‌منظور جداسازی کلسترول بد(LDL) از پلاسمای خون استفاده شد. نتایج نشان داد که حضور کاراگینان بر روی صفحات اکسیدگرافن، با طولانی شدن زمان­های انعقادی PT و APTT و همچنین بهبود خاصیت چسبندگی و رشد سلولی، خون‌سازگاری غشای اصلاح‌شده بهبود یافته است. شکل 9 چسبندگی و رشد کامل سلول­ها در مجاورت غشای پلی­سولفون اصلاح‌شده را توسط تصویربرداری با میکروسکوپ­های نوری و الکترونی نشان می‌دهد]28[. 

img0 

شکل 9 مورفولوژی سلول‌های در مجاورت غشای پلی‌سولوفون اصلاح‌شده؛ (الف) میکروسکوپ نوری، (ب) میکروسکوپ الکترونی روبشی (SEM) ]28[.

 

در مطالعه­ای که توسط Nie و همکاران ]29[ انجام گرفت، آن‌ها ترکیب زویتریون سولفوبتائین را به نانولوله­ی کربنی با روش پلیمری‌شدن ATRP اتصال دادند و از آن به منظور بهبود خون‌سازگاری غشای پلی‌اترسولفون استفاده کردند. از آنجایی که زیست‌سازگاری پلیمر فاکتوری حیاتی برای پلیمر خون‌سازگار نیز محسوب می‌شود، Nie و همکاران از آزمون سمیت سلولی با روش MTT به منظور ارزیابی زیست‌سازگاری پلی­اترسولفون اصلاح‌شده با نانولوله‌های کربنی اتصال داده شده با ترکیب زویتریون (M-SE) استفاده کردند. در این مطالعه زویتریون استفاده‌شده از واکنش استایرن سولفونات(SS) و پلی‌اتیلن‌گلیکول متیل‌اترمتاکریلات (PEGMA) به دست آمد. غشاهایی که حاوی 1 گرم نانولوله کربنی اصلاح شده با ترکیب زویتریون بوده با کد M-SE1 و غشاهایی که حاوی 3 گرم نانولوله کربنی اصلاح شده بوده با نام M-SE3 نام‌گذاری شدند و مورفولوژی سلول­ها با میکروسکوپ الکترونی روبشی(SEM) مورد بررسی قرار داده شد. نتایج نشان داد که مورفولوژی سلول­های مجاور با غشای PES به حالت تخت با اندکی سودوپودیا (تغییر مورفولوژی سلولی) است و برای غشاهای اصلاح‌شده مورفولوژی به صورت پخش‌شده همراه با سیتوپلاسم محیطی بوده که کل ناحیه در تماس با آن را پوشش داده است. آن‌ها این سازگاری بهتر غشاها را به نانولوله­های کربنی اصلاح‌شده با ترکیب زویتریون ارتباط دادند که همانند ترکیب شبه هپارین با بهبود آب‌دوستی و بار استاتیک غشا، سبب چسبیدن و رشد موثر سلول­ها شده است. شکل 10 تصاویر SEM تغییر مورفولوژی سلول‌ها را نشان می­دهد.

 

img0 

شکل 10  بررسی چسبندگی و رشد سلولی بر روی غشای پلی‌اترسولفون و غشاهای پلی‌اترسولفون اصلاح‌شده؛ الف و د) غشای پلی‌اترسولفون، ب و ه) پلی‌اترسولفون اصلاح‌شده با نانولوله کربنی اصلاح‌شده با 1 گرم زوینریون (M-SE1)، ج و و) غشای پلی‌اترسولفون اصلاح‌شده با نانولوله کربنی اصلاح‌شده با 3 گرم زوینریون (M-SE3)؛ تصاویر الف، ب، ج، بزرگ‌نمایی 300 برابر و تصاویر د، ه، و، بزرگ‌نمایی 3000 برابر ]29[.

 بررسی با میکروسکوپ لیزری هم‌کانون (Confocal Laser Scanning Microscopy (CLSM)) یکی دیگر از روش­های بررسی چسبندگی و رشد سلولی است. Fukushima و همکاران ]30[ از این روش به منظور ارزیابی خون‌سازگاری پلیمرهای بر پایه پلی­کربنات زیست‌تخریب‌پذیر استفاده کردند. آن‌ها از پلی‌تری‌متیلن‌کربنات (PTMC) به‌عنوان پلیمری محبوب در مهندسی پزشکی استفاده کردند. به‌منظور ارتقای خون‌سازگاری، با الهام از ساختار پلی 2- متوکسی اتیل اکریلات (PMEA) به‌عنوان پلیمر خون‌سازگار معروف، رویکرد ایجاد گروه‌های مونواتری به‌عنوان گروه جانبی بر روی زنجیره اصلی پلی‌کربناتی که پلیمر حاصله با نام  PMEMTCشناسایی شد مورد ارزیابی قرار گرفت. به همین منظور به‌منظور دستیابی به پلیمر مورد نظر، از پلیمری‌شدن 2-متوکسی اتوکسی کربونیل (ME-MTC) استفاده شد. نتایج چسبندگی پلاکت حاکی از حداقل میزان چسبندگی بر روی PMEMTC بوده است. همچنین پس از کشت سلول‌های اندوتلیال سیاهرگ بند ناف (Human umbilical vein endothelial cells) از میکروسکوپ CLSM به‌منظور ارزیابی چسبندگی سلولی استفاده شد. برای این منظور نتایج آزمایش نمونه PMEMTC با نتایج PTMC به‌عنوان پلیمر پایه و PMEA به‌عنوان نمونه کنترلی مورد ارزیابی قرار گرفت. پس از 1 ساعت گرم‌خانه‌گذاری نمونه­ها، مورفولوژی گرد شکل از سلول­ها مشاهده شد و پس از 1 و 3 روز گرم‌خانه‌گذاری، رشد سلولی و تغییر مورفولوژی از طریق ایجاد چسبندگی کانونی صریح به همراه لیف­های اکتین ضخیم بر روی PMEMTC مشهود بوده که نتایج آن با PMEA قابل مقایسه بوده که گویای زیست‌سازگاری و خون‌سازگاری بهبود یافته پلیمر مورد بحث بوده است (شکل11).

C:\Users\Panacea\Desktop\jjj.jpg 

شکل 11 بررسی چسبندگی سلولی با میکروسکوپ CLSM، سطر بالا پس از 1 ساعت گرم‌خانه‌گذاری و سطر پایین پس از 3 روز گرم‌خانه‌گذاری ]30[.

 

 

 

چسبندگی و فعال شدن پلاکت

چسبندگی پلاکت به سطح و فعال شدن آن یکی دیگر از آزمون­های مهم در سنجش خون‌سازگاری پلیمرها است. تعداد پلاکت­های چسبیده به سطح پلیمر، در تشکیل لخته بر روی پلیمر بسیار تعیین‌کننده­ است که با روش­هایی همچون بررسی تصاویر SEM و شمارش پلاکت­های چسبیده تعداد تقریبی آن‌ها مورد ارزیابی قرار می­گیرد. اما یکی از روش­های دقیق­تر به‌منظور شمارش پلاکت­های چسبیده به سطح پلیمر، روش لاکتات دی‌هیدروژناز (LDH) است. LDH آنزیم سیتوسولیک (Cytosolic) بوده که در اغلب سلول­های زنده از جمله پلاکت­ها موجود است. بنابراین زمانی که پلیمری در معرض پلاسمای سرشار از پلاکت (Platelet Rich Plasma) قرار گرفته و سپس با LDH وارد واکنش می‌شود، میزان فعالیت LDH را می­توان به‌عنوان معیاری از چسبیدن پلاکت­ها به سطح در نظر گرفت. این روش که روشی آنزیمی بوده، تعداد پلاکت­های چسبیده را در طول موج 340 نانومتر و بر اساس نمودار کالیبراسیون مورد ارزیابی قرار می­دهد]31[. روش برآورد میزان پلاکت چسبیده به سطح پلیمر با اندازه‌گیری LDH، بر اساس آزاد شدن محتوای LDH، پس از انحلال یاخته‌ای پلاکت­های چسبیده به سطح پلیمر (Lysis) است ]32[.

یکی از رویکردهای بهبود خون‌سازگاری و عدم چسبندگی پلاکت بر روی سطح زیست‌مواد، بهبود آب‌دوستی سطح و ایجاد بار منفی بر روی آن است. در مطالعه که توسط kim و همکاران انجام گرفت، پلی‌اتریورتان با پلی‌اتیلن‌اکسید سولفونه‌شده در جرم مولکولی­های مختلف اصلاح سطح شد (شکل 12-الف) و مشاهده کردند که با افزایش جرم مولکولی PEO-SO3 ، چسبندگی پلاکت بر روی سطح به شکل موثری کاهش پیدا می­کند (شکل12-ب)]33[.

ب

C:\Users\Panacea\Desktop\dd.png 

الف

D:\bio polymer in medicine application\HEART\polymeric heart valve\PHV Article\PHV images\شکل 5 الف نسخه بازنگری شده.jpg 

شکل 12 (الف) طرح‌واره سازوکار ممانعت از چسبندگی پلاکت بر روی پلی‌یورتان اصلاح‌شده با پلی‌اتیلن‌اکسید سولفونه شده و (ب) تعداد پلاکت های چسبیده بر روی سطح پلی‌یورتان، پلی‌یورتان اصلاح‌شده با پلی‌اتیلن‌اکسید و پلی‌یورتان اصلاح‌شده با پلی‌اتیلن‌اکسید سولفونه‌شده ]33[.

        

علاوه بر چسبندگی پلاکت، فعال شدن آنها نیز در ایجاد لخته خون نقشی کلیدی را ایفا می­کند. دقیقاً به همان صورت که چسبیدن و تغییر مورفولوژی سلولی بر روی زیست‌پلیمرها از فاکتورهای اساسی زیست‌سازگاری و خون‌سازگاری محسوب می­شود، عدم چسبندگی و تغییر مورفولوژی پلاکت­ها بر روی سطح زیست‌پلیمرها از مهم‌ترین عوامل در خون‌سازگاری محسوب می­شود. فعالیت پلاکت­ها با تغییرات مورفولوژی از حالت قرصی‌شکل به درجه متفاوتی از پخش‌شوندگی آن‌ها مشخص می­شود. در حقیقت با فعال شدن پلاکت­ها، مواد زیست‌فعالی همچون آدنوزین دی‌فسفات (ADP) و ترومبکسان A2 (TXA2) از آن رهایش پیدا کرده و سبب تجمع، فعالیت و تغییر مورفولوژی آن می­شود. اندازه یا وسعت پلاکت­های پخش‌شده می­تواند در 5 حالت طبقه‌بندی شود که توصیف‌کننده روند فعالیتی پلاکت­ها است. حالت اول ، حالتی است که پلاکت­ها قرصی شکل هستند (Round) و سپس با فعال شدن آن‌ها، مورفولوژی به‌ترتیب به حالت شاخه­دار(Dendritic)، پخش شاخه­ای(Spread Dendritic)، درحال پخش(Spreading)و پخش کامل(Fully Spread) تقسیم‌بندی می­شود. شکل 13 طرح‌واره‌ی مورفولوژی­های مورد بحث را نشان می‌دهد]35و34[.

C:\Users\rahim\Desktop\cx.png 

شکل 13 طرح‌واره فعال شدن پلاکت‌ها از روی تغییر مورفولوژی آن‌ها]35و34[.

 

تصاویر SEM ارائه‌شده در شکل 14 مورفولوژی پلاکت­های چسبیده به سطح پلی‌یورتان ، پلی‌یورتان اصلاح‌شده با هپارین با جرم مولکولی پایین و هپارین تجزیه‌نشده (UFH) را نشان می‌دهد ]35[.از میزان تغییر مورفولوژی پلاکت­ها می­توان میزان خون‌سازگاری زیست‌مواد به‌کار گرفته شده را ارزیابی کرد. همان‌طور که از شکل 13 مشخص شده است، مقدار چسبندگی پلاکت­ها بر روی سطح کنترل پلی‌استایرنی زیاد بوده و مورفولوژی اغلب آن‌ها نیز به‌صورت در حال پخش یا پخش کامل است که عدم خون‌سازگاری این ماده را نشان می‌دهد. همچنین در مورد پلی‌یورتان اصلاح‌نشده، پلاکت‌های چسبیده در حال تغییر مورفولوژی (early pseudopodia) هستند که حاکی از عدم خون‌سازگاری مطلوب آن است. اما برای پلی‌یورتان­های هپارینه شده، مورفولوژی سلولی اغلب به حالت گرد شکل باقی مانده­اند که نشان از سطح خون‌سازگاری مطلوب پلیمر اصلاح‌شده است]35[.

 

 

 

 

 

img0 

شکل 14 تصاویر SEM از فعالیت پلاکت ها در سطوح الف) ظرف کشت سلولی پلی‌استایرنی(TCP). ب) پلی‌یورتان اصلاح‌نشده. ج)پلی‌یورتان اصلاح‌شده با LMWH.. د) پلی‌یورتان اصلاح‌شده با UFH ]35[.

 

همچنین در برخی موارد نیز می‌توان به‌صورت مشاهده­ای و سریع خون‌سازگاری زیست‌مواد را تعیین کرد. به‌عنوان مثال در پروژه­ای که در موسسه Wyss دانشگاه هاروارد انجام گرفت، محققین یک پوشش جدید به نام TLP را بر روی سطوح اکریلیک ایجاد کردند و از روش قطره خون ‌غلطان (Blood repellency) بر روی سطوح شیبدار از ماده موردنظر استفاده کردند. این پوشش از لایه مولکولی منعطف پرفلوئوروکربن (Tethered Perfluorocarbon (TP)) که بر روی فیلم مایعی از پرفلوئوروکربن(Liquid Perfluorocarbon (LP)) گرید پزشکی متصل‌شده، تشکیل شده است (شکل 15-الف). در این مطالعه، خون‌سازگاری سطح از طریق تعیین زمان عبور قطره خون از سطح و همچنین عدم مشاهده مسیر عبور آن، مورد ارزیابی قرار گرفت و مشاهده شد که سطح اصلاح‌شده با TLP با زاویه 30 درجه از لحظه برخورد قطره با سطح تا عبور کامل از آن بدون آنکه ردی از مسیر خون برجا بماند تنها 3/0 ثانیه طول کشیده و این درحالی است که برای نمونه اصلاح‌نشده، مدت زمان عبور خون 5 ثانیه بوده و رد مسیر عبور خون از سطح نیز کاملاً مشخص است. (شکل14( ]36[.

 

img0 

شکل 15 (الف) طرح‌واره سطح اصلاح‌شده با پوشش TLP در تماس با قطره خون. (ب) رفتار قطره خون غلطان با سطح اکریلیکی (با زاویه 30 درجه نسبت به افق) اصلاح‌نشده به‌عنوان نمونه کنترلی(سطر بالا)  و اصلاح‌شده با پوشش TLP  (سطر پایین).]36[.

 

نتیجه‌گیری 

با توسعه پلیمرها و گسترش استفاده آن‌ها در کاربردهای پزشکی نظیر داربست­های قلبی و عروقی، کاتترها، دریچه­های مصنوعی قلب، رگ­های مصنوعی، غشاهای مورد استفاده در فرایند تصفیه خون و ... توجه محققان را هرچه بیشتر به سمت ارتقای سطح خون‌سازگاری این زیست‌مواد معطوف کرده است. در مطالعه انجام‌شده سعی شد تا با معرفی فرایند انعقاد خون بر روی زیست‌پلیمرها و ارائه روش­های سنجش خون‌سازگاری، همچون چسبندگی پروتئین، ارزیابی زمان­های انعقاد شامل زمان پروترومبین، زمان ترومبوپلاستین فعال‌شده و زمان ترومبین، بررسی میکروسکوپی چسبندگی سلولی، همولیز خون، چسبندگی و فعالیت پلاکت، در مسیر توسعه بهبود پلیمرهای خون‌سازگار گام مثبتی در تحقیق و توسعه مواد پلیمری در کاربردهای پزشکی و در تماس با خون برداشته شود.

 

تشکر و قدردانی

این اثر تحت حمایت مادی صندوق حمایت از پژوهشگران و فناوران کشور (INSF) برگرفته از طرح شماره «4001244» انجام شده است.

 

مراجع

1. Vermette P., Griesser J.H., Laroche G., and Guidoin R., Biomedical Applications of Polyurethanes, Landes Bioscience, Georgetown,160-168, 2001.

2. Dean IV H., Development of Biopoly Materials for Use in Prosthetic Heart Valve Replacements, MSc Thesis, Colorado state University, Spring 2012.

3. Ansari F., and Dehghan R., Role of Polymers Used in Hormone Delivery of Contraceptive Systems for Prevention of Pregnancy, Polymerization, 9, 8-29, 2020.

 4. Barzin J., Feng C., Khulbe K.C., Matsuura T., Madaeni S.S., and Mirzadeh H, Characterization of Polyethersulfone Hemodialysis Membrane by Ultrafiltration and Atomic Force Microscopy, J. membr. Sci., 237, 77-85, 2004.

5. Barzin, J., Madaeni, S. S., Mirzadeh, H., & Mehrabzadeh, M. Effect of Polyvinylpyrrolidone on Morphology and Performance of Hemodialysis Membranes Prepared from Polyether Sulfone. Journal of applied polymer science, 92(6), 3804-3813, 2004.

6. Shahrabi, S. S., Barzin, J., & Shokrollahi, P. Blood Cell Separation by Novel PET/PVP Blend Electrospun Membranes. Polymer Testing, 66, 94-104, 2018. 

7. Shahrabi, S. S., Mortaheb, H. R., Barzin, J., & Ehsani, M. R. Nanoporous Polyether Sulfone Membrane, Preparation and Characterization: Effect of Porosity and Mean Pore Size on Performance. Journal of Membrane and Separation Technology, 6(2), 71-84, 2017.

8. Bosch T., Thiery J., Gurland H.J., and Seidel D., Long-Term Efficiency, Biocompatibility, and Clinical Safety of Combined Simultaneous LDL-Apheresis and Haemodialysis in Patients with Hypercholesterolaemia and End-Stage Renal Failure, Nephrol. Dial. Transplant., 8, 1350-1358, 1993.

9. Bantjes A., Clotting Phenomena at the Blood‐Polymer Interface and Development of Blood Compatible Polymeric Surfaces. Polym. Int., 10, 267-274, 1978.

10. Gristina A.G., Naylor P.T., and Myrvik Q.N., Biomaterial-Centered Infections: Microbial Adhesion Versus Tissue Integration, In Pathogenesis of Wound and Biomaterial-Associated Infections, Springer London, 237, 193-216, 1990.

11. Paola F., and Messori M., Surface Modification of Polymers: Chemical, Physical, and Biological Routes, In Modification of Polymer Properties, 109-130, 2017.

12. Michael W King, Introduction of Blood Coagulation, https://themdicalbiochemistrypage.org/blood-coagulation.php, available in 20 July 2017.

13. Williams, David Franklyn. Blood Compatibility. Vol. 1. CRC,89-98, 1987.

14. Aebischer P., Schluep M., Déglon N., Joseph J.M., Hirt L., Heyd B., Goddard M., Hammang J.P., Zurn A.D., Kato A.C., and Regli F., Intrathecal Delivery of CNTF Using Encapsulated Genetically Modifiedxenogeneic Cells in Amyotrophic Lateral Sclerosis Patients, Nature medicine, 2, 696, 1996.

15. Turgeon, M. L., Clinical Hematology: Theory and Procedures. Lippincott Williams & Wilkins, 355-359, 2005.

16. Salimi E., Ghaee A., Ismail A.F., and Karimi M., Anti-Thrombogenicity and Permeability of Polyethersulfone Hollow Fiber Membrane with Sulfonated Alginate Toward Blood Purification, Inter. J. Biol. Macromol., 116, 364-377, 2018.

17. Zhang, J., Yan, B., He, C., Hao, Y., Sun, S., Zhao, W., & Zhao, C. Urease-Immobilized Magnetic Graphene Oxide as a Safe and Effective Urea Removal Recyclable Nanocatalyst for Blood Purification. Industrial & Engineering Chemistry Research, 59(19), 8955-8964, 2020.

18. Tu, M. M., Xu, J. J., & Qiu, Y. R. Surface Hemocompatible Modification of Polysulfone Membrane via Covalently Grafting Acrylic Acid and Sulfonated Hydroxypropyl Chitosan. RSC advances, 9(11), 6254-6266, 2019.

19. Dehghan, R., & Barzin, J. Development of a Polysulfone Membrane with Explicit Characteristics for Separation of Low Density Lipoprotein from Blood Plasma. Polymer Testing, 85, 106438, 2020.

20. Dehghan, R., & Barzin, J. Membrane Patterning Through Horizontally Aligned Microchannels Developed by Sulfated Chopped Carbon Fiber for Facile Permeability of Blood Plasma Components in Low-Density Lipoprotein Apheresis. Separation and Purification Technology, 278, 119512, 2021.

21. Kamal, A. H., Tefferi, A., & Pruthi, R. K. How to Interpret and Pursue an Abnormal Prothrombin Time, Activated Partial Thromboplastin Time and Bleeding Time in Adults. In Mayo Clinic Proceedings, 82(7), 864-873, 2007.

22. Carvalhal, F., Cristelo, R. R., Resende, D. I., Pinto, M. M., Sousa, E., & Correia-da-Silva, M. Antithrombotics from the Sea: Polysaccharides and Beyond. Marine drugs, 17(3), 170, 2019.

23. Zhu, L., Song, H., Wang, J., & Xue, L. Polysulfone Hemodiafiltration Membranes with Enhanced Anti-Fouling and Hemocompatibility Modified by Poly (Vinyl Pyrrolidone) via in Situ Cross-Linked Polymerization. Materials Science and Engineering: C, 74, 159-166, 2017.

24. Huang, X. J., Guduru, D., Xu, Z. K., Vienken, J., & Groth, T. Blood Compatibility And Permeability of Heparin‐Modified Polysulfone as Potential Membrane for Simultaneous Hemodialysis And LDL Removal. Macromolecular bioscience, 11(1), 131-140, 2011.

25. Singh, H., Purohit, S. D., Bhaskar, R., Yadav, I., Gupta, M. K., & Mishra, N. C. Development of Decellularization Protocol for Caprine Small Intestine Submucosa as a Biomaterial. Biomaterials and Biosystems, 5, 100035, 2020.

26. Venault, A., Wu, J. R., Chang, Y., & Aimar, P. Fabricating Hemocompatible Bi-Continuous Pegylated PVDF Membranes via Vapor-Induced Phase Inversion. Journal of membrane science, 470, 18-29, 2014.

27. Rajaraman, R., Rounds, D. E., Yen, S. P. S., & Rembaum, A. N. D. A. A Scanning Electron Microscope Study of Cell Adhesion and Spreading In Vitro. Experimental cell research, 88(2), 327-339, 1974.

28. Dehghan, R., and Barzin, J., Low Density Lipoprotein (LDL) Apheresis from Blood Plasma via Anti-Biofouling Tuned Membrane Incorporated with Graphene Oxide-Modified Carrageenan. Journal of Membrane Science, 620, 118878, 2021.

29. Nie, C., Ma, L., Xia, Y., He, C., Deng, J., Wang, L., ... & Zhao, C. Novel Heparin-Mimicking Polymer Brush Grafted Carbon Nanotube/PES Composite Membranes for Safe and Efficient Blood Purification. Journal of Membrane Science, 475, 455-468, 2015.

30. Fukushima, K., Inoue, Y., Haga, Y., Ota, T., Honda, K., Sato, C., & Tanaka, M. Monoether-Tagged Biodegradable Polycarbonate Preventing Platelet Adhesion and Demonstrating Vascular Cell Adhesion: A Promising Material for Resorbable Vascular Grafts and Stents. Biomacromolecules, 18(11), 3834-3843, 2017.

31. Tsai, W. B., Grunkemeier, J. M., & Horbett, T. A. Human Plasma Fibrinogen Adsorption and Platelet Adhesion to Polystyrene. Journal of biomedical materials research, 44(2), 130-139, 1999.

32. Elahi E., Study of Polymer Platelet Adhesion by LDH, Ph.D. thesis, Iran University, Tehran, Iran, 1998.

33. Han, D. K., Jeong, S. Y., Kim, Y. H., Min, B. G., & Cho, H. I. Negative Cilia Concept for Thromboresistance: Synergistic Effect of PEO and Sulfonate Groups Grafted onto Polyurethanes. Journal of biomedical materials research, 25(5), 561-575, 1991.

34. Dehghan R., Koosha M., Specification of Polyurethane as Prosthetic Heart Valve, polymerization., 5, 48-60, 2015.

35. Aksoy E.A., Synthesis and Surface Modification Studies of Biomedical Polyurethanes to Improve Long term Biocompatibility, Doctor of Philosophy thesis, Middle east Technical University, 2008.

36. Leslie, D. C., Waterhouse, A., Berthet, J. B., Valentin, T. M., Watters, A. L., Jain, A., ... & Super, E. H. A Bioinspired Omniphobic Surface Coating on Medical Devices Prevents Thrombosis and Biofouling. Nature biotechnology, 32(11), 1134, 2014.

[1] (*) To whom correspondence should be addressed.

E-mail: J.Barzin@ippi.ac.ir

[2]  J.Barzin@ippi.ac.irمسئول مکاتبات، پیام نگار: * 


Related articles

The rights to this website are owned by the Raimag Press Management System.
Copyright © 2017-2024

Home| Login| About Rimag| Contact Us|
[فارسی] [العربية] [fa] [ar]