新型3D打印抗溶胀水凝胶电子器件实现长期稳定体内植入
在神经再生治疗、心血管疾病治疗和疼痛管理等领域，软性生物电子器件正展现出广阔的应用前景。然而，这些器件在生理环境中长期稳定运行仍面临严峻挑战。传统水凝胶材料在湿润生理条件下不可避免地发生溶胀，导致封装结构的机械退化，同时导电网络也因溶胀而失效（图1g）。此外，传统电子器件使用的刚性、非生物材料常引发强烈的免疫反应和纤维化包裹（图1f），最终导致器件功能丧失。如何在保持水凝胶优异生物相容性和组织匹配力学性能的同时，克服其在湿态环境下的溶胀问题，实现长期稳定的生物-电子界面通信，是当前生物电子领域亟待解决的关键科学难题。
针对上述挑战，西湖大学周南嘉特聘研究员、陶亮副教授、姚远助理研究员团队，开发了一种基于胶束自组装策略的抗溶胀水凝胶材料体系，并利用嵌入式3D打印技术制备了多种功能化植入式生物电子器件。该研究报道的抗溶胀水凝胶不仅具有优异的力学柔顺性和长期抗溶胀性能，还能显著减轻植入后的异物反应。在此基础上，研究团队进一步设计了双相导电水凝胶墨水，实现了高达4,000 S cm⁻¹的湿态电导率，并在循环拉伸测试中展现出优异的电学稳定性。基于该材料平台，研究人员成功制备了脑机接口、无线供电光电器件和坐骨神经刺激器等植入式器件，并在大鼠体内验证了其长期稳定性和可靠性。相关论文以“3D-printed implantable bioelectronics enabled by anti-swelling and biphasic conductive hydrogels”为题，发表在Nature Materials上。
图1 | 抗溶胀水凝胶电子器件的设计 a. 3D打印功能性抗溶胀水凝胶电子器件的实物图像。b. 用于测定皮层脑电图信号的3D打印植入式抗溶胀水凝胶脑机接口。c. 3D打印植入式无线抗溶胀水凝胶光电器件。d. 基于抗溶胀水凝胶的柔软可拉伸封装示意图。e. 由微凝胶颗粒和银片组成的双相导电水凝胶示意图。f. 抗溶胀材料设计实现了减轻的异物反应。g. 可溶胀导电水凝胶和抗溶胀水凝胶的溶胀行为。h. 可溶胀导电水凝胶和抗溶胀导电水凝胶电导率随溶胀时间的变化。i,j. 带缺口的可溶胀导电（i）和抗溶胀导电（j）水凝胶的循环拉伸测试。k,l. 可溶胀水凝胶电子器件与抗溶胀电子器件在原始状态（k）和平衡态（l）的对比；打印的无线供电抗溶胀水凝胶光电器件在水环境中可工作超过1个月。g,h实验独立重复（n=3）。g,h中数值为均值±标准差。f中插图使用BioRender创建。
抗溶胀水凝胶的设计与合成
研究人员提出了一种无溶剂、无表面活性剂的胶束自组装方法，用于合成柔软且高拉伸性的抗溶胀水凝胶。该策略利用亲水性单体丙烯酸羟乙酯（HEA）和疏水性单体丙烯酸乙酯（EA）在水相中自发形成的胶束溶液，通过紫外光固化实现原位聚合（图2a）。随着HEA逐步引入，原本不互溶的EA-水混合物从宏观相分离转变为水包油乳液，最终形成热力学稳定的胶束体系（图2b）。固化后的聚（丙烯酸羟乙酯）-聚（丙烯酸乙酯）（PHEA-PEA）水凝胶中，疏水的PEA结构域作为高弹性物理交联中心，连接亲水的PHEA网络，无需外加交联剂，展现出极高的拉伸性（图2c）。当EA与HEA的摩尔比为0.5:1时，该水凝胶的溶胀因子低至-9.8%，相比纯PHEA水凝胶和藻酸盐-聚丙烯酰胺双网络水凝胶分别降低了39倍和24.5倍（图2d-e）。研究还发现，通过调控水与单体的摩尔比（W值），可以精确控制水凝胶的相分离尺寸从约10纳米到超过250纳米，从而实现从透明到不透明的光学性能调控（图2f-g）。小角中子散射表征进一步证实了胶束组装过程中相分离结构的演化机制（图2h）。该策略还被成功拓展至其他单体体系，包括甲基丙烯酸羟乙酯（HEMA）单体系（图2i-j）、2-甲氧基丙烯酸乙酯（MEA）-HEA二元体系（图2k-l）以及丙烯酸-丙烯酰胺-EA三元体系，均展现出相似的抗溶胀特性和相分离行为。在力学性能方面，PHEA-PEA水凝胶在平衡态下仍保持2,300%至3,500%的拉伸率，而PMEA-PHEA水凝胶的杨氏模量在平衡态下低至26至52 kPa，展现出优异的组织匹配力学性能（图2m-o）。
图2 | 抗溶胀水凝胶的设计及其力学性能 a. 水凝胶形成用亲水性单体HEA和疏水性单体EA的分子结构。b. 逐步加入亲水性单体HEA至EA-水混合物中，促进水包油悬浮液转变为均匀胶束单体前驱体。插图：水包油乳液的光学显微图像和纳米乳液的冷冻电镜图像。形态学调查在独立样品（n=3）上进行，重复至少五次。c. 紫外固化和溶胀后的PHEA-PEA水凝胶展示其极高的拉伸性。d. 不同EA/HEA摩尔比的PHEA-PEA水凝胶、纯PHEA水凝胶和藻酸盐-PAM双网络水凝胶的溶胀行为（左：原始状态，右：平衡态）。比例尺5 mm。e. 不同EA/HEA摩尔比的PHEA-PEA水凝胶、纯PHEA水凝胶和PAM-藻酸盐双网络水凝胶的溶胀因子。f. 不同水/单体摩尔比（W=2.1、W=3.0和W=4.0）合成的PHEA-PEA水凝胶的溶胀行为（左：原始状态，右：溶胀态，插图为其溶胀态的原子力显微镜图像，显示相分离微结构）。比例尺5 mm。g. 不同水/单体摩尔比合成的PHEA-PEA水凝胶的溶胀因子。h. 不同W值PHEA-PEA水凝胶的小角中子散射谱图。a.u.，任意单位。散射矢量定义为q=(4π/λ)sin(θ/2)。i. 通过直接固化两亲性HEMA单体制备的抗溶胀水凝胶。比例尺5 mm。j. 不同水/单体摩尔比PHEMA抗溶胀水凝胶的溶胀因子。k. 由两亲性单体MEA和亲水性单体HEA组合制备的抗溶胀水凝胶。比例尺5 mm。l. 不同水/单体摩尔比PMEA-PHEA抗溶胀水凝胶的溶胀因子。m. 不同水/单体摩尔比PHEA-PEA抗溶胀水凝胶的应力-应变曲线和杨氏模量。n. 不同水/单体摩尔比PHEMA抗溶胀水凝胶的应力-应变曲线和杨氏模量。o. 不同水/单体摩尔比PMEA-PHEA抗溶胀水凝胶的应力-应变曲线和杨氏模量。e、g、j、m、n、o实验独立重复（n=3）。e、g、j、m、n、o中数值为均值±标准差。
抗溶胀水凝胶的植入免疫响应评估
为了评估抗溶胀水凝胶作为生物电子植入材料的适用性，研究人员将其植入小鼠皮下，系统研究了其引发的异物反应。组织学分析显示，柔软的PMEA-PHEA抗溶胀水凝胶（约55 kPa）几乎不诱发炎症或纤维化，与假手术组高度相似（图3a）。相比之下，不同硬度的聚二甲基硅氧烷（PDMS）植入体均引起强烈的纤维化反应，而传统可溶胀水凝胶尽管柔软，但由于植入后过度溶胀压迫周围组织，也引发了严重的异物反应（图3b-c）。通过基因表达谱分析发现，软抗溶胀水凝胶组与假手术组的转录组特征最为接近，而硬PDMS和可溶胀水凝胶则显著改变了周围组织的基因表达模式（图3d）。Reactome富集分析表明，软抗溶胀水凝胶上调了细胞外基质（ECM）降解通路，有助于减轻纤维化；而其他材料均诱导了胶原蛋白合成通路的激活，促进了纤维囊的形成（图3e）。多重免疫组织化学分析进一步证实，软抗溶胀水凝胶植入后CD201⁺成纤维祖细胞显著增加（图3g），而成纤维细胞向肌成纤维细胞的分化受到抑制（图3h），纤维化标志物波形蛋白（Vimentin）（图3i）、核心蛋白聚糖（DCN）（图3j）和I型胶原蛋白（COL1A1）（图3k）的表达均维持在较低水平（图3f）。这一系列结果表明，柔软且抗溶胀的水凝胶能够有效规避机体的免疫原性反应。
图3 | 抗溶胀水凝胶的体内异物反应 a. 使用苏木精-伊红（H&E）染色对接触植入物的皮肤组织进行组织病理学评估。所示为代表性图像。黑色虚线表示皮肤组织与纤维层之间的边界。d代表纤维化厚度。星号表示模拟器件的植入部位。b,c. 基于炎性细胞浸润和纤维化距离的纤维化厚度（b）和组织学评分（c）（n=6）。对照组与植入组之间的比较采用双尾Mann-Whitney U检验；P值如图所示。d. 植入8周后小鼠皮肤差异基因表达热图：行对应基因，列对应组别，颜色梯度代表基因表达相对水平，暖色表示表达水平较高（n=3）。e. 使用超几何检验进行的Reactome富集分析结果图，P值经Benjamini-Hochberg方法校正。校正后P<0.05设为显著通路富集阈值。f. 植入后2周和8周收获的小鼠皮肤组织进行多重免疫组织化学分析。成纤维细胞用CD201/TSA 650、α-SMA/TSA 520、波形蛋白/TSA 570、DCN/TSA 660s和COL1A1/TSA 700抗体标记。DAPI，4,6-二脒基-2-苯基吲哚。g-k. f中各信号强度的定量：CD201/DAPI（g）、α-SMA/DAPI（h）、波形蛋白/DAPI（i）、DCN/DAPI（j）和COL1A1/DAPI（k）。n=8只小鼠，误差棒表示均值±标准误。对照组与植入组之间的比较采用双尾Mann-Whitney U检验；P值如图所示。
可固化支撑基质与双相导电水凝胶的设计
在验证了抗溶胀水凝胶的优异性能后，研究人员将其与嵌入式3D打印技术相结合。首先将PMEA-PHEA抗溶胀水凝胶粉碎为微凝胶颗粒，并在单体/引发剂溶液中重新溶胀，形成具有屈服应力流体特性的可固化支撑基质。对于导电部分的构建，研究人员将银片（约5微米）与支撑基质混合，形成具有假塑性的导电墨水。银片作为导电填料分布在抗溶胀水凝胶微凝胶之间的单体中，固化后形成具有隔离结构的导电相，显著降低了渗透阈值，提高了电导率。为进一步提升导电性能，研究人员设计了双步固化工艺：打印后首先利用快速紫外固化控制单体从支撑基质向导电墨水的过度扩散；随后进行温和热固化，触发导电水凝胶内单体的聚合形成导电通路，同时引发支撑基质与导电水凝胶的接枝共聚，最终形成一体化的水凝胶电子器件。
双相导电水凝胶的电学性能优化
研究人员系统探究了银片体积分数对导电性能的影响。当银片体积比超过7.5%的临界阈值后，电导率急剧上升；在体积比为17%时，原始和平衡态电导率分别达到约6,709 S cm⁻¹和3,550 S cm⁻¹（图4a）。相比之下，银片均匀分布的对照样品在溶胀后电导率显著降低，证实了隔离结构对维持湿态导电性的关键作用（图4b）。通过调控扩散时间（10至18分钟为最优区间），导电水凝胶的平衡态电导率可进一步提升至4,000 S cm⁻¹以上（图4c-d）。扫描电镜和共聚焦显微镜图像进一步证实，延长扩散时间会导致导电抗溶胀水凝胶中非导电组分的比例增加（图4e-f）。电化学性能测试表明，优化后的薄膜水凝胶电阻器在200%循环拉伸条件下，前150次循环中相对电阻变化维持在约1.75，且经重新溶胀后电导率可完全恢复（图4g-j）。在综合性能对比中，该双相导电水凝胶在平衡态下的电导率和拉伸率较已有报道的导电水凝胶至少高出1个数量级（图4k）。研究还展示了包含23个微发光二极管（μLED）的水凝胶显示器，在浸泡一个月后仍稳定工作，验证了器件的长期水环境稳定性（图4l-n）。
图4 | 双相导电抗溶胀水凝胶的电学性能和机电性能 a. 不同银片体积比（7.5%、9%、11%、13%、15%和17%）的导电水凝胶墨水在原始和溶胀态的电导率比较；虚线表示使用渗透阈值理论计算的溶胀前理论电导率。b. 银片双相分布和均匀分布的导电水凝胶在原始和溶胀态的电导率比较。c. 导电相中水凝胶含量与其电导率关系的示意图。d. 打印的导电抗溶胀水凝胶在不同扩散时间下原始和溶胀态的电导率。e. 不同扩散时间导电抗溶胀水凝胶在原始态（e）和溶胀态（f）的扫描电镜和共聚焦显微镜图像。g. 薄膜水凝胶电阻器在原始态的归一化电阻（R/R₀）。h. 薄膜水凝胶电阻器在溶胀态的归一化电阻（R/R₀）。i. 打印电阻器在循环拉伸下的R/R₀（应变200%）。j. 打印电阻器在循环拉伸测试中的电导率变化及重新溶胀至平衡后的电导率。k. Ashby图突出显示我们的导电水凝胶在溶胀态下兼具极高的电导率和拉伸性。参考文献列于补充信息中。l,m. 溶胀的集成μLED的水凝胶电阻器在扭转（l）和拉伸（m）条件下稳定工作。n. 由23个μLED组成的打印水凝胶显示器在水环境溶胀一月后仍稳定工作。a、b、d、j实验独立重复（n=3）。a、b、d、j中数值为均值±标准差。
水环境稳定无线水凝胶电子器件的制备与表征
利用材料的高电导率优势，研究人员通过嵌入式3D打印制备了一系列无线水凝胶电子器件。对于二维电感器，固定六圈构型下电感值从561 nH增至1,075 nH（间距从1.4 mm减至0.8 mm），且水浸泡后电感值变化极小（图5a）；不同匝数电感器的测试结果与理论模拟高度吻合（图5b）。对于多层三维电感器，三层构型可在6厘米传输距离上产生约2.5 V峰峰值感应电压，足以驱动LED等电子元件（图5c-d）。混合打印工艺将商用LED与三维水凝胶电感器集成，形成完全封装于水凝胶基体中的无线光电器件，双层和三层构型分别可在4 cm和6 cm距离处稳定工作（图5e-f）。三层构型器件在平衡态下可承受约250%应变而不失效，且撤去外力后可恢复原始形状（图5g-h），在连续工作中因水渗透性避免了焦耳热积累（图5i），且在0至60°和120至180°角度范围内均可有效供能（图5j）。植入大鼠皮下的无线光电器件在植入后第1天和第7天均能稳定工作，充分证明其在生理条件下的抗溶胀能力和性能一致性（图5k-m）。
图5 | 无线供电功能性水凝胶电子器件的制备 a,b. 不同间距（1.4、1.2、1.0和0.8）（a）和不同匝数（2、4、6、8和10）（b）的二维电感器在原始和溶胀态的实验测量及理论模拟电感值。插图为打印和溶胀的二维水凝胶电感器的实物图像。测量数据以均值±标准差表示，n=3个独立测试样品。c. 三维水凝胶电感器（八匝、三层构型）与发射线圈之间输出电压随距离的变化。测量数据以均值±标准差表示，n=3个独立测量样品。d. 施加于发射线圈的交流电无线产生的输出波形（三维水凝胶电感器，蓝色）。e,f. 实物图像展示双层（e）和三层（f）构型的三维水凝胶电感器在水下分别于4 cm和6 cm距离处点亮红色μLED。g,h. 溶胀的三维水凝胶电感器（三层）在约250%外部应变下无故障工作（g），撤去应变后恢复原始形状（h）。i. 连续工作30分钟的打印无线水凝胶光电器件的热红外图像。j. 输出电压随角度的变化。k. 植入式三维水凝胶光电器件及其皮下植入部位的示意图（n=3）。l,m. 实物图像显示植入的三维水凝胶光电器件在植入后1天（l）和7天（m）稳定工作。k中插图使用BioRender创建。
长期稳定体内通信功能验证
研究人员进一步开发了功能性植入器件以验证材料平台的实用价值。首先是全水凝胶脑机接口，包含参考电极、接地电极和三个检测通道，用于大鼠体感诱发电位（ECoG信号）的长期监测（图6a）。该器件在溶胀态下保持柔软和高拉伸性，可与脑组织紧密贴合（图6b-c）。植入一周后，三个通道均能有效采集静息态和肌肉刺激诱发的体感诱发电位信号；植入五周后，信号质量未见明显下降，而传统器件此时通常已因纤维化包裹而失效（图6d）。其次是无线坐骨神经刺激器，包含双层导电线圈作为接收天线和用于整流的商用二极管，电极直接包裹在坐骨神经上（图6e-g）。外部发射线圈可透过皮肤实现无线供电，在约400 mV的低输出电压下即可诱发大鼠后肢运动，且输出与刺激强度呈正相关（图6h）。植入一周后，刺激器性能无明显衰减（图6i-j）。组织学分析表明，水凝胶刺激器仅引起轻度纤维化，纤维囊厚度约为45 μm，与假手术组相比无统计学显著差异；而硅酮弹性体Ecoflex-30（常用于柔性电子器件）则诱发严重纤维增殖，厚度约100 μm（图6k-n）。
图6 | 长期植入式抗溶胀水凝胶生物电子器件 a. 通过打印的全水凝胶脑机接口进行体感诱发电位体内记录的示意图。b,c. 打印的全水凝胶脑机接口构型（b）及其高拉伸性（c）的实物图像。d. 植入后1周（左）和5周（右）记录的体感诱发电位。e,f. 打印的植入式无线刺激器用于大鼠坐骨神经的构型示意图（e）及其植入位置（f）。g. 植入过程中打印的无线刺激器实物图像。h. 无线供电水凝胶刺激器（400-600 mV，1 Hz）产生的输出电压触发的角度θ，植入后第1天和第1周。数据以均值±标准差表示，n=6次刺激。i,j. 植入后第1天（i）和第1周（j）无线坐骨神经刺激（600 mV，1 Hz）诱发的大鼠运动角度。k-m. 植入后1周大鼠坐骨神经的代表性组织学图像：假手术组（k）、无线水凝胶刺激器组（l）和Ecoflex-30模拟器件组（m）。EN、PN和EP分别代表内膜、神经束膜和外膜。虚线和d表示外膜厚度。n. k-m的外膜厚度，n=6只大鼠，误差棒表示均值±标准差，Mann-Whitney检验，P值如图所示。a、f中插图使用BioRender创建。
总结与展望
该研究建立了包含组织仿生抗溶胀水凝胶封装材料和双相超导水凝胶导电材料的完整工具箱，实现了可在水环境和生理环境中可靠工作的无线供电水凝胶生物电子器件。研究人员展望，该材料体系与未来水稳定性半导体水凝胶的结合，有望推动全水凝胶基多功能生物电子系统的发展，为植入式医疗器件和人机界面领域带来革命性变革。
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