复旦大学/清华大学AM：打造兼具超高强度与抗污性能的两性离子水凝胶

植入式医疗设备面临着一项严峻挑战——生物污损。这一过程始于蛋白质、细胞和微生物的非特异性吸附，进而引发感染、免疫反应、信号干扰和组织再生障碍，仅在美国，每年相关的治疗成本就超过30亿美元。两性离子水凝胶因其优异的抗污性能和生物相容性而被视为理想的候选材料，但其固有的弱点——机械强度不足和脆性——严重制约了其在动态、承载植入场景中的应用。如何在引入力学增强组分的同时，不破坏两性离子水凝胶的抗污性能，一直是该领域悬而未决的核心难题。

针对这一挑战，复旦大学李卓研究员、清华大学李舟研究员合作团队，提出了一种名为“动力学锁定”的创新策略，成功制备出兼具超高力学性能与持久抗污能力的两性离子复合纤维增强水凝胶。该材料的拉伸强度达2.48 MPa，断裂伸长率达1040%，断裂韧性达27.76 kJ m⁻²，较纯两性离子水凝胶提升了三个数量级，同时抗污性能丝毫不受损。相关论文以“Kinetic-Locked Fiber Networks Enable Anti-Fouling, Mechanically Robust Zwitterionic Hydrogels”为题，发表在Advanced Materials上，为长期植入式生物电子器件提供了全新的材料设计方案。

图1两性离子纤维增强水凝胶的分子结构及功能优势示意图。(a) 快速溶剂蒸发将纤维内的两性离子链和疏水链动力学锁定为均匀的互穿网络，同时通过链缠结实现的界面锁定使载荷能够高效传递。(b) 该水凝胶设计用于肌电信号记录和坐骨神经电刺激，具备足够的力学强度以承受组织形变。(c) 植入后的水凝胶能有效阻止蛋白质、细胞和生物因子的黏附。(d) 这些优异的力学和抗污性能保障了长期可靠的电信号传输。

研究团队以亲水性聚磺基甜菜碱（PSB）和疏水性聚己内酯（PCL）作为模型材料，利用1,1,1,3,3,3-六氟-2-丙醇（HFIP）作为共同良溶剂，将两者共溶解后通过静电纺丝制备复合纤维（图2a-I、II）。在这一过程中，亚微米级射流具有极高的表面积-体积比，溶剂超快速蒸发导致体系黏度急剧上升，依据斯托克斯-爱因斯坦关系，聚合物链的扩散运动被强烈抑制，分子链的缠结状态被“冻结”在纳米尺度，从而有效抑制了热力学驱动的相分离。扫描电镜显示，纯PSB纤维遇水后迅速溶解、结构完全消失，而纯PCL纤维虽结构稳定但呈疏水性；相比之下，PSB/PCL复合纤维（质量比1:1）在2秒内完全润湿，浸水3小时后仍保持完整纤维形态（图2b、c），且浸泡1个月后纤维表面的氮、硫元素含量无明显下降，证实分子链缠结有效抑制了PSB的溶出（图2d）。SBMA单体溶液滴加至纤维膜上后，凭借纤维的大比表面积和亲水性迅速渗透吸收，聚合后纤维结构完好保留在水凝胶基体中，形成了光散射导致的不透明外观（图2e）。

纤维内部的分子链缠结程度对力学性能起决定性作用。研究团队通过调控引发剂用量合成了低、中、高分子量的PSB，并与PCL复合。高分子量PSB/PCL纤维的拉伸强度、断裂伸长率和应变能分别是低分子量体系的2.6倍、2.3倍和5.4倍（图2f、g）。原位拉伸二维小角X射线散射表明，在形变过程中PSB和PCL链发生了协同取向排列，初始各向同性的散射图案转变为具有尖锐取向峰的纺锤形特征（图2h、i），证实缠结节点充当了“滑动物理交联点”——既能分散应力增强强度，又能允许链段滑移重排提高延展性。

图2水凝胶的制备及复合纤维内的分子链缠结。(a) 纤维增强复合水凝胶的制备流程示意图。(b) PSB、PCL和PSB/PCL纤维膜（质量比分别为2:1、1:1和1:2）在干态和水中浸泡3小时后的扫描电镜图像。(c) 不同纤维膜的时间依赖水接触角变化，插图为PSB/PCL（1:1）纤维的接触角图像。(d) PSB/PCL纤维浸泡前后的扫描电镜图像及对应元素分布图。(e) 复合水凝胶聚合后的环境扫描电镜图像，插图为水凝胶的宏观照片。(f) 不同缠结程度的PSB/PCL纤维的拉伸应力-应变曲线。(g) 不同纤维膜的拉伸强度、断裂伸长率和应变能。(h) PSB/PCL纤维在拉伸过程中的二维小角X射线散射图案及(i)对应的方位角积分强度分布曲线。

亲水性两性离子链与疏水性聚合物链因化学不相容性和熵减少效应而倾向于自发相分离，但快速淬火可将体系动力学捕获在均匀混合状态。相场模拟表明，慢速溶剂蒸发条件下相差异快速增大，不相容畴区迅速生长并最终合并为岛状平衡结构；而快速蒸发则显著延缓了相分离进程（图3a、b）。实验验证中，不同转速旋涂制备的薄膜随转速提高、溶剂蒸发加快，相分离畴区尺寸逐渐减小（图3c）；而静电纺丝PSB/PCL纤维膜在干态和水浸泡后均未检测到相分离信号（图3d）。透射电镜元素面扫进一步确认了单根纤维横截面上硫元素的均匀分布（图3e-I）。结构均匀性越高，抗污性能越优异——相对于纯PCL膜，静电纺丝PSB/PCL纳米纤维膜对牛血清白蛋白和溶菌酶的吸附量分别降至19.6%和23.8%（图3f），细菌黏附也随疏水区域尺寸减小而显著下降。纤维与基体之间的界面耦合通过分子链缠结和静电相互作用实现。透射电镜元素面扫显示，复合水凝胶中纤维内部的硫含量从5.0%增至13.0%（图3e-II），证实SBMA单体已深度渗透入纤维内部。纤维拔出实验表明，PSB/PCL纤维与PSB基体的界面锁定额定强度达2.22 MPa，而纯PCL纤维仅为0.44 MPa（图3g），证实了双锁定机制（纤维内部动力学锁定+纤维-基体界面缠结锁定）是实现高效载荷传递的结构基础。

图3PSB/PCL纤维中的动力学锁定与相分离抑制。(a) 不同动力学条件下两相体系相分离随时间演化的相场模拟。(b) 模拟的全局相指数最大值与最小值之差的时间变化曲线。(c) 不同转速制备的旋涂PSB/PCL膜的二维小角X射线散射径向积分强度曲线。(d) PSB/PCL纤维膜在干态和水浸泡后的二维小角X射线散射径向积分强度曲线。(e) （I）PSB/PCL纤维膜和（II）PSB/PCL-PSB复合水凝胶的横截面透射电镜图像及对应元素分布图。(f) 不同转速旋涂和静电纺丝制备的PSB/PCL膜上蛋白质（BSA和Ly）的相对吸附量。(g) 纤维拔出实验量化纤维-基体界面锁定强度。

力学性能测试显示，纯PSB水凝胶的拉伸强度仅0.03 MPa，而PSB/PCL-PSB复合水凝胶提升至2.48 MPa（图4a、b），提高了83倍，同时断裂伸长率保持在1040%的高水平。一根横截面仅400×400 μm²的水凝胶细条即可轻松提起2 kg的壶铃（超过样品自身质量的1000倍）而不损坏（图4c）。该材料的断裂韧性达27.76 kJ m⁻²，较纯PSB（0.036 kJ m⁻²）提升了近800倍（图4e、f）。在循环拉伸疲劳测试中，该水凝胶在220%应变下经历2000次循环仍未断裂，展现出优异的抗疲劳裂纹扩展能力（图4h）。此外，其抗穿刺力从0.02 N提升至0.91 N（图4i），压缩强度从0.25 MPa提升至4.6 MPa（图4j）。该策略还展现出良好的普适性——将PCL替换为热塑性聚氨酯或将PSB替换为聚磷酸胆碱，均获得了类似的力学增强效果，证实了动力学锁定纤维策略在构建力学稳健两性离子水凝胶方面的普适性。

图4复合水凝胶的力学性能。(a) PSB/PCL纤维与纯PSB水凝胶的拉伸应力-应变曲线对比。(b) PSB/PCL-PSB复合水凝胶中纤维-基体界面锁定的载荷传递效率示意图。(c) 横截面为400×400 μm²的水凝胶细条提起2 kg壶铃的照片。(d) 本工作与已有报道的两性离子水凝胶的拉伸强度与断裂伸长率对比。(e) 纯PSB水凝胶和(f) PSB/PCL-PSB复合水凝胶在纯剪切加载下的裂纹扩展行为。(g) 本工作与已有报道的增韧水凝胶断裂韧性对比。(h) PSB/PCL-PSB复合水凝胶在不同应变下的疲劳裂纹扩展曲线。(i) 穿刺力曲线和(j) 压缩应力-应变曲线。

在生理环境稳定性方面，纯PSB水凝胶在PBS中平衡溶胀比高达595%，而PSB/PCL-PSB复合水凝胶的溶胀比低于8%（图5a、b），溶胀后拉伸强度下降不足3%（图5c）。蛋白质吸附实验显示，该复合水凝胶对BSA和溶菌酶的吸附分别比PCL-聚丙烯酰胺对照体系降低了86.1%和81.8%（图5d）。细胞黏附实验表明，L929细胞在PCL-PAAm表面呈密集附着，而在PSB和PSB/PCL-PSB水凝胶表面仅稀疏分布（图5e）。对大肠杆菌和金黄色葡萄球菌的黏附率分别仅为1.2%和6.0%（图5f、g）。活/死染色和MTT细胞毒性实验证实该材料无细胞毒性（图5h），溶血率低于1%显示优异的血液相容性。皮下植入SD大鼠4周后，材料周围炎症反应轻微，血液学参数无异常，主要脏器组织未见病理改变（图5i、j）。

图5复合水凝胶的抗溶胀、抗污及生物相容性。(a) PSB水凝胶和PSB/PCL-PSB复合水凝胶在PBS中浸泡前后的照片及(b)平衡溶胀比。(c) 浸泡前后拉伸强度变化。(d) PSB水凝胶和PSB/PCL-PSB复合水凝胶对BSA和溶菌酶的相对吸附量（以PCL-PAAm为对照）。(e) L929细胞在不同水凝胶表面培养24小时后的共聚焦荧光图像。(f) 大肠杆菌和(g)金黄色葡萄球菌在不同水凝胶表面黏附的菌落计数及相对黏附率。(h) L929细胞与不同水凝胶共培养24和48小时后的细胞活力（MTT法）。(i) 皮下植入4周后植入部位组织的H&E染色图像及(j)主要脏器组织的H&E染色图像。

在电生理应用方面，研究团队将复合水凝胶电极植入大鼠颈部肌肉进行长期肌电信号记录（图6a）。术后CT确认电极位置准确且与头部连接器稳定衔接（图6b）。在4周的监测期内，纯PSB电极因力学断裂于1周内失效，PCL-PAAm电极于第3周因纤维包封和组织黏连而失效，而PSB/PCL-PSB电极始终保持稳定的信号采集和低噪声水平（图6c、d）。在坐骨神经缺损修复模型中，该水凝胶被制成神经导管桥接5 mm的神经缺损（图6e、f）。神经横断后腿部运动功能丧失，通过水凝胶实现神经再连接后功能得以恢复（图6g）。施加1 V电刺激即引发大鼠腿部运动，2 V时踝关节弯曲角度从3°增至21°（图6h）。正常坐骨神经产生约10 mV信号，横断后信号消失，水凝胶桥接后信号振幅和响应时间恢复至正常水平（图6i）。在4周的信号传导评估中，PCL-PAAm组信号振幅下降了约50%（降至5.1 mV），而PSB/PCL-PSB组保持了初始信号保真度的94%（图6k、l）。组织学分析显示，PCL-PAAm组在材料与神经之间形成了约293.5 μm的纤维化沉积层，而PSB/PCL-PSB组仅形成约23.1 μm的极薄层（图6j），纤维化减少了约92%，免疫荧光染色进一步证实该复合水凝胶具有最低的炎症反应和纤维化沉积。

图6PSB/PCL-PSB复合水凝胶电极用于长期在体电生理信号记录和刺激的在体评价。(a) 大鼠模型照片及用于长期肌电信号记录的水凝胶电极装置示意图。(b) CT图像确认植入的肌电设备在体位置正确。(c) 不同水凝胶电极在植入4周内记录的肌电信号。(d) 代表性图像显示：（I）PSB水凝胶电极植入1周后力学断裂和脱落；（II）PCL-PAAm复合水凝胶植入3周后组织包封和黏连；（III）PSB/PCL-PSB复合水凝胶在植入4周内保持结构完整且无黏附。(e) 使用水凝胶电极对大鼠进行电刺激的示意图。(f) 坐骨神经缺损模型构建及水凝胶神经导管桥接的光学图像。(g) 神经连接前、后及电刺激下的腿部形态照片。(h) 不同刺激电压下踝关节弯曲角度。(i) 正常坐骨神经、缺损后及水凝胶桥接后的电信号传导恢复情况。(j) 植入4周后材料-神经界面纤维化层厚度。(k) 不同时间点电信号振幅及(l)相对振幅保持率。

该研究提出的动力学锁定策略为解决两性离子水凝胶强度与抗污性能之间的“取舍”难题提供了全新的通用设计范式。该策略可广泛应用于不同聚合物体系，通过更换亲水性和疏水性组分即可按需定制材料性能。兼具超高力学强度、优异抗污性能和长期稳定性的该类水凝胶材料，为长期植入式生物电子器件、慢性体内电生理记录及周围神经修复电刺激等应用开辟了广阔的前景。