热拉伸多功能全水凝胶纤维：抗纤维化与多模态神经接口的创新平台

本文介绍了一种创新的热拉伸水凝胶加工技术（HG-TDP），成功制备出集光学波导、导电电极和微流控通道于一体的全水凝胶纤维。该纤维凭借与脑组织高度匹配的力学性能（杨氏模量低至兆帕级）和可负载抗炎药物（如地塞米松磷酸钠）的大面积缓释能力，显著降低植入后的胶质瘢痕形成（CD68/GFAP表达下调），并实现高质量神经信号记录、光遗传学刺激（ChR2）及化学调控（4-AP诱导癫痫）等多模态神经交互，为抗纤维化神经接口提供了可扩展的解决方案。

　　

2.1 紧凑型多功能抗纤维化全水凝胶纤维的设计

为实现柔软、全生物相容性架构中的多功能组件紧凑集成，研究团队开发了采用水凝胶热拉伸工艺（HG-TDP）的全水凝胶纤维。该设计的关键在于识别水凝胶集成的主要材料标准，包括流变特性和溶胀比率，以实现紧凑的多材料水凝胶接口。通过将功能组件（如电极、光学波导和微流控通道）及纤维主体全部用水凝胶制备，所得设备的力学顺应性更接近脑组织，超越混合水凝胶接口的性能。此外，由于水凝胶构成纤维的最外层，实现了与神经组织的大面积生化交互，例如负载的抗炎药物的持续释放。这种力学顺应性和化学接口的结合通过最小化组织损伤和减弱急性免疫反应促进抗纤维化效果。

该可扩展的制造策略通过一步热拉伸工艺同时形成多个功能模块。该设备展现出独特的高功能密度和微型化横截面尺寸组合。最终的全水凝胶纤维在一个紧凑结构中集成三种神经接口必备功能：通过阶跃折射率水凝胶波导进行光学刺激、通过导电水凝胶电极进行电生理记录以及使用嵌入式微流控通道进行局部药物递送。

2.2 全水凝胶纤维热拉伸的材料设计与表征

为实现HG-TDP，首先确定了与热拉伸工艺兼容的关键材料要求。材料应表现出热塑性行为，同时在长时间加热（超过30分钟）下保持稳定性并保留机械完整性。然而，许多常用水凝胶是化学交联的热固性材料，本质上与此工艺不兼容。此外，水合水凝胶含有水分，在加热下迅速蒸发，导致机械不稳定和纤维断裂。

为解决这些挑战，研究团队识别了一类可干法加工的热塑性水凝胶——聚氨酯水凝胶（PUH1和PUH2），满足HG-TDP的热学和机械要求。与单单体水凝胶不同，这些材料基于亲水性聚氨酯聚合物，具有软硬段域。传统的化学交联水凝胶，如干燥的聚乙二醇二丙烯酸酯（PEGDA）水凝胶，由于其热固性和受限聚合物网络，不表现出液固转变（即G′/G″交叉），因此无法集成到热拉伸工艺中。相比之下，聚氨酯水凝胶显示出明显的液固转变，表明其适合热加工的热塑性行为。此外，它们的复数粘度（10³–10⁶ Pa·s）足够高，以在热拉伸过程中保持纤维几何形状并防止断裂。PUH1和PUH2的复数粘度（在热拉伸温度范围85°C下分别为10⁵和10⁴ Pa·s）对于防止流体通道在热拉伸过程中塌陷至关重要。PUH1和PUH2表现出不同的材料特性，源于化学组成的差异。PUH1显示出更高的醚含量。

聚氨酯水凝胶（PUH1和PUH2，含水量分别为52%和42%，溶胀率分别为110%和70%）也表现出相当的溶胀行为（彼此 within 10 wt.% 含水量和40%溶胀率），这对于最小化多材料纤维中的分层或变形至关重要。水合后，两种材料均显示出适合植入的柔软机械性能，杨氏模量分别为2.9和39.2 MPa。

通过将水凝胶集成到热拉伸工艺中，聚氨酯水凝胶可以空间组织成同心结构，单个层厚度低至约20μm。由于溶胀后折射率差异，源于不同的水含量，PUH1和PUH2非常适合用作阶跃折射率水凝胶光纤的芯和包层材料。同时，通过混合还原氧化石墨烯（rGO）和聚(3,4-乙烯二氧噻吩):聚(苯乙烯磺酸)（PEDOT:PSS），开发了一种导电热塑性水凝胶（ECTH）。ETCH电极表现出低电阻抗和与HG-TDP兼容的复数粘度。集成的ETCH电极表现出与原始水凝胶基质相当的机械性能（干燥PUH2的储能模量为0.9 MPa；ETCH电极在37°C和0.1 Hz剪切频率下为4 MPa），最小化对多功能全水凝胶纤维机械性能的影响。单个功能水凝胶的空间排列通过单独的预制件设计，并在热拉伸过程之前集成到多功能全水凝胶预制件中。

将这些功能水凝胶成功集成到紧凑纤维架构后，评估了所得多模态水凝胶接口的性能。在最终设备中，全水凝胶纤维表现出46 wt.%的含水量和90 wt.%的溶胀率，与广泛使用的水凝胶（如聚(2-羟乙基甲基丙烯酸酯)水凝胶）相当。全水凝胶纤维具有三个关键模态：药物递送、电接口和光学刺激，与先前报道的水凝胶神经接口相比，显示出改进的多模态性。全水凝胶纤维展示了两个独立的药物递送系统：1) 位于纤维尖端的微流控药物递送和2) 植入前负载的沿纤维纵向侧面的大面积药物递送。微流控通道在用于皮质内注射的注射速度下实现足够的流体输送，突出了其在精确病毒递送和神经组织化学调控方面的潜力。植入前负载的大面积药物递送使得小分子（如抗炎药物和荧光分子）从整体水凝胶基质中持续释放超过24小时，性能优于传统塑料（如聚碳酸酯），后者仅限于表面吸附。此外，纤维在其尖端实现与神经组织的精确接口，同时表现出低电阻抗，从而在电生理记录过程中最小化噪声。水凝胶波导也显示出低光学衰减，支持其在光遗传学刺激期间的光输送应用。

2.3 全水凝胶神经接口的抗纤维化特性

通过结合力学测试、组织模拟模型中的小分子扩散研究以及体内验证，评估了全水凝胶纤维的抗纤维化潜力。由刚性材料（如金属和硅）制造的神经接口难以适应与神经组织相关的微动。相比之下，全水凝胶设备遵循神经组织动力学，并相对免于微动引起的应变。为评估力学顺应性的影响，进行了动态力学分析以表征水凝胶纤维的轴向刚度。由于聚氨酯基水凝胶的低杨氏模量，全水凝胶纤维的刚度与不锈钢丝相比降低了三个数量级，表明与脑组织的机械兼容性显著增强。这种顺应性预计将减少微动引起的机械应力及随后的胶质激活。

通过检查小分子通过水凝胶基质的扩散，进一步评估了纤维的生化接口。罗丹明B沿纤维长度负载并在琼脂基脑模型中可视化，确认了从水凝胶表面持续和空间分布的分子扩散。纤维在较高负载溶液浓度下表现出增加的罗丹明B保留，表明扩散驱动的负载机制。此外，纤维对地塞米松磷酸钠表现出相当的释放曲线，表明与具有增加离子特性的小分子药物兼容。为表征体内释放曲线，测量了小分子罗丹明B的长期释放曲线。在4天的时间内，药物释放在内2天内达到平衡。

为验证体内抗纤维化效果，将全水凝胶纤维植入小鼠海马CA3区域，并使用免疫组织化学评估植入一周后的宿主免疫反应。通过测量CD68（活化小胶质细胞标记物）和GFAP（反应性星形胶质细胞标记物）的表达来量化免疫激活。

为验证全水凝胶纤维与商业神经植入物相比的机械抗纤维化效果，对全水凝胶纤维和二氧化硅光纤进行了免疫组织化学。定量分析显示，水凝胶纤维与二氧化硅对照相比星形胶质细胞表达减少，突出了组织样力学顺应性对免疫反应缓解的贡献。

为验证机械柔软性和大面积化学交互的结合效果，比较了三组的反应：不锈钢丝（SS）、原始全水凝胶纤维（H）和负载地塞米松的水凝胶纤维（H+D）。水凝胶纤维的扩散药物释放曲线使得植入后立即化学抑制急性免疫反应。选择地塞米松磷酸钠（一种广泛用于靶向急性免疫反应的抗炎剂）以减轻设备插入过程中的急性组织损伤。此外，目标给药时间框架与全水凝胶纤维的递送时间框架（约2天）一致。

定量分析显示，与不锈钢对照相比，全水凝胶纤维显著降低CD68表达，而GFAP强度与对照相当。相比之下，负载地塞米松的纤维进一步抑制免疫激活，与SS组相比，CD68和GFAP表达显著降低，与H组相比也显著降低。此外，在纤维半径100 μm范围内活化星形胶质细胞和巨噬细胞的密度大幅减少，该区域已知是实现与单个神经元稳定电接口的关键区域。这些结果表明，力学顺应性和局部抗炎药物递送的结合协同减轻了组织-设备接口的异物反应。

2.4 全水凝胶纤维中的功能绝缘和多模态电生理学

HG-TDP平台提供精确的空间控制和多材料集成，使得能够在全水凝胶纤维内融入薄绝缘层。通过HG-TDP，将薄弹性体绝缘层——乙烯-醋酸乙烯酯（EVA）直接集成在导电电极和周围整体水凝胶之间，以确保稳健的电绝缘。这种柔软绝缘体（约杨氏模量3 MPa，40%醋酸乙烯含量）表现出与热塑性聚氨酯水凝胶相似的机械性能，最小化其对集成多功能纤维机械性能的影响。此外，由于其热塑性特性，EVA可以与其他水凝胶组件共同拉伸，并允许制造嵌入水凝胶基质中的电绝缘和微型化水凝胶电极。这种微型化使得电生理记录的分辨率提高。

结合嵌入式光学波导，这些纤维在Thy1-ChR2转基因小鼠中可靠地记录了高信噪比（SNR）的光诱发电位，包括局部场电位和多单元活动 across multiple stimulation trains，如代表性刺激波形所示。相比之下，未绝缘纤维未记录高频多单元活动，而局部场电位中的诱发电位被观察到。此外，EVA绝缘的全水凝胶纤维在一系列光学刺激频率下保持稳健的记录质量。神经反应在30 Hz以上衰减，与Channelrhodopsin-2激活的已知动力学一致，支持记录信号的生物起源。为进一步确认电位是光诱发的，评估了诱发波形的时间动力学。光学刺激开始与诱发电位负峰之间的刺激潜伏期显示中位潜伏期为3.4 ms。该潜伏期与Channelrhodopsin-2的2至6 ms潜伏期一致，并且没有表现出与光诱发伪迹一致的潜伏期（<1 ms）。

高保真绝缘还促进了在野生型小鼠海马CA3区域和初级体感皮层（S1）中低振幅内源性神经信号的检测。纤维成功记录了来自CA3区域和S1区域的负性和正极性（3 Hz放电率，517个检测到的尖峰）细胞外单单元活动，分别确认了它们适用于精确体内电生理记录。

为评估全水凝胶纤维的长期稳定性，将纤维在模拟生理条件的环境（37°C盐水溶液）中孵育。光学纤维在3周内表现出稳定的光学输出（约基线的70%），并且功率密度足以进行体内光遗传学刺激。此外，电极还表现出稳定的阻抗（在基线阻抗的50%以内）和适合皮质内神经接口的原始阻抗值（在1kHz时约1MΩ），展示了长期电生理学的电特性。因此，全水凝胶纤维表现出在长期植入期间对水解的一定程度的抵抗力。

在海马局部场电位的慢性电生理学中使用来自全水凝胶纤维的ETCH电极进行。ETCH电极在植入后1周和3周表现出相似的振幅波形。

2.5 全水凝胶纤维在自由活动小鼠中的多模态应用

全水凝胶纤维的紧凑和轻量设计使其能够在自由活动小鼠中使用，植入设备足够轻，以避免干扰自然行为。为评估行为背景中的功能性能，将纤维植入次级运动皮层（M2），该区域参与调节运动和运动控制。在光遗传学刺激期间，小鼠表现出与基线自发行为相比显著增加的运动活动。刺激下的平均奔跑速度显著更高，表明水凝胶基光学接口有效调节M2介导的运动功能。

为进一步证明多模态能力，进行了局部化学递送和同步神经记录，以研究自由活动动物的癫痫样活动。在植入海马CA3区域后，通过嵌入式微流控通道皮质内输注4-氨基吡啶（4-AP）诱导局灶性癫痫，同时实时记录电生理信号。

4-AP注射引发特征性癫痫样行为，并伴随记录信号中的癫痫样波形。癫痫振幅随时间增加，从静止活动进展到连续癫痫波形。谱图分析显示在发作期期间10–30 Hz波段神经活动增加，与4-AP诱导癫痫的已知特征一致。这些结果确认全水凝胶纤维支持多模态神经调控，支持局部药物递送和复杂神经行为事件期间的高保真信号采集。

3 讨论与结论

尽管水凝胶基神经接口已以各种形式探索，包括表面涂层和具有单或双功能的混合复合材料，真正的多模态实现仍然有限。在本研究中，我们提出了一个全水凝胶纤维平台，在一个紧凑设备中集成三种基本功能：（1）用于光学刺激的阶跃折射率波导，（2）用于电生理记录的导电水凝胶电极，以及（3）用于局部药物递送的嵌入式微流控通道。这种功能集成水平显著拓宽了水凝胶基接口的能力，支持与神经组织的电、光和化学交互，以全面探测和调控神经回路。

我们方法的一个关键进展在于利用水凝胶的内在化学功能直接从基质递送生物活性分子，实现局部免疫调控和最小化胶质封装。虽然当前研究仅限于评估一周时间框架内的免疫反应，但由于级联效应，我们预测长期免疫反应会减少。由于小胶质细胞激活发生在最初24小时内，而星形胶质细胞胶质增生在48小时后开始，我们假设拦截这些早期事件将在预防长期瘢痕形成中发挥关键作用。当与组织级力学顺应性结合时，这些抗纤维化效应允许更稳定和长期的神经接口。这代表了与传统水凝胶集成技术（如3D打印或浸涂）的显著背离，后者通常局限于表面层或具有有限功能复杂性的刚性基底。

这里介绍的HG-TDP使得能够以微米级精度共同制造多种功能水凝胶和绝缘弹性体，为构建完全集成的多模态神经探针提供了一个可扩展和 versatile 的平台。我们提出并验证了HG-TDP中水凝胶选择的三个关键设计标准：（1）脱水状态下的热塑性行为，（2）与热拉伸条件的流变兼容性，以及（3）组件之间匹配的溶胀行为。这些标准指导了制造层薄至20 μm的纤维，展示了精细的空间分辨率和结构稳健性。薄绝缘材料在全水凝胶纤维中的集成证明了在高频范围（300至5000 Hz）记录的改进。这归因于未绝缘水凝胶纤维中大的有效电极表面积和有效的低通滤波。我们证明，功能水凝胶接口与电绝缘材料的集成仍然是全水凝胶接口制造中的一个设计因素。

通过克服水凝胶集成、热加工性、材料兼容性和功能多样性方面的长期限制，HG-TDP为构建下一代水凝胶基生物电子接口提供了一个通用平台。虽然在本研究中，4-AP被用作验证并发递送和电生理学的概念验证研究，但未来的工作将应用水凝胶纤维平台进行局部癫痫抑制，通过局部递送癫痫抑制剂，如GABA。此类平台有潜力支持神经科学中的闭环控制系统，实现具有最小免疫反应的长期植入，并加速用于基础研究和临床前应用的软生物电子学的发展。