CN111662525A - 一种用于柔性生物电子器件的材料及其制备方法 - Google Patents

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Abstract

本发明公开了一种用于柔性生物电子器件的材料及其制备方法，属于柔性生物电子材料领域，本发明将导电聚合物通过共价键引入到壳聚糖主链上增强导电性，将Zn2+通过配位键连接到壳聚糖以增强抗菌性能，官能化的壳聚糖与聚乙烯醇随后通过动态的多重物理、化学作用交联形成。这些多重动态相互作用使材料具有高拉伸性和自主的自修复能力，同时由导电聚合物功能化的壳聚糖提供的导电性可以提供针对应变和温度的多种传感功能。制备的柔性温度与应力传感器具有柔性化和自主自修复功能。本发明制备的导电敷料不仅能有效促进慢性伤口愈合，还能解决抗菌敷料需要使用毒性较大的Ag+的问题。

Description

一种用于柔性生物电子器件的材料及其制备方法
技术领域
本发明属于柔性生物电子材料领域，尤其涉及一种用于柔性生物电子器件的材料及其制备方法。
背景技术
近年来，柔性可穿戴生物电子器件发展迅速，但是很少有研究转化为商业产品。主要的障碍是目前研制的大多数柔性可穿戴生物电子器件，不能忍受包括高应变在内的各种机械冲击，容易损坏。传统电子材料如硅和金属等，刚硬且脆性大，抗变形能力低，用这些硬质材料制成的电子设备通常难以与柔软的生物体整合，导致信噪比低，并且对机械应变的抵抗力弱，严重限制了它们在柔性生物电子器件中的应用。为了构建柔性生物电子器件，目前使用的方法包括开发柔性导电聚合物或复合材料，使用蛇形电路进行连接(例如表皮电子设备)，以及将浓缩盐或离子液体的放入柔性凝胶或微流体通道。尽管使用这些技术可以获得不同的柔性生物电子器件，包括可穿戴式传感器，柔性诊断设备和软机器人，但这些产品通常易因为拉伸、切割和扭曲等机械作用而产生损坏。因此，如果将这些设备用于人体皮肤穿戴或植入人体时，人类日常活动产生的多维应力将可能损坏设备，并且许多情况下(如植入人体的设备)，对损坏的器件进行维修挑战极大。人们还尝试使用刚性材料封装柔软的电路来减轻破坏性应力，但是这种封装会影响设备的柔韧性和拉伸性。因此，理想的解决方案需要具有韧性、导电性和自修复性能的新材料。
近年来，开发自愈合导电电子材料的努力主要集中在动态共价键以及基于超分子相互作用与单重非共价作用(例如氢键、结晶、离子相互作用和疏水缔合。尽管这些自修复系统可以实现器件简便地修复，但其缺点包括相对较长的自我修复时间，使用昂贵、有毒或危险的材料，修复需要施加外部刺激(例如溶剂、热、光或磁)，或者需要苛刻的自修复环境。因此，克服这些缺点有利于显着提高柔性生物电子器件的性能和耐久性。
具有高拉伸性和自我修复能力的先进材料对于柔性生物电子产品的商业化至关重要。人们目前在此类材料地开发方面已经取得了一些进展，但主要的局限性包括复杂的化学反应和昂贵的原材料。使用常规聚合物来创建具有变形和温度敏感性的强韧导电自修复抗菌水凝胶仍然存在巨大的挑战。此外，柔性生物电子器件经常需要与人体长期接触，因此需要具有长期抗菌性能，但是为了获得材料的抗菌性能，通常采用在生物材料中掺入Ag+，而Ag+具有细胞毒性，不适用于人体长期接触的应用。
发明内容
本发明的目的在于：针对上述现有技术中存在的不足，提供一种用于柔性生物电子器件的材料及其制备方法。
为简化描述，本发明中对以下术语进行缩写简化：
CS：壳聚糖；PPY：聚吡咯；PAN：聚苯胺；PVA：聚乙烯醇。
本发明采用的技术方案如下：
一种用于柔性生物电子器件的材料的制备方法，包括以下步骤：
S1.将CS溶液与ZnSO4混合，调节pH为6.5-7.5后，在75-85℃剧烈搅拌2-4h，得到Zn-CS抗菌复合物；
S2.将甲基丙烯酸酐加入CS溶液中，搅拌20-30h，得到双键功能化CS；再将吡咯加入浓度为0.3-0.5wt％的功能化CS溶液中，再加入过硫酸铵，室温下聚合反应20-30h，得到CS-PPY；
S3.将硼砂、CS、S1所得Zn-CS抗菌复合物和S2所得CS-PPY加入PVA水溶液中，混合均匀，即得。
Figure BDA0002572863090000021
本发明的原理为：将Zn2+通过配位键连接到壳聚糖以增强抗菌性能，将导电聚合物如聚吡咯、聚苯胺等通过共价键引入到壳聚糖主链上增强导电性；本发明中的功能化的壳聚糖与聚乙烯醇通过动态的多重物理、化学作用交联形成。与单一动态交联作用相比，多重动态相互作用可以显著增强材料的力学性能，同时又能保证材料的自修复特性。因此，本发明制得强韧导电自修复抗菌功能的材料，能够用于柔性生物电子器件的制备中。
进一步地，CS溶液为CS稀酸溶液，所述稀酸包括醋酸和盐酸。
进一步地，S1中Zn与CS的摩尔比为0.1-1:1；优选为1:1。
进一步地，S2中CS与甲基丙烯酸酐的比为1g:500-600μL；优选为1g:555μL。
进一步地，S2中CS与吡咯的比为1g:500-600μL；优选为1g:578μL。
进一步地，S2中CS与过硫酸铵的质量比为1:0.2-0.5；优选为1:0.38。
进一步地，S3中PVA水溶液中PVA与水的比为0.1-0.2g：1mL；优选为0.15g:1mL。
进一步地，S3中按质量百分数计，所述产品中包括以下组分：0.15-0.75％硼砂、1-4％CS、0.5-3％CS-PPY、0.25-2％ZnCS和91-97％PVA溶液。
进一步地，S3中按质量百分数计，所述产品中包括以下组分：0.75％硼砂、2％CS、1％CS-PPY、2％ZnCS和94.25％PVA溶液。
上述的方法制备得到的用于柔性生物电子器件的材料。
上述的用于柔性生物电子器件的材料在制备柔性生物电子器件中的应用。
综上所述，由于采用了上述技术方案，本发明的有益效果是：
1、本发明采用功能化的CS与PVA作为基体材料制备用于柔性生物电子器件的材料，该材料同时具有极高的拉伸率、自修复性能、导电性与抗菌性，可以用来制备包括可穿戴传感器与导电敷料在内的柔性生物电子器件，包括温度传感器、应力应变传感器、导电伤口敷料等产品；
2、本发明对CS分子链进行修饰，通过共价键引入导电聚合物链段，将导电聚合物如PPY、PAN等通过共价键引入到CS主链上增强导电性，避免将导电组分直接与材料混合而引起导电组分凝聚，可以长期维持材料的导电性；
3、本发明将Zn2+通过配位键连接到CS以增强抗菌性能，避免使用毒性较大的Ag+作为抗菌剂；同时，因为Zn2+通过配位键与CS相连，可以避免因Zn2+在材料中的聚集而导致的抗菌性能下降；
4、本发明中，功能化的CS与PVA通过多重动态重物理化学相互作用交联形成，这些相互作用很容易破坏并恢复，以消耗拉伸时的能量，从而显著提升材料的拉伸率，并在损伤后实现快速自愈合；
5、本发明制备的材料含有大量亲水性基团，可以显著降低材料的失水速率，延长材料器件的使用时间，扩大应用范围；
6、本发明原材料便宜，合成路径简单，能够快速且大量地制备导电材料，有利于新型柔性生物电子器件的量产及商业化应用。
附图说明
为了更清楚地说明本发明实施例的技术方案，下面将对实施例中所需要使用的附图作简单地介绍，应当理解，以下附图仅示出了本发明的某些实施例，因此不应被看作是对范围的限定，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他相关的附图。
图1为硼砂与CS含量对成胶性能的影响图；
图2为CS-PPY与Zn-CS含量对成胶性能的影响图；
图3为在万能材料试验机上被拉伸到机器量程的照片；
图4为自愈合过程图；
图5为的细胞毒性图；
图6为温度传感结果图；
图7为手指运动传感结果图。
图8为的溶血结果图；
图9为的抗菌结果图；
图10为电刺激促进伤口愈合的结果图。
具体实施方式
为了使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施例，对本发明进行进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅用以解释本发明，并不用于限定本发明，即所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。通常在此处附图中描述和示出的本发明实施例的组件可以以各种不同的配置来布置和设计。
因此，以下对在附图中提供的本发明的实施例的详细描述并非旨在限制要求保护的本发明的范围，而是仅仅表示本发明的选定实施例。基于本发明的实施例，本领域技术人员在没有做出创造性劳动的前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。
需要说明的是，术语“第一”和“第二”等之类的关系术语仅仅用来将一个实体或者操作与另一个实体或操作区分开来，而不一定要求或者暗示这些实体或操作之间存在任何这种实际的关系或者顺序。而且，术语“包括”、“包含”或者其任何其他变体意在涵盖非排他性的包含，从而使得包括一系列要素的过程、方法、物品或者设备不仅包括那些要素，而且还包括没有明确列出的其他要素，或者是还包括为这种过程、方法、物品或者设备所固有的要素。在没有更多限制的情况下，由语句“包括一个……”限定的要素，并不排除在包括所述要素的过程、方法、物品或者设备中还存在另外的相同要素。
以下结合实施例对本发明的特征和性能作进一步的详细描述。
实施例1
本发明较佳的实施例提供一种Zn-CS抗菌复合物的制备方法，具体步骤如下：
将CS溶解在醋酸水溶液中，在搅拌下将ZnSO4按照Zn：CS的比为0.25添加到CS的醋酸溶液中；使用氢氧化铵溶液将pH值调节至7.0后，将混合物在80℃剧烈搅拌3小时，然后倒入丙酮中以沉淀得到Zn-CS抗菌复合物。
实施例2
本发明较佳的实施例提供一种Zn-CS抗菌复合物的制备方法，具体步骤如下：
将CS溶解在醋酸水溶液中，在搅拌下将ZnSO4按照Zn：CS的比为0.5添加到CS的醋酸溶液中；使用氢氧化铵溶液将pH值调节至7.0后，将混合物在80℃剧烈搅拌3小时，然后倒入丙酮中以沉淀得到Zn-CS抗菌复合物。
实施例3
本发明较佳的实施例提供一种Zn-CS抗菌复合物的制备方法，具体步骤如下：
将CS溶解在醋酸水溶液中，在搅拌下将ZnSO4按照Zn：CS的比为0.75添加到CS的醋酸溶液中；使用氢氧化铵溶液将pH值调节至7.0后，将混合物在80℃剧烈搅拌3小时，然后倒入丙酮中以沉淀得到Zn-CS抗菌复合物。
实施例4
本发明较佳的实施例提供一种Zn-CS抗菌复合物的制备方法，具体步骤如下：
将CS溶解在醋酸水溶液中，在搅拌下将ZnSO4按照Zn：CS的比为1添加到CS的醋酸溶液中；使用氢氧化铵溶液将pH值调节至7.0后，将混合物在80℃剧烈搅拌3小时，然后倒入丙酮中以沉淀得到Zn-CS抗菌复合物。
实施例5
在实施例4的基础上，本发明较佳的实施例提供一种用于柔性生物电子器件的材料的制备方法，具体步骤如下：
将1g CS溶于乙酸水溶液中，并将555μL甲基丙烯酸酐滴加到CS溶液中，在室温下连续搅拌下反应24小时，产物用去离子水渗析，然后冷冻干燥，获得双键功能化的CS(即DBCS)；然后将578μL吡咯缓慢添加到0.4wt％DBCS溶液中，在搅拌下将0.38g过硫酸铵缓慢添加到溶液中；在室温下聚合24小时后，将混合物倒入乙醇中，通过离心分离得到CS-PPY；
将PVA溶解在去离子水中以形成15％(w/v)的PVA溶液。用研钵将硼砂、CS、CS-PPY和实施例4制得的Zn-CS抗菌复合物研磨成细粉，然后在机械搅拌下添加到PVA溶液中，即得；其中，按质量百分数计，所述产品中包括以下组分：0.75％硼砂、2％CS、1％CS-PPY、2％Zn-CS和94.25％PVA溶液。
实施例6
在实施例4的基础上，本发明较佳的实施例提供一种用于柔性生物电子器件的材料的制备方法，具体步骤如下：
将1g CS溶于乙酸水溶液中，并将555μL甲基丙烯酸酐滴加到CS溶液中，在室温下连续搅拌下反应24小时，产物用去离子水渗析，然后冷冻干燥，获得双键功能化的CS(即DBCS)；然后将578μL吡咯缓慢添加到0.4wt％DBCS溶液中，在搅拌下将0.38g过硫酸铵缓慢添加到溶液中；在室温下聚合24小时后，将混合物倒入乙醇中，通过离心分离得到CS-PPY；
将PVA溶解在去离子水中以形成15％(w/v)的PVA溶液。用研钵将硼砂、CS、CS-PPY和实施例4制得的Zn-CS抗菌复合物研磨成细粉，然后在机械搅拌下添加到PVA溶液中，即得；其中，按质量百分数计，所述产品中包括以下组分：0.55％硼砂、3％CS、2％CS-PPY、2％Zn-CS和92.45％PVA溶液。
实验例1
Zn-CS抗菌复合物的抗菌性能以及和CS抗菌性能的对比，通过对常用引起伤口感染的Pseudomonas aeruginosa和Staphylococcus aureus细菌的MIC和MBC值来表示，分别对实施例1-4的Zn-CS抗菌复合物的抗菌性能进行检测，结果如下表1所示。结果显示，Zn-CS抗菌复合物的抗菌性能高于CS，并且随着Zn含量的增加而增加。
表1Zn-CS抗菌复合物的抗菌性能表
Figure BDA0002572863090000061
实验例2
按照实施例5的方法，在本发明的限定范围内改变硼砂、CS、CS-PPY、Zn-CS的配比，所得产品的成胶强度通过流变仪进行测试。结果如图1和图2所示。
由图1表明，CS含量增加，成胶强度增加。而硼砂含量增加，成胶强度先增加后减小。由图2表明，CS-PPY的含量增加，成胶强度增加，当CS-PPY含量超过3％时，产物无法即得。Zn-CS的添加含量，对成胶强度无影响。本发明材料的导电性与CS-PPY的含量有关，本发明的限定范围内，导电性为0.004-2.8S/cm。
实验例3
实施例5制得的材料的拉伸性能通过万能材料实验机测试。结果如图3所示，由图表明，当万能材料试验机的拉伸夹具运动到最大位置(即伸长率3500％)，材料仍未断裂，显示了良好的拉伸性能和韧性。
实验例5
测试实施例5制得的材料的自修复性能，结果如图4所示，用刀将材料切开，在不施加任何外部作用的时候，切痕在70min之后消失。用手将材料掰碎后，可以很容易地恢复原状，并且重塑形状，展现出良好的自修复性能。
实验例6
测试实施例5制得的材料的细胞毒性。
小鼠成纤维细胞在补充了10％胎牛血清，100U/mL青霉素和100μg/mL的链霉素的Dulbecco改良Eagles培养基(即DMEM)中培养。将材料切成圆盘状的样品(3.5mm×2mm)，然后通过高压釜灭菌。将每个无菌标本在37℃下浸入3mL DMEM中24h，以制备水凝胶提取液。将一万个成纤维细胞接种到96孔板的每个孔中，并在200μL新鲜DMEM中预培养24h，以实现完全粘附。将培养基替换为水凝胶提取液，并将细胞再培养24小时。然后通过CCK-8试剂盒测定细胞活力。细胞毒性结果如图5所示，实验表明，本发明材料无细胞毒性。
实验例7
采用实施例5制得的材料制备温度传感器。
将材料填充到玻璃管(直径＝8mm，长度＝40mm)中，然后在玻璃管的两端连接到数字万用表(17B+，Fluke)来制备温度传感器。本发明材料的电导率来自CS-PPY的PPY部分。由于半导体的性质，电导率(σ)应受温度影响，其关系为
Figure BDA0002572863090000071
其中Eg和T分别表示带隙能量和温度。为了使用材料构建温度传感器，将材料封装在玻璃管中，并将两端连接到万用表。将该原型放置在水浴中，温度从4℃升高到室温。由图6，通过监视传感器的电阻，发现温度与相对电阻变化之间的关系与理论预测曲线非常吻合(R2＝0.9993)。
实验例8
根据电阻的定义R＝L/σA，其中L和A代表样品的长度和横截面积，已知当样品被压缩时，R减小。因此，本发明的材料也可以应用于应变传感器。采用实施例5制得的材料制备应力传感器。
将本发明的导电材料附着在右手食指的内侧，并将材料的两端通过双面铜与数字万用表连接磁带。当弯曲和拉直食指时记录电阻。弯曲手指会导致材料受压，从而降低电阻。在拉直食指的同时，阻值恢复到其初始值。通过监视电阻信号，可以识别出手指的弯曲和伸直(如图7)，并且连续记录相对电阻变化显示出所构造传感器的良好再现性(如图7)。考虑到自我修复特性，本发明的材料在监测人体运动方面具有良好的潜力。
实验例9
1)测试实施例5制得的材料的血液相容性。
将材料冷冻干燥，然后浸入液氮中5分钟。使用研钵将冷冻的材料研磨成粉末，然后以5mg/mL的浓度分散在PBS中以制备水凝胶分散液。羊血在4℃下以120×g离心10分钟，用PBS洗涤3次后，将红细胞在PBS中稀释以获得5％的红细胞悬液。将500微升的红细胞悬液与500μL水凝胶分散液，PBS或0.1％Triton X-100混合，并将混合物在37℃下孵育1小时。120g离心10分钟后，将500μL上清液转移到新试管中，并在12,000g离心10分钟以去除水凝胶颗粒。之后，将100μL上清液转移至新的96孔板中，并使用酶标仪测量OD540。PBS和0.1％Triton X-100分别用作阴性和阳性对照。使用以下公式计算溶血百分比：溶血度(％)＝[(As-Ap)/(At-Ap)]×100％，其中As，Ap和At分别代表用水凝胶分散液，PBS和0.1％TritonX-100处理的血红细胞悬液上清液的OD540。溶血结果如图8所示，由图表明，本发明材料无溶血性，可以安全地接触血液。
2)测试实施例5制得的材料的抗菌特性
抗菌特性对于慢性伤口治疗也是必不可少的，因为约60％的慢性伤口患有感染。由于慢性伤口感染通常与细菌生物膜有关。图9显示用实施例5制得的材料处理细菌生物膜时，与对照(未经材料处理的培养)相比，细菌密度降低了6个数量级以上。该结果表明，本发明材料可以显著抑制生物膜的形成。
3)测试实施例5制得的材料对慢性伤口愈合的促进作用。
在每只糖尿病大鼠上背上创建四个全层皮肤切除伤口。在对照组中，伤口没有覆盖敷料，而在Hydrosorb和材料组中，分别使用了商品化的Hydrosorb敷料或本发明制备的导电材料治疗了伤口。对于材料+电刺激组，通过覆盖伤口的导电材料施加电刺激治疗伤口。所有伤口均接种金黄色葡萄球菌以引起感染。在第1天伤口是脓性的，表明伤口已被感染。与对照组相比，使用商品化的
Figure BDA0002572863090000091
敷料或单独使用材料治疗伤口并不能促进愈合，但是通过导电的材料以3V的电压刺激伤口可以显着促进伤口闭合(图10)。第21天时，对于对照组，痂仍然存在于伤口上，真皮中有许多血细胞，表明伤口尚未完全闭合。Hydrosorb组的伤口上存在较大痂块，愈合程度甚至比对照组更差。
Figure BDA0002572863090000092
敷料包含一层水凝胶，在伤口床上使用后会释放水分。虽然局部润湿有利于伤口愈合，它对感染的伤口不起作用，因为释放的水分也有利于细菌生长。对于材料组，在伤口上未观察到痂块，受伤的表皮和真皮层已愈合。但是，真皮中有丰富的血细胞，表明愈合仍处于增殖初期。对于材料+电刺激组，真皮中的胶原纤维开始重新组织，并观察到成熟的血管。该结果表明通过本发明的材料施加电刺激优于单独使用本发明材料进行愈合。
综上，本发明的材料可以作为电刺激促进慢性伤口愈合中的高级敷料。慢性伤口无法愈合已成为一个严重的全球健康问题，传统的治疗方法(如清创术和负压等)治疗效果有待进一步提高。伤口产生内源性电流触发愈合，因此电刺激可以用于慢性伤口的治疗，且具有安全、便宜、易用等优点。常规的电刺激疗法采用单独的电极施加电流，这种电刺激方式很难刺激深、大或不规则形状的创面。本发明获得的材料一方面具有柔性与导电性，可以完全覆盖各类创面，从而刺激整个创面，加速愈合；另一方面具备良好的血液相容性和抗菌特性，能够促进慢性伤口的愈合。
以上所述仅为本发明的较佳实施例而已，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内所作的任何修改、等同替换和改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。

Claims (10)

1.一种用于柔性生物电子器件的材料的制备方法，其特征在于，包括以下步骤：
S1.将CS溶液与ZnSO4混合，调节pH为6.5-7.5后，在75-85℃剧烈搅拌2-4h，得到Zn-CS抗菌复合物；
S2.将甲基丙烯酸酐加入CS溶液中，搅拌20-30h，得到双键功能化CS；再将吡咯加入浓度为0.3-0.5wt％的功能化CS溶液中，再加入过硫酸铵，室温下聚合反应20-30h，得到CS-PPY；
S3.将硼砂、CS、S1所得Zn-CS抗菌复合物和S2所得CS-PPY加入PVA水溶液中，混合均匀，即得。
2.根据权利要求1所述的用于柔性生物电子器件的材料的制备方法，其特征在于，所述CS溶液为CS稀酸溶液，所述稀酸包括醋酸和盐酸。
3.根据权利要求1所述的用于柔性生物电子器件的材料的制备方法，其特征在于，所述S1中Zn与CS的摩尔比为0.1-1:1。
4.根据权利要求1所述的用于柔性生物电子器件的材料的制备方法，其特征在于，所述S2中CS与甲基丙烯酸酐的比为1g:500-600μL。
5.根据权利要求1所述的用于柔性生物电子器件的材料的制备方法，其特征在于，所述S2中CS与吡咯的比为1g:500-600μL。
6.根据权利要求1所述的用于柔性生物电子器件的材料的制备方法，其特征在于，所述S2中CS与过硫酸铵的质量比为1:0.2-0.5。
7.根据权利要求1所述的用于柔性生物电子器件的材料的制备方法，其特征在于，所述S3中PVA水溶液中PVA与水的比为0.1-0.2g：1mL。
8.根据权利要求1所述的用于柔性生物电子器件的材料的制备方法，其特征在于，所述S3中按质量百分数计，所述产品中包括以下组分：0.15-0.75％硼砂、1-4％CS、0.5-3％CS-PPY、0.25-2％ZnCS和91-97％PVA溶液。
9.采用权利要求1-8中任一项所述的方法制备得到的用于柔性生物电子器件的材料。
10.权利要求9所述的用于柔性生物电子器件的材料在制备柔性生物电子器件中的应用。
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