Adv. Mater.综述:共轭聚合物的生物学功能评控

【背景介绍】

自18世纪50年代中期Galvani记录了电刺激青蛙腿的过程以来，我们便知道了人造导电材料可以用来刺激生物电信号并让其产生生理反应。通过从这些微观水平如组织中分离出来的细胞以及电活性微生物，或在纳米级水平酶和氧化还原介质中的相关研究记录表明，人造导电材料通常与宏观水平的电活性组织（例如，肌肉，心脏，胰腺，脑，脊髓和外周神经）相关。随着技术的发展，用于监测和刺激生理过程的人造电子产品和生命体之间的直接界面是一种越来越重要的相互作用类型，其应用范围从人体的生理功能扩展到微生物燃料电池的生物发电。
然而，与基于电子传导的传统电子学相比，生物电信号的一个根本区别在于生物体中的生物电信号主要由离子种类的运动（电流）和离子浓度的局部差异（电位）构成。组织和细胞水平上的离子电位是由细胞膜上发现的离子选择性蛋白通道特异性地维持的，而光合作用和细胞代谢的离子电位是通过氧化还原活性蛋白和氧化还原介质进行的。此外，传统（无机）电子材料在机械刚度、三维度以及界面上暴露的官能团等关键性能上与生命体相差甚远。电荷传输以及其体积和表面特性的差异需要其他材料来替代传统（无机）电子材料，以充分发挥其在诊断、治疗和工程生物电子相互作用方面的潜力。与传统金属和无机半导体相比，有机共轭聚合物（CP）材料可以通过更广泛的方法进行加工和图形化，使三维形貌更加方便。CP还提供了在侧链或封端基团上进行化学修饰的非常多用途的可能性，还能在表面或整体上实现广泛的材料功能和性能。并且还可以通过调节CP复合材料的弹性模量和含水量，更好地匹配目标生物组织的性能，用于制造特定应用的器件。这些优势以及电子传输（人造电信号模式）和离子传输（生物电信号模式）的结合使得导电有机材料非常适合生物电子界面。

【成果简介】

最近，Adv. Mater.在线刊登了卡罗琳学院Anna Herland教授、剑桥大学George G. Malliaras教授等人总结的共轭聚合物的生物功能评控的综述。题目是“Conjugated Polymers for Assessing and Controlling Biological Functions”。在这篇综述中，作者分别讨论了共轭聚合物（CPs）在电生理学、组织工程、药物释放、生物传感和分子生物电子学这五个研究领域的应用。在每个研究领域中，作者都讨论了CP的效用限制，并总结了实现CP及其设备到实际应用方面的主要挑战。最后，作者还展望了有机生物电子学领域的前景，并特别强调了在推广这些技术来评控生物功能时应注意的问题。

【图文解读】

1、引言

图一、共轭聚合物材料在不同的层次上（从器官、组织到分子和离子）的生命体相互作用
从顶部到底部为常用共轭聚合物的三个实例：聚（3,4-亚乙二氧基噻吩），聚（苯胺）和聚（吡咯）。

2、生物界面的考量因素

2.1、生物相容性

2.2、电导率

2.3、表面物理

2.4、表面化学

2.5、硬度

2.6、形貌

3、电生理学的有机电子学

图二、CP增加了金属电极的有效表面积
由于CP膜所提供的膨胀体积或表面粗糙度，电极-电解质界面变得更大。在电荷检测（记录）和传输（刺激）方面，界面面积增加使得离子-电子传导改善。增加电极的有效表面积可通过降低阻抗（记录）和增加电容（刺激）来改善其性能。（示意图未按比例绘制）

3.1、可植入柔性电子器件中的共轭聚合物涂层电极

图三、用于超小型可植入神经探头的包覆PEDOT:PSS碳纤维
通过在绝缘碳纤维的暴露尖端上进行电化学沉积PEDOT:PSS制备的记录电极。

（A）最终神经探针（直径7 μm）的TEM图；

（B）在10 mm硅电极阵列的碳纤维神经探针的（标尺，50 µm）;

（C~D）采用非血脑屏障渗透荧光染料分别观察碳纤维和硅杆插入部位周围的出血情况；

（E）植入大鼠脑中的碳纤维（箭头）。标尺：100 μm；

（F）有和没有PEDOT:PSS的同时神经记录。仅使用PEDOT:PSS涂层组在体内检测单个神经单元活动。

图四、具有Au-PEDOT:PSS电极的柔性聚对二甲苯C神经探针
（A）通过光刻微加工神经探针。记录位置在OECT或电极配置结构里；

（B）用于插入脑中具有分层梭结构的神经探针的示意图（顶部）和图像（底部）；

（C~D）在探针植入一个月后口腔组织学染色中，来自Si探针（C）的胶质瘢痕比聚对二甲苯探针（D）更明显。黑色箭头表示示例胶质细胞体。标尺：50 μm；

（E）ECoGs。当将PEDOT:PSS OECTs（粉红色）置于大鼠大脑皮层时，其性能优于PEDOT:PSS表面电极（蓝色），具有更好的信噪比。测量结果与穿透Ir电极（黑色）进行了比较；

（F）256电极ECoG（神经网格）置于兰花花瓣上。标尺5 mm, 插图标尺100 µm；

（G）从大鼠大脑表面检测到的动作电位。

图五、在柔性聚酰亚胺上的PEDOT:PSS包覆铂电极用于听觉脑干刺激
（A）大鼠耳蜗核三维模型。该植入位置的弯曲半径为1.65 mm；

（B）在弯曲半径为2 mm时，1 kHz处的电极阻抗不变；

（C）弯曲后电极未损坏（PEDOT:PSS无裂缝或分层）。标尺：50 mm；

（D）通过诱发的听觉脑干反应证明电极成功刺激耳蜗神经核；

（E）阵列中的电极通过这种方式排列，以进一步提高适应性能。

3.2、全聚合物非金属电极

图六、通过电聚合在琼脂水凝胶覆盖的Pt电极上制备PEDOT电极
（A~C）CP-水凝胶电极制备示意图；

（D）水凝胶中PEDOT电极图；

（E）凝胶切片显示PEDOT穿透琼脂糖；

（F~G）拉伸时双网水凝胶裂纹上的PEDOT（F），而拉伸后双网水凝胶上的PEDOT/聚氨酯复合材料不开裂（G）；

（H）当受到50%的拉伸应变时PEDOT的电阻增加4倍，而PEDOT/PU复合材料在100次拉伸循环后其电阻保持不变。

图七、在PDMS内由PEDOT:PSS组成的全聚合物微电极阵列
（A）具有传导PEDOT:PSS磁道（蓝色），包括衬垫、通道和记录点的60微电极阵列。标尺:1 mm；

（B~C）（A）图的高倍放大图。标尺:1 mm；

（D）PEDOT:PSS电极截面。标尺:100 mm；

（F）大鼠皮质-海马细胞在该装置支撑下体外培养38天。标尺:100 mm。

图八、基于PCTC电极的全聚合物，无金属电极阵列
（A）聚（二甲基硅氧烷）中1 mm直径的聚吡咯/聚己内酰胺-嵌段-聚丁二醚-嵌段-聚己内酰胺（PCTC）电极。顶部插图:描述电极表面粗糙形貌的电镜图。底部插图:电极绕着玻璃吸管转动，显示了它的柔韧性；

（B）与相同几何区域的Pt电极相比较的电极阻抗谱；

（C）坐骨神经受压后受刺激的后肢肌肉的肌电图（EMG）。

图九、在氧化铟锡电极上制备了聚吡咯纳（PPy）纳米线
将预拉伸的PDMS施加到电极上，释放并剥离，制备以纳米线形式将其锚定在PDMS中的波状PPy电极。电极阵列用于健康和癫痫小鼠的ECoG以及坐骨神经的刺激。

4、组织工程

图十、基于CP材料在组织工程中的应用依赖于其良好的生物界面性能
4.1、被动三维构建

4.1.1、细胞共培养

图十一、体外组织工程支架
（A~B）在两种永生细胞（绿色和红色）内冰模板化PEDOT:PSS/DBS和胶原构建5天后的CLSM图（A）和SEM图（B）；

（C~D）（C）光学显微镜和（D）电镜图展示了一个由PPy构成的结构:用于人类干细胞培养的软骨素-硫酸盐涂覆聚乳酸（PLA）纤维。

4.1.2、人类干细胞

4.1.3、体内研究举例

图十二、体内组织工程支架
（A）冷冻干燥的PPy/壳聚糖构建用于桥接具有或不具有间歇性ES的大鼠坐骨神经缺损；

（B）电镜图显示支架的轴向（顶部）和径向（底部）截面，突出了排列的孔隙结构；

（C）脊髓（上）和背根神经节（下）的神经元荧光标记显示经ES治疗12周后神经再生；

（D）大鼠坐骨神经缺损的管状聚乳酸支架图。3个月时，导管显示出结构退化的迹象，并被结缔组织覆盖。6个月时，组织明显再生。

4.2、细胞生长和分化的主动控制

4.2.1、机制

图十三、CP中氧化还原变化影响生物界面的机制
（A）热图显示了FRET标记的纤连蛋白的构象，从紧密（红色）到展开（蓝色），吸附在PEDOT:tosylate装置上，如图右上角所示；

（B）在与（A）中几乎相同的装置上生长的永生化细胞（绿色）的代表性显微镜图像，显示出清晰的、相应的粘附/增殖梯度；

（C）PEDOT:PSS如何调节局部离子环境的示意图。

4.2.2、时序控制

图十四、通过氧化还原态转换控制细胞生长或分化
（A）三维PEDOT:PSS用于培养永生细胞。24小时后电镜图（左下）和7天后的荧光图（右下，蓝色：细胞核；绿色：纤维连接蛋白），表明其在在氧化支架中表现出良好的细胞粘附和增殖；

（B）表面连接生长因子的PEDOT:肝素可在中性状态下维持大鼠干细胞的多能性（左图），而氧化状态下则诱导神经分化（右图），如图所示（顶部图中蓝色：细胞核；绿色：巢蛋白）。调节机制如底层图所示（底部）。

4.2.3、立体空间控制

4.2.4、增强控制的生物改性

4.2.5、机械驱动控制

图十五、CP生物界面的机械驱动
（A）将永生细胞培养在PPy:DBS和SU-8条带阵列上，图示荧光图（顶部蓝色：细胞核；红色：肌动蛋白）。PPy（聚吡咯）的减少导致细胞重叠边界的机械刺激（中间示意图），这反映在细胞内钙的增加（底部紫色：条状排列；黑色：平铺的PPy）；

（B）制备纳米管表面的PPy:DBS可以通过还原/氧化可逆地转变为纳米尖端构象，通过电镜图（顶部），图示表明其显著影响人类干细胞（MSC；粉红色）附着力。多次循环后，这刺激了肌动蛋白纤维组织（中间；假彩色荧光图像）和细胞分散（底部），通过机械转导致使成骨分化。

4.2.6、单向控制

图十六、通过不可逆氧化还原-诱导CP反应的细胞分离
（A）带有两种类型人类细胞（红色和黑色箭头）的PEDOT-S:H矩阵阵列的显微镜图像。插图显示细胞从选定的栅格中（红色轮廓）分离，其中组合的行和列电压超过氧化阈值导致CP降解；

（B）“动态PEDOT”示意图（上）和显微镜图像（下）（红色）;其本质上抑制细胞粘附（左），但支持经RGD氧化接枝后的永生细胞培养（中）。随后的还原裂解RGD肽，分离出完整的细胞片（右）图。还展示了一个带有规则PEDOT:PSS（紫色）的并行控件。

5、药物递送

5.1、神经调节离子和神经递质

图十七、有机离子泵给释药举例
（A）有机离子泵原理图。两个PEDOT(P):PSS电极（深蓝色）、源电极（左侧）和目标电极（右侧）被一个电子绝缘但离子导电的区域（过氧化PEDOT:PSS，粉色）隔开。源电极浸在浓度相对较高的阳离子M⁺电解质中，并与膜中的PSS结合。电极之间施加了电势，左电极被氧化。带正电荷的PEDOT与带负电荷的PSS相互作用，释放出一个阳离子。右边的电极被还原，从左到右有一个阳离子的净流动；

（B）钾离子和电子随时间迁移的数量；

（C）钾离子释放量与外加电位的关系；

（D）负载钙敏感探针的HCN-2细胞的荧光。荧光增加表明细胞内钙离子浓度的变化，这是钾泵输送的结果。通道顶部的细胞（实线）受影响，而500 μm外的细胞（虚线）不受影响；

（E）施加脉冲电位用于乙酰胆碱泵送刺激远离出口50μmSH-SY5Y细胞并产生振荡的细胞内钙浓度。150 μm以外的细胞不受影响。

图十八、生物传感器和质子离子泵耦合
（A）实验装置示意图。将谷氨酸添加到含生物传感器的培养皿（左侧）中，并在另一个包含离子泵的培养皿（右侧）中监测pH值（指示剂颜色变化）；

（B）输出电流与谷氨酸添加量成比例增加（由黑色箭头表示）；

（C）来自生物传感器的输入电流和pH（黑色）的离子泵（红色）的开或关状态。离子泵开关打开时pH值降低，泵送质子；

（D）PEDOT:PSS的混合电导性使GABA神经递质离子泵送（左）和电记录（右）在同一位点；

（E）4-AP诱导海马脑片癫痫样活动。GABA离子泵停止活动。同时进行GABA泵送和神经活动记录。

图十九、封装的、注射器状的可植入离子泵
（A）侧视图。黑色箭头表示离子流；

（B）前视图。T表示目标系统。白色箭头表示流动的正电荷物种；

（C）豚鼠的圆窗膜（RWM）上离子泵的照片；

（D）离子/药物可以从RWM扩散到耳蜗；

（E）谷氨酸和质子泵浦导致听觉脑干反应（ABR）的转移。在Glu（蓝色）和H⁺（黄色）递送15分钟（阴影条）和60分钟（填充条）后，不同记录频率的平均ABR移位。

5.2、抗炎药

5.3、生长因子和激素

图二十、抗炎药、生长因子和激素的电刺激递送
（A）碳纳米管纳米贮存器中装载机制的示意图。i）经酸处理的纳米管经超声填充药物；ii）PPy经吡咯、碳纳米管和药物的悬浮液电聚合而成；iii）药物通过被动扩散或电刺激释放；

（B）氧化石墨烯/PPy/药物纳米复合材料（左）和药物在电刺激下释放的示意图（右）；

（C）载药细菌纤维素（BC）/PEDOT微纤维结构示意图及三种组分的化学结构；

（D）在刺激存在（Stim）或不存在（Unstim）的情况下，从PPy /对甲苯磺酸盐（pTS）释放的神经营养因子-3（NT-3）和/或脑源性神经营养因子（BDNF）响应的神经突向外生长；

（E）胰岛素负载到PPy纳米粒子上的图示，通过电刺激释放，以及向小鼠施用纳米粒子并释放胰岛素（左）。释放的胰岛素量随脉冲数成比例增加（右）。

5.4、抗生素

5.5、靶向肿瘤药物

图二十一、抗生素、抗肿瘤药物的电刺激靶向递送
（A）阿莫西林在pH 7.4 的PBS下与1%（绿色）、3%（蓝色）、5%（橙色）氧化右旋糖酐交联得到壳聚糖-接枝-聚苯胺释放曲线；

（B）与1%氧化右旋糖酐交联的壳聚糖-接枝物-聚苯胺在pH 7.4（蓝色）、pH 5.5（粉色）PBS中阿莫西林释放图；

（C）示意图展示了电场响应型CP纳米颗粒的应用方法；

（D）PEDOT /齐墩果酸复合物的三步制备过程示意图；

（E）装载药物的葫芦脲封端纳米粒子的制备和pH引发的喜树碱释放机制；

（F）主要纳米粒子组分：表面上的DOX（多柔比星），PFFP（共轭聚合物）和3-氟-4-羧基苯硼酸（FPBA），其充当ATP的结合位点；

（G）聚（L-赖氨酸）-接枝-聚（乙二醇）结合2-重氮-1,2-萘醌基团的化学结构及其在紫外光照下水介质中发生 Wolff 重排后的亲水性变化。

6、有机生物传感器

图二十二、生物传感器组件及其晶体管
（A）生物传感器组件的示意图；

（B）应用于生物传感器的晶体管举例。

6.1、有机免疫传感器

图二十三、有机免疫传感器举例
（A）基于OTFT的免疫传感器。物理吸附在聚（3-己基噻吩）上的抗降钙素原（PCT）抗体作为感应元件，牛血清白蛋白作为阻断元件；

（B）1-乙基-3-（3-二甲基氨基丙基）碳化二亚胺介导的耦合作用，使抗体（抗VTG）结合到基于三联噻吩CP膜（TTCA）的羧基上的免疫传感器。

6.2、酶基生物传感器

图二十四、酶基生物传感器举例
（A）用于检测烟酰胺腺嘌呤二核苷酸的OECT的示意图。 CE是对电极，RE是参比电极；

（B）用于葡萄糖检测的纳米结OECT活性层的示意图（i）和SEM图像（ii）。聚（苯胺）：聚（丙烯酸）（PAni:PAA）作为活性材料，HSO4⁻作为PAni的掺杂剂，葡萄糖氧化酶作为生物识别元素，聚（1,2-二氨基苯）（PDAB）作为固定剂；

（C）生物传感器制备步骤的示意图，包括：PEDOT沉积、PEDOT：聚（烯丙胺）（PAH）沉积、经二乙烯基砜（DVS）交联剂的甘露糖基化、刀豆球蛋白A（Con A）组装和GOX组装；

（D）使用自由浮动GOX的OECT配置（顶部）示意图和用于葡萄糖检测的反应周期（底部）示意图；

（E）用于检测乳酸的浮栅OFET示意图。

6.3、DNA生物传感器

图二十五、DNA生物传感器举例
（A）聚对苯乙炔基CPE（PPE-R1-COOH）与猝灭剂标记的单链DNA结合形成“分子信标”，其通过DNA构象的变化来感知目标DNA的存在；

（B）CPE的化学结构，CPE和单链DNA探针相互作用后发生构象变化的化学结构，CPE与互补链DNA杂交的化学结构；

（C）浮栅OTFT的结构和检测机制；

（D）基于光电化学OECT的DNA生物传感器的结构和运行机制。

6.4、生物液中的分析物监测

图二十六、生物液中的分析物监测举例
（A）在葡萄糖结合时，凝胶电极的检测机制示意图；

（B）基于HRP结合肌酐抗体与血样肌酐竞争性结合的电流传感器示意图；

（C）酶联免疫吸附-电化学生物传感器用于检测蛋白质fms样酪氨酸激酶（sFlt1）的工作原理示意图；

（D）OECT的结构和运行机制示意图。OECT由酶尿酸酶（UOX）-氧化石墨烯/PAni/Nafon-铂栅石墨烯组成；

（E）结合OECT和微流体用于体外上皮细胞监测的记录平台示意图。

6.4、细胞监测

7、分子生物电子学

7.1、有机导体→生物膜

7.1.1、脂质膜模型

图二十七、有机导体→生物膜电子传导的脂质膜模型举例
（A）不同磷脂的结构和熔融温度。两性端基和饱和烷基链磷脂（二芳基磷脂酰胆碱，DPPC）、两性端基和一个单不饱和烷基链磷脂（棕榈酰氧基磷脂酰乙胺，POPE）、两性头基和两条单不饱和烷基链磷脂（1,2-二醇基-sn-甘油-3-磷酸胆碱，DOPC）、阴离子头基和单不饱和烷基链磷脂（1,2-二醇基-sn-甘油-3-磷酸钠，DOPA）以及阳离子头基和单不饱和烷基链磷脂（1,2-二醇基-3-三甲基铵-丙烷氯盐，DOTAP）；

（B）已结合在生物膜内的主要CPE和COE类型的示意图；

（C）带正电的噻吩基CPE（聚（3-（6-三甲基铵噻吩），P3TMAHT），带负电荷的噻吩基CPE（聚[3-（6-磺基噻吩基）噻吩），P3Anionic）和两性噻吩基CPE（聚[3-（N-（4-磺酸基-1-丁基）-N，N-二乙基氨基噻吩基）-2,5-噻吩），P3Zwit），与DPPC囊泡之间可能的相互作用示意图；

（D）在偏振光照射下,多层DMPC脂质囊泡双层内的DSBN+取向可以观察到发射强度的变化。

7.1.2、微生物

7.1.3、哺乳动物细胞

7.2、生物膜→有机导体

7.2.1、脂质膜模型

7.2.2、活细胞

7.3、纳米级的光转导

7.4、抗菌特性

图二十八、分子生物电子学部分应用举例
（A）革兰氏阳性细菌、革兰氏阴性细菌和真菌的不同细胞包膜结构的示意图；

（B）DSSN+在大肠杆菌（i）、酵母细胞（ii）和哺乳动物细胞（iii）的生物膜中共聚焦成像；

（C）在相分离的巨大单层囊泡中，疏水性CPE混合物（i）和COE混合物（ii）的共聚焦图像表现出不同的发射特性；

（D）生物膜内垂直排列的光合膜蛋白和金属电极上栓系脂质膜内DSSN+组成的光电化学装置的阴极示意图；

（E）使用垂直排列的DSSN+和尼罗红染料之间的FRET的光电化学装置示意图；

（F）致使CP纳米粒子与细胞膜对接的生物偶联反应示意图；

（G）CPE和COE与大肠杆菌细胞膜相互作用机制的示意图。

7.5、细胞生物电子学

图二十九、CP基细胞生物电子学研究进展
（A）电活性微生物细胞外电子转移机制的示意图；

（B）细胞膜内DSSN+结合的图示；

（C）DSSN+插入大肠杆菌生物膜，导致直接电子转移（i）或膜渗透（ii）。后一种机制导致HAuCl₄转化为Au纳米粒子；

（D）DSSN+诱导膜渗透的机制；

（F）二茂铁基COE（DSFO+）催化跨膜电子转移；

（G）PEDOT-S：二辛基铵配合物对稳态钾电导G（上部）和振动钾通道剂量反应（下部）的影响。

8、总结与展望

在这篇综述中，作者总结了近些年来CP在电生理学、组织工程、药物释放、生物传感和分子生物电子学这些研究领域的应用及其所面临的一些问题和挑战。作者认为虽然无机材料经久耐用，运行稳定及其完善的生产工艺使其更广泛地应用于实际， CP与其相比仍有不小的差距，但CP明显优势在于低机械刚度易加工、易修饰及其优良的电子传输，因此其在生物电子领域有着巨大的发展潜力。基于此，作者对CP未来的发展提出了自己的见解，他们认为首先需要开发更广泛的商业可用的、性能良好且能够达到高导电的CP；其次现阶段绝大多数应用于生物电子的CP都是p型，因此开发环境和操作稳定性更强、能耗更低的n型CP也是有必要的；再者对于生物分子为传感元件的生物传感器中，这些蛋白质的定位和结构/功能的预观察对它们的性能至关重要，对于抗干扰性地、选择性地并能低限度检测生物分析物仍是一大挑战；基于CP的器件与三维细胞培养的整合提供了监测细胞状态以及调节组织工程中细胞行为的机会，因此其有望能够应用于临床的一些研究；对于可植入器件的研究中，植入前的灭菌要求对于这些CP器件仍是一个不小的麻烦；同时，CP化学结构和性质如何影响生物功能，哪些结构修饰将会得到期望的效果，以及设计对特定目标具有选择性的材料，这些问题和挑战都是CP的发展所需要不断探究的。总而言之，尽管基于CP器件的实际应用转化仍面临诸多问题和挑战，但现阶段的研究进展表明其进一步靠近实际应用尤其是临床医学转化的机会仍然存在。而生物功能的评估和控制——从离子和生物分子到生物膜、细胞和组织，跨越生物学各个层次的整合，这是一个相当有前景的研究方向。

文献链接：Conjugated Polymers for Assessing and Controlling Biological Functions（Adv. Mater. 2019, 1806712）

本文由材料人高生组我亦是行人编译，材料人整理。

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