一種生物制動器的製作方法
2023-05-18 09:46:32 1
技術領域
本發明涉及一種遠程生物制動器。
背景技術：
水凝膠在組織工程學和生物電子學中具有廣泛應用[1]。目前，對它們的廣泛關注集中於高性能和新功能，諸如用於控制藥物釋放的刺激-響應性能[2]，用於生物電子學或生物傳感器的傳導性[3]，用於心臟組織工程學的傳導性和彈性[4,5]，壓力敏感傳導性和用於電子皮膚的自愈[6]，用於油/水分離的基質[7]，用於生物制動器的磁響應[8]。儘管具有優異傳導性或磁響應性能的功能水凝膠被廣泛應用，但在一些領域仍有一些由柔性、彈性和響應敏感性不足導致的限制，例如高柔性電子設備、有機壓力敏感傳感器和響應執行器。它們面臨將高度傳導性或磁響應性質與高柔性和彈性結合在一起的類似挑戰。
最近，報導了一些注射器-可注射大孔柔性網狀電子設備，反映了製造的生物電子設備的無手術移植前景[9]，但迄今並未報導注射器-可注射預製3D龐大電子設備。儘管報導了諸如海藻酸鹽、明膠、殼聚糖和透明質酸晶膠等一些大孔晶膠具有高柔性和注射器-可注射性，它們都不具有傳導性[10,11]，因為引入諸如碳納米管(CNT)和聚吡咯(PPY)等具有傳導性的剛性成分將增強水凝膠的硬度但同時降低它們的柔性[12]。
在壓力敏感傳感器領域，已經開發幾種方法，諸如中空-球體壓縮電阻膜傳感器[13]、金納米線壓縮電阻膜傳感器[14]、聚二甲基矽氧烷(PDMS)/碳納米管(CNT)納米片傳感器[15]和納米線基質膜傳感器[16]，但這些技術遇到相似問題：複雜的製造工藝、高成本和有限的傳導性。此外，它們是用於電皮膚應用的2D膜而不是用於一些環境的3D龐大壓力傳感器。報導了一些傳導性水凝膠，但這些水凝膠並未將良好的壓縮彈性/抗性和壓力響應傳導性結合在一起[17,18]。
此外，報導了可快速響應於外磁場的磁性水凝膠，其通過遠程驅動遞送藥物/細胞，其在約38A/m2的磁場梯度下可達到約70％的變形[19]。還製造了將良好的傳導性和磁響應結合在一起的3D石墨烯/氧化鐵氣凝膠用於軟執行器或微開關的潛在應用，其在1.2T磁場強度下具有52.3％徑向應變[20]。然而，低至0.2T至3T的中等磁場強度更多可用於常見臨床環境，並且的低場MR常應用於MRI[21]，因此在實際應用中遠程驅動需要更柔性和敏感的磁響應水凝膠。
因此，仍然需要一種能夠將傳導性或磁響應性與高柔性和彈性良好的結合在一起的新的複合材料。
技術實現要素：
本發明的第一方面提供了一種彈性蛋白複合晶膠(EGC)，其包括彈性蛋白、明膠和碳納米管。其中，「晶膠」是指具有相互連通的大孔的連續凝膠基質。
在本發明的一個實施方案中，彈性蛋白複合晶膠包括30-60重量份的彈性蛋白、30-80重量份的明膠和10-80重量份的碳納米管。在一個實施方案中，彈性蛋白與明膠的比為30/70至70/30，例如30/70至50/50。該彈性蛋白可選自彈性蛋白肽、原彈性蛋白或消化彈性蛋白。在一個實施方案中，彈性蛋白和明膠通過甲基丙烯酸化改性。在一個實施方案中，甲基丙烯酸化試劑為甲基丙烯酸酐。在一個實施方案中，該彈性蛋白為甲基丙烯酸酯接枝彈性蛋白。在一個實施方案中，該明膠為甲基丙烯酸酯接枝明膠。在一個實施方案中，所述EGC還包括穩定劑，例如30-80重量份的穩定劑。該穩定劑可以是兩親性共聚物，例如聚氧乙烯-聚氧丙烯-聚氧乙烯(PEO-PPO-PEO)三嵌段兩親性共聚物，如F-127-DA。在一個實施方案中，該穩定劑通過丙烯酸化改性。在一個實施方案中，丙烯酸化試劑為丙烯醯氯。在本發明的一個實施方案中，彈性蛋白複合晶膠包括15重量份的彈性蛋白、35重量份的明膠、17.5重量份的CNT和17.5重量份的穩定劑。
EGC水凝膠的SEM形態學顯示出與蜂窩狀大孔結構相似(圖1(e1))並且具有60～130μm的孔徑分布以及高於99％的互聯性，其可允許變形以及快速排水，並且將CNT(5mg/mL，最終濃度)嵌入在襯底層(如來自圖1(e2))的網狀網格中。
本發明還提供了一種製備EGC的方法，所述方法包括：
(a)將彈性蛋白、明膠、碳納米管和穩定劑在水溶液中混合；
(b)在低溫下向上述混合物中添加聚合引發劑，使混合物交聯；
(c)在低溫下使步驟(b)中所得產物固化，以形成EGC。
在本發明的一個實施方案中，在本發明方法的步驟(a)中，將30-60重量份的彈性蛋白、30-80重量份的明膠、10-80重量份的碳納米管和30-80重量份的穩定劑在水溶液中混合。在一個實施方案中，彈性蛋白和明膠通過甲基丙烯酸化改性。在一個實施方案中，甲基丙烯酸化試劑為甲基丙烯酸酐。在一個實施方案中，該彈性蛋白為甲基丙烯酸酯接枝彈性蛋白。在一個實施方案中，該明膠為甲基丙烯酸酯接枝明膠。在一個實施方案中，該穩定劑是兩親性共聚物，例如PEO-PPO-PEO三嵌段兩親性共聚物，如F-127-DA。在一個實施方案中，所述穩定劑通過丙烯酸化改性。在一個實施方案中，所述聚合引發劑包括過硫酸銨(APS)，例如為APS和四甲基乙二胺(TEMED)。在一個實施方案中，步驟(c)的固化持續1-24h，例如16h。
在一個實施方案中，步驟(a)是在低溫下進行，例如在0-15℃的溫度下進行。在一個實施方案中，步驟(b)在0-15℃下進行。在一個實施方案中，步驟(c)在-30-0℃下進行，優選-20℃。
本發明的第二方面提供了一種晶膠複合材料，其包括EGC和負載於其上的聚吡咯(PPY)。在一個實施方案中，EGC與PPY的重量比約為1:0.15-0.7。
在一個實施方案中，在EGC負載有分散的聚吡咯聚集體(EGC-PPY-FD)。該分散的聚吡咯聚集體可通過快速交聯沉積而將聚吡咯聚集體沉積在EGC上。在一個實施方案中，快速交聯沉積是通過將溶液中的吡咯單體吸收到EGC上，並通過過硫酸銨(APS)引發吡咯單體聚合併快速原位形成在EGC上，以形成負載在EGC上的聚吡咯聚集體(EGC-PPY-FD)。在一個實施方案中，溶液中的吡咯單體的濃度為3mg/mL-18mg/mL，例如6.7mg/mL-13.4mg/mL，如6.7mg/mL。在一個實施方案中，在EGC-PPY-FD中，EGC與PPY的重量比約為1:0.15-0.30，例如1:0.23-0.29，例如1:0.26。
在另一個實施方案中，在所述EGC的網絡結構上形成連續的聚吡咯網絡結構。具體而言，剛性PPY成分在軟支架上形成第二網絡(EGC-PPY-SA)。此時，形成了具有軟-硬雙連續網絡結構的晶膠複合材料。在一個實施方案中，該複合材料是通過快速交聯，隨後緩慢老化在所述晶膠的網絡結構上形成連續的聚吡咯網絡結構而形成的。在一個實施方案中，所述複合材料是通過將吡咯單體吸收到EGC上，並加入Fe(NO3)3來引發吡咯交聯，隨後使剩餘未聚合的吡咯單體被Fe(NO3)3緩慢氧化聚合以在所述晶膠的網絡結構上形成連續網絡結構。在一個實施方案中，溶液中的吡咯單體的濃度為3mg/mL-18mg/mL，例如6.7mg/mL-13.4mg/mL，如13.4mg/mL。在一個實施方案中，在EGC-PPY-SA中，EGC與PPY的重量比約為1:0.32-0.70，例如1:0.32-0.50，例如1:0.38。
在一個實施方案中，所形成的EGC-PPY-FD的孔徑分布為50～140μm，其類似於EGC的孔徑分布，並且EGC-PPY-SA的孔徑分布為20～60μm。
EGC負載的分散的PPY聚集體顯示出了高度柔性和注射器-可注射性質以及中等傳導性。另一方面，當剛性PPY成分在軟支架上形成第二網絡時，具有軟-硬雙連續網絡結構的晶膠同時顯示可承受高至97.5％壓縮應變的出色高彈性和在90％應變下高至50.1±2.9S/cm的突出傳導性以及良好的壓力敏感傳導性。
本發明還提供了製備EGC-PPY-FD的方法，其包括將EGC浸泡於吡咯水溶液中，並加入聚合引發劑(例如APS)，以使吡咯單體聚合，並原位沉積於EGC的支架結構上，以形成EGC-PPY-FD。在一個實施方案中，該反應是在低溫下進行的，例如在0-15℃下進行的。在一個實施方案中，溶液中的吡咯單體的濃度為3mg/mL-18mg/mL，例如6.7mg/mL-13.4mg/mL，如6.7mg/mL。
本發明還提供了製備EGC-PPY-SA的方法，其包括將EGC浸泡於吡咯水溶液中，並加入Fe(NO3)3來引發吡咯交聯，隨後使剩餘未聚合的吡咯單體被Fe(NO3)3緩慢氧化聚合以在EGC的網絡結構上形成連續網絡結構。通常，加入Fe(NO3)3來引發吡咯交聯是在低溫下，例如0-15℃下進行的。老化(如Fe(NO3)3緩慢氧化)可在室溫下持續4小時至3天，優選8小時至3天，並且優選8小時、16小時、1天、2天和3天。
本發明的第三方面提供了一種晶膠複合材料(EGC-IONP)，其包括EGC和負載於EGC上的氧化鐵磁性納米顆粒(IONP)。在一個實施方案中，EGC-IONP包含30-60重量份的彈性蛋白、30-80重量份的明膠、10-80重量份的碳納米管、30-120重量份的氧化鐵磁性納米顆粒和30-80重量份的穩定劑。在一個實施方案中，EGC-IONP包含50重量份的彈性蛋白、50重量份的明膠、20重量份的CNT和120重量份的氧化鐵磁性納米顆粒。在一個實施方案中，其還包括聚吡咯，例如約30-80重量份的聚吡咯。在一個實施方案中，該PPY採用與以上類似的快速交聯沉積而沉積於EGC-IONP中(EGC-IONP-PPY-FD)。
本發明還提供了一種製備EGC-IONP的方法，所述方法包括：
(a)將彈性蛋白、明膠、碳納米管、氧化鐵磁性納米顆粒和穩定劑在水溶液中混合；
(b)在低溫下向上述混合物中添加聚合引發劑，使混合物交聯；
(c)在低溫下使步驟(b)中所得產物固化，以形成所述複合材料。
在該方法的步驟(a)中，可將30-60重量份的彈性蛋白、30-80重量份的明膠、10-80重量份的碳納米管、30-120重量份的氧化鐵磁性納米顆粒和30-80重量份的穩定劑在水溶液中混合。在一個實施方案中，彈性蛋白和明膠通過甲基丙烯酸化改性。在一個實施方案中，甲基丙烯酸化試劑為甲基丙烯酸酐。在一個實施方案中，該彈性蛋白為甲基丙烯酸酯接枝彈性蛋白。在一個實施方案中，該明膠為甲基丙烯酸酯接枝明膠。在一個實施方案中，該穩定劑是兩親性共聚物，例如PEO-PPO-PEO三嵌段兩親性共聚物，如F-127-DA。在一個實施方案中，所述穩定劑通過丙烯酸化改性。在一個實施方案中，所述聚合引發劑包括過硫酸銨(APS)，例如APS和TEMED。在一個實施方案中，步驟(c)的固化持續1-24h，例如16h。
在一個實施方案中，步驟(a)和步驟(b)分別在0-15℃下進行。在一個實施方案中，步驟(c)在-30-0℃下進行，優選-20℃。
本發明還提供了一種製備EGC-IONP-PPY-FD的方法，其將PPY通過以上描述的快速交聯沉積而沉積於EGC-IONP中，以形成EGC-IONP-PPY-FD。
本發明還涉及EGC、EGC-PPY-FD、EGC-PPY-SA、EGC-IONP和EGC-IONP-PPY-FD用於油/水分離、人工心臟的製造、生物傳感器、遙控機器人或生物制動器等的用途。
本發明還涉及一種生物制動器，該生物制動器包括EGC-IONP複合材料。在一個實施方案中，該生物制動器由EGC-IONP複合材料組成。在一個實施方案中，所述EGC-IONP複合材料例如是EGC-IONP-PPY-FD。在本發明中，該生物制動器可以是控制電流迴路打開/閉合的裝置。
在一個實施方案中，所用EGC-IONP複合材料是通過以下方法製備的：
(a)將彈性蛋白、明膠、碳納米管、氧化鐵磁性納米顆粒和穩定劑在水溶液中混合；
(b)在低溫下向上述混合物中添加聚合引發劑，使混合物交聯；
(c)在低溫下使步驟(b)中所得產物固化，以形成所述彈性蛋白複合晶膠-氧化鐵磁性納米顆粒複合材料；以及
任選地，將步驟(c)所得的複合材料浸泡於吡咯水溶液中，並加入第二聚合引發劑，以使吡咯單體聚合，並原位沉積於所述複合材料的支架結構上，以形成負載於所述複合材料上的分散的聚吡咯聚集體。
本申請的EGC-IONP複合材料通過採用具有柔性的EGC，並摻入帶有磁性的IONP和具有導電性的PPY，形成了同時具有柔性、導電性和磁性的彈性材料。通過施加磁場，可以改變該彈性材料。例如，在常規的弱電場下，例如在約38A/m2的施加的磁場梯度下，本申請的EGC-IONP複合材料能夠實現30-180°的彎曲。通過採用這種方式，可使其用於控制遠程電路的開關。這種遠程控制電路的方法可廣泛應用於操作者難以到達的遠程電路控制。或者，這種遠程控制電路的方法也可以用於操作者難以手動操作或不適宜手動操作的電路，或微電路。此外，由於採用了生物材料，這種生物制動器也是生物相容的。
在一個實施方案中，該生物制動器可製成適合用於電路控制的條形制動器。該制動器的一端可連接於電路中，並且另一端保持打開。當施加常規的弱磁場時，通過控制磁場的變化，可使該條形生物制動器發生變形，進而使其另一端與電路的另一觸點接觸，使電路閉合併連通。
在一個實施方案中，該生物制動器可作為電路切換開關。當磁場應用於其上時，該生物制動器從打開狀態轉換到閉合狀態，或者從閉合狀態轉換到打開狀態。
在一個實施方案中，本發明公開了一種電路，該電路包括電源、指示器和作為電路切換開關的生物制動器，該生物制動器包括EGC-IONP複合材料。在一個實施方案中，該電源可以是本領域常規的電源，例如電池、電池組、交流電以及其他常用電源。該指示器可以本領域常規的指示器，例如燈泡、發光二極體等等。
本發明還涉及一種超壓縮導電性和磁性響應凝膠機器人，其包括主體和連接在其上的三至八條側臂組成。在一個實施方案中，該遙控機器人為人造章魚機器人。在一個實施方案中，所述主體材料為EGC-IONP複合材料，如EGC-IONP-PPY-FD。在一個實施方案中，所述主體可為聚氨酯海綿。或者，所述主體可為磁性水凝膠，如EGC-IONP複合材料。在一個實施方案中，所述人造章魚機器人可採用磁場進行控制和操作。
本發明還涉及一種油/水分離基質，其包括如上所述的EGC-PPY複合材料。在一個實施方案中，所述油/水分離基質為EGC-PPY-FD。本發明還涉及一種用於油/水分離的色譜柱，其中色譜柱中的油/水分離基質包括如上所述的EGC-PPY複合材料。
附圖說明
圖1是顯示了EGC-PPY晶膠的快速彈性、形狀記憶性性質和它們的形態的圖。(a1)承受壓縮前的EGC(30)(彈性蛋白/明膠＝30/70)-PPY-SA；(a2)承受壓縮的EGC(30)-PPY-SA；(a3)撤銷壓縮後的EGC(30)-PPY-SA的快速回彈。(b1)排乾水的EGC(30)-PPY-SA的無恢復變形；(b2)將排乾水的EGC(30)-PPY-SA重新浸入水中；(b3)EGC(30)-PPY-SA恢復形狀。(c1)取出變形的EGC(30)-PPY-FD水凝膠；(c2)EGC(30)-PPY-FD水凝膠；(c3)變形的EGC(30)-PPY-FD水凝膠在水中緩慢恢復的形狀記憶性行為。(d1)具有「U」或「M」形狀的EGC(30)-PPY-SA水凝膠；(d2)變形後的EGC(30)-PPY-SA水凝膠；(d3)在水中恢復到變形前的「U」或「M」形狀的EGC(30)-PPY-SA水凝膠。(e1)EGC(30)水凝膠的SEM圖像(放大率95倍)；(e2)顯示出CNT嵌入在襯底層的EGC(30)水凝膠的SEM圖像(放大率23000倍)。(f1)通過快速交聯的PPY塗覆的EGC水凝膠(EGC(30)-PPY-FD)的SEM圖像(放大率190倍)；(f2)是顯示PPY納米顆粒聚集體的分散分布在EGC(30)水凝膠上的SEM圖像(放大率11000)。(g1)通過緩慢老化的PPY塗覆的EGC水凝膠(EGC(30)-PPY-SA)的SEM圖像(放大率800倍)，(g2)顯示PPY納米顆粒在支架上沉積形成的發展良好的PPY網絡的圖像(放大率13000倍)。(h1)對於10次循環，在80％壓縮應變下，EGC(30)-PPY-SA的形狀記憶性應變固定率隨循環次數的變化；(h2)EGC(30)-PPY-SA的形狀恢復率隨循環次數的變化。
圖2是顯示了EGC晶膠的機械性質的圖。(a)在20mm/min的速率下，具有80％應變的EGC(30)、EGC(30)-PPY-FD、EGC(30)-PPY-SA、彈性蛋白、明膠和明膠-CNT水凝膠的壓縮應力應變曲線。(b)在80％應變下，彈性蛋白/明膠質量分數對它們的機械強度的影響(注意：在達到80％應變之前，EGC(0)部分破裂)。(c)在20mm/min和(d)200mm/min的壓縮速率下，對於100次循環80％的應變下的EGC(30)-PPY-SA水凝膠的應力-應變曲線。(e)在2mm/min下，對於5次循環，在97.5％高應變下的EGC(30)-PPY-SA水凝膠的應力-應變循環曲線。(f)在24h之後，在2mm/min速率下，對於5次循環，在97.5％的高應變下相同樣品的第二壓縮-卸荷運行。(g)分別承受0％和97.5％的壓縮應變的EGC(30)-PPY-SA的照片。
圖3是晶膠的流變學性質的圖。(a)EG(30)、(b)EGC(30)、(c)EGC(30)-PPY-FD、(d)EGC(50)、(e)EGC(50)-PPY-FD和(f)EGC(30)-PPY-SA水凝膠。(g1)-(g3)是具有固定形狀的EGC(50)-PPY-FD傳導性水凝膠的可注射行為。
圖4是壓力敏感傳導性的圖.(a1)-(a3)顯示了伴隨著EGC(30)-PPY-SA逐漸變形，LED的光強度逐漸提高的壓力敏感行為。(b)：(a1)-(a3)的電路例示。(c1)變形的EGC(30)-PPY-SA水凝膠作為「開/關」電路開關；(c2)顯示通過添加DD水恢復原狀的EGC(30)-PPY-SA水凝膠開關將電路連同，LED發光；(c3)顯示僅使用DD水不能使LED發光。和(d)：(c1)-(c3)的電路例示。(e)EGC(30)、EG(50)-PPY-FD、EGC(50)-PPY-FD和EGC(30)-PPY-SA的傳導性，通過4探針數字傳導性測試儀(n＝3(正方向)和n＝3(負方向))檢測的。(f)EGC(30)-PPY-SA的表觀電阻循環試驗譜圖(50％應變，20mm/min)。(g)EGC(30)-PPY-SA的傳導性-壓縮應變譜圖，由4探針數字傳導性測試儀(n＝3(正方向)和n＝3(負方向))檢測的。
圖5為水包油乳液的分離的圖。(a)植物水包油乳液的分離。(b)分離之前的乳液的光學顯微鏡圖像和(c)分離之後的乳液的光學顯微鏡圖像。(d)油滴尺寸的統計分析(n＝4992)。(e)植物油未流入壓縮的EGC(30)-PPY-FD水凝膠中，但水立即流入壓縮的水凝膠中。
圖6為包含IONP的晶膠的磁響應行為。(a)在80％應變下，IONP最終濃度對EGC(50)-IONP壓縮強度的影響。(b)在20mm/min速率下，對於10次循環，EGC(50)-IONP的應力-應變循環曲線(20mg/mL)。(c)EGC(50)-IONP的高柔性和壓縮性。(d)在弱施加的磁場下，由EGC(50)-IONP製成的人造章魚機器人。(e)由磁場控制的EGC(50)-IONP-PPY-FD遠程傳導性生物制動器。
圖7為製備多功能彈性蛋白晶膠的示意圖。包括高度彈性、可注射、形狀記憶性、傳導性、壓力敏感、油水分離和磁響應性質的EGC-PPY-FD、EGC-PPY-SA和EGC-IONP-PPY晶膠的製造。
圖8為在壓縮應力下EGC-PPY-SA晶膠的高彈性機制的圖示。
圖9為0.5mg吡咯作為外標的甲基丙烯酸酯化明膠(明膠-MA，12mg)的1H NMR譜。基於明膠-MA和吡咯的濃度，可通過比較5.4ppm和5.65ppm處的峰強度計算甲基丙烯酸酯的摩爾量，歸屬於甲基丙烯酸酯的質子，6.2ppm和6.9ppm處的峰強度來自吡咯外標。明膠中甲基丙烯酸酯量的計算值為0.02285mol每100g明膠。
圖10為0.5mg吡咯的甲基丙烯酸酯化彈性蛋白(彈性蛋白-MA，18.8mg)的1H NMR譜。基於彈性蛋白-MA和吡咯的濃度，可通過比較5.4ppm和5.65ppm處的峰強度計算甲基丙烯酸酯的摩爾量，歸屬於甲基丙烯酸酯的質子，6.2ppm和6.9ppm處的峰強度來自吡咯外標。明膠中甲基丙烯酸酯量的計算值為0.02285mol每100g明膠。
圖11為F-127二丙烯酸酯的1H NMR譜。
圖12是通過CDCl3從Fe(NO3)3引發的緩慢老化反應萃取的殘留的吡咯的1H NMR譜(DMSO為外標，0.29mg/mL)。其中，可根據下列方程式計算吡咯的殘留濃度：
殘留的吡咯的摩爾量
＝(強度6.84ppm+強度6.27ppm)/4×(強度2.6ppm/6)×(0.00029/78.13)×67.09，
其中，78.13為DMSO的摩爾分子量。且67.09為吡咯的摩爾分子量。
基於用於萃取的反應溶液的等分體積和用於NMR表徵的CDCl3的等分體積，可以計算出反應轉化率為96％。
圖13是通過CDCl3從APS引發的吡咯快速沉積反應萃取的殘留的吡咯的1H NMR譜(DMSO為外標，0.29mg/mL)。
圖14是晶膠孔徑的統計學分析的圖。(a)EGC(30)晶膠，平均孔徑，90±14μm，(b)EGC(30)-PPY-FD，平均孔徑，98±19μm，(c)EGC(30)-PPY-SA，平均孔徑，39±8μm。
圖15是GC(30)、EGC(30)-PPY-FD和EGC(30)-PPY-SA的性能圖。其中(a)為水含量，(b)為膨脹率(樣品製備的體積為360μl)。注意：在計算膨脹率時不考慮PPY重量。
圖16是具有不同緩慢老化工藝時間的EGC晶膠的頻率掃集流變學譜。(a)EGC(30)-0h，(b)EGC(30)-PPY-SA-8h，(c)EGC(30)-PPY-SA-16h，(d)EGC(30)-PPY-SA-1d，(e)EGC(30)-PPY-SA-2d和(f)EGC(30)-PPY-SA-3d晶膠。
圖17是在速率20mm/min下，在承受80％應變之後明膠-CNT和EGC的圖像。
圖18是EGC(30)-PPY-SA的壓縮-卸載循環應力-應變曲線。(a)50％應變，20mm/min,(b)50％應變，200mm/min,(c)70％應變，20mm/min,(d)70％應變，200mm/min,(e)80％應變，200mm/min和(f)80％應變，20mm/min。
圖19是對照組PEG-二丙烯酸酯-彈性蛋白-CNT EGC晶膠的機械性質的圖。在速率20mm/min下具有80％應變的PEG、PEG-CNT(5mg/mL)、PEG-EL(30)-CNT(5mg/mL)、PEG-EL(30)-CNT-PPY-FD和PEG-EL(30)-CNT-PPY-SA晶膠的壓縮應力應變曲線。
圖20是對於100次循環，PEG-EL(30)-CNT-PPY-SA的壓縮-卸載循環應力-應變曲線，80％應變，20mm/min。
圖21是使用不同的水不可溶有機溶劑(密度>1.0)的EGC-PPY的水下疏油性。(a)氯仿，(b)二氯甲烷和(c)二硫化碳。(通過不同顏色染色有機溶劑)。
具體實施方式
為了實現將高柔性和彈性與優異傳導性或磁響應行為結合在一起的目標，申請人發現使用具有高負載量的功能納米成分的高柔性和彈性支架是有效方法。水溶性彈性蛋白(諸如彈性蛋白肽,原彈性蛋白或消化彈性蛋白)是良好的高彈性支架候選物，但它缺乏機械強度[22]。然而，很少使用彈性蛋白晶膠，因為它的機械強度差並且在冷凍凝膠中通過冰晶形成產生的大孔形態甚至進一步降低了機械強度[10,23,24]。
申請人令人驚訝地發現了使用高度水溶性彈性蛋白肽晶膠(EGC晶膠)獲得超柔性支架，其通過與明膠、優異和生物相容性凝膠物質和高載入量的CNT複合進一步加強[25]。柔性彈性蛋白肽和明膠鏈與剛性CNT可形成剛性CNT微區和柔性/軟聚合物線圈橋的網絡以獲得高彈性[26]。此外，水凝膠中高濃度的CNT可形成網絡以提高支架中的傳導性[4,27]。
然後，將高傳導性聚吡咯納米成分負載在EGC支架上以獲得優異的傳導性，其中PPY形態學對晶膠的宏觀性質發揮關鍵作用[28]。當EGC負載分散的PPY聚集體時，晶膠顯示高度柔性和注射器-可注射性質以及中等傳導性。當剛性PPY成分在軟支架上形成第二網絡時，具有軟-硬雙連續網絡結構的晶膠同時顯示可承受至高97.5％壓縮應變的非凡高彈性和在90％應變下至高50.1±2.9S/cm的突出傳導性以及良好的壓力敏感傳導性。
申請人還通過相同方法製備EGC-IONP和EGC-IONP-PPY以將高柔性、敏感性、傳導性與磁響應性質結合在一起，顯示作為遠程和軟執行器或機器人的潛力。我們還發現EGC-PPY水凝膠是用於「油-水」分離的理想色譜柱[24]。
在本申請中，可以通過甲基丙烯酸化彈性蛋白肽(彈性蛋白-MA，從牛頸韌帶水解然後甲基丙烯酸化)、甲基丙烯酸化明膠(明膠-MA)和多壁CNT的晶膠化製備EGC水凝膠。通過F-127-DA聚氧乙烯-聚氧丙烯-聚氧乙烯(PEO-PPO-PEO)三嵌段兩親性共聚物將CNT分散在水中時，疏水PPO嵌段將聚集並且具有與CNT的非共價疏水相互作用並且親水PEO鏈在溶液中延伸並且與明膠-MA和彈性蛋白-MA共價鍵合以形成水凝膠，其將增加CNT與水凝膠基質的親和力。通過48h在雙蒸水(DD水)中的浸泡實驗評價CNT與水凝膠基質的親和力並通過UV-vis測量，其顯示>99.9％CNT在水凝膠中穩定[27]。因此，由充當物理交聯劑的疏水PPO包圍的CNT微區可形成具有軟彈性蛋白/明膠/PEO聚合物線橋的彈性網絡(CNT製備過程)。支架上的PPY塗層通過(1)快速交聯沉積(EGC-PPY-FD)或(2)快速交聯，然後緩慢老化(EGC-PPY-SA)。在EGC-PPY-FD的工藝中，將在EGC水凝膠中吸收的吡咯單體引發、聚集、沉澱出並且快速原位吸收在EGC支架上以形成分散的PPY聚集體。快速交聯沉積可以在低溫下進行，例如在0-15℃下進行。在EGC-PPY-SA工藝中，通過不足量的Fe(NO3)3引發吡咯，其剩餘未聚合的單體用於被(NO3)3緩慢氧化聚合以在支架上形成連續網絡結構並且緩慢過程允許PPY和明膠/彈性蛋白底物之間的更多分子間氫鍵相互作用[29,30]。在EGC-PPY-SA工藝中，快速交聯可以在低溫下進行的，例如在0-15℃下進行，老化可以在室溫下進行。
實施例
方法
實驗部分
材料：水溶性彈性蛋白肽(Elastin Products Company，CB573，分子量為1000至60000Da。這些肽包含交聯胺基酸鎖鏈素和異鎖鏈素，和重複肽Val-Gly-Val-Ala-Pro-Gly)、明膠(類型A，Sigma Aldrich)。所有其他化學品購自Sigma Aldrich，並且直接使用而不進一步純化。
實施例1：甲基丙烯酸酯接枝明膠(明膠-MA)的合成。
根據前面公開的文獻[25]，通過與伯胺基團結合將甲基丙烯酸酯基團引入至明膠骨架。簡略地說，在50℃下將2g的類型A明膠溶於20mL PBS緩衝液(1×)，然後將2mL的甲基丙烯酸酐(MA)添加至明膠溶液並且在50℃下在一起攪拌1hr。在反應之後，將100mL的PBS倒入反應器中以稀釋溶液，並且在40℃下，使用10kDa MWCO透析管用DD H2O將明膠溶液透析5天。最後，通過凍幹法在-45℃下回收白色多孔泡沫，收率為85％。
實施例2：甲基丙烯酸酯接枝彈性蛋白(彈性蛋白-MA)的合成。
甲基丙烯酸酯接枝彈性蛋白(彈性蛋白-MA)的製備與上述描述的程序相似，然而整個反應在冰浴中發生。簡單地說，在冰浴中，將2g的彈性蛋白溶於20mL PBS緩衝液(1×)中，然後將2mL的甲基丙烯酸酐(MA)添加至彈性蛋白溶液並在冰浴中在一起攪拌8hr。在反應後，在4℃下，使用1000Da MWCO透析管用DD H2O將溶液透析48h，並在-45℃下凍幹，收率為40％。
實施例3：F-127-二丙烯酸酯的合成。
通過使用丙烯醯氯丙烯醯化F-127(聚(乙二醇)-b-聚(丙二醇)-b-聚(乙二醇))合成F-127-二丙烯酸酯。簡略地，在冰浴中，將2.54g(0.2mmol)的F-127和0.061g的三乙胺(0.6mmol)溶於20mL無水二氯甲烷中並通過氮氣鼓吹脫氣20min。然後，在氮氣保護下，將0.05mL丙烯醯氯(0.6mmol)緩慢注射至溶液中。將溶液攪拌24hr，並將反應溫度自然升至室溫。在反應後，通過旋轉蒸發去除溶劑，並通過具有3.5kDa的MWCO的透析管用DD水透析3天將產物純化，並通過凍幹法回收。回收白色固體，收率為2.06g(81％)。
NMR表徵。在Bruker Avance 300MHz NMR光譜儀上進行所有1H NMR實驗，並將馳豫延遲(relaxation delay,d1)設置為2秒。以10mg/mL的濃度將樣品溶於D2O。將大量吡咯添加至明膠-MA的NMR溶液中並且彈性蛋白-MA作為外標用於定量在明膠或彈性蛋白上接枝的甲基丙烯酸酯的量。所有NMR數據參見附圖。
實施例4：EGC的製備。
預先製備在DD H2O中的明膠-MA的50mg/mL儲備溶液和彈性蛋白-MA的50mg/mL儲備溶液，並在使用前在冰箱中儲存。將100mg多壁碳納米管(MWCNT)、100mg F-127-DA和10mL DD H2O添加至50mL塑料管中並在冰浴中通過探針超聲波均質器超聲處理4h，並在使用前處理另外1h。在典型的製備中，在冰浴中，將30μl的彈性蛋白-MA(50mg/mL)、70μl的明膠-MA(50mg/mL)、75μl的DD H2O和175μl的CNT溶液充分混合。然後，添加5μl的10％TEMED水溶液和5μl的200mg/mL過硫酸銨(APS)水溶液並在冰浴中相繼混合，並用移液器將溶液吸移至具體的模具中(顛倒1.5mL EP罐或96-孔板)並密封好，並為了固化在-20℃下儲存16hr。然後，使用DD水將水凝膠(表示為EGC(30)，彈性蛋白/明膠＝30/70)洗滌幾次以徹底去除鹽。用移液器吸取90μl如上製備的溶液至1.5mL EP管並在-20℃下固化製備可注射樣品。製備具有相同濃度和比例的用於97.5％應變的壓縮-卸載循環試驗的720μl樣品溶液。
根據三組凍幹樣品(3×360μl各個組)，EGC晶膠(來自360μl溶液)的實際重量為7.1±0.1mg。通過UV-vis光譜(Ultrospec 4300pro，UV/可見光分光光度計)檢測CNT與水凝膠基質的親和力。使用DD水將選擇的樣品反覆洗滌幾次以從反應中去除任何鹽和雜質。然後，分別將那些樣品(體積：360μl)浸泡在2mL DD水中48h，並且在48h後水保持無色，收集其1mL等分樣品用於UV可見光分析，使用CNT的稀釋溶液(1mg/mL、0.1mg/mL、0.01mg/mL和0.001mg/mL)作為標準。在48h後，超過99.9％CNT保留在水凝膠中。
採用相同的方法製備了彈性蛋白/明膠＝50/50的EGC晶膠(EGC(50))。
實施例5：EGC-PPY-FD的製備。
將實施例4中製備的EGC(30)水凝膠(7.1mg)浸泡在4mL的6.7mg/mL(0.1mol/L)吡咯水溶液中，並在冰浴中將1mL APS(89.6mg/mL、0.4mmol)水溶液倒入吡咯溶液中(實際吡咯濃度為0.08mol/L)。在30min後，將反應停止並使用DD水徹底洗滌水凝膠。根據三組凍幹樣品(3×360μl各個組)，EGC-PPY-FD晶膠的實際重量(來自360μl溶液)為9.0±0.2mg。水凝膠上的PPY負載量為5.2±0.4mg/mL。
實施例6：EGC-PPY-SA的製備。
將實施例4中製備的EGC(30)水凝膠(7.1mg)浸泡在2mL的13.4mg/mL(0.2mol/L)吡咯水溶液中，並在冰浴中將等量的Fe(NO3)3水溶液(0.2mol/L,80.8mg/mL)倒入吡咯溶液中。將溶液充分混合併將水凝膠壓縮並釋放幾次以使吡咯溶液吸收至水凝膠的支架中。將溶液在室溫下儲存3d，並將EGC-PPY水凝膠移出，並使用DD H2O徹底洗滌。圖16中使用的樣品具有不同的浸泡時間，包括8h、16h、1d、2d和3d。根據三組凍幹樣品(3×360μl各個組)，EGC-PPY-SA(3d)晶膠的實際重量(來自360μl溶液)為9.8±0.4mg。水凝膠上的PPY負載量為7.4±1.2mg/mL。通過用於CNT的相同方法評價PPY和水凝膠基質的親和力，並且在48h後>99.9％PPY保留在基質中。
實施例7：IONP納米顆粒的製備。
在圓底燒瓶中將FeCl3(0.81g,5mmol)和FeCl2·4H2O(0.5g,2.5mmol)溶於10mL DD水中並通過橡膠隔墊帽密封。通過氮氣將溶液鼓吹20min以徹底去除空氣。在另一個燒瓶中，通過相同方法將20mL 2M氨水水溶液脫氣，並在室溫下在750rpm高攪拌速率下攪拌。然後，在氮氣保護下，通過10mL注射器將鐵鹽溶液轉移至氨水溶液中。在1h後，將反應停止並通過磁鐵棒收集黑色固體，使用水將其反覆洗滌以徹底去除氨和鹽。不乾燥，將黑色所得物轉移至50mL離心管中並添加DD水以獲得總共5mL水性混合物，並添加0.2g F-127-二丙烯酸酯。在冰浴中，通過探針超聲波均質器將混合物超聲處理2h，然後將0.1mL等分樣品轉移至EP管中並在真空乾燥箱下乾燥過夜。基於產物的乾重，計算IONP的濃度(收率：0.64g)。將另外的0.44g F-127-二丙烯酸酯添加至管中並添加額外的0.33mL DD水以達到120mg/mL的IONP/F-127濃度。在使用前，在冰浴中將溶液超聲處理另外10h。
實施例8：EGC-IONP、EGC-IONP-PPY-FD和生物制動器的製備。
EGC-IONP的製備與EGC晶膠類似。在典型的製備中，在冰浴中，將100μl的彈性蛋白-MA(50mg/mL)、100μl的明膠-MA(50mg/mL)、200μl的CNT溶液(10mg/mL)和200μl的IONP溶液(60mg/mL)充分混合，然後，添加10μl的10％TEMED水溶液和10μl的200mg/mL過硫酸銨(APS)水溶液並在冰浴中相繼混合，並用移液器將溶液吸取至1mL注射器筒中並密封好，為了固化在-20℃下儲存16hr。可以不同規模但相同比例製備樣品。然後，使用DD水將水凝膠洗滌幾次以徹底去除鹽。將水凝膠浸泡在13.6mg/mL(0.2mol/L)吡咯水溶液中，並在冰浴中將2mL APS(44.8mg/mL)水溶液倒入溶液中，時間為20min，使用DD水徹底洗滌獲得的EGC(50)-IONP-PPY-FD晶膠。通過超強力膠水粘附4片EGC(50)-IONP水凝膠(約2cm長度)至一片聚氨酯海綿製備人造章魚機器人。
另外，將以上製備的EGC(50)-IONP-PPY-FD晶膠製成長條形的生物制動器，並將該生物制動器連接到包括電池，燈泡的簡易電路中，其中生物制動器一端與電路相連，並且另一端保持打開。當生物制動器打開時，該燈泡未亮起。而當該生物制動器在外部施加上述磁場的作用下閉合時，該燈泡亮起。具體可參見圖6(e)的照片和示意圖。
在圖6(a)中，通過使用90mg/mL和120mg/mLIONP水溶液製備30mg/mL和40mg/mL最終濃度的IONP晶膠，通過相同濃度的F-127-二丙烯酸酯將其穩定。通過用於CNT的相同方法評價IONP和水凝膠基質的親和力，並且在48h後>99.9％IONP保留在基質中。
對根據以上製備的本發明的樣品採用如下描述的方法進行了分析。並參照附圖描述了本發明的有益效果。
PPY快速沉積和緩慢老化沉積的轉化率。
通過使用DMSO作為外標的1H NMR檢測反應後殘留的吡咯計算轉化率。由於吡咯在水中具有有限的溶解度，但使用諸如乙醚、氯仿的大量有機溶劑可溶。可通過有機溶劑萃取未反應的吡咯用於NMR表徵。對於緩慢老化反應，在兩個EP管中分別將6.9μl(6.7mg)的吡咯和40.4mg Fe(NO3)3溶於0.5mL D2O，並在冰浴中將兩個溶液混合在一起4h並在室溫下總共儲存3d。將0.5mL透明上清液轉移至另一個EP管，並使用0.3mL氯仿-d(CDCl3)洗滌5次以萃取未反應的吡咯。取出750μL等分樣品並與作為外標的10μl DMSO/CDCl3溶液(22mg DMSO/1mL CDCl3)混合以實施1H NMR表徵。對於快速沉積反應，在冰浴中將含6.9μl(6.7mg)的吡咯的1mL D2O與250μl APS/D2O溶液(89.6mg/mL)混合30min。黑色PPY聚集體懸浮在溶液中，通過裝備有0.45μm PDFE濾片的注射器過濾懸浮溶液。將0.5mL的透明溶液轉移至另一個EP管並通過0.3mL CDCl3萃取5次。取出750μL等分樣品並與作為外標的10μl DMSO/CDCl3溶液(22mg DMSO/1mL CDCl3)混合以實施1H NMR表徵。
SEM表徵。
首先將水凝膠樣品凍幹，然後裝載在金屬樣品容器上以濺射塗覆金的薄層用於表徵。在JEOL-5900掃描電子顯微鏡上實施形態學表徵，使用20eV的工作電壓。通過圖像J軟體統計學分析晶膠的孔徑信息。
壓縮試驗和循環試驗。
根據上述方案，預先在模具中製備具有圓盤幾何結構(4～5mm高度，8mm直徑)的水凝膠樣品。在20mm/min的速度下，實施壓縮試驗直至80％壓縮應變。在裝備有一對壓縮板和500N負載元件的萬能拉伸試驗機(Instron 5965)上實施壓縮循環試驗。在試驗前，在壓縮平臺上滴下一滴水，並且選擇的水凝膠樣品分別承受50％、70％或80％的壓縮應變，然後在20mm/min或200mm/min的恆定速率下釋放至0％，將其重複100次以檢測壓縮性能和水凝膠的回收。對於具有97.5％的最大應變的循環試驗，樣品高度分別為9.8mm和9.1mm(相同樣品，但有一些永久變形)，並且壓縮速率為2mm/min。
形狀記憶性行為。
具有10mm的初始長度的EGC(30)-PPY-SA水凝膠用於測量。樣品的初始標距長度表示為L1。在速率20mm/min下將樣品壓縮至80％應變，並且壓縮的標距長度為L2。將樣品保持在該應變下1min，並且擠壓的水徹底吸收在紙巾上，然後使樣品沒有任何負載時間為5min，測量固定的標距長度作為L3。然後，將樣品浸泡在水中用於重新水合5min，並且測量恢復的標距長度作為L4。通過兩個壓縮板的間隙距離測量那些標距長度，將數據取整數至三位小數(mm)(通過儀器自動測量L2，而通過使用精確位置旋鈕調節間隙距離手動測量L1、L3和L4，並且實際最小步長為0.003～0.005mm)。根據下列方程式計算形狀記憶性固定率和恢復率。
最大壓縮應變：εm＝(L1–L2)/L1×100％
固定應變：εu＝(L1–L3)/L1×100％
殘餘應變：εp＝(L1–L3)/L1×100％
應變固定率：Rf＝εu/εm×100％
應變恢復率：Rr＝(εm-εp)/εm×100％
流變學特徵。
在25℃下，使用8mm直徑幾何結構的鋼平行板在TA發現複合流變儀上進行所有流變學振蕩實驗。在振蕩-頻率實驗過程中，使樣品承受從0.1rad/s慢加速至200rad/s的剪切速率，具有0.5％的恆定應變。
傳導性測量。
在0.1μA至100mA的電流範圍下，通過具有線性探頭(2.0mm間隔)的ST-2258C數字4-探針測試儀(Suzhou Jingge Electrical Co.,Ltd.)檢測水凝膠樣品的表面電阻。在檢測前，必需將所有樣品反覆洗滌以去除殘留的引發劑。可通過方程式σ＝1/ρ計算傳導性。在70％的壓縮應變下檢測各個樣品，並計算在正電流下檢測的三個值的平均結果和在負電流下獲得的三個數據的平均結果。在10％、30％、50％、70％和90％的不同壓縮應變下檢測以4g計的數據。
壓力相關的電阻檢測。
在室內建造的平臺上檢測壓力響應傳導性，包括Instron壓縮試驗平臺，高靈敏度數字萬用表及其相關軟體、傳導銅線和絕緣膠帶。將樣品壓縮並在速率20mm/min下釋放，直至50％的最大應變。
植物水包油乳液分離。
使用具有約6.5mm的直徑的96孔板作為模具製備樣品，並且程序與上述相同。在裝載PPY後，將晶膠壓縮至1mL注射器筒(出口直徑為2mm)中。通過混合0.5mL植物油和9.5mL DD水在一起製備水包油乳液，並且超聲處理10mins。通過圖像J軟體統計學分析晶膠的孔徑信息。通過在相同晶膠上5次分離檢測流量，每次0.8mL乳液流過晶膠(2mm直徑出口)，並且在重新使用之前，在包含DD水的器皿中洗滌晶膠。
以下參照附圖的描述中涉及的材料EGC、EGC-PPY-FD、EGC-PPY-SA、EGC-IONP、EGC-IONP-PPY-FD均採用以上實施例中描述的具體方法製備，並且按照實驗的具體內容製備成相應的形狀。其中EGC(30)和EGC(50)分別表示材料中彈性蛋白/明膠＝30/70或50/50。
參照圖1
為了獲得形狀記憶性性質，水凝膠應具有(i)大孔海綿樣結構以允許水自由地流入/流出，(ii)用於水吸收的高極性和(iii)用於形狀恢復的良好彈性[31]。在本發明中，由於EGC-PPY-FD和EGC-PPY-SA的大孔結構和PPY的高極性，兩種EGC-PPY水凝膠顯示良好的彈性和形狀記憶性行為。EGC水凝膠的SEM形態顯示出與蜂窩樣大孔結構相似(圖1(e1))並且具有60～130μm的孔徑分布以及高於99％的互聯性，其可允許變形以及快速排水，並且將CNT(5mg/mL，最終濃度)嵌入在襯底層，如來自圖1(e2)的網狀網格。在PPY的塗敷之後，EGC(30)-PPY-FD和EGC(30)-PPY-SA二者都保持與EGC(30)(圖1(f1)和(g1))類似的大孔結構，然而EGC(30)-PPY-FD的孔徑分布為50～140μm，類似於EGC晶膠，而後者的分布明顯降至20～60μm，表明EGC(30)-PPY-SA中累積了更多的PPY。圖1(f2)和(g2)分別顯示PPY納米顆粒聚集體的分散分布或支架上沉積形成的發展良好的PPY網絡。發展良好的PPY網絡的形成由流變學振蕩頻率掃集實驗(rheology oscillation-frequency sweeping experiment)進一步確認。此外，隨著PPY緩慢老化時間的增加，儲能模量明顯增加，並且在緩慢沉積兩天之後，在頻率範圍內儲能模量G』常高於損耗模量G」而沒有交叉，表明在高剪切速率下沒有大規模構象重排並且EGC(30)-PPY的動態機械性質由PPY剛性網絡支配，並且形成軟-硬雙連續結構(圖16)。
此外，參照圖1中(a1)-(a3)，當EGC(30)-PPY-SA圓柱體承受壓縮應力，大孔支架變形並且擠出水以釋放應力，同時當撤銷應力時吸收水並且立即恢復，如圖1a所示。從圖1b可以看出，當去除水時，變形的EGC(30)-PPY-SA(採用同樣方法製備的)失去它的彈性並且保持變形，但再次使用水時，立即恢復它的原始幾何結構，顯示形狀記憶性行為。通過(1)單軸壓縮樣品達到80％應變，(2)水通過紙巾吸水以保持變形，(3)去除負載5min和(4)將樣品重新浸入水中5min用於恢復進一步評價該EGC(30)-PPY-SA的形狀記憶性能。計算10個循環的應變固定率和應變恢復率，如在實驗部分詳細描述的。由於PPY剛性網絡，當去除負載時，壓縮的水凝膠稍微恢復，並且固定率為約88～90％。當重新浸泡在水中時，形狀在約0.3秒內恢復，並且在10次循環之後恢復率保持在約99％，顯示良好的形狀記憶性(圖1(h1)和(h2))[32]。圖1c顯示該EGC(30)-PPY-FD的類似的形狀記憶性行為，其具有較慢的恢復率。可將該EGC(30)-PPY-SA水凝膠模製成「U」和「M」的字母，可使用水將其快速恢復，如圖1d所示。
參照圖2
為了探查EGC-PPY水凝膠的高壓縮彈性，比較EGC(30)、EGC(30)-PPY水凝膠(EGC(30)-PPY-FD和EGC(30)-PPY-SA)和對照樣品，包括彈性蛋白、明膠和明膠-CNT水凝膠的壓縮性能，其中總彈性蛋白/明膠濃度相同。在圖2(a)中，純明膠水凝膠具有更高的壓縮強度，但在75％應變下產生局部機械斷裂。通過添加CNT(5mg/mL)，明膠-CNT複合水凝膠的機械強度急劇增加，但壓縮應力變小。而彈性蛋白肽水凝膠在80％應變下只具有0.9kPa的超低機械強度。因此，引入彈性蛋白急劇降低EGC(30)的機械強度(彈性蛋白/明膠＝30/70)至11.4kPa，並且在80％應變下彈性蛋白-基複合水凝膠都不具有任何機械斷裂，即便是存在剛性PPY層和CNT成分。具有分散的PPY聚集體塗層或連續PPY網絡，EGC(30)-PPY-FD和EGC(30)-PPY-SA在80％應變下分別顯示26.7kPa和58.4kPa的壓縮強度而沒有任何斷裂，增加2倍或5倍。為了確認增加的彈性歸因於彈性蛋白肽，通過相同方法檢驗使用PEG-二丙烯酸酯(700)代替明膠的對照組。PEG晶膠顯示高度柔性但具有較小的壓縮應力並且伴隨CNT的摻雜(5mg/mL的最終濃度)產生斷裂，但顯示與彈性蛋白和PPY相似的高彈性行為(圖19)。圖2(b)顯示彈性蛋白肽成分不可思議地降低晶膠機械強度，並且在存在5mg/mL CNT時EGC(70)只具有2.0±0.4kPa的強度，其中彈性蛋白/明膠的總濃度為5mg/0.35mL。
為了使用快速恢復和穩定的大孔傳導性水凝膠進一步評價高彈性，對於100次循環，該EGC(30)-PPY-SA晶膠分別在20mm/min和200mm/min的速率下承受80％變形。200mm/min的高壓縮速率要求變形的水凝膠可在1.08s內迅速恢復。如圖2(c)和2(d)所示，兩個應力-應變譜顯示相似的閉合曲線。在100次循環之後，對於20mm/min速率恢復損失8.8％且對於200mm/min速率恢復損失13.8％，並且水凝膠仍保持良好的形狀和彈性，表明它的穩定性和在心臟組織工程學中的潛在應用。在較低應變下，該樣品顯示較好的穩定性和彈性性能，具有較少的恢復損失(圖18)。對於5次循環，當同樣製備的EGC(30)-PPY-SA晶膠在2mm/min的速率下承受97.5％的超高壓縮應變時，在第一次循環時，壓縮強度躍至6348.6kPa的極高值，如圖2(e)所示。在5次循環後，在97.5％應變下壓縮強度的恢復損失為26.8％且樣品高度從9.8mm收縮至8.6mm(12.2％變形)，但晶膠保持完整形狀而沒有任何明顯斷裂，表明PPY層的有限局部斷裂。浸泡在水中的樣品恢復至9.1mm，具有7.1％永久變形，並且在24h後檢查具有高達97.5％的應變的第二壓縮循環試驗。有趣地，97.5％應變下的壓縮強度恢復至6014.5kPa，並且在5次循環之後，壓縮強度的恢復損失只為14.6％，如圖2(f)所示。在循環試驗之後，樣品具有另外0.5mm收縮(5.5％)，但在水中浸泡後留下小於0.1mm永久變形(<1％永久變形)。表明EGC-PPY-SA晶膠的非凡彈性，其可使用6.35Mpa應力提供97.5％的壓縮應變並且晶膠支架保持良好，只具有剛性PPY層的有限局部斷裂。
參照圖3
通過振蕩-頻率掃集法檢測評價彈性蛋白-明膠(EG(30))、EGC(EGC(30)和EGC(50)、)和EGC-PPY(EGC(30)-PPY-SA、EGC(50)-PPY-FD和EGC(30)-PPY-FD)的動態機械性能。根據圖3(a)，隨著剪切速率的增加，在儲能模量和損耗模量痕跡之間有交叉，反映在高剪切速率下的長程分子運動和大規模構象重排並且表明EG(30)水凝膠的高柔性和可注射性質。圖3(b)和3(c)顯示EGC(30)支架和EGC(30)-PPY-FD的流變學特性，其中G』和G」明顯增加，但儘管存在期望的剛性CNT和PPY，仍有高剪切速率下的類似過渡，表明它們的高度柔性和可注射行為。剛性成分僅強化晶膠，但機械性質仍受軟支架支配。EGC(50)和EGC(50)-PPY-FD顯示相似的流變學行為並且傾向於作為EGC(30)和EGC(30)-PPY-FD，但較少的儲能模量。然而，對於EGC(30)-PPY-SA，G』和G」二者幾乎增加一個數量級，但G」總是低於G』，表明EGC(30)-PPY-SA由於剛性PPY網絡喪失可注射性質。相應地，EGC(50)-PPY-FD顯示它的可注射性質，如圖3(g)所示。可通過針(ID 1.6mm)將該具有固定形狀的傳導性水凝膠注入，並且很快恢復它的初始形狀。相反，EGC(30)-PPY-SA不能被注入，但具有顯著更高的彈性模量和具有快速恢復性質的高彈性。
參照圖4
圖4(a)顯示伴隨水凝膠變形，LED改變它的光強度，表明EGC(30)-PPY-SA的壓力敏感傳導性，其可用作潛在生物傳感器。為了進一步展示凝膠的傳導性和形狀記憶性行為，如圖4(c)所示，通過添加DD水，變形的EGC(30)-PPY恢復至它的原始形狀，並且當恢復的水凝膠橋接電路時LED燈泡點亮，但純DD水單獨不能照亮燈泡。為了進一步評價壓力敏感傳導性，在圖4(e)中提供EGC(30)、EG(50)-PPY-FD、EGC(50)-PPY-FD和EGC(30)-PPY-SA水凝膠的傳導性。在70％的壓縮應變下，CNT網狀網絡向EGC水凝膠提供了0.004±4.4×10-5S/cm的傳導性，然而，包含PPY和CNT的EGC(50)-PPY-FD水凝膠的傳導性上升兩個數量級達到0.375±0.024S/cm的值。沒有CNT網狀結構，EG(50)-PPY-FD僅具有0.00758±0.00199S/cm的值。伴隨發展良好的PPY網絡的形成，在70％應變下EGC(30)-PPY-SA水凝膠的傳導性顯著增加至14.7±1.4S/cm。由於材料具有不均勻橫截面，傳導性為應變相關的，因此為壓力相關的。圖4(f)顯示反覆承受50％壓縮應變的EGC(30)-PPY-SA的實時表觀電阻譜，每次循環其顯示良好的應變相關性和可比較的電阻。將沒有應變和實時電阻的最高電阻值分別表示為R0和R，並通過R/R0計算相對電阻，其與水凝膠應變成正比並且在50％應變下接近25％的初始值。根據EGC(30)-PPY-SA的壓縮應力-應變曲線，壓力敏感性(ΔR/R0每kPa)為約0.086每kPa。
優異的彈性和應力/應變相關性電阻表明PPY負載的EGC水凝膠可為3D龐大壓力響應傳感器的良好候選[13]。圖4g中提供EGC(30)-PPY-SA的傳導性vs.應變譜，其並非線性增加，對於最佳樣品，獲得在90％應變下的50.1±2.9S/cm的最高傳導性，據我們掌握的最佳知識，其頂部在目前的傳導性壓縮水凝膠之間[18,33]。
參照圖5
如文獻報導的，水下超疏油水凝膠塗覆的網格或濾紙襯底用於油/水分離[34]。本發明的具有固有互連大孔結構和水下疏油性PPY塗覆的晶膠[29,35]也可用於油-水分離而沒有多孔支架。當植物水包油乳液(5:95,v:v)通過填充有壓縮的EGC(30)-PPY-FD晶膠的注射器時，僅透明的水流過晶膠，如圖5a所示。通過光學顯微鏡的檢查，在過濾後具有1～28μm粒度分布的油滴完全消失，如圖5b～5d所示。圖5e顯示晶膠的疏油性，其中植物油不能流入壓縮的EGC(30)-PPY-FD水凝膠。分離能力高於99％並且流量可達到404±101L/hr·m2(n＝5)。
參照圖6
考慮EGC的高柔性和壓縮彈性，它可為磁響應材料的良好候選，與前面報導的磁響應海藻酸鹽-氧化鐵鋼化凝膠相比，其在80％應變下具有55～60kPa的模量並且在約38A/m2的施加的磁場梯度下顯示約70％的變形[19]。根據實施例8製備EGC(50)-氧化鐵(IONP)晶膠，其中將20mg/mL(最終濃度)的Fe3O4納米顆粒引入至EGC(50)，但在80％應變下它的壓縮強度僅為5.1±1.2kPa，並且具有40mg/mL IONP的晶膠只具有11.8±2.4kPa的值，顯示具有高載量的IONP的高柔性，如圖6(a)和(b)所示。由圖6(c)可見，在來自永久磁棒的弱磁場下EGC(50)-IONP(20mg/mL)磁性水凝膠圓筒顯示超柔性，其容易彎曲至180°，此外在1mL注射器桶的受限環境中，彎曲變形受限制並且當放入磁場中時沿著軸方向整個水凝膠圓筒被輕微壓縮至約45％的應變。圖6(d)顯示高柔性和敏感性能使其成為由施加的磁場控制的模擬人造章魚機器人。
此外，如圖6(e)所示，在塗覆PPY之後，本申請所製備的EGC(50)-IONP-PPY-FD保持高柔性並且在磁場下可彎曲至90°。並且當施加的上述弱磁場控制時，其充當了遠程傳導性生物制動器[20,36]，遠程控制了電路的打開與閉合。
因此可以得出結論，水溶性彈性蛋白肽基晶膠大孔支架負載的具有傳導性的剛性PPY或IONP可將高彈性、可注射能力和形狀記憶性性質與傳導性或磁性性質結合在一起。所有PPY塗覆的EGC水凝膠顯示優異的彈性、柔性、形狀記憶性行為和應力相關的傳導性。特別地，當EGC支架負載分散的PPY時，產生的具有固定形狀的傳導性水凝膠顯示優異的柔性和可注射性質，表明它潛在用作注射器-可注射生物傳感器或生物電子學；隨著EGC-PPY軟-硬雙連續網絡的形成，產品顯示高彈性模量和具有快速恢復的非凡彈性，在90％應變下具有50.1±2.9S/cm的優異傳導性，並且甚至能承受97.5％的壓縮變形，表明用於心臟組織工程學材料或壓力敏感生物傳感器的良好候選。磁響應水凝膠EGC-IONP還保持高柔性並且顯示敏感磁響應行為，並且可用作生物制動器。
本領域技術人員應當知曉，以上提到的各個特徵之間可以任意組合，並且這種組合也在本申請的範圍之內。本領域技術人員應當意識到在不脫離本發明所附的權利要求所揭示的本發明的範圍和精神的情況下所作的更動與潤飾，均屬本發明的權利要求的保護範圍之內。
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