▲第一作者：Nan Li
通讯作者：Sihong Wang(王思泓)
通讯单位： 美国芝加哥大学，美国阿贡国家实验室
DOI：
https://www.science.org/doi/full/10.1126/science.adg8758
01
研究背景
生物电子器件的使用依赖于与柔软的生物组织的直接接触。对于晶体管型生物电子器件来说，需要与生物组织直接接触以实现有效信号传输的半导体与湿组织的粘附性不佳，从而限制了界面的稳定性和保形性。
02
研究问题
本研究报告了一种生物粘附性聚合物半导体，它由生物粘附性刷子状聚合物和氧化还原活性半导体聚合物形成双网络结构。由此产生的半导体薄膜可与湿组织表面形成快速而牢固的粘附，同时还具有~1 平方厘米/伏特/秒的高电荷载流子迁移率、高拉伸性和良好的生物相容性。通过进一步制造全生物粘附晶体管传感器，本研究在离体大鼠心脏和活体大鼠肌肉上进行了高质量和稳定的电生理记录。
▲图1|用于基于电化学晶体管的组织接口的生物粘性聚合物半导体
要点：
1.为了实现更高的灵敏度，基于晶体管的有源传感设备是更先进的选择，可以提供内置放大功能。对于生物界面传感，基于半导体聚合物的有机电化学晶体管（OECTs）是最有前途的选择之一（图 1A），它具有多种优势，包括高放大率、低工作电压、与基于离子的生物事件的内在兼容性，以及可实现类似组织的伸展性。
2. OECT 的传感功能是通过将其半导体通道直接连接到组织表面来实现的（图 1A），这样生物电位或目标生化信号就能静电调节通道的体电导率。由于这种生物信号传导主要取决于半导体通道与组织表面之间的微观距离，因此，无论是通过缝合或订书机进行传统的外围固定（图 1B），还是使用单独的粘合剂（图 1C），都无法在半导体聚合物与组织表面之间实现最顺适、最稳定的接触。相反，更理想的界面是让半导体通道直接粘附到组织表面。
3.本研究报告了一种生物粘附性聚合物半导体（BASC）薄膜的设计，它能在温和的压力下与生物组织形成牢固而快速的粘附（图 1D），同时提供高电荷载流子迁移率。这是通过由半导体聚合物和单独的组织粘附聚合物形成的双网络结构实现的。虽然已有关于组织粘附聚合物和水凝胶的报道，但这些聚合物和水凝胶都不适合制作生物粘附半导体薄膜。首先，由于半导体聚合物通常具有较长的侧链，要确保生物粘附基团在薄膜表面的可及性是一项挑战。其次，生物粘附聚合物需要与半导体聚合物具有共加性，而半导体聚合物通常可溶于有机溶剂。为了实现良好的电气性能，所获得的形态既要保持连续的电荷传输通道，又要具有适度的水溶胀性。
4.本研究设计了一种刷状结构生物粘附性聚合物（BAP）（图 1E），用于与半导体聚合物形成双网络薄膜。这种生物粘附性聚合物以聚乙烯为骨架，具有长线性侧链，侧链末端有两种比例可控的功能单元：羧酸（COOH）和 N-羟基琥珀酰亚胺（NHS）酯。COOH 基团具有吸水性，可暂时干燥组织表面，并与组织表面形成静电相互作用。NHS 酯基是生物粘附性的主要成分，可与组织表面的伯胺基团共价键合。为了使这些基团在与半导体聚合物混合时有效暴露在薄膜表面，本研究设计中的一个关键创新是通过插入四（乙二醇）（TEG）结构来延长侧链长度（图 1E）。之所以选择这种结构，是因为它具有适度的极性，可提供适当的溶胀度，有助于排出组织表面的液体，促进离子转运，而且不会造成过度溶胀和体积膨胀。
▲图2| BASC 薄膜的粘合相关特性
要点：
1.根据本研究的假设，当 BASC 与组织表面接触时，刷子型 BAP 相开始吸收和去除组织表面的水分。为了验证这一点，本研究首先关注了整刷 BAP 的吸水和膨胀行为。在磷酸盐缓冲盐水（PBS）溶液中浸泡后，BAP 的质量在 2 分钟后因快速吸水而增加了约 20%，随后的 24 小时内吸水缓慢（图 2A）。这也反映在体积膨胀上，其横向膨胀比约为 1.05（图 2B）。相比之下，亲水性较强的 COOH 基团和亲水性较弱的 NHS 酯基团以 1:1 的比例混合后，BAP 的吸水性和膨胀性处于中等水平，介于仅以 COOH 或 NHS 酯为侧链的两种刷状聚合物（分别为 BAP-COOH 和 BAP-NHS）之间。这三种有刷结构聚合物的吸水性都比聚（丙烯酸）（PAAc）要温和得多，这可能是由于两种不同聚合物结构（即有刷与无刷）的薄膜形态和孔隙率不同（图 2C）造成的。总之，BAP 的适度吸水性有利于 BASC 薄膜电气性能的稳定性。
2.当 BAP 与 p(g2T-T)通过旋涂工艺混合形成 BASC 薄膜时，p(g2T-T)相会自组装成相互连接的纳米纤维结构（图 2E），p(g2T-T)与 BAP 的混合比为 1:40（质量比）的薄膜上下表面的原子力显微镜（AFM）图像（图 2D）证明了这一点。
3.在厚度方向上，深度探测 X 射线光电子能谱 (XPS) 显示，p(g2T-T) 的比例从顶面到底面不断增加（图 2F）。选择这种高比例的 BAP 是为了确保 NHS 酯基有足够的表面密度，以获得高粘合性。BASC 薄膜中 BAP 的主要含量也使 BASC 薄膜具有与 BAP 相似的机械性能，如低模量和粘弹性（图 2G）。这些类似组织的机械特性对于实现与组织表面的保形物理接触和进一步形成粘附至关重要。
▲图3| BASC 薄膜的电气和结构特征
要点：
1.作为一种半导体设计，BASC 薄膜的电气性能在 OECT 器件中得到了表征（图 3A）。导通/截止比为 104 的 OECT 传输曲线表明 BASC 薄膜具有理想的半导体性能（图 3B），与 p(g2T-T) 不相上下。根据跨导（gm）计算，BASC 薄膜获得的电荷-载流子迁移率接近 1 cm2 V-1 s-1，与纯 p(g2T-T) 薄膜的迁移率相当（图 3C）。这是由于 BASC 薄膜中的 p(g2T-T) 相形成了渗滤电荷传输途径。在器件层面，BASC 薄膜的最大跨导（即 OECT 性能的关键指标）与 p(g2T-T) 薄膜相比略有增加（图 3C），这应该是由于 BASC 薄膜的厚度（1.9 μm）远远大于纯 p(g2T-T) 薄膜的厚度（35 nm）。同时，对这些半导体薄膜的 OECT 响应速度的测量结果表明，与纯 p(g2T-T) 薄膜相比，BASC 薄膜的厚度增加并不会导致门控响应速度变慢（图 3D），因为离子在混合 BAP 中的传输效率非常高。
2.本研究进行了掠入射 X 射线衍射 (GIXD) 和UV-vis光谱分析（图 3G），以研究薄膜中 p(g2T-T) 相的链间堆积形态。GIXD 结果（图 3，E 和 F）表明，与刷子型 BAP 混合几乎完全抑制了长程结晶，这可能会降低 p(g2T-T) 相的弹性模量。然而，紫外-可见吸收光谱显示，BASC 薄膜中的 p(g2T-T) 相的短程聚集程度高于纯薄膜，这表现在 0-0 和 0-1 光学转变峰之间的比率上（图 3G）。在分子水平上，这就是 BASC 薄膜保持良好流动性的原因。
▲图4| BASC 薄膜的耐磨性、拉伸性和生物相容性
要点：
1.当聚合物半导体与生物组织连接时，其他一些特性，包括耐磨性、可拉伸性和生物相容性，对于连接界面和功能的坚固性和长期稳定性非常重要。在将设备插入和/或附着到生物组织或生物组织上的过程中，设备表面可能会发生物理磨损（图 4A）。由于共轭聚合物通常具有相对较低的伸展性和韧性，因此薄膜通常很容易受到磨损。
2.我们的 BASC 薄膜具有耐磨性，这应归功于薄膜的超软和粘弹特性。为了说明这一点，本研究用一块覆盖着聚四氟乙烯（PTFE）的玻璃在 1 kPa 的压力下在 BASC 薄膜上来回滑动。经过 1000 次这样的表面滑动后，BASC 薄膜在光学显微镜下的外观和 OECT 设备中的电性能基本保持不变（图 4B 和 C）。相比之下，纯净的 p(g2T-T) 薄膜在表面磨损过程中受损。为了更好地模拟器件植入过程中的磨损，我们还使用猪皮进行了比较，结果显示了类似的趋势。在典型的磨损过程中，短暂的组织接触不足以让 BASC 薄膜与组织表面产生粘附力并进一步产生更大的摩擦力。
3.由于 p(g2T-T) 和 BAP 凝胶都具有很高的可拉伸性，因此生成的 BASC 薄膜也具有很高的可拉伸性（图 4D），这有利于贴合弯曲的组织表面并在组织变形时保持稳固。从光学显微镜和原子力显微镜图像来看，BASC 薄膜可拉伸至 100% 应变而不会形成任何裂缝（图 4E）。相反，本研究观察到了应变引起的 p(g2T-T) 纳米纤维的排列。在 OECT 器件中进行测试时，BASC 薄膜在拉伸至 100% 应变期间显示出高度稳定的电气性能，甚至在重复 100 次循环之后也是如此（图 4F）。
▲图5|全生物粘性 OECT 传感器及其在体内外电生理记录中的应用
要点：
1.本研究设计并制造了一种基于 OECT 的传感器（图 5A），使用 BASC 薄膜作为半导体通道和氧化还原活性栅极。周围区域由基底占据，基底由 BAP 薄膜覆盖。使用基于微裂缝的可拉伸的金作为电极，并使用 SEBS 薄层（约 570 nm 厚）作为互连和电极底面的封装，OECT 传感器也是可拉伸的。制作完成的全生物粘附 OECT 在 0% 应变和拉伸到 50% 应变时都显示出理想的传输行为（图 5B），并且在附着到湿猪肌肉表面时形成了很强的粘附力（图 5C）。
2.本研究在离体大鼠心脏的心外膜心电图（ECG）记录中进一步证明了 OECT 传感器生物粘附性的优势（图 5D）。在记录过程中，生物粘附性和可拉伸性共同作用，帮助 OECT 传感器很好地适应了心脏的跳动，从而在心脏上保持了空间稳定和顺应性接触（图 5E）。即使在外部机械扰动（如拉扯）的情况下，仍能保持稳定的附着。左心室（LV）和右心室（RV）表面的心电图记录也保持稳定（图 5G。相比之下，非生物粘附性 OECT只能通过液体的毛细作用力附着在心脏表面，心脏跳动或外部扰动（如拉扯）都可能导致其逐渐漂移和完全脱落（图 5F）。这会严重影响心电图记录的质量和稳定性（图 5H）。
03
结语
本研究在活体大鼠的腓肠肌内侧（GM）皮下肌电图（EMG）记录中演示了生物粘附 OECT 的活体应用，轻轻按压 OECT 也能形成稳定的粘附。在对坐骨神经进行电刺激以触发腿部运动时，可以稳定地记录每次刺激对应的肌电信号，而不会受到机械扰动（如牵拉）的影响，这与非生物粘附性 OECT 形成了鲜明对比。此外，本研究还验证了与缝合或单独粘合层相比，这种直接组织粘合具有低侵入性和/或更高信号幅度和稳定性的优点。这些优点与基于 OECT 的有源传感器的内置放大能力相辅相成。
原文链接：
https://www.science.org/doi/full/10.1126/science.adg8758
转自：“研之成理”微信公众号
如有侵权，请联系本站删除！
