**摘要**
尽管在机械活性和受壁虎启发的伤口敷料方面已经取得了进展，但在单一材料、无刺激系统中实现动态协调的粘附-收缩耦合以及定量可编程的收缩输出仍然是一个未解决的挑战。在这里，我们设计了一种受生物启发的机械智能Janus绷带（MIBs），具有动态协调的粘附-收缩功能，以促进有效的伤口愈合。MIBs是通过微模塑聚（乳酸-共-丙二醇-共-乳酸）二甲基丙烯酸酯（PmLnD）制造的，其内部表面具有仿壁虎的楔形结构。在应用时，MIBs模仿壁虎的运动原理，实现精确控制收缩力以及动态协调的粘附-收缩。这种预先施加应力的MIB可以精确编程其内在的收缩力，而粘附强度则通过增强的范德华相互作用和界面摩擦力与收缩力成比例响应。这种协调机制通过加速再上皮化和促进血管生成，在大鼠和猪的全层皮肤缺损模型中促进了愈合。从机制上讲，MIBs降低了焦点粘附激酶（FAK）的表达，从而调节了与伤口愈合过程相关的下游通路，包括核因子κB（NF-κB）、Wnt和转化生长因子-β（TGF-β）通路，实现了减轻疤痕的伤口愈合。我们认为，这种Janus设计结合了可编程应力的收缩和可逆的壁虎启发的粘附，为当前的机械生物学伤口管理和软组织修复策略提供了有益的补充。
**1 引言**
皮肤伤口管理仍然是一个重要的公共卫生挑战，对患者和社会都有着深远的影响[1]。临床上，伤口愈合的关键过程是伤口闭合，这对于加速愈合和减少疤痕形成至关重要[2]。缝合术作为传统的伤口闭合方法已经使用了数十年[3]。尽管应用广泛，但缝合术存在一些局限性，包括需要人工操作的复杂性、限制患者的活动性，以及与不均匀或不受控制的伤口张力相关的潜在并发症[4]。这种不规则的张力会刺激促炎细胞因子（例如白细胞介素-1（IL-1））的过度产生，进一步阻碍伤口愈合并导致纤维化疤痕的形成[5]。作为替代方案，粘性绷带（例如3M Steri-Strip加强型皮肤闭合条）作为一种用户友好且有效的伤口闭合解决方案受到了关注[6]。然而，它们仅提供有限的伤口闭合强度（例如约5 kPa），并且由于被动产生的收缩力，只能部分缓解伤口张力，因此对于具有显著张力的大面积伤口治疗效果较差[7, 8]。为了克服这些局限性，越来越多的研究集中在能够施加主动收缩力来调节伤口张力的机械活性伤口敷料上[9, 10]。近年来，这一领域取得了显著进展，包括在生理皮肤温度下收缩的热响应性坚韧粘性水凝胶[10-12]、通过水合作用触发形状记忆的贴片以编程收缩输出以实现快速伤口闭合[9, 13, 14]，以及用于糖尿病伤口管理的酶触发收缩的水凝胶贴片[15]。这些研究表明，通过温和的、生理相容的刺激操作的机械活性绷带可以有效地驱动伤口收缩，并调节包括焦点粘附激酶（FAK）级联在内的机械敏感通路[10, 16]。尽管取得了这些重要进展，但在完全无刺激、基于预应力的系统中精确编程和调节收缩应力输出（特别是对于成纤维细胞和角质形成细胞响应相关的特定机械转导范围（例如30–640 Pa）仍然是一个未解决的挑战[19]。这种精确性至关重要，因为过高的收缩应力会破坏细胞稳态并导致纤维化，而应力不足则无法激活有效的伤口愈合所需的机械转导级联。因此，能够实现简单激活和精确控制收缩力的机械活性绷带在实现最佳伤口闭合和有效调节伤口张力方面具有重要的临床潜力。在应用机械活性绷带时，粘附起着关键作用[20]。它不仅能够确保牢固地附着在伤口上，从而避免需要复杂的外部固定措施（例如订书钉和医用胶带），而且还作为伤口和绷带之间的重要接口[21]。这样的接口对于将绷带产生的收缩力传递给伤口至关重要，从而实现有效的伤口张力调节。目前，大多数机械活性绷带依赖于化学粘合剂（例如氰基丙烯酸酯胶水和化学粘合剂[22, 23]；然而，这些方法常常使材料组成复杂化，阻碍了临床转化，并且在控制脱离方面带来挑战[24]。此外，当前的机械活性绷带通常无法智能地提供响应收缩的协调粘附强度。实现这种协调粘附将能够在避免因粘附不足导致伤口收缩不足或因粘附过度导致周围组织损伤的情况下，有效地传递收缩力[25, 26]。最近，壁虎能够几乎附着在任何表面上的显著能力启发了壁虎启发型绷带（GIBs）的开发[27]。通过模仿壁虎脚上的独特刚毛结构，这些绷带产生范德华力和界面摩擦力，提供强大且可逆的粘附[28]。通过调节刚毛与表面之间的相互作用，这些绷带可以快速在粘附和脱离状态之间切换，实现可控的附着和去除。此外，受壁虎启发的生物医学粘合剂长期以来已经证明了微结构粘附在组织应用中的转化价值[29, 30]，而最近高度柔顺的粘合贴片平台进一步强调了粘合界面应力分布与活体组织动态柔顺性匹配是性能的关键决定因素[31, 32]。然而，在伤口敷料领域，受壁虎启发的设计主要用于改善界面附着和可逆粘附[33-35]，而将其与可编程应力收缩和增强收缩的粘附结合的研究较少（见表S1）。这种区别很重要，因为伤口闭合性能不仅取决于绷带是否附着，还取决于生成的收缩力如何有效地传递给组织，以及治疗后的敷料能否安全去除。在这里，我们设计了一种受生物启发的机械智能Janus绷带（MIB），具有动态协调的粘附-收缩功能，以最小化疤痕形成并促进伤口愈合（图1）。MIB是由流体、光交联聚（乳酸-共-丙二醇-共-乳酸）二甲基丙烯酸酯（PmLnD）通过微模塑制成的。选择PmLnD是因为其出色的生物相容性和高弹性。MIB的内部表面具有仿壁虎的双向楔形阵列（高度和宽度均为50 µm），以实现组织粘附，外部表面则具有弹性。在拉伸和应用时，MIB模仿壁虎的运动原理，策略性地利用绷带的向心收缩力来最大化收缩期间的界面力，从而实现协调的粘附-收缩（图1A）。弹性MIB可以通过简单的预应力（从0%到35%）精确编程其内在的伤口闭合强度。由于楔形结构与组织之间的范德华相互作用和界面摩擦力增强，粘附强度与收缩力成比例响应。这种动态机制在有效调节伤口张力的同时，实现了稳健的伤口闭合。此外，通过反向预应力来抵消收缩力，可以去除MIBs而不损伤伤口组织，从而缓解粘附强度。我们的MIBs在大鼠和猪的全层皮肤缺损模型中显示出显著的促进有效愈合的潜力，通过调节机械敏感的FAK表达来抑制疤痕形成，全面调节伤口愈合过程（图1B）。具体来说，在炎症阶段，下调的FAK抑制下游的炎症NF-κB通路，促使停滞的巨噬细胞向M2表型转变，促进伤口愈合周期从炎症阶段过渡到增殖阶段。随后，在增殖阶段，FAK表达的减少上调了Wnt通路，显著增强了血管生成和再上皮化，加速了伤口愈合。最后，在重塑阶段，FAK表达的减少下调了TGF-β通路，这对实现平衡的基质降解和沉积至关重要，最终抑制了疤痕形成。
**2 结果与讨论**
**2.1 MIBs的设计、制造和生物相容性评估**
为了制造这种受生物启发的机械智能Janus绷带（MIB），我们使用了我们团队开发的可光交联的PmLnD，其中m和n分别表示丙二醇的单位长度和乳酸与聚丙二醇（PPG）的摩尔比[36, 37]。合成了四种不同m/n比例（7/2、17/4、34/4和68/8）的PmLnD配方，并通过傅里叶变换红外（FTIR）和质子核磁共振（1H NMR）光谱确认了它们的结构（图S1A,B）。为了进行定量结构验证，进行了1H NMR峰积分，以确定PPG/LA组分和甲基丙烯酸酯的功能化效率（图S1B和表S2）。PPG主链共振在约3.56 ppm（每个PPG重复单元3个H）和LA甲基共振在约1.58 ppm（每个Ln 6个H）处进行积分，从而确定m = ∫3.56/3和n = ∫1.58/6，与目标配方相匹配。通过积分约6.21 ppm和约5.60 ppm处的乙烯基质子，量化了甲基丙烯酸酯的官能化效率，得到96.75–99.50%的高效率（表S2）。在光固化过程中（0、60和120秒）收集的FTIR数据显示，与乙烯基相关的带在约1640 cm−1处的衰减随时间依赖，证实了甲基丙烯酸酯C═C基团的有效消耗和交联网络的形成（图S2）。测量了每种PmLnD配方的粘度以评估其流动性，所有样品的粘度均低于800 mPa·s。这种粘度水平使其能够精确地微模塑成各种形状（图S1C,D）。随后对配方进行了拉伸测试，发现P68L8D具有最大的弹性，表现为最高的断裂伸长率（约145%）和适度的拉伸模量（约0.8 MPa），与商用弹性绷带相当（图S1E–G）[38]。因此，我们选择P68L8D作为MIB的基础材料，并在后续研究中简称为PLD。接下来，使用微模塑技术制造MIB，采用通过精密机械加工生产的具有壁虎启发的楔形模板的模板（图S3A）。值得注意的是，楔形结构被独特地设计为双向配置，以策略性地利用绷带的向心收缩力，最大化收缩期间的范德华相互作用和界面摩擦力，实现协调的粘附-收缩（图2A）。然后通过两步微模塑使用PDMS和PLD制造Janus绷带（图S3B）。随后，对带有壁虎楔形的PLD贴片的内部进行了等离子处理，使其亲水化，以增强楔形结构与皮肤组织之间的相互作用（图S3C）[39]。相比之下，外部保持疏水性，从而使得MIB的两侧具有不同的结构和化学性质。
**设计、制造和可收缩MIBs的生物相容性评估**
（A）MIBs的生物启发式设计。（B）宏观和SEM图像展示了制造出的MIBs的结构。（C）FTIR和（D）不同表面（仿壁虎微结构侧和平坦侧）的接触角。（E）L929成纤维细胞的活/死染色，显示了MIBs的细胞相容性。绿色和红色荧光分别表示活细胞和死细胞。（H）1-3天内（I）细胞活力的定量和（J）细胞增殖。（J）照片证据展示了应用于新西兰兔子背部的各种材料的皮肤刺激结果。所有实验均以n = 3的样本量进行，并使用双向ANOVA进行分析，随后通过Tukey的事后检验进行多重比较。数据以平均值±标准差表示，统计显著性用***p < 0.001表示。MIB的表面结构通过扫描电子显微镜（SEM）进行了表征（图2B）。内表面呈现精确的双向楔形结构，每个楔形的高度和宽度均为50 µm，有效地模拟了壁虎刚毛的粘附机制，以实现组织粘附。相比之下，外表面表现出光滑且致密的结构，为伤口保护提供了有益的屏障。双边的化学结构通过傅里叶变换红外（FTIR）光谱进行了分析（图2C）。经过等离子体处理后，MIB的内表面在3600–3200 cm−1处显示出一个强烈的-OH峰，表明其具有显著的亲水性，接触角小于15°（图2D）。考虑到等离子体诱导的亲水性可能会发生疏水恢复，我们评估了MIB内外表面在真空干燥和密封存储后的润湿稳定性。经过等离子体处理的内表面在20天后仍保持较低的水接触角，仅从15.8°（第0天）略微增加到17.3°（第20天），而外表面仍保持疏水性，证实了在测试期间表面的各向异性（图S4）。为了进一步支持亲水化微楔形界面在渗出条件下的预期功能，我们通过时间延迟接触角测量评估了其动态润湿行为。未经处理的表面保持了较高的接触角（约90°），而经过等离子体处理的接触组织的表面随着时间的推移接触角显著降低，表明快速润湿/扩散（图S5）。这种快速润湿行为与沿着亲水化微沟槽的有效水分引导一致，有助于移除界面渗出物，从而促进湿润表面附着力期间的紧密组织接触（视频S1）。弹性伤口绷带的一个关键特性是可伸展性，因为它使绷带能够适应身体的运动，并在关节和其他灵活区域保持有效的覆盖（图2E）[40]。我们的MIB表现出卓越的可伸展性和弹性，能够承受超过140%的应变（图2F）。此外，它还表现出强大的循环伸展性能，经过800多个循环后仍然完好无损，确保了在整个愈合过程中的长期耐用性。更重要的是，这种出色的循环弹性使得可以在应用前通过对伤口绷带进行预拉伸来精确编程收缩力。为了突出所选形态的优势，我们制造了两种具有不同表面结构的额外绷带类型：一种是双面平面的绷带（即纯P68L8D），另一种是一面具有仿生微沟槽、另一面是平面的绷带（图S6A）。SEM分析证实所有绷带类型都表现出清晰且精确的表面形态，强调了P68L8D出色的微模塑性能（图S6B）。此外，拉伸性能分析显示，纯组分P68L8D（即双面平面绷带）的应变值和弹性模量与MIB和微沟槽-平面绷带相似（图S6C）。这一观察结果是预料之中的，因为表面微结构并不显著影响绷带材料的整体机械性能。然而，尽管这些机械性能相似，MIB的粘附性能仍然明显优于双面平面和微沟槽-平面绷带（图S6D）。这种增强归因于壁虎启发的楔形微结构与组织表面之间的范德华相互作用和界面摩擦的增加。与这些定量结果一致，对 finger 关节的直接粘附测试进一步视觉上证实了这一优势。如图S6E所示，只有MIB在弯曲的 finger 关节上保持了稳定的粘附，而双面平面和微沟槽-平面绷带则未能粘附。这一发现强调了楔形微结构在确保对动态和不规则表面可靠附着方面的关键优势。总的来说，这些结果突出了MIB独特形态在促进有效伤口愈合中的关键重要性。此外，生物相容性是伤口绷带的重要考虑因素，以避免与皮肤和周围组织接触时产生任何不良反应[41]。因此，为了按照ISO 10993标准系统地评估生物相容性，我们使用L929成纤维细胞进行了体外评估[42]（图2G）。与对照组（即缝合线和3M Steri-Strip）相比，MIB组从第1天到第3天的细胞活力超过95%，并且增殖率相似，这是通过Live/Dead染色和PicoGreen评估确认的（图2H,I）。生物相容性还通过兔皮刺激模型进行了进一步评估（图2J）[42]。在应用MIB后24小时和72小时均未观察到炎症迹象，表明我们的MIB对皮肤友好，没有任何刺激。总的来说，这些结果表明我们的MIB表现出出色的生物相容性，适合应用于伤口部位。总之，我们成功制造了具有各向异性壁虎启发结构的MIB，具有优异的弹性和出色的生物相容性。
2.2 使用MIB维持无菌和湿润的环境
目前的机械活性伤口绷带经常面临诸如生物污染、细菌入侵和应用后无法控制的脱水等挑战，这些挑战可能会延迟愈合过程并增加疤痕形成的风险[19, 43]。我们假设我们的MIB可以作为表皮的类似物，有效保持理想的湿润和无菌环境，这是伤口愈合过程中的一个有序步骤（图S7A）。因此，最初通过测量荧光异硫氰酸蛋白标记的牛血清白蛋白（FITC-BSA）作为模型污染物来评估MIB的防污染性能[44]。与商业Steri-Strip相比，后者显示出明显的荧光信号，表明有大量的蛋白质吸附，而MIB组由于其致密且疏水的表面，几乎没有荧光，显示出MIB出色的防污染能力（图S7B,C）。为了评估MIB防止细菌入侵的有效性，通过在各种样本组的表面上培养革兰氏阴性大肠杆菌和革兰氏阳性金黄色葡萄球菌进行了体外抗菌粘附试验[45]。经过48小时的培养后，MIB对这两种细菌的粘附都最小，这归因于PLD的疏水特性（图S7D,E）。此外，伤口绷带在应用后应保持湿润环境，同时保留其结构完整性和功能性，这对有效伤口愈合至关重要[46]。通过测量水蒸气传输率（WVTR）来评估MIB的保湿能力（图S7F）。缝合线和Steri-Strip组的WVTR无法控制（超过130 g/h/m2），这可能导致伤口迅速脱水。相比之下，MIB的WVTR约为87 g/h/m2，这归因于它们的独特Janus结构和PLD的疏水性。这个值处于伤口敷料的最佳范围内（约74–95 g/h/m2），表明MIB能够有效维持适当的湿度水平以支持伤口愈合[47]。最后，在湿润条件下评估了MIB的抗肿胀性。与商业Steri-Strip相比，MIB在14天后仍保持其原始形状（图S7G），并且其机械性能在长时间暴露于潮湿环境中基本不变（图S7H）。我们MIB的这种优异的保湿性和抗肿胀性可以归因于其致密且疏水的性质，这对于维持长期的伤口覆盖和水合作用至关重要。总的来说，这些结果共同表明我们的MIB表现出出色的伤口保护能力，包括抑制生物污染和细菌入侵，以及调节水分保持。这些特性对于增强伤口管理的有效伤口绷带至关重要。
2.3 MIB的智能粘附-收缩协调
生理上，伤口张力取决于伤口的大小和位置，范围从10到60 kPa[48]。因此，对于机械活性绷带来说，根据伤口床的需求动态和精确控制收缩力以实现更好的伤口闭合和张力缓解至关重要。收缩力不足可能导致伤口闭合不完全，而收缩力过大可能会导致组织缺血、过度炎症甚至对周围组织造成损害。同时，除了精确控制收缩力之外，确保在收缩时粘附力的动态协调也同样重要。这种协调的粘附能够有效地传递收缩力，防止粘附不足，从而导致伤口闭合受损，或者粘附过度，从而导致周围组织受损。在我们的研究中，我们利用了壁虎的运动原理来实现精确控制收缩力，并实现了智能协调的粘附-收缩。具体来说，在应用过程中，MIB被预拉伸以在弹性绷带内部产生精确的向心收缩力，这得益于它们出色的循环可伸展性和弹性（图S8A）。有趣的是，由于我们独特设计的双向微楔形，MIB每侧的收缩力方向与微楔形的倾斜方向一致。这样的设计可以在收缩过程中最大化范德华相互作用和界面摩擦，从而增强粘附强度，模拟壁虎运动的“主动模式”（图3A）[49]。随着预应变的增加，向心收缩力也成比例增加，增强了粘附强度，从而实现协调的粘附-收缩机制。评估了预拉伸MIB的协调伤口闭合和粘附强度（图3B）。将预应变（ε）从0%增加到35%时，伤口闭合强度成比例增加，达到89 kPa。这些结果表明，通过调整预应变可以精确调节收缩力。此外，闭合强度的范围有效地覆盖了不同伤口大小和位置（即10到60 kPa）[48]的高变伤口张力，这对于在不同条件下实现精确伤口闭合至关重要。同时，粘附强度从1 kPa增加到76 kPa，表现出协同增强的效果。为了验证MIB中粘附和收缩之间的独特形态驱动的协调，将这些属性与之前制造的平面和平面微沟槽绷带的属性进行了比较（图S9）。与MIB不同，平面和平面微沟槽绷带的粘附和收缩随着预应变的增加而成比例增加（0%到30%），但粘附强度并没有相应增加，甚至略有下降。这种减少可能是由于在更高预应变水平下收缩力增强，导致界面滑动和粘附强度减弱。相比之下，MIB表现出明显的收缩和粘附之间的协调。这种协调对于有效传递收缩力至关重要，从而确保最佳的伤口闭合。图3在图形查看器中打开PowerPoint
智能粘附-收缩协调和MIB的良性移除。（A）通过预应变实现同步粘附和收缩力的示意图。（B）不同预应变下粘附强度和伤口闭合强度的机械评估。（C）预拉伸MIB加载时密封缺陷的冯·米塞斯应力分布图及横向截面图。（D）在各种身体区域上评估MIB的性能，确认有效的粘附和收缩。（E）示意图显示预应变后接触面积减小和粘附力的减小。（F）分析接触面积减少时粘附力的减小。（G）有限元建模显示移除过程中的接触面积和力平衡重新分配。（H）婴儿大鼠模型验证MIB与商业PU绷带相比对皮肤的损伤最小。通过仔细观察和H&E染色评估，MIB可以温和地移除，而不会对婴儿大鼠的娇嫩皮肤造成显著伤害。（I）与其他出版物相比，这项工作的独特优势（防污染、保水、良性移除、自我收缩和伤口愈合）。蓝色代表具有这些特性的工作[6, 9, 11, 12, 46, 54-57]。所有实验均以n = 3的样本量进行。为了进一步评估MIB对不同大小伤口的适用性，我们进行了不同大小的伤口（0.1 cm × 1.5 cm、0.25 cm × 1.5 cm和0.5 cm × 1.5 cm）的体外伤口闭合测试，模拟了常见的不同大小的伤口，包括微创手术后的伤口。结果证实，只要适当预拉伸，MIB即使对于小至0.1 cm × 1.5 cm的伤口也能实现牢固的粘附和伤口闭合（图S10）。这些发现表明，我们的MIB适用于不同大小的伤口，拓宽了它们的临床应用潜力。对于机械活性绷带来说，调节伤口张力非常重要，因为它在激活下游机械敏感通路（例如FAK）中起着关键作用。MIBs对伤口张力调节的影响通过有限元方法（FEM）进行了建模和分析（图3C）。值得注意的是，MIB的楔形微结构与伤口组织之间的摩擦接触是粘附力的关键决定因素，这一点已通过先前的研究得到验证[50, 51]。摩擦力与预应变所施加的收缩力成正比[52]。通过精确控制预应变，我们的系统能够调节界面处的摩擦接触，从而在“激活”状态下实现可切换且牢固的粘附。伤口形成后，对超弹性固体伤口模型的计算分析显示，伤口边缘的周向应力集中超过了200%，这主要是由于皮肤组织的固有预张力[9]。这种现象可能会显著妨碍早期伤口闭合，从而延迟组织再生。MIBs的有效实施使得收缩力能够均匀传递穿过组织基质，从而实现了应力分布的均匀化。这种干预措施使得伤口边缘的峰值周向张力梯度减少了75.6%，从而创造了有利于再生愈合的生物力学微环境。FEM模拟进一步表明，精确控制的预应变水平可以在界面粘附的完整性和收缩力的调节之间达到关键平衡，有效地将组织层面的应力保持在生理耐受范围内。总之，FEM能够准确捕捉到绷带促进伤口闭合所依赖的同步粘附和收缩过程。为了深入了解实际应用情况，我们在人体皮肤的不同区域评估了MIBs的性能（图3D）。MIBs能够有效粘附在前臂、肩膀和膝盖上，即使在局部张力不同的情况下也能保持牢固的粘附。释放后，MIBs会立即收缩，提供强大的压缩力，并证明其具有产生足够力量以有效闭合伤口的能力。除了在粘附过程中协调粘附-收缩外，确保良性移除以最小化组织损伤和患者不适也至关重要[53]。为了进一步了解其可用性，我们研究了MIB在移除过程中的脱粘行为（图S8B）。我们的MIB通过逆向后应变重新配置了微楔形阵列，有效地消除了生物界面的向心收缩力（图3E）。这一相变包括一系列界面能量耗散：（1）范德华相互作用的指数衰减，（2）摩擦力的减弱，以及（3）粘附强度的降低，共同实现了受壁虎启发的拓扑分离，且剥离能量极低[49, 51]。我们进一步量化了后应变对剥离力的影响，观察到随着后应变的增加（接触面积减少），所需的剥离力逐渐减小（图3F）。FEM分析表明，后应变可以触发一种机械-几何相变，导致界面应力的重新分布（图3G）。具体来说，当MIB被移除时，先前施加的收缩力的释放导致界面摩擦力的相应减小，从而降低了整体粘附力。这一过程引发了界面的快速应力重新分布，从粘附期间的集中应力状态转变为移除后的更松弛状态。有趣的是，尽管在移除过程中仅观察到MIB的轻微伸长，但这足以显著降低界面处的收缩力。这一现象在应力剖面图中得到反映，一旦约束被释放，局部界面应力迅速消散。应力分布的动态变化突显了我们MIBs在移除过程中的智能和便捷控制。为了进一步验证MIBs实现的良性移除效果，我们采用了婴儿大鼠模型进行了脱离分析（图3H）。该模型特别用作评估无创脱离的敏感、娇嫩皮肤模型[54]。所有程序都在麻醉下进行，以尽量减少动物的不适。对婴儿大鼠皮肤状况和苏木精-伊红（H&E）染色的分析表明，MIB可以温和地移除，而不会对娇嫩的皮肤造成显著损伤，而商用绷带则表现出不可逆的粘附，导致明显的皮肤损伤[54]。此外，还在有毛发的ヒト皮肤上展示了逆向后应变脱离，显示出稳定的粘附和温和、可控的移除，没有明显的皮肤刺激或毛发脱落（视频S2）。这种按需的良性移除MIBs在需要频繁更换伤口敷料的临床环境中可能具有潜在的好处。总之，这些结果表明，我们的MIB能够智能地再现壁虎的运动机制，精确编程粘附-收缩的协调性，这对于绷带的有效伤口闭合至关重要。最后，与其他机械活性弹性绷带的全面比较（图3I）表明，MIB在抗污染、保水、温和移除和伤口愈合等关键领域表现出色。这些协同特性有助于有效的伤口闭合并促进伤口愈合，突显了MIB的巨大转化潜力。
2.4 全厚度大鼠皮肤伤口模型中疤痕减弱的再生效果
先前的结果表明，我们的MIBs在强大的伤口闭合和张力调节方面表现出色。为了进一步评估治疗效果，选择了全厚度大鼠皮肤伤口模型，因为它便于方便且成熟地评估伤口闭合动态、组织学愈合质量以及毛囊再生，并有助于机制研究。建立模型后，使用缝线和商用Steri-Strip绷带作为对照。实验组使用了带有20%预应变的MIB（标记为MIB-S），该预应变能够生成收缩力，有效促进伤口边缘的精确对齐，确保完全闭合。无应变的MIB组（标记为MIB-NS）作为对照，用于评估收缩力在伤口愈合中的作用。在第三天、第七天和第十四天系统地评估了伤口愈合过程（图4A）。宏观图像显示，MIB-S组早在第三天就表现出显著的伤口闭合，在整个实验过程中都观察到均匀且连续的愈合（图4B）。到了第十四天，该组实现了完全的伤口闭合，表明MIB-S比对照组更有效地促进了组织修复和上皮再生。相比之下，MIB-NS组出现了大量的未愈合区域和不连续性。此外，愈合率的量化结果证实MIB-S组显著加快了伤口愈合过程（图4C）。
图4：全厚度大鼠皮肤伤口模型中MIBs对疤痕减弱的伤口愈合的治疗效果。(A) 全厚度皮肤缺损SD大鼠模型的构建示意图。(B) 用不同样品处理的伤口图像和伤口愈合图。(C) 通过伤口面积减少百分比计算的不同样品的伤口愈合率量化。(D) 治疗7天和14天后伤口切片的H&E染色。第二行显示了标记区域的放大图像。星星表示切割区域，黑色箭头表示毛囊。(E) H&E染色中的表皮厚度量化。(F) 毛囊数量的量化。(G) 14天后伤口切片的Col-I和Col-III的免疫荧光染色。(H) 通过计算组织切片中显示特定免疫荧光信号的比例来量化阳性区域百分比，相对于分析的组织切片总面积。(I) Col-I与Col-III的比例。所有实验的样本量为n = 4，并使用单因素或双因素ANOVA进行分析，随后进行Tukey的事后多重比较测试。数据以平均值±标准差表示，统计显著性分别用*p < 0.05、**p < 0.01和***p < 0.001表示。组织学染色用于评估伤口愈合进展。在第七天，苏木精-伊红（H&E）染色显示MIB-S组表现出明确的肉芽组织再生和所有组中最小的真皮层间隙（图4D）。到了第十四天，MIB-S组显示出更结构化的表皮组织，并显著增强了毛囊再生。定量分析显示，MIB-S组的表皮厚度最大（约22微米），是MIB-NS组的1.6倍，接近健康皮肤的厚度（约25微米）（图4E）[58]。此外，MIB-S组的毛囊密度显著更高（约8.9/平方毫米），分别是Steri-Strip组和MIB-NS组的2.1倍和2.4倍（图4F）。由于毛囊再生是皮肤附属物恢复和功能愈合的关键指标，MIB-S组的毛囊密度接近正常皮肤（约9.7/平方毫米），表明皮肤完整性和再生潜力得到改善[59]。进一步使用Masson三色染色分析了胶原蛋白的组织结构。MIB-S组显示出显著更高的胶原蛋白沉积和更均匀的纤维组织形成，表明细胞外基质的组装得到增强，而MIB-NS组和其他组则显示出胶原蛋白沉积减少和不规则的纤维组织结构（图S11A,B）。此外，恢复愈合组织的机械性能是伤口修复策略中的另一个关键考虑因素[60]。使用切口断裂强度测试评估了新形成组织的机械强度（图S11C）。MIB-S组的断裂强度最高（约7.3千帕），分别是Steri-Strip组和MIB-NS组的1.4倍和1.9倍。这一结果突显了再生组织的机械完整性得到了提升，接近正常皮肤。为了进一步阐明疤痕减弱的细胞外基质重塑，我们进行了胶原蛋白I（Col-I）和胶原蛋白III（Col-III）的免疫荧光染色（图4G）。MIB-S组显示出Col-I表达显著降低和Col-III合成增强，Col-I/Col-III的比例（约1.1）接近正常皮肤（约1.2）（图4H,I）[61]。总体而言，这些结果强调了MIB-S通过施加关键的收缩力，通过促进肉芽组织再生、调节胶原蛋白沉积和促进平衡的基质重塑来加速伤口愈合过程的能力。
2.5 疤痕减弱伤口愈合机制的生物信息学分析
为了研究MIB介导的疤痕减弱伤口愈合的潜在机制，进行了大规模RNA-seq分析。MIB-S组与空白组之间的比较显示有465个上调基因和718个下调的不同表达基因（DEGs）（图5A）。GO分析揭示了几与伤口愈合进程相关的差异表达过程，如炎症（例如炎症反应和免疫反应）、增殖（例如血管生成和细胞迁移的正向调节）以及重塑（例如细胞-基质粘附和细胞外基质组织），表明MIB在伤口愈合调节中的关键作用（图5B）[11]。此外，京都基因与基因组百科全书（KEGG）的富集分析涉及几个与免疫调节（例如核因子kappa B (NF-κB)）和机械转导（例如焦点粘附信号通路 (FAK)）相关的通路（图S12）。
图5：MIBs在促进疤痕减弱伤口愈合中的转录组和机制分析。(A) 火山图，突出显示了第七天MIB-S与空白对照组之间的差异基因表达 (DGEs)。(B) GO富集分析，显示了参与伤口愈合的生物过程。(C) 热图，描绘了与伤口愈合的炎症、增殖和重塑阶段相关的基因表达变化。(D) 7天后的伤口免疫荧光FAK染色。红色和蓝色分别表示FAK和细胞核。(E) 来自炎症（例如Cxcl2, Ptgs2, IL-1b）、增殖（例如Fgf18, Krt8, Wnt7a）和重塑（例如Mmp3, Jun, Ccn1）阶段的代表性基因的定量表达水平。(F) 示意图，说明了MIBs通过调节张力来进一步调节伤口愈合相关通路，如NF-κB、Wnt和TGF-β通路，以减弱疤痕再生。所有实验的样本量为n = 3。为了更深入地了解MIBs对伤口愈合的调节过程，这些通路内的DEGs被聚类在热图中，并分为三个生物过程：炎症、增殖和重塑（图5C）。特别是在炎症阶段，观察到几个促炎基因（例如Cxcl2, Ptgs2和IL-1b）的下调，表明MIBs诱导了明显的炎症抑制。这可以归因于KEGG分析中所示的促炎NF-κB通路的下调。先前的研究报告称，在伤口愈合过程中过度张力会过度激活FAK表达，从而触发下游的炎症级联反应（例如NF-κB通路）[62, 63]。鉴于MIBs可以缓解伤口张力，它们可能会下调FAK表达，从而抑制NF-κB信号通路并减少炎症。因此，首先通过免疫荧光染色验证了不同组中FAK的表达。正如预期的那样，在MIB-S组中观察到FAK表达显著受到抑制，这可能进一步有助于调节NF-κB通路和抑制炎症（图5D；图S13）。减少的炎症对于伤口愈合进程至关重要。还进行了CD68（M0标记物）、iNOS（M1标记物）和CD163（M2标记物）的免疫荧光染色，结果显示MIBs显著增强了M2巨噬细胞的极化，M1比例降低（9.6 ± 1.12%），而M2比例升高（17.6 ± 1.32%）（图S14）。这种向M2主导的转变可以促进从炎症阶段过渡到增殖阶段，从而加速伤口愈合。随后，在增殖过程中，我们发现了一些基因的表达显著上调，如FGf18、Krt8和Wnt7a，这些基因与促进血管网络形成和再上皮化有关（图5E）。值得注意的是，Wnt7a是Wnt通路的关键配体，它可以被极化的M2巨噬细胞释放出来以增强组织再生[64]。此外，FAK表达的降低也被发现会上调Wnt通路。通过这些机制，观察到MIBs显著增强了血管生成和再上皮化。随后，进行了CD31免疫荧光染色以评估血管再生（图S15A）。MIB-S组表现出最明显的血管再生，其血管密度（约22/mm²）分别比商业组和缝合组高1.9倍和1.6倍（图S15B）。这种增强的血管生成可以归因于MIB-S所施加的伤口张力调节，这已被证明能显著影响微血管网络的形成[65]。最后，在重塑阶段，FAK表达的降低导致Mmp3、Jun和Ccn1的表达减少，表明TGF-β通路被下调[66]。这一假设通过TGF-β的免疫荧光染色得到了进一步验证，在MIB-S组中观察到TGF-β信号强度显著减弱（与MIB-NS组相比减少了大约71%）（图S16A,C）。此外，还进行了α-SMA染色以评估肌成纤维细胞的分化，这与纤维化组织重塑密切相关（图S16B）[67]。在MIB-S组中观察到α-SMA表达显著抑制，表明在组织重塑过程中基质降解和沉积达到了平衡（图S16D）。为了进一步验证这种调节是否是由张力线索驱动的，而不是体内继发效应，我们进行了一个模拟临床相关张力的应变编程细胞负载的3D胶原测定[68, 69]。使用恒定的10%应变来代表生理皮肤张力，而恒定的20%应变模拟了病理生理条件下的升高伤口张力（10%–20%应变）。此外，还应用了一个逐步的应变程序（10%–20%–10%应变）作为我们的MIBs实现的张力调节方案。在NIH 3T3负载的构建物中（一个用于研究炎症信号和肌成纤维细胞分化的成纤维细胞模型），持续20%的应变导致FAK、NF-κB和α-SMA标记物的表达增加。相反，张力卸载的轨迹导致FAK和NF-κB信号减少，以及α-SMA表达减弱。这些发现表明张力调节可以调节机械转导，以及随后的炎症信号和肌成纤维细胞分化（图S17）。在HaCaT负载的构建物中（一个用于探测上皮连接和维护再上皮化的角质形成细胞模型），同样的轨迹伴随着N-钙粘蛋白（N-Cad）的恢复，支持在机械正常化条件下细胞-细胞连接的改善（图S18）。总之，发现MIB通过其调节伤口张力的能力，有效地降低了FAK表达，从而全面调节了包括NF-κB、Wnt和TGF-β通路在内的伤口愈合进程，从而实现了增强的伤口再生（图5F）。
2.6 在全厚度猪皮肤伤口模型中增强了伤口愈合
为了提高临床相关性，我们使用了全厚度猪皮肤缺损模型，因为猪皮肤在结构、厚度和愈合特性方面与人类皮肤非常相似。该模型提供了一个临床相关的平台，用于评估我们的MIBs的转化潜力，特别是在疤痕形成和组织重塑方面（图6A）[58]。实验组在所有时间点都使用了保持30%预应变的MIBs（称为MIB-S），这一参数是基于其在猪模型中实现牢固伤口闭合的能力以及提供标准化的收缩力而选定的，从而能够直接比较不同组和时间点的伤口愈合进展。未施加应变的MIB组（称为MIB-NS）作为对照，以具体评估收缩力在伤口愈合过程中的作用。与其它组相比，MIB-S组表现出明显的伤口闭合加速。宏观图像显示，早在第7天就实现了均匀闭合，到第14天时伤口完全愈合，而在无收缩力的MIB-NS组和其他组中仍然存在未愈合的区域（图6B）。定量伤口愈合率证实了MIB-S的优越性能，其愈合速度分别是Steri-Strip组和MIB-NS组的1.2倍和1.3倍以上（图6C）。然后，使用疤痕高度指数（SEI）评估疤痕严重程度，这是一个临床相关的指标，用于测量疤痕面积与下方真皮面积的比率（图6D）[70]。MIB-S组的SEI显著低于MIB-NS组，突显了其减轻过度疤痕形成的能力。这些效果可能源于MIB-S所施加的张力调节，这支持了功能和美观的伤口修复。为了进一步研究愈合进程，使用H&E染色和Masson三色染色进行了组织学评估。到第14天，MIB-S组显示出完全的表皮再生，所有组中观察到的伤口间隙最小（图6E）。值得注意的是，只有在MIB-S组中实现了完全的伤口闭合和无疤痕愈合。Masson三色染色显示MIB-S处理的伤口中胶原沉积优越，其特征是高度有序且密集排列的胶原纤维，表明细胞外基质重建得到了优化（图6F,G）。此外，通过切口断裂强度测试评估了新形成组织的机械完整性（图6H）。MIB-S组显示出最高的断裂强度（约14 kPa），分别比Steri-Strip组和MIB-NS组高出1.6倍和2.2倍。这一结果强调了再生组织的耐用性和结构完整性，其与正常皮肤的机械性能非常接近。
MIBs在全厚度猪皮肤伤口模型中加速了伤口愈合。（A）示意图展示了背侧全厚度猪皮肤伤口模型的建立过程。（B）不同处理下的代表性伤口照片和相应的愈合进程图。（C）不同组间伤口愈合率的定量分析。（D）第14天愈合组织的疤痕高度指数（SEI）的量化。（E）第14天伤口组织的H&E染色图像，蓝色框表示疤痕深度。（F）第14天的伤口Masson三色染色图像，第二行显示了高亮区域的放大视图。（G）愈合组织中胶原含量的定量评估。（H）愈合组织的切口断裂强度。所有实验的样本量为n = 5，使用单因素或双因素ANOVA进行分析，随后进行Tukey的事后多重比较测试。数据以平均值±标准差表示，统计显著性用*p < 0.05和***p < 0.001表示。总体而言，这些发现表明MIB-S通过调节伤口张力，通过促进再上皮化、肉芽组织形成和胶原沉积来加速伤口愈合，同时保持组织强度和抑制疤痕形成，突显了其显著的转化潜力。
3 结论
在这项研究中，我们开发了一种仿生机械智能Janus弹性绷带（MIB），它通过动态同步粘附和收缩来实现减轻疤痕的伤口愈合。受壁虎运动机制的启发，MIB采用了具有亲水性的仿生楔形内部和疏水性的外部结构的Janus架构。通过精密微模塑流体、光固化聚（乳酸-共聚丙二醇-共聚乳酸）二甲基丙烯酸酯（PmLnD）制成，MIB通过其楔形内部增强了范德华相互作用和界面摩擦，实现了牢固的组织粘附。同时，其预应变的弹性结构动态生成收缩力。这种粘附和收缩的同步确保了有效的机械力传递，促进了精确的伤口闭合，平衡了伤口张力，并加速了再上皮化和血管生成，同时减轻了炎症。在机制上，MIB下调了FAK表达，并调节了关键的伤口愈合通路，包括NF-κB、Wnt和TGF-β，实现了分阶段的愈合进程并最小化疤痕形成。我们创建了使用说明书（IFU）的草图，为临床医生提供了关于如何达到目标预应变以及确保MIBs有效应用的明确指导（详细信息见补充信息）。MIB主要用于切口型伤口管理，在急性和猪模型中证明了其有效性。猪皮肤圆形开口测试表明其在圆形几何形状上的可行性，但当前的设计不适用于需要替代伤口护理策略的大面积组织损失伤口。我们认识到，仅使用急性伤口模型是一个有意义的限制，因为最紧迫的临床需求是慢性伤口，如糖尿病足溃疡，这些伤口的特点是持续的炎症、成纤维细胞收缩力受损和机械转导失调。在这些条件下，外部施加的可编程收缩力可能提供最大的治疗益处，但对材料和生物学设计的要求也最为严格。因此，未来的工作将在已建立的慢性伤口模型中评估MIB，包括链脲佐菌素诱导的糖尿病模型，并探索有针对性的修改，如促进再生的表面功能化、促进血管生成的剂整合以及预应变的优化，以匹配慢性受伤组织的改变的机械特性。总体而言，通过在单一仿生弹性平台上整合机械和生化调节，MIB代表了机械活性伤口护理的一个实质性进展，解决这里所指出的慢性伤口差距构成了其未来转化发展的最重要方向。
4 实验部分
4.1 PmLnD的合成、表征和机械评估
我们使用之前建立的协议合成了一系列聚（乳酸-共聚丙二醇-共聚乳酸）衍生物（PmLnD），选择P68L8D作为合成过程的代表示例[36, 59]。P68L8D的合成始于400克丙二醇（Macklin，中国）与115.2克乳酸（Macklin，中国）反应，生成中间体聚（乳酸-共聚丙二醇-共聚乳酸）。随后，向反应系统中加入39.1毫升甲基丙烯酰氯（Sigma-Aldrich，香港）和55.6毫升三乙胺（Sigma-Aldrich，香港），这些物质溶解在二氯甲烷（Macklin，中国）中。为了获得纯化的PmLnD，对 crude 反应混合物进行了以下纯化步骤：首先，使用布氏漏斗通过双层滤纸过滤掉大颗粒杂质。然后使用三乙胺（TEA）将滤液调整至中性pH值，并进行额外的真空过滤。得到的滤液通过旋转蒸发浓缩，浓缩后的残留物进一步干燥。干燥后的材料随后用甲基叔丁基醚（MTBE）处理以诱导沉淀，去除沉淀物以便去除残留的TEA、甲基丙烯酰氯（MAC）和二氯甲烷（DCM）。澄清后的溶液再次浓缩，用MTBE稀释五倍，并在4°C下过夜以促进进一步分离。对于柱纯化，预先填充了硅胶柱，并让其自然沉淀一天。将MTBE稀释的粗产品加载到硅胶柱上，并用MTBE洗脱。最初的MTBE洗脱液被丢弃以去除剩余的小分子杂质。一旦产品组分开始洗脱，收集相应的组分。最后，通过旋转蒸发浓缩收集到的溶液以获得纯化的PmLnD。最终产品使用傅里叶变换红外光谱（FTIR，Bruker，美国）和1H核磁共振（1H NMR，Jeol，日本）进行了表征。使用安东帕尔（Anton Paar，奥地利）的流变仪在旋转模式下进行了PmLnD的流变分析，测量剪切率从1到100/s的粘度。PmLnD的机械性能根据ASTM D638标准使用万能试验机（MTS，美国）进行了评估[71]。样品（20 × 5毫米）在室温下以1毫米/分钟的速率进行拉伸测试直至失效。PmLnD的水接触角（WCA）使用接触角分析系统（Krüss，德国）的静止滴法测量，室温下加入10微升去离子（DI）水。
4.2 段长和甲基丙烯酰化效率（DM）的计算
在约3.56 ppm处的共振（a,b）被分配给PPG主链质子（每个PPG重复单元3个H），因此m = ∫3.56/3。在约1.58 ppm处的信号（c）对应于LA甲基质子。由于LA阻塞性物质存在于两端，每个Ln的总甲基贡献为6H，因此n = ∫1.58/6。甲基丙烯酸酯的乙烯基质子出现在约6.21 ppm（e）和约5.60 ppm（d）。对于二甲基丙烯酸酯链，每个乙烯基共振对应总共2H。甲基丙烯酸化效率的计算公式如下：
4.3 MIBs的制备、表面修饰和特性分析
首先根据铜合金的参数通过机械加工制作出MIBs的母模。随后，将PDMS预聚物和固化剂（Sylgard 184，Dow Chemical Company，美国）以10:1的比例混合制成溶液，倒入铜制阳模中，在室温下脱气2小时后，在80°C下固化至少6小时。固化后，将PDMS阴模从加工好的铜制阳模中分离出来[37]。通过向纯P68L8D中添加4.5 wt%的羟乙基甲基丙烯酸酯（HEMA，Sigma-Aldrich，香港）和0.5 wt%的苯基双(2,4,6-三甲基苯甲酰)膦氧化物（Irgacure 819，BASF，德国）来制备预交联的P68L8D前体[36]。为了制备MIBs，所有前体溶液都通过0.22 µm过滤器进行灭菌处理，然后在无菌环境中使用灭菌后的前体制作MIB贴片。具体步骤是：将可光交联的P68L8D前体倒入PDMS阴模中，在室温下脱气至少5分钟以去除气泡，然后在405 nm的蓝光下进行2分钟的光交联。制备完成后，使用常压等离子系统对内部（接触组织的）表面进行处理5分钟，以引入极性官能团从而增强表面的亲水性。贴片经过真空密封后储存在4°C条件下直到使用。最后，对外包装进行30分钟的紫外线照射以完成最终灭菌[72]。MIBs的形态通过光学显微镜（Nikon，日本）和扫描电子显微镜（SEM，Tescan，VEGA3，捷克共和国）进行观察。MIB的楔形区域经过等离子处理以改性其表面性能，随后通过FTIR和WCA测量来分析表面的化学成分和润湿性。循环拉伸测试包括将绷带拉伸至最大40%的应变速率，速度为2 mm/min，然后让其释放以恢复原状。
4.4 MIBs的体外生物相容性评估
按照ISO 10993标准[42]，使用L929成纤维细胞（ATCC，美国）来评估MIBs的体外生物相容性。将样品（3 × 3 mm）浸入1 mL的Dulbecco改良Eagle培养基（DMEM，Gibco，香港）中24小时以制备条件培养基。随后，在24孔板中接种3 × 10^4个细胞，并在条件培养基中进行培养。通过明场成像观察不同时间点的细胞形态。为了评估细胞活力和增殖情况，使用了Live/Dead Assay Kit和PicoGreen Assay Kit（Thermo Fisher，香港），以确保全面评估生物相容性[73]。
4.5 MIBs的皮肤刺激潜力评估
MIBs的动物实验遵循ISO 10993标准[42]。在获得香港理工大学伦理委员会的批准（批准编号22–23/331-BME-R-OTHERS）后，将五只新西兰白兔（雄性，体重2.0–3.0 kg）的背部划分为三个2.5 × 2.5 cm的测试区域进行皮肤刺激测试。样本分为五组：（1）阴性对照（薄棉布），（2）阳性对照（用饱和十二烷基硫酸钠溶液冲洗的布），（3）缝线，（4）Steri-strip，（5）MIBs。实验前24小时将兔子的背部剃毛。每组选取三个样本放置在2.5 × 2.5 cm的纱布垫上，并用半封闭的无菌医用敷料固定。24小时直接接触剃毛皮肤后，取出材料，并用温水冲洗测试区域。在应用后0小时、24小时和72小时分别检查皮肤的可见变化，如红斑。红斑评分（MES）在0–4的范围内进行评估，其中0表示无红斑，1表示轻微红斑，2表示中度红斑，3表示中度至重度红斑，4表示重度红斑。
4.6 MIBs的防污、抗菌性能和保湿性评估
评估了MIBs的保湿性、透气性、防污和抗菌性能。防污性能使用荧光异硫氰酸酯标记的牛血清白蛋白（FITC-BSA）作为模型蛋白进行测试[74]。将半径为0.8 mm的圆形样本与0.5 mg/mL的FITC-BSA溶液孵育，然后用荧光显微镜（Nikon，日本）检测荧光信号。抗菌性能针对革兰氏阴性大肠杆菌（E. coli，ATCC）和革兰氏阳性金黄色葡萄球菌（S. aureus，ATCC）进行测试[75]。将浓度为1 × 10^5 CFU/mL的细菌悬液与材料在37°C下孵育48小时。孵育后，用磷酸盐缓冲盐水（PBS）轻轻清洗材料以去除游离细菌。为了测定总菌数，将样本在PBS中涡旋1分钟，然后按1:10000的比例系列稀释，并接种到Lysogeny Broth（LB）琼脂板上，在37°C下孵育24小时。计数菌落形成单位（CFU）以量化细菌负荷。对于活/死细胞染色实验，将样本与含有1 µM SYTO 9和5 µM Propidium Iodide（PI）的染色溶液在PBS中孵育45分钟，室温下观察细菌活力。根据前述协议测量样品的水蒸气透过率（WVTR）[76]。使用直径30 mm的圆形样本封闭直径29 mm的瓶口，瓶内装有20 mL的去离子水。将瓶子置于37°C和35%湿度的培养箱中，不同时间点称重以计算WVTR。通过将样本浸入去离子水中并评估其质量变化来评估膨胀行为，该方法基于已建立的文献协议[77]。
4.7 MIBs的粘附强度、收缩力和非侵入性皮肤粘附性能评估
为了评估MIBs的粘附强度和收缩力，设计了一种基于现有协议的定制测试装置[78, 79]。该系统包括一个与校准的负载传感器相连的滑轮机制，可以精确施加不同的预载荷。施加5%到35%的预载荷，以在MIBs（1 cm × 1 cm）和刚性表面之间建立连接，预载荷的大小通过滑轮系统进行调整。粘附失效定义为MIBs与表面之间的连接断裂时的力。通过施加垂直于模拟伤口边缘的拉力来评估闭合强度，量化绷带产生有效伤口闭合所需的收缩力。为了精确测量MIBs的接触面积，使用玻璃基底进行可视化，通过立体显微镜捕捉接触动态，并使用数字成像技术进行分析。这种集成方法确保了粘附强度、收缩力及其与接触界面的关系的可靠评估。数据通过负载传感器和数字分析系统系统地收集和处理，以确保准确性和可靠性。在实际成人男性身体的不同部位（包括肩膀、前臂和膝盖）上评估了MIBs的粘附性能，以检查其在不同机械应力下的表现。所有程序均获得香港理工大学伦理委员会的伦理批准（批准编号HSEARS20240509001）。从参与实验的参与者处获得了书面知情同意。在一周大的Sprague-Dawley（SD）大鼠的皮肤上评估了MIBs的非侵入性粘附性能，该实验也获得了香港理工大学伦理委员会的批准（批准编号20–21/204-BME-R-OTHERS）[54]。在贴片移除实验中，使用异氟醚对一周大的大鼠进行麻醉，然后将MIBs贴在背部皮肤上10分钟，之后一次性温和移除。贴片移除后，用CO2对动物实施安乐死，并收集处理区域的皮肤组织进行宏观观察和H&E染色。该实验设计为简短的非手术移除测试，不涉及伤口制造或重复剥离。商业Hansaplast聚氨酯绷带作为对照组，也接受了相同的测试程序。
4.8 MIBs应力分布和机械行为的有限元模拟
在COMSOL Multiphysics中开发了一个二维轴对称有限元模型，用于表示被皮肤包围并由预应变敷料（MIB）覆盖的圆形伤口区域。使用二阶Ogden模型捕捉皮肤在大应变下的超弹性行为，其应变能量密度由以下公式给出：
其中µi和αi是通过非线性曲线拟合实验拉伸数据确定的材料常数，λ1、λ2、λ3是主拉伸比。敷料使用Neo-Hookean超弹性公式进行建模，表示为：
其中µ是剪切模量，是偏差主拉伸量。在r = Rout处的远场皮肤边界受到约束，以模拟周围组织的固定效果。使用摩擦接触对模拟敷料和皮肤之间的接触，允许分离同时防止渗透。使用二阶元素对域进行离散化，并在伤口边缘和皮肤-敷料界面处进行局部网格细化，以捕捉应力梯度。然后使用固定非线性求解器计算von Mises应力分布，特别关注伤口边缘周围的环向（hoop）应力。在不同预应变水平下比较了结果等高线图和数值数据，以阐明MIB在伤口闭合过程中如何调节应力场。
4.9 使用全厚度大鼠皮肤伤口模型评估MIBs的伤口愈合效果
使用香港理工大学伦理委员会批准的全厚度皮肤伤口模型在大鼠体内评估MIBs的疗效（批准编号23–24/733-ABCT-R-GRF）。使用1%戊巴比妥[80, 81]对Sprague-Dawley大鼠（雄性，体重200–220 g，n = 4）进行麻醉。实验动物的选择通过在线随机数生成器确定。暴露并消毒大鼠的背部皮肤，在每只大鼠的背部创建两个线性全厚度伤口（长度2 cm）。伤口用不同的材料处理，包括未拉伸的MIB-NS和预应变20%的MIB-S、缝线和商业Steri-Strips。对于MIB-NS组，使用标准医用胶带（3M Micropore）将绷带固定到位，这种胶带透气性好，不会影响伤口愈合结果。这种处理确保在整个愈合期间稳定覆盖伤口，而不影响实验结果。在特定时间点（3天、7天和14天），拍摄愈合伤口的等距照片以评估伤口闭合情况。伤口愈合率通过以下公式计算：伤口愈合率（%）= [(初始伤口面积 – 每个时间点的伤口面积)/初始伤口面积] × 100% [82]。为了进行组织学分析，在治疗后7天和14天收集伤口样本。每组选取四只大鼠进行安乐死，然后将伤口样本固定在福尔马林（TissuePro，香港）中。样本随后嵌入石蜡中，切片并用Hematoxylin和Eosin（H&E）染色以评估伤口愈合过程，并用Masson's Trichrome染色确定胶原蛋白沉积情况[59]。对于免疫荧光染色，阳性区域的百分比是通过计算组织切片中显示特定免疫荧光信号（如Col-I或Col-III）的比例相对于分析的组织总面积来确定的[83]。使用Instron通用测试机测量切口断裂强度。小心地切取全厚度皮肤条（4 × 1 cm），在伤口两侧各夹住1 cm2的样本。测试以10 mm/min的拉伸速度进行[84]。断裂强度记录为失效时的载荷。然后进行Col-I和Col-III免疫荧光染色，以评估疤痕形成情况[58]。
4.10 用于伤口愈合的MIBs的转录组学评估
在第7天，收集伤口组织样本进行RNA测序以分析转录组。总RNA是使用Trizol试剂（Thermo Fisher，香港）从皮肤组织中提取的。RNA测序使用的是Novaseq 6000平台（Illumina，美国）。差异表达的mRNA是通过edgeR R包识别的，对于配对比较，其变化倍数大于2或小于0.5。基因本体论（GO）富集分析和KEGG通路富集分析是使用OmicStudio工具进行的。FAK、CD31、TGF-β、α-SMA、iNOS、CD68和CD163的免疫荧光染色是按照先前建立的方法进行的[59, 85, 86]。测试基因的引物列在表S3中。
4.11 体外程序化三维胶原模型和免疫荧光分析
通过将NIH 3T3成纤维细胞（0.5 × 10^6细胞/cm³）或HaCaT角质形成细胞（2 × 10^6细胞/cm³）嵌入到I型胶原凝胶中，然后在两端装有海绵锚固装置的定制模具中构建了一个加载了细胞的3D胶原模型，以实现单轴机械约束。凝胶化并经过24小时的预培养后，这些结构被施加程序化的拉伸应变，以模拟临床相关的张力状态，包括恒定10%的应变（生理皮肤张力）、恒定20%的应变（增强的伤口张力）以及一个逐步的应变程序（10%–20%–10%的应变），作为与MIB相关的张力释放轨迹。刺激后，样品被固定、渗透并进行免疫染色。在加载了NIH 3T3细胞的结构中分析了FAK、NF-κB和α-SMA，在加载了HaCaT细胞的结构中分析了N-钙粘蛋白。共聚焦z-stack图像是使用相同的设置获取的，并且所有组的阳性区域百分比都是按照相同的阈值标准进行量化的。
4.12 使用全层猪皮伤口模型评估伤口愈合和瘢痕质量
该猪模型使用的是巴拿马迷你猪（雄性，体重：12–15公斤，n = 5），由广州华腾生物科技有限公司建立，并获得了伦理批准（批准号B202401-17）。所有程序都在严格的无菌条件下由合格的兽医执行。实验动物的选择原则是通过在线随机数生成器确定的。手术前，猪背部的毛发被完全剃除，并用乙醇消毒皮肤。手术是在全身麻醉下进行的。在脊柱的每一侧使用双面手术刀创建了五个全层伤口（2.5厘米×0.5厘米），每个伤口之间保持4厘米的距离。伤口接受了不同的处理方式，包括MIB-NS、MIB-S、缝合线和商用Steri-Strip。根据临床实践，定期在指定的时间点（第3天、第7天和第14天）更换敷料，以保持伤口清洁、监测愈合进展并降低感染风险。术后，每头猪都被单独饲养并每天进行监测。在预定的时间点拍摄伤口图像并测量伤口大小。在第14天，猪被安乐死，并收集伤口组织用于组织学分析，使用H&E和Masson's Trichrome染色来评估再生组织的微结构和胶原沉积。瘢痕质量是通过结合临床摄影和基于视觉模拟评分（VAS）[87]的专家评分的标准评估方法来评估的。在高照明条件下拍摄了高分辨率的瘢痕图像。三名不知治疗组的评估者独立地对图像进行了评分。每位评估者使用100分的评分标准进行评分，其中0表示未受傷的皮肤，100表示严重的瘢痕（隆起、色素沉着或红斑）。评估者的平均评分提供了一个稳健且可重复的瘢痕严重程度测量方法。切口断裂强度的测试使用的是之前描述的方法。
4.13 统计分析
除非另有说明，实验均重复三次进行，所有数据均以平均值和标准差（SD）表示。统计差异通过单向或双向方差分析（ANOVA）以及Turkey的多重比较测试进行分析。*p < 0.05、**p < 0.01、***p < 0.001被认为具有统计学意义。致谢
本工作得到了香港创新科技署的创新科技基金（ITS/085/21）（XZ）、香港理工大学2022年杰出成就校长奖（XZ）、香港理工大学智能可穿戴系统研究所的种子项目（P0046636）（XZ）、国家自然科学基金（82122002）（XZ）以及超精密加工技术国家重点实验室的跨部门开放项目（SKL–UPMT, P0033576）的支持。利益冲突
作者声明没有利益冲突。数据可用性声明
支持本研究发现的数据可在合理请求下从相应作者处获得。
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