电刺激响应型水凝胶药物控释系统及应用

何泽涛; 王梦茹; 常骁; 李佳乐; 许国贺; 马强

doi:10.7536/PC20250725

化学进展 ›› 2026, Vol. 38 ›› Issue (5) :904-920 DOI: 10.7536/PC20250725

综述与评论

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电刺激响应型水凝胶药物控释系统及应用

何泽涛 ¹ ,
王梦茹 ¹ ,
常骁 ² ,
李佳乐 ¹ ,
许国贺 ¹^,^* ,
马强 ¹

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Electrical Stimulation Responsive Hydrogel Drug Controlled Release System and Application

Zetao He ¹ ,
Mengru Wang ¹ ,
Xiao Chang ² ,
Jiale Li ¹ ,
Guohe Xu ¹^,^* ,
Qiang Ma ¹

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摘要

电刺激响应型水凝胶药物控释系统凭借电刺激精准可控、可逆性好等优势，在药物控释领域受到广泛关注。这类水凝胶通常由导电聚合物或掺杂导电材料的高分子网络组成，能够在外加电场作用下发生形态或结构变化，从而实现药物的按需释放。如今，电刺激响应型水凝胶药物控释系统在材料设计、制备方法及释放机制等方面取得了显著进展，如通过优化水凝胶的导电性、机械性能和生物相容性，提高其在体内外环境中的稳定性和响应效率。本文介绍了电刺激响应型水凝胶药物控释系统的电响应机理（离子型、电子型、离子-电子混合响应型）及释药机理（溶胀释药、收缩释药）；根据不同的电响应机理归纳电刺激响应型水凝胶药物控释系统的研究进展；对电刺激响应型水凝胶药物控释系统在癌症治疗、糖尿病治疗、心脏病治疗和神经修复方面的应用进行了总结；最后，基于目前电响应水凝胶药物控释系统的一些不足（体内残留、释药速率难以精准把控、循环使用后性能衰减）做出了展望。

Abstract

Electrical stimulation responsive hydrogel drug controlled release system has attracted wide attention in the field of drug controlled release due to the advantages of precise and controllable electrical stimulation and good reversibility. Such hydrogels are usually composed of conductive polymers or polymer networks doped with conductive materials， which can undergo morphological or structural changes under the action of an external electric field， thereby achieving on-demand release of drugs. Nowadays， significant progress has been made in material design， preparation methods and release mechanisms of electrical stimulation-responsive hydrogel drug controlled release systems， such as improving the stability and response efficiency in vivo and in vitro by optimizing the conductivity， mechanical properties and biocompatibility of hydrogels. In this paper， the electrical response mechanism （ionic， electron， ion-electron mixed response type） and drug release mechanism （swelling drug release， contraction drug release） of the electrical stimulation responsive hydrogel drug controlled release system are introduced. Then， the research progress of electrical stimulation-responsive hydrogel drug controlled release system was summarized according to different electrical response mechanisms. The application of electrical stimulation-responsive hydrogel drug controlled release system in cancer treatment， diabetes treatment， heart disease treatment and nerve repair was summarized. Finally， based on some shortcomings of the current electric response hydrogel drug controlled release system （in vivo residue， drug release rate is difficult to accurately control， performance degradation after recycling）， the prospect is made.

Contents

1 Introduction

2 Electroresponsive hydrogels electrical response mechanism and the drug release mechanism of the drug controlled release system

2.1 Electroresponsive hydrogels electrical response mechanism

2.2 Electroresponsive hydrogels drug release mechanism of drug controlled release system

3 Electroresponsive hydrogels research progress of drug controlled release system

3.1 Ionic electroresponsive hydrogels drug controlled release systems

3.2 Electron electroresponsive hydrogels drug controlled release systems

3.3 Ion-electron mixed response type electroresponsive hydrogels drug controlled release systems

4 Electroresponsive hydrogels application of drug controlled release system

4.1 Cancer therapy

4.2 Diabetes treatment

4.3 Heart disease treatment

4.4 Repair of nerve

5 Conclusions and prospects

Graphical abstract

关键词

水凝胶 / 电响应 / 药物控释系统 / 应用

Key words

hydrogels / electroresponse / drug controlled release systems / applications

引用本文

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何泽涛, 王梦茹, 常骁, 李佳乐, 许国贺, 马强. 电刺激响应型水凝胶药物控释系统及应用[J]. 化学进展, 2026, 38(5): 904-920 DOI:10.7536/PC20250725

Zetao He, Mengru Wang, Xiao Chang, Jiale Li, Guohe Xu, Qiang Ma. Electrical Stimulation Responsive Hydrogel Drug Controlled Release System and Application[J]. Progress in Chemistry, 2026, 38(5): 904-920 DOI:10.7536/PC20250725

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1 引言

传统的基于膜技术的给药方法不仅无法在长时间持续释放药物还缺乏选择性。因此，患者通常需要大剂量和重复的药物进行治疗。但血药浓度过高会导致毒副作用，对机体造成伤害，而浓度不足则不能产生治疗效果^[1-2]。为了克服这些挑战，大量的研究工作已经转向设计和制造基于聚合物的药物递送系统，如纳米颗粒^[3]、脂质体^[4]、聚合物胶束^[5]和水凝胶^[6]。这些系统能够在时间和位置上控制药物分子的释放，以提高疗效和降低毒性。

通过物理或化学交联形成的水凝胶具有相互连接的三维多孔网状结构，这种特殊的结构可以限制水的流动性，从而使水凝胶具有柔软的固体状性质^[7-8]。并且水凝胶作为一种软质材料，具有含水量高、生物相容性好、与组织物理相似性高、力学性能可调等特点，为水、营养物质、药物分子和细胞的运输提供了载体^[9-11]。通过功能化设计制备的智能响应型水凝胶可以对外界环境的刺激做出反应，导致基质形变或降解^[12]。这一特殊属性使水凝胶能够实现对药物的持续和可控释放，从而提高药物利用率，减轻用药负担，并最大限度地减少患者毒副反应的发生^[13-15]。

智能响应型水凝胶在药物控释领域具有广泛的应用前景，其中电刺激响应型水凝胶（ERHs）通过外加电场来控制药物释放。ERHs含有可电离基团的聚合物网络或引入导电聚合物、碳纳米材料等电活性组分。在电场作用下，凝胶内部会发生离子迁移或电子转移等过程，从而引起体积、形状的变化。但电场类型、强度、时间等因素都会不同程度地影响ERHs对药物的控释。以电刺激作为外部触发信号比其他刺激方式（如pH、温度、光等）具有诸多优势^[16-17]。首先，电刺激能够实现精准、可控的药物释放。通过调节电场强度、施加电压的时长或频率，可以精确控制水凝胶的溶胀/收缩程度，从而调节药物的释放速率，实现按需给药^[18]。其次，电刺激作为一种简单、清洁的刺激源，作用于水凝胶时不引入额外化学物质，避免载体污染或代谢负担。并且电刺激通常具有较好的可逆性，使水凝胶能够多次循环使用，提高药物利用率^[19-21]。同时，电场可局部施加，避免全身副作用，适用于植入式给药系统^[22]。因此，电刺激响应型水凝胶（ERHs）在药物控释领域有其独特的优势。不仅如此，ERHs在柔性电子与智能驱动领域（如柔性传感器、仿生机器人）和环境工程领域（如废水处理、油水分离）等具有广泛应用。

本文综述了ERHs的电响应机理（离子型、电子型、离子-电子混合响应型）以及在药物控释系统的释药机理（溶胀释药、收缩释药）。按电响应机理分类，详细归纳了离子型（基于合成/天然聚电解质）、电子型（基于聚吡咯（PPy）、聚（3，4-乙烯二氧噻吩）（PEDOT））、离子-电子混合响应型水凝胶药物控释系统的研究成果。然后，阐述ERHs药物控释系统在癌症、糖尿病、心脏病和神经修复的应用。最后，基于目前电响应水凝胶药物控释系统的一些不足（体内残留、释药速率难以精准把控、循环使用后性能衰减）做出了展望。

2 ERHs电响应机理及药物控释系统的释药机理

2.1 ERHs电响应机理

ERHs根据其电响应机理可分为离子型、电子型、离子-电子混合响应型。

2.1.1 离子型

离子型ERHs主要依赖自由离子在外加电场作用下的定向迁移来实现电响应^[23-25]。当对水凝胶施加电刺激时，自由离子受到电场力的驱动沿电场方向迅速移动，导致局部离子浓度发生显著变化，从而引起渗透压失衡致使凝胶膨胀或收缩^[26-28]。

对于聚阴离子型水凝胶（如含羧基或磺酸基的体系），骨架上的阴离子基团不可迁移，而解离产生的阳离子则具有较高的迁移性。在外加电场作用下，这些阳离子趋向于向阴极移动，从而造成凝胶两侧离子分布不均：阴极侧阳离子浓度升高，而阳极侧则显著降低。这种浓度梯度导致阳极侧外部溶液的离子浓度相对较低，进而形成凝胶内外的渗透压差，使阳极一侧凝胶内部表现出较高的渗透压，最终驱动水分渗入并诱发局部膨胀，凝胶向阴极弯曲^[29-30]，如图1（a）所示。

对于聚阳离子型水凝胶（如含氨基的体系），骨架上的阳离子基团不可迁移，而解离产生的阴离子则具有较高的迁移性。在外加电场作用下，这些阴离子趋向于向阳极移动，从而造成凝胶两侧离子分布不均：阳极侧阴离子浓度升高，而阴极侧则显著降低。这种浓度梯度导致阴极侧外部溶液的离子浓度相对较低，进而形成凝胶内外的渗透压差，使阴极一侧凝胶内部表现出较高的渗透压，最终驱动水分渗入并诱发局部膨胀，凝胶向阳极弯曲^[31-32]，如图1（b）所示。

另外，含有离子基团的水凝胶链间在电场作用下产生排斥，使得凝胶网络的空隙增大，凝胶膨胀^[33]。

2.1.2 电子型

电子型ERHs主要依靠水凝胶内部具有可逆氧化还原活性的导电聚合物实现电响应，这类导电聚合物具有多共轭平面结构^[34-35]。π共轭主链的存在和π键电子在导电聚合物中的离域是其电导率的基础^[36-37]。导电聚合物以独立网络的形式与凝胶基质交织，形成互穿网络或双网络结构。在外加电场作用下，导电聚合物与电极界面出现电子转移，使得凝胶内部的导电聚合物所含电子量发生变化，进一步引起聚合物链构象变化，导致凝胶网络的溶胀或收缩^[38-40]。在导电聚合物失电子处于氧化态时，聚合物链带正电。凝胶内网络因电荷排斥作用趋于伸展，共轭结构的π电子离域性增强，分子链刚性增加，进一步扩大网络空间。在导电聚合物得电子处于还原态时，导电聚合物链间的电荷排斥消失。分子链通过氢键等作用趋于卷曲，链段折叠导致凝胶网络收缩^[41-42]，如图2所示。由于电子传输速度远快于离子迁移速率，电子型ERHs具有响应速度快、响应过程稳定且可逆的特点。

2.1.3 离子-电子混合响应型

离子-电子混合响应型ERHs内部的导电组分既有自由离子（聚电解质），又有自由电子（导电聚合物、碳纳米管（CNTs）、还原氧化石墨烯（rGO）和金属线）。

对于聚阴离子-电子混合响应型ERHs，骨架上的阴离子基团带负电而使聚合物链间相互排斥导致凝胶网络空隙变大，凝胶会发生较为明显的膨胀。在施加正电位后，水电离产生的氢离子与阴离子基团结合而使其呈电中性，原排斥消失。虽凝胶内部含有自由电子的导电组分发生电子迁移后带正电亦会产生排斥，但相较于原有聚离子基团间排斥小很多，故宏观上凝胶表现为收缩状态^[43]，如图3（a）所示。

对于聚阳离子-电子混合响应型ERHs，骨架上的离子基团在还原电位下不带电。在施加正电位后，水电离产生的氢离子结合到聚合物链上带正电，使聚合物链间相互排斥。并且，凝胶内的导电组分在正电位下呈氧化态带正电，加剧了凝胶内部的电荷排斥，进一步导致凝胶膨胀^[44]，如图3（b）所示。

其中电子网络提供高速电荷传输通道，离子迁移则放大体积变化幅度^[45]。二者的协同作用实现了离子-电子混合响应型ERHs兼具近电子型快速响应和近离子型大形变的性能平衡。

2.2 ERHs药物控释系统的释药机理

ERHs药物控释系统利用外部电场对水凝胶结构进行调控，从而实现药物的精准释放。该系统主要依赖于2种释药机理：溶胀释药和收缩释药^[46]。

2.2.1 溶胀释药

通过溶胀释药的水凝胶通常含有大量的亲水基团（如羟基、羧基、酰胺键、醚键等），在受到电刺激后，分子内部的静电相互作用和聚合物链段上亲水性基团与外界水分子之间的氢键作用占主导地位。大量水分子进入到水凝胶内部致使凝胶溶胀，药物分子因扩散梯度而由凝胶内部向外释放，如图4所示。此过程可以通过调控电场的强度和作用时间，实现药物释放速率的控制，达到按需供药的目的^[47]。

2.2.2 收缩释药

通过收缩释药的水凝胶通常含有大量的疏水性基团（如长链烷基、酯基、硝基等），在受到电刺激后水凝胶分子内氢键缔合作用以及疏水作用占主导地位，阻碍水凝胶的亲水基团与水分子间氢键的形成，或者形成疏水层，致使水凝胶收缩，迫使凝胶内部水分被挤出，同时携带出部分药物分子，如图5所示，形成一次性或短时高浓度释药^[48]。

3 ERHs药物控释系统的研究进展

3.1 离子型ERHs药物控释系统

离子型ERHs可以对电刺激表现出宏观响应，通常使用含有可电离基团（如羧基、磺酸基或胺基）的聚电解质合成^[49]。根据来源的不同，聚电解质可分为合成聚电解质和天然聚电解质2类。离子型ERHs相对来说更为温和，拥有更为优异的生物相容性，避免组织损伤，适合长期体内植入给药。

3.1.1 基于合成聚电解质离子型ERHs药物控释系统

合成类聚电解质是指通过化学合成方式制备的高分子电解质，这些高分子链上带有大量可电离的离子基团。在水溶液中，这些基团可电离形成带电的聚合物链和自由离子，从而表现出电解质性质^[50]。在外加电场时，凝胶内部的自由离子会发生定向迁移，最终导致渗透压差引起水凝胶的膨胀/收缩。如聚丙烯酸（PAA）可在不同浓度下加工成不同尺寸和形状，对生物组织具有高黏附性，在药物递送领域具有广阔的应用前景^[51]。

Mallawarachchi等^[52]以N，N-亚甲基双丙烯酰胺和过硫酸钾作为交联剂和引发剂，采用自由基聚合法合成了PAA凝胶和聚甲基丙烯酸（PMA）凝胶。通过实验发现，PMA凝胶和PAA凝胶都有电响应。在没有电刺激条件下，PAA凝胶内部蛋白质的释放量仅为20%，在施加电刺激后，蛋白质的释放量可以达到80%。但PMA凝胶在没有电刺激时也能释放较多的蛋白质，这是由于PMA的甲基化结构削弱了氢键作用，疏水性更强，蛋白质更易通过扩散脱离凝胶网络。因此，PAA更适合于电刺激用于精确控制药物释放的应用。PAA凝胶主要通过与胰岛素之间形成氢键将胰岛素留在凝胶内部。当施加电刺激后，胰岛素与PAA间的氢键被破坏。同时，电刺激引发PAA电离出的氢离子迁移及带负电聚合物链间的静电排斥，进而导致凝胶体积膨胀，便于胰岛素释放。并且电刺激会诱发胰岛素分子电泳进一步增强胰岛素的释放，如图6所示。该凝胶所负载的胰岛素对糖尿病的治疗方面有很大帮助，但尚处于研究阶段，还未临床应用。另外深入了解影响PAA凝胶胰岛素保留和释放机制的分子相互作用有助于开发和优化基于水凝胶的药物控制释放系统。

3.1.2 基于天然聚电解质离子型ERHs药物控释系统

天然类聚电解质是来源于天然高分子的带电高分子物质，分子链上含有可以电离的功能基团。在外加电场时，凝胶内部的自由离子也会发生定向迁移，最终导致渗透压差引起水凝胶的溶胀/收缩。这类聚电解质通常具有良好的生物相容性、生物可降解性，常用于生物医学领域。如海藻酸盐（Alginate，Alg）是一种独特的生物相容性、可生物降解和无毒的药物输送系统材料^[53]。

Zhang等^[54]利用凹凸棒土（ATP）、草甘膦（Gly）和海藻酸钙（CA）为原料开发了一种电驱动释放和迁移草甘膦的纳米复合凝胶。ATP-CA作为纳米网络载体有效地载入Gly，形成多孔的ATP-Gly-CA水凝胶球。ATP棒表面有大量的微纳米孔和羟基，有利于与Gly形成氢键并将Gly吸附在ATP-CA纳米网络的孔中和ATP的表面。在电场作用下，凝胶内部钙离子从聚合物链上脱落发生定向迁移，引起凝胶的渗透压改变，致使凝胶膨胀释药。并且水凝胶球中的孔隙由于阴离子聚合物链间的静电力而扩大，凝胶体积膨胀，加速带负电的Gly在电场驱动下的释放，如图7所示。最后还通过斑马鱼和小鼠的实验表现出该凝胶有良好的生物相容性，显示了其生物安全性。该凝胶对Gly的精确释放和递送为减少对环境的有害影响提供了一种全新的方法，能够做到除草的前提下降低对环境的危害。但实验条件均在实验室进行，并不能保证在室外农田等有复杂生态系统有效应用。不过这项研究提供了一种有前景的方法来控制Gly的释放、精确输送Gly并提高利用效率，在设施农业中具有良好的应用前景。但因其驱动电压需达到20 V（较高）以及响应时间的影响，导致成本偏高，为此研发低电压响应以及能在较快时间实现电响应的凝胶很有必要。

Tverdokhlebova等^[55]制备了一种凝胶，采用低电压，间接影响到局部pH，引发凝胶溶胀/收缩。在含有Fe²⁺和可溶性Alg的溶液中施加氧化电位，将Fe²⁺氧化成Fe³⁺。之后再与海藻酸盐交联，在电极表面上形成Alg水凝胶层，并且离子浓度以及沉积时间决定了凝胶层厚度。为了让凝胶达到重复溶胀-收缩过程，在用含有抗坏血酸盐和Ca²⁺的溶液处理海藻酸盐水凝胶时，进行阳离子交换，最终得到电极表面沉积的Ca²⁺交联海藻酸盐水凝胶。该凝胶的驱动电压仅需±0.6~0.8 V即可达到对药物的控释，响应时间3 min可以完成凝胶收缩到膨胀的切换。当对凝胶施加正电位时，抗坏血酸被氧化释放氢离子，同时海藻酸的羧酸根会吸引氢离子发生迁移，凝胶疏水收缩，抑制蛋白质的释放。在对凝胶施加负电位时，氧气被还原为水消耗氢离子，羧基电离出氢离子迁移到电极表面，凝胶亲水膨胀，促进蛋白质释放。这一可逆过程可以通过施加交替的正负电位来循环刺激和抑制蛋白质的释放，如图8所示。另外发现释放行为取决于蛋白质的大小和所带的电荷，较小和带负电的蛋白质显示出更有效的释放激活。目前，该藻酸盐水凝胶暂未应用于任何疾病治疗，但其电刺激调控小分子量负电蛋白质/酶按需释放的能力可以在各种生物医学中进行应用。例如，在基于酶的非常规计算（信息处理）领域中具有很好的应用前景。

3.2 电子型ERHs药物控释系统

电子型ERHs通过结合导电聚合物与传统水凝胶，实现了对药物释放的电控调节。导电聚合物通常具有π-π共轭骨架结构，能够通过掺杂离子药物并改变聚合物的氧化还原态来调节药物的吸附与释放^[56]。电子型ERHs的响应核心是电场驱动下的电子传导，因此具有响应速度快、控释精度高等优点，可以做到急性疾病的按需给药。下面介绍几种典型的PPy和PEDOT基电响应控释体系。

3.2.1 基于PPy的电子型ERHs药物控释系统

PPy是一种导电高分子材料，由吡咯单体通过聚合反应形成^[57]。其分子链具有连续的π-π共轭结构，使得电子可以在链上发生离域迁移，从而赋予其导电性^[58-60]。经过化学或电化学掺杂处理后，可以进一步改善聚吡咯的导电性能，使它能在凝胶中作为有效的电荷传递媒介^[61-64]；并且聚吡咯具有良好的机械稳定性和生物相容性，使其应用前景非常广泛^[65-67]。

Krathumkhet等^[68]制作了一种果胶-细菌纤维素（BC）/PPy水凝胶复合材料用于电控经皮给药系统，它能根据BC的浓度、pH值和电场强度的变化影响内部阴离子药物布洛芬（IBU）从水凝胶中的释放。通过化学氧化聚合法制备IBU掺杂的PPy，IBU与PPy网络间存在π-π堆积和静电作用使其留在网络中，再将PPy网络负载到果胶/BC水凝胶中。在施加负电位后，PPy由氧化态被还原为中性，与IBU分子的静电吸引力减弱，导致药物分子从PPy骨架上脱落。并且带负电的电极还会与凝胶中的羧酸根产生排斥力，诱导水凝胶膨胀，便于带负电IBU分子因离子电渗效应从凝胶中释放，如图9所示。此外，证明了果胶/BC水凝胶基质内掺入的PPy增加了施加电刺激下的IBU释放量。该复合材料还有一个显著特点，只有药物分子IBU因为体积较小可以从凝胶中释放，而PPy不能从凝胶中释放。由于PPy不释放，所以该系统不会对人体健康造成危害。而且BC质量分数最佳为30%，此时施加电刺激后，药物释放量最高可达78%。水凝胶复合材料对革兰氏阳性菌也有明显的抗菌活性。因此，该凝胶是一种很好的经皮给药替代材料。不过该凝胶在7 V电压下才达到最高78%的药物释放率，响应电压相对较高影响实际应用。

Bansal等^[69]基于甲基丙烯酸化水凝胶（GelMA）和PPy形成完全互穿网络，其释放机制更灵敏。由GelMA和掺杂谷氨酸（Glu）的PPy组成的导电聚合物水凝胶（CPH），可用于兴奋性神经递质Glu的可控释放。该CPH在持续施加电刺激后的药物释放量是不施加电刺激时的5倍。值得注意的是，与传统PPy/Glu薄膜相比，GelMA/PPy/Glu涂层在-0.6 V电刺激下能够输送14倍的Glu量。当对凝胶施加正电位时，PPy会通过静电吸引保留带负电的Glu，仅少量通过扩散释放。施加负电位时，PPy从氧化态转变为中性态，与阴离子药物之间的静电相互作用显著减弱甚至消失，使Glu从聚合物链上脱落，达到释放目的，如图10所示。虽然本研究是用于Glu的电控递送，但该凝胶可用于递送不同电荷和大小的药物。因此，该CPH在生物电子学中治疗神经系统疾病有非常好的前景。但其释药性能仍有待提高。

为进一步优化凝胶释药性能，Orduño Rodríguez等^[70]采用生物催化法合成PPy纳米颗粒，以PVA为基质，戊二醛为交联剂，通过原位封装制备PVA/PPy复合水凝胶。以美托洛尔作为模型药物，评估了其受控释放性能。在PPy含量较高时，该凝胶在-5 V的电刺激下6 h便能达到100%的释放率。PVA的亲水性与多孔结构有助于药物的吸附与滞留，PPy与PVA间存在氢键相互作用，这种相互作用改变了PVA的三维结构，同时PVA网络的溶胀能力和分子扩散性也可能通过物理包埋作用保留药物分子。当对凝胶施加负电位时，随着电子的进入PPy还原，同时引发凝胶体积的收缩，使得携带药物释放。而将电位转换为正电位时，则会抑制该凝胶的释放。水凝胶表现出可调的溶胀、热稳定性和电响应性，适用于需要电调控的心血管疾病治疗场景，如高血压和心绞痛的按需给药。但本研究还未进行体内实验，仅开展了体外间接测试，在实际应用中还需继续探究。

3.2.2 基于PEDOT的电子型ERHs药物控释系统

PEDOT是一种兼具高电导率、良好化学和热稳定性及优异光学透明性的导电聚合物^[71-74]。其导电原理源于分子主链上延伸的π-π共轭体系，通过化学或电化学掺杂显著提升电子迁移能力并实现高水平的导电性^[75-77]。在柔性电子器件^[78]、显示器^[79]、太阳能电池^[80]、传感器^[81]以及储能设备^[82]等领域中具有广泛应用。

Cheah等^[83]研发了一种由生物相容性GelMA和导电聚合物PEDOT组成的CPH。GelMA凝胶提供多孔网络负载蛋白质，溶胀后促进药物扩散，PEDOT电聚合于GelMA内部，形成半互穿网络。当PEDOT处于氧化态带正电时可以吸附负电荷的牛血清蛋白（BSA）。此时对CPH施加恒定负电位，使PEDOT呈电中性，凝胶内残留的对甲苯磺酸盐阴离子（pTS^-）使凝胶总体带负电，排斥带负电BSA，促进蛋白质的释放，如图11所示，4 h释放量比被动释放提高了68%。在施加正电位时，产生静电吸引而抑制释放，释放量降低38%。特别地，该复合水凝胶前14 d被动释放，第15~21天每日施加0.1 Hz双相脉冲1 h，释放速率较未刺激组提高3倍，实现21 d持续可控释药。GelMA/PEDOT导电聚合物水凝胶通过PEDOT电化学氧化还原驱动的静电相互作用，结合GelMA水凝胶的高载药储库特性，实现了蛋白质的电响应可控释放。电刺激参数（电位、波形、频率）是调节释放速率和总量的关键，双相脉冲策略在保证安全性的同时提升了体内应用潜力，使该凝胶非常适合在组织工程应用中用作治疗输送载体。

3.3 离子-电子混合响应型ERHs药物控释系统

离子-电子混合响应型ERHs药物控释系统结合离子与电子双重响应机制，由不同类型的导电组分复合构成协同传输网络。在电刺激下，离子迁移与电子电荷传输触发结构变化调控释药，具双重响应协同、精准动态调控优势。离子-电子混合响应型ERHs兼具两者优势，同时弥补单一类型的不足，可以适应更为复杂的生理环境，并且释药的类型也更为广泛。

Kleber等^[84]以水凝胶前体聚（二甲基丙烯酰胺-co-4-甲基丙烯酰氧基二苯甲酮（5%）-co-4-苯乙烯磺酸盐（2.5%））（PDMAAp）和PEDOT制作了一种CPH。凝胶内部的PEDOT导电网络通过电化学氧化还原反应调节电荷状态，促进静电吸附/释放药物。选用阴离子荧光素和地塞米松为药物模型，当对凝胶施加正电位时，会使PEDOT氧化，吸引负电荷药物通过静电作用结合到水凝胶中。再对凝胶施加负电位使PEDOT还原，带负电的水凝胶基质与还原后的PEDOT形成的复合网络，负电荷占主导，导致带负电的药物分子因静电排斥而释放，如图12所示。电化学诱导的电荷排斥与溶胀引起的扩散协同作用，其中静电作用占主导，使释放量比纯扩散（被动释放）高6倍以上。未来，可以根据不同的药物、释放情况和给药方案进行调整或优化。通过这种方式，可以将其用于生物电子学和神经接口领域，特别适合需结合神经植入物且伴随局部炎症的神经系统疾病。另外，该凝胶在0.5 V的电压下便可实现电响应，施加电刺激60 s内触发释放，28 d浸泡后仍可响应。细胞毒性试验结果表明，对皮肤成纤维细胞的存活率大于90%，但仍有待提升。

采用更为绿色的原材料能进一步提高凝胶的生物安全性。Ha等^[85]研究开发了一种由Alg、GelMA和银纳米线（AgNW）组成的电响应导电混合水凝胶贴片（Gel-Alg-AgNW），兼具机械增强、导电性能和电控药物释放能力。该凝胶电压在3 V达到最佳释放条件，2 h后DOX释放57%。细胞毒性试验结果表明，对人角质形成细胞的存活率大于95%，有了很大提高。水凝胶由Alg（离子交联）和GelMA（光交联）形成互穿聚合物网络，其丰富的多孔结构为药物分子提供了大量的存储空间，有助于实现高效的药物负载与缓释。带正电的阿霉素（DOX）与凝胶中带负电的海藻酸链段通过静电相互作用结合，并且还与凝胶网络间存在氢键、范德华力等次级相互作用，增强负载稳定性。在对凝胶施加正电位刺激后，会排斥DOX分子向外释放，同时电场还会促使凝胶内钠离子迁移，形成渗透压梯度，进一步推动药物向外部溶液扩散。电刺激还会引发氧化还原反应，导致水凝胶网络溶胀-收缩循环，破坏药物与凝胶的氢键/范德华力相互作用，加速药物的释放，如图13所示。该水凝胶的透皮局部给药和电控精准释放使其适合皮肤及浅表组织疾病的治疗，可用于可穿戴皮肤贴剂的开发。但其刺激电压3 V仍可进一步优化降低。

Puiggalí-Jou等^[86]优化凝胶材料，选择更为优异的导电材料，基于PEDOT和Alg制备了一种电化学活性水凝胶，该凝胶可用于姜黄素（CUR）的可控释放，实现了疏水性药物的控释。且其在-1.0 V电刺激下2 h内可以持续释放，且2 h释放25%相对于被动释放的3%显著提升。进一步优化凝胶的生物相容性，并进行细胞毒性试验，结果表明，其对皮肤成纤维细胞增殖无不良影响。CUR溶解于乙醇后加入Alg溶液中，再与PEDOT混合后凝胶化，实现药物在凝胶网络中的均匀分布。PEDOT的共轭噻吩环与CUR的芳香环通过疏水作用结合，CUR嵌入PEDOT分子链间的疏水微区，形成疏水环境下的分子聚集。并且两者的共轭π电子体系发生π-π堆积，增强分子间相互作用，稳定CUR在凝胶内的负载。在对凝胶施加正电位时，发生电化学氧化反应，生成H⁺与羧酸根结合，分子链间的静电斥力减弱，链段收缩使得凝胶收缩，阻碍疏水性药物的释放。在对凝胶施加负电位时，发生电化学氧化反应，产生OH^-，羧基保持去质子化，但电压驱动电子转移，使水凝胶网络发生结构重排，分子链舒展度增加，促进疏水性药物从凝胶中释放，如图14所示。该凝胶所负载的CUR有抗菌和抗肿瘤等功效，所以其后续可以考虑应用在癌症治疗上。并且该凝胶具有合成简单、生物相容性好、电响应可控释药等优势，因此其在药物输送应有很大的研究前景。

Aycan等^[87]制备了一种可植入体内用于神经相关疾病治疗的复合凝胶，且该凝胶还具有极高的生物安全性。先通过酯化反应将甲基丙烯酸酐（MA）接枝到透明质酸（HA）分子链上，制备甲基丙烯酸化透明质酸（HA/MA）。将rGO分散于HA/MA溶液中，加入光引发剂后紫外交联，形成HA/MA-rGO水凝胶。之后再将HA/MA-rGO水凝胶浸泡于苯胺单体溶液，加入过硫酸铵（APS）引发聚合，形成HA/MA-rGO-聚苯胺（PANI）复合水凝胶。在1~3 V的电压测试下，发现3 V的电压下释药最优。140 min释放的IBU高达86%，与被动释放的37%相比大幅度提升。细胞毒性试验结果表明，其对人角质形成细胞的存活率大于99%，相较于前面研究大幅度提高，细胞亲和性更好。选择疏水性抗炎药物IBU作为模型药物，IBU通过与HA的羟基和羧基形成氢键，并且带负电的IBU与氧化态的PANI间存在静电作用。在对凝胶施加负电位时，IBU与凝胶之间的氢键被破坏。并且PANI被还原为中性态，削弱静电吸附力。同时电场驱动IBU向正极迁移，加速药物从水凝胶内部向外部溶液的扩散过程，如图15所示。此外，还证明了该复合凝胶对药物的“开-关”释放。该水凝胶可作为神经植入电极涂层，负载的IBU能抑制炎症因子，减轻植入物周围炎症，保护神经组织，为神经植入的治疗提供了一种新思路。

另外，本课题组^[88]制备了一种低压/温敏双响应型形变双网络水凝胶，并且还具备电刺激“开-关”可控，证明其在后续应用中有很大的灵活性。该凝胶将N-异丙基丙烯酰胺（NIPAM）、CNTs以及交联剂和引发剂溶解于乙醇/水混合溶剂，形成多孔NIPAM/CNTs第一网络。之后将其冻干浸入含交联剂、引发剂和5-丙烯酰胺基-1，10-菲咯啉二（1，10-菲咯啉）合铁（II）（Fe（phen）₃）的预聚液中饱和吸附，最终合成了一种具有较强机械性能的低压/温敏双响应型形变双网络水凝胶。将该凝胶冻干后，浸入到BSA溶液中，BSA与聚合物链形成氢键负载到凝胶网络中，并且还能通过π-π堆积与CNTs结合。在10 V即可响应电刺激释药，且在最适条件下BSA的释放量为66%，相较于被动释放的16.8%显著提升。细胞毒性试验结果表明，其对A549细胞的存活率大于99%。在施加电刺激后，Fe（phen）₃氧化还原反应改变凝胶电荷分布，产生渗透压梯度，驱动凝胶收缩，BSA在电场中受电泳力作用迁移，进一步协同促进收缩释放，如图16所示。此外，CNTs增强机械强度，但其含量影响收缩效率，质量分数为0.5%的CNTs可达到平衡导电性与网络柔性的目的。该凝胶药物的释放遵循菲克扩散定律，不受腔体塌陷或骨架溶解的影响。本研究中凝胶搭载BSA用于局部给药虽未进行体内实验，但可作敷料用于皮肤病治疗。

本文对不同ERHs药物控释系统进行了总结，结果见表1。

4 ERHs药物控释系统的应用

4.1 癌症治疗

癌症的治疗仍是当今医学上一大难题，化疗是主要的治疗方法，将常规药物注射到静脉，到达并聚集到肿瘤中，用于抑制其生长和消退^[89]。但肿瘤微环境复杂和缺氧，药物渗透性差，导致耐药性和全身毒性等问题。为了克服这些限制，局部给药已引起关注，特别是使用水凝胶作为可注射的储库进行精确的、针对特定部位的治疗^[90]。虽然水凝胶可以提高治疗效果并减少副作用，但其大孔径和高含水量通常会导致药物快速释放，从而限制其有效性。由此可见，设计制备能够在较长时间内持续释放其内容物的药物控释系统在治疗癌症方面具有深远意义^[91]。

Gangrade等^[92]将叶酸（FA）接枝到单壁碳纳米管（SWCNT）上，然后再负载DOX，与聚合物溶液丝素蛋白混合，得到纳米复合丝素水凝胶。由于凝胶内部含有SWCNT，所以该凝胶属于电子型ERHs，其快速响应、精准可控释放以及近红外（NIR）激光和电场敏感的特性，能很好地适配实体瘤化疗时的复杂需求。水凝胶通过注射器微创植入肿瘤周边，覆盖大部分肿瘤组织，避免了传统静脉化疗的全身毒性。带正电的DOX分子通过π-π堆积和静电相互作用吸附到SWCNT-FA表面，之后再负载到纳米丝素水凝胶内。凝胶在外加电场时，周围PBS中的离子定向移动导致三维网络结构局部松弛，形成孔隙，便于药物释放。同时电场还削弱了SWCNT-FA与DOX的静电引力，使药物从纳米载体表面解离释放，如图17所示。体内实验显示，在乳腺癌小鼠模型中，经NIR激光、电场或两者联合刺激的治疗组，21 d内肿瘤体积和质量显著缩减（肿瘤质量<0.5 g，对照组约3 g），且无明显体质量下降，表明无全身毒性。并且研究还表明，水凝胶释放的DOX通过线粒体和内质网应激通路诱导肿瘤细胞凋亡，在体内有效抑制实体瘤生长，同时规避了传统化疗的主要缺陷，为癌症局部治疗提供了一种安全、高效的新方法。

Resina等^[93]将PAA接枝到SA上，并原位包封负载氯霉素（CAM）的PEDOT纳米颗粒（PEDOT/CAM NPs）制备的一种可以负载CAM的电化学水凝胶。作为一种离子-电子混合响应型ERHs，既能实现电刺激精准触发释放，避免因被动泄漏导致抗生素耐药，还能适配pH敏感的病理微环境，提高药物扩散效率。CAM分子与水凝胶基质中的极性基团形成了强相互作用从而负载到水凝胶内部。当施加电刺激后，CAM与水分子的相互作用增强，削弱了CAM与水凝胶极性基团的结合力。并且交替正负电位会导致凝胶膨胀和收缩循环，在电刺激下，从纳米颗粒释放到水凝胶中的CAM分子随着凝胶这种变化而扩散到外部，如图18所示。电刺激释放的CAM对宫颈癌细胞和正常猴肾细胞的抑制作用呈浓度依赖性，对于较低的药物浓度，两细胞系中细胞存活率都高于80%，在33 μg/mL的质量浓度下，正常猴肾细胞的细胞存活率远高于宫颈癌细胞，证实了CAM的抗癌特性在封装过程和电刺激释放后并未发生改变。特别是，该凝胶还兼具有pH响应，通过电刺激和pH响应的协同作用，实现肿瘤酸性微环境下的精准药物释放，减少全身给药的毒性和抗生素耐药性风险。

4.2 糖尿病治疗

糖尿病是一种全球性的慢性疾病，近年来患病数逐年增加，并且早死率提高了5%。胰岛素不足（因胰腺功能障碍或胰岛素抵抗）导致高血糖，从而加速、心脏、肾脏等器官并发症的风险增加^[94]。在治疗上，除了生活方式干预，注射胰岛素是必要手段，但依从性差和并发症风险较高，且胰岛素受到生物利用度限制。通过纳米颗粒和水凝胶系统来调节胰岛素释放，开发自我调节的胰岛素输送系统，将电刺激引发的快速胰岛素释放与受体降解诱导的缓慢胰岛素释放相结合有利于改善糖尿病治疗^[95]。

Muñoz-Galán等^[96]设计了2种胰岛素递送系统。第1个系统由一层胰岛素夹在导电的PEDOT膜和聚γ-谷氨酸（γ-PGA）水凝胶之间组成，带负电的胰岛素与带正电的PEDOT通过静电相互作用吸附于界面。施加负电位使PEDOT还原，在PEDOT/胰岛素界面处的胰岛素-PEDOT相互作用的强度急剧降低，有利于激素的释放，如图19（a）所示。第2个系统是一种含有胰岛素和PEDOT纳米颗粒的γ-PGA水凝胶，随着水凝胶的降解，可以缓慢持续地释放胰岛素，如图19（b）所示。虽然2种凝胶原料相同，但仅第1个凝胶为电刺激触发凝胶释放胰岛素的，且其属于离子-电子混合响应型ERHs。而2种不同凝胶对应2种不同释放模式，两者结合既规避了单一类型水凝胶的缺陷，又精准覆盖糖尿病治疗的双重需求。快速释放模式应对餐后血糖峰值（如电刺激触发10 min内快速释药），持续释放模式维持空腹血糖稳定，形成覆盖短期波动与长期基线的双重调控，减少低血糖风险和患者给药频率。通过“电刺激快速释放+降解持续释放”2种释放模式的结合，有效解决了传统胰岛素治疗中血糖波动控制不足的问题，兼具生物相容性、可控释放和个性化调节潜力，为糖尿病管理提供了创新的智能递送载体。

Liu等^[97]以聚N-异丙基丙烯酰胺（PNIPAM）、离子液体[VBIM]Br和螺旋藻为原料，通过紫外光引发共聚制得产氧导电水凝胶（PVNP-SP）。作为一种离子型ERHs，依靠离子液体[VBIM] Br在外加电场下通过离子迁移实现电流传导。其温和刺激、功能兼容、较高的生物安全性很好地适配了糖尿病慢性伤口组织的脆弱。螺旋藻通过光合作用在光照下释放氧气，30 min内溶解氧质量浓度从0增至14.9 mg/L，显著缓解糖尿病伤口的缺氧状态。抑制缺氧诱导因子HIF-1α核转位，激活Nrf2/HO-1抗氧化通路，减少活性氧损伤。水凝胶在外部电场下激活电压门控离子通道，促进成纤维细胞增殖和迁移，加速伤口闭合。螺旋藻的光响应产氧与电刺激的协同作用显著减少了伤口炎症，促进了胶原沉积和血管生成，并促进了伤口的早期愈合，如图20所示。这种治疗策略通过缓解缺氧并整合电刺激，为改善糖尿病患者的慢性伤口愈合提供了一种高效的方法。

4.3 心脏病治疗

心肌梗死（MI）会导致心脏组织损伤、瘢痕形成和心力衰竭^[98]。目前治疗方式如抗血栓、经皮冠状动脉介入治疗和心脏移植等，但它们会导致禁忌证、不良反应、低可用性或高并发症。因此需探索新策略以避免这些局限性。聚合物水凝胶与生物活性物质结合，可改善心肌功能并抑制左心室重构。其持续药物释放增强局部作用，减少全身不良反应^[99-100]。

Chen等^[101]以超支化聚合物聚乙二醇二丙烯酸酯/4-乙烯基苯基硼酸（PEGDA-PBA）、巯基透明质酸（HA-SH）为基质，包载黄芪甲苷纳米颗粒（AST NPs）和金纳米棒（GNRs），研究开发了可注射导电水凝胶。作为一种电子型ERHs，一方面可以连接因心肌梗死而中断的电信号，另一方面可以抑制心肌细胞凋亡和促进血管生成。GNRs赋予水凝胶导电性，促进心肌细胞间电信号传递，上调连接蛋白Cx43表达，改善细胞间耦合，恢复心肌电机械同步性，减少心律失常风险。PBA与AST NPs表面的糖环结构通过硼酸酯键结合，从而实现药物的高负载量和可控吸附。在施加电刺激后，会诱导凝胶网络发生构象变化，导致PBA与AST之间的硼酸酯键断裂。同时凝胶网络孔隙增大，促使AST NPs通过扩散释放，如图21所示。在水凝胶原位注射后，降低胶原1和胶原3的mRNA表达，减少心肌纤维化面积，增加梗死区胶原沉积的有序性，维持心室壁厚度，减缓左心室扩张。该研究构建的可注射导电水凝胶通过导电支撑+药物递送双重策略促进血管新生和心功能恢复，兼具生物安全性和可控释放特性，为治疗心肌梗死提供了有效的治疗策略。

4.4 神经修复

外周神经损伤会导致运动、感觉和自主神经功能缺失，严重影响患者生活。目前，神经导管广泛用于神经修复受损，但空心导管营养供应不足，可能导致再生失败。因此，改进神经导管的一种方法是在导管内部填充生物相容性物质，如纤维导丝、海绵或凝胶，以提供良好的再生微环境^[102-103]。另外，神经生长因子（NGF）对细胞生长和神经分化至关重要，但其体外递送面临挑战^[104]。主要问题在于，难以控制生长因子释放，突发释放会导致NGF快速耗竭，降低治疗效果并削弱细胞反应。因此，需要开发能够实现时空精确控制的递送系统，以促进神经元再生和修复。水凝胶因其高度交联的亲水性结构、可填充不规则缺损的能力以及可与生物活性物质结合既用于缓释系统，也可作为神经导管内填充的材料，有助于提供营养并支持神经细胞迁移和增殖^[105-106]。

Zheng等^[107]制备了一种CS/氧化羟乙基纤维素（OHEC）水凝胶用以负载积雪草苷脂质体和rGO，来改造周围神经再生的微环境，如图22所示。rGO的加入赋予其电子传递导电的能力，是一种典型的电子型ERHs。且拥有较高的电导率，稳定且不受离子浓度影响，可精准调控电刺激强度。该水凝胶旨在提供导电和疤痕抑制的微环境，以支持神经细胞的生长和增殖。积雪草苷脂质体带负电，与凝胶中含有带正电的CS通过静电相互作用及氢键稳定结合。在施加电刺激后，rGO网络结构的孔隙率或交联密度发生变化，导致包裹的脂质体更容易释放。此外，CS/OHEC/rGO/积雪草苷脂质体水凝胶具有多孔结构、良好的力学性能和电导率。从水凝胶中释放的积雪草苷被证明可抑制成纤维细胞的生长和胶原分泌，从而减少疤痕形成。电刺激和疤痕抑制的结合加快了神经细胞的分化和增殖，促进周围神经缺损的功能恢复，为神经组织工程提供了一种极具潜力的新型材料策略。

Mendes等^[108]提出了一种全新的方法来增强神经组织再生，将GO与GelMA水凝胶相结合，并通过电刺激进行调节，实现了NGF的包封和持续释放。该复合凝胶作为一种电子型ERHs，其内部的GO可以维持稳定电刺激，引导神经细胞分化与轴突网络形成，还能调控NGF释放，解决凝胶突释和失活的难题。GO通过静电相互作用吸附NGF，使GelMA/GO水凝胶的NGF突释量较单独GelMA降低1/30，7 d累计释放率仅0.37%。当对GelMA/GO水凝胶施加电刺激时，进一步强化这种静电相互作用，促进NGF从培养基中被凝胶摄取，如图23所示。有效解决了神经营养因子突释问题，显著提升NGF保留率和神经分化效率。GO的静电吸附与电刺激协同优化了NGF的时空释放，促进神经元基因表达和神经突形成，为神经组织工程提供了兼具可控性和生物活性的新型载体，在周围神经再生和神经退行性疾病治疗中具有潜在应用价值。

5 结论及展望

电刺激响应型水凝胶在药物控释系统中的应用已展现出巨大的潜力。其独特的电响应特性使其能够实现精准的药物释放，减少不必要的药物消耗，并降低副作用。近年来，研究人员在水凝胶的导电性、响应速度、机械性能和生物相容性等方面取得了显著进展，极大地推动了该领域的发展。

虽然电刺激响应型水凝胶在低电压可逆调控释放、可编程给药和快速响应等方面具有显著优势，但其在实际药物控释体系中的应用仍存在一些亟待解决的问题：（1）电刺激水凝胶材料的生物相容性和生物降解性不足，长期体内残留可能引发炎症或免疫反应；（2）当凝胶载体到达目标部位时，药物的释放速率有时难以精准匹配治疗需求，易出现“突释”或释放滞后现象；（3）电刺激响应体系在循环使用后性能衰减明显，难以满足可植入或可穿戴长效给药装置的稳定性要求。

针对这些问题，可采取以下应对策略。（1）葡聚糖作为一种典型的无毒、生物相容和可生物降解的天然聚合物，已被制成水凝胶应用于生物医学。苯胺低聚物具有设计良好的溶解性和电活性，并且可以被加入到不同的可降解聚合物片段中，以生成可降解的导电聚合物。Qu等^[109]以六亚甲基二异氰酸酯为交联剂，将葡聚糖和苯胺三聚体混合制备了一种具有电响应性和生物相容的可生物降解导电水凝胶系统。虽还未得到充分应用，但为解决ERHs在体内残留问题提供了新的思路。羧甲基壳聚糖作为壳聚糖衍生物，继承了壳聚糖的生物降解性，是凝胶具备可降解性的核心前提。Xu等^[110]以羧甲基壳聚糖为生物可降解碱基大分子网络，以PEDOT为导电聚合物层，通过原位化学聚合制备了导电复合水凝胶，并通过体外降解实验得出降解速率随PEDOT含量增加而降低、纯CMCS水凝胶降解最快的结论。最后还提出可作为神经组织工程的潜在材料的思路。对此，我们认为，可采用壳聚糖、葡聚糖、透明质酸、纤维素衍生物等天然聚合物或其衍生物作为基质，提高生物相容性及体内易降解性。设计刺激触发的可断裂交联键，如硼酸盐键、胺键、酯键或酰胺键等，在体液的pH、酶催化或特定电场下断裂，使凝胶网状结构自行分解从而避免残留。（2）Miar等^[111]采用了一种原位化学聚合技术，并在聚合步骤中加入生物素作为共掺杂剂，在聚偏氟乙烯电纺纤维周围获得了稳定的PPy涂层。该系统负载上述生长因子进行电刺激释药实验，结果表明，其在14 d内的释药情况是稳定的。Muñoz-Galán等^[112]制备了一种电响应性硫醇-Yne点击水凝胶，用于解决胰岛素的缓释和渗漏控制问题。通过密度泛函理论计算确定了四臂聚乙二醇胺前体作为最合适的交联剂的选择，另外确立了最优的PEDOT纳米颗粒浓度。最后体外验证了该凝胶对胰岛素释放的控制，并用高效液相色谱检测释放的胰岛素。这些研究可通过精细调节凝胶网孔大小、交联密度及层次结构，实现分级、可控的输送通道。例如，通过构建微米级孔隙结构，一方面抑制药物的初期扩散速度，以避免突释；另一方面，在受刺激时，通过动态增大网孔或通道，快速释放药物。或引入复合刺激机制，如将电场与pH、光照或磁场响应耦合，添加额外调控维度，以达到更为精准的药物释放。（3）Yang等^[113]制备了一种可注入的多功能ICAA水凝胶。引入的单宁酸不仅调控反应动力学，还能通过氢键与PEG基质、导电填料形成多重非共价作用，提升机械抗疲劳性。实验表明，该ICAA水凝胶系统可以做到10万次充放电循环后性能仍为衰减，并且在浸泡4周后电刺激响应能力依然稳定。Zhou等^[114]制备了一种动态可穿戴电致响应型药物释放水凝胶，电场诱导阴离子表面活性剂的重排来实现在人体安全电压阈值以下灵敏响应。该ERHs中的交联链是由疏水相互作用实现的，因此具有自我修复功能和延展性。实验也表明，该凝胶自修复效率达91%，修复后拉伸性能接近原始状态。今后将在可穿戴生物电子和智能药物输送系统领域有很重要的研究意义。因此，应构建具有可逆交联的双网络或多网络体系，以提升力学韧性和循环耐久性。例如，将共价交联与物理交联结合，形成强网结合氢键、静电键等多种相互作用的交联网。这类双网络凝胶通常表现出卓越的机械强度、自愈性和导电性。另外，为了抵抗多次电刺激下的疲劳损伤，可在凝胶中引入高强度纳米纤维、碳纳米管、石墨烯等增强相或可重构导电通路。如在导电聚合物中掺杂柔性碳纳米管网，可在拉伸或电化学变化中保持导电性。

最终，期望得到体内可降解、释药速率可精准把控、可多次循环使用的新型电刺激响应型水凝胶药物控释系统，用来满足临床治疗的目的和要求。这是电刺激响应型水凝胶药物控释系统的发展方向。

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2025-07-28	2026-05-24	2025-10-13
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2026-04-21

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