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針對(duì)上述問題，北京化工大學(xué)馬貴平構(gòu)建了一種溫度門控可編程藥物釋放系統(tǒng)，將光熱微膠囊與熱敏藥物遞送系統(tǒng)整合。通過合成白光熱變色內(nèi)酯（LPL）并將其與雙酚A（BPA）及飽和脂肪醇復(fù)合，利用明膠和羧甲基纖維素鈉（CMC）作為壁材，制備出具有光熱溫度墻（PTW）效應(yīng)的微膠囊，在808 nm近紅外光照射下，微膠囊展現(xiàn)出光熱“關(guān)閉”和“開啟”兩種模式，其臨界點(diǎn)形成PTW，可調(diào)節(jié)以確保安全的光熱治療溫度。隨后，以明膠-瓊脂糖（Gel-co-AG）和N-異丙基丙烯酰胺- N-羥甲基丙烯酰胺（NIPAm-co-NMAm）分別為核和殼，設(shè)計(jì)出可編程的溫度門控藥物釋放系統(tǒng)，其核和殼層的藥物釋放溫度閾值可通過組成比例調(diào)節(jié)。將光熱層與藥物釋放層整合到水凝膠（PLGD）中，實(shí)現(xiàn)了依次釋放凝血酶、萬(wàn)古霉素和堿性成纖維細(xì)胞生長(zhǎng)因子（bFGF）。體外實(shí)驗(yàn)顯示PLGD對(duì)金黃色葡萄球菌和大腸桿菌具有高殺菌率（>99.9%），并對(duì)金黃色葡萄球菌生物膜具有高去除率（92.3%）。在感染小鼠模型中，PLGD通過按需釋放藥物加速了傷口愈合，為光熱治療的應(yīng)用和傷口愈合提供了新方法。該文章于2025年6月11日以《An Intelligent Hyperthermia System with Photothermal Temperature Wall Effect for Programmable Gated Drug Release in Wound Healing》為題發(fā)表于《Advanced Functional Materials》（DOI：10.1002/adfm.202422554）。

研究示意圖

（1）PCC微膠囊的制備和表征

為開發(fā)具有PTW效應(yīng)的光熱組件，通過單步環(huán)化反應(yīng)合成LPL，如圖1a所示，LPL與BPA間的質(zhì)子轉(zhuǎn)移由PCM的固液相變調(diào)控，相變后，LPL通過與BPA形成氫鍵，在低于相變溫度下保持開環(huán)的有色狀態(tài)；溫度升高、液相環(huán)境形成時(shí)，LPL發(fā)生去質(zhì)子化和閉環(huán)，光熱行為消失，這種雙模態(tài)動(dòng)態(tài)轉(zhuǎn)換是產(chǎn)生PTW效應(yīng)的關(guān)鍵前提。采用高速乳化法制備PCC乳液用于水凝膠環(huán)境，乳化過程中系統(tǒng)初次縮合后的綠色負(fù)載行為與其光熱性能直接相關(guān)。超高速乳化的速率也影響乳液的穩(wěn)定性和分散性，5000 rpm的乳化效果最佳，穩(wěn)定性可維持5天，以十六醇為PCM的乳液在PH溫度下展現(xiàn)出靈敏的PCC能力（圖1b、c），光熱研究結(jié)果顯示，不同LPL濃度的乳液在照射100 s后光熱溫度趨于穩(wěn)定（圖1d），且隨著近紅外光照射功率密度的增加，其溫度穩(wěn)定性得以維持（圖1e）。溫度隨PCM的改變而變化（1.5 W cm^-2）：十五醇（PCM15）45.7 ℃、十六醇（PCM16）47.8 ℃、十七醇（PCM17）55.2 ℃、十八醇（PCM18）58.8 ℃（圖1f）。為防止核心泄漏、增強(qiáng)生物相容性，使明膠（Gel）和羧甲基纖維素鈉（CMC）自組裝在三元復(fù)合物表面形成殼材料。從微觀角度看，暴露于808 nm近紅外光照射60 s時(shí)，基于LPL的微膠囊從外到內(nèi)隨PCM相變顏色從綠色褪至無(wú)色，一些未熔晶體向微膠囊中心聚集；移除近紅外光照射后，微膠囊在120 s內(nèi)完全恢復(fù)初始顏色（圖1g）。

圖1. PCC微膠囊的制備及表征。a）PCC微膠囊示意圖及PCC能力機(jī)制；b）基于LPL的PCC乳液在加熱時(shí)的熱致變色過程；c）加熱后的顏色恢復(fù)；d–f）在不同實(shí)驗(yàn)參數(shù)下乳液的光熱曲線：d）在808 nm近紅外光照射下；功率密度為1.5 W·cm^-2時(shí)，改變與600 mg十六醇混合的LPL/BPA含量；e）在808 nm近紅外光照射下，功率密度可變時(shí)，固定LPL/BPA/PCM質(zhì)量比；以及f）在808 nm近紅外光照射下，功率密度為1.5 W·cm^-2時(shí)，不同熔點(diǎn)的飽和脂肪醇作為PCM；g）PCC微膠囊的光學(xué)顯微鏡圖像，顯示在近紅外光照射下的光熱褪色以及在冷卻至室溫時(shí)的顏色恢復(fù)

（2）PCC水凝膠制備的表征和PTW的生成

光熱微膠囊被載入明膠甲基丙烯酰（GelMA）-聚乙二醇二丙烯酸酯（PEGDA）水凝膠中，制成具有恒溫PTW效應(yīng)的傷口敷料（圖2a）。該復(fù)合水凝膠在405 nm紫外光照射下30 s內(nèi)快速形成，凝膠化后仍保留PCC能力，樣品在近紅外光照射60 s后迅速褪至米白色，隨后90 s內(nèi)逐漸恢復(fù)綠色（圖2b）。掃描電子顯微鏡（SEM）圖像顯示PCC微膠囊嵌入三維水凝膠網(wǎng)絡(luò)中，平均凍干后尺寸為6.84 μm，與核心組分尺寸一致（圖2c、d）。十六醇的相變點(diǎn)在環(huán)境變化和與多種材料混合后降低1 ℃以內(nèi)，且在五個(gè)加熱-冷卻循環(huán)中保持穩(wěn)定（圖2e）。如圖2f所示，加入乳液組分后，水凝膠的儲(chǔ)能模量（G′）超過損耗模量（G″），確認(rèn)其彈性行為，入PCC乳液導(dǎo)致PLG模量不同程度降低，歸因于水凝膠中聚合物網(wǎng)絡(luò)的稀釋。隨后驗(yàn)證了與PTW相關(guān)的指標(biāo)，制備了微膠囊分散體積比為30%（PL30G）、40%（PL40G）、50%（PL50G）和60%（PL60G）的水凝膠，在1.5 W·cm^-2的近紅外光功率密度下，所有組在3 min內(nèi)達(dá)到PTW，濃度差異僅體現(xiàn)在加熱速率上（圖2g）。值得注意的是，僅使用PL40G并改變近紅外光功率密度（<2.1 W·cm^-2），可調(diào)節(jié)PTW的溫度，后來用于編程不同PTW溫度門控的藥物釋放系統(tǒng)（圖2h）。在不同的近紅外光照射起始溫度下，PL40G的PTW在3 min后也顯示出歸一化（圖2i）。此外，使用不同碳鏈長(zhǎng)度的PCM產(chǎn)生個(gè)性化的PTW效應(yīng)（1.5 W·cm-2）：十五醇（PLG15）45.8 ℃、十六醇（PLG16）46.7 ℃、十七醇（PLG17）50.9 ℃和十八醇（PLG18）56.5 ℃（圖2j），這些PTW溫度在皮膚安全PTT范圍內(nèi)，具有相當(dāng)?shù)膽?yīng)用潛力。最后，光熱循環(huán)研究的結(jié)果確保了PLG在多次長(zhǎng)期PTT治療中的穩(wěn)定性，隨著PCM的改變，相應(yīng)的光熱轉(zhuǎn)換效率也略有提高（圖2k），分別達(dá)到24.3%（PCM15）、29.7%（PCM16）、38.6%（PCM17）和38.1%（PCM18）。在熱成像下，所有組（藍(lán)色虛線框）在近紅外光照射2 min后PTW效應(yīng)清晰可見（圖2l）。

圖2. PCC水凝膠制備及PTW生成的表征。a）PCC水凝膠制備示意圖；b）PCC水凝膠的凝膠化及其在近紅外光照射下的PCC能力；c）PLG凍干后的掃描電子顯微鏡圖像；d）PCC微膠囊的核心尺寸分布；e）PCM15–18的五次差示掃描量熱循環(huán)；f）使用包含10 wt% GelMA和5 wt% PEGDA的水凝膠基質(zhì)制備的具有相同乳液比例的水凝膠的溫度-流變掃描曲線；g–j）在不同參數(shù)下建立和表征PTW效應(yīng)：g）在808 nm近紅外光照射下，功率密度為1.5 W·cm-2時(shí)，用不同體積比的微膠囊分散體制備的PLG的光熱曲線；h）在808 nm近紅外光照射下，功率密度可變時(shí)，PL40G的光熱曲線；i）在808 nm近紅外光照射下，功率密度為1.5 W·cm^-2時(shí)，不同環(huán)境溫度下PL40G的光熱曲線；j）在808 nm近紅外光照射下，功率密度為1.5 W·cm^-2時(shí)，含有不同PCM的PL40G的光熱曲線；k）PL40G在五個(gè)光熱循環(huán)中具有不同PTW的光熱曲線（插圖：PLG16的光熱轉(zhuǎn)換效率圖）和l）對(duì)應(yīng)的紅外圖像

（3）溫度門控藥物釋放核殼微球

使用基于NIPAm的材料制備了具有可調(diào)體積相變溫度（VPTT）的外殼層，在VPTT以下，NIPAm與水形成氫鍵；在VPTT以上，疏水相互作用占主導(dǎo)，導(dǎo)致聚合物核心收縮。與更親水的NMAm共聚時(shí)，VPTT相應(yīng)增加（圖3d）。在人體體溫至50 °C的溫度范圍內(nèi)，不同水凝膠的體積相變差異顯著，因此，可根據(jù)應(yīng)用需求選擇特定比例，以在PTW溫度以下最大化藥物保留，在PTW溫度以上增強(qiáng)脈沖藥物釋放。將這些層整合到PLGD中后，可根據(jù)需求利用特定的PTW溫度產(chǎn)生PTW門控的藥物釋放程序，開發(fā)了一種藥物釋放程序，旨在進(jìn)行后續(xù)的體內(nèi)研究。通過體溫（37.0 °C，門控I）、PL40G在1.2 W·cm^-2照射下（45.1 °C，門控II）和PL40G在1.8 W·cm^-2照射下（50.2 °C，門控III）建立了三個(gè)PTW效應(yīng)。因此，三元藥物負(fù)載系統(tǒng)的釋放基于明膠（32.2 °C，門控I釋放觸發(fā)）、NIPAm-co-NMAm-9:1（42 °C，門控II釋放觸發(fā)）和Gel-co-AG-6:1（47.0 °C，門控III釋放觸發(fā)）的熔點(diǎn)，分別記為PLGD-I、PLGD-II和PLGD-III，以實(shí)現(xiàn)傷口愈合不同階段的個(gè)性化藥物遞送功能（圖3a）。為了觀察微球的藥物釋放行為，將其暴露于油相釋放介質(zhì)中，使用紅色和藍(lán)色染料分別作為內(nèi)層和外層的模型藥物，如圖3b所示，由于核心微球數(shù)量固定，在兩步法制備后同時(shí)觀察到雙層和單層微球，單層和雙層微球的平均直徑分別為154和115 μm。在門控I時(shí)，兩層均未觀察到明顯的藥物釋放。執(zhí)行門控II加熱程序后，微球迅速收縮，顏色變暗，直徑減小至71%（圖3d），由于核心支撐，沒有更顯著的收縮。相比之下，非核心微球直徑縮小至原始尺寸的66%（圖3e），這伴隨著核心溶解，藥物迅速隨內(nèi)部水分滲透（藍(lán)色）。冷卻后，微球重新膨脹，在1分鐘內(nèi)恢復(fù)至原始直徑的86%。然后重復(fù)該步驟，水在加熱和冷卻過程中被排出并重新吸收回聚合物網(wǎng)絡(luò)，顯示出與第一次循環(huán)相似的收縮率（53%），證實(shí)了熱控藥物釋放程序的可重復(fù)性（圖3b）。在多次脫水-膨脹循環(huán)后，第三次在該溫度下執(zhí)行門控III加熱程序時(shí)，釋放的藥物無(wú)法重新進(jìn)入微球，而是附著在其表面，呈深藍(lán)色，在門控III溫度下，微球直徑減小至66%，并在60秒后無(wú)法恢復(fù)，這是由于核心支撐結(jié)構(gòu)的熔化和分子鏈?zhǔn)ヂ菪龢?gòu)型導(dǎo)致支撐強(qiáng)度降低（圖3c）?？傮w而言，通過在接近VPTT時(shí)的超敏感脈沖釋放實(shí)現(xiàn)了外殼層藥物的PTW門控釋放（圖3f）。最后，分別進(jìn)行了兩次循環(huán)的門控II和一次循環(huán)的門控III藥物釋放。在門控I溫度下，萬(wàn)古霉素在初始脈沖釋放后達(dá)到平臺(tái)期。由于外層提供的物理屏障，內(nèi)層藥物釋放極少，bFGF（分子量16.5 kDa）被限制在雙聚合物網(wǎng)絡(luò)內(nèi)。然后評(píng)估了外殼層藥物的循環(huán)穩(wěn)定性，萬(wàn)古霉素在門控II溫度門控下發(fā)生超敏感脈沖釋放，在兩次循環(huán)后總釋放率為39.5%，而bFGF釋放僅為15.6%。在執(zhí)行10分鐘的門控III程序后，內(nèi)層逐漸熔化，復(fù)合鏈的動(dòng)能增加，多孔結(jié)構(gòu)放松，使內(nèi)層bFGF的脈沖釋放達(dá)到35.9%（圖3g）。

圖3. 核心-外殼藥物負(fù)載微球的PTW響應(yīng)及相關(guān)藥物釋放（DR）的表征。a）核心-外殼微球在PTW門控下的程序化藥物釋放示意圖；b、c）外殼層在（b）門控II（2個(gè)循環(huán)）和（c）門控III（在PLGD-II兩個(gè)循環(huán)后）PTW溫度下的變形；d）體積-溫度轉(zhuǎn)變曲線；e）在三個(gè)PTW門控過程中微球尺寸的變化；f）在殼層聚合過程中NIPAm和NMAm的不同比例導(dǎo)致不同的VPTT和相應(yīng)的PTW藥物釋放溫度；g）在三個(gè)PTW門控藥物釋放程序下核心-外殼層的藥物釋放曲線

（4）PLGD的體外殺菌性能

感染傷口因存在膿液、表面滲出物甚至細(xì)菌生物膜而難以治療，在評(píng)估PLGD的殺菌行為時(shí)，采用平板計(jì)數(shù)法評(píng)估其對(duì)大腸桿菌和金黃色葡萄球菌的殺菌效率。萬(wàn)古霉素通過與細(xì)菌細(xì)胞壁內(nèi)的前體分子結(jié)合，抑制肽聚糖層的形成，防止正常分子間聚合和交聯(lián)，因此，PLGD在釋放少量萬(wàn)古霉素時(shí)對(duì)金黃色葡萄球菌展現(xiàn)出92%的殺菌活性。值得注意的是，經(jīng)過溫度控制的藥物釋放程序后，萬(wàn)古霉素發(fā)生脈沖釋放并與光熱效應(yīng)協(xié)同作用，使PLGD-III對(duì)金黃色葡萄球菌和大腸桿菌的殺菌效率分別達(dá)到99.99%和99.9%（圖4a、b）。負(fù)載萬(wàn)古霉素后，金黃色葡萄球菌的抑制區(qū)直徑為2.4 ± 0.12 cm（圖4a），而大腸桿菌的抑制區(qū)直徑小于1.4 cm。利用PTW控制程序?qū)崿F(xiàn)大量萬(wàn)古霉素釋放，PL40GD-II和PL40GD-III對(duì)金黃色葡萄球菌分別形成平均抑制區(qū)3.05 ± 0.13 cm和3.54 ± 0.15 cm（圖4a）。以金黃色葡萄球菌和大腸桿菌為代表細(xì)菌構(gòu)建生物膜，評(píng)估PLGD在溫和光熱方案（結(jié)合物理高熱和藥物治療）驅(qū)動(dòng)下的增強(qiáng)抗生物膜效果。此外，納入等比例的金黃色葡萄球菌和大腸桿菌混合生物膜模型以模擬更復(fù)雜的炎癥狀況，Syto 9是一種能穿透細(xì)菌細(xì)胞膜并與核酸結(jié)合的小分子，用綠色熒光標(biāo)記健康細(xì)菌，而碘化丙啶（PI）用于檢測(cè)死亡或膜受損細(xì)菌的紅色熒光（圖4c）。值得注意的是，細(xì)菌凋亡過程中或細(xì)胞死亡早期膜通透性變化使PI和Syto 9能夠穿透細(xì)菌，產(chǎn)生雙重染色的橙色熒光。單一光熱治療或最小藥物釋放不足以破壞生物膜的胞外多糖基質(zhì)形成的保護(hù)層，在金黃色葡萄球菌組中，PLGD-II的結(jié)果證實(shí)溫度門控治療方案可以物理增強(qiáng)抗生素在生物膜內(nèi)的滲透性和流動(dòng)性，提高跨膜運(yùn)輸效率，增加細(xì)菌對(duì)藥物的敏感性，實(shí)現(xiàn)92.3%的生物膜清除效率（圖4f）。這與結(jié)晶紫測(cè)定結(jié)果（圖4e、g）一致，證實(shí)PTW門控治療方案將生物膜清除率從單一因素治療下的<50%提高到>90%。隨后，使用掃描電子顯微鏡（SEM）觀察生物膜形態(tài)并分析協(xié)同藥物光熱作用下的殺菌機(jī)制。盡管觀察到細(xì)菌死亡，但生物膜結(jié)構(gòu)仍然完整，表明僅消除了表面細(xì)菌，而內(nèi)部未受影響。然而，在PLGD在門控II和III下的光熱-藥物釋放協(xié)同作用下，PTT首先破壞金黃色葡萄球菌的肽聚糖屏障，隨后萬(wàn)古霉素滲透并抑制轉(zhuǎn)肽酶和羧肽酶的酶促反應(yīng)，這導(dǎo)致細(xì)菌結(jié)構(gòu)受損和細(xì)胞內(nèi)容物泄漏，這種動(dòng)態(tài)協(xié)同效應(yīng)成功消除了深層細(xì)菌。由于大腸桿菌的細(xì)胞壁遠(yuǎn)不如革蘭氏陽(yáng)性菌堅(jiān)固，其表面在高溫下容易收縮甚至破裂，通過SEM觀察到的形態(tài)較差。然而，由于其對(duì)萬(wàn)古霉素的固有耐藥性，其清除率不如金黃色葡萄球菌高，間接表明靶向藥物的選擇對(duì)結(jié)果有顯著影響（圖4d、h）。

圖4. 體外殺菌性能。a）與不同組共培養(yǎng)后，金黃色葡萄球菌在瓊脂平板上的單菌落和抑制區(qū)的數(shù)碼圖像；b）使用與每組共培養(yǎng)后的對(duì)數(shù)（菌落形成單位（CFU））值評(píng)估殺菌效果；c）使用每種樣品應(yīng)用相應(yīng)的殺菌程序后生物膜的共聚焦激光掃描顯微鏡圖像；d）生物膜內(nèi)金黃色葡萄球菌、大腸桿菌和混合菌株的形態(tài)的掃描電子顯微鏡圖像；e）金黃色葡萄球菌生物膜的結(jié)晶紫染色圖像；生物膜的f）存活率和g）抑制率；h）PLGD通過PTW門控藥物釋放程序的抗生物膜活性示意圖

（5）PLGD的生物相容性

基于敷料對(duì)皮膚安全性、膠原纖維再生和血管生成的影響，采用L929小鼠成纖維細(xì)胞和人臍靜脈內(nèi)皮細(xì)胞（HUVECs）進(jìn)行體外細(xì)胞相容性研究。由于最初合成了基于LPL的光熱微膠囊，因此對(duì)其細(xì)胞毒性進(jìn)行了評(píng)估，如圖5a所示，細(xì)胞計(jì)數(shù)試劑盒-8（CCK-8）實(shí)驗(yàn)結(jié)果顯示，PL0G、PL10G、PL20G和PL40G組的細(xì)胞存活率>80%，PL60G組>90%，表明LPL對(duì)細(xì)胞增殖具有輕度抑制作用，所有樣品在48小時(shí)后均顯示出可忽略的細(xì)胞毒性，表明PCC微球上的保護(hù)性水凝膠涂層增強(qiáng)了PLG的細(xì)胞相容性。為進(jìn)一步驗(yàn)證生物相容性，執(zhí)行了溫度控制的藥物釋放程序，隨后進(jìn)行活/死染色和劃痕實(shí)驗(yàn)以觀察細(xì)胞生長(zhǎng)趨勢(shì)，如圖5b所示，使用L929細(xì)胞和HUVECs觀察到的結(jié)果進(jìn)一步表明溫度控制的藥物釋放程序?qū)?xì)胞增殖的影響，與CCK-8實(shí)驗(yàn)結(jié)果一致，PLGD-III在通過門控I和III脈沖釋放凝血酶和bFGF后顯示出最高的細(xì)胞增殖率，加強(qiáng)并協(xié)調(diào)了細(xì)胞增殖，劃痕實(shí)驗(yàn)也證實(shí)了溫度控制的藥物釋放程序在提高細(xì)胞遷移率方面的有效性。與對(duì)照組相比，PLGD-III使L929細(xì)胞的遷移率提高了62.9%，在后期傷口恢復(fù)中可促進(jìn)內(nèi)皮細(xì)胞增殖和遷移以及血管生成（圖5f）。最后，全面表征了血液相容性。圖5d結(jié)果顯示所有組的溶血率均低于生物材料的安全閾值（5%）?？紤]到感染傷口不可避免的出血，門控I溫度控制有助于凝血酶釋放，通過體外全血凝血實(shí)驗(yàn)評(píng)估該程序的有效性，其中較低的血液凝血指數(shù)（BCI）表示材料促進(jìn)血小板聚集的能力更強(qiáng)，如圖5e所示，PLGD的BCI低于商業(yè)紗布和對(duì)照組，PLGD-III顯示出最佳的凝血性能，BCI為24.3%，略高于商業(yè)止血敷料。

圖5. 體外生物相容性性能。a）不同質(zhì)量比的PCC微膠囊的PLG的細(xì)胞毒性研究；b）在PTW門控藥物釋放程序下的活/死細(xì)胞染色；c）不同給藥方案下L929細(xì)胞的代表性流式細(xì)胞儀圖；d）水凝膠的溶血率（%）；e）動(dòng)態(tài)全血凝血研究的結(jié)果；f）在不同PTW門控藥物釋放程序下L929細(xì)胞遷移的圖像

（6）生物膜感染小鼠傷口的體內(nèi)傷口重建及機(jī)制研究

感染傷口常因清創(chuàng)延遲和傷口滲出而出現(xiàn)大量病原菌增殖，金黃色葡萄球菌易在傷口處聚集，形成生物膜并引發(fā)嚴(yán)重炎癥反應(yīng)，阻礙傷口愈合，甚至導(dǎo)致潰瘍，因此，使用感染金黃色葡萄球菌生物膜的全層小鼠傷口作為體內(nèi)模型。在第1天和第2天進(jìn)行10分鐘的門控II程序，然后在第4天進(jìn)行10分鐘的門控III程序（圖6a）。PLGD通過氫鍵、偶極-偶極相互作用和滲出液的表面張力粘附在傷口表面后，用紗布固定，如圖6b所示，對(duì)照組因嚴(yán)重的金黃色葡萄球菌生物膜感染在第3天出現(xiàn)部分潰瘍，而MXene組出現(xiàn)明顯的滲出。相比之下，經(jīng)近紅外光照射處理的MXene-II和PL40GD-III組出現(xiàn)結(jié)痂。比較第6天和第9天的傷口愈合比率，PLGD-III組的愈合效果顯著優(yōu)于其他組，證實(shí)溫度門控治療方案成功消除了生物膜，并防止過度炎癥影響bFGF的療效，即PLGD的溫度門控藥物釋放方案通過在最佳階段脈沖釋放成分實(shí)現(xiàn)了最大利用效率。蘇木精-伊紅（H&E）染色顯示，MXene-II組在PTT后清除了生物膜。然而，由于缺乏PTW導(dǎo)致光熱行為失控，傷口區(qū)域顯得不健康且凹陷，出現(xiàn)皮膚丟失、顯著結(jié)痂以及熱損傷細(xì)胞（圖7a），甚至在第15天仍有炎癥細(xì)胞存在（圖6f）。在PTW提供的恒溫光熱保護(hù)和藥物協(xié)同作用下，形成了1.22毫米的上皮層（圖6d）。然而，表皮的增生和結(jié)痂厚度極小，表明幾乎無(wú)瘢痕愈合。采用Masson三色染色評(píng)估傷口部位的膠原沉積情況。在PLGD-III組中，第7天平均膠原沉積量達(dá)到59.3%（圖7e），第15天達(dá)到71.1%（圖6e）。因此，在增殖階段脈沖釋放的bFGF作用下，成纖維細(xì)胞生長(zhǎng)加速，細(xì)胞外基質(zhì)發(fā)生重塑，膠原在新形成的細(xì)胞外基質(zhì)上沉積，出現(xiàn)彈性膠原纖維。沉積的膠原為生長(zhǎng)因子和細(xì)胞因子提供了平臺(tái)，加速血管生成（圖7b），血管密度為每平方毫米122條（圖7f）。與對(duì)照組相比，PLGD-III在炎癥階段通過PTT-藥物協(xié)同效應(yīng)有效清除生物膜，通過外源性bFGF下調(diào)IL-6表達(dá)（20.6%）并調(diào)節(jié)IL-10表達(dá)（34.5%）以發(fā)揮抗炎作用（圖7g）。對(duì)分化簇86（CD86，M1）和分化簇206（CD206，M2）進(jìn)行免疫熒光染色顯示，由于熱損傷后炎癥廣泛，MXene-II組出現(xiàn)大量M1巨噬細(xì)胞浸潤(rùn)，過多的炎癥因子阻礙了M1向M2的極化。相比之下，在PLGD-III組中，程序化藥物釋放和溫和光熱協(xié)同效應(yīng)誘導(dǎo)M1向M2極化，M2細(xì)胞數(shù)量是M1細(xì)胞的1.6倍（圖7d、h）。總之，PLGD利用PTW控制的藥物釋放編程作為治療方法，顯著提高了藥物的時(shí)空利用效率，是治療感染傷口的有效方法（圖7i、j）。

圖6. 不同PTW門控藥物釋放方案下的體內(nèi)傷口愈合評(píng)估。a）動(dòng)物實(shí)驗(yàn)示意圖；b）15天內(nèi)傷口的代表性圖像及描繪傷口愈合的輪廓圖；c）傷口閉合率；d）第15天的上皮厚度，通過e）蘇木精-伊紅（H&E）染色圖像進(jìn)行量化；f）第15天的膠原體積分?jǐn)?shù)；通過g）Masson染色圖像進(jìn)行量化

圖7. 在不同PTW門控藥物釋放程序下第7天的傷口體內(nèi)組織病理學(xué)分析。a）蘇木精-伊紅（H&E）染色和Masson染色；b）在不同PTW門控藥物釋放程序下分化簇31（CD31）的免疫組化（IHC）染色圖像；c）白細(xì)胞介素6（IL-6，綠色箭頭）和白細(xì)胞介素10（IL-10，黃色箭頭）的IHC染色；d）分化簇86（CD86，綠色星號(hào)）和分化簇206（CD206，黃色星號(hào)）的免疫熒光染色圖像；e）第7天的膠原體積分?jǐn)?shù)和f）血管密度；g）IL-6陽(yáng)性比率；h）M2/M1巨噬細(xì)胞比率；i）PLGD治療機(jī)制示意圖；j）在PTW門控藥物釋放程序下相關(guān)指標(biāo)的雷達(dá)圖