《Materials Today Bio》：Multifunctional implantable hydrogels: Smart platforms at the forefront of biomedical innovation
生物材料领域正迎来一场由植入性水凝胶(IHGs)引领的革命。这些三维聚合物网络因其高含水率、生物相容性及可调的物理化学性质，能够模拟细胞外基质(ECM)，超越了传统伤口敷料、隐形眼镜等常规应用，进化为能够实现长期生理整合的植入式设计。无论是通过手术植入还是微创技术递送，植入性水凝胶都能实现动态组织相互作用、生物降解、自愈行为以及持续的藥物释放。特别是多功能、刺激响应性IHGs变体的出现，进一步扩展了其治疗、诊断和再生潜力，同时保留了其基本的材料属性。通过将刺激响应性与患者特异性生理信号耦合，IHGs体现了下一代生物材料的“智能”本质，通过适应性治疗递送、实时功能响应和动态生物整合，推动了个性化医疗的进步。
添加制造植入性水凝胶
通过3D和4D打印等添加制造技术制造植入性水凝胶，使得制造用于药物递送和组织工程的高度精确、患者特异性的临床设备成为可能。近期工作记录了由天然聚合物（如海藻酸盐、明胶、透明质酸）与其合成对应物（如聚乙二醇(PEG)和聚乙烯醇(PVA)）组成的杂化水凝胶的利用，以获得优异的机械性能（抗压强度> 50 kPa）和可调节的降解速率，以匹配植入条件。3D打印技术（如微挤出和立体光刻）的进步能够实现精确的逐层打印，分辨率可达50 μm，这是复制复杂组织结构所必需的。
水凝胶墨水的3D和4D可打印性很大程度上取决于其粘度和剪切稀化行为。表现出在低剪切速率下粘度在0.1–10 Pa·s范围内的水凝胶墨水有助于通过打印机喷嘴平滑挤出。基于海藻酸盐的墨水在剪切速率为1 s-1时粘度约为1 Pa·s，表现出优异的挤出性，并被广泛认为具有良好的打印友好流变特性。流变特性如储能模量(G')和损耗模量(G'')在层堆叠中起关键作用。例如，甲基丙烯酰化明胶(GelMA)等墨水的储能模量大于1 kPa（通常在1至5 kPa之间），表现出优异的形状保持性。快速凝胶动力学（交联时间少于30秒）也为挤出式打印提供了额外的结构强度，而低粘度墨水在立体光刻中可实现小于100 μm的分辨率。
水凝胶基墨水配方旨在满足特定3D和4D打印工艺的要求。对于挤出打印，高剪切恢复率（5秒内粘度恢复>90%）确保了连续性，含有3–5 wt%海藻酸盐的墨水可实现血管网络约200 μm的分辨率。还原光聚合墨水通常需要0.01至0.1 Pa·s的低粘度以及0.05–0.1 wt%的光引发剂浓度，从而实现快速聚合并形成层厚为50–100 μm的精细微结构。刺激敏感性水凝胶如聚(N-异丙基丙烯酰胺)(PNIPAm)通过实现膨胀比超过300%、活化时间小于5分钟的程序化变形，实现了高性能4D打印。这种快速、大规模的响应允许为生物医学用途（包括药物递送系统和组织支架）创建动态结构。
打印过程中建立的网络结构和交联密度控制着降解速率、溶胀行为和营养扩散，这对于支持细胞活力、组织向内生长和生物活性分子的控释至关重要。此外，通过挤出或还原光聚合打印可实现的微观结构精度可用于创建多孔网络，以增强血管化和组织整合，这是植入性支架的关键要求。因此，可打印性参数的精细调整直接转化为满足植入性水凝胶系统机械、生物和功能需求的构建体。
3D打印植入性水凝胶
通过挤出的3D打印建立在逐层精确沉积水凝胶墨水以构建结构的基础上。然而，在打印过程中，由于重力塌陷和不受控制的墨水流，结构保真度可能难以保持。为了克服这些限制，已开发出屈服应力高于50 Pa的水凝胶，以使墨水能够在自重下保持形状。例如，用2 wt%钙离子增强的基于海藻酸盐的水凝胶已证明可提高可打印性，在高达20 mm的多层结构中保持结构保真度。挤出压力在30–80 kPa之间、喷嘴直径在200–400 μm之间也经过优化，以最小化缺陷形成并促进均匀沉积。
打印参数如打印速度、挤出压力和喷嘴温度显著影响打印结构的质量。低挤出压力（<30 kPa）导致不完整或中断的层，而高压（>100 kPa）导致过度挤出和涂抹。研究表明，5–10 mm/s的打印速度在分辨率和沉积一致性之间提供了最佳平衡。温度控制挤出对于热敏性水凝胶（如GelMA）尤为重要，其中保持37–40 °C的恒定喷嘴温度以允许自由流动而不预凝胶。这些优化参数使得能够制造复杂的几何形状，例如具有超过85%互连性的多孔支架，这对于有效的组织整合至关重要。
挤出式技术的打印分辨率由喷嘴直径、水凝胶的流变特性和挤出压力控制。高打印精度对于血管支架等应用尤为重要，其中200–400 μm范围的孔径对于促进细胞浸润和营养扩散是必要的。新的喷嘴设计（如锥形喷嘴）已将细丝直径减小到小至100 μm，从而促进了高分辨率。此外，流动指数值在0.3至0.5之间的剪切稀化水凝胶墨水能够实现更受控的挤出，在不牺牲机械稳定性的情况下实现低于200 μm的打印分辨率。这些进展使得挤出式打印对于复杂的生物医学构建体是可行的。
打印后交联过程对于增强水凝胶构建体的机械行为和稳定性是必需的，同时不牺牲其生物相容性。用二价阳离子（如钙离子）进行离子交联已广泛用于基于海藻酸盐的水凝胶，实现了20–30 kPa的抗压强度。与纯GelMA水凝胶（18–21 kPa）相比，杂化水凝胶墨水显示出更高的压缩模量（25–28.35 kPa）。结合离子和共价机制的双重交联策略进一步增加了结构完整性，储能模量高于2 kPa，适用于生理条件下的长期性能。
利用这些在打印分辨率和机械稳定性方面的改进，挤出式技术现在支持为先进组织工程量身定制的混合复合支架的开发。这些是为组织工程应用设计的复杂的多层结构。它们包括用于细胞掺入的非塑性生物墨水和用于确保机械强度和结构保真度的塑性支撑墨水。生物墨水由水凝胶组成，由于其生物相容性和仿生性，可以促进细胞粘附、生长和分化。相反，用于塑性支撑的墨水通常来源于热塑性塑料，如聚己内酯(PCL)或聚乳酸(PLA)，提供了在制造过程中以及随后在生物应用中支持支架结构所需的机械完整性。逐层排列允许对生物活性和结构组件进行精确的空间控制，便于引入紧密模仿天然组织的仿生梯度或分区结构。这种材料整合利用了每种墨水的互补特性，使再生医学中的应用成为可能，即在具有生物功能和机械强度的承重组织或复杂器官中。例如，Shim等人采用PCL和包裹软骨细胞的海藻酸盐水凝胶在交替层中，使用多头沉积系统成功3D生物打印了多层、细胞丰富且细胞相容的复合材料，从而在小鼠模型中实现了有效的软骨重建。打印包裹细胞的海藻酸盐水凝胶的过程对软骨细胞的活力影响很小。该技术通过同时简化支架形成并能够在定义位置精确沉积细胞和生长因子，促进了不同预组织构建体的制造。植入后四周进行的组织化学分析显示，在打印的PCL-海藻酸盐混合支架内，软骨组织形成增强，II型胶原纤维产生增加，且无不良组织反应证据。总体而言，多层3D打印结构通过将生物功能性与机械鲁棒性相结合，显示出组织工程的强大潜力。
植入物的水凝胶涂层
虽然水凝胶作为植入性生物材料具有重要前景，但几个挑战阻碍了其作为独立植入物的临床使用。一个主要限制是其固有的机械弱点，其特征在于低强度和有限的承载能力——这使得它们不适合骨或关节置换等应用。许多植入性水凝胶也会随着时间的推移通过水解或酶促反应而降解，这可能导致在实现其预期目的之前功能过早丧失。另一个担忧是植入性水凝胶在体内的固定和整合不良，因为它们通常缺乏在组织内有效锚定的刚性，导致随着时间的推移发生移位或失效。为了解决这些挑战，已开发出水凝胶涂层，通过形成固体-水凝胶平台，将水凝胶固有的生物相容性与植入物的机械鲁棒性相结合。在这种材料中，底层植入物提供所需的结构完整性，而顶部水凝胶涂层增强生物相容性、细胞粘附、促进组织整合并减少免疫反应。水凝胶涂层还可以设计用于在植入部位局部和持续递送药物和生物制剂，从而最大限度地减少全身副作用并进一步增强表面生物相容性。本节回顾了用于水凝胶涂层附着的策略，以及所使用的水凝胶涂层类型——特别是那些旨在预防植入物引起的感染的涂层。还讨论了与水凝胶涂层应用相关的当前挑战以及该领域的潜在未来方向。
水凝胶涂层的表面附着策略
水凝胶涂层的非共价附着依赖于水凝胶大分子与植入物表面之间的分子间相互作用，而不是化学键合，从而产生可逆和动态的表面修饰。静电和疏水相互作用、氢键以及范德华力通常参与水凝胶涂层的非共价附着。这些方法不需要复杂的化学修饰或苛刻的反应条件，保留了水凝胶的结构和性质。常见策略包括物理截留、吸附驱动沉积（物理吸附）、静电自组装和逐层(LbL)组装。本小节探讨了用于在植入物表面制造水凝胶涂层的非共价附着方法及其潜在机制。
在物理截留（也称为机械互锁）中，水凝胶大分子被截留在表面形貌特征内——例如微槽、孔隙或交织结构——而不形成化学键合。这种机制通过增加界面接触面积和对脱离的机械阻力来增强涂层粘附力。例如，使用微结构化聚合物和金属基底（包括具有微突起的聚二甲基硅氧烷(PDMS)和多孔钛(Ti)）的研究已经证明了表面结构对粘附的影响。这些研究证实，更大的表面粗糙度和孔隙度通过互锁效应增强了水凝胶粘附力。然而，由于大多数植入物表面缺乏固有的形貌特征，通常需要额外的表面预处理以实现有效的机械互锁。
阳极氧化是一种电化学方法，用于在金属基底上创建氧化层，增强表面粗糙度、孔隙率和化学反应性。这些修改通过增加界面接触面积并提供更多的活性锚定位点，加强了水凝胶涂层和植入物表面之间的物理互锁。例如，最近一项关于阳极氧化钛的研究表明，创建的纳米结构（如纳米孔和纳米管）通过增加界面接触面积和提供更多的活性锚定位点，显著改善了水凝胶粘附力。类似的表面纹理化技术，如微铣削、激光加工和激光烧蚀，也可以产生促进机械互锁和涂层稳定性的分层特征。物理截留为水凝胶涂层的非共价固定提供了一种简单有效的策略，但在生理条件下稳定性有限。此外，成功的物理截留要求植入物表面要么具有固有的微纹理，要么经过精心设计以促进水凝胶链的互锁，这进一步限制了该方法的临床适用性。
吸附驱动沉积（或物理吸附）依赖于弱分子间力，如范德华力、疏水力、氢键和离子相互作用，将水凝胶附着到植入物表面。水凝胶聚合物内的疏水域可以与表面的非极性区域相互作用，促进水凝胶涂层的物理吸附。例如，包含疏水性木质素结构域的Janus结构水凝胶通过聚集和表面疏水相互作用应用于各种基底（如玻璃、金属、橡胶）。当官能团（如羟基(-OH)或胺基(-NH2)中的氢原子与相对表面或水凝胶结构内的电负性原子（如氧或氮）相互作用时，会发生水凝胶的氢键。例如，硅晶圆上的硅羟基可以与壳聚糖结构中的-OH或-NH2基团形成氢键，壳聚糖是一种在其结构中富含-OH和-NH2基团的天然多糖。
静电自组装和逐层组装技术依赖于带相反电荷的分子或表面之间的静电力来附着水凝胶涂层。例如，聚合物（如壳聚糖(-NH3+)或海藻酸盐(-COO-, -SO4-)）中的带电官能团可以与带相反电荷的基底相互作用，导致自发和可逆的粘附。逐层组装建立在同一原理基础上，通过顺序吸附带相反电荷的聚电解质，产生均匀的多层涂层。例如，最近一项研究通过静电相互作用在各种基底（包括玻璃、不锈钢、金和聚氯乙烯(PVC)）上实现了聚乙烯胺(PVAm)和多巴胺修饰的透明质酸(HA-DN)的逐层沉积。如图3E–F所示，在聚合物溶液中连续浸入产生了交替的PVAm和HA-DN层，形成了均匀的多层涂层。逐层组装技术依赖于受控的电荷密度和沉积顺序来精确调整涂层厚度、表面功能和生物活性。虽然静电相互作用能够实现简单的多层水凝胶构造，但这些涂层在环境条件变化下可能会分层。例如，pH或离子强度的变化会破坏静电平衡，导致壳聚糖/海藻酸盐多层中的溶胀、结构变形和界面分离。在生理环境中可能会发生类似的影响，其中炎症或组织重塑期间的局部pH变化会削弱静电粘附并降低涂层稳定性。
电沉积通过驱动带电聚合物链朝向带相反电荷的电极，提供了一种形成水凝胶涂层的替代策略，在电极处通过电子转移和局部pH变化发生沉积。基于此原理，Zhao等人通过电沉积将含有布洛芬负载的介孔二氧化硅纳米颗粒(MSNs)的壳聚糖水凝胶涂层涂覆到钛基底上。如图3G所示，载药MSNs分散在壳聚糖溶液中，并将钛阴极与铂对电极浸入混合物中。施加负电压诱导了壳聚糖的溶胶-凝胶转变及其在阴极表面的沉积，这是由电化学水电解和由此产生的局部pH梯度驱动的。该技术展示了电沉积的关键设计原则——在温和条件下使用电化学控制来实现精确的涂层形成和生物活性成分的有效掺入。
水凝胶涂层成功的表面附着通常通过表面表征技术（如傅里叶变换红外光谱(FTIR)和X射线光电子能谱(XPS)）进行评估，以确认与水凝胶涂层相关的特定官能团的存在。显微镜技术和接触角测量也已被用于确认表面水凝胶涂层的存在。然而，水凝胶涂层的非共价附着表现出缺点和局限性，例如涂层粘附力弱和对环境条件敏感。非共价相互作用（如疏水力、氢键）本质上比共价键弱，导致在生理条件下可能分层。此外，静电附着和物理吸附的水凝胶涂层易受环境变化的影响，使其在pH或机械应力变化下易于脱离。这种不稳定性显著限制了它们的长期临床应用，特别是在承受动态生理环境的医疗植入物中。
在承重应用（如股骨和牙科植入物）中，水凝胶-固体界面通常在植入和功能使用过程中承受巨大的机械载荷（包括剪切、压缩和拉伸应力）。在外科插入过程中，这些植入物会经历大的剪切和压缩力，这会严重挑战水凝胶涂层和底层基底之间的粘附完整性。当粘附强度不足时，特别是在依赖于非共价相互作用的系统中，即使在植入过程中也可能发生水凝胶涂层的过早分层。此外，牙科和骨科植入物分别暴露于由咀嚼和运动引起的连续循环微动。这些重复的动态力会逐渐降解界面，随着时间的推移损害水凝胶粘附，最终导致涂层失效和功能丧失。
共价附着策略（将在第3.1.2节讨论）为加强水凝胶涂层和植入物表面之间的结合提供了一条有希望的途径。通过形成稳定的共价锚，这些方法有助于降低植入物暴露于机械应力时涂层失效的风险。无论采用何种键合方法，必须将机械测试（如划痕测试、搭接剪切评估和疲劳载荷模拟）作为评估过程的一部分。这些测试有助于确保水凝胶涂层能够在体内遇到的力类型下可靠地执行。考虑到这些因素，可以开发出更坚固的水凝胶涂层植入物，更好地适应现实世界临床使用的复杂机械环境。
共价键合
水凝胶的共价键合涉及水凝胶和表面之间的永久化学连接，从而产生具有长期稳定性、耐久性和在生理条件下抗分层性的坚固涂层。为水凝胶的共价固定开发的策略包括席夫碱反应、迈克尔加成、点击化学、硅烷偶联、表面引发聚合和等离子体诱导附着或接枝。这些策略中的每一种都涉及特定的机制，将在本小节中解释。
使用席夫碱反应进行水凝胶的共价附着，水凝胶结构（例如在壳聚糖或明胶中）中的伯胺(-NH2)基团与醛(-CHO)或酮(-C=O)官能化表面反应，生成动态亚胺(-C=N)键。然后，形成的-C=N基团可以使用NaBH4或NaCNBH3还原为稳定的仲胺(-C-NH-)键，这是不可逆的。例如，由壳聚糖和聚多巴胺(PDA)组成的杂化水凝胶被共价附着到带有-CHO官能团的聚甲基丙烯酸甲酯基底上。壳聚糖或pDA的-NH2基团与-CHO官能团之间的席夫碱反应产生了牢固粘附的水凝胶涂层。如果需要更稳定的共价连接，碳二亚胺化学（主要使用1-乙基-3-(3-二甲基氨基丙基)碳二亚胺(EDC)和N-羟基琥珀酰亚胺(NHS)）可以用作补充步骤。在碳二亚胺化学中，EDC/NHS用于将水凝胶或基底上的羧基(-COOH)转化为与NH2反应的NHS酯，随后与-NH2基团反应，形成不可逆的酰胺(-CONH-)键。
迈克尔加成作为一种快速且不可逆的反应，发生在亲核试剂和缺电子的α, β-不饱和羰基化合物之间，在生理条件下进行。在水凝胶中，当软亲核试剂（如硫醇(-SH)或胺(-NH2)基团，存在于表面或水凝胶内）攻击缺电子的C=C键时，发生共价结合。这通常涉及丙烯酸酯或马来酰亚胺官能化的表面或聚合物。这种反应产生强的C-C或C-N键，永久地将水凝胶连接到表面，如图4B所示。点击化学包括三种高效且选择性的反应类型，能够实现生物材料的共价修饰。这些反应在保持温和和生物相容性反应条件的同时，提供了对界面键合的精确控制。第一种是叠氮-炔环加成，它通过铜(Cu)催化过程在叠氮和炔官能化组分之间形成稳定的连接。
在点击化学机制中，硫醇-烯点击反应最广泛用于水凝胶涂层。如图4C所示，表面或水凝胶上的-SH基团在UV或自由基引发下与烯烃(-C=C)基团反应，形成共价碳-硫(C–S)键。例如，SH官能化的基底（如硅、玻璃、金）已使用UV引发的硫醇-烯反应涂覆有烯官能化的水凝胶。这些包括基于聚(N-异丙基丙烯酰胺)(PNIPAM)、聚(丙烯酸)(PAA)和聚(磺基甜菜碱甲基丙烯酸酯-丙烯酸-2-羟乙基甲基丙烯酸酯)(P(SBMA-AA-HEMA))的系统。所得涂层通过共价C–S键形成显示出可调厚度和强的基底粘附力。点击化学在温和条件下提供通用、高产率的共价偶联，允许形成坚固且生物相容的水凝胶涂层。
硅烷偶联为将水凝胶共价附着到无机表面（如玻璃、硅和金属）提供了一种有效的策略。它依赖于包含可水解基团（如烷氧基或氯）和反应性末端（如胺、环氧或甲基丙烯酸酯）的功能性硅烷分子。在偶联过程中，水解产生硅醇(Si–OH)基团，这些基团与表面羟基缩合形成稳定的硅氧烷(Si–O–Si)键，将硅烷锚定在基底上。然后暴露的反应性末端与水凝胶前体中的官能团形成共价连接。如图4D所示，氨基硅烷偶联（例如使用3-氨丙基三乙氧基硅烷，APTES）使得表面的─NH2基团能够通过碳二亚胺或席夫碱反应与水凝胶网络中的环氧、羧基或醛基反应。环氧硅烷基团也可以与水凝胶聚合物中的─NH2或─SH基团形成共价键，而异氰酸酯(─NCO)硅烷与OH或─NH2官能团反应生成稳定的氨基甲酸酯或脲键。这些反应使得水凝胶能够强化学锚定到硅烷化表面。硅烷偶联已应用于各种基底，包括玻璃、硅、陶瓷和金属，使用硅烷偶联剂（如3-(三甲氧基甲硅烷基)丙基甲基丙烯酸酯(TMSPMA)）以促进坚固的水凝胶附着。研究表明，当水凝胶（如聚丙烯酰胺(PAAm)、聚(乙二醇)二丙烯酸酯(PEGDA)和星形PEG-肝素系统）共价键合到预硅烷化或共修饰表面时，表现出高界面韧性和机械稳定性。类似地，基于甲基丙烯酰化明胶(GelMA)的涂层通过硅烷介导的键合到PDA-聚乙烯亚胺(PEI)中间层，在医疗器械材料上实现了强粘附力和耐久性。
表面引发聚合(SIP)能够同时聚合和将水凝胶链共价锚定到基底上，从而提供对涂层厚度、交联密度和功能的精确控制。在这种方法中，表面预活化引入引发位点，直接从基底触发聚合物生长，从而产生坚固且均匀的水凝胶涂层（图4E）。根据引发剂和单体化学性质，SIP可以通过原子转移自由基聚合(ATRP)、可逆加成-断裂链转移(RAFT)或光聚合进行。例如，UV引发的SIP已用于将N,N-二甲基丙烯酰胺、PNIPAM和基于GelMA的水凝胶接枝到聚合物、玻璃和金属基底上。这些涂层表现出强粘附力，并在流体流动和溶胀条件下保持完整性，这归因于共价界面键合，并且在某些情况下，归因于儿茶酚介导的与二氧化钛(TiO2)的配位。SIP提供了一种可控的、基底适应性的策略来生产稳定的水凝胶涂层，其中引发化学和单体选择决定了界面强度、薄膜均匀性和长期耐久性。
电合成或电聚合也已被用于将水凝胶涂层共价接枝到各种表面。在此过程中，基底作为工作电极，电解质中含有单体和引发剂。施加的电压驱动氧化或还原反应，产生表面结合的自由基，引发聚合物生长和共价键合。为了增强形成的水凝胶的交联密度和机械稳定性，可以将额外的交联剂掺入电解质中。在另一项研究中，聚(2-羟乙基甲基丙烯酸酯)(PHEMA)和PEGDA与丙烯酸(AA)的共聚物(PEGDA–AA)的水凝胶涂层在钛基底上电合成。然而，这些电沉积水凝胶涂层的粘附强度未得到评估，使其在动态生理条件下的稳定性未得到验证。
迄今为止讨论的所有湿化学方法，如点击化学和硅烷偶联，虽然在医疗植入物上制造水凝胶涂层是有效的，但有几个局限性。这些包括潜在的毒性、粘附不足、处理步骤复杂以及控制涂层特性的挑战。点击化学存在反应速率慢、副产物以及依赖于特定官能团的问题，而硅烷偶联易受体内降解，并且可能无法复制天然组织特性。此外，有机溶剂和苛刻试剂的使用引起了关于可扩展性、重现性以及由于残留化学物质引起的生物相容性的担忧。需要有机溶剂或苛刻化学品的多个复杂步骤使得这些方法的可扩展性和重现性相当具有挑战性。此外，由于未反应的试剂或副产物引起的潜在生物相容性问题阻碍了它们在生物医学环境中的实际应用。
为了解决这些挑战，基于等离子体的方法已经出现，为应用水凝胶涂层之前的表面修饰提供了一种干燥、简单且环保的替代方案。这种无溶剂方法最大限度地降低了污染风险，并允许在一步过程中进行快速、可调的修饰，使其非常适合生物医学应用。水凝胶涂层的等离子体诱导共价结合涉及用低温等离子体放电进行表面预处理，以引入反应性官能团（如-OH、-COOH、-NH2或自由基）。这些反应性基团随后用于附着预先制备的水凝胶，或直接从等离子体活化表面聚合和接枝水凝胶单体（图5F）。
