膜在众多器官芯片（organ-on-a-chip, OOC）平台中发挥着关键作用，其功能涉及营养与质量传输、屏障形成以及力学信号传导。然而，尽管膜在OOC器件中具有关键作用，文献中关于膜设计参数与器件性能之间关系的报道仍十分有限。本文综述不仅对用于OOC器件的膜类型（天然膜、合成膜、杂化膜以及新兴功能膜）进行了批判性概述，还明确了将膜选择并集成至微流控OOC平台时所需要的关键工程设计需求。此外，本文还介绍了各类器官特异性OOC器件（肺、肾、肝、血脑屏障及肠道模型），重点阐述了此类平台在制造过程中存在的现有挑战与局限性。本文还展望了面向智能、多功能膜的未来发展方向。
1. 引言
膜集成器官芯片平台在很大程度上依赖于将细胞或组织隔室分隔开来的工程化屏障。在许多OOC器件中，该屏障由多孔膜模拟，其作用包括调控质量传输、力学耦合以及为细胞培养提供结构稳定性。膜控制分子交换、细胞间通讯和力学刺激，同时定义细胞所经历的生理微环境。随着OOC技术已扩展至模拟心脏、肠道、肝脏、肾脏、大脑及其他器官，膜需要支持日益复杂的生物学功能，包括剪切传递、营养与气体交换，以及用于实时成像的光学可达性。满足这些需求会引入相互冲突的工程要求：膜必须在保持力学柔顺性的同时，兼顾强度、流动条件下的化学稳定性以及与生物学相关的表面特性。
与以往主要描述膜材料或器官特异性OOC平台的综述不同，本综述围绕工程设计约束来组织该领域，将膜材料性能、微观结构和制造策略与器件级性能关联起来。因此，本文提出一个用于膜集成OOC系统的设计约束框架，该框架识别控制器件功能的关键参数，包括材料组成、力学适用性、传输特性以及膜集成。具体而言，该框架将膜设计决策组织为四个设计约束域，并在第2节中系统讨论：（i）材料组成与生物相容性，其决定生物学特性以及监管考量和可制造性的可能性；（ii）力学性能，分别在材料层面（本征模量、黏弹性）和器件层面（考虑厚度、几何形状及夹持/键合的有效柔度）进行评估；（iii）质量传输，涵盖孔径、孔隙率、孔密度、互连性、迂曲度和溶质特异性渗透率；以及（iv）制造与集成兼容性，涵盖可实现的特征尺寸、键合策略和长期界面稳定性。该框架分两个阶段应用：第2节讨论不同膜类别相对于这些领域的情况，而第3节将该框架应用于器官特异性膜集成OOC平台，并在表1中总结关键膜与器件特征，从而能够跨膜类型和器官模型进行系统比较。
几篇以往的综述聚焦于OOC平台中的膜，但每篇的框架均比本文更窄或不同。Corral-Najera等人和Youn与Kim对膜材料、其物理/生化性质及制造方法进行了编目，以支持膜选择，但未在器件级工程框架内组织这些材料，也未使用共同参数集比较器官系统。类似地，Rahimnejad等人按目标器官（肝、肾、肠、肺、皮肤、心脏、血管和脑）对工程仿生膜进行综述，针对每个系统将膜制备和表征与天然细胞外基质特征进行比较；尽管范围全面，但这种组织方式并未提取可迁移的跨器官设计原则，也未区分材料级与器件级膜性能，而这正是本框架的核心目标。Salimbeigi等人考虑了天然基底膜的物理和力学性能及复制策略，但聚焦于生物学靶标（基底膜本身），而非器件级集成约束，如粘附、制造兼容性或有效柔度。器官特异性综述，如Zhang等人（肺，围绕疾病病理生理学组织）和Nguyen等人（肾，一般性肾芯片模型的系统综述），在单一器官系统内提供深度，但仅将膜视为若干设计元素之一，从而无法进行跨器官比较。本综述与前述工作的区别体现在三个方面：（1）以膜工程局限性作为组织原则，而非膜化学、生物学或器官身份；（2）明确区分材料级性能（如体相杨氏模量、表面化学）与器件级性能（如有效膜柔度、集成渗透率），这一区分在文献中常被混淆；（3）使用共同参数集（表1）总结五个器官系统的设计权衡，从而能够识别可迁移设计原则而非器官特异性观察结果。
本文首先介绍膜类型；然后概述控制其集成的工程设计约束，并评述代表性器官特异性OOC平台。图1提供了膜集成微流控平台的示意性概览，强调膜作为连接工程设计、生物学功能与器官特异性应用的功能界面所发挥的作用。
文献检索方法
使用Scopus进行文献检索，关键词包括“nanofiber membrane”“organ-on-a-chip”“membrane integration”“basement membrane”“natural membranes”“hybrid membranes”“nanofiber membrane fabrication”“lung-on-a-chip”“kidney-on-a-chip”“gut-on-a-chip”“liver-on-a-chip”和“BBB chip”，涵盖2010至2025年间的文献。检索于2026年6月进行。使用布尔组合（例如“membrane”与“organ-on-a-chip”以及器官特异性术语）以精炼检索。纳入标准包括：（i）同行评审、英语、2010至2025年间发表的主要研究或综述文章；（ii）描述包含物理膜组件的微流控OOC器件；（iii）报告至少一项膜设计或性能参数（材料组成、厚度、孔径/孔隙率、渗透率或力学性能）。不包含无全文的会议摘要、专利，以及无对照膜对应物的无膜OOC架构研究，除非引用作为对比。根据标准筛选标题和全文后，共综合了78篇参考文献，分布于第2、3和4节。
2. 用于器官芯片系统的膜
器官芯片平台旨在复制的天然基底膜因器官而异。但总体而言，自然界中的天然基底膜由天然材料构成，具有特征性纤维拓扑结构、厚度、粗糙度、孔隙率及其他结构性能。
膜性能在两个不同层面进行讨论。材料级性能描述自支撑薄膜的组成、本征杨氏模量、黏弹性、表面化学以及制成时的孔径/孔隙率，通常通过鼓泡测试或原子力显微镜测量。器件级性能则描述同一膜在芯片内被夹持和键合后的有效柔度、集成渗透率和界面稳定性，由于边界约束和键合引起的预应变，其值可能大幅偏离材料级数值。该区分贯穿第2节。
用于许多OOC设计的膜根据其组成和来源可分为合成、杂化或复合类型，每种类型在模拟生理条件方面各具优势和局限性。总体而言，膜材料和制造策略的多样性反映了缺乏能够完全再现天然基底膜性能的通用解决方案。每种膜类别应对生理相关性的特定方面，如力学支持、选择性渗透或生化信号传导，同时引入固有局限性。因此，OOC平台中的膜选择仍高度依赖具体应用，需要仔细平衡生物保真度、力学稳健性和制造可行性。下文首先按类型（天然、合成、杂化）对膜进行分类；制造路线（如原位生成）和功能行为（如刺激响应性）是跨领域属性，适用于各分类内部而非并列，并在相应处注明。
天然膜。天然膜来源于生物材料，如蛋白质和多糖。由于其生物相容性、生物降解性和环境友好特性，它们与天然基底膜具有高度生化相似性，被广泛用于制造仿生基底膜，但这种生物学保真度伴随着众所周知的批次间重现性和力学稳健性权衡，下文将进一步讨论。此类材料包括胶原蛋白、层粘连蛋白、纤维蛋白、脱细胞细胞外基质、明胶、海藻酸盐和透明质酸。这些天然聚合物已被广泛用于制造水凝胶、电纺支架或涂层，以为合成材料提供所需的生物学性能。
天然膜的最新进展集中于增强其力学稳定性、降解控制及器官特异性功能，以在OOC系统中再现生理屏障。例如，研究人员开发了基于胶原蛋白I的可酶降解膜，具有可调硬度和透明度，证明可通过调整胶原浓度和交联密度来控制膜降解以模拟体内基底膜。类似地，作者报道胶原膜保持与肺芯片中循环拉伸兼容的光学透明性和弹性，能够实现稳定的上皮-内皮共培养。此外，通过微模塑或3D打印制造的囊状和可拉伸水凝胶膜能够复制弯曲和动态界面，如肺泡和血管屏障。然而，这些有利性能通常仅在短培养窗口内得到验证；水凝胶膜在多日至多周灌注条件下仍易发生溶胀、水解或酶降解以及尺寸不稳定，这可能损害屏障完整性，下文将进一步讨论。这些进展共同提高了OOC平台的生理相关性，使膜能够主动参与细胞信号传导、重塑和力学反馈。
合成膜。此类膜通常由合成材料组成，如聚二甲基硅氧烷、聚碳酸酯、聚对苯二甲酸乙二醇酯或聚四氟乙烯。此类合成膜具有良好的力学特性，易于操作、易于集成到微流控芯片中，并提供稳定的细胞支撑。它们也可商业化放大生产，但其广泛可用性、力学能力和材料性能与生理器官功能存在显著差异。
近期发展旨在提高合成膜的生理相关性。例如，微模塑多孔PDMS膜已针对肠道芯片应用进行优化，提供更好的重现性和集成性。然而，PDMS仍存在疏水性和小分子吸收问题，因此有必要使用其他聚合物。这种吸附行为对OOC平台的药理学应用具有特殊意义。已知PDMS基膜因其疏水性和多孔体相结构而非特异性吸附小疏水分子和某些蛋白质，这可能人为降低到达细胞层的候选药物表观浓度，并使药物筛选研究中的剂量-反应测量产生偏差。这对亲脂性化合物尤其相关，名义剂量中相当大的一部分可能渗入PDMS本体而非到达靶细胞，可能导致低估药效或毒性。鉴于本文第3节综述的许多OOC平台仅用于药物毒性和渗透性筛选，这一局限性是解释使用PDMS基器件获得的药理学数据时的重要实际考虑因素。热塑性聚氨酯和环烯烃共聚物等替代聚合物已成为有前景的PDMS替代品，提供改善的弹性、光学透明性和降低的药物吸收。这些创新证明了合成膜在更接近天然组织力学和屏障功能方面的发展。尽管近期材料创新提高了合成膜性能，但平衡力学可调性、渗透性控制和生物学功能仍是挑战。这些考虑推动了整合合成稳健性与生物活性组分的替代膜策略的发展。
杂化膜。杂化膜是由天然和合成材料人工组合形成的混合物。天然和合成聚合物各有局限性，但其组合可兼顾两者优势并抵消劣势，创造出与天然基底膜高度相似的物理和生化性能材料。近期研究展示了多种杂化策略。最常见之一是材料基杂化。聚己内酯或PDMS中的胶原/明胶插入物已被证明可提高系统的生物相容性和渗透性，而不影响动态培养系统的力学稳定性。近期一个例子展示了集成到微流控肺芯片中的杂化PCL-胶原电纺膜（约10μm厚），表现出优异的生物相容性以模拟基底膜功能。杂化膜还提供对动态微流控环境的更好适应性，因为合成骨架提供抗变形和抗破裂性，而天然组分支持细胞粘附、信号传导和基质重塑。
另一个新兴方向是方法基杂化，即结合电纺和3D生物打印、或相分离和光刻等制造技术，构建多层或梯度膜以更好地再现组织异质性。例如，通过无模板“肥皂泡”方法制造的囊状水凝胶膜实现了肺芯片中的弯曲肺泡-毛细血管屏障。类似地，结合相分离与微模塑的制造方法据报道可产生具有双尺度孔隙率和表面图案化的膜，增强对传输和细胞-基质相互作用的控制。总体而言，材料基和方法基杂化策略均有助于生成具有层级结构和多功能特性的膜。
原位生成制造（适用于天然或杂化膜的跨领域路线）。原位生成膜提供了一种替代制造策略，即膜直接在微流控器件内形成，无需单独的膜制造和集成步骤。该方法可简化器件制造并最小化处理过程中膜损伤的概率。早期工作证明，通过pH梯度驱动的生物制造可在微流控通道内生成自支撑半透性壳聚糖膜，可用于在芯片上生长膜。随后，原位生成的细胞外基质已被用作无膜肠管，可在灌注微流控器件中发挥屏障作用并极化。该概念进一步发展为利用临时膜进行微流控凝胶图案化，从而可在OOC模型中制造水凝胶隔室。
新兴功能属性（纳米纤维、脱细胞ECM、刺激响应）。这些是功能属性而非独立材料类别，可与上述天然、合成或杂化膜结合。新兴功能膜类别旨在不仅复制结构特征，还复制人类组织在OOC平台中的动态行为，从而增强生理相关性并实现对力学、化学和生化线索的实时响应。OOC器件日益依赖先进仿生膜来模拟体内微环境，包括组织界面、流体剪切应力和细胞分化模式。这些新兴膜类别的决定性特征是其主动参与细胞-基质相互作用的能力，而非仅作为被动结构支撑。
具有ECM样架构的纳米纤维膜提供高表面积体积比、多孔微结构和拓扑线索，促进OOC系统内的细胞粘附、迁移和分化。dECM膜提供复杂生化线索和天然蛋白，引导细胞行为和器官特异性功能，从而在芯片内实现更准确的组织微环境再现。然而，dECM基膜的一个反复出现的局限性是对组成的不完全控制：脱细胞方案和来源组织变异导致残余生化含量的显著批次间差异，相对于明确的合成材料限制了重现性。将受控ECM基质整合到OOC系统中已被强调为改善天然ECM性能模拟并克服纯合成膜局限性的关键策略。具有受控微米和纳米拓扑结构的图案化水凝胶膜影响细胞的力学感知和空间组织，这对复制各向异性组织结构和生理界面（如上皮屏障）很重要。
刺激响应性或“智能”膜响应外部线索（如pH、温度或力学力）调整其性能（如硬度、渗透性、溶胀行为），提供对微环境条件的动态和响应性控制。智能水凝胶系统日益被整合到微生理平台中，以实现生化信号的受控释放并模拟响应生理刺激的组织适应行为。由天然ECM材料（如Matrigel、胶原或纤维蛋白）制成的水凝胶可提供本质上的生物相容性溶液，具有高含水量和与软组织力学柔度的良好匹配，但它们在灌注下缺乏力学强度可能阻碍其应用——特别是水凝胶膜易因溶胀、多日/多周培养期间的水解或酶降解而发生尺寸变化，以及在连续灌注期间直接力学失效（破裂或脱层）。所有这些现象应在预期培养期间内评估，而非在单一时间点。超薄聚合物纳米膜（厚度低于1μm，如氮化硅级别）可有效减少细胞层之间的物理距离，同时保持比刻蚀多孔PC滤膜更好的天然基底膜相似性，从而实现更好的层间旁分泌信号传导。总之，这些膜类别——纳米纤维、dECM、图案化水凝胶和刺激响应膜——提供了在OOC器件中模拟动态组织行为的策略。
总体而言，没有单一膜类别在所有标准上占优。天然膜提供最接近的生物学保真度，但缺乏重现性和力学强度；合成膜提供强度和可扩展性，但模拟仿生性能差；杂化膜部分弥补了力学差距，但仍无法再现天然基底膜厚度或非线性强化；原位工程膜避免了处理损伤，但牺牲了对厚度和孔隙率的控制。
2.1 膜的必要性与无膜替代方案
物理膜不是OOC设计的必需特征，而是对细胞群体之间受控隔室化这一更广泛需求的一种解决方案。是否需要膜取决于所需的具体功能：用于跨上皮电阻测量的离散可寻址屏障、机械驱动的基底、或独立可调的厚度和孔隙率均支持基于膜的设计。相反，体内主要通过ECM样水凝胶发生传输的界面可重构为无膜架构，其中载细胞水凝胶通过表面张力钉扎（如相导结构）、层流图案化或生物制造ECM屏障进行几何限制。无膜设计能更好地再现天然界面的连续三维ECM架构，并避免合成膜材料相关的伪影（如PDMS的非特异性药物吸附），但通常牺牲了定义物理膜提供的可重现厚度、机械驱动能力和直接TEER集成，且通常更难以在重复器件中标准化。实践中，选择取决于应用：需要循环拉伸的机械活性界面，以及需要定量屏障完整性读数的平台通常保留物理膜，而以三维ECM环境和血管化为主要功能要求的界面则日益实现为无膜。
2.2 器官芯片系统的工程膜
OOC系统的膜选择受若干相互关联的工程约束驱动，如力学表征、质量传输、表面性质、制造和集成。
力学表征。OOC膜应能承受适当的力学刺激和流体剪切而不受损，并保持膜渗透性特征。然而，仅靠杨氏模量不足以描述这种行为：它是固体薄膜上测量的材料级性质，而薄的多孔膜的有效力学响应还取决于厚度、孔几何形状以及器件内的夹持/键合。OOC膜不仅作为非活性支撑，还作为主动机械驱动器，将重复应变传递至细胞培养物，以模拟呼吸运动、蠕动或心跳。对于基于拉伸的器件，优选柔性材料（如PDMS），因为其模量使其能够反复变形而不破坏。厚度、孔隙率和孔几何形状应联合考虑而非独立考虑，因为有效弯曲刚度随厚度标度，而孔隙率减少承载横截面，因此具有相同体相模量的膜可表现出显著不同的器件级柔度。天然基底膜高度非线性和应变硬化，而合成膜无法完全模拟这一点。此外，大多数膜表征依赖单次拉伸测试而非循环加载；PDMS本身表现出与单调值不同的循环模量，而多周OOC培养中与疲劳相关的膜性能变化在很大程度上未被报道。通过膜组成调节（如调整胶原与弹性蛋白比例）以达到1 kPa至数百kPa的力学范围，以及设计均匀化力学加载的柔性中间层，是应对该挑战的两种可能方案。
质量传输。膜质量传输受几个不同结构参数控制。孔径定义单个开口的物理直径，并对可通过的分子或细胞尺寸设定上限。孔隙率（孔占据膜面积的比例）和孔密度（单位面积孔数）共同决定可用于传输的总横截面积。孔连通性描述孔是否形成穿过膜的连续通道或孤立的不渗透空隙——该参数对纤维状或电纺膜尤其重要，其中高标称孔隙率不保证连续传输路径。膜传输不仅取决于厚度和孔隙率。迂曲度（有效扩散路径长度与膜直厚度之比）独立于孔径或孔隙率改变有效传输：两个具有相同厚度、孔径和孔隙率的膜，如果其孔几何为直孔或迂曲孔，渗透率可显著不同。因此，渗透率（通过组装膜的溶质传输净速率）是一种涌现性质，取决于厚度、孔径、孔隙率、孔密度、连通性和迂曲度的共同作用，不能由任何单一参数独立预测。选择性渗透还取决于传输分子本身。分子尺寸相对于孔径决定溶质是自由通过、部分受限（如肾小球滤过中的中等尺寸蛋白）还是被排除。忽略尺寸和电荷选择性可导致非生理性渗漏或滞留，即使孔径和孔隙率看起来与天然组织匹配良好。
表面性质。膜表面性质（化学、硬度、拓扑结构）具有同等的生物学重要性，但也主要是工程设计领域。纳米尺度的细胞硬度和形貌均可直接影响细胞分化和连接形成。膜架构特别主动地塑造上皮和内皮极化及连接成熟，而非仅允许或限制附着：培养在多孔膜上的内皮细胞比连续基质上形成更少的黏着斑，但更早形成紧密连接，表明孔几何将细胞相互作用从基质转向邻近细胞。这意味着膜不应被视为被动隔板，因为相同材料仅凭孔径和间距不同即可产生显著不同的连接成熟和屏障表型。这意味着在材料设计中，不仅必须考虑天然ECM的化学特征，还必须考虑其力学特征。事实上，不仅形貌影响细胞，孔拓扑也可被工程设计以决定细胞形态；较小孔使细胞保持大部分原始形状自由度，而较大孔则根据网格定义矩形细胞形态。细胞形态还决定细胞是仅采样膜还是完全迁移。膜厚度和孔架构进一步决定跨屏障的细胞间通讯模式：常规微米厚多孔膜主要通过膜扩散支持旁分泌信号传导，而超薄亚微米膜可使上皮和内皮层足够接近甚至直接接触，从而支持近分泌过程，如足细胞足突形成。表面修饰也经常随时间不稳定：对疏水材料如PDMS的氧等离子体处理易在数小时内发生疏水恢复，通常需要激活后立即接种细胞。类似地，物理吸附的ECM涂层缺乏共价锚定，在连续灌注和循环力学应变下易发生脱附或分层，而共价固定（如聚多巴胺或sulfo-SANPAH交联）改善粘附但很少验证超过一到两周的培养。长期、定量数据在流动和应变联合作用下的表面修饰稳定性仍然稀少，限制了对多周OOC应用的信心。
制造。将膜构建并集成到OOC系统中需要微/纳制造、材料工程和微流控组装的精确组合。主要过程是微制造膜并将其插入微流控系统，需满足精确对准和键合公差。关键要素涉及膜本身的实际制造，通过微机械加工、激光光刻、注塑、旋涂或电纺等技术，以及其在微流控器件中满足严格对准和键合精度要求的仔细放置和键合。实际制造技术通常由所用材料和期望性能决定。常规聚合物最适合通过微模塑或溶剂浇铸制造，然后采用光刻或激光微加工来微调孔径、厚度和均匀性。对于纤维状膜，电纺成为首选技术，可生产超薄、高孔隙率膜，具有与ECM相当的架构以及微米至亚微米尺寸的孔，膜随沉积形成。此类膜的超薄多孔性质要求在构建期间使用支撑基底，以免转移时受损。电纺膜还表现出比微模塑或光刻定义膜更显著的再现性挑战。纤维直径、取向和孔径对加工参数（如聚合物浓度、溶液黏度、施加电压和湿度）高度敏感，批间甚至单片内这些参数的微小变化可产生显著的孔异质性以及渗透率和力学性能变异性。纤维取向（随机或对齐）进一步引入各向异性力学行为和定向细胞引导线索，增加了很少跨研究标准化的变量。此外，电纺膜中孔径和纤维直径不能独立控制，因为孔是沉积纤维之间的间隙空间形成的：调整纤维直径以达到ECM样纳米级拓扑必然约束可实现的孔径范围，反之亦然。这种耦合限制了同时优化纤维尺度仿生和孔尺度质量传输的能力，代表电纺OOC膜的一个重要的、经常未解决的设计权衡。
集成。将膜键合到微流控器件中的集成步骤常常具有挑战性。通常使用三种主要集成策略：（i）夹层键合，即将预制膜夹持或等离子键合在两层PDMS或热塑性层之间；（ii）原位膜生成，即通过凝胶化或生物制造直接在组装器件内形成膜，完全避免单独对准步骤；（iii）直接膜沉积，例如在键合前直接在芯片基底上进行电纺或旋涂。每种策略呈现不同权衡：夹层键合提供重现性和材料灵活性，但需要精确对准以避免边缘处的死体积或分层；原位生成简化组装，但对膜厚度和孔隙率的控制较少；直接沉积可实现优异的膜-基底粘附，但受底层芯片材料的热和化学相容性约束。一种避免在器件组装同时制备膜的方法是使用独立细胞插入物，该插入物在其自身腔室中制备和细胞化后再插入微流控外壳，允许从膜两侧简单接种，确保更均匀的细胞覆盖，并避免直接在密封器件中接种细胞时发生的细胞活力和聚集损失。膜-芯片界面处的泄漏和分层是与膜集成到微流控芯片相关的挑战之一。特别是，由于天然和杂化膜倾向于溶胀，集成这些膜的芯片在灌注和循环力学应变下往往在键合层界面处更快分层。
OOC器件的长期实用性要求膜-芯片界面耐受多次使用循环和流体交换，并在灭菌过程中保持一致性性能，因此集成方案本身与膜材料选择同等重要。
3. 膜集成器官芯片平台类型
膜集成器官芯片平台可根据其所模拟的生理屏障进行分类。膜作为分隔微通道的关键界面，同时支持细胞粘附、营养传输和力学线索。表1显示了不同OOC系统中主要膜参数及其功能，并附有代表性示例研究。重要的是，虽然膜集成OOC平台常按靶器官分类，但许多底层膜设计原则——如渗透性控制、力学柔度和表面生物功能化——在各系统间共享。因此，不同器官模型的比较分析为共同的工程约束和可迁移的膜工程策略提供了有价值的见解。
肺泡-毛细血管界面芯片。肺泡-毛细血管界面芯片平台使用仿生膜重建肺泡-毛细血管屏障，近期综述强调膜结构（如孔径、组成、力学柔度）对模拟生理肺界面至关重要。图2展示了不同膜类型的代表性肺芯片微系统。人体肺中天然肺泡-毛细血管膜厚度为0.1至2μm，主要由IV型胶原、层粘连蛋白和蛋白聚糖组成。该基底膜具有纤维拓扑结构，伴随10至150nm的孔。力学性能方面，肺泡-毛细血管膜的杨氏模量报道约为2MPa。已开发基于水凝胶的可拉伸膜以替代常规PDMS膜，发现柔软的ECM模拟膜在循环应变下改善了上皮-内皮屏障形成并减少了纤维化反应。这种向更软、更有弹性膜的转变反映了对再现生理相关力学线索的日益重视，而非仅关注器件可制造性。此外，通过电纺制造的模拟肺基底膜的纳米纤维膜已被整合到肺泡间质芯片中，实现延长培养时间和改善屏障功能。杂化膜方法也已出现；聚己内酯-胶原纳米纤维杂化膜（厚度约10μm）已用于肺芯片微流控模型，能够更有效地支撑基底膜结构并更具生物相容性。这类ECM模拟架构进一步强调膜微结构在调节上皮组织和屏障成熟中的作用。这些是竞争而非互补的解决方案：PDMS提供可预测、可重现的力学性能，但硬度远高于天然基底膜值；水凝胶膜更好地匹配天然硬度，但在灌注下更快降解；杂化纳米纤维膜介于两者之间，以制造简单性换取改善的寿命和保真度。
肾小球滤过屏障芯片。肾小球滤过屏障芯片平台涉及基于半透膜的人工肾屏障系统，模拟肾脏的滤过、分泌和重吸收功能。图3展示了不同基于膜的肾和肾小球芯片模型。这些膜作为物理和生化界面，分隔代表血管和肾小管隔室的微通道，同时允许分子运动和细胞间信号传导。一个由超薄聚合物膜组成的人肾芯片允许内皮和上皮层直接接触，这是选择性渗透性和足细胞足突形成的生物学设置特征。类似地，一个肾小球芯片制造有可调基底膜层，支持三维足细胞培养并在动态流动下再现天然滤过行为。这些发现表明膜厚度和渗透性必须严格控制，以维持选择性滤过同时防止非生理性渗漏。突出结果是膜形态和柔度对微流控条件下肾屏障维持的关键作用。极化的近端小管上皮细胞需要通过膜得以维持，这要求肾小管芯片系统能够承受生理剪切应力和渗透梯度。重要的是，这些系统中膜性能与其承受生理剪切应力而不损害上皮极化的能力密切相关。使用基于多孔聚合物膜的三维肾芯片评估了造影剂诱导的肾损伤，其中肾膜渗透压和黏度均直接影响细胞活力和重吸收。超薄膜更好地复制天然滤过选择性，但在剪切/渗透应力下比更厚的多孔膜力学上更弱，后者用选择性换取耐久性——尚无报道的设计能同时实现两者。在合成膜上沉积ECM样材料可改善上皮-内皮共培养整合和屏障紧密性。此外，近期综述报道了向ECM基或水凝胶衍生膜发展的日益增长趋势，这些膜更准确地再现天然基底膜硬度和渗透性，减少传统PDMS基底观察到的非生理伪影。综上，微调膜特征——包括亚微米级厚度、既不过度渗透也不过于选择性的孔隙率，以及允许循环流动的弹性——也是使肾芯片系统更具生理性的必要条件。
肝血窦界面芯片。肝血窦界面芯片系统作为旨在体外模拟人类肝脏结构和功能的微生理系统而出现。仿生膜框架内的肝芯片包括复制肝血窦界面，该界面支持营养和氧气循环以及肝细胞与内皮细胞共培养。整合涂覆以模拟Disse间隙中基底膜的多孔膜（如明胶涂覆的PC/PET膜），已被证明可提高灌注条件下肝细胞活力和白蛋白分泌。模拟这一高度特化界面给膜孔隙率和表面化学带来了严格要求。对这些微流控平台的综述还指出，膜材料、孔径和表面修饰的选择是增强此类微生理系统生理保真度和转化潜力的关键设计参数。近期膜表面修饰的发展——如等离子体处理或ECM图案化——进一步促进动态灌注系统中的细胞附着并增强肝细胞-内皮通讯。这些改进强调了膜设计的细微修饰如何显著影响灌注条件下长期肝功能。大规模验证工作还表明，设计良好的膜肝芯片在预测药物诱导肝损伤方面优于常规体外模型，强调膜设计的转化重要性。总体而言，所有这些发展强调了膜工程对设计可用于药物测试和疾病建模的生理可靠肝芯片系统的关键必要性。
神经血管屏障芯片。许多膜集成血脑屏障芯片模型使用多孔聚合物膜分隔血管通道和实质腔室，从而重建血脑屏障的管腔-腔外架构。一项研究使用多重血脑屏障芯片，呈现由PDMS制成的具有透明5μm厚膜的双层器件。基于膜的微流控血脑屏障模型用于测试10种化合物的渗透性，表明膜集成血脑屏障芯片可用于药物筛选。研究人员进一步通过集成靠近膜的跨上皮电阻电极增强平台，实现实时监测屏障完整性和纳米颗粒运输。这表明多孔膜对形成紧密连接和分子选择性运输至关重要。对膜架构的精确控制对捕获血脑屏障的极端选择性至关重要。另一项研究表明超薄氮化硅膜可成为共培养内皮细胞和星形胶质细胞的良好支架。这提供更好的成像光学透明性和对渗透性测量的良好控制。同时，降低膜厚度引入了光学可达性、力学稳健性和制造良率之间的权衡。此外，神经炎症条件下的人血脑屏障芯片揭示了屏障破坏、炎症和T细胞跨内皮迁移。所有这些工作证实多孔膜应用对于人体屏障生理相关功能的关键性。
肠上皮屏障芯片。肠上皮屏障芯片系统发展迅速，以复制人肠道上皮的复杂设计和动态环境。这些器件通常使用流体流动和力学刺激来重建蠕动运动，较标准培养系统大幅改善上皮分化、微绒毛形成和屏障完整性。这些动态条件对膜提出了比静态肠道模型额外的力学需求。此类芯片中共培养策略（如人肠道上皮细胞与共生微生物）可用于研究动态条件下宿主与微生物组的相互作用。因此，膜渗透性必须仔细平衡，以允许受控微生物相互作用同时保持上皮屏障完整性。已有报道电极集成膜设计用于实时监测肠道屏障完整性，其中电极直接集成在膜上以实现空间分辨的跨上皮电阻测量。下一代离体双流肠黏膜屏障模型还允许通过使用细菌酶剂量依赖性地破坏胶原-I和claudin-1来更精确地控制黏膜屏障破坏，用于渗漏肠道疾病研究模型。此外，这些器件用于支持转化应用，如评估药物载体转运和微生物跨肠道屏障迁移。最后，这些系统中微环境复杂性（如剪切应力、灌注和微生物共培养）使该平台成为研究肠道生理、疾病病理生理学和治疗方法的一个极佳平台。
4. 未来展望
尽管器官芯片技术取得了巨大进步，特别是在膜集成平台以及不同类型OOC器件加速增长方面，但适用于OOC系统的合适仿生多孔膜的发展仍然缓慢。为更好地模拟天然超薄基底膜，膜厚度仍是现有挑战之一。虽然更薄的膜允许更高的水力和扩散渗透性，但它们通常缺乏体内样膜表面和硬度性能。体外模型和OOC中常用的合成膜不能复制天然基底膜的特性。许多已报道的OOC中使用的膜具有比天然膜更硬的力学性能。这种不匹配不能仅通过切换膜类别来解决——合成膜超过天然硬度，天然膜耐久性不足，杂化膜仅部分弥合两者差距。需要在相同条件下进行头对头比较，以将膜选择置于定量基础上。长期稳定性仍是挑战，因为天然和杂化膜在连续灌注和循环力学应变下易于降解、溶胀或分层，限制其适用于慢性疾病模型和重复剂量药物测试。
此外，由于OOC技术的主要目标是药物测试，OOC平台需要在大规模生产中具有一致性和准确性。因此，此类超薄膜的重现性不仅在其独立形式中需要提高，而且在微流控平台内的集成形式中也需要提高。对一致且可重现的微制造的专业技能要求目前限制了OOC器件在研究界之外的广泛采用。目前，大多数报道的集成膜OOC器件呈现概念验证性质，对大规模生产或高通量研究的适用性有限。具备仿生内容、力学和表面性能的杂化和“智能”膜类型的推进需要继续并完善，之后这些膜才能集成到微流控器件中，以实现更稳健、可重现和高效的OOC平台。在实践中，“智能”行为意味着膜被设计成响应特定刺激（如pH、温度、力学应力或施加电场）而改变孔隙率、硬度或渗透性。这允许膜主动再现动态生理变化而非作为静态屏障。响应外部刺激并允许随时间控制材料性能的材料开发增加了复杂性层次，可能为细胞行为提供基础性见解。生物材料科学与微流控的融合——包括表面涂层组分、蛋白基膜和水凝胶基构建体的整合——被视为在OOC系统内更真实重建组织级三维微架构的有前景步骤。
仿生膜的开发是膜集成器官芯片领域的关键。膜集成OOC系统桥接传统体外细胞培养和体内器官生理，膜不仅作为结构隔板，还作为调节质量传输、力学线索和细胞间通讯的动态界面。膜材料从聚二甲基硅氧烷和常规聚合物到生物衍生水凝胶以及合成/杂化复合材料的演变，反映了平衡力学稳健性、生物相容性和可制造性的关键需求。制造方面，微模塑、电纺、激光光刻和增材制造以及精炼的键合和集成策略的进展，正在实现对膜几何形状、孔隙率、厚度和表面化学的更精确控制，允许膜既作为被动屏障又作为主动传感/驱动元件。器官特异性实施——从肺到肾、肝、肠道和血脑屏障模型——说明了定制膜架构和材料选择如何使生理相关性和转化应用成为可能。展望未来，OOC平台广泛采用的关键在于标准化膜材料和集成流程，确保可扩展制造性，并在膜-芯片界面嵌入多功能性（传感、驱动、互连），从而使这些系统不仅模拟组织生理学，而且稳健、可重现，并准备好进行工业规模部署。
