水凝膠在人造細胞體系中的應用研究進展

李書彬 董明東 韓曉軍*

1（哈爾濱工業大學化工與化學學院，城市水資源與水環境國家重點實驗室，哈爾濱 150001）

2（奧胡斯大學納米科學交叉研究中心，丹麥DK-8000）

生命起源的過程紛繁復雜，人類至今尚未完全理解細胞的產生、結構的變化以及功能的形成。合成生物學提供了認識生命的起源及運行機制的方法[1-4]。通過構建人造細胞能夠簡化生命系統中的復雜結構，更好地模擬細胞的行為[5-10]。構建的人造細胞通常需要具備區室化、分裂和代謝等部分或全部生命特征，人造細胞的構建基元包括磷脂[11-16]、聚合物[17]和聚電解質[18]等。通過外加刺激或在人造細胞中封裝具有特定功能的酶，這些人造細胞表現出簡單的細胞行為。為了使人造細胞能夠執行更復雜的功能，在體系中引入其它功能性材料尤為重要。

水凝膠是一種具有多種官能團的高度含水的三維網絡結構，能夠通過改變官能團的種類和數量調節水凝膠的特性和含水量[19-22]。這種特性和結構可賦予人造細胞特定的功能。水凝膠的組成成分可以分為天然成分和合成成分，雖然天然成分更具生物相容性，但合成成分能對官能團種類和數量進行精確定制，因而在人造細胞領域的應用更為突出。將水凝膠應用于人造細胞領域不僅能使人造細胞更具真實細胞的結構和功能，在藥物控釋和組織工程方面也顯現出極大的應用潛力。目前，關于水凝膠的綜述主要集中于水凝膠結構的設計及制備方法等方面，有關水凝膠在人造細胞領域的應用的綜述較少。隨著人造細胞領域研究的快速發展和對多功能構件的需求，對水凝膠在人造細胞領域的應用進行總結歸納尤為重要，可為今后的研究提供理論參考。本文綜述了近十年來應用于人造細胞研究和應用中的水凝膠組成及水凝膠的加工方法，重點闡述了其在細胞結構模擬、藥物控釋和組織工程方面的應用，并探討了該領域目前存在的問題及未來的研究方向。

1 用于人造細胞領域的水凝膠成分

1.1 天然成分

用于人造細胞領域的水凝膠的天然成分主要為天然聚合物（藻酸鹽、葡聚糖和瓊脂糖）。天然聚合物具有高生物相容性、環境友好性、可降解性和可持續性等優點，然而其中所含有的活性官能團較少，無法滿足對水凝膠功能的調節。對天然聚合物進行修飾和改性能夠使其在保留自身優勢的同時，可以滿足制備功能多樣的水凝膠的要求。

1.1.1 海藻酸

海藻酸是從褐藻類的海帶或馬尾藻中提取碘和甘露醇后的副產物，其分子由β-D-甘露糖醛酸和α-L-古洛糖醛酸按（1→4）鍵連接而成[23]。海藻酸在水溶液中表現出聚陰離子行為，因而可在其溶液中加入Ca2+等陽離子促使水凝膠生成[24]。

海藻酸水凝膠通常被封裝在人造細胞內部模擬細胞結構，或將人造細胞包裹在水凝膠內作為細胞外基質[25-27]。1995 年，Monshipouri 等[25]首次利用脂質體擠出法將海藻酸鈉溶液包封到人造細胞中，外部溶液中的Ca2+進入人造細胞內部進行交聯，最終形成包封海藻酸水凝膠的人造細胞，開拓了海藻酸水凝膠在人造細胞領域中的應用。此后的研究多集中于對包封海藻酸溶液方法的改進和對Ca2+進入人造細胞方式的調控[28-30]。

海藻酸水凝膠具有交聯速度快和性能優異等諸多優點，但其水溶液粘度較高，給封裝造成一定困難；并且海藻酸含有的活性官能團較少，無法賦予水凝膠更多的智能性。對海藻酸進行修飾改性，引入更多種類的活性官能團，能使海藻酸水凝膠功能更加豐富。

1.1.2 葡聚糖

葡聚糖是以葡萄糖為單糖組成的同型多糖，具有良好的生物相容性，常用于水凝膠的制備[31-33]。根據交聯方式的不同，水凝膠分為由氫鍵、靜電作用、親疏水作用和主-客體相互作用等非共價鍵方式進行交聯的物理交聯和通過自由基聚合和點擊化學反應等形成的共價鍵交聯的化學交聯。葡聚糖具有良好的水溶性，但單獨的天然葡聚糖很難形成水凝膠，需要加入其它聚合物形成氫鍵進行物理交聯，或對葡聚糖進行改性，利用改性官能團的特性實現化學交聯[34-36]。葡聚糖水凝膠多利用人造細胞作為模板，以實現由宏觀尺度的水凝膠向微觀尺度微凝膠顆粒的轉變。乳液法是最常用的將葡聚糖衍生物溶液包封到人造細胞中的方法，Franssen 等[37]利用乳液法實現了對葡聚糖水凝膠的包封，之后利用Triton X 100等表面活性劑破壞人造細胞的膜結構，獲得人造細胞大小的微凝膠顆粒，對模型蛋白表現出良好的控釋能力。此外，具備各種響應能力的葡聚糖衍生物的合成也使葡聚糖水凝膠的交聯方式更加豐富多樣。葡聚糖基水凝膠通常具有穩定性和高生物相容性，但需要對葡聚糖進行修飾改性，以滿足不同的用途需要。這種修飾或改性會增加操作的復雜性，并且引入的化學成分對生物相容性的影響還有待考察。

1.1.3 瓊脂糖

瓊脂糖是一種電中性聚合物，溫度達到90 ℃以上即可溶解，溫度下降到35～40 ℃時形成凝膠，這是其具有多用途的基礎。瓊脂糖水凝膠因具有良好的穩定性、生物相容性和成膠性已廣泛應用于食品、紡織、化工和生物分離等領域。然而，瓊脂糖在人造細胞領域的應用仍處于探索的初級階段。2017 年，Bayoumi 等[38]利用模具構建了瓊脂糖凝膠，并將人造細胞封裝到凝膠內部。水凝膠不僅為人造細胞提供了溫和的外界環境，還有助于人造細胞之間的信號傳遞，因而成為構建人造細胞外基質的理想材料。由于瓊脂糖特殊的成膠模式，對包封在內的人造細胞的穩定性提出了更高的要求。

1.2 合成成分

制備水凝膠的材料主要為經過化學聚合反應得到的高分子聚合物。用于人造細胞領域的合成高分子聚合物主要包括聚（N-異丙基丙烯酰胺）、聚乙二醇衍生物、聚丙烯酸和聚縮水甘油等。在制備過程中能夠通過修飾調節聚合物的官能團種類，實現對水凝膠性能的調控。然而，水凝膠合成過程中通常需要加入對人體有害的催化劑，并且制得的聚合物生物相容性和降解性較差，極易損害環境，不利于生態的可持續發展。因此，需要對水凝膠的合成過程進行改進，或選擇更高生物相容性和環境友好性的聚合物。

1.2.1 聚(N-異丙基丙烯酰胺)(PNIPAM)

PNIPAM 是典型的溫度響應聚合物，當環境溫度低于臨界相轉變溫度（LCST）時，PNIPAM 鏈處于伸展構象[39]。當溫度高于其LCST 時，PNIPAM 鏈轉變為卷曲狀態。這種構象的轉變使PNIPAM 水凝膠可在溫度的調控下展現出孔隙率、尺寸和折光率等性質的變化，在生物醫學、傳感器制備和人造細胞領域引起了廣泛關注[40-41]。

2002 年，Kazakov 等[40]首先將N-異丙基丙烯酰胺（NIPAM）單體及光引發劑包封到人造細胞中，外加紫外光使聚合物單體在人造細胞內聚合形成水凝膠[42]。獲得的水凝膠在溫度調控下表現出尺寸變化對內容物的有效控釋，為人造細胞作為智能藥物載體提供了參考。

PNIPAM 基水凝膠對智能人造細胞的構建提供了思路，然而交聯過程加入的小分子交聯劑或引發劑具有一定的毒性且不易被去除，使其生物相容性不佳。另外，紫外光的照射可能影響負載在水凝膠中的酶的活性，降低了反應效率。因此，需要對PNIPAM 基水凝膠聚合過程進行改進或選用對紫外光不敏感的酶進行研究。

1.2.2 聚乙二醇(PEG)衍生物

PEG 具有良好的生物相容性和親水性，通過對PEG 進行改性修飾可使獲得的PEG 衍生物具有更多優異性能[43]?；赑EG 衍生物制備的水凝膠能夠通過簡單改變PEG 的分子量實現對水凝膠機械性能的調控。目前，已有多種基于PEG 衍生物構建的水凝膠的研究報道。以乙二醇二甲基丙烯酸酯為例，2009 年，An 等[44]利用脂質體擠出法制備了包封聚乙二醇二甲基丙烯酸酯水凝膠的人造細胞。其中，水凝膠中負載了β-半乳糖苷酶，在溶液中加入底物β-D-吡喃半乳糖苷后，底物能夠在酶的催化下產生紅色熒光產物。PEG 衍生物基水凝膠價格低廉且易于制備，常被用于人造細胞或生物醫學領域。但是，改性導致的生物相容性變化通常被忽略，容易產生生物毒性或造成環境污染。因此，需要對衍生物的生物相容性和環境友好性進行探究。

1.2.3 聚丙烯酸(PAA)

PAA 單體因其分子結構優勢，易與多種合成高分子、天然高分子和無機納米材料交聯制備水凝膠。由單體聚合形成的PAA 水凝膠具有良好的吸附/溶脹性能。因此，PAA 水凝膠通常被包封在人造細胞內部，依賴其良好的吸附性能實現對疏水藥物的負載。2009 年，Tiwari 等[45]利用反相蒸發法制備了封裝PAA 水凝膠的人造細胞，該水凝膠能夠在不同pH 值下表現出對瘧疾抗原Pfs25 的不同釋放行為，為藥物遞送載體的構建提供了新的方法。

封裝于人造細胞中的PAA 水凝膠具有結構可控、性能穩定和壽命長等諸多優點。但是，單純的PAA 水凝膠功能單一，無法滿足水凝膠智能化的要求。因此，需要在水凝膠中引入具備其它功能的結構模塊，以賦予PAA 水凝膠更多的響應性和智能性。

1.2.4 聚縮水甘油(PGL)

PGL 具有良好的水溶性和生物相容性。聚合物鏈上的重復單元中含有反應性羥基，有利于對其進行修飾和改性。目前，已經獲得了包括線性[46]、樹枝狀[47]和超支化[48]等多種PGL 衍生結構。相較于傳統的線性聚合物結構，樹枝狀和超支化的PGL 聚合物水凝膠在人造細胞內表現出對負載物更精確的控釋能力，這可能由于其具有相較傳統水凝膠更致密的網絡結構[49]。最近，Lockhart 等[49]制備了包封PGL 水凝膠的人造細胞，并在生理條件下研究了模型藥物的釋放行為，研究表明，PGL 水凝膠的存在對藥物的控釋起到了決定性作用。

雖然目前已制備出許多具有優異響應性和智能性的PGL 水凝膠，然而其應用于人造細胞領域的研究尚處于起步階段，賦予PGL 水凝膠更多性能或利用PGL 水凝膠增強人造細胞的智能性顯得尤為重要。用于人造細胞體系的多種水凝膠成膠組分及其優缺點見表1。

表1 用于人造細胞體系的各水凝膠成膠組分Table 1 Comparison of gelling components of various hydrogels used in artificial cell system

2 水凝膠材料加工方法

運用不同的加工方法可制備出性能各異的水凝膠材料。常見的水凝膠材料加工方法包括靜電紡絲、3D 打印、冷凍鑄造和微流控技術等。

2.1 靜電紡絲

自1902 年Cooley[55]提出靜電紡絲技術以來，由于其制備的水凝膠材料具有高孔隙率、優越的孔隙互連性及穩定性，已成為研究熱點。靜電紡絲裝置通常由注射泵、注射器、注射針頭和金屬收集器組成。在電場作用下，注射針頭處的溶液由球形變為圓錐形，并逐漸延展得到纖維細絲，進而獲得水凝膠材料。該方法具有操作簡便、可控性強等優點，目前已廣泛用于骨骼肌、皮膚和血管等組織工程支架的制備。然而，由于注射針頭孔徑微小，極易導致靜電紡絲過程中針頭堵塞；同時，靜電紡絲形成的纖維細絲很難控制取向，不利于大規模的產業化應用。因此，需通過改良針頭或相關設備進行方法優化。

2.2 3D打印

1986 年，Charles[56]開發了3D 打印技術，主要通過計算機控制打印機對材料進行逐層加工，通過更換打印的原料能夠制備出性能各異的水凝膠材料?；谟嬎銠C構建的模型，采用3D 打印可構建許多精密的結構，特別在組織工程方面，目前已構建出肝臟、心臟和手掌等多種組織或器官，對生物醫學領域的研究起到了極大的推動作用。這些材料通常對原料的生物相容性提出了極高的要求，通過在前體溶液中加入活細胞能夠實現活細胞在水凝膠材料中的直接封裝，極大地簡化了實驗過程。但是，3D 打印技術通常需要昂貴的設備，成本很高，這在很大程度上限制了該技術的應用及推廣。

2.3 冷凍鑄造

冷凍鑄造也稱冰模板，自2006 年被提出后，目前已成為水凝膠材料加工的一種有效方法[57]。冷凍鑄造加工過程通常先將凝膠固化，再減壓使溶劑升華而形成多孔的凝膠結構。該方法十分簡便，并且形成的水凝膠具有較大的孔隙率，這種大孔隙的互通結構更有利于細胞的遷移和營養物質的交換，因而在組織工程領域得到了極大的關注。然而，由于在加工過程中需要冷凍加壓等操作，因此不利于生物活性成分的包封，并且對凝膠原料的穩定性也提出了很高的要求。

2.4 微流控技術

微流控技術是一種利用微結構對微量液體進行操作的手段。利用結構精密的微流控芯片可實現對水凝膠尺寸結構的精確控制。水凝膠形成的一般過程為先將前體溶液在微流控芯片中形成微液滴，然后通過物理或化學交聯使其固化形成水凝膠微球。通過該方法形成的水凝膠尺寸很小，能夠很好地充當微反應器或模擬微小的組織結構的功能，對于生物醫學和組織工程領域具有重要的意義[58]。但是，微流控芯片制備過程復雜，設備昂貴，不利于該技術的普及。

3 水凝膠在人造細胞領域的應用

3.1 細胞結構模擬

水凝膠親水的網絡結構能夠使人造細胞更接近真實的生物細胞結構。對于細胞結構的模擬，主要是將水凝膠封裝在人造細胞內以實現對細胞質基質、細胞骨架和細胞器等結構的模擬。

3.1.1 細胞質基質模擬

細胞質基質是細胞質中均質而半透明的膠體部分，區別于單純的水溶液，基質具有一定粘度并包含細胞生命活動所需的反應底物以執行必要的生化反應[59-61]。將水凝膠封裝到人造細胞中極好地模擬了基質的物理狀態，特別是處于溶膠狀態的水凝膠，既能使人造細胞中維持一定粘度，也能負載多種酶及反應物[62-63]。

對于細胞質基質的模擬，通常選用具有環境響應能力的水凝膠以實現水凝膠在人造細胞內部溶膠-凝膠態的可控轉變。瓊脂糖和PNIPAM 作為典型的溫度響應水凝膠組分被廣泛用于細胞基質模擬。這些研究通常通過顯微注射法將前體溶液包封在人造細胞中。顯微注射法是一種十分精密的技術，常用于轉基因領域，能將外源基因片段通過微量注射針直接注射到細胞中使外源基因嵌入宿主的染色體內。由于顯微注射法能夠實現對注射溶液組分的精確控制，因而在人造細胞領域也引起了廣泛關注。包封在人造細胞中的前體溶液能夠通過改變溫度實現對人造細胞內粘度的控制[64]。2005 年，Jesorka 等[65]利用顯微注射法將PNIPAM 溶液注射到人造細胞內部，通過改變環境的溫度，人造細胞內部表現出不同的粘度變化。當環境溫度為20 ℃時呈流動態（圖1A 左圖），當溫度上升至27 ℃時為凝膠態（圖1A 右圖）。人造細胞內的粘度的變化能夠直觀地通過人造細胞內包封微粒的運動軌跡顯示，在人造細胞內部處于流動態時，包封微粒的運動范圍很大（圖1B 藍線）；凝膠態時，包封微粒的的運動范圍極?。▓D1B 紅線）[66]。

圖1 凝膠對細胞溶膠的模擬：（A）環境溫度為20 ℃和27 ℃時囊泡內溶膠-凝膠轉變圖像[65]；（B）溶膠狀態下500 s 內人造細胞內粒子運動軌跡（藍線）以及凝膠狀態下500 s 內人造細胞內粒子運動軌跡（紅線）[66]Fig.1 Simulation of gel on cytosol:(A)Image of sol-gel transition in the vesicle at 20 ℃and 27 ℃[65];(B)The trajectory of particles in the artificial cell within 500 s in the sol state(blue line),and the trajectory of particles in the artificial cell within 500 s in the gel state (red line)[66]

3.1.2 細胞骨架

細胞骨架是細胞維持形態的重要結構，在承受外力、保持細胞內部結構有序性方面起到了不可或缺的作用[67-68]。區別于肌動蛋白構建的細胞骨架系統，水凝膠構建的人造細胞骨架無需復雜的蛋白提取流程，被廣泛應用于合成生物學領域[69]。

水凝膠模擬細胞骨架主要特點在于其能夠使人造細胞抵抗外部機械應力。2009 年，Gaspard 等[70]將NIPAM 單體和交聯劑封裝到人造細胞中，外加紫外光照射形成水凝膠。形成的水凝膠能夠模擬細胞骨架，使人造細胞在機械應力下表現出高度的穩定性[71]。通過改變水凝膠的交聯密度還能夠調控人造細胞的機械敏感性。

3.1.3 細胞器

細胞器是細胞質中具有特定形態和功能的結構，構建空間分隔的微區室是實現細胞器模擬的基礎。負載酶或反應物的水凝膠微粒常被用于人造細胞中細胞器的模擬[72-74]。

微凝膠構建人造細胞器的基本過程為：首先制備功能化微凝膠，再將微凝膠封裝到人造細胞內部作為人造細胞器，模擬細胞器之間或細胞器與細胞質之間的通訊過程。這些通訊過程通?；跓o細胞表達系統[75]。Thiele 等[76]利用PEG 衍生物水凝膠實現了細胞器與細胞質之間的通訊過程模擬。將負載DNA的微凝膠封裝到油包水液滴中，構建含有水凝膠細胞器的人造細胞結構（圖2A）。微凝膠能夠與液滴中包封的無細胞表達系統實現信號傳遞并進行轉錄翻譯，實現綠色熒光蛋白的表達。類似地，Aufinger 等[77]將含有不同DNA 的瓊脂糖微凝膠封裝在人造細胞中，利用同時包封的無細胞表達系統實現了轉錄和翻譯過程在不同微凝膠細胞器中的空間分離。如圖2B 所示，青色和黃色的微凝膠類細胞器中含有不同的轉錄系統，其轉錄產生的RNA 分別被含有不同互補鏈的紅色和綠色微凝膠的類細胞器捕獲，表現為微凝膠內部熒光隨時間的推移而增強，為之后的翻譯過程做準備。

圖2 凝膠對細胞器的模擬：（A）乳液法制備含有水凝膠細胞器的人造細胞結構[76]；（B）人造細胞中凝膠細胞器間的信號傳遞導致的熒光隨時間的變化[77]Fig.2 Preparation of gel artificial organelles in artificial cells:(A) Artificial cell structure containing hydrogel organelles prepared by emulsion method[76];(B) Time dependent fluorescence caused by signal transduction between gel organelles in artificial cells[77]

3.2 藥物控釋

水凝膠的環境響應能力是其用于藥物緩釋的基礎。依據成膠因子的性質可使水凝膠對pH、生物分子、溫度、光和磁場等變化響應，促進或阻礙水凝膠中負載藥物的釋放，因而在生物醫學以及癌癥治療等領域引起了極大的關注。

3.2.1 pH響應的藥物控釋

在藥物控釋方面最常見的是基于pH 響應水凝膠構建的人造細胞。環境酸堿度的改變引起凝膠內部的網絡結構的變化，表現為凝膠網絡的膨脹或收縮從而引起藥物的控釋。pH 響應的水凝膠通常為聚電解質水凝膠[78]。2006 年，Tan 等[79]制備了由PEG 衍生物包被的聚電解質水凝膠，此水凝膠由聚甲基丙烯酸（PMAA）和聚（2-（二乙氨基）乙基甲基丙烯酸酯）（PDEA）組成。DEA 片段可以在低pH 值下質子化，賦予該片段正電荷，而MAA 單元在高pH 值下帶負電荷。因此，凝膠在高pH 值和低pH 值下都表現出明顯的溶脹，使水凝膠能夠通過響應pH 值實現對藥物的控釋。

3.2.2 溫度響應

溫度響應水凝膠常用于磷脂構建的人造細胞，使其具備有效的藥物緩釋能力。因為磷脂構建的人造細胞通過調節磷脂組分也能響應溫度變化。一方面，可將負載藥物的人造細胞置于溫敏水凝膠網絡內部，實現人造細胞與水凝膠對藥物的協同緩釋[80]；另外，還可將人造細胞附著于微凝膠表面。2010 年，Mackinnon 等[81]制備了PNIPAM 和丙烯酸（AA）交聯的微凝膠，其中，PNIPAM 多分布在凝膠的核心位置，而AA 分布在水凝膠外部，外部的AA 促進了磷脂囊泡在微凝膠表面的結合。當環境溫度高于32 ℃時，溫敏性微凝膠收縮，使結合在表面的磷脂囊泡發生形變破裂，從而釋放囊泡的內容物（圖3A）。

圖3 （A）溫度改變導致的溫度響應水凝膠系統中藥物釋放[81]；（B）包封溫敏水凝膠的人造細胞響應近紅外光的藥物釋放機理[82]；（C）分子響應水凝膠響應葡聚糖/H2O2 分子并釋放負載的分子[83]Fig.3 (A)Drug release in temperature responsive hydrogel system caused by temperature change [81];(B)Drug release mechanism of artificial cells encapsulated with thermosensitive hydrogels in response to near-infrared light[82];(C) Molecular response hydrogel responds to dextran/H2O2 molecule and releases encapsulated molecules[83]

3.2.3 光響應

紅外光刺激在生物醫學領域十分普遍。對于水凝膠構建的人造細胞系統而言，通常利用水凝膠中包封的光熱劑將光響應和溫度響應結合使用。光熱劑能夠吸收近紅外光，并以熱能的形式傳遞給水凝膠材料，引發溫敏水凝膠中藥物的釋放。Yu 等[82]制備了由PEG 修飾的磷脂囊泡封裝的P（NIPAM-co-AAM）溫敏微凝膠，水凝膠中負載了光熱劑吲哚菁綠（ICG）和藥物鹽酸阿霉素（DOX）。ICG 能夠響應近紅外光刺激，使微凝膠溶脹，導致磷脂囊泡破裂，促進了負載的DOX 的釋放（圖3B）。

3.2.4 分子響應

分子響應水凝膠已逐漸引起關注，特別是生物分子響應水凝膠，能夠識別生物體內特定的分子，使載體對于生理環境的感知能力顯著提高。葡萄糖是常見的生物模型分子，針對葡萄糖已設計并制備了包括針對糖尿病治療的多種水凝膠材料。2019 年，Li 等[83]制備了由PEG 為外殼的雙響應的水凝膠藥物載體。水凝膠以四硫醇官能季戊四醇四（3-巰基丙酸酯）為交聯劑，雙官能單體丙烯?；?-（5-（羥甲基）-5-甲基-1，3，2-二氧雜硼-2-基）苯基）甲醇（AHMDM）為雙響應基團。一方面，HMDM 的環狀苯硼酸酯可與葡萄糖反應，導致交聯斷裂;另一方面，HMDM 的環狀苯硼酸酯也可與H2O2反應。因此，當環境中葡萄糖和H2O2量增多時，將引起水凝膠負載的胰島素釋放（圖3C）。

3.3 組織工程

水凝膠在結構和生物學特性方面類似細胞外基質，不僅能夠維持細胞的生命活動，還具有很好的負載能力，因而成為組織工程支架的理想模型。目前，水凝膠支架多用于負載活細胞，然而負載活細胞的水凝膠支架為防止細胞死亡和活性下降，對實驗及存放提出了十分嚴苛的條件，利用水凝膠作為支架負載人造細胞無需嚴苛的實驗條件，并且人造細胞的引入能夠顯著提高水凝膠的功能性，因而成為研究熱點。人造細胞的引入使水凝膠支架具有可注射性、增強的機械性能、表面潤滑性和信號傳遞性等優勢。

3.3.1 可注射性

可注射性水凝膠是一種可在體外注射、體內成膠的水凝膠材料。由于具有原位成膠的特性，注射水凝膠能夠填充各種不規則的創口，支架中負載的藥物或生物活性分子能促進傷口的快速愈合。注射水凝膠的凝膠化可以通過各種刺激誘導，包括光、溫度以及pH 值變化。

由于生理環境pH 值的穩定性和光在體內的穿透深度極為有限，為解決此問題，研究者制備了溫度響應的可注射水凝膠支架。2015 年，Ren 等[84]開發了一種用于組織工程的熱響應性可注射水凝膠支架，將包封辣根過氧化物酶（HRP）的熱響應脂質體懸浮在透明質酸-酪胺（HA-Tyr）綴合物和H2O2溶液中。在室溫下，HRP 通過脂質膜與HA-Tyr 綴合物分離，因此前體溶液保持為液體并可注射。注射后，脂質經歷相變，顯著增加了膜滲透性，并導致HRP 的釋放和Tyr 部分與H2O2的氧化偶聯，進而形成水凝膠支架。

3.3.2 機械性能增強

機械性能是水凝膠支架的重要評價指標。優良的機械性能對于延長支架的使用壽命，減輕患者反復手術的痛苦十分重要。水凝膠的機械性能能夠通過調節水凝膠內部的成膠組分、相互作用力和網絡結構等進行調節。在水凝膠成膠溶液中混合人造細胞也可起到很好的增強機械性能的效果。

Cheng 等[85]在明膠衍生物溶液中混入磷脂囊泡，利用囊泡和水凝膠網絡之間的氫鍵交聯制備了機械增強型水凝膠，對復合水凝膠進行了壓縮、拉伸、扭轉和彈性等測試，結果表明，相較于單純的水凝膠，含有磷脂囊泡的水凝膠壓縮和拉伸百分比更高，顯示出十分優越的機械性能（圖4A）。

圖4 （A）水凝膠與人造細胞間的氫鍵相互作用使材料壓縮（A1）和拉伸（A2）能力增強[85]；（B）人工血管結構示意圖[87]Fig.4 (A) Hydrogen bond interaction between the hydrogel and the artificial cell enhances the compression(A1) and stretching (A2) abilities of the material[85];(B) Bionic structure diagram of artificial blood vessel[87]

3.3.3 表面潤滑性

表面潤滑性在組織工程領域極為重要。在生物體中，健康的關節軟骨覆蓋主要關節的骨骼末端，是自然界中已知的最有效潤滑的表面。這種低摩擦對生物體健康至關重要，能夠最大限度地減少磨損，并通過減少機械轉導軟骨的剪切應力維持體內平衡。

受軟骨結構啟發，2020 年，Lin 等[86]設計了含有磷脂囊泡的水凝膠，在施壓條件下脂質不斷向表面滲出，形成光滑層。水凝膠的摩擦和磨損減少了100 倍，即使在水凝膠干燥和再水化后也獲得了良好的效果。該研究提供了一種維持水凝膠界面潤滑的通用方法。

3.3.4 信號傳遞性

組織內細胞之間的信號傳遞對于組織功能的執行十分重要。以胰島組織為例，按染色和形態學特點，人類的胰島細胞主要分為胰島A 細胞、B 細胞、D 細胞及PP 細胞。這4 種細胞按特定的空間順序排列為胰島組織，利用不同細胞之間的信號傳遞所分泌的胰島素和胰高血糖素，能夠使人體內的葡萄糖濃度保持在一定范圍內，對于維持人體健康起到了重要作用。人造細胞常用于模擬細胞之間的信號傳遞，將酶或底物分別封裝到不同的人造細胞中，可通過擴散實現人造細胞間的物質傳遞，發生級聯反應，模擬組織內細胞之間的信號傳遞。

最近，Liu 等[87]將人造細胞負載到瓊脂糖凝膠基質中，采用凝膠灌注的方法制備了人工血管（圖4B）。在葡萄糖和羥基脲雙輸入情況下，底物進入人工血管激活人造細胞內的葡萄糖氧化酶/辣根過氧化物酶的級聯反應，產生過氧化氫和一氧化氮，從而實現了人工血管內的信號傳遞。

4 總結與展望

水凝膠優越的性能使其廣泛應用在人造細胞領域，由水凝膠組建的人造細胞系統在細胞結構模擬、藥物控釋和組織工程等方面展現出極大的優勢。天然水凝膠生物相容性高，但性能欠佳，合成水凝膠性能多樣，但其生物毒性及可降解性有待改善。進行細胞模擬的水凝膠功能單一，欠缺多重響應性。用于藥物控釋的水凝膠雖具有良好的刺激響應能力，但生物相容性和可降解性較差。用于組織工程的水凝膠系統多為水凝膠與人造細胞的單純混合，有關人造細胞與水凝膠的結合方式對材料的性能探究較少。因此，未來用于人造細胞體系的水凝膠研究的發展方向應主要集中于以下方面：（1）結合天然成分與合成成分制備既具有高生物相容性又具備多種活性官能團的水凝膠；（2）利用修飾的活性官能團設計具有多重響應性的智能水凝膠；（3）在人造細胞體系中運用多種具備不同功能的水凝膠以及它們之間的相互協助，實現人造細胞體系更加復雜的功能。智能水凝膠在人造細胞體系中的應用有助于模擬復雜的細胞功能，提供新型藥物控釋載體和組織工程材料。