颗粒水凝胶（granular hydrogels）和微孔退火颗粒支架（MAPs）是组织工程中的热门材料，而构成它们的微凝胶颗粒的形状直接决定了支架的孔隙率和细胞浸润效率。近年来研究表明，棒状（各向异性）微凝胶相比球形微凝胶能带来更大的孔径（可达数百微米）、更高的孔隙率，还能为材料引入可控的方向性，在肌肉、心肌、脊髓等各向异性组织修复中尤为重要。然而，棒状微凝胶的微流控制备长期受限于单通道装置的低通量——前驱体流速通常低于 0.2 mL/h，难以满足生物打印、自动化组织模型构建等对材料用量较大的场景。近日，德国亚琛工业大学 Laura De Laporte 团队在 Advanced Materials 发表的工作，将阶梯乳化（step-emulsification, SE）与平行微通道中的液滴限域结合在单芯片上，用 8 个并行通道将棒状微凝胶的制备通量提升了一个数量级以上。

图1｜方法总览：SE 段生成球形液滴 → 三级分叉分配到 8 个平行微通道 → 限域拉伸为棒状 → UV 片上光交联得到棒状微凝胶。

01 棒状颗粒的独特价值：大孔径、方向性与可注射性

在颗粒水凝胶中，微凝胶颗粒的形状不是无关紧要的细节。球形微凝胶堆积后形成的间隙通常在 10–45 µm，而棒状微凝胶因各向异性的几何特征，堆积后能产生更大的孔隙（可达数百微米）和更高的整体孔隙率，这意味着细胞更容易浸润到支架内部、细胞间相互作用更充分。此外，棒状微凝胶还能通过物理阻塞（jamming）实现可注射递送，注射后仍能保持较高孔隙率。更重要的是，棒状结构可以为材料引入可控的方向性——这对肌肉、心肌、脊髓等天然具有各向异性结构的组织修复至关重要。

但棒状微凝胶的制备比球形难得多。球形液滴的生成和规模化已经相当成熟（流速可达 mL/h 甚至 L/h 级），而棒状微凝胶需要先把液滴拉伸成细长形状，再在保持形状的前提下快速交联——这要求足够的片上停留时间和稳定的流场，单通道装置因此很难在高流速下维持棒状几何的稳定性。

02 单芯片集成：SE 造粒、分叉分配与限域交联

作者的核心思路是把"液滴生成"和"液滴拉伸交联"放在同一块芯片上，但用不同的功能区分别控制。整个流程分三步：第一步，在 SE 段，分散相（聚合物前驱体）通过 48 个平行喷嘴通道进入深油储槽，通道高度的突变使分散相膨胀并断裂为球形液滴。SE 相比传统的流动聚焦（FF）对流速波动更不敏感，更适合高通量稳定造粒。第二步，主通道经过三级逐级分叉，将球形液滴均匀分配到 8 个平行的限域微通道中（截面 50 × 50 µm²），液滴在窄通道中被拉伸为细长形状。第三步，UV 光照射触发片上光聚合，将拉伸态的液滴交联固化为棒状微凝胶。

芯片的母模采用双光子聚合（2PP）3D 打印制作，再通过 PDMS 软光刻复制。2PP 的高分辨率（可制作 <100 µm 宽的通道）和复杂高度剖面的无缝集成能力，是实现 SE 喷嘴区（浅通道）与限域区（深通道）之间平滑衔接的关键。

03 并行化破局：8 通道将前驱体流速提升至 3 mL/h

并行化是通量提升的关键。8 个通道分摊总流速，使每个通道内的流速降低、片上停留时间增加，从而在更高总流速下仍能保证足够的 UV 交联剂量。理论计算表明，对于 30% (w/w) PEG-DA 溶液，8 通道并行装置在总流速超过 9 mL/h 时仍能提供足够的 UV 剂量，而相同截面的单通道装置仅在总流速低于 2 mL/h 时达标——并行化使可实现的总流速提升约 7.5 倍。实验中，作者在分散相流速 3 mL/h、总流速 7 mL/h 下稳定制备出棒状微凝胶，并连续运行 200 min 未出现通道堵塞或性能下降。

图2｜芯片设计与运行：(A) PDMS 芯片示意图，标注 SE 段、液滴分配区和 8 个平行微通道；(B) 明场图系列展示液滴生成、分配和限域拉伸；(C) 流速对球形液滴直径（左）和拉伸后液滴长度（中、右）的影响。

在流速调控方面，作者测试了 Qdisp:Qcont = 1:2、2:4、3:6 mL/h 三组条件。初始球形液滴直径从 102.32±4.63 µm 增加到 126.69±6.96 µm，拉伸后液滴长度从 278.07±31.25 µm 增加到 565.80±63.44 µm。纯化后微凝胶宽度均约 50 µm（由通道截面决定），长度和长径比则随流速变化。按单个液滴体积和每小时处理的聚合物体积估算，液滴产量约 1.78×10⁶/h（1 mL/h）至 2.82×10⁶/h（3 mL/h）。值得注意的是，SE 装置中液滴尺寸对流速比的依赖性较低——保持分散相流速不变、改变连续相流速时，拉伸后液滴长度无显著变化，这与传统 SE 装置的行为一致。

04 两种交联体系：PEG-DA 自由基聚合与硫醇-烯点击

为验证平台的通用性，作者采用了两种光聚合化学体系。第一种是自由基聚合（FRP）：30% (w/w) PEG-DA 700 + 1% LAP 光引发剂，最小 UV 剂量 31 mJ/cm² 即可得到稳定的棒状微凝胶。所得微凝胶杨氏模量在 7.8–16.8 kPa 之间（可通过 UV 强度和流速调控），干燥后收缩至溶胀宽度的约一半、再溶胀可完全恢复，SEM 显示表面较光滑、无明显开孔结构。

图3｜PEG-DA 自由基聚合体系：(A) 化学结构与链增长机理；(B) 最小 UV 剂量分析（31 mJ/cm²）；(C) 三种总流速下的微凝胶生产；(D) 200 min 连续生产产物；(E) 纯化后微凝胶；(F) 溶胀行为；(G) 纳米压痕力学性能；(H) SEM 表面形貌。

第二种是自由基介导的硫醇-烯点击化学：8 臂星形聚乙二醇 - 降冰片烯（sPEG-NB, 20 kDa）与 8 臂星形聚乙二醇 - 巯基（sPEG-SH, 20 kDa），总 PEG 浓度仅 5% (w/v)。硫醇-烯点击遵循逐步增长机理，受氧阻聚影响小、网络更均匀，且酯键的引入使微凝胶可水解降解。该体系的最小 UV 剂量更低（22 mJ/cm²），杨氏模量在 4.50–16.50 kPa 之间。有趣的是，5% (w/v) 的硫醇-烯体系储能模量（12.90 kPa）与 30% (w/w) PEG-DA（18.30 kPa）处于同一量级，作者认为这最可能源于链长与聚合物架构的差异，而链增长与逐步增长两种机理的不同也可能带来力学性能的差异。SEM 显示硫醇-烯微凝胶表面更粗糙，高倍下可见微小的开孔网络结构——这与低聚合物浓度和不同反应机理有关。

图4｜硫醇-烯点击化学体系：(A) 化学结构与逐步增长机理；(B+C) 流速对液滴直径和长度的影响；(D) 不同流速和 UV 强度下纯化后微凝胶形貌；(E) 溶胀行为；(F) 力学性能；(G) SEM 表面形貌（可见微小开孔结构）。

05 应用验证：可注射性与 C2C12 成肌分化

通量提升的最终目的是让棒状微凝胶真正能用在需要大量材料的场景。作者做了两方面验证。一是可注射性：将两种微凝胶离心阻塞后装入注射器，通过 27G 针头手动挤出。PEG-DA 微凝胶棒挤出后形成连续的丝状物，无团聚，且多数微凝胶棒沿挤出方向排列——这与之前文献中观察到的各向异性颗粒在挤出流场中自发取向的行为一致。硫醇-烯微凝胶棒在相同条件下偶尔出现丝状物断裂和局部团聚，作者认为这可能与星形聚合物未交联链段间的物理相互作用导致的微凝胶聚集有关。

图5｜组织工程应用：(A–B) PEG-DA 与硫醇-烯微凝胶棒通过 27G 针头挤出实验；(C–F) C2C12 小鼠成肌细胞在 GRGDS-PC 功能化微凝胶棒上培养 7 天后的肌球蛋白重链（MHC, 红）、肌动蛋白（绿）和细胞核（蓝）染色，PEG-DA 棒上可见多核肌管样结构。

二是细胞相容性与成肌分化：将两种微凝胶用 GRGDS-PC 功能化以促进整合素介导的细胞黏附，与 C2C12 小鼠成肌细胞共培养形成支架并诱导分化 7 天。两种微凝胶均支持细胞存活和肌球蛋白重链（MHC）表达，而单纯细胞对照组几乎检测不到 MHC——说明微凝胶棒提供了比单纯细胞培养更有利的成肌环境。未做 GRGDS 功能化的微凝胶则没有细胞-材料相互作用，也未被整合进细胞团簇，证明整合素介导的黏附是成肌分化促进效应的关键。两种体系之间也有差异：PEG-DA 棒上可见更明显的多核肌管样结构，肌动蛋白细胞骨架高度沿棒的方向排列；硫醇-烯棒上肌管形成较少、肌动蛋白分布较弥散。作者推测，PEG-DA 棒更光滑的表面和更大的长度可能提供了更连续的各向异性线索，使细胞在更长距离上对齐后融合，从而促进了细长多核肌管的形成。

结语

这项工作首次将阶梯乳化用于棒状微凝胶的并行化制备，通过"SE 造粒—三级分叉分配—8 通道限域拉伸—UV 交联"的单芯片集成，把前驱体流速从单通道的 <0.2 mL/h 提升到 3 mL/h，同时保持了棒状几何的稳定性和材料性能的均一性。两种交联化学（PEG-DA 自由基聚合与可降解硫醇-烯点击）的成功实施，证明了平台对不同聚合动力学和功能材料的兼容性。27G 针头可注射性和 C2C12 成肌分化的初步验证，则为这些棒状微凝胶在生物打印和组织工程中的实际应用提供了依据。未来通过进一步增加 SE 喷嘴和限域通道的并行数量，以及开发可互换几何的"即插即用"模块，有望在更宽尺寸范围内实现棒状微凝胶的规模化制造。

论文链接：https://doi.org/10.1002/adma.74822

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