研究背景与核心难点

血管是由内皮细胞衬里的管状网络，其空间排布与生理、病理环境密切相关。分叉与高曲率区域常伴随异常的血流模式，进而诱发动脉粥样硬化等病变；螺旋动脉等结构则比简单的线性通道更为复杂。已有研究通过同轴针头打印海藻酸、光交联透明质酸等管状细丝，或借助数字微镜器件的光刻技术加工聚乙二醇、甲基丙烯酰化透明质酸内的微通道，但这些技术对可生成的图案形态、材料兼容性与跨尺度加工能力均存在限制。

牺牲墨水模板的思路同样被广泛探索：将 Pluronic F127、琼脂糖、明胶等墨水打印并嵌入水凝胶中，再通过温变、溶剂溶解或机械抽离形成开放通道，随后接种内皮细胞。然而，这些通道多采用 acupuncture 针模、弹性体模板或光刻图案成型，模具移除易损伤微通道结构，且受限于光刻工艺，几何形貌相对简单。更关键的是，多数工艺未能引入细胞外基质中整合素介导的细胞黏附与蛋白酶敏感降解等特征——而这些特征正是细胞降解周围基质、迁移并形成新血管的基础。如何在同一材料中同时实现复杂通道几何、细胞黏附与按需降解，是本研究力图解决的核心问题。

图1（对应原文 Fig.1）：以主客体相互作用自组装的墨水与支撑水凝胶，前者直写于后者内部，支撑浴经硫醇-烯反应稳定后可洗除墨水形成微通道。

主客体水凝胶墨水与支撑浴设计

该工作的材料基础是透明质酸（HA）的金刚烷（Ad）与β-环糊精（β-CD）主客体修饰。Ad-HA 与 CD-HA 通过 Ad 与 CD 的包合作用自组装，赋予水凝胶剪切稀化与自愈合特性——这也是一种水凝胶能够被稳定地打印进另一种水凝胶内部的先决条件。为支撑浴在洗除墨水后仍保持结构稳定，作者在支撑浴中引入同时接枝 Ad 与降冰片烯（Nor）的 AdNor-HA，利用 Nor 基团与双硫醇交联剂发生硫醇-烯点击反应形成共价网络，并借此锚定 RGD 黏附肽与可蛋白酶降解的交联剂。

具体配方层面，墨水由 Ad-HA 与 CD-HA 分别溶于磷酸盐缓冲液后混合，聚合物浓度 4 wt%、Ad:CD 比例 1:1，模量约为 G′ ≈ 10 Pa 的软凝胶，且不受紫外光影响；支撑浴由 CD-HA 与 AdNor-HA 混合（3 wt%、1:1），并加入 0.05 wt% 光引发剂 Irgacure 2959、4×10⁻³ M 硫醇化 RGD 肽与 1.2×10⁻³ M 双硫醇交联剂（不可降解的 DTT 或蛋白酶可降解的 GCNSVPMSMRGGSNCG）。紫外照射后，硫醇-烯共价交联使支撑浴储能模量在数分钟内显著上升。

交联剂的选择直接决定材料是否可被细胞降解：采用 DTT 时支撑浴稳定且不可降解；采用 GCNSVPMSMRGGSNCG 时，则保留蛋白酶敏感降解能力，使内皮细胞能够主动降解基质并向外侵袭。这一设计为后续血管生成出芽实验提供了可调的材料平台。

图2（对应原文 Fig.2）：PDMS 容器内填充支撑浴、打印黄色牺牲墨水、紫外稳定支撑浴、再以过量 β-CD 溶液竞争破坏主客体键洗除墨水，得到明确微通道。

直写工艺窗口与可成型条件

打印时，支撑浴置于三维打印机储液池中，装有墨水的注射器连接 30 G 针头并 mounted 于改制挤出头。施加压力后，依靠 guest–host 交联形成的墨水先发生流体化（剪切稀化）流过针头，离开针头后又因快速自愈合而稳定，并按预设针尖平移路径在支撑浴内定形；撤针后图案得以保持。实验给出明确的工艺窗口：直线结构挤出压力恒定 172 kPa、针速 25 mm/min，螺旋结构针速 30 mm/min，狭窄结构则在针速 20 mm/min 时暂停挤出 3 s 以形成局部缩颈。

打印完成后，水凝胶上、下表面各以紫外光（2 mW·cm⁻²，320–390 nm）照射 5 min 完成支撑浴共价稳定，再于侧储池加入 10 mg·mL⁻¹ 的 β-CD 溶液——β-CD 与墨水中的 Ad 竞争结合，破坏主客体键从而洗除牺牲墨水，留下内壁光滑的微通道。对 DIW 设备而言，这一工艺对支撑浴流变窗口提出明确约束：支撑浴须长期维持剪切稀化与自愈合，使墨水沉积时不溃散、洗除前不坍塌；而紫外固化时序与 β-CD 洗通道两步后处理，则需与挤出路径、储池拓扑协同设计。挤出压力、针头规格与平台温控共同决定可实现的线宽与通道保真度，是设备落地的核心参数集。

图3（对应原文 Fig.3）：直行、狭窄与螺旋三种微通道内接种 HUVEC 后，CD31（红）与细胞核（蓝）染色显示内皮细胞在各构型内均形成汇合单层。

内皮细胞汇合单层与光滑内壁

接种人脐静脉内皮细胞（HUVEC）并以 CD31（PECAM-1）与 VE-cadherin 染色观察，三种构型的微通道内壁均被内皮细胞以汇合单层覆盖，模拟了血管腔面的内皮。文献指出，粗糙表面尤其是微米级障碍常阻碍内皮细胞黏附与主动迁移，进而干扰细胞单层的形成；而该工艺所得微通道内壁光滑，有利于 HUVEC 的黏附、铺展与紧密连接，使细胞在不受几何形貌干扰的情况下形成连续内皮。受控的灌流（侧储池连通、静水压差驱动）则保障了细胞接种与存活所需的物质交换。

图4（对应原文 Fig.4）：五储池 PDMS 装置内支撑浴含蛋白酶可降解交联剂，右侧通道灌注促血管生成因子，通过 FITC-葡聚糖扩散在支撑浴中建立浓度梯度。

曲率对血管生成出芽的调控

为研究微通道曲率如何影响内皮出芽，作者采用带五个储池的 PDMS 装置，中间储池装入含蛋白酶可降解交联剂的支撑浴，其余储池经打印墨水相连。左侧通道接种 HUVEC 并贴壁 26 h 模拟血管，右侧通道引入 VEGF/PMA/S1P 生长因子组合，经支撑浴扩散形成趋化梯度。结果显示，HUVEC 向梯度方向出芽，第 2 天即出现少量出芽、第 3 天形成显著出芽及多细胞链状结构；最大侵袭深度第 2 天约 200 µm、第 3 天约 380 µm。

为确认出芽源于细胞对支撑浴的蛋白酶降解，作者设置两组对照：以不可降解交联剂 DTT 稳定的支撑浴，第 3 天未见出芽；在蛋白酶可降解支撑浴中加入蛋白酶抑制剂 Marimastat，出芽数量与长度显著减少（第 3 天最深约 280 µm）。这说明出芽依赖于 HUVEC 对基质的蛋白酶介导降解。

图5（对应原文 Fig.5）：左侧通道接种内皮细胞、右侧灌注生长因子梯度，HUVEC 向梯度方向出芽；DTT 与 Marimastat 对照证实出芽依赖蛋白酶降解。

在空间量化上，作者将通道按曲率划分为四个区域，发现出芽最集中的区域 2（弯曲处）出芽约占全部出芽的 31%，区域 1、3、4 分别约为 23%、25%、21%；曲率影响出芽发生的位置，却不显著影响出芽长度（各区域最大出芽长度无统计差异）。凹向弯曲处细胞因未接受梯度信号而未出芽。这一结果呼应了细胞对基底曲率的感知：高曲率区域可改变黏着斑数量，而曲率处扰流亦被公认是血管生成的重要调控因素，提示微通道几何形貌本身即是调控内皮行为的可编程变量。

图6（对应原文 Fig.6）：按曲率分区量化出芽数量、出芽长度与细胞密度，弯曲区（区域 2）出芽占比最高约 31%，但曲率不影响出芽最大长度。

机理层面的工艺启示

该研究的核心贡献在于，用一套嵌入式直写工艺同时实现了复杂三维微通道几何、细胞黏附与按需蛋白酶降解，并首次将微通道曲率作为内皮出芽的空间调控因素加以量化。相较依赖软/光刻成型 PDMS 器件的传统体外模型，该方法借助三维打印与工程化材料，能够复刻多样的生理与病理微环境。对 DIW 设备开发而言，其启示是明确的：嵌入式打印把"低黏度软材料难以自支撑"的难题转化为"支撑浴流变窗口"的命题——支撑浴的屈服应力、自愈合速率与光固化时序共同决定可打印性；多针头与复杂路径规划则可进一步拓展血管网络拓扑；而洗通道后处理（β-CD 竞争主客体键）作为独立于挤出之外的工艺环节，亦应纳入整机工艺链考量。材料体系与设备参数的映射关系，是该类生物墨水走向稳定复现的关键。