一、研究背景
生物组织普遍具有非线性应变硬化特性：低应变下质地柔顺，高应变下模量快速提升。这种自适应力学响应对膀胱、肺、心脏瓣膜等承重组织的结构完整性和生理功能至关重要。
不同生物组织的力学参数差异显著：人体膀胱趾部模量(EToe)约0.25 MPa、足跟模量(EHeel)约0.77 MPa；肺组织则分别为0.11 MPa和0.63 MPa。即使同一器官内，不同区域的模量也存在巨大差异，例如主动脉瓣的EHeel可达2.33 MPa，而二尖瓣后叶仅为0.59 MPa。
现有合成水凝胶存在两大核心瓶颈：
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缺乏对EToe（低应变模量）和EHeel（高应变模量）的独立调控机制与系统设计方法，难以精准复现天然组织的非线性力学曲线；
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多数应变硬化策略无法兼顾优异的3D打印适性，难以构建具有多层异质结构的复杂组织器官模型。
针对上述问题，本研究开发了一种可3D打印的应变硬化双网络颗粒水凝胶（SDGH），实现了趾部与足跟模量的解耦调控，并成功打印出功能化多层主动脉瓣模型。
二、核心研究内容
2.1 SDGH体系设计与应变硬化机制
研究提出的应变硬化双网络颗粒水凝胶（Strain-Stiffening Double-Network Granular Hydrogel, SDGH）采用「PAMPS微凝胶一级网络 + PAAm基体二级网络」的互穿结构。
图1 用于组织模拟的SDGH墨水概念总览
(a) 区域特异性应变硬化调控策略：二级网络单体浓度主导调控趾部模量EToe，微凝胶堆积密度主导调控足跟模量EHeel，实现非线性拉伸曲线的精准定制；
(b) 软硬墨水交替构建的多层主动脉瓣结构示意图；
(c) DIW直写打印的多层主动脉瓣实物，层间形成无缝界面，右下角为主动脉侧与心室侧视图，比例尺=200μm。
应变硬化微观机制：
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低应变下，载荷主要由柔软的PAAm基体承担，材料整体模量较低；
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随应变增加，应力逐步向高模量的PAMPS微凝胶转移，微凝胶内聚合物链缠结张力持续增大，单个微凝胶模量随应变升高；
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微凝胶刚度存在统计异质性，达到弹性极限的微凝胶会将应力重分布至相邻微凝胶，随应变增大，参与承载的微凝胶比例持续提升，宏观表现为整体模量快速上升。
图2 SDGH体系的应变硬化机制
(a) 水合状态下原位拉伸ESEM图像，显示微凝胶随应变从球形变为椭球形，链缠结增强对应变硬化的贡献，比例尺=100μm；
(b) 微凝胶缠结驱动应变硬化示意图：应变升高使微凝胶内缠结链张力增大，并向相邻微凝胶重分布应力；
(c) 递增应变下的循环应力-应变曲线（第1-5次循环），微凝胶内部断裂导致力学响应转变，趾部区域延长、非线性响应增强；
(d) 聚合物链内部断裂驱动应变硬化的机制示意图。
循环加载实验表明：首次加载存在明显滞后环（微凝胶内牺牲键断裂耗能）；后续循环若不超过历史最大应变，则无新增滞后。与传统本体双网络水凝胶不同，SDGH因本征的微观颗粒分区结构，首次变形即表现出应变硬化，无需预损伤诱导。
粒径影响实验证实：在50.6~148.2 μm范围内，微凝胶粒径对整体力学响应无显著影响，应变硬化行为主要由微凝胶堆积密度与互穿网络的整体结构决定。
2.2 二级网络单体含量对力学性能的调控
固定PAMPS微凝胶含量为25 wt%，改变二级网络AAm单体浓度（15、22.5、30 wt%），系统探究其对非线性力学的影响。
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AAm浓度
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趾部模量 EToe
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足跟模量 EHeel
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硬化起始应变 λc
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足跟/趾部模量比
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15 wt%
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86.5 kPa
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394.0 kPa
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80%
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4.68 ± 1.0
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22.5 wt%
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122.7 kPa
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415.3 kPa
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97%
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3.39 ± 0.5
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30 wt%
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162.6 kPa
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444.7 kPa
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114%
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2.67 ± 0.2
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核心结论：二级网络单体浓度主要调控低应变趾部模量EToe（提升1.88倍，差异显著），对高应变足跟模量影响极小；同时更高的单体密度会延迟硬化起始点，延长应变硬化过程。
图3 二级网络基体单体含量对SDGH单轴拉伸性能的影响
(a) 不同二级网络单体浓度的SDGH结构示意图；
(b) 30 wt% PAMPS微凝胶+不同AAm含量基体的应力-应变曲线；
(c) 趾部模量EToe统计；(d) 足跟模量EHeel统计；
(e) 微分模量曲线，星号标注EToe与EHeel取值点；
(f) 硬化起始应变λc；(g) 足跟/趾部模量比。
样本量n=4，ns=无显著性差异，*p<0.05，**p<0.01，***p<0.001。
2.3 微凝胶堆积密度对力学性能的调控
固定AAm浓度为30 wt%，通过改变干微凝胶粉末的添加量（低0.02 g/mL、中0.03 g/mL、高0.055 g/mL）调控微凝胶堆积密度。
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堆积密度等级
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干微凝胶浓度
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实际堆积占比
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EToe
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EHeel
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模量比
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低
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0.02 g/mL
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26.9%
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138.1 kPa
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254.6 kPa
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1.88 ± 0.42
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中
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0.03 g/mL
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33.1%
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164.2 kPa
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472.5 kPa
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2.88 ± 0.51
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高
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0.055 g/mL
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54.3%
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195.3 kPa
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800.8 kPa
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4.09 ± 0.67
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核心结论：微凝胶堆积密度主要调控高应变足跟模量EHeel（提升3.14倍，差异极显著），对趾部模量影响较小；高堆积密度下，微凝胶更早达到弹性极限发生断裂，硬化起始应变λc向低应变方向移动。
图4 微凝胶-基体比例对SDGH单轴拉伸性能的影响
(a) 不同基体体积分数的颗粒水凝胶结构示意图；
(b) 25 wt% PAMPS微凝胶+不同堆积密度的应力-应变曲线；
(c) 趾部模量统计；(d) 足跟模量统计；
(e) 微分模量曲线；(f) 硬化起始应变λc；(g) 足跟/趾部模量比；
(h) 共聚焦成像切片，显示微凝胶与基体结构及间质占比定量结果，比例尺=200μm。
样本量n=9，ns=无显著性差异，***p<0.001。
2.4 流变性能与3D打印适性
研究配制了两种典型打印墨水，验证其直写成型（DIW）能力：
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软墨水（Ink 1）：25 wt% PAMPS + 15 wt% AAm
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硬墨水（Ink 2）：30 wt% PAMPS + 30 wt% AAm
流变测试证实两种墨水均具备优异的打印适配性：
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剪切变稀：随剪切速率升高，粘度显著下降，可通过细喷嘴顺畅挤出；
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快速自修复：高应变下转变为溶胶态，移除应变后迅速恢复凝胶态，挤出后可快速定型；
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低屈服应变：软墨水屈服应变2.19%，硬墨水2.9%，流动阈值低，挤出控制精度高。
图5 SDGH墨水的流变性能与3D打印适性
(a) 正交堆叠打印结构的照片与光学显微图，比例尺=600μm（插图200μm）；
(b) 动态剪切恢复流变曲线，高低应变交替下快速实现凝胶-溶胶-凝胶转变；
(c) 振荡应变扫描，显示从凝胶态(G'>G'')向溶胶态(G'
(d) 稳态剪切流变，呈现典型剪切变稀行为；
(e)(f) 打印线宽定量分析：随打印速度升高而减小，随气动压力升高而增大。
2.5 3D打印多层主动脉瓣的性能验证
基于人体CT解剖数据建模，采用DIW工艺打印多层主动脉瓣，上层为软墨水、下层为硬墨水，模拟天然瓣膜的异质结构；配套DLP打印真人尺寸心脏模型作为测试平台。
图6 3D打印多层主动脉瓣模型的力学稳定性与血流动力学性能
(a) 真人尺寸3D打印人工心脏实物，比例尺=3cm；
(b) 多层主动脉瓣结构实物，比例尺=6mm；
(c) 软墨水、硬墨水与多层结构的力学性能对比；
(d) 软硬层不同排布的弯曲力学对比，软上硬下结构可大幅降低启闭力；
(e) 体外反流分数测试，瓣膜反流率远低于ISO 5840标准；
(f)(g) 100次循环拉伸/压缩应力-应变曲线，验证循环加载下的力学稳定性。
核心性能结果：
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层间结合：热固化后层间形成互穿网络，断裂发生在软质本体而非界面，无分层失效风险；
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启闭性能：软上硬下结构相比反向排布，相同位移下弯曲力降低76.2%，低压下即可正常启闭；
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血流动力学：反流率<1.2%，远优于ISO 5840标准规定的20%阈值；
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耐久性：30%应变下100次循环加载，无明显力学衰减与结构损伤；
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生物相容性：NIH-3T3细胞培养7天存活率与对照组相当，无显著细胞毒性。
2.6 实验配方与详细制备步骤
（1）主要实验试剂
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单体：2-丙烯酰胺基-2-甲基丙磺酸(AMPS)、丙烯酰胺(AAm)、丙烯酸(AAc)
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交联剂：N,N'-亚甲基双丙烯酰胺(MBA)
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引发剂：Irgacure 2959（光引发）、过硫酸铵(APS)（热引发）
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其他：Span 80、FITC-葡聚糖、己烷、乙醇、柠檬黄、TPO、PEGDA等
（2）PAMPS微凝胶制备流程
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配制水相前驱液：AMPS 25~30 wt%、3.5 mol% MBA交联剂、3.5 mol%光引发剂；
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将水相与含5 wt% Span 80的己烷油相混合，3000 rpm涡旋1 min形成油包水乳液；
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365 nm紫外光照射300 s引发聚合；
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乙醇分散、8 μm滤纸过滤洗涤3次，去除残留单体与表面活性剂；
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旋蒸去除残留乙醇，研钵研磨得到干微凝胶粉末。
（3）SDGH水凝胶与打印墨水制备
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配制二级网络前驱液：AAm 15~30 wt%、0.121 mol% MBA、0.104 mol% APS；
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按目标堆积密度加入PAMPS干微凝胶粉末，行星式离心搅拌机2000 rpm混合5 min，使微凝胶均匀溶胀；
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装入注射器后即可作为DIW打印墨水使用；
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打印后密封除氧，70℃烘箱热固化50 min形成最终双网络结构。
（4）主动脉瓣DIW打印参数
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设备：定制大面积DIW打印机（平台30×30 cm）
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喷嘴：25G锥形螺杆喷嘴
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切片：PrusaSlicer生成G-code，Python脚本适配气动控制
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初始层高：1 mm
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后处理：70℃热固化50 min
（5）心脏基体DLP打印配方与参数
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墨水配方：18 g AAm + 0.32 g 海藻酸钠 + 1.28 g PVA + 0.5 g PEGDA + 0.4 g TPO + 0.016 g 柠檬黄，溶于40 g去离子水
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设备：Carima X1 DLP打印机，405 nm光源
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光强：3.5 mW/cm²
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层厚：100 μm，单层固化时间15~20 s
三、研究结论
核心发现1：阐明了颗粒双网络水凝胶的应变硬化机制
应变硬化源于「应力从软基体向硬微凝胶逐步重分布」与「微凝胶内缠结链张力随应变增强」的协同作用；与传统本体双网络水凝胶不同，SDGH无需预损伤即可在首次变形时表现出应变硬化特性。
核心发现2：建立了双参数解耦调控的通用设计框架
通过二级网络单体浓度精准调控低应变趾部模量(EToe)，通过微凝胶堆积密度主导调控高应变足跟模量(EHeel)，可独立定制非线性力学曲线的两个关键区段，匹配不同组织的力学特征。
核心发现3：实现了高保真功能化组织模型的3D打印
SDGH墨水兼具优异的剪切变稀、快速自修复流变性能与高精度DIW打印能力；打印的多层主动脉瓣解剖结构保真度高，反流率优于ISO 5840医用标准，循环耐久性优异，层间结合牢固无分层。
应用价值
该研究为合成组织与器官模型的工程化设计提供了可推广的策略，在外科手术训练模型、体外组织模拟、生物力学测试平台等场景具有广阔应用前景，尤其适用于对力学仿生要求严苛的心血管、承重组织相关领域。
四、论文基础信息
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论文标题：Engineering Strain‐Stiffening Granular Hydrogels for 3D‐Printed Tissue‐Mimicry
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发表期刊：Advanced Materials（Wiley-VCH）
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论文编号：e73527
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开放获取：是（CC BY-NC协议）
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第一作者：Hyeokju Chae, Joohwan Han（共同一作）
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通讯作者：Ikjin Kim (aldaver.co.kr), Jin-Oh Kim, Steve Park (KAIST)
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资助项目：韩国国家研究基金会(NRF)两项课题资助（RS-202400420452、RS-2025-02303658）
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利益声明：作者声明无利益冲突
