CN116948411A - 超弹性水凝胶材料、超弹性可注射支架及其制备方法和应用 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及生物医用材料技术领域，具体为一种超弹性水凝胶材料、超弹性可注射支架及其制备方法和应用。超弹性水凝胶材料由基底材料经引发剂引发交联得到；基底材料包括GelMA和2000～20000道尔顿的PEGDA；可注射支架包括超弹性材料组成的三维结构支架，经压缩注射后，可恢复原始形状。本发明利用超弹性材料优异的力学性能和形状记忆性，实现固体注射，并在注射后恢复原有形状，为大尺寸可注射支架提供了一种新的思路和途径。本发明支架可用于组织工程与再生医学、微创注射移植、人造皮肤、心肌补片、体外工程化组织模型构建、组织生理功能重塑和病理化进程机制研究、力学调控和应力调控机理研究、药物开发和药物筛选等领域。
Description
技术领域
本发明涉及生物医用材料技术领域，尤其涉及一种超弹性水凝胶材料、超弹性可注射支架及其制备方法和应用。
背景技术
微创注射移植是一种极具前景的外科干预方式，避免了开放手术，具有手术创伤小、病人痛苦小、术后感染风险小的优势，能够减少术后并发症的发生，为重症病人和老龄病人提供了一种可行的治疗手段。在可注射生物材料的帮助之下，治疗用的细胞、细胞因子或体外预组装的功能化组织可以被有效地递送到受损部位，提供更好的细胞治疗或组织再生效果。为满足微创注射移植的要求，生物材料必须要通过内径为mm数量级的注射针或医用导管注射。传统的可注射生物材料采用先注射、后固化的方式，可能会面临力学强度不足、凝胶形状不可控、材料向周边组织泄露等问题，使得预先成形的可注射支架得到了广泛的关注。但考虑到可注射性，现有技术中预先成形的可注射支架尺寸通常较小。例如微棒、水凝胶微球、微冰胶等可注射支架(也称为模块化组织工程)的尺寸约为数百μm至数mm，可以被灵活递送到缺损部位，并在注射部位自由组装，为受损组织再生提供支持。
与上述小尺寸可注射支架相比，厘米尺寸的可注射支架具有更大的细胞负载量，能够在缺损部位形成轮廓清晰的受限结构，避免了材料泄露等问题，其中，得到最广泛研究的体系是冰胶支架。冰胶内部冷冻干燥形成的大孔结构使得材料的力学性能和注射能力得到了提升，其强度支持注射过程。然而，冰胶支架的制备需要经过冷冻干燥，无法实现载细胞制造，只能在支架制造完成后种植细胞，种植细胞的过程则可能会面临种植不匀的问题。与冰胶相比，水凝胶材料具有近似天然组织的模量，能够为细胞的生长提供仿生微环境，并且其制造过程能够载细胞进行。然而，水凝胶的力学性能较差，弹性变形能力不佳，在变形过程中微观结构发生破坏和致密化，造成不可逆的塑性变形，难以用于可注射支架特别是大尺寸可注射支架的制造。
综上所述，目前，预先成形的水凝胶可注射支架的制备仍然存在巨大的挑战，需要开发具有高弹性变形能力或超弹性性质的新型水凝胶材料，为从mm尺寸到厘米尺寸的可注射支架的制备提供新的途径，也为可注射支架的载细胞制造及细胞长期培养提供新载体。
发明内容
本发明的目的在于提供一种超弹性水凝胶材料、超弹性可注射支架及其制备方法和应用，通过制备一种具有优异的力学强度、高弹性变形能力、形状记忆性、可注射性以及生物相容性的超弹性水凝胶材料，将其预先成形后，可压缩注射，并能恢复原始形状，为大尺寸可注射支架的制造提供了一种新的有效途径。
为实现上述目的，第一方面，本发明提供一种超弹性水凝胶材料，包括基底材料和引发剂，所述基底材料包括光引发交联基团改性的天然生物材料和合成生物材料；所述光引发交联基团改性的天然生物材料包括甲基丙烯酸酐化明胶(GelMA)，所述光引发交联基团改性的合成生物材料包括2000～20000道尔顿的聚乙二醇二甲基丙烯酸酯(PEGDA)。
本发明研究表明，将GelMA和PEGDA混合交联，可得到稳定的水凝胶交联网络或互穿水凝胶交联网络，材料具有贯通的多孔微观形貌，宏观表现出优异的力学行为、超弹性行为和抗疲劳能力，力学性能可调控。该材料可压缩至其体积的1％～99％，优选5％～50％后，经注射器注射并恢复原始形状。
进一步的，所述聚乙二醇二甲基丙烯酸酯的分子量为5000～20000道尔顿，例如可为5500、6000、7000、8000、9000、10000、12000、15000、18000道尔顿等；本发明选取较高分子量的PEGDA，对材料优异的力学行为、超弹性行为和抗疲劳能力等性能具有重要贡献。PEGDA分子量在本发明限定范围内，流动性较好而且塑性好，容易被打印或者铸模，并且形成的结构体具有超弹性。分子量过大流动性不佳，分子量过小，脆性较强，也无法得到本发明所述的超弹性水凝胶材料。
进一步的，所述甲基丙烯酸酐化明胶的接枝率为30％～95％，浓度为1％～20％；所述聚乙二醇二甲基丙烯酸酯的浓度为0.5％～20％；通常将GelMA和PEGDA溶于PBS缓冲液中配成母液。所述甲基丙烯酸酐化明胶和所述聚乙二醇二甲基丙烯酸酯的体积用量比为15:(1～8)，例如为15:1、15:2、15:3、15:4、15:6、15:7等，优选为15:(3～5)。
进一步的，所述天然生物材料还包括海藻酸、透明质酸、壳聚糖、羧甲基壳聚糖、多糖中的一种或多种；所述合成生物材料还包括聚乙烯醇、环氧树脂中的一种或多种。本发明研究表明，在保证同时包含GelMA和PEGDA交联基体的情况下，外加其他光引发交联基团改性的生物材料，同样能够得到性能优异的超弹性水凝胶材料，同时还可对材料的力学性能进行灵活调控。
进一步的，所述光引发交联基团包括甲基丙烯酸酐、甲基丙烯酸酯、肉桂酰基、偶氮苯、邻硝基苄基、双吖丙啶中的一种或多种，优选为甲基丙烯酸酐和/或甲基丙烯酸酯；通过接枝光引发交联基团，便于在引发剂作用下交联，得到稳定的水凝胶交联网络或互穿水凝胶交联网络。
所述引发剂包括紫外光引发剂和可见光引发剂；根据光交联反应的引发波长，选取吸收峰相吻合的引发剂与前述基底材料混合。
所述紫外光引发剂包括选自2-羟基-4-(2-羟乙氧基)-2-甲基苯丙酮(i2959)、苯基双(2,4,6-三甲基苯甲酰基)氧膦(i819)偶氮二甲基N-2-羟丁基丙酰胺(VA-086)、苯基(2,4,6-三甲基苯甲酰基)磷酸锂盐(LAP)等商业化紫外光引发剂中的一种或多种，优选LAP；
所述可见光引发剂选自伊红-Y体系(由伊红-Y二钠盐、三羟乙基胺和乙烯基吡咯烷酮)或由伊红-Y二钠盐、乙烯基吡咯烷酮和二硫苏糖醇组成，优选伊红-Y体系。
进一步的，所述超弹性水凝胶材料还包括辅助材料和交联剂；所述辅助材料包含细胞外基质来源的生物活性水凝胶材料和/或人工设计的对细胞具有调控作用的材料。所述交联剂为辅助材料的相应交联剂，所述辅助材料若无需额外的交联，则无需交联剂。
所述辅助材料选自琼脂糖、基质胶、脱细胞基质、胶原、胶原衍生物、透明质酸、透明质酸衍生物、纤维素、纤维素衍生材料、壳聚糖、壳聚糖衍生材料、蛋白多糖、蛋白多糖衍生材料、糖蛋白、糖蛋白衍生材料、层粘连蛋白、纤连蛋白、玻连蛋白、纤维蛋白、纤维蛋白衍生物、骨桥蛋白、丝素蛋白、丝素蛋白衍生物、功能化多肽、肽段水凝胶、氨基酸、氨基酸衍生物、DNA水凝胶中的一种或多种，优选为纤维蛋白原和I型胶原；
优选地，所述纤维蛋白原的浓度为0.1mg/mL～20mg/mL，所述I型胶原的浓度为0.01mg/mL～8mg/mL；
所述交联剂为凝血酶(牛血来源)。凝血酶的浓度为0.1国际单位/mL～100国际单位/mL，交联时间为1～20分钟。
所述超弹性水凝胶材料具有贯通的多孔微观形貌，孔隙率为10％～90％，平均孔径为10μm～200μm，平均孔壁厚度为2μm～20μm。
所述超弹性水凝胶材料表现优异的力学行为，弹性模量为1kPa～200kPa。所述材料表现超弹性行为和抗疲劳能力，在变形过程中，具有典型的非线弹性区间，材料的断裂应变高达50％～95％，施加1/2断裂应变的应变进行循环变形，材料在循环10～3000次后出现疲劳破坏。
所述超弹性水凝胶材料的力学性能可调控。通过基底材料和/或辅助材料的选择，所述水凝胶材料可以为弹性体、粘弹性体，表现出弹性体的特征，或具有粘弹性体的应力松弛和蠕变特性。
第二方面，本发明提供一种以上任一项所述的超弹性水凝胶材料的制备方法，包括如下步骤：
(1)将基底材料和引发剂混合，得到前体溶液；
(2)将所述前体溶液按照预先设计的结构光引发交联，得到所需的三维结构体。
所述基底材料优选为GelMA和PEGDA，其中，GelMA的接枝率为30％～95％，浓度为1％～20％，PEGDA的分子量为2000道尔顿～20000道尔顿，浓度为0.5％～20％。所述基底材料若为紫外光交联，其引发剂优选为LAP，其浓度为0.01mg/mL～5mg/mL，光交联反应所使用的光波长为405nm，光照强度为1～100mW/cm2，交联反应所需光照时间为30秒～10分钟；若为可见光交联，其引发剂优选为伊红-Y体系，其中，伊红-Y二钠盐的浓度为1μmol/L～1mmol/L，三羟乙基胺的体积分数为0.01％～1％，乙烯基吡咯烷酮的浓度为1nmol/L～4μmol/L，光交联反应所使用的可见光波段为780nm～400nm，光照强度为1～100mW/cm2，交联反应所需光照时间为5分钟～30分钟。
进一步的，所述前体溶液中包括8％～20％的甲基丙烯酸酐化明胶、1-10％的聚乙二醇二甲基丙烯酸酯及0.01mg/mL～5mg/mL LAP；
或者超弹性水凝胶材料的制备方法包括如下步骤：
(1)将基底材料、辅助材料和引发剂混合，得到前体溶液；
(2)将所述前体溶液按照预先设计的结构光引发交联，得到所需的三维结构体；
(3)加入交联剂使所述辅助材料交联，得到超弹性水凝胶材料。
进一步的，所述前体溶液包括5～10％的甲基丙烯酸酐化明胶、1～5％的聚乙二醇二甲基丙烯酸酯、0.1～0.3mg/mL的I型胶原、1～3mg/mL的纤维蛋白原、0.02～0.06mmol/mL的伊红-Y二钠盐、0.2～0.6％体积分数的三羟乙基胺、130～160nmol/mL的乙烯基吡咯烷酮。
如图1所示，所述超弹性水凝胶材料的前体溶液由基底材料和/或辅助材料与相应的引发剂和/或交联剂组成，基底材料和/或辅助材料经过交联后，可得到稳定的水凝胶交联网络或互穿水凝胶交联网络，材料具有贯通多孔微观形貌，宏观表现出优异的力学行为、超弹性行为和抗疲劳能力，且力学性能可调控。
优选地，所述前体溶液中还添加有细胞和/或细胞团。细胞和/或细胞团选自以下一种或多种细胞和/或以下一种或多种细胞预培养获得的细胞团：
各种来源的胚胎干细胞、多能干细胞、诱导性多能干细胞、各种器官来源的干细胞、各种器官来源的祖细胞、间充质干细胞、各种干细胞诱导分化得到的细胞、各种器官来源的成纤维细胞、各种器官来源的上皮细胞、各种器官来源的表皮细胞、各种器官来源的内皮细胞、各种器官来源的肌细胞、羊膜细胞、视锥细胞、神经细胞、血细胞、红细胞、白细胞、血小板、血管细胞、吞噬细胞、免疫细胞、淋巴细胞、嗜酸性粒细胞、嗜碱性粒细胞、浆细胞、肥大细胞、抗原呈递细胞、单核吞噬细胞系统的细胞、黑色素细胞、软骨细胞、骨来源细胞、平滑肌细胞、骨骼肌细胞、心肌细胞、分泌细胞、脂肪细胞、纤毛细胞、胰腺细胞、肾细胞、肠粘膜细胞、肝细胞、肝来源的干细胞或祖细胞、肝巨噬细胞、枯否细胞、星状细胞、胆管上皮细胞、肝窦内皮细胞和其他各种组织和器官来源细胞，以及各种肿瘤细胞、各种用于免疫治疗的细胞、各种经过基因编辑、病毒包装或改造的细胞与细胞系。
所述三维结构体的成型方法包括：铸模技术、消失模技术、生物3D打印技术、喷墨打印、熔融沉积成型、静电纺丝、静电驱动打印、颗粒浸出、气体发泡技术、立体光刻技术、激光烧结技术等，优选生物3D打印技术。
第三方面，本发明提供一种超弹性可注射支架，包括超弹性材料组成的三维结构支架，所述支架经注射器压缩注射后，恢复至原始三维结构。现有技术采用先注射再固化的方式，面临力学强度不足、凝胶形状不可控、材料向周边组织泄露等诸多问题，本发明选用具有超弹性的材料先制作成三维结构支架，利用其超弹性和抗疲劳等性能，能够被高度压缩后注射，并能恢复其原始形状，因此形状可控，且注射方便。本发明选用超弹性材料进行固体注射，打破了可注射支架的固有思维，为可注射支架提供了一种新的思路和途径。
所述超弹性可注射支架具有弹性变形能力、形状记忆性、可注射性。例如，所述超弹性可注射支架能够压缩变形或拉伸变形，变形量＞支架尺寸的50％，且撤去外力后，支架可完全恢复，这种变形过程可进行多次。上述弹性变形能力的一个案例为：尺寸为10mm×10mm的圆形超弹性可注射支架，可以压缩变形30次，并保持支架完整。又例如，所述超弹性可注射支架能够通过内径与临床所使用的医用导管、注射器针头相当的小口实现完整递送，完成注射后，支架的外形保持完整，内部结构设计保持完整。上述可注射行为的一个案例为：尺寸为15mm×15mm的超弹性支架，可以通过内径为1.5mm的注射针头，并保持支架完整。
进一步的，所述超弹性材料包括以上任一项所述的超弹性水凝胶材料或以上所述的制备方法得到的超弹性水凝胶材料。如此得到的超弹性可注射支架的化学成份可调节，力学性能可调控，支架尺寸及结构可个性化订制，具有优异的力学强度、弹性变形能力、形状记忆性、可注射性，生物相容性好，结构稳定性高，支持细胞的长期培养，调控细胞的组装，细胞功能好。
所述超弹性可注射支架的宏观尺寸及结构设计可调节，其宏观尺寸为1mm～50mm，支架外形为块状、片状、球状、管状或任意形状组合，内部结构为实体、中空或自定义填充图案、任意形状组合或自定义的梯度结构。优选地，所述支架宏观尺寸为10mm～20mm，支架外形为方形片状，支架内部为栅格状、辐射状、蜂窝状、凸多边形、凹多边形、正弦曲线、Zigzag曲线、弧线填充等。如图2所示，为几种可选的支架结构示意图。
对于不含细胞的支架，根据应用需要(例如用于组织工程与再生医学研究、微创注射移植、人造皮肤、心肌补片等)，对上述制得的超弹性水凝胶材料进行检测和/或注射；
对于含有细胞的支架，对上述制得的超弹性水凝胶材料进行体外培养和/或检测，根据应用需要，进行体外应用和/或体内注射。
所述体外培养时间和培养方式由应用需要、细胞类型所决定，培养时间为0天～60天，培养方式可选静态培养、摇床震荡培养、芯片灌流培养或所述培养方式的结合。应用包括但不限于将所制备的支架用于组织工程与再生医学研究、微创注射移植、人造皮肤、心肌补片、体外工程化组织模型构建、组织生理功能重塑和病例化进程机制研究、力学调控和应力调控机理研究、药物开发、药物筛选。
第四方面，本发明提供一种以上任一项所述的超弹性水凝胶材料或以上所述的超弹性可注射支架的应用，具体可用于(1)组织工程与再生医学研究；(2)微创注射移植；(3)人造皮肤、心肌补片；(4)细胞培养，体外工程化组织模型构建；(4)组织生理功能重塑和病理化进程机制研究；(5)力学调控和应力调控机理研究；(6)药物开发和药物筛选，等领域。
本发明的有益效果如下：
本发明提供的超弹性可注射支架，选用具有超弹性的材料先制作成三维结构支架，利用其优异的力学性能和形状记忆性，能够实现固体注射，并在注射后恢复原有形状，为大尺寸可注射支架提供了一种新的思路和途径。具体效果如下：
(1)本发明中的支架由超弹性水凝胶材料制备而成。材料具有贯通的多孔微观形貌，孔隙率为10％～90％，平均孔径为10μm～200μm，平均孔壁厚度为2μm～20μm。宏观表现出优异的力学行为、超弹性行为、抗疲劳能力。
(2)本发明中的支架力学性能优异。传统的水凝胶材料力学强度不足、弹性变形能力不足，无法制造可注射支架特别是厘米尺寸可注射支架。本发明所提供的支架力学强度高、弹性变形能力好，具有形状记忆性和可注射性，其力学性能显著优于传统的水凝胶支架，能够满足微创注射移植、心肌补片等应用场景的需求。
(3)本发明中的支架力学行为可调控。通过基底材料和/或辅助材料的选择，所述水凝胶材料可以为弹性体、粘弹性体，表现出弹性体的特征，或具有粘弹性体的应力松弛、蠕变特性。
(4)本发明中的支架生物相容性好。本发明所使用的基底材料和/或辅助材料具有良好的生物相容性、生物活性，支架的制造方式温和、可控。本发明中的支架可以为细胞提供仿生微环境，支持多种细胞的三维培养，支持细胞生长、增殖、组装、功能维持和提高。
(5)本发明中的支架生物学活性可调控。通过辅助材料的选择，能够调控和改变支架的化学成份，更好地模拟组织特异性的细胞外基质，或为调控细胞生长和组装提供特定的化学刺激，从而满足不同场景下的细胞培养和应用需求。
(6)本发明中的支架结构稳定性高。本发明的支架内部具有稳定的交联网络结构，力学强度及抗扰动的特性优异，支架能够长期培养达1个月，结构维持完整。本发明的支架为细胞的长期培养提供了良好的基质，能够更好地支持细胞的组装和三维环境下的功能重塑。
(7)本发明中的支架可维持细胞功能和/或调控细胞组装。本发明的支架能够维持细胞的功能，通过对支架化学成份和力学行为的调控，本发明的支架可以为细胞提供化学和力学刺激，从而提高细胞的功能或调控细胞行为。
(8)本发明中的支架宏观尺寸及结构可自主设计。其宏观尺寸为1mm～50mm，支架外形为块状、片状、球状、管状或任意形状组合，内部结构为实体、中空或自定义填充图案、任意形状组合或自定义的梯度结构。支架可通过各种先进制造技术进行加工制造，比如铸模技术、消失模技术、生物3D打印技术、喷墨打印、熔融沉积成型、静电纺丝、静电驱动打印、颗粒浸出、气体发泡技术、立体光刻技术、激光烧结技术等。
(9)化学成份可调节，力学性能包括粘弹性特征及超弹性行为可调控，支架尺寸及结构可个性化订制，具有优异的力学强度、弹性变形能力、形状记忆性、可注射性，生物相容性好，结构稳定性高，支持细胞的长期培养，调控细胞的组装，细胞功能好。
附图说明
图1为本发明超弹性水凝胶材料的组成和交联结构示意图。
图2为使用各种先进制造技术，构建不同宏观尺寸和结构的可注射支架示意图。
图3为本发明实施例1中制得的超弹性水凝胶材料实物图。其中，A为圆柱形水凝胶试样的俯视图外观；B为圆柱形水凝胶试样的侧视图外观。
图4为本发明实施例1中超弹性水凝胶材料的循环压缩实验结果。其中，A为递增应变下，水凝胶试样的循环压缩实验结果，应变从10％递增到95％，图A中小图分别展示了应变为10％、50％和90％的水凝胶试样变形照片；B为不同循环次数下，试样的应力-应变滞回曲线。
图5为本发明实施例2中环形支架的形状记忆性表征结果。其中，A为第30次循环挤压过程中，支架的宏观照片；B为第30次循环拉伸过程中，支架的宏观照片。
图6为本发明实施例3中打印支架的注射性表征结果。其中，A为打印支架的宏观照片；B为打印支架通过内径为1.5mm的点胶针头注射，支架展开后结构完整。
图7为本发明实施例4中支架用于胚胎干细胞培养的结果。其中，A为打印后第0天和第12天，支架内细胞的活死染色结果；B为与第0天相比，第12天时支架内细胞的增殖倍数。
图8为本发明实施例5中支架用于体外肝脏模型构建。其中，A为打印后第0天和第14天，支架内细胞的活死染色结果和细胞的形态、排列；B为第14天，肝脏特异性蛋白ALB的免疫荧光染色结果。
图9为本发明实施例6中，经注射后支架在肝脏表面铺展，与肝脏表面自由贴合。
图10为本发明实施例7中，利福平处理一周后，支架内细胞的药物代谢相关基因表达情况。
具体实施方式
为使本发明的目的、技术方案和优点更加清楚，下面对本发明中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。
本发明中涉及到的百分号“％”，若未特别说明，是指质量百分比；但溶液的百分比，除另有规定外，是指100mL溶液中含有溶质的克数。
除非另有定义，本发明使用的所有科技术语具有本领域普通技术人员所理解的相同含义。
本发明中使用的术语“超弹性(superelasticity)”是指：材料在外力作用下产生远大于其弹性极限应变量的应变，在卸载时应变可自动恢复的现象。
本发明中所述的“可注射”是指，支架、工程化结构、体外预培养的仿生组织能够通过内径与医用导管、医用注射器相当的小口，同时结构保持完整，不发生断裂、破坏，不发生功能丧失。
本发明中，所述的“光交联”是高分子化合物通过光化学反应使分子的链与链之间彼此连接，形成不熔、不溶的网状结构的过程。
本发明中的“引发剂”指的是光交联反应的引发剂，是一类能在紫外光区或可见光区吸收一定波长的能量，产生自由基、阳离子等，从而引发单体交联固化的化合物。
本发明中，辅助材料的“交联剂”是指能够引发辅助材料交联反应的物质。
本发明中，“前体溶液”指的是未发生交联反应，室温下呈流动状态，低温下由于物理交联呈凝胶状态的材料。
本发明中，“应力”是指物体由于外因(受力、湿度、温度场变化等)而变形时，在物体内各部分之间产生相互作用的内力，单位面积上的内力称为应力。用内力与截面积的比值表示，单位为Pa。“应变”是指某一方向上微小线段因变形产生的长度增量(伸长时为正)与原长度的比值。
本发明中，针头的型号“G(gauge)”是针头的国际号码，21G针头的内径为0.51mm，外径为0.81mm。
本发明中使用的术语“三维打印”是指：经由与自动的或半自动的、计算机辅助的三维成型装置(例如三维打印机)相匹配的方法，利用三维打印相容的原料进行的三维精确沉积。
三维打印过程中，材料的“合适凝胶状态”是指通过打印设备的温度控制，使材料的粘度变大，合适凝胶状态的材料具有良好的成形效果，经针头挤出时，材料的出丝稳定，丝的表面平整、光滑。
在一些实施方案中，本发明的三维结构体是工程化的。术语“工程化的”是指：根据计算机脚本，通过计算机辅助的装置(例如三维打印机)，将原料(例如生物相容性材料和/或前体溶液)和它们的层放置以形成三维结构。在进一步的实施方案中，计算机脚本,例如是一个或多个计算机程序、计算机应用或计算机模块。
本发明中公开的实施方法包括商业方法。在一些实施方案中，本文中公开的技术和方法的速度和可放大性用来设计、构建和操作用于生产供植入或药物筛选使用的支架或用于生成基于细胞的工具(用于研究和开发，例如体外分析)的工业和/或商业设施。在进一步的实施方案中，支架及其阵列被生产、储存、分发、上市、宣传并销售，例如作为用于细胞培养、组织工程、细胞大规模培养的平台，或生物分析和高通量药物筛选的细胞阵列(例如微阵列或芯片)、组织阵列(例如微阵列或芯片)以及试剂盒。在其它实施方案中，支架及其阵列被制造并用来进行作为服务的生物分析和/或药物筛选。
实施例1：超弹性水凝胶的制备及交联方法
1.基底材料及引发剂的制备
16％GelMA母液：将冻干GelMA材料(捷诺飞生物科技股份有限公司，R08020102)与磷酸盐缓冲液(PBS)(BI Biological Industries)混合，混合溶液中GelMA材料的质量分数为16％，用涡旋搅拌器分散搅拌后，在70℃条件下加热至全部溶解，得到澄清的GelMA溶液，4℃避光保存备用。
15％PEGDA母液：将PEGDA粉末(碳水科技，80020110，分子量为6000道尔顿)与PBS混合，混合溶液中PEGDA的质量分数为15％，用涡旋搅拌器分散搅拌至PEGDA全部溶解，得到澄清的PEGDA溶液，4℃避光保存备用。
伊红-Y引发剂母液：将伊红-Y二钠盐(Sigma-Aldrich)粉末与PBS均匀混合，搅拌至全部溶解，伊红-Y二钠盐母液的浓度为40mmol/L。三羟乙基胺溶液(Sigma-Aldrich)与PBS均匀混合，得到均一的溶液，三羟乙基胺母液的体积分数为40％。乙烯基吡咯烷酮(Sigma-Aldrich)与PBS均匀混合，得到均一的溶液，乙烯基吡咯烷酮的浓度为14.8μmol/L。上述引发剂母液在配制完成后，使用孔径为22μm的过滤装置(Millex)过滤除菌，4℃避光保存备用。
2.辅助材料及交联剂的制备
8mg/mL I型胶原母液，购自Advanced BioMatrix公司，4℃保存备用。
20mg/mL纤维蛋白原母液：纤维蛋白原粉末(上海源叶生物科技股份有限公司)与PBS混合，混合物中纤维蛋白原的浓度为20mg/mL，将混合物中的不溶物轻轻震荡分散数次后，置于37℃溶解过夜，得到均一的纤维蛋白原母液。所制备的纤维蛋白原母液需要现配现用。
1国际单位/mL凝血酶溶液：凝血酶粉末(索莱宝生物科技有限公司)充分溶解在PBS中得到凝血酶母液，最终浓度为100国际单位/mL，分装后-20℃保存备用。使用前，解冻凝血酶母液，并用PBS稀释至凝血酶浓度为1国际单位/mL，得到纤维蛋白原的交联剂。
3.前体溶液的制备
混合前，前述的16％GelMA母液、15％PEGDA母液及伊红-Y引发剂母液孵育至37℃，PBS置于室温下，I型胶原母液置于冰板上保温。
GelMA母液、PEGDA母液、纤维蛋白原母液按照体积比15:4:3均匀混合后，置于室温下，记为混合溶液A。
前述混合溶液A恢复室温后，与PBS、I型胶原母液快速充分混合，得到基底材料和辅助材料的混合溶液B。
前述混合溶液B与伊红-Y引发剂母液按照混合溶液B、伊红-Y二钠盐母液、三羟乙基胺母液、乙烯基吡咯烷酮母液的体积比988:1:10:1均匀混合，得到水凝胶前体溶液。
在所述的前体溶液中，各材料成分的最终浓度为：8％GelMA、2％PEGDA、0.2mg/mLI型胶原、2mg/mL纤维蛋白原、0.04mmol/mL伊红-Y二钠盐、0.4％体积分数三羟乙基胺、148nmol/mL乙烯基吡咯烷酮。
4.水凝胶交联
将前述的前体溶液配制完成后，使用卤钨灯光源(北京纽比特科技有限公司)进行光交联，光源配备紫外截止片(UVCUT400)，所提供的光波长范围为780nm～400nm，光照强度为12mW/cm2，光交联反应所需的光照时间为12分钟。
光交联完成后，使用PBS冲洗样品表面，以去除部分残留的引发剂。随后，加入交联剂凝血酶溶液，交联水凝胶中的纤维蛋白原3分钟。
凝血酶交联完成后，吸走剩余的溶液，得到本发明中所述的超弹性水凝胶，水凝胶的外观见附图3。
5.水凝胶超弹性行为表征
按照前述步骤制备直径为10mm，高度为1.5mm的块状水凝胶，通过动态力学测试表征水凝胶的变形行为，测试实验使用疲劳试验机(Electroforce 3200BioDynamic,BoseCompany)完成。将水凝胶试样放置在试验机的压头中央，以1赫兹的频率进行循环压缩实验，依次施加相当于试样高度10％、20％、30％、40％、50％、60％、70％、80％、90％、95％的变形量，每个变形量下循环压缩5次。在压缩过程中，实时采集力(牛顿)和变形量(mm)。实验完成后，根据得到的数据计算试样的应力和应变，绘制对应的应力-应变曲线图。在压缩过程中，水凝胶试样保持完整，不发生疲劳破坏，表现出优异的超弹性行为。所循环压缩试验的数据处理结果见图4。
实施例2：通过铸模法制备超弹性支架
1.基底材料及引发剂的制备
16％GelMA母液：冻干GelMA材料与PBS混合，混合溶液中GelMA材料的质量分数为16％，用涡旋搅拌器分散搅拌后，在70℃条件下加热至全部溶解，得到澄清的GelMA溶液，4℃避光保存备用。
15％PEGDA母液：PEGDA粉末(分子量为6000道尔顿)与PBS混合，混合溶液中PEGDA的质量分数为15％，用涡旋搅拌器分散搅拌至PEGDA全部溶解，得到澄清的PEGDA溶液，4℃避光保存备用。
LAP引发剂母液：LAP粉末(Advanced BioMatrix)均匀溶解在PBS中，得到澄清的LAP母液，其中LAP的浓度为17mg/mL。使用孔径为22μm的过滤装置，4℃避光保存备用，引发剂母液的保质期为2周。
2.超弹性水凝胶前体溶液制备
混合前，前述的16％GelMA母液、15％PEGDA母液、LAP引发剂母液及PBS孵育至37℃。
GelMA母液、PEGDA母液、PBS按照体积比15:4:5均匀混合后，与LAP引发剂母液按照体积比1:0.02混合，得到超弹性水凝胶前体溶液。在所述的超弹性水凝胶前体溶液中，各材料成分的最终浓度为：10％GelMA、2.5％PEGDA、0.34mg/mL LAP。
3.模具制造
本实施例中所使用的模具由聚二甲基硅氧烷(PDMS)(Dow Corning)制作而成。按照质量比10:1将PDMS base与固化剂充分混合，倒入60mm直径培养皿(Coring)中。真空抽气去除气泡，置于70℃烘箱中固化65分钟，PDMS此时完全固化。
脱模，用去离子水清洗干净所得的PDMS，并裁剪为边长为15mm的方形片状PDMS，随后用打孔器打孔得到高度为1mm的环形凹槽模具，凹槽内圈的直径为8mm，外圈的直径为10mm。
4.铸模法制造超弹性支架
将步骤2中得到的超弹性水凝胶前体溶液浇注到步骤3中制造的模具中，浇注过程中避免材料内部产生气泡。使用卤钨灯光源(北京纽比特科技有限公司)进行光交联，光源配备紫外带通滤光片(405nm)，所提供的光波长为405nm紫外光。光照强度为12mW/cm2，光交联反应所需的光照时间为1分钟。
交联完成后，使用PBS冲洗试样表面3次，以去除未反应的光引发剂，脱模后得到环形支架。
5.支架形状记忆性表征
将步骤4中得到的支架浸泡在PBS中，用镊子夹住支架的两边，缓慢挤压变形至支架的两边接触，随后松开镊子，让支架自由恢复，为一个循环。重复所述循环30次，支架依然保持完整，不发生断裂(如图5中A所示)。用镊子固定支架的两侧，缓慢拉伸变形，随后松开镊子，让支架自由恢复，为一个循环。重复所述循环30次，支架依然保持完整，不发生断裂(如图5中B所示)。所述超弹性水凝胶支架具有良好的变形能力和形状记忆性。
实施例3：通过三维打印制备超弹性可注射支架
1.前体溶液制备
所述前体溶液的制备方式见实施例1。
2.三维打印
本实施例中的三维打印过程使用捷诺飞生物科技股份有限公司的SR生物三维打印机完成，若非另行说明，所使用的耗材均为打印机配套耗材。
将步骤1中制备得到的前体溶液装入5mL遮光生物墨水管中，4℃预冷5分钟。随后在生物墨水管前端安装21G平口注射针头，将生物墨水管装载到生物三维打印机上，打印机墨水管、针头、打印平台的温度分别控制为24℃、22℃和12℃。当前体溶液达到合适凝胶状态时，按照预先设计的打印路径进行生物三维打印，气动泵的气压为0.14MPa，针头的移动速度为5mm/s，结构被打印在直径为35mm的培养皿中(Corning)。
打印获得成形效果良好、形状完整、丝边缘整齐的材料堆叠结构，结构的整体外形尺寸为15mm×15mm，重复单元为凹六边形，结构内填充18个重复单元，打印层数为2层。打印结构的宏观照片如图6中A所示。
3.打印结构的交联
在打印完成后，交联打印结构，获得稳定的支架。打印结构的交联过程与前述实施例1中相同，交联时，将打印结构置于冰板上。
4.支架可注射行为表征
将交联后的支架与培养皿底轻柔地分离，使用水溶性色素着色，使注射过程中结构的外形更容易分辨。以PBS为载体溶液，使用内径为1.5mm的点胶针头进行挤出注射，观察到支架可以变形、折叠、压缩，通过针头成功注射，注射后，支架随即铺展，结构维持完整，注射过程和注射后支架的外形如图6中B所示。这一注射结果表明，使用超弹性水凝胶材料所打印制得的厘米尺寸支架具有优异的可注射性和形状记忆性。
实施例4：超弹性可注射支架用于胚胎干细胞培养
1.前体溶液制备
所述前体溶液的制备方式见实施例1。前体溶液制备完成后，将胚胎干细胞(LifeTechnologies)与前体溶液均匀混合，最终细胞悬液中，细胞的浓度为1×106个/mL。
2.三维打印及打印结构的交联
对于细胞三维打印，在打印前，打印所需耗材需要经过高压蒸汽灭菌，生物三维打印机的内部需要紫外灯照射30分钟，以杀死打印机部件表面的细菌。打印及交联过程中，需要保持无菌操作，避免结构污染。支架的三维打印方式见实施例3，支架被打印在12孔板中(Corning)，交联方式与前述实施例3相同，交联完成后，得到载有胚胎干细胞的支架。
3.支架培养及支架内细胞活性、增殖检测
每个步骤2中所打印得到的支架加入2mL培养基，放入二氧化碳培养箱(37℃，5％CO2)中培养，在培养过程中，每天更换新鲜培养基。
细胞活性检测：为检测支架中的细胞活性，在第0天和第12天分别进行活死染色，活死染色检测使用Calcein-AM和碘化丙锭(PI)双染试剂盒(Dojindo,C346)。使用PBS溶解Calcein-AM、PI得到活死染色工作液，工作液中Calcein-AM的最终浓度为2μmol/L、PI的最终浓度为4.5μmol/L。将待检测的支架转移到玻璃底培养皿中(NEST)，加入活死染色工作液浸没支架，避光染色15分钟。随后，使用激光扫描共聚焦显微镜(LSCM，Nikon，Z2)观察并记录支架中细胞的活性，结果见图7A。定量统计细胞的存活率，其计算公式为：(活细胞数/细胞总数)×100％。第0天，支架内细胞的存活率为90.05％，这说明，三维打印和交联过程对细胞的损伤很小，细胞保持很高的活性。第12天，支架内细胞的存活状况良好，并且发生了明显的增殖，形成了许多细胞团(图7中A)。
细胞增殖检测：在第0天和第12天，分别使用胶原酶(索莱宝生物科技有限公司，T1320)降解支架材料，离心收获结构中的细胞和/或细胞团。对于第12天得到的细胞团，使用胰酶-EDTA(索莱宝生物科技有限公司)消化3分钟后，加入等体积的细胞培养基终止消化，离心收获细胞。使用培养基重悬前述的细胞样本，使用细胞计数器(Countstar)统计细胞数量，并换算为每个支架中收获的细胞数。细胞增殖的统计结果见图7中B，可见经过12天的培养后，支架中的胚胎干细胞增殖到第0天的4.66倍。
实施例5：超弹性可注射支架用于体外肝脏模型构建
1.前体溶液制备
所述前体溶液的制备方式见实施例1。前体溶液制备完成后，将肝脏祖细胞(LifeTechnologies)与前体溶液均匀混合，最终细胞悬液中，细胞的浓度为9×106个/mL。
2.三维打印及打印结构的交联
前体溶液的三维打印及交联过程与实施例4中所述相同。
3.支架培养及细胞活性检测
将打印得到的载有肝脏祖细胞的支架培养14天，支架的培养方式与实施例4中所述相同。
细胞活性检测：在第0天和第14天，检测支架中的细胞活性，细胞活性的检测方式与实施例4中所述相同，检测结果见图8A。第0天，细胞的存活率为87.65％，这说明，三维打印和交联过程对细胞的损伤较小，细胞保持较高的活性。第14天，支架内细胞的存活状况良好，细胞发生了明显的增殖，在支架中出现了铺展和组装。
4.肝脏特异性功能检测
在培养第14天，使用免疫荧光染色检测细胞的肝脏特异性蛋白ALB表达情况，以评估支架内细胞的肝脏特异性功能。
将第14天的载肝脏祖细胞支架转移到玻璃底培养皿中，使用PBS洗涤支架，加入2.5％戊二醛溶液(Sigma Aldrich,G5882)在室温下固定支架4小时。
吸去剩余戊二醛溶液，使用PBS洗涤支架三次，使用0.3％ Triton-X100(索莱宝生物科技有限公司，T8200)在冰上透化支架20分钟；吸去剩余的Triton-X100溶液，使用PBS洗涤支架三次，加入10％牛血清白蛋白(Yeasen Biotech Company,9048-46-8)的溶液，室温下封闭支架1小时；吸去剩余溶液，使用PBS洗涤支架三次。
加入稀释后的ALB一抗(Abcam，ab83465)(含0.3％ Triton-X100和1％牛血清白蛋白)，4℃孵育过夜；吸去剩余的一抗溶液，使用PBS洗涤支架三次，加入对应的二抗Alexa488(Abcam，ab150113)，4℃避光孵育过夜；吸去剩余的二抗溶液，使用PBS洗涤支架三次，加入Heochst染色液(索莱宝生物科技有限公司)，室温下避光孵育30分钟，随后使用激光扫描共聚焦显微镜观察并拍摄支架中细胞的蛋白表达情况。
免疫荧光染色的结果见图8B，支架中的肝脏祖细胞高表达ALB，这说明细胞具有白蛋白分泌功能。说明支架能够为细胞提供仿生微环境，维持肝脏祖细胞的存活和肝脏特异性功能。
实施例6：超弹性可注射支架用于注射移植
1.支架制造
前体溶液的制备，三维打印及支架交联过程与前述实施例3相同。为满足注射移植的需求，支架的制造过程需要无菌操作。
2.超弹性可注射支架用于注射移植
将步骤1中制备得到的支架与培养皿底轻柔地分离，浸没在PBS缓冲液中，PBS的作用是作为注射过程的载体溶液。使用一次性无菌注射器(碧迪，301942)配备内径为1.5mm的注射针头进行注射移植实验。将浸没在PBS中的支架吸入注射器中，注射到新鲜猪肝的表面，注射实验的结果见图9。
在实验过程中，观察到支架具有良好的可注射能力，能够完整通过注射针头。同时，超弹性水凝胶材料具有亲水表面，能够与肝脏表面自由贴合，柔软、可变形的支架能够很好地匹配肝脏的表面。
实施例7：超弹性可注射支架用于药物测试
1.体外肝脏模型制造及培养
体外肝脏模型的制造及培养过程与前述实施例5相同。
2.支架用于药物测试
样本加药：使用培养第7天的支架用于药物测试。将支架分为2组，实验组加入25μmol/L的利福平，对照组加入0.1％的二甲基亚砜(Sigma Aldrich)，继续培养7天。
基因表达水平检测：在加药第7天，使用qPCR技术分别检测实验组和对照组的药物代谢相关基因的转录水平，结果见图10。qPCR的具体操作方法为：
RNA提取：收获第7天的支架，使用胶原酶水解材料，收获支架内的细胞，离心后去除上清液。加入Trizol(Gibco)反复吹打混匀，在室温静置10分钟，然后转移至1.5mL的EP管中，加入200μL氯仿，快速摇30秒，室温放置5分钟后，在4℃以12000g高速离心10分钟。去除上清液，加入等体积异丙醇，在4℃以12000g高速离心10分钟。弃去上清，用75％无水乙醇洗涤沉淀，风干后可获得RNA，使用无酶无菌水(索莱宝生物科技有限公司)溶解RNA。
RNA反转录：采用PrimeScriptTMII 1st strand cDNA Synthesis Kit(天根生化科技有限公司)，完全按照试剂盒说明书来进行操作。引物为：Oligo dT Primer，使用PCR仪进行反转录(ABI，SimpliAmpTM热循环仪)。反转录PCR程序为：42℃，50分钟，95℃，5分钟，4℃保温。
荧光定量PCR操作步骤：使用Maxima SYBR Green qPCR Master Mix(ThermoScientific,K0251)，试剂盒，完全按照试剂盒说明书进行操作。按要求加入反应液后，将反应板置于qPCR仪进行检测，反应程序为：95℃，10min，95℃15s，60℃30s，40个循环，72℃30s，72℃10min。
反应结束后确认扩增曲线和溶解曲线，采用△△Ct法分析数据。
qPCR结果表明，经过7天的药物诱导之后，支架中肝细胞的药物代谢相关基因(CYP1A2、CYP3A4)表达水平显著上调，支架中的肝细胞具有药物代谢能力。
实施例8
一种超弹性可注射支架，与实施例3相比，不同之处在于，PEGDA的分子量为12000道尔顿。其他与实施例3相同，在此不再赘述。
实施例9
一种超弹性可注射支架，与实施例3相比，不同之处在于，PEGDA的分子量为20000道尔顿。其他与实施例3相同，在此不再赘述。
实施例10
一种超弹性可注射支架，与实施例3相比，不同之处在于，PEGDA的分子量为5000道尔顿。其他与实施例3相同，在此不再赘述。
实施例11
一种超弹性可注射支架，与实施例3相比，不同之处在于，PEGDA的分子量为2000道尔顿。其他与实施例3相同，在此不再赘述。
将实施例8-11中的材料制备成直径为10mm，高度为1.5mm的块状水凝胶，通过动态力学测试表征水凝胶的变形行为，测试实验使用疲劳试验机(Electroforce3200BioDynamic,Bose Company)完成。将水凝胶试样放置在试验机的压头中央，以1赫兹的频率进行循环压缩实验，依次施加相当于试样高度10％、20％、30％、40％、50％、60％、70％、80％、90％、95％的变形量，每个变形量下循环压缩5次。实验结果表明，在高达80％变形量时，水凝胶试样都能保持完整，不发生疲劳破坏，表现出优异的超弹性行为。而且，分子量在5000-12000道尔顿的压缩变形量可达到90％，样品完整不破坏，并且在应力释放后可回弹到原始的样品尺寸。分子量在2000-5000道尔顿或者12000-20000道尔顿这两个区段时，材料具有超弹性，但稍有减弱，在高达80％变形量时，水凝胶试样都能保持完整，不发生疲劳破坏。
将实施例8-11中的材料3D打印制备成15mm×15mm×1mm的三维结构，使用内径为2mm的医用导管进行挤出注射，观察到三维结构可以变形、折叠、压缩，通过导管成功注射。注射后，支架随即铺展还原成为之前的打印结构，且三维结构中的凝胶微丝维持完整，显示独特的可注射性。
实施例12
一种超弹性可注射支架，与实施例3相比，不同之处在于，前体溶液中，各材料成分的最终浓度为：7.5％GelMA、2.5％PEGDA、0.5mg/mL基质胶、0.2mg/mL脱细胞基质、100μmol/mL伊红-Y二钠盐、0.8％体积分数三羟乙基胺、500nmol/mL乙烯基吡咯烷酮。其他与实施例3相同，在此不再赘述。
实施例13
一种超弹性可注射支架，与实施例3相比，不同之处在于，在所述的前体溶液中，各材料成分的最终浓度为：5％GelMA、5％PEGDA、1mg/mL透明质酸、0.1mg/mL层粘连蛋白、500μmol/mL伊红-Y二钠盐、0.5％体积分数三羟乙基胺、500nmol/mL乙烯基吡咯烷酮。
实施例14
一种超弹性可注射支架，与实施例3相比，不同之处在于，在所述的前体溶液中，各材料成分的最终浓度为：8％GelMA、4.5％PEGDA、0.1mg/mL胶原、0.5mg/mL丝素蛋白、600μmol/mL伊红-Y二钠盐、0.6％体积分数三羟乙基胺、600nmol/mL乙烯基吡咯烷酮。
实验结果表明，当PEGDA的分子量适宜时，在本发明限定的浓度组成范围内，所得水凝胶材料均具有较好的超弹性，能够满足注射挤出后恢复原始形状，因此可用于可注射支架的制备。
以上描述的仅是优选实施方案，其只作为示例而不限制实施本发明所必需特征的组合。所提供的标题并不意指限制本发明的多种实施方案。术语例如“包含”、“含”和“包括”不意在限制。此外，除非另有说明，没有数词修饰时包括复数形式，以及“或”、“或者”意指“和/或”。除非本文另有定义，本文使用的所有技术和科学术语的意思与本领域技术人员通常理解的相同。
最后应说明的是：以上实施例仅用以说明本发明的技术方案，而非对其限制；尽管参照前述实施例对本发明进行了详细的说明，本领域的普通技术人员应当理解：其依然可以对前述各实施例所记载的技术方案进行修改，或者对其中部分技术特征进行等同替换；而这些修改或者替换，并不使相应技术方案的本质脱离本发明各实施例技术方案的精神和范围。
Claims (10)
1.一种超弹性水凝胶材料，其特征在于，包括基底材料和引发剂，所述基底材料包括光引发交联基团改性的天然生物材料和光引发交联基团改性的合成生物材料；
所述光引发交联基团改性的天然生物材料包括甲基丙烯酸酐化明胶；所述光引发交联基团改性的合成生物材料包括2000～20000道尔顿的聚乙二醇二甲基丙烯酸酯。
2.根据权利要求1所述的超弹性水凝胶材料，其特征在于，所述聚乙二醇二甲基丙烯酸酯的分子量为5000～20000道尔顿；
和/或，所述甲基丙烯酸酐化明胶的接枝率为30％～95％，浓度为1％～20％；所述聚乙二醇二甲基丙烯酸酯的浓度为0.5％～20％；所述甲基丙烯酸酐化明胶和所述聚乙二醇二甲基丙烯酸酯的体积用量比为15:(1～8)。
3.根据权利要求1或2所述的超弹性水凝胶材料，其特征在于，所述天然生物材料还包括海藻酸、透明质酸、壳聚糖、羧甲基壳聚糖、多糖中的一种或多种；所述合成生物材料还包括聚乙烯醇、环氧树脂中的一种或多种；
和/或，所述光引发交联基团包括甲基丙烯酸酐、甲基丙烯酸酯、肉桂酰基、偶氮苯、邻硝基苄基、双吖丙啶中的一种或多种。
4.根据权利要求1所述的超弹性水凝胶材料，其特征在于，所述引发剂包括紫外光引发剂和可见光引发剂；
所述紫外光引发剂包括2-羟基-4-(2-羟乙氧基)-2-甲基苯丙酮、苯基双(2,4,6-三甲基苯甲酰基)氧膦、偶氮二甲基N-2-羟丁基丙酰胺、苯基(2,4,6-三甲基苯甲酰基)磷酸锂盐中的一种或多种；
所述可见光引发剂选自伊红-Y体系或由伊红-Y二钠盐、乙烯基吡咯烷酮和二硫苏糖醇组成。
5.根据权利要求1-4中任一项所述的超弹性水凝胶材料，其特征在于，所述超弹性水凝胶材料还包括辅助材料和交联剂；
所述辅助材料选自琼脂糖、基质胶、脱细胞基质、胶原、胶原衍生物、透明质酸、透明质酸衍生物、纤维素、纤维素衍生材料、壳聚糖、壳聚糖衍生材料、蛋白多糖、蛋白多糖衍生材料、糖蛋白、糖蛋白衍生材料、层粘连蛋白、纤连蛋白、玻连蛋白、纤维蛋白、纤维蛋白衍生物、骨桥蛋白、丝素蛋白、丝素蛋白衍生物、功能化多肽、肽段水凝胶、氨基酸、氨基酸衍生物、DNA水凝胶中的一种或多种；
所述纤维蛋白原的浓度为0.1mg/mL～20mg/mL，所述I型胶原的浓度为0.01mg/mL～8mg/mL；所述交联剂为凝血酶。
6.一种权利要求1-5中任一项所述的超弹性水凝胶材料的制备方法，其特征在于，包括如下步骤：
(1)将基底材料和引发剂混合，得到前体溶液；
(2)将所述前体溶液按照预先设计的结构光引发交联，得到所需的三维结构体；
或者包括如下步骤：
(1)将基底材料、辅助材料和引发剂混合，得到前体溶液；
(2)将所述前体溶液按照预先设计的结构光引发交联，得到所需的三维结构体；
(3)加入交联剂使所述辅助材料交联，得到超弹性水凝胶材料。
7.根据权利要求6所述的超弹性水凝胶材料的制备方法，其特征在于，所述前体溶液包括8％～20％的甲基丙烯酸酐化明胶、1％～10％的聚乙二醇二甲基丙烯酸酯及0.01mg/mL～5mg/mL苯基(2,4,6-三甲基苯甲酰基)磷酸锂盐；
或者，所述前体溶液包括5％～10％的甲基丙烯酸酐化明胶、1％～5％的聚乙二醇二甲基丙烯酸酯、0.1～0.3mg/mL的I型胶原、1～3mg/mL的纤维蛋白原、1μmol/L～1mmol/L的伊红-Y二钠盐、0.01％～1％体积分数的三羟乙基胺、1nmol/L～4μmol/L的乙烯基吡咯烷酮；
所述前体溶液中还添加有细胞和/或细胞团。
8.一种超弹性可注射支架，其特征在于，包括超弹性材料组成的三维结构支架，所述支架经注射器压缩注射后，恢复至原始三维结构。
9.根据权利要求8所述的超弹性可注射支架，其特征在于，所述超弹性材料包括权利要求1-5中任一项所述的超弹性水凝胶材料或权利要求6或7所述的制备方法得到的超弹性水凝胶材料；
和/或，所述超弹性可注射支架的尺寸为1～50mm。
10.一种权利要求1-5中任一项所述的超弹性水凝胶材料或权利要求8或9所述的超弹性可注射支架在人造皮肤、心肌补片、细胞培养或构建体外器官模型方面的应用。
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