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针对上述问题，解放军总医院第四医学中心赵彦涛和章亚东教授团队联合清华大学李舟教授、中南大学湘雅医院李宇晟教授团队，开发了一种可注射、可生物降解的压电-润滑双功能水凝胶支架（G-P-M）。该体系以甲基丙烯酸酯明胶（GelMA）为基质，负载压电聚左旋乳酸（PLLA）短纤维，并顺利获得共享光引发剂策略原位接枝聚（2-甲基丙烯酰氧乙基磷酰胆碱）（PMPC）润滑涂层，实现“表面润滑耗散剪切、内部压电转化压缩”的协同机制，为骨软骨缺损修复给予了全新策略。该文章于2026年4月22日以《Synergistic Piezoelectricity and Lubrication in an Injectable Hydrogel for Osteochondral Regeneration》为题发表于《Advanced Functional Materials》（DOI:10.1002/adfm.75561）。

图1. 压电-润滑双功能水凝胶的设计策略与机制示意图。 (a) 共享光引发剂策略：残余I2959引发PMPC在GelMA表面接枝聚合；(b) 两步光固化制备流程：先注入GelMA-PLLA前驱液光固化成型，再原位聚合PMPC润滑涂层；(c) 体内治疗机制：PMPC表层给予润滑耗散剪切应力，内部PLLA网络将压缩载荷转化为压电信号，协同促进细胞增殖分化并抑制软骨细胞衰老。

(1) 水凝胶的制备与表征

研究团队顺利获得甲基丙烯酸酐修饰明胶合成GelMA，¹H NMR在5.32 ppm和5.56 ppm处出现特征新峰证实甲基丙烯化成功（图 2a）。GelMA水凝胶呈现均匀多孔结构（图2b）。PLLA经静电纺丝制备取向纳米纤维膜，低温切片取得约30 μm短纤维（图2c），均匀分散于GelMA基质中（图2d）。GelMA-PLLA前驱液具有优异可注射性，可书写"NBL"字样并在1 min内完成光固化（图2e）。

PMPC润滑涂层顺利获得将部分光固化GelMA水凝胶浸入MPC单体溶液，利用残余I2959引发表面自由基聚合制备（图2f）。SEM-EDS显示表面均匀分布磷元素，而内部几乎无磷（图2g）；XPS在G-PMPC中检测到P 2p峰（图2h），证实PMPC成功接枝于水凝胶表面而非内部。摩擦磨损测试表明，PMPC修饰使摩擦系数（COF）从0.0842降至0.0083（图2i,j），18000 s磨损后COF稳定在0.0089，且磨损区磷元素仍均匀分布，证明涂层长期稳定性。

图2. 压电-润滑水凝胶的制备与表征。 (a) GelMA的¹H NMR谱图；(b) GelMA水凝胶SEM及元素分布；(c) PLLA短纤维SEM；(d) GelMA-PLLA水凝胶SEM；(e) 可注射性及光固化展示；(f) PMPC涂层制备示意图；(g) 润滑水凝胶表面SEM及元素分布；(h) XPS P 2p谱图；(i) 润滑机制示意图；(j) 修饰前后COF曲线。

(2) 理化性能与压电性能

三种水凝胶（G、G-P、G-P-M）在胶原酶中21天降解约75%，PBS中49天保留约30%质量（图 3a-c），溶胀行为相似且8 h达平衡（图 3d）。流变学显示G′始终大于G″，表明弹性主导行为；PLLA短纤维略微提高G′值（图 3e,f）。G-P-M水凝胶可承受10次循环压缩而无明显变形或应力衰减（图 3g,h），满足关节动态载荷需求。

压电性能测试采用真空干燥水凝胶以消除离子短路效应。PLLA纳米纤维膜开路电压达1.45V。随着PLLA短纤维浓度增加（0-10 mg/mL），输出电压、电流和电荷先升后降，5 mg/mL时达到最大值（约1V、4.37nA、0.25nC）（图 3i）。10 mg/mL时输出下降，归因于高密度纤维导致电荷相互抵消。PMPC修饰未影响压电输出，证实润滑涂层与压电功能兼容。

图3. 压电-润滑水凝胶的理化与压电性能。 (a) 各组水凝胶降解数码照片；(b) 胶原酶降解曲线；(c) PBS降解曲线；(d) 溶胀曲线；(e) 频率扫描流变；(f) 时间扫描流变；(g) G-P-M循环压缩应力-应变曲线；(h) 各循环应力值；(i) 不同PLLA浓度水凝胶压电输出；(j-l) 5 mg/mL PLLA水凝胶的电压、电流和电荷输出。

(3) 细胞相容性与增殖

CCK-8实验显示各组材料浸提液对软骨细胞均无显著毒性。采用定制动态循环压缩装置模拟生理加载（图4a），实验分组：Control、G、G-P、G+F、G-P+F。BMSCs增殖结果显示，G+F和G-P+F组显著高于无加载对照组，且G-P+F组增殖速率显著高于G+F组（图4b）。该结果验证了机械-电信号协同效应：机械加载顺利获得机械转导通路激活细胞，而压电信号进一步上调细胞活性。软骨细胞增殖呈现相似趋势。

ALP染色及活性测定显示，G、G-P与对照组无显著差异；G+F组ALP显著上调，G-P+F组表达最高（图 4c,d）。ARS矿化结节定量证实G-P+F组矿化程度显著优于其他各组（图4c,e）。Alcian Blue染色显示G-P+F组GAG积累最丰富，软骨诱导能力最强（图4c）。免疫荧光显示G-P+F组SOX9和RUNX2的MFI显著高于G+F组（图4f,g）。qPCR证实G-P+F组软骨基因（ACAN、Col2A1）和成骨基因（OPN、RUNX2）表达最高（图4h）。机制上，压电刺激顺利获得诱导TGF-β自分泌、开放VGCCs和Piezo1通道促进Ca²⁺内流，激活下游信号级联驱动BMSCs分化。

图4. 体外细胞相容性与分化评价。 (a) 载荷激活压电刺激机制示意图；(b) BMSCs CCK-8增殖实验（第3、5、7天）；(c) ALP（第7天）、ARS（第14天）和Alcian Blue（第7天）染色代表性图像；(d) ALP活性定量；(e) ARS矿化结节面积定量；(f) SOX9和RUNX2免疫荧光代表性图像；(g) 相对平均荧光强度（MFI）定量；(h) 软骨基因（ACAN、Col2A1）和成骨基因（OPN、RUNX2）相对表达量。

(4) 抑制软骨细胞衰老

异常机械载荷是软骨细胞衰老的重要诱因（图5a）。建立IL-1β+H₂O₂诱导的软骨细胞衰老模型并施加循环压缩。SA-β-Gal染色显示G+F组适度抑制衰老，G-P+F组衰老细胞数量最少（图5b,c）。免疫荧光显示G-P+F组MMP13、p16、p21的MFI显著低于G+F组（图5b,d）。该抗衰老效应可能顺利获得抑制NF-κB通路核转录实现，同时TGF-β/Smad 2/3通路也可能参与软骨保护。

图5. 压电刺激体外抑制软骨细胞衰老。 (a) 压电刺激抗衰老机制示意图；(b) SA-β-Gal染色及MMP13、p16、p21免疫荧光代表性图像；(c) SA-β-Gal阳性细胞百分比定量；(d) MMP13、p16、p21相对MFI定量。

(5) 体内骨软骨再生

大鼠股骨内侧髁全层骨软骨缺损（直径1.5 mm，深度1.5 mm）模型，分组：Defect、G、G-M、G-P、G-P-M（n=4），评估4周和8周（图6a）。

大体观察：Defect组缺损明显凹陷；G组部分填充但表面粗糙；G-M和G-P组填充改善、表面较光滑，但二者无显著差异；G-P-M组实现最优修复，再生表面光滑并与宿主组织无缝整合，ICRS评分最高（图6b,e）。Micro-CT显示G-P-M组软骨下骨再生最佳，BV/TV最高（图6b,d）。值得注意的是，G-P组软骨下骨修复优于G-M组，表明压电刺激对深层骨再生具有特异性促进作用。

H&E染色显示各组无显著炎症反应。Defect组以纤维组织为主；G组仍有明显凹陷；G-M和G-P组虽有填充但细胞排列紊乱、整合界面清晰；G-P-M组8周实现完全再生和整合（图6c）。TB和SO/FG染色显示G-P-M组GAG积累最丰富。Modified O’Driscoll评分G-P-M组最高，且G-P组显著高于G-M组（图6f,g），表明压电刺激促进再生，但缺乏润滑的软骨表面易受剪切损伤，PMPC涂层顺利获得耗散摩擦保护新生软骨基质。

图6. 大鼠骨软骨缺损模型体内修复评价。 (a) 实验设计示意图；(b) 术后4周和8周股骨髁大体观察、Micro-CT三维重建及二维截面；(c) H&E、TB和SO/FG染色代表性图像（N：新生组织）；(d) BV/TV定量；(e) ICRS评分；(f) FG-SO异染率定量；(g) Modified O’Driscoll评分。

(6) 组织学整合与抗衰老验证

Sirius Red偏振光染色显示G-P-M组胶原纤维排列类似天然软骨：表层水平排列利于缓冲载荷和润滑，深层垂直排列增强向软骨下骨的过渡和承重（图7a）。Col2A1和OCN免疫荧光显示G-P-M组二者显著上调且呈空间特异性分布：Col2A1广泛分布于上层软骨基质，OCN主要富集于下层软骨下骨区（图7b,d），表明压电刺激作为生物物理放大器，增强内源性空间线索引导的谱系定向分化。

衰老标志物检测显示，Defect和G组MMP13、p16、p21表达升高，提示严重软骨细胞衰老；G-P-M组阳性细胞比例显著降低（图7c,e）。该支架顺利获得“被动润滑+主动压电”双重机制防止机械诱导衰老：PMPC耗散病理性过载，保留的生理载荷经PLLA转化为电信号，抑制衰老级联并促进软骨再生。

图7. 组织整合与衰老标志物分析。 (a) Sirius Red染色代表性图像；(b) 软骨-骨界面标志物免疫荧光（绿色：Col2A1；红色：OCN；蓝色：DAPI）；(c) 衰老相关标志物免疫荧光（绿色：MMP13、p16、p21；蓝色：DAPI）；(d) OCN阳性面积百分比统计；(e) MMP13、p16、p21阳性细胞百分比热图。