阅读说明：本技术 聚合物全降解血管支架微尺度3d打印制备方法、装置及其应用 (Micro-scale 3D printing preparation method and device for polymer fully-degradable intravascular stent and application of micro-scale 3D printing preparation method and device ) 是由 兰红波 许权 赵佳伟 彭子龙 于 2019-09-25 设计创作，主要内容包括：本发明属于医用聚合物全降解血管支架和微纳3D打印技术领域,具体涉及一种用于聚合物全降解血管支架的微尺度3D打印方法、装置及其应用,利用单电势的电场驱动喷射微尺度3D打印技术,采用生物可降解高分子热塑材料作为打印基体材料,增强相材料和药物粉末为填料,在圆柱面基底上打印出所需要的空心、圆柱、网状聚合物全降解血管支架,可实现精确控制降解速度、力学性能、药物缓释控释的聚合物全降解血管支架的高效和低成本制造。(The invention belongs to the technical field of medical polymer fully-degradable vascular stents and micro-nano 3D printing, and particularly relates to a micro-scale 3D printing method and device for the polymer fully-degradable vascular stent and application thereof.)

聚合物全降解血管支架微尺度3D打印制备方法、装置及其 应用

技术领域

本发明属于医用聚合物全降解血管支架和微纳3D打印技术领域，具体涉及一种聚合物全降解血管支架的微尺度3D打印方法、装置及其应用。

背景技术

心血管疾病是导致人类死亡的头号杀手，据统计，全球近1/3的死亡人数来自于心血管疾病。近年来，血管支架植入术已经发展成为治疗心血管狭窄率疾病最有效的方法之一，血管支架植入术是将支架植入体内用来支撑血管和压缩血管腔内斑块，防止血管回弹及内膜斑块向血管内突出的一种介入手术，被广泛应用于冠心病、心血管、脑血管、内脏血管、外周血管等领域。血管支架主要有四类：球囊式支架(第一代)、金属裸支架(第二代)、覆膜支架(第三代)、生物可降解血管支架(***，Biodegradable Vascular Stent，BVS)。***生物可降解支架可在人体血管中缓慢降解，并完全被组织吸收，一般生物可降解支架可在两年后完全溶解，对人体的影响极小，是目前公认的较为安全有效的支架。聚合物全降解血管支架是生物可降解血管支架中研究最多的一种，涉及临床医学、生物学科、制造工艺及材料等多学科多领域，其核心技术一直处于国外垄断的局面，属于尖端医疗技术。理想的聚合物基生物可降解血管支架应该具备以下基本特征：(1)无毒且具有良好的生物相容性；(2)具有一定的机械强度及顺应性；(3)具有生物可降解性及降解可调节性；(4)具有三维立体多孔结构(合理的几何特征和空隙结构)，以利于细胞粘附、生长和增殖；(5)具有较好的血液相容性。目前，聚合物全降解血管支架的制造方法有多种，诸如：静电纺丝、熔融沉积成型(FDM)、激光切割、热致相分离和自组装等多种制造技术，然而这些技术或解决方案目前均存在一定的局限性。(1)静电纺丝：通过高压静电场作用将聚合物溶液或熔体喷射，形成聚合物微小射流制备纳米纤维进行纺丝加工的工艺。传统静电纺丝工艺制造血管支架由于其射流无序不可控，难以实现血管支架的孔隙结构均匀可控制造，同时喷射的射流是直径为纳米级的细丝，所形成的结构存在机械性能差的缺陷；(2)熔融沉积成形：FDM工艺打印血管支架的速度快，可以实现各种血管支架结构、形状、孔隙率等参数的可控调节，但仍然存在制造的血管支架表面光洁度较差，且无法实现精确打印的问题，传统的FDM工艺难以控制材料精确挤出量，对血管支架最小成型尺寸及打印精度(直径2～4mm，空心、圆柱、网状结构)具有一定影响，同时径向支撑性能方面表现较弱，打印复杂网状结构需要添加大量支撑且难以去除；(3)激光切割(雕刻)：成型血管支架普遍采用的方法，多用于加工金属血管支架，也有报道采用飞秒激光切割聚乳酸材料制造血管支架，激光切割存在热影响区和表面质量不足等不可避免的问题，需要采取后续繁琐的处理工艺，这就增大了血管支架的生产成本，因此造成了血管支架的价格昂贵；(4)热致相分离在制备血管支架时易产生致密皮层和封闭孔，导致血管支架性能上具有不可控等不利影响；(5)自组装是众多相似个体在无外部指令的情况下自发组合形成连贯且稳定的高级结构，是基本结构单元(分子、纳米材料、微米或更大尺度的物质)自发形成有序结构的一种技术，可以实现比静电纺丝更细的纳米纤维(几纳米)，制造精度更高，但工艺复杂程度更高，同时涉及更精细的制造技术，成本高、生产效率低。因此，现有的这些技术都还难以满足理想聚合物全降解血管支架的性能要求，尤其是实现聚合物全降解血管支架的可降解性和药物缓释(可控药物释放)相匹配面临更大的挑战。迫切需要开发一种无毒无刺激性，且具有良好的力学强度、可吸收性、化学稳定性、可降解性以及生物相容性的高性能聚合物基生物可降解血管支架制造新方法。

发明内容

为了克服上述现有技术的不足，本发明提供了一种微尺度3D打印方法及其装置实现可精确控制降解速度、力学性能、药物缓释控释的聚合物全降解血管支架的高效和低成本制造方法。首次利用单电势的电场驱动喷射微尺度3D打印技术，采用生物可降解高分子热塑材料作为打印基体材料，增强相材料和药物粉末为填料，在圆柱面基底上打印出所需要的空心、圆柱、网状聚合物全降解血管支架。

为实现上述目的，本发明采用如下技术方案：一种用于聚合物全降解血管支架的微尺度3D打印方法，包括以下步骤：

步骤1：打印基底的预处理

对基底进行预处理，选用圆柱形基底，其直径根据待打印血管支架直径确定对基底进行预处理包括：(1)将打印基底置于生理盐水中进行超声处理，氮气吹干后再置于医用酒精中超声处理，最后氮气吹干；(2)对打印基底进行消毒杀菌；(3)将处理后的打印基底表面覆上一层水溶性材料。

步骤2：导入血管支架打印路径程序并准备打印材料

根据血管支架的结构要求设计打印路径并导入至打印设备，准备打印材料并将打印材料装入打印装置。

聚合物全降解血管支架设计为内外两层或多层结构，内层结构由基体材料和填料组成，基体材料为生物全降解热塑高分子材料，填料主要为增强相，将基体材料和填料放入混料装置中混匀，将混合后的材料放入储料桶，并置于复合材料打印喷头供料模块备用；外层结构材料由基体材料和填料组成，基体材料为生物全降解热塑高分子材料，填料主要为药物粉末，将该基体材料和填料分别放入功能梯度结构打印喷头模块的两个不同的进料装置中；

步骤3：多喷头微尺度3D打印血管支架

打印内部结构：内层为骨架结构，提供足够的机械性能

利用单电势的电场驱动喷射沉积多喷头3D打印多层血管支架结构过程包括以下步骤：

3.1：打印初始化，将复合材料打印喷头模块即打印喷头1移动到打印原位，使之处于基底轴线上方，根据打印材料的熔点，设定温度，开启加热器使打印装置中的打印材料处于并保持熔融状态，设置打印喷头1的加热器温度、内径确保打印材料在喷嘴处达到打印要求；

3.2：开启储料桶背压，向打印喷头1供料，开启高压脉冲电源和喷头模块背压，将打印材料挤出到喷嘴尖端拉伸变形逐渐形成极细连续锥射流；

3.3：结合喷头移动和基底旋转运动，实现在圆柱形基底上制造出高精度任意复杂网格或者图案。

3.4：打印结束，关闭高压电源和背压，关闭各加热器，将打印喷头1移动到装置原点，旋转工作台回到初始位；

打印外层结构：外层为高密度孔隙药物缓释结构

3.5：切换功能梯度结构打印喷头模块即打印喷头2，按照所设计的功能梯度结构，通过分别装有外层结构基体材料和填料的两个不同的进料装置按照设计的比例向机筒送料，随后通过调节螺杆驱动电机转速使打印材料挤出和喷射速度与进料速度相匹配，根据打印材料的熔点，设定打印喷头2的加热器的温度和内径，确保喷嘴温度精确达到打印要求；

3.6：开启高压电源，调节电压值，使挤出到喷嘴尖端的外层打印材料，在各种力的综合作用下拉伸变形逐渐形成极细锥射流；

3.7：结合打印喷头2的喷嘴的移动和基底旋转运动，实现在棒状基底上网格结构高精度制造；

3.8：外层结构打印结束，关闭高压电源和背压，关闭各加热器，将打印喷头2移动到装置原点，取下打印基底；

步骤4：血管支架后处理

将打印完成的血管从打印基底取出，为避免血管支架损坏，将打印的血管支架和打印基底整体置于溶液中进行剥离，最后对血管支架尺寸进行裁剪。

进一步的，所述步骤1中，基底材料选用玻璃、陶瓷，不锈钢、钛及钛合金、钴基合金等金属材料，所述消毒杀菌方法采用上述一种或多种。

进一步的，所述步骤1中，所述水溶性材料为PVA等，覆膜厚度约为20-100μm。

进一步的，所述步骤1中，消毒方式包括但不限为加热灭菌(干热、湿热灭菌)、辐射灭菌(紫外线灭菌、微波灭菌、臭氧发生器消毒等)等，采用其中一种或多种方法。

进一步的，所述步骤2中，血管支架几何外形主要为空心、网状(管状)圆柱结构。

进一步的，所述步骤2中，打印材料主要包括基体材料和填料，基体材料包括聚乳酸、左旋聚乳酸、聚羟基乙酸/聚乳酸共聚物、聚己内酯、聚乙醇酸、聚羟基丁酸等高分子材料；填料包括用来加速组织生长和修复等的各类药物，如雷帕霉素、依维莫司、紫杉醇、壳聚糖和dex等药物；增强项用于提高支架机械性能和使用寿命，如纳米聚合物颗粒、碳纤维、增塑剂、生物陶瓷、食盐颗粒等。通过将基体材料和填料混合，可以制备具有一定功能和力学性能的复合材料。

进一步的，所述基体材料可以是上述一种或多种，所述填料可以是上述一种或多种。

进一步的，所述打印材料中的基体材料和填料，基体材料可以为破碎的块体、粉体，作为优选的基体材料为粒径为10-500μm粉体；填料中药物和增强相的粒径为10nm-10μm。通过基体材料和填料尺寸的配合可以有效提高内层和外层结构混料的均匀性，从而保证打印稳定性以及其力学性能、药物缓释控释的均匀性。

进一步的，所述步骤3中，当所需打印的为单层结构时，可以只选择一种打印喷头工作，打印出单层结构的血管支架。

进一步地，内层结构的填料为增塑剂或纳米聚合物颗粒或食盐颗粒，优选食盐颗粒，因为食盐颗粒改善可以改善其结构特性，后处理过程中浸泡水溶液可以使食盐颗粒溶解于水中使内层形成多孔结构，在不影响其力学特性的情况下可加快其降解速度使之与外层结构降解速度相匹配，避免内层结构降解速度过慢造成不利影响。

进一步的，所述步骤3中，制造血管支架时采用单电势的电场驱动喷射3D打印技术，无需接地的导电基底作为对电极。该方法可以保证玻璃、陶瓷，不锈钢、钛及钛合金、钴基合金等金属材料都可以作为打印基底，尤其适合在曲面、3D表面共形打印。

进一步的，所述步骤3中，微尺度3D打印设备可通过改变打印工艺参数(电压、喷嘴与基材距离、占空比、频率、背压、基底转速等)来调整所制作血管支架的线宽、几何形状、孔隙率等，并利用电场驱动喷射3D打印的自对正效应，通过多层堆积实现微尺度的大高宽比线结构。

进一步的，所述步骤3中，采用功能梯度结构打印喷头模块所打印的功能梯度层，可以为成分和配比连续变化的功能梯度层，或包含多层成分和配比固定的梯度层，或者两种的结合；并且每层的厚度为2-100μm。

进一步的，所述步骤3中，微尺度3D打印血管支架应处于无尘无菌的环境。

进一步的，所述步骤4中，具体处理方式为将打印的血管支架和基底置于溶液中浸泡数分钟，可以是水溶液或者其他具备相同功能的溶液，使基底表面的水溶性材料溶于水溶液中，然后人工对血管支架进行剥离，最后进行烘干。

本发明的另一目的是提供一种用于聚合物全降解血管支架的多喷头微尺度3D打印装置，它包括：运动模块，旋转工作台，复合材料打印喷头模块(打印喷头1)，功能梯度结构打印喷头模块(打印喷头2)，功能梯度结构打印喷头供料模块，复合材料打印喷头供料模块，高压电源模块，背压控制模块，机架；所述运动模块为龙门结构三轴运动模组，包括X轴，Y轴，Z轴，其中三轴正交安装在机架立柱上，X轴垂直安装在双Y轴上形成龙门结构，Z轴安装在X轴上且与水平面保持垂直；所述旋转工作台用于夹持圆柱状基材，实现打印材料在圆柱表面沉积成型；所述复合材料打印喷头模块为熔融沉积喷头，用于打印热塑性复合材料，它包括三通接头，环形加热器，连接管加热块，连接管，喷嘴加热块，喷嘴；三通接头分别与气管、复合材料打印喷头供料模块和喷嘴1连接，三通接头外包裹有环形加热器，通过调压阀调节打印喷头背压大小，喷嘴加热块安装在喷嘴1上，连接管加热块保持通过连接管的打印材料处于熔融状态；所述功能梯度结构打印喷头模块为多材料主动混合喷头，采用螺杆结构实现不同打印材料进料—混合—挤出一体化打印，它包括驱动电机，机筒，环形加热器，喷嘴加热块，喷嘴2，单螺杆；单螺杆通过联轴器与驱动电机配合，且与机筒同轴安装于支架，机筒外包裹有环形加热器，喷嘴2安装在机筒上，喷嘴加热块可实现喷嘴2持续加热；所述功能梯度结构打印喷头供料模块可实现向打印喷头提供丝材、颗粒、粉末、液态等形态打印材料；所述复合材料打印喷头供料模块通过调压阀调节气压大小为打印材料提供背压，实现向复合材料打印喷头中供料；所述高压电源模块包括高压电源和信号发生器，两个打印喷头模块的喷嘴与高压电源正极连接。

优选的，安装底座保持水平，龙门结构支柱等高且与安装底座垂直。

优选的，Y轴采用双电机驱动且两个Y轴导轨保持平行。

优选的，X、Z轴采用直线电机驱动、Y轴采用步进电机驱动。

优选的，X轴有效行程为0-200mm，定位精度不低于±2μm，重复定位精度不低于±1μm，最大速度100mm/s，最大加速度1000m/s²；Z轴有效行程为0-100μm，定位精度不低于±2μm，重复定位精度不低于±1μm，最大速度50mm/s，最大加速度1000m/s²。

优选的，Y轴有效行程为0-200mm，定位精度不低于±2μm，重复定位精度不低于±1μm，最大速度100mm/s，最大加速度1000m/s²。

优选的，旋转工作台安装孔同轴度不低于3μm。

优选的，旋转工作台轴向与X轴运动方向平行。

优选的，打印喷头1的三通接头采用绝缘材料，如玻璃、陶瓷等。

优选的，打印喷头1供料模块采用高压高纯惰性气体提供背压，所述惰性气体包括但不限为氮气、氦气、氩气等，背压控制范围是：0.1-8bar。

优选的，所述供料模块整体由环形加热器包裹。

优选的，供料模块和打印模块连接管材料可以是玻璃、陶瓷、金属等，连接管可装配加热块。

优选的，打印喷头2可实现功能梯度结构打印，设置有双进料口，可实现丝材、颗粒、粉末、液态等多种形式的材料打印。

优选的，打印喷头2采用螺杆结构，螺杆实现打印材料的混合及供压挤出，螺杆直径为10-20mm。

优选的，打印喷嘴优先采用武藏式针头，也可以是玻璃针头(针头喷金导电处理)、不锈钢喷嘴等，喷嘴内径范围1-200μm。

优选的，电源采用高压脉冲电源，输出脉冲电压0-5kV连续可调，输出脉冲频率0Hz-3000Hz。

本发明的另一发明目的是一种用于聚合物全降解血管支架的微尺度3D打印装置在打印聚合物全降解血管支架的应用。

有益效果

本发明结合电场驱动喷射3D打印技术的优势，提出的方法、装置及其应用实现了高性能、结构可控聚合物全降解血管支架的高效、低成本制造。其具有的显著优势：

(1)采用单电势的电场驱动喷射微尺度3D打印技术作为血管支架制造技术，打印喷嘴连接高压电源，利用电流体动力泰勒锥的“缩径”效应，实现微尺度特征结构血管支架的制造，静电场拉力(变传统压力驱动为拉力驱动)的作用下可实现高粘度材料(生物可降解热塑高分子材料)高分辨打印。

(2)采用多喷头(多材料)实现高性能多功能血管支架的制造，根据血管支架所要求的力学性能、降解速度和药物缓释控释等，采用多喷头结构精准喷射沉积不同的材料和形成其结构，实现控形和控性一体化制造。

(3)采用生物全降解热塑高分子材料作为打印基体材料，如聚乳酸、左旋聚乳酸、聚羟基乙酸/聚乳酸共聚物、聚己内酯、聚乙醇酸、聚羟基丁酸等，同时通过添加药物(加速组织生长和修复等)和增强项(使制造的血管支架达到所需强度、支撑力等机械性能)制成复合材料，解决现有血管支架强度较低，力学性能与降解速度不匹配，尤其是难以实现药物的精准缓释和控释。

(4)通过采用螺杆结构打印喷头在打印过程中改变打印材料的添加物的比例实现制造的聚合物全降解血管支架的性能在空间上的材料梯度变化，如通过在打印过程中实时改变药物的掺杂比例实现聚合物全降解血管支架中药物浓度(含量)径向变化，从而在降解过程中具有不同的药物缓释速度。解决血管支架药物精准缓释和控释的难题。

(5)通过调整电场驱动微尺度3D打印设备工艺参数(电源电压、电源占空比、电源频率、喷头背压、针尖与基材距离、基底转速等)，能够精确调控血管支架线宽、孔隙率、直径、网状结构尺寸等参数，从而实现力学性能、降解速度和药物缓释性能可控调节。

(6)采用圆柱形材料作为打印基底，将圆柱形基底旋转运动与打印喷头三轴运动相结合，在圆柱面上实现高精度、高分辨率(最小线宽0.5μm)空心、圆柱、网状生物聚合物全降解血管支架的高效、低成本制造。

(7)打印结构分辨率高，打印线宽从数微米到上百微米可调，具有支架结构、几何尺寸不受限，孔隙率均匀可控的特点；

(8)血管支架负载药物浓度空间上呈梯度变化，可实现随着聚合物全降解血管支架降解进程调节药物缓释速度，有效抑制新生内膜增生，降低再狭窄率，减少靶血管血运重建率；

(9)通过向打印材料中添加各种增强项改善聚合物全降解血管支架机械性能；

(10)打印基底采用水溶性材料包裹，显著提高打印材料在基底上附着效果，同时便于打印的血管支架从打印基底取出，避免损坏血管支架；

(11)该方法适合打印多种生物全降解聚合物材料，打印材料范围广。

本发明除了可应用于血管支架外，还可应用于胆管支架、尿道支架、输尿管支架、食道支架、气管支架、肾脏支架等中空管道类支架。

附图说明

构成本申请的一部分的说明书附图用来提供对本申请的进一步理解，本申请的示意性实施例及其说明用于解释本申请，并不构成对本申请的不当限定。

图1是本发明打印聚合物全降解血管支架方法流程图。

图2是本发明实施实例的一种用于聚合物全降解血管支架制作的微尺度3D打印机的总体结构示意图。

图3是本发明实施实例的功能梯度结构打印喷头及其供料模块结构示意图。

图4是本发明实施实例的复合材料打印喷头结构示意图。

图5是本发明实施实例打印的聚合物全降解血管支架内外层结构示意图。

图6是本发明的方法及其装置在玻璃棒上打印的血管支架实物图。

图7是本发明的方法及其装置在玻璃棒上打印的血管支架实物图。

图8是本发明的方法及其装置制造的血管支架实物图。

具体实施方式

下面结合附图和实施例对本发明进一步说明。

实施实例

参见图2，一种用于聚合物全降解血管支架制作的微尺度3D打印机的总体结构示意图，它包括：运动模块1，旋转工作台2，复合材料打印喷头模块(打印喷头1)3，功能梯度结构打印喷头模块(打印喷头2)4，功能梯度结构打印喷头供料模块5，复合材料打印喷头供料模块6，高压电源模块7，背压控制模块8，机架9。运动模块1包括X轴101，双Y轴102，Z轴103，其中双Y轴102安装在机架9立柱902上，X轴101垂直安装在双Y轴102上形成龙门结构，Z轴103安装在X轴101上且与水平面保持垂直；旋转工作台2主要包括201底板、202轴承、203装夹头、204固定支架、205电机。装夹头203通过轴承202安装在固定支架204上，同时装夹头203通过联轴器与电机205配合，电机205安装在固定支架204上，固定支架204通过底板201与机架9的底板901固定，旋转工作台2轴向与X轴101保持平行；复合材料打印喷头(喷头1)3位于旋转工作台2上方，安装于Z轴103的支架上，它包括三通接头301，环形加热器302，连接管加热块303，连接管304，喷嘴加热块305，喷嘴306。三通接头301分别与背压控制模块8的气管803、复合材料打印喷头供料模块6和喷嘴306连接，三通接头301外包裹有环形加热器302，气管803一端与三通接头301气口连接，另一端与调压阀801连接，喷嘴加热块305安装在喷嘴306上，连接管加热块303安装在连接管304上；功能梯度结构打印喷头(喷头2)4位于旋转工作台2上方，安装于Z轴103的支架上，它包括驱动电机401，机筒402，环形加热器403，喷嘴加热块404，喷嘴405，单螺杆406。单螺杆406通过联轴器与驱动电机401配合，且与机筒402同轴安装于支架，机筒402外包裹有环形加热器403，喷嘴405安装在机筒402上，喷嘴加热块可实现喷嘴405持续加热。复合材料打印喷头(喷头1)3和功能梯度结构打印喷头(喷头2)4保持喷嘴处于同一水平高度；功能梯度结构打印喷头供料模块5通过在打印过程中改变材料1进料装置501和材料2进料装置502的进料速度从而改变复合材料成分配比，实现打印结构在空间上呈现梯度变化；复合材料打印喷头供料模块6通过调压阀802调节气压大小为打印材料提供背压，实现向复合材料打印喷头3中供料，两者通过连接管304连通，复合材料打印喷头供料模块6包裹有环形加热器，安装在Z轴103的支架上；高压电源模块7包括高压电源701和信号发生器702，两个打印喷头模块的喷嘴与高压电源701正极连接。

采用图2所示结构打印聚合物全降解血管支架，包括以下步骤：

步骤1：打印基底预处理

打印基底采用玻璃棒状基底，基底直径为4mm。首先将玻璃棒(打印基底)置于生理盐水中，进行超声处理30min，将超声后的玻璃棒氮气吹干，再置于医用酒精中超声30min，然后用高纯氮气吹干；将清洗过的玻璃棒进行消毒杀菌，采用高压蒸汽灭菌的方法，将玻璃棒置于脉动真空压力蒸气灭菌器中，调节设备参数：蒸气压力205.8kPa(2.1kg/cm²)，温度达132℃以上，在此参数下维持10分钟，最后将玻璃棒取出备用。

步骤2：导入血管支架打印路径，准备打印材料并将打印材料置于打印装置

本实施例中打印的聚合物全降解血管支架为内外两层结构，内外层结构柱面展开结构如图5所示，内层结构打印线宽为20μm，基体材料为左旋聚乳酸(PLLA)，填料为食盐颗粒(增强项)，将基体材料和填料放入混料装置中，在200℃-220℃条件下混合均匀，将混合好的打印材料放入储料桶并置于复合材料打印喷头供料模块6备用；外层结构打印线宽为2μm，基体材料为聚己内酯(PCL，丝材)，填料为雷帕霉素(粉末)，将基体材料和填料分别放入材料1进料装置501和材料2进料装置502中。

步骤3：微尺度3D打印血管支架

打印内层结构：内层为骨架结构，提供足够的机械性能

(1)打印初始化，喷嘴306移动到打印原位，使之处于基底轴线上方，喷嘴306离基底高度为200-500μm。根据内层结构打印材料的熔点，设定供料模块和喷头模块环形加热器302及连接管加热块303温度为200℃，喷嘴内径为200μm，设置喷嘴加热块305温度为180℃，确保喷嘴306温度精确达到打印要求。

(2)开启储料桶背压，调节调压阀802气压值为4-5kPa，向复合材料打印喷头3开始供料，开启喷头模块背压，调节调压阀801气压值为3-3.5kPa，开启高压电源701，调节电压值为1000-1200V，将打印材料挤出到喷嘴306尖端并在电场力、表面张力、粘滞力等综合作用下拉伸变形逐渐形成锥射流。

(3)结合喷嘴306移动和基底旋转运动，实现在棒状基底上网状结构高精度制造，如图5(a)所示，打印喷嘴306沿X轴方向往复运动，移动速度为10mm/s，移动行程为50mm，旋转工作台2保持转速为5r/s不变，内层结构打印厚度为120μm。

(4)内层结构打印结束，关闭高压电源和背压，关闭各加热器，将打印喷嘴306移动到打印原点，旋转工作台2回到初始位。

打印外层结构：外层为高孔隙药物缓释结构，利于细胞粘附、生长和增殖

(1)切换功能梯度结构打印喷头4，按照所设计的功能梯度结构将PCL和雷帕霉素利用材料1进料装置501和材料2进料装置502按比例分别向机筒402中送料(进料比例可在打印过程中进行调节)，调节螺杆驱动电机401转速使打印材料挤出速度与进料速度相匹配，根据打印材料的熔点，设定环形加热器403温度为100℃，喷嘴内径为200μm，设置喷嘴405加热器温度为90℃，确保喷嘴405温度精确达到打印要求。

(2)开启高压电源701，调节电压值为1300-1600V，将打印材料挤出到喷嘴405尖端并在电场力、表面张力、粘滞力等综合作用下拉伸变形逐渐形成极细锥射流。

(3)结合喷嘴405移动和基底旋转运动，实现在棒状基底上网格结构高精度制造，如图5(b)所示，打印喷嘴405沿X轴方向往复运动，移动速度为20mm/s，移动行程为50mm，旋转工作台2转速为10r/s，外层结构打印厚度为100μm。

(4)外层结构打印结束，关闭高压电源和背压，关闭各加热器，将打印喷头移动到装置原点，取下打印基底。

步骤4：血管支架后处理

将打印完成的血管从打印基底取出，为避免损坏血管支架可将打印的血管支架和打印基底整体置于水溶液(溶液对血管支架和基底本身无影响，只改变血管支架和基底之间粘附效果)进行剥离，同时，内层结构中的食盐颗粒溶解于水中使内层结构变成多孔结构(同时兼顾力学性能和降解速度)。最后对血管支架尺寸进行裁剪。

以上所述仅为本申请的优选实施例而已，并不用于限制本申请，对于本领域的技术人员来说，本申请可以有各种更改和变化。凡在本申请的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本申请的保护范围之内。