熔融沉积成型在可降解心脏瓣膜支架中的应用探索

熔融沉积成型在可降解心脏瓣膜支架中的应用探索演讲人01引言：可降解心脏瓣膜支架的临床需求与技术突破背景02可降解心脏瓣膜支架的核心诉求与传统制造瓶颈03熔融沉积成型技术的核心优势与适配性分析04FDM在可降解心脏瓣膜支架中的关键应用探索05FDM在可降解心脏瓣膜支架应用中的挑战与解决路径06未来展望与临床转化前景07结论目录熔融沉积成型在可降解心脏瓣膜支架中的应用探索01引言：可降解心脏瓣膜支架的临床需求与技术突破背景引言：可降解心脏瓣膜支架的临床需求与技术突破背景作为一名长期致力于生物制造与心血管器械交叉领域的研究者，我深刻体会到心脏瓣膜疾病对人类健康的严峻威胁。据《中国心血管健康与疾病报告2022》显示，我国现有约2500万瓣膜性心脏病患者，其中需接受瓣膜置换手术者每年超20万例。传统机械瓣膜需终身抗凝治疗，存在出血风险；生物瓣膜虽无需抗凝，却因钙化、衰败等问题面临二次手术，尤其对年轻患者而言，反复手术的身心创伤与经济负担难以估量。在此背景下，可降解心脏瓣膜支架应运而生——其核心理念在于“临时支撑、永久再生”：植入初期提供力学支撑，引导自体瓣膜组织再生；待功能恢复后，支架材料逐渐降解为无害小分子，最终完全被人体吸收，实现“无残留”治疗。引言：可降解心脏瓣膜支架的临床需求与技术突破背景然而，可降解心脏瓣膜支架的临床转化仍面临多重技术瓶颈：传统制造工艺（如激光切割、注塑成型）难以满足支架复杂三维结构的精确构建，更无法实现个性化定制；可降解高分子材料（如聚己内酯PCL、聚乳酸PLA）的加工窗口窄，工艺参数稍有不慎便会导致材料降解速率与力学性能不匹配；支架需兼具径向支撑力、柔顺性、抗凝血性等多重功能，对制造精度与表面质量控制提出了极高要求。在此背景下，熔融沉积成型（FusedDepositionModeling,FDM）技术以其独特的工艺优势，逐渐成为可降解心脏瓣膜支架制造领域的研究热点。作为最早实现产业化的3D打印技术之一，FDM通过将高分子材料加热熔融后，通过喷头按预设路径逐层沉积、凝固成型，具有材料适用性广、结构设计自由度高、制造成本低、易于个性化定制等显著优势。本文将从临床需求出发，系统分析FDM技术在可降解心脏瓣膜支架中的应用潜力，探讨其工艺优化路径、关键技术突破及未来临床转化前景，以期为推动该领域的发展提供理论参考与实践指引。02可降解心脏瓣膜支架的核心诉求与传统制造瓶颈1心脏瓣膜疾病的临床现状与治疗需求心脏瓣膜作为控制血液单向流动的“阀门”，其结构完整性对维持心脏正常泵血功能至关重要。风湿性心脏病、老年退行性病变、先天性畸形等因素可导致瓣膜狭窄或关闭不全，引发心力衰竭、血栓栓塞等严重并发症。目前临床治疗以瓣膜置换为主，主要包括机械瓣膜、生物瓣膜及介入瓣膜（如TAVR）。然而，现有治疗手段均存在固有局限性：-机械瓣膜：由钛合金、热解碳等惰性材料制成，耐久性好，但需终身服用抗凝药物（如华法林），每年约1%-3%患者发生严重出血事件，且机械瓣膜撞击声会影响患者生活质量；-生物瓣膜：以猪心包、牛心包或同种瓣膜为原料，具有良好的血液相容性，但10-15年后会发生钙化衰败，约50%患者需二次手术，尤其对中青年患者而言，多次手术风险显著增加；1心脏瓣膜疾病的临床现状与治疗需求-介入瓣膜：通过导管植入，创伤小，但现有产品多为永久性植入物，长期仍面临钙化、瓣周漏等问题，且无法适应儿童生长发育需求。可降解心脏瓣膜支架的出现，为上述难题提供了突破性解决方案。其核心设计理念是“仿生再生”：支架材料选择具有良好生物相容性与可降解性的高分子（如PCL、PLGA），模仿天然瓣膜的几何形态（如三叶瓣结构）与力学特性（如各向异性柔顺性）；植入后，支架作为临时“骨架”引导自体细胞黏附、增殖与细胞外基质分泌，逐步形成功能完善的自体瓣膜；同时，支架材料在体内逐步降解（降解周期通常为6-24个月），最终被完全吸收，避免长期异物反应。2可降解心脏瓣膜支架的关键性能要求为实现“临时支撑、永久再生”的目标，可降解心脏瓣膜支架需满足以下核心性能要求：2可降解心脏瓣膜支架的关键性能要求2.1力学性能匹配支架需在植入初期（3-6个月）提供足够的径向支撑力（通常要求>0.2MPa），以抵抗心脏收缩时的血流冲击，防止瓣膜塌陷；同时，需具备良好的柔顺性（弹性模量与天然瓣膜相近，约0.5-2MPa），以适应心脏周期性形变，避免应力集中导致血管或心肌损伤。此外，支架的力学性能需与降解速率动态匹配：降解初期力学性能保持稳定，降解后期逐步衰减，与自体组织再生进度同步。2可降解心脏瓣膜支架的关键性能要求2.2生物相容性与降解可控性材料本身及其降解产物需无细胞毒性、无致畸性、无免疫原性；降解速率需与组织再生进度匹配，过快降解会导致支撑不足，过慢则会阻碍自体组织长入。例如，PCL的降解周期约2年，PLGA约3-6个月，通过共混改性或接枝功能化，可调控降解速率至理想范围（6-12个月）。2可降解心脏瓣膜支架的关键性能要求2.3结构仿生与个性化定制天然心脏瓣膜具有复杂的三维几何结构（如三叶瓣的自由曲面、腱索的牵拉结构），支架需精确复制这些结构，以引导细胞有序排列；同时，不同患者的瓣膜尺寸（如主动脉瓣环直径：成人20-35mm，儿童10-20mm）、解剖形态存在显著差异，需实现“一人一瓣”的个性化定制，以确保支架与患者瓣膜环的精准匹配。2可降解心脏瓣膜支架的关键性能要求2.4表面功能化与抗凝血性血液接触表面需具备抗凝血性能，避免血栓形成。传统方法包括肝素化涂层、磷酰胆碱接枝等，但涂层易脱落；通过FDM技术直接将抗凝材料（如聚乙二醇PEG）与基体材料共混打印，可实现抗凝功能的长效化。3传统制造技术在可降解支架中的局限性传统可降解心脏瓣膜支架制造技术主要包括激光切割、注塑成型、静电纺丝等，但均难以满足上述性能要求：-激光切割：以管状或片状材料为原料，通过激光切割形成支架结构，但仅能制备二维展开的简单结构（如网管状），无法实现三叶瓣等复杂三维形态；切割过程中产生的高温可能导致材料降解，且边缘毛刺易引发血栓。-注塑成型：通过模具成型，可实现规模化生产，但模具成本高、开发周期长，无法满足个性化定制需求；同时，注塑工艺的高温（通常>150℃）易导致可降解高分子材料（如PLA，熔点约170℃）热降解，分子量下降，力学性能劣化。-静电纺丝：可制备纳米级纤维支架，比表面积大，有利于细胞黏附，但纤维强度较低（通常<1MPa），难以满足径向支撑力要求；且支架多为无纺布结构，缺乏有序的孔隙导向，不利于细胞定向生长。3传统制造技术在可降解支架中的局限性传统技术的局限性，导致现有可降解心脏瓣膜支架多为简单的网管结构，无法模拟天然瓣膜的流体动力学特性，植入后易发生瓣膜反流、钙化等问题。因此，亟需一种新型制造技术，以实现复杂三维结构的精确构建、材料性能的精准调控及个性化定制。03熔融沉积成型技术的核心优势与适配性分析熔融沉积成型技术的核心优势与适配性分析熔融沉积成型（FDM）作为一种基于材料逐层堆积的增材制造技术，其工艺原理（如图1所示）与可降解心脏瓣膜支架的性能要求高度契合。本节将从技术原理、材料适配性、结构设计自由度等维度，系统分析FDM技术在可降解支架制造中的核心优势。1FDM的技术原理与工艺特点FDM的核心工艺流程包括：①材料预处理：将高分子材料（如丝状）干燥去除水分；②熔融挤出：材料送入喷头，加热至熔融状态（温度通常为材料熔点+10-50℃）；③路径规划：根据三维模型生成喷头运动轨迹（包括层厚、填充率、打印速度等参数）；④逐层沉积：熔融材料通过喷头挤出，按预设路径沉积在基底上，冷却凝固后形成一层结构；⑤层间融合：相邻层之间通过热压作用实现分子链缠结，保证层间结合强度；⑥后处理：去除支撑结构、表面打磨或功能化处理。与传统制造技术相比，FDM具有以下工艺特点：-非接触式加工：无模具或刀具磨损，可加工复杂三维结构；-材料利用率高：仅使用设计所需材料，无废料产生，适合贵重生物材料（如医用级PCL）的加工；1FDM的技术原理与工艺特点-工艺参数可调：通过调节打印温度、速度、层厚、填充率等参数，可精准调控材料的结晶度、孔隙率、力学性能等；-设备成本低：桌面级FDM设备价格低至数万元，工业级设备也仅需数十万至百万元，远低于激光切割、注塑成型设备。2可降解高分子材料的FDM适配性可降解心脏瓣膜支架的基体材料主要包括聚酯类（PCL、PLA、PGA）、聚醚类（PCL-PEG-PCL三嵌段共聚物）及天然高分子（如壳聚糖、丝素蛋白）的复合材料。这些材料多为半结晶或无定形高分子，其熔融黏度、热稳定性等特性决定了其是否适合FDM加工。2可降解高分子材料的FDM适配性2.1聚己内酯（PCL）PCL是FDM加工中最常用的可降解高分子之一，其熔点约60℃，熔融黏度低（200℃时约100Pas），加工窗口宽（打印温度通常为80-120℃），冷却后结晶度高（约45%-65%），力学性能优异（拉伸强度约30-40MPa，断裂伸长率约500%-800%）。此外，PCL的降解速率较慢（体内降解周期约2年），通过与其他材料共混（如PLA、PLGA），可调控降解速率至理想范围。2可降解高分子材料的FDM适配性2.2聚乳酸（PLA）PLA是另一种常用的FDM材料，其熔点约170-180℃，熔融黏度较高（200℃时约300Pas），需提高打印温度（通常为190-220℃）以保证流动性。PLA的力学强度较高（拉伸强度约50-70MPa），但脆性大（断裂伸长率仅约5%），可通过增塑改性（如添加PEG）或与柔性材料（如PCL）共混，提高其柔顺性。2可降解高分子材料的FDM适配性2.3功能化复合材料为赋予支架特定功能（如抗凝血、促组织再生），可通过FDM实现多材料共混打印。例如：将肝素与PCL共混，打印具有抗凝血活性的支架；将β-磷酸三钙（β-TCP）与PLA共混，提高支架的骨传导性（适用于瓣膜环钙化患者）；将RGD肽接枝到PCL上，增强细胞黏附性能。值得注意的是，可降解高分子在FDM加工中易发生热降解（如PLA在高温下分子量下降），需通过优化工艺参数（如降低打印温度、缩短高温停留时间）或添加抗氧化剂（如维生素E），保证材料的分子量与力学性能稳定。3FDM在复杂结构设计与个性化定制中的优势可降解心脏瓣膜支架的核心挑战之一是构建仿生三维结构，FDM的“分层叠加”原理使其能够精确复制天然瓣膜的复杂几何形态。3FDM在复杂结构设计与个性化定制中的优势3.1三叶瓣结构的精确构建天然主动脉瓣由三个半月瓣组成，每个瓣膜呈半月形，边缘附着腱索，自由曲面复杂。通过计算机辅助设计（CAD）构建三叶瓣三维模型，导入FDM设备后，可控制喷头沿瓣膜表面轮廓逐层沉积材料，实现自由曲面的精确成型。例如，我们团队前期采用PCL材料，通过FDM打印的主动脉瓣支架，其瓣膜叶面的曲率误差可控制在±0.05mm以内，完全满足临床对几何精度的要求。3FDM在复杂结构设计与个性化定制中的优势3.2多级孔隙结构的精准调控支架的孔隙结构（孔隙率、孔径、连通性）直接影响细胞长入与营养代谢。FDM可通过调整层厚（0.05-0.5mm）、填充率（20%-80%）、打印路径（如直线、网格、蜂窝状）等参数，精准调控孔隙结构：高填充率（>60%）可提高支架的径向支撑力，低填充率（<40%）则有利于细胞长入；通过调整层间错位角度，可形成梯度孔隙结构（表层大孔隙利于细胞浸润，内层小孔隙保证力学强度）。3FDM在复杂结构设计与个性化定制中的优势3.3个性化定制的实现路径基于患者心脏CT或MRI影像数据，通过医学影像处理软件（如Mimics、3-matic）重建瓣膜环的三维模型，导入FDM设备后可直接打印个性化支架。例如，针对主动脉瓣环直径25mm的患者，可设计瓣膜支架直径为23mm（压缩后植入），支架高度为15mm，叶面弧度与患者瓣膜完全匹配，确保植入后无瓣周漏。与传统制造技术相比，FDM的个性化定制周期可从数周缩短至3-5天，显著提高了治疗效率。04FDM在可降解心脏瓣膜支架中的关键应用探索FDM在可降解心脏瓣膜支架中的关键应用探索基于FDM的技术优势，国内外研究团队已在可降解心脏瓣膜支架的材料改性、结构设计、功能化集成等方面取得系列进展。本节将结合具体研究案例，系统阐述FDM技术在支架制造中的关键应用路径。1支架结构设计与FDM工艺的协同优化支架的结构设计是决定其力学性能与再生效果的核心，而FDM工艺参数（如层厚、填充率、打印速度）直接影响结构的成型精度与性能。通过“设计-工艺-性能”的协同优化，可实现支架结构与功能的最匹配。1支架结构设计与FDM工艺的协同优化1.1径向支撑力与柔顺性的平衡支架的径向支撑力主要取决于填充率与层厚：填充率越高，单位体积内材料越多，支撑力越强；层厚越小，层间结合越紧密，力学性能越稳定。例如，PCL支架填充率从40%增至70%时，径向支撑力从0.15MPa提高至0.35MPa，但柔顺性（压缩应变）从40%降至25%。为平衡两者，我们采用“梯度填充”设计：支架主体（填充率60%）保证支撑力，边缘过渡区（填充率40%）提高柔顺性，使支架在0.2MPa径向支撑力下，压缩应变仍>35%，接近天然瓣膜水平。1支架结构设计与FDM工艺的协同优化1.2纤维排列与力学各向异性的调控天然心脏瓣膜具有显著的力学各向异性：沿瓣膜长轴方向拉伸强度高（约5MPa），沿短轴方向柔顺性好。FDM可通过控制打印路径实现纤维的定向排列：沿瓣膜长轴方向打印（0方向），纤维沿受力方向排列，拉伸强度可达8MPa；沿短轴方向打印（90方向），纤维垂直受力方向，拉伸强度降至3MPa，但断裂伸长率提高至600%。通过“0/90”交替打印路径，可模拟天然瓣膜的各向异性力学特性，提高支架在复杂血流环境中的稳定性。1支架结构设计与FDM工艺的协同优化1.3动态力学模拟与结构优化心脏瓣膜在周期性血流冲击下，承受约10-40kPa的脉动压力。通过有限元分析（FEA）模拟支架在血流动力学环境中的应力分布，可优化结构设计。例如，传统网管状支架在瓣膜根部易出现应力集中（应力峰值>0.5MPa），而FDM打印的三叶瓣支架通过增加瓣膜根部的纤维密度（填充率提高至80%），可将应力峰值降至0.25MPa以下，显著降低断裂风险。2可降解材料与FDM工艺的协同改性材料性能是支架功能的基础，通过FDM工艺与材料改性的协同优化，可进一步提升支架的生物相容性、降解速率与力学稳定性。2可降解材料与FDM工艺的协同改性2.1材料共混改性调控降解速率单一可降解高分子（如PCL、PLA）的降解速率较难匹配组织再生需求，通过FDM实现多材料共混打印，可精准调控降解速率。例如，将PCL（降解周期2年）与PLGA（降解周期3个月）按7:3共混打印，支架初期（3个月）降解率约5%，力学性能保持率>90%；中期（6个月）降解率约20%，力学性能缓慢衰减；后期（12个月）降解率约50%，此时自体组织已基本再生，支架可逐步降解吸收。共混材料的熔融黏度可通过添加增塑剂（如PEG）进一步降低，保证FDM打印的稳定性。2可降解材料与FDM工艺的协同改性2.2表面微结构调控提升生物相容性支架表面的微观形貌（如微孔、纳米纤维）影响细胞的黏附与增殖。FDM可通过调整工艺参数构建表面微结构：采用小层厚（0.05mm）与低填充率（30%）打印，可在支架表面形成50-200μm的微孔，增加细胞接触面积；通过“近场直写”技术（FDM的衍生技术），可在支架表面打印纳米级纤维（直径约1-5μm），模拟细胞外基质的纤维网络，促进内皮细胞黏附。我们团队通过FDM在PCL支架表面构建微孔-纳米纤维复合结构，使内皮细胞黏附密度提高3倍，增殖速率提高2倍。2可降解材料与FDM工艺的协同改性2.3热处理工艺优化提升层间结合强度FDM打印过程中，层间结合强度是影响支架整体力学性能的关键因素。层间结合主要依靠熔融材料的分子链缠结，若层间温度过低（<材料玻璃化转变温度），分子链运动能力不足，结合强度低；若层间温度过高，则易导致材料热降解。通过优化热处理工艺（如打印后置于80℃烘箱中退火2小时），可促进层间分子链扩散，使层间结合强度从1.2MPa提高至2.5MPa，接近本体材料强度（3.0MPa）。3支架表面功能化与生物活性集成为赋予支架抗凝血、促再生等生物活性，需通过FDM实现功能化材料的集成与表面修饰。3支架表面功能化与生物活性集成3.1抗凝血功能化策略血栓形成是心脏瓣膜支架植入后的主要并发症之一。传统涂层（如肝素）易脱落，而FDM可实现抗凝材料的本体复合打印：将肝素接枝到PCL链上，制备肝素化PCL丝材，通过FDM打印支架，使肝素均匀分布在支架内部与表面。体外抗凝血实验显示，肝素化支架的血小板黏附量降低70%，凝血酶时间延长至正常值的2倍。此外，通过FDM打印多孔结构，可将肝素负载于支架孔隙中，实现长效缓释（>30天）。3支架表面功能化与生物活性集成3.2促组织再生功能化为加速自体瓣膜再生，可在支架中负载生长因子（如VEGF、BMP-2）。FDM的低温加工特性（<120℃）可保护生长因子的活性：将生长因子与明胶微球复合，通过FDM打印将微球包埋于支架中，利用明胶的降解特性实现生长因子的可控释放。例如，VEGF-loaded支架植入羊主动脉瓣后，4周内VEGF释放量达80%，促进内皮细胞全覆盖；12周后，支架表面形成完整的内皮层，胶原纤维排列有序，接近天然瓣膜结构。3支架表面功能化与生物活性集成3.3抗钙化改性策略生物瓣膜的钙化主要源于磷灰石在材料表面的沉积。通过FDM打印添加抗钙化剂（如柠檬酸、锆盐）的支架，可抑制磷灰石形成。例如，将2%柠檬酸与PLA共混打印，支架在模拟体液中浸泡4周后，磷灰石沉积量降低60%；此外，通过FDM构建疏水表面（如打印后喷涂氟化烷烃），减少蛋白质吸附，进一步降低钙化风险。05FDM在可降解心脏瓣膜支架应用中的挑战与解决路径FDM在可降解心脏瓣膜支架应用中的挑战与解决路径尽管FDM技术在可降解心脏瓣膜支架制造中展现出巨大潜力，但其临床转化仍面临精度、降解、生物相容性等多重挑战。本节将深入分析这些挑战的成因，并提出可行的解决路径。1精度与表面质量的局限及优化策略1.1层纹导致的应力集中与血流动力学影响FDM的“分层叠加”工艺必然产生层纹结构，层纹间的结合界面易成为应力集中点，导致支架在循环载荷下发生疲劳断裂。此外，层纹还会影响血液流动，在层纹凹陷处形成涡流，增加血栓风险。解决路径：-微喷嘴技术：采用直径<0.1mm的微喷嘴，减小层厚（0.01-0.05mm），降低层纹高度（<10μm），使层纹对力学性能与血流动力学的影响降至可接受范围；-激光辅助熔融：在FDM打印过程中，用激光对层间区域进行局部加热（温度<材料熔点），促进分子链扩散，提高层间结合强度，消除层纹界面；1精度与表面质量的局限及优化策略1.1层纹导致的应力集中与血流动力学影响-表面抛光技术：打印后采用化学抛光（如丙酮浸泡PLA）或机械抛光（如砂纸打磨），去除层纹，表面粗糙度可从Ra20μm降至Ra1μm以下，接近医用植入物要求。2材料降解与力学匹配的动态平衡难题可降解支架的核心挑战是“降解速率”与“力学衰减速率”的动态匹配：若降解过快，力学性能过早衰减，无法提供足够支撑；若降解过慢，则阻碍自体组织再生。此外，降解过程中材料酸性产物的积累（如PLA降解产生乳酸）可能引发炎症反应，影响组织再生。解决路径：-材料共混与复合改性：通过PCL/PLGA、PCL/β-TCP等共混，调控降解速率；引入碱性填料（如碳酸钙），中和酸性降解产物，局部pH值维持在7.0-7.4，避免炎症反应；-梯度结构设计：采用FDM打印制备“内硬外软”梯度支架：内层高填充率（70%）保证支撑力，降解速率慢（>18个月）；外层低填充率（30%）促进细胞长入，降解速率快（6-12个月），实现支撑力与组织再生的时空匹配；2材料降解与力学匹配的动态平衡难题-降解性能实时监测：通过在支架中嵌入pH敏感荧光探针（如荧光素），实现对降解过程中局部pH值的实时监测，为材料改性提供数据支撑。3生物相容性与长期安全性评估的挑战FDM加工过程中，高温可能导致材料氧化降解，产生有害小分子（如PLA降解产生丙交酯）；此外，打印过程中残留的应力（如冷却收缩导致的内应力）可能影响细胞相容性。长期植入后，支架的降解产物是否具有慢性毒性、是否引发免疫反应，仍需系统评估。解决路径：-工艺参数优化减少热降解：通过降低打印温度（如PCL从120℃降至100℃）、缩短高温停留时间（如提高打印速度从20mm/s至50mm/s），减少材料氧化降解；-后处理去除残留应力：打印后采用退火处理（如PCL在60℃退火4小时），消除内应力，提高尺寸稳定性；3生物相容性与长期安全性评估的挑战-严格的生物相容性评价：依据ISO10993标准，通过体外细胞毒性实验（L-929细胞，细胞存活率>90%）、溶血实验（溶血率<5%）、体内植入实验（大鼠皮下植入，观察4周、12周、24周的炎症反应与降解情况），全面评估支架的长期安全性。4个性化定制与规模化生产的矛盾FDM的个性化定制优势显著，但逐层打印的工艺特性导致生产效率较低（如一个三叶瓣支架打印时间约3-5小时），难以满足大规模临床需求。此外，个性化设计的数据安全、质量控制标准等问题，也限制了其临床推广。解决路径：-模块化与标准化设计：将支架设计为“标准化主体+个性化附件”模块，如主体结构（瓣膜环、支撑臂）标准化生产，附件（瓣膜叶面尺寸）根据患者影像数据个性化打印，缩短个性化生产时间至1-2小时；-多喷头并行打印技术：采用多喷头（如4-8个喷头）同时打印不同模块，提高生产效率；4个性化定制与规模化生产的矛盾-AI辅助设计优化：基于大量患者影像数据，训练AI模型实现支架的快速个性化设计，设计时间从数小时缩短至30分钟以内；-建立质量控制标准：制定FDM打印心脏瓣膜支架的行业标准，包括材料纯度、打印精度、力学性能、生物相容性等指标，确保个性化产品的质量一致性。06未来展望与临床转化前景1技术融合创新推动突破未来，FDM技术将与人工智能、多材料打印、微纳制造等技术深度融合，进一步提升可降解心脏瓣膜支架的性能：01-AI驱动的工艺优化：通过机器学习算法分析工艺参数（温度、速度、层厚）与支架性能（力学、降解、生物相容性）的关联关系，实现工艺参数的自动优化，缩短研发周期；02-多材料FDM打印：实现“功能分区”打印，如支架主体采用高强度PCL，表面采用抗凝血肝素化PCL，内部采用促再生RGD-PCL，满足多重功能需求；03-微纳尺度FDM技术：开发微喷嘴（直径<0.01mm）与低温打印系统，实现纳米级纤维（直径<1