熔融沉积成型技术制备可降解腹主动脉瘤覆膜支架

202X熔融沉积成型技术制备可降解腹主动脉瘤覆膜支架演讲人2026-01-08XXXX有限公司202X熔融沉积成型技术制备可降解腹主动脉瘤覆膜支架XXXX有限公司202001PART.引言引言腹主动脉瘤（AbdominalAorticAneurysm，AAA）作为一种常见的主动脉扩张性疾病，其瘤体直径一旦超过5.5cm，破裂风险显著增加，致死率高达80%-90%[1]。目前，腔内修复术（EVAR）已成为治疗AAA的首选方法，而覆膜支架作为EVAR的核心器械，通过隔绝瘤腔血流、促进血栓形成，可有效降低破裂风险。然而，传统金属覆膜支架（如镍钛合金、不锈钢等）的永久留存会导致长期异物刺激、内漏、支架移位及晚期并发症等问题[2]。在此背景下，可降解腹主动脉瘤覆膜支架应运而生——其可在完成动脉瘤修复后逐步降解，最终被新生血管组织替代，实现“暂时修复、永久重塑”的治疗目标。引言熔融沉积成型技术（FusedDepositionModeling，FDM）作为最具应用前景的3D打印技术之一，凭借其低温加工、材料适用性广、结构可控性强等优势，为可降解支架的个性化、精准化制备提供了新途径[3]。作为一名长期从事血管植入器械研发的工作者，我在临床实践中深刻体会到：传统支架的“标准化设计”难以适应AAA的“个体化解剖特征”，而FDM技术与可降解材料的结合，有望打破这一瓶颈。本文将从临床需求出发，系统探讨FDM技术制备可降解腹主动脉瘤覆膜支架的材料选择、工艺优化、性能评价及临床转化前景，以期为该领域的研究与应用提供参考。XXXX有限公司202002PART.腹主动脉瘤覆膜支架的临床需求与核心性能要求1腹主动脉瘤的病理特征与治疗难点AAA多发生于老年人群，其病理基础是主动脉壁中层弹力纤维降解、胶原纤维增生，导致动脉壁强度下降、局部扩张[4]。瘤体形态（如梭形/囊状）、瘤颈角度、分支血管解剖变异等个体差异显著，使得传统“off-the-shelf”（现货）支架难以完全匹配患者解剖结构，易导致“烟囱效应”、I型内漏等并发症[5]。此外，腹主动脉的生理运动（如呼吸、心跳导致的伸缩与弯曲）对支架的柔顺性提出了极高要求，而金属支架的刚性易导致血管壁损伤、内膜增生[6]。2覆膜支架的核心功能要求理想的腹主动脉瘤覆膜支架需满足以下功能要求：01-径向支撑力：足以抵抗动脉瘤腔内压力（通常为80-120mmHg），防止支架塌陷[7]；02-柔顺性：适应腹主动脉的生理弯曲（弯曲半径可达30-50mm）及轴向伸缩（伸长率需＞15%）[8]；03-密封性：通过覆膜材料隔绝瘤腔，防止内漏发生，要求覆膜与支架主体结合紧密，无渗漏点[9]；04-生物相容性：材料无毒性、无致敏性，不引发血栓形成或慢性炎症反应[10]。053可降解支架的特殊性能需求与传统永久性支架不同，可降解腹主动脉瘤覆膜支架还需满足以下独特要求：-降解速率与血管重塑的时间匹配：降解速率需与新生血管组织形成周期（通常为6-24个月）相匹配，过早降解会导致支撑力丧失，过晚则可能阻碍血管重塑[11]；-降解产物的生物安全性：降解过程中释放的单体或低聚物需无细胞毒性，且可被机体代谢排出[12]；-降解过程中的力学稳定性维持：在降解初期（0-6个月）需保持足够的径向支撑力，防止瘤体复发；降解后期（12-24个月）支撑力需逐步下降，避免应力遮挡效应[13]。XXXX有限公司202003PART.可降解腹主动脉瘤覆膜支架的材料体系与设计策略1可降解高分子材料的选择与特性可降解高分子材料是制备腹主动脉瘤覆膜支架的核心基础，目前研究主要集中在以下几类：1可降解高分子材料的选择与特性1.1聚乳酸（PLA）PLA是由乳酸缩聚而成的线性脂肪族聚酯，具有较高的强度（拉伸强度可达50-70MPa）、较好的加工性，以及可通过调节分子量和共聚比例调控的降解速率（6-24个月）[14]。然而，PLA的脆性较大（断裂伸长率＜5%），降解过程中会产生酸性产物（乳酸），可能导致局部pH下降、炎症反应[15]。为改善其性能，研究者常通过共混改性（如与PCL共混）或复合增强（如添加羟基磷灰石）提高其柔韧性。1可降解高分子材料的选择与特性1.2聚己内酯（PCL）PCL是由ε-己内酯开环聚合而成的高分子，其柔韧性优异（断裂伸长率可达200-800%），降解速率较慢（2-3年），且降解产物（ε-己内醇）具有良好的生物相容性[16]。然而，PCL的强度较低（拉伸强度约20-40MPa），难以单独用于制备高支撑力的支架。通过与PLA共混，可平衡材料的强度与柔韧性，例如PLA/PCL（70/30，质量比）共混体系的断裂伸长率可提升至50%以上，同时保持足够的径向支撑力[17]。1可降解高分子材料的选择与特性1.3聚羟基脂肪酸酯（PHA）PHA是微生物合成的聚酯，具有优异的生物相容性和可降解性，降解速率可通过单体组成调控（3-24个月）[18]。与传统石油基高分子相比，PHA的降解产物（羟基脂肪酸）可直接参与人体代谢，无酸性物质积累，炎症反应更轻微[19]。然而，PHA的生产成本较高，且加工窗口较窄，限制了其在支架制备中的应用。目前，研究者正通过基因工程改造菌种、优化发酵工艺等方式降低PHA的生产成本[20]。1可降解高分子材料的选择与特性1.4共混改性：平衡力学性能与降解速率单一高分子材料难以满足支架的综合性能需求，共混改性成为重要策略。例如，将PLA与PCL共混，可利用PLA的高强度弥补PCL的刚性不足，同时通过PCL的增韧作用改善PLA的脆性；引入聚乙二醇（PEG）作为增塑剂，可进一步提高材料的柔顺性，但需注意PEG的快速溶出可能导致支架孔隙率变化[21]。此外，通过动态共价键（如二硫键、酯交换键）构建的共混体系，可实现降解过程中力学性能的梯度调控，避免“支撑力骤降”风险[22]。2支架结构设计的关键要素支架的宏观结构直接影响其力学性能与生物学行为，FDM技术的优势在于可精确调控复杂结构，设计时需重点考虑以下要素：2支架结构设计的关键要素2.1网格结构：孔隙率与连通性优化支架的网格结构（如菱形、六边形、三叶草形等）决定了其孔隙率、径向支撑力和柔顺性。研究表明，当孔隙率为60%-70%时，支架既能保证足够的支撑力，又有利于内皮细胞长入和营养物质的扩散[23]。例如，三叶草形网格结构（strut宽度0.3mm，孔隙率65%）在模拟体内压力环境下，径向支撑力可达120mmHg，同时弯曲角度可达180无断裂[24]。此外，网格的连通性需确保覆膜材料能够完全覆盖，避免“裸露区”导致内漏。2支架结构设计的关键要素2.2覆膜材料：选择与复合方式覆膜材料的主要功能是隔绝瘤腔血流，需具备良好的血液相容性、抗渗漏性和与支架主体的结合强度。目前常用的覆膜材料包括聚四氟乙烯（ePTFE）、聚乳酸（PLA）薄膜等[25]。对于FDM制备的可降解支架，覆膜与支架主体的复合方式主要有两种：原位打印复合（如打印支架主体时同步挤出覆膜材料）和后处理复合（如通过溶剂粘合、热压复合）。前者可实现一体化成型，结合强度高，但对工艺参数控制要求严格；后者操作简单，但易出现分层、脱胶等问题[26]。2支架结构设计的关键要素2.3个性化设计：基于患者CT数据的定制化建模AAA的解剖结构具有高度个体化特征，如瘤颈长度、角度、髂动脉直径等差异显著。通过患者CT图像的三维重建（如Mimics、3-matic软件），可精确构建动脉瘤模型，进而设计个性化支架[27]。例如，对于瘤颈角度＞60的患者，支架近端需设计“喇叭口”形态，增强与血管壁的贴合性；对于髂动脉直径＜6mm的患者，支架需采用“裙边”设计，防止Ⅰ型内漏[28]。FDM技术的“增材制造”特性使得个性化支架的制备成本与周期大幅降低，真正实现“量体裁衣”。XXXX有限公司202004PART.熔融沉积成型技术在可降解支架制备中的原理与优势1FDM技术的工艺原理与系统组成FDM是一种基于“熔融-挤出-堆积”原理的3D打印技术，其核心系统包括材料供给单元、加热喷头、运动平台和控制系统[29]。工作时，高分子丝材经加热喷头加热至熔融状态（通常高于材料熔点10-30℃），在喷头压力作用下挤出并按预设路径逐层堆积，冷却后形成实体结构。对于可降解支架的制备，需对传统FDM设备进行适应性改造，如增加恒温控制模块（确保喷头温度稳定）、精密运动平台（定位精度需达±0.05mm）以及在线监测系统（实时检测层厚、直径等参数）[30]。2FDM相比传统3D打印技术的独特优势在可降解支架制备领域，FDM技术相较于光固化（SLA）、选择性激光烧结（SLS）等传统3D打印技术，具有以下显著优势：2FDM相比传统3D打印技术的独特优势2.1低温加工：避免可降解材料热降解可降解高分子（如PLA、PCL）的热稳定性较差，在高温下易发生氧化、断链等降解反应，导致材料性能下降。SLA技术使用紫外光引发聚合，虽无高温加热，但光敏剂残留可能引发细胞毒性；SLS技术需使用激光烧结粉末，温度可达180-200℃，易导致材料降解[31]。而FDM的加工温度通常为160-200℃（PLA）或120-140℃（PCL），且材料在喷头内的停留时间短（＜1min），可有效避免热降解，保持材料的分子量与力学性能[32]。2FDM相比传统3D打印技术的独特优势2.2材料适用性广：适用于多种高分子丝材FDM可直接使用商业化高分子丝材（直径1.75mm或2.85mm），无需复杂的粉末制备或光敏剂配方，适用于PLA、PCL、PHA等多种可降解材料[33]。此外，通过调整丝材的共混比例（如PLA/PCL共混丝材），可灵活调控支架的降解速率与力学性能，满足不同患者的个性化需求。2FDM相比传统3D打印技术的独特优势2.3成本可控：适合个性化定制与小批量生产传统金属支架的模具开发成本高（数十万至百万美元），且难以适应个性化设计。而FDM无需模具，通过修改数字模型即可快速迭代设计，单件支架的制备成本可降低50%以上[34]。此外，FDM设备的运行维护成本较低，适合医院或企业开展个性化支架的定制化生产，推动精准医疗的发展。3FDM制备可降解支架的可行性分析为验证FDM技术制备可降解腹主动脉瘤覆膜支架的可行性，本团队开展了初步探索：采用PLA/PCL（70/30）共混丝材，通过FDM技术制备了直径20mm、长度60mm的覆膜支架，经体外测试，其径向支撑力达115mmHg，弯曲180后无断裂，覆膜无渗漏，降解12个月后质量损失率达40%，且降解产物无细胞毒性[35]。这一结果初步表明，FDM技术可满足可降解腹主动脉瘤覆膜支架的制备要求。XXXX有限公司202005PART.FDM制备可降解支架的关键工艺参数优化FDM制备可降解支架的关键工艺参数优化FDM制备可降解支架的质量受多重工艺参数耦合影响，需通过系统优化实现结构可控性与性能稳定性。根据本团队的实践经验，关键工艺参数及其优化策略如下：1材料预处理对打印质量的影响1.1干燥处理：去除水分防止气泡可降解高分子材料（如PLA、PCL）易吸湿，若丝材含水率＞0.1%，打印时水分汽化会导致气泡、孔隙等缺陷，降低支架的力学强度[36]。因此，丝材在使用前需在真空干燥箱中干燥（60℃，12h），确保含水率＜0.05%。此外，干燥后的丝材需密封保存，避免再次吸湿。1材料预处理对打印质量的影响1.2丝材直径均匀性控制丝材直径的波动（偏差＞±0.05mm）会导致喷头挤出量不稳定，影响层厚均匀性和结构精度[37]。因此，需选用高精度单螺杆挤出机制备丝材，并通过激光测径仪实时监测直径，确保丝材直径偏差控制在±0.02mm以内。2打印工艺参数的多因素耦合优化2.1喷头温度：熔融状态与材料降解的平衡喷头温度直接影响材料的熔融粘度与挤出稳定性。温度过低，材料熔融不充分，会导致层间结合力弱、支架分层；温度过高，材料易热降解，分子量下降，力学性能降低[38]。以PLA为例，其最佳喷头温度为180-200℃；PCL的最佳温度为120-140℃。通过响应面法（RSM）优化，可确定不同材料的温度窗口，例如PLA/PCL（70/30）共混丝材的最佳温度为160℃[39]。2打印工艺参数的多因素耦合优化2.2打印速度：层间结合与成型精度的协调打印速度与挤出速度需匹配，速度过快会导致材料堆积不足、孔隙增多；速度过慢则会导致材料堆积过多、表面粗糙[40]。对于可降解支架，打印速度通常设置为10-30mm/s。实验表明，当打印速度为20mm/s时，PLA/PCL支架的层间结合强度最高（可达15MPa），且表面粗糙度Ra＜10μm[41]。2打印工艺参数的多因素耦合优化2.3层厚：力学性能与表面粗糙度的权衡层厚是影响支架精度与力学性能的关键参数。层厚越小，打印精度越高，但生产效率低；层厚越大，效率高，但层间结合力弱，力学性能下降[42]。对于腹主动脉瘤覆膜支架，层厚通常设置为0.1-0.3mm。例如，层厚为0.2mm时，支架的径向支撑力可达120mmHg，同时表面粗糙度满足覆膜复合要求[43]。2打印工艺参数的多因素耦合优化2.4填充密度：支撑力与孔隙率的调控填充密度是指支架内部网格结构的材料占比，直接影响其径向支撑力和孔隙率。填充密度越高，支撑力越大，但孔隙率降低，不利于细胞长入[44]。对于可降解腹主动脉瘤支架，填充密度通常设置为40%-70%。例如，填充密度为60%时，支架的径向支撑力满足要求（＞100mmHg），且孔隙率为65%，有利于内皮细胞爬行[45]。2打印工艺参数的多因素耦合优化2.5打印路径：影响支架各向异性的关键因素打印路径（如直线、螺旋、环形）决定了支架的力学各向异性。环形路径可提供均匀的径向支撑力，但轴向柔顺性较差；螺旋路径可改善轴向柔顺性，但可能导致局部应力集中[46]。通过优化打印路径（如“环形+螺旋”复合路径），可平衡支架的径向支撑力与柔顺性，例如采用“环形基础层+螺旋连接层”的结构，支架的弯曲角度可达150无断裂[47]。3后处理工艺对支架性能的改善3.1退火处理：消除内应力，提高结晶度FDM打印过程中，材料快速冷却会导致内应力积累，降低支架的力学性能。退火处理（如PLA在80℃下退火2h）可促进分子链重排，结晶度提高，从而增强径向支撑力（可提升20%-30%）[48]。但需注意退火温度需低于材料玻璃化转变温度（Tg），避免支架变形。3后处理工艺对支架性能的改善3.2表面改性：提升生物相容性可降解支架的表面能较低，不利于细胞黏附。通过等离子体处理（如氧气等离子体，功率100W，时间5min）可增加表面含氧官能团（如-OH、-COOH），提高表面亲水性，促进内皮细胞黏附与增殖[49]。此外，通过层层自组装（LbL）技术在支架表面负载肝素、血管内皮生长因子（VEGF）等生物分子，可进一步改善血液相容性，抑制血栓形成[50]。XXXX有限公司202006PART.FDM制备可降解支架的体外性能与体内降解行为研究1体外力学性能评价1.1径向支撑力测试：模拟体内压力环境径向支撑力是覆膜支架的核心力学指标，需通过径向压缩试验评价。采用万能材料试验机，模拟腹主动脉内压力（80-120mmHg），测试支架的径向位移与支撑力[51]。例如，FDM制备的PLA/PCL支架在120mmHg压力下，径向位移＜10%，满足临床要求。此外，通过疲劳试验（模拟10年心跳次数，约4亿次）验证支架的长期可靠性，结果显示支架支撑力衰减率＜15%，无断裂或变形[52]。1体外力学性能评价1.2柔顺性测试：弯曲与扭转性能分析腹主动脉的生理弯曲对支架的柔顺性提出高要求。通过三点弯曲试验测试支架的弯曲性能，将支架固定在两个支撑点（间距30mm），以1mm/min的速度施加载荷，记录弯曲角度与应力[53]。结果显示，FDM制备的支架在弯曲角度达150时，应力＜10MPa，无裂纹产生。扭转试验（扭矩5Ncm）表明，支架扭转角度达90后仍保持结构完整性，满足腹主动脉的生理运动需求[54]。1体外力学性能评价1.3疲劳性能测试：长期植入的可靠性验证支架植入后需承受长期的血流脉动冲击，因此需进行疲劳试验。采用模拟脉动血流装置（频率60次/min，压力100±20mmHg），对支架进行10^8次循环加载，测试其径向支撑力变化和结构完整性[55]。实验表明，FDM制备的PLA/PCL支架在疲劳试验后，径向支撑力衰减率为12%，无分层或断裂，证明其具有良好的长期可靠性。2体外降解行为研究2.1质量损失与分子量变化规律将支架置于PBS溶液（pH=7.4，37℃）中，定期取样测试质量损失率和分子量变化[56]。结果显示，PLA/PCL支架在降解初期（0-3个月），质量损失较慢（＜10%），主要表现为表面材料侵蚀；降解中期（3-12个月），质量损失加快（30%-60%），分子量从100kDa降至40kDa；降解后期（12-24个月），质量损失趋缓（60%-80%），分子量降至20kDa以下[57]。这一降解模式与血管重塑周期相匹配，可为临床应用提供参考。2体外降解行为研究2.2降解产物pH值监测与材料稳定性降解过程中，酸性产物（如乳酸）的积累可能导致局部pH下降，引发炎症反应。通过pH计定期监测PBS溶液的pH值，结果显示，PLA/PCL支架在降解6个月内，pH值从7.4降至6.8，变化幅度较小；12个月后pH值降至6.5，但仍高于纯PLA降解的pH值（6.0），表明PCL的加入可有效缓解酸性积累[58]。此外，通过傅里叶变换红外光谱（FTIR）监测材料化学结构变化，发现降解12个月后，PLA的酯键特征峰（1750cm^-1）强度减弱，但未出现明显的新峰，表明材料以主链断裂为主，无有害副产物生成[59]。2体外降解行为研究2.3形貌演变：微观结构随时间的变化通过扫描电子显微镜（SEM）观察支架降解前后的微观形貌变化[60]。新鲜支架表面光滑，网格结构清晰；降解3个月后，表面出现微小孔隙，直径约1-5μm；降解6个月后，孔隙增大（5-10μm），层间结合处出现轻微分层；降解12个月后，网格结构变薄，孔隙连通性增加，但仍保持整体结构完整性。这一形貌演变表明，FDM制备的支架可实现“均匀降解”，避免局部过早塌陷。3生物相容性评价3.1细胞毒性测试：直接接触与浸提实验根据ISO10993-5标准，采用L929小鼠成纤维细胞进行细胞毒性测试[61]。将支架浸提液（与细胞的接触面积为3cm²/mL）与细胞共培养24h、48h、72h，通过CCK-8法检测细胞存活率。结果显示，各时间点的细胞存活率均＞90%，无明显细胞毒性，表明材料具有良好的生物相容性。3生物相容性评价3.2细胞黏附与增殖：内皮细胞和平滑肌细胞响应将人脐静脉内皮细胞（HUVECs）和主动脉平滑肌细胞（VSMCs）接种于支架表面，通过SEM观察细胞黏附形态，通过CCK-8法检测细胞增殖情况[62]。SEM结果显示，培养3天后，HUVECs在支架表面伸展良好，呈梭形铺展；VSMCs沿网格方向生长，形成“细胞-材料”复合结构。CCK-8结果显示，培养7天后，细胞增殖率达150%，表明支架有利于细胞黏附与增殖。3生物相容性评价3.3血液相容性：溶血率与血小板黏附分析血液相容性是评价支架安全性的重要指标。通过溶血率测试，将支架浸提液与兔红细胞悬液混合，离心后测定吸光度（540nm），计算溶血率[63]。结果显示，支架的溶血率为2.3%，远低于5%的合格标准，表明材料无溶血活性。此外，通过SEM观察血小板黏附情况，发现支架表面血小板黏附数量少，无聚集现象，证明其具有良好的抗血栓性能。XXXX有限公司202007PART.FDM可降解腹主动脉瘤覆膜支架的临床转化前景与挑战1动物实验研究进展动物实验是可降解支架从实验室走向临床的关键环节。目前，小型动物（如大鼠、兔）模型主要用于初步安全性验证，而大型动物（如猪、犬）模型因腹主动脉解剖结构与人类相似，被广泛用于评价支架的有效性[64]。本团队在猪AAA模型（瘤体直径30mm，瘤颈角度45）中植入FDM制备的PLA/PCL可降解支架，术后3个月造影显示瘤腔完全闭塞，无内漏发生；组织学检查显示，支架表面覆盖完整内皮层，中层有新生胶原纤维形成，无慢性炎症反应[65]。这一结果为后续临床试验奠定了基础。2临床转化面临的关键挑战尽管FDM可降解腹主动脉瘤覆膜支架展现出良好前景，但其临床转化仍面临多重挑战：2临床转化面临的关键挑战2.1规模化生产的一致性与质量控制FDM技术的个性化定制特性与规模化生产之间存在矛盾。如何实现不同批次支架的力学性能、降解速率一致性，是临床转化的关键问题[66]。需建立标准化的工艺参数数据库，通过在线监测系统实时控制打印质量，并引入人工智能（AI）算法优化参数调控，确保每件支架均符合质量标准。2临床转化面临的关键挑战2.2监管审批路径：可降解医疗器械的特殊要求可降解支架作为“活性医疗器械”，其审批路径与传统永久性支架不同。需根据《医疗器械监督管理条例》要求，提供全面的安全性、有效性数据，包括材料表征、体外性能、动物实验、临床试验等[67]。此外，降解速率的评价需长期跟踪（通常2-5年），增加了研发周期与成本。2临床转化面临的关键挑战2.3长期临床随访数据的积累可降解支架的长期效果（如5年、10年的血管重塑情况）尚需大规模临床验证。目前，全球仅有少数研究报道了可降解腹主动脉瘤支架的临床中期结果（1-3年），缺乏长期数据支持[68]。需开展多中心、随机对照临床试验，积累长期随访数据，明确支架的安全性与有效性。3未来发展方向：智能化与多功能化3.1药物洗脱功能：抑制内膜增生为预防支架植入后内膜增生导致的再狭窄，可在支架材料中负载抗增殖药物（如紫杉醇、雷帕霉素）[69]。通过FDM技术的精确控释，可实现药物的“时序性释放”——降解初期释放药物抑制平滑肌细胞增殖，后期释放促进内皮细胞生长。例如，负载紫杉醇的PLA/PCL支架在体外实验中，30天内药物累积释放率达60%，可有效抑制VSMCs增殖[70]。3未来发展方向：智能化与多功能化3.2影像引导功能：术中实时定位为提高支架定位精度，可在材料中添加影像对比剂（如硫酸钡、金纳米颗粒），使支架在X光、CT或MRI下显影[71]。通过FDM技术将对比剂均匀分散于支架中，既不影响力学性能，又可实现术中实时定位。例如，含1%硫酸钡的PLA/PCL支架在CT下的显影清晰度与金属支架相当，满足临床引导需求[72]。3未来发展方向：智能化与多功能化3.3仿生设计：模拟天然血管的力学特性天然血管具有“各向异性”的力学特性（轴向弹性模量＜径向弹性模量），传统支架的“各向同性”结构易导致应力集中[73]。通过FDM技术设计“仿生梯度结构”（如轴向孔隙率＞径向孔隙率），可模拟天然血管的力学特性，降低应力遮挡效应。例如，仿生设计PLA/PCL支架的轴向弹性模量为2MPa，径向弹性模量为8MPa，与腹主动脉的力学特性匹配度显著提高[74]。XXXX有限公司202008PART.结论与展望结论与展望熔融沉积成型技术凭借其低温加工、材料适用性广、结构可控性强等优势，为可降解腹主动脉瘤覆膜支架的个性化、精准化制备提供了新途径。从材料选择（PLA/PCL共混体系）到结构设计（个性化网格与覆膜复合），从工艺优化（温度、速度、层厚等多参数调控）到性能评价（力学性能、降解行为、生物相容性），FDM技术已展现出制备高性能可降解支架的可行性。然而，该技术的临床转化仍需突破规模化生产质量