形打印相交替進(jìn)行，在人造血管內(nèi)層支架的外表面進(jìn)行水平方向的3D打印，制備出具有均 勻分布的棒狀層，在棒狀層的外表面進(jìn)行圓周方向的3D打印，制備出具有圓周方向均勻分 布的環(huán)狀層，然后沿中間層支架徑向方向上從內(nèi)向外依次將棒狀層和環(huán)狀層逐層交替層層 堆疊連接，直至達(dá)到中間層支架厚度要求即停止。步驟(3)完成后，所添加的醋酸溶液完全揮發(fā)。 [0017] (4)、將步驟(1)稱(chēng)取的將聚丁二酸丁二醇酯與適量揮發(fā)性極性溶劑充分溶解混合 均勻后，在步驟(2)制得的中間層支架表面進(jìn)行靜電紡絲，制備成一層多孔纖維管狀結(jié)構(gòu)，完成外層支架的制備；自此制備完成血管支架。外層支架的靜電紡絲制備方法為旋轉(zhuǎn)纏繞，將靜電紡絲原液加入到靜電紡絲設(shè)備中，人造血管中間層支架作為靜電紡絲接收端，中間 層支架周向均勻旋轉(zhuǎn)，噴頭左右水平移動(dòng)，使得打印絲均勻粘附到中間層支架的外表面。 [0018] (5)、將步驟(4)制得的血管支架放入適量去離子水清洗干凈后，將接種細(xì)胞的懸 液滴加到血管支架的一個(gè)端面中的中間層支架斷面的孔隙內(nèi)，完成細(xì)胞接種，并放入培養(yǎng) 液中，制得人造血管。將含有接種細(xì)胞的透明質(zhì)酸溶液進(jìn)行混懸，制備完成混懸液，該混懸液的透明質(zhì)酸濃度為0.1-100g/L，細(xì)胞的終濃度為1×105-1×106；培養(yǎng)液為10％胎牛血清 的DMEM/F12培養(yǎng)液。 [0019] 優(yōu)選的，步驟(2)中的揮發(fā)性極性溶劑為氯仿、二氯甲烷或丙酮中的一種；步驟(4)中的揮發(fā)性極性溶劑為氯仿、二氯甲烷或丙酮中的一種。步驟(2)和步驟(4)中的靜電紡絲 完成后，所添加的揮發(fā)性極性溶劑均完全揮發(fā)。 [0020] 優(yōu)選的，步驟(3)中的水凝膠類(lèi)材料選用聚乙烯醇水凝膠時(shí)，3D打印后的交聯(lián)為先 在低于-10℃冷凍至少8小時(shí)，然后再置于20℃-25℃下解凍6小時(shí)，上述冷凍解凍交替處理4次；水凝膠類(lèi)材料選用膠原水凝膠或者明膠水凝膠時(shí)，3D打印后的交聯(lián)為進(jìn)行紫外光交聯(lián)。 [0021] 本發(fā)明的有益效果是： [0022] (1)本發(fā)明采用三層結(jié)構(gòu)造型，與人體血管結(jié)構(gòu)類(lèi)似，并且在中間層支架位置采用 獨(dú)特的打印方式進(jìn)行細(xì)胞粘附和增殖，可以有較快的速度進(jìn)行細(xì)胞和組織的生成，使得人 造血管中間層支架快速形成一層細(xì)胞層，具備人造血管的功能，解決了人造血管中間層支 架和外層支架細(xì)胞生長(zhǎng)和增殖緩慢的問(wèn)題，有利于人造血管與人體血管的快速融合和迅速 替換； [0023] (2)本發(fā)明具有較快的降解速度。在內(nèi)層支架采用具有高生物相容性并且降解速 度較快的聚丁二酸乙二醇酯與抗凝劑的混合物，可以在植入前期防止血液在人造血管的位 置發(fā)生凝血而導(dǎo)致人造血管失效，還可以通過(guò)內(nèi)層支架內(nèi)部的孔隙為中間層支架的細(xì)胞提 供營(yíng)養(yǎng)和運(yùn)輸廢物，并且可以逐步發(fā)生降解，使得人造血管內(nèi)層支架逐漸內(nèi)皮化，此時(shí)內(nèi)層支架內(nèi)壁的細(xì)胞逐漸成膜，最終形成自己細(xì)胞的血管，而中間層支架內(nèi)的接種細(xì)胞也逐漸 成膜，當(dāng)內(nèi)層支架完全降解完成時(shí)，內(nèi)層支架內(nèi)壁的細(xì)胞與中間層支架內(nèi)的細(xì)胞會(huì)合，大大增加了細(xì)胞的生長(zhǎng)增殖速度。外層支架采用具有較高拉伸和彎曲性能的聚丁二酸丁二醇 酯，降解速度比內(nèi)層支架和中間層支架慢，可以在內(nèi)層支架材料和中間層支架中的水凝膠 材料降解后出現(xiàn)的力學(xué)性能下降區(qū)獲得一定的支撐和保護(hù)，保證細(xì)胞的粘附和固定。本發(fā) 明制備的人造血管滿(mǎn)足和細(xì)胞增殖相匹配的降解速度。 [0024] (3)本發(fā)明具有良好的力學(xué)性能。在植入初期由于沒(méi)有發(fā)生降解行為，人造血管經(jīng) 過(guò)紡絲成型的結(jié)構(gòu)保證其具有足夠的力學(xué)性能，隨著降解過(guò)程的進(jìn)行，內(nèi)層支架和中間層 支架的植入物逐漸減少，但是內(nèi)層支架和中間層支架的細(xì)胞逐漸成膜，使得力學(xué)性能得到 補(bǔ)償，因此本發(fā)明制備的人造血管沒(méi)有中間層支架細(xì)胞不足力學(xué)性能缺失的階段，可以保 證其具有足夠的力學(xué)性能。 [0025] (4)本發(fā)明具有血液不易滲血的特性。由于內(nèi)層支架采用的是紡絲工藝，使其能夠 編織成網(wǎng)，減小了血液向中間層支架和外層支架的擴(kuò)散；再加上中間層支架為附著細(xì)胞的 水凝膠結(jié)構(gòu)，內(nèi)部呈現(xiàn)無(wú)空隙特征；外層支架的編織結(jié)構(gòu)可以最終防止血液的滲血，此人造血管在植入體內(nèi)后可以防止血液滲血，保證了植入后的安全。 [0026] (5)本發(fā)明具有良好的防滲血和力學(xué)性能，并且可以隨植入時(shí)間的延長(zhǎng)逐漸降解 為自己血管，在心血管及周?chē)鷦?dòng)脈的更換中具有巨大優(yōu)勢(shì)，三層絲狀結(jié)構(gòu)能夠有效的防止 血管滲血，并且可以保證細(xì)胞在絲線(xiàn)上的生長(zhǎng)。中間層支架由于本身的細(xì)胞植入具有更快 的生長(zhǎng)速度。迅速形成完整細(xì)胞層，與血管內(nèi)皮細(xì)胞接合。外層支架較厚的高分子層能夠在較大的血液壓力下保持力學(xué)性能，并且可以最終降解為自體血管，不會(huì)出現(xiàn)血管老化的問(wèn) 題，使其在人造血管中具有重大優(yōu)勢(shì)。 附圖說(shuō)明 [0027] 圖1是本發(fā)明的主視圖的結(jié)構(gòu)示意圖； [0028] 圖2是圖1所示的A-A剖視圖的結(jié)構(gòu)示意圖； [0029] 圖3是本發(fā)明的血管支架的主視圖的結(jié)構(gòu)示意圖；

(2)、將所述步驟(1)稱(chēng)取的抗凝劑、聚丁二酸乙二醇酯與適量揮發(fā)性極性溶劑充分溶解混合均勻后進(jìn)行靜電紡絲，制備成具有一層多孔纖維管狀結(jié)構(gòu)，完成所述內(nèi)層支架的制備；所述內(nèi)層支架的靜電紡絲制備方法為旋轉(zhuǎn)纏繞； (3)、將所述步驟(1)稱(chēng)取的水凝膠類(lèi)材料、生物陶瓷材料、生長(zhǎng)因子與適量醋酸溶液充分溶解混合均勻后，在步驟(2)制得所述內(nèi)層支架外表面進(jìn)行3D打印后交聯(lián)，制備成具有一層多孔纖維管狀結(jié)構(gòu)，完成所述中間層支架的制備；所述中間層支架的3D打印制備方法為水平打印和環(huán)形打印相交替進(jìn)行； (4)、將所述步驟(1)稱(chēng)取的將聚丁二酸丁二醇酯與適量揮發(fā)性極性溶劑充分溶解混合均勻后，在步驟(2)制得的所述中間層支架表面進(jìn)行靜電紡絲，制備成一層多孔纖維管狀結(jié)構(gòu)，完成所述外層支架的制備；自此制備完成所述血管支架；所述外層支架的靜電紡絲制備方法為旋轉(zhuǎn)纏繞； (5)、將所述步驟(4)制得的所述血管支架放入適量去離子水清洗干凈后，將所述接種細(xì)胞的懸液滴加到所述血管支架的一個(gè)端面中的中間層支架斷面的孔隙內(nèi)，完成細(xì)胞接種，并放入培養(yǎng)液中，制得所述人造血管。 5.制備如權(quán)利要求4所述的一種人造血管的方法，其特征在于，所述步驟(2)中的揮發(fā)性極性溶劑為氯仿、二氯甲烷或丙酮中的一種；所述步驟(4)中的揮發(fā)性極性溶劑為氯仿、二氯甲烷或丙酮中的一種。 6.制備如權(quán)利要求4所述的一種人造血管的方法，其特征在于，所述步驟(3)中的水凝膠類(lèi)材料選用聚乙烯醇水凝膠時(shí)，3D打印后的交聯(lián)為先在低于-10℃冷凍至少8小時(shí)，然后再置于20℃-25℃下解凍6小時(shí)，所述冷凍解凍交替處理4次；水凝膠類(lèi)材料選用膠原水凝膠或者明膠水凝膠時(shí)，3D打印后的交聯(lián)為進(jìn)行紫外光交聯(lián)。