CN112917892B - 基于营养流道的生物3d打印方法 - Google Patents

基于营养流道的生物3d打印方法 Download PDF

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Abstract

本发明涉及一种基于营养流道的生物3D打印方法，通过将配置后的牺牲材料和基体材料装入多路管道中，将多路管道连接至注射泵系统，将注射泵系统的注射器装入3D打印机上；调节制冷平台的表面温度，打开光发射器，进行多路材料的挤出，待到材料能够稳定出丝后，开启打印平行喷头根据待打印器官文件按照切片路径开启打印，得到打印模型，照射打印模型，形成稳定固体状态结构，将稳定固体状态结构置于振荡器上，在培养箱中对稳定固体状态结构动态培养一段时间，得到带有营养网络的生物组织结构体，其中通过去除凝胶纤维中牺牲层材料，细胞的动态培养，促进组织器官的功能化，得到带有营养网络的大型细胞结构体。本发明适用于打印各种复杂组织结构。

Description

基于营养流道的生物3D打印方法
技术领域
本发明涉及生物制造技术领域，尤其涉及一种基于营养流道的生物3D打印方法。
背景技术
近年来，随着3D的打印技术的发展，逐渐用于组织工程以及再生医学领域，我们人体，我们大多数组织都需要大量的养分/氧气，这对于组织工程构造也是如此。实际上，由于营养缺乏和缺氧，工程化组织结构核心中的细胞将会死亡，因此在充满细胞的组织结构中使营养网络中扩展，至关重要，促进功能组织的形成，尽管组织工程学的长足进步，但迄今为止，创建具有营养网络需求的大规模组织结构仍然在一个巨大的挑战。
在这种情况下，作为一种新兴技术的三维(3D)生物打印技术可以制造带有营养网络的3D充满细胞的构建体，这些技术大多数是基于：带有孔网络的直接生物打印，例如带有细胞的支架；牺牲性生物印刷技术，其中首先将牺牲性墨水沉积至水凝胶基质中，然后去除墨水以获得通道网络；同轴生物打印技术，将牺牲材料以及水凝胶泵入内外管道中，以生成基于水凝胶管的结构。
然而由于机械强度有限，无法支撑凝胶纤维的重量，例如挤压，并且打印的过程中经常发生坍塌的现象发生，如图2所示，因此很难直接用孔网络直接生物打印大规模的复杂细胞结构图，另外由于牺牲层材料的印刷的模制过程或同轴生物打印的水凝胶管的连续性，仍然难以轻易地实现具有营养网络的大规模的自由形态的载有细胞的构建体的形成，因此急需一种带营养网络的大型细胞结构体的同步3D生物打印方法，以允许有效的氧气，营养和废物扩散从而利于细胞的存活，从而促使功能组织的产生。
申请号为2017112322240.4的专利文献发布了一种高强度立体化水凝胶结构体的制备方法，发明通过在三维打印过程中将金属催化剂混合到热塑性聚合物或者光固化性树脂材料中，将聚合物结构体进入到水凝胶中进行表面引发聚合，除去聚合物结构体即可得到高强度立体化中空水凝胶结构体。申请号为2017112322240.4的专利文献发布了一种甲基纤维素(MC)基水凝胶生物墨水的3D打印方法，其中采用甲基纤维素水凝胶通过3D打印的方法实现了相应的细胞板工程及生物体组织器官的复杂形状的3D打印。
上述传统方案虽然在一定程度上获得了打印对象，但上述制备方法除了能够提高水凝胶结构的强度，并不利于载细胞打印，而且打印方式不够灵活，无法制造带有营养网络的大型细胞结构体的制造。
发明内容
本发明的目的是为克服现有技术所存在的不足而提供一种基于营养流道的生物3D打印方法，本发明实施同步打印策略，在同步打印中能够将牺牲墨水和载细胞墨水相互协同以增强各自的打印性能，从而确保打印结构的保真度和强度，适用于打印各种复杂组织结构。
根据本发明提出的一种基于营养流道的生物3D打印方法，其特征在于，包括如下步骤：
S10，分别配置牺牲材料和基体材料，将配置后的牺牲材料和基体材料装入多路管道中，将多路管道连接至注射泵系统，以使注射泵系统的推力匹配3D打印机的移动速度，进行材料的推进挤出，将注射泵系统的注射器装入3D打印机上；
S20，启动制冷平台，将制冷平台的表面温度控制在第一设定温度，打开光发射器，同时进行多路材料的挤出，待到材料能够稳定出丝；所述第一设定温度的取值范围为-2～37℃；
S30，启动3D打印机的打印软件，开启打印平行喷头根据待打印器官文件按照切片路径开启打印，得到打印模型；
S40，在打印结束后，照射打印模型第一设定时长，以进行不可逆的稳定光固化，形成稳定固体状态结构；所述第一设定时长的取值范围为5～300s；
S50，将稳定固体状态结构置于振荡器上，在第二设定温度的培养箱中对置于振荡器上的稳定固体状态结构动态培养第二设定时长，去除牺牲材料，得到带有营养网络的生物组织结构体；所述第二设定温度的取值范围为5～37℃；所述第二设定时长取值范围为1～24h。
进一步地，S30所述启动3D打印机的打印软件，开启打印平行喷头根据待打印器官文件按照切片路径开启打印，得到打印模型之前，还包括：
获取目标器官的CT数据或MRI数据，将CT数据或MRI数据转换成3D打印机可识别的格式文件，得到待打印器官文件。
进一步地，S10所述分别配置牺牲材料和基体材料还包括：
将牺牲材料的质量浓度配置为第一设定质量浓度，将基体材料的质量浓度配置为第二设定质量浓度；所述第一设定质量浓度的取值范围为4～60％；所述第二设定质量浓度的取值范围为5～40％。
进一步地，所述第一设定质量浓度为4％；所述第二设定质量浓度为10％。
进一步地，所述3D打印机包括电机模组、喷头和底板平台；所述电机模组包括电机、丝杠、滑块，所述喷头装在电机模组的滑块上，通过电机模组来控制喷头的移动；底板平台是打印沉积平台；喷头用于相应材料的挤出、电机模组则负责喷头的移动控制，材料沉积至底板平台，底板平台的制冷功能辅助材料成型。
进一步地，所述制冷平台包括温度控制面板，温控系统，和制冷结构；
所述温度控制面板实时设读取温度设定指令，并将温度设定指令发送到温控系统；温控系统在接收温度设定指令进行制冷运作，制冷结构通过在制冷的过程中实现制冷板温度的调控同时将温度反馈给制冷系统，进一步反馈给温度控制面板进而实现温度的负反馈，从而达到温度的实时可调控。
进一步地，所述第一设定温度的取值范围为-2～10℃。
进一步地，所述第一设定时长的取值范围为5～50s。
进一步地，所述第二设定温度的取值范围为15～37℃。
进一步地，所述第二设定时长的取值范围为1～15h。
本发明的实现原理是：上述本发明的基于营养流道的生物3D打印方法，通过分别配置牺牲材料和基体材料，将配置后的牺牲材料和基体材料装入多路管道中，将多路管道连接至注射泵系统，以使注射泵系统的推力匹配3D打印机的移动速度，进行材料的推进挤出，将注射泵系统的注射器装入3D打印机上；再启动制冷平台，将制冷平台的表面温度控制在第一设定温度，打开光发射器，同时进行多路材料的挤出，待到材料能够稳定出丝后，启动3D打印机的打印软件，开启打印平行喷头根据待打印器官文件按照切片路径开启打印，得到打印模型，在打印结束后，照射打印模型第一设定时长，以进行不可逆的稳定光固化，形成稳定固体状态结构，以将稳定固体状态结构置于振荡器上，在第二设定温度的培养箱中对置于振荡器上的稳定固体状态结构动态培养第二设定时长，去除牺牲材料(如明胶)，得到带有营养网络的生物组织结构体，其中将牺牲层材料和载有组织细胞的基体材料通入多入口喷头，形成一种凝胶纤维，通过3D打印技术，同步打印三维结构实现两种材料协同打印，相互增强各自的打印性，通过去除凝胶纤维中牺牲层材料，然后通过细胞的动态培养，促进组织器官的功能化，以得到带有营养网络的大型细胞结构体。
本发明与现有技术相比其显著优点在于：
第一，本发明首创了同步打印策略，以一半牺牲墨水一半载细胞墨水为成型单元丝，打印具有自支撑效果的实体结构后，溶解牺牲墨水，制造出营养流道网络，促进营养/氧气的渗透，利于组织的新生。
第二，本发明显著优于传统的直接打印网格结构，同步打印策略具有较高的结构保真度，不会坍塌。
第三，在同步打印中，能够将牺牲墨水和载细胞墨水相互协同以增强各自的打印性能，从而保证了打印结构的保真度和强度，可适用于打印各种复杂组织结构。
附图说明
图1是本发明一个实施例的基于营养流道的生物3D打印方法流程图。
图2是本发明一个实施例中明胶凝胶液化的原理示意图。
图3是本发明一个实施例中GelMA不可逆光交联固化的原理示意图。
图4是本发明一个实施例的同步3D生物打印方法示意图。
图5是本发明一个实施例的打印实体图以及实体电镜图。
图6是本发明一个实施例的打印立方实体应力应变图。
图7是本发明一个实施例的扩展多组分材料同步生物3D打印方法示意图。
具体实施方式
为了使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施例，对本发明进一步详细说明。应当理解，以下描述的具体实施例虽用以解释本发明，但并不用于限定本发明。
在本发明中提及“实施例”意味着，结合实施例描述的特定特征、结构或特性可以包含在本发明的至少一个优选的方式中。在说明书中的各个位置出现该短语并不一定均是指相同的实施例，也不是与其它实施例互斥的独立的或备选的实施例。本领域技术人员显式地和隐式地理解的是，本发明所描述的实施例可以与其它实施例相结合。
实施例1：
参考图1所示，本实施例提供一种基于营养流道的生物3D打印方法，包括如下步骤：
S10，分别配置牺牲材料和基体材料，将配置后的牺牲材料和基体材料装入多路管道中，将多路管道连接至注射泵系统，以使注射泵系统的推力匹配3D打印机的移动速度，进行材料的推进挤出，将注射泵系统的注射器装入3D打印机上(如可以将注射泵系统的注射器装入3D打印机的Z轴上)。
上述牺牲材料可以包括明胶等具备良好的生物兼容性，可打印性，易去除的材料。上述基体材料可以包括GelMA(甲基丙烯酸酐化明胶)等具备良好的生物兼容性，可打印性，稳定不易变形这些特征的材料。
具体地，可以将牺牲材料配置为第一设定质量浓度的溶液，将基体材料配置为第二设定质量浓度的溶液，以分别实现牺牲材料和基体材料的配置。上述步骤将配置后的牺牲材料和基体材料装入多路管道中，以将两种通入同一喷头，形成一股凝胶纤维，可以实现相互增强各自的打印性能。
在一个示例中，牺牲层材料和基体材料的组合可以包括明胶和GelMA，F127(文泊洛沙姆)和胶原蛋白，F127和基质胶等组合。综合打印工艺及生物兼容性的考虑，目前明胶作为牺牲层和GelMA作为基体材料为最佳组合。
S20，启动制冷平台，将制冷平台的表面温度控制在第一设定温度，打开光发射器，同时进行多路材料的挤出，待到材料能够稳定出丝；所述第一设定温度的取值范围为-2～37℃(如选择-2℃、0℃、1℃、5℃、10℃、15℃、20℃、30℃或37℃等)。
具体地，上述步骤可以启动制冷平台，将平台表面温度控制在第一设定温度左右，同时打开光发射器，同时进行多路材料的挤出，待到材料能够稳定出丝即可。
具体地，第一设定温度的取值范围为-2～10℃。
优选地，上述第一设定温度可以设置为1℃。
在一个示例中，上述光发射器可以为蓝色光源(其中蓝色光源的波长为405nm，功率为100mw/cm2)。
S30，启动3D打印机的打印软件，开启打印平行喷头根据待打印器官文件按照切片路径开启打印，得到打印模型。
具体地，在获取打印模型的过程中，可以通过牺牲材料和基体材料的流速来控制不同材料的配比，从而控制后期的三维结构的孔隙率，进而影响其力学性能以及营养网络的大小。
S40，在打印结束后，照射打印模型第一设定时长，以进行不可逆的稳定光固化，形成稳定固体状态结构；所述第一设定时长的取值范围为5～300s(如选择5s、10s、15s、30s、50s、80s、120s、160s、200s、250s或300s等)。
具体地，第一设定时长的取值范围为5～50s。
将上述第一设定时长可以设置为15s，照射所使用的光源可以为可见光源、蓝光光源或紫外光源等，相应的光可以为可见光、蓝光或紫外光等。此时上述步骤在打印结束后，可以采用波长为405nm的紫外光照射打印模型15s。具体地，启动3D打印机的打印软件，然后开启打印平行喷头按照切片路径开启打印即可。若以明胶作为牺牲材料，GelMA作为基体材料，明胶和GelMA的冷凝特性有效保证了打印前期的三维结构保真度，打印结束后用405nm紫外照射所打印完成的模型15s。GelMA经过405nm照射后进行不可逆的稳定光固化，形成稳定固体状态(即稳定固体状态结构)。
进一步地，为了获取永久稳定的三维构建体，将整个稳定固体状态结构置于紫外光源(其中紫外光源的波长为405nm，功率为100mw/cm2)下，约20s，以进行不可逆的光交联。
S50，将稳定固体状态结构置于振荡器上，在第二设定温度的培养箱中对置于振荡器上的稳定固体状态结构动态培养第二设定时长，去除牺牲材料，得到带有营养网络的生物组织结构体；所述第二设定温度的取值范围为5～37℃(如选择5℃、8℃、10℃、15℃、20℃、30℃或37℃等)；所述第二设定时长取值范围为1～24h(如选择1h、3h、5h、8h、10h、15h、18h、19h、22h或24h等)。
具体地，第二设定温度的取值范围为15～37℃。
具体地，第二设定时长的取值范围为1～15h。
具体地，上述振荡器的速度可以为70rpm(转/分钟)；上述第二设定温度可以为37℃；上述第二设定时长可以设置为3小时。
上述基于营养流道的生物3D打印方法，通过分别配置牺牲材料和基体材料，将配置后的牺牲材料和基体材料装入多路管道中，将多路管道连接至注射泵系统，以使注射泵系统的推力匹配3D打印机的移动速度，进行材料的推进挤出，将注射泵系统的注射器装入3D打印机上；再启动制冷平台，将制冷平台的表面温度控制在第一设定温度，打开光发射器，同时进行多路材料的挤出，待到材料能够稳定出丝后，启动3D打印机的打印软件，开启打印平行喷头根据待打印器官文件按照切片路径开启打印，得到打印模型，在打印结束后，照射打印模型第一设定时长，以进行不可逆的稳定光固化，形成稳定固体状态结构，以将稳定固体状态结构置于振荡器上，在第二设定温度的培养箱中对置于振荡器上的稳定固体状态结构动态培养第二设定时长，去除牺牲材料(如明胶)，得到带有营养网络的生物组织结构体，其中将牺牲层材料和载有组织细胞的基体材料通入多入口喷头，形成一种凝胶纤维，通过3D打印技术，同步打印三维结构实现两种材料协同打印，相互增强各自的打印性，通过去除凝胶纤维中牺牲层材料，然后通过细胞的动态培养，促进组织器官的功能化，以得到带有营养网络的大型细胞结构体。
在一个优选的方式中，启动3D打印机的打印软件，开启打印平行喷头根据待打印器官文件按照切片路径开启打印，得到打印模型之前，还包括：
获取目标器官的CT(电子计算机断层扫描)数据或MRI(磁共振成像)数据，将CT数据或MRI数据转换成3D打印机可识别的格式文件，得到待打印器官文件。
上述目标器官可以为待打印器官对应的真实器官。
具体地，本实施例1可以通过扫描一个真实器官得到CT或MRI数据，将数据通过专业软件转换成打印机可识别的格式文件，然后通过上位机软件控制3D打印机进行打印。
在一个优选的方案中，分别配置牺牲材料和基体材料包括：
将牺牲材料的质量浓度配置为第一设定质量浓度，将基体材料的质量浓度配置为第二设定质量浓度；所述第一设定质量浓度的取值范围为4～60％(如选择4％、10％、20％、30％、40％、50％或60％等)；所述第二设定质量浓度的取值范围为5～40％(如选择5％、10％、15％、20％、25％、30％或40％等)。
优选地，上述第一设定质量浓度可以为4％，第二设定质量浓度可以设为10％。
在一个优选的方案中，所述3D打印机包括电机模组、喷头、和底板平台；所述电机模组包括电机、丝杠、滑块，喷头装在电机模组的滑块上，通过电机模组来控制喷头的移动；底板平台是打印沉积平台；喷头用于相应材料的挤出、电机模组则负责喷头的移动控制，材料沉积至底板平台，底板平台的制冷功能辅助材料成型。
具体地，上述基于营养流道的生物3D打印方法的整体打印体现在三维移动装置，移动装置即基础生物3D打印装置(即3D打印机)，包括电机模组，喷头，底板平台组成。电机用到的限位开关通过两个螺丝固定在电机侧的模组电机座上，其作用在于定位控制以及终端限位的保护。一旦电机运动到零位时，限位开关开启，停止其运动，这样能够保证机构不会接着运动，出现机构损坏的情况发生。
在一个优选的方案中，所述制冷平台包括温度控制面板，温控系统，和制冷结构；
所述温度控制面板实时设读取温度设定指令，并将温度设定指令发送到温控系统；温控系统在接收温度设定指令进行制冷运作，制冷结构通过在制冷的过程中实现制冷板温度的调控同时将温度反馈给制冷系统，进一步反馈给温度控制面板进而实现温度的负反馈，从而达到温度的实时可调控。
具体地，在实际打印过程中，制冷平台的使用是在初期打印三维结构，利用明胶和GelMA的冷凝特性，保证在打印初期强度得到保证，不会出现打印过程的坍塌或者保真度不够。一般保持在1℃。制冷平台的构造主要由温控界面、温控系统和机械结构组成，能够通过温控面板进行对打印过程中的制冷平台进行实时的温度设定和调整，通过触控面板的方式将指令发送给温控系统，温控系统在接收指令后进行制冷操作的同时，将实时温度反馈给用户界面，进而实现实时的温度调控。
实施例2：
本实施例2中，以明胶作为牺牲材料，GelMA作为基体材料为例，实现上述基于营养流道的生物3D打印方法的装置可以包括：
受控的XYZ三个坐标轴的电机模组的三维移动装置、一套可控流速的注射泵系统、一套可实时控温的制冷平台、一种多入口喷头。
其中整体打印体现在三维移动装置，移动装置即基础生物3D打印装置，由电机模组，喷头，底板平台组成。电机用到的限位开关通过两个螺丝固定在电机侧的模组电机座上，其作用在于定位控制以及终端限位的保护。一旦电机运动到零位时，限位开关开启，停止其运动，这样能够保证机构不会接着运动，出现机构损坏的情况发生。
制冷平台的使用是在初期打印三维结构，利用明胶和GelMA的冷凝特性，保证在打印初期强度得到保证，不会出现打印过程的坍塌或者保真度不够。一般保持在1℃。制冷平台的构造主要由温控界面、温控系统和机械结构组成，能够通过温控面板进行对打印过程中的制冷平台进行实时的温度设定和调整，通过触控面板的方式将指令发送给温控系统，温控系统在接收指令后进行制冷操作的同时，将实时温度反馈给用户界面，进而实现实时的温度调控。
多入口的喷头在上述基于营养流道的生物3D打印方法中具有重要作用，多种材料在通过不同入口同时打印，最终汇聚至一个容腔中形成稳定的明胶/GelMA细胞纤维则可以顺利三维结构的打印。喷头由鲁尔接头，下接头组成，鲁尔接头为了连接的简便性，能够很好地利用它将整个打印喷头装置在3D打印机上，下街头由多通路管道组成，多个管道皆与下街头的腔体相通，最终形成稳定凝胶纤维，同时每个管道伸出2cm的连接端，供外部材料的连接相通。
根据图2所示，为明胶凝胶，液化的原理示意图，由图2可知，首先牺牲材料明胶，细胞载体材料GelMA通入平行喷头处，融合为稳定凝胶纤维，打印至1℃制冷平台，然后利用405nm紫外进行光交联，最后在37℃培养基上动态培养即可得到带有营养网络的结构。
根据图3所示，为GelMA不可逆光交联固化的原理示意图。通过光照，微观角度来看即原本分开的物质凝聚成团，宏观角度即为凝固。
根据图4所示，为一种带营养网络的大型细胞结构体的同步3D生物打印方法示意图，先是通过生物3D打印技术完成打印，然后通过溶解牺牲层材料实现营养流道的打印。
根据图5所示，为打印实体图以及实体电镜图，上侧为立方实体图，下侧为耳朵实体图，由图示可知，这种同步3D打印的技术能够切实保证打印的保真度，通过模型的实体荧光电镜图
根据图6所示，为打印立方实体应力应变图，从而得知稳定固化后的模型力学性能，以及右侧为压缩模量流速图，由图中可见随着明胶流速的增加，压缩模量减小。
根据图7所示，为扩展多组分材料同步生物3D打印方法示意图，以及打印的实物图，荧光图，可以发现多组分材料的打印同样可适用。
与现有技术相比，本实施例提供的基于营养流道的生物3D打印方法的优点在于：
同步打印策略以一半牺牲墨水一半载细胞墨水为成型单元丝，打印具有自支撑效果的实体结构后，溶解牺牲墨水，制造出营养流道网络，促进营养/氧气的渗透，利于组织的新生。相较于传统的直接打印网格结构，同步打印策略具有较高的结构保真度，不会坍塌。
同步打印中，牺牲墨水和载细胞墨水相互协同增强各自的打印性能，保证了打印结构的保真度和强度，可以打印各种复杂组织结构。
进一步地，由图2可见是明胶和GelMA的可逆热交联机理，图3可见是GelMA的不可逆的光交联机理。其中打印策略包括将可逆热交联预凝胶生物墨水进行直接生物打印成暂时稳定的结构，以及随后的GelMA不可逆交联，使得他们具有长期稳定性。
在一个示例中，结合图示，以同步打印明胶和载细胞GelMA为例，对于一种带营养网络的大型细胞结构体的同步3D生物打印方法，其实施方式具体为以下部分：
将相应的细胞与GelMA溶液在37℃下混合。
将明胶溶液和载有细胞的GelMA溶液装入注射器。
使用平行喷嘴挤出系统进行牺牲材料明胶和细胞载体材料GelMA的打印，在该系统下，明胶作为生物墨水被设计从一个入口流入，细胞载体材料GelMA生物墨水被设计从另一个入口流入。上述平行喷嘴挤出系统的喷嘴可以采用多合一喷嘴，该喷嘴允许由不同材料通入，形成稳定的凝胶纤维材料，从而实现构建体的快速生物打印。
将稳定的明胶/GelMA生物墨水纤维按照逐层沉积到温度保持在1℃制冷平台上，整体打印的环境在室温22℃下进行。通过简单的冷却过程来实现明胶预凝胶生物墨水作为牺牲性生物墨水和GelMA预凝胶生物墨水能够进行挤出生物打印。其中可以通过明胶和GelMA的流速来获得具有不同通道大小的固体构建体，通过组合不同的明胶流速(0.01ml/min-0.25ml/min)和固定流速的GelMA(0.15ml/min)，可以打印一系列构建体(10mm×10mm×10mm)。同时，通过观察垂直截面，通道的大小随着明胶流速的增加而增加。此外，在室温下进行无限制压缩试验以表征具有营养网络的构造体(10mm×10mm×10mm)的机械性能。压缩模量随着通道尺寸的减小而增加。
为了获取永久的结构，将整个构建体置于紫外光源下(405nm，100mw/cm2)约15s，以进行构建体中GelMA的不可逆光固化交联。
将构建好的三位结构体，置于振荡器(速度为70rpm)种，在37℃培养基种动态培养3h，温敏材料明胶即为液化溶解，从而三维结构体形成营养网络。
更新培养基，将带有营养网络的细胞载体材料放在振荡器(速度为70rpm)种，进行长期动态培养，即可完成带营养网络的大型细胞结构体的同步3D生物打印。
在一个示例中，还可通过多合一喷头，将多种载细胞生物墨水和牺牲墨水共打印，溶解牺牲微凝胶后，可制造富含营养网络结构的多细胞组织结构体，更好的模拟体内组织的异质性。
本示例提供的共打印策略可推广应用至其他生物性能优异的生物材料组合，如F127/胶原蛋白，F127/基质胶等。
以上实施例的各技术特征可以进行任意的组合，为使描述简洁，未对上述实施例中的各个技术特征所有可能的组合都进行描述，然而，只要这些技术特征的组合不存在矛盾，都应当认为是本说明书记载的范围。
本发明实施例的术语“包括”和“具有”以及它们任何变形，意图在于覆盖不排他的包含。例如包含了一系列步骤或模块的过程、方法、装置、产品或设备没有限定于已列出的步骤或模块，而是可选地还包括没有列出的步骤或模块，或可选地还包括对于这些过程、方法、产品或设备固有的其它步骤或模块。
以上所述实施例仅表达了本发明的几种实施方式，其描述较为具体和详细，但并不能因此而理解为对本发明范围的限制。应当指出的是，对于本领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干变形和改进，这些都属于本发明的保护范围。

Claims (9)

1.一种基于营养流道的生物3D打印方法，其特征在于，包括如下步骤：
S10，分别配置牺牲材料和基体材料，将配置后的牺牲材料和基体材料装入多路管道中，将多路管道连接至注射泵系统，以使注射泵系统的推力匹配3D打印机的移动速度，进行材料的推进挤出，将注射泵系统的注射器装入3D打印机上；
S20，启动制冷平台，将制冷平台的表面温度控制在第一设定温度，打开光发射器，同时进行多路材料的挤出，待到材料能够稳定出丝；所述第一设定温度的取值范围为-2～10℃；
S30，启动3D打印机的打印软件，开启打印平行喷头根据待打印器官文件按照切片路径开启打印，得到打印模型；
S40，在打印结束后，照射打印模型第一设定时长，以进行不可逆的稳定光固化，形成稳定固体状态结构；所述第一设定时长的取值范围为5～300s；
S50，将稳定固体状态结构置于振荡器上，在第二设定温度的培养箱中对置于振荡器上的稳定固体状态结构动态培养第二设定时长，去除牺牲材料，得到带有营养网络的生物组织结构体；所述第二设定温度的取值范围为5～37℃；所述第二设定时长取值范围为1～24h；
所述牺牲材料和基体材料的组合为明胶和GelMA的组合，F127和胶原蛋白的组合，F127和基质胶的组合。
2.根据权利要求1所述的基于营养流道的生物3D打印方法，其特征在于，S30所述启动3D打印机的打印软件，开启打印平行喷头根据待打印器官文件按照切片路径开启打印，得到打印模型之前，还包括：
获取目标器官的CT数据或MRI数据，将CT数据或MRI数据转换成3D打印机可识别的格式文件，得到待打印器官文件。
3.根据权利要求1所述的基于营养流道的生物3D打印方法，其特征在于，S10所述分别配置牺牲材料和基体材料还包括：
将牺牲材料的质量浓度配置为第一设定质量浓度，将基体材料的质量浓度配置为第二设定质量浓度；所述第一设定质量浓度的取值范围为4～60％；所述第二设定质量浓度的取值范围为5～40％。
4.根据权利要求3所述的基于营养流道的生物3D打印方法，其特征在于，所述第一设定质量浓度为4％；所述第二设定质量浓度为10％。
5.根据权利要求1所述的基于营养流道的生物3D打印方法，其特征在于，所述3D打印机包括电机模组、喷头和底板平台；所述电机模组包括电机、丝杠、滑块，喷头装在电机模组的滑块上，通过电机模组来控制喷头的移动；底板平台是打印沉积平台；喷头用于相应材料的挤出、电机模组则负责喷头的移动控制，材料沉积至底板平台，底板平台的制冷功能辅助材料成型。
6.根据权利要求1至5任一项所述的基于营养流道的生物3D打印方法，其特征在于，所述制冷平台包括温度控制面板、温控系统和制冷结构；
所述温度控制面板实时设读取温度设定指令，并将温度设定指令发送到温控系统；温控系统在接收温度设定指令进行制冷运作，制冷结构通过在制冷的过程中实现制冷板温度的调控同时将温度反馈给制冷系统，进一步反馈给温度控制面板进而实现温度的负反馈，从而达到温度的实时可调控。
7.根据权利要求1至5任一项所述的基于营养流道的生物3D打印方法，其特征在于，所述第一设定时长的取值范围为5～50s。
8.根据权利要求1至5任一项所述的基于营养流道的生物3D打印方法，其特征在于，所述第二设定温度的取值范围为15～37℃。
9.根据权利要求1至5任一项所述的基于营养流道的生物3D打印方法，其特征在于，所述第二设定时长的取值范围为1～15h。
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