CN102836015A - 一种新的静电纺丝复合支架及其制备方法 - Google Patents
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Abstract
本发明公开一种静电纺丝复合支架及其制备方法，可应用于组织工程。首先采用溶剂挥发沉膜法制备底膜；再利用静电纺丝的先进技术在底膜上喷涂一层纺丝支架层。所述底膜层为实心的膜结构，具有较好机械性能；所述支架层是在该底膜层上利用静电纺丝方法喷涂的一层直径均匀的纳米纤维，具有典型的三维空间结构，利于细胞的粘附和增殖；所述底膜层和支架层均采用可降解的高分子材料制成。与传统的静电纺丝膜相比，本发明的复合膜具有更强的机械性能，同时具有良好的生物相容性。本法制备工艺较简单，制备成本颇低廉，利于推广。
Description
技术领域
本发明涉及组织工程与再生医学领域，具体地说，涉及的是一种新型静电纺丝复合支架及其制备方法，适用于组织工程领域。
背景技术
纳米纤维支架应用于组织工程具有显著的优势，其直径尺寸非常接近于细胞外的复合纤维，其相对较大的比表面积有助于细胞粘附和生物活性因子载荷，与同种材料光滑的膜对比，其生物相容性更好。
静电纺丝作为获得纳米纤维支架的最常用的一种方法，具有简单有效，方便经济等优点，得到的纤维具有连续长度，多孔，超细直径和高比表面积等特性，但同时具有机械性能不足，在液体环境中不规则，易打卷等缺点限制了静电纺丝在组织工程和再生医学领域的进一步应用。
目前利用静电纺丝技术制备纳米纤维支架的材料有聚乙醇酸（poly-glycolide，PGA）,左旋聚乳酸（poly-L-lactide,PLLA）,聚己内酯（poly-caprolactone，PCL），右旋聚乳酸（poly-D-lactide,PDLA）及其他们的共聚物等，所制备的支架厚度为200nm~7μm(Alberto Di Martino et.al.,2011)。这些静电纺丝支架(如专利申请号：200710134505.7)，由于其特有的仿ECM结构使其具有更好的细胞相容性，易于加工，生物可降解性好，且能够更好的支持细胞粘附、增殖。作为组织工程支架适用于细胞的生长，但其支架弹性模量相比于皮肤和软骨要出许多，而最终断裂伸长却相对较小。
故急需一种技术可加强纳米纤维的机械强度，同时不损失纳米纤维固有的优势，以运用于组织工程与再生医学领域。
发明内容
本发明的一个目的是提供一种新的静电纺丝复合支架，生物可完全降解，可 应用于组织工程领域。
本发明所述的静电纺丝复合支架由底膜层和支架层两部分组成。底膜层为实心的膜结构，具有较好机械性能。支架层是在该底膜基础上利用静电纺丝方法喷涂一层直径均匀的纳米纤维，具有典型的三维空间结构，利于细胞的粘附和增殖。
所述的复合支架的底膜层和支架层部分，均采用可降解的高分子材料制成，如聚乳酸，乳酸和己内酯的共混物，乳酸-己内酯共聚物或者其他的可降解高分子材料，但优先选择乳酸-己内酯共聚物。
所述的底膜层，为表面光滑的实心的高分子膜片，厚度为0.02-0.1mm。
所述的支架层，为静电纺丝组成的具有多孔结构的三维支架，厚度为0.01-0.1mm，其静电纺丝的直径为200-900nm。
本发明的另一目的是提供上述静电纺丝复合支架的制备方法，具体包括如下步骤：
1)将高分子材料溶解于二氯甲烷溶剂中，在室温下放置于磁力搅拌器上搅拌直至完全溶解，形成有机相A；
2)将步骤1）中的溶液A倒入玻璃皿中，加盖自然挥发，形成底膜；
3)将高分子材料溶解于二氯甲烷与N-二甲基酰胺混合溶剂中，在室温下放置于磁力搅拌器上搅拌直至共聚物完全溶解，形成有机相B；
4)将步骤2)中得到的底膜固定在金属板上，将金属板搭置于支架上；将步骤3）中的有机相B装入到喷雾装置中的注射器中，利用静电纺丝技术在底膜上喷涂静电纺丝支架层，最终形成复合膜，即所述静电纺丝复合支架。
所述的有机相A中高分子材料的浓度范围为0.5-10%（g/100ml），有机相B中高分子材料的浓度为3-8%(g/10mL)。
所述的静电纺丝过程中，针尖与接收装置距离为10-20cm，注射速率在0.3-1mL/h，推进量范围为0.5-2mL。
本发明制备方法具有如下优点：
（1）复合膜为生物可完全降解的高分子材料制备，具有好的生物相容性。
（2）与传统的静电纺丝支架相比较，复合膜具有良好的机械性能，在液体环境中不易打卷变形，有更好的规定形态。
（3）制备工艺简单，设备要求低，制备成本低廉，制备时间短。
附图说明
图1为本发明制备的复合膜结构示意图。
图2为静电纺丝装置示意图。
图3为拉伸力实验结果对比图。
图4为底膜层表面的扫描电子显微镜形貌图。
图5为支架层表面的扫描电子显微镜形貌图。
图6为复合支架横截面的扫描电子显微镜形貌图。
具体实施方式
下面对本发明的实施例作详细说明，本实施例以本发明技术方案为前提进行实施，给出了详细的实施方式和具体的操作过程，但本发明的保护范围不限于下述的实施例。
如图1所示，为静电纺丝复合支架示意图，由底膜层1和支架层2两部分组成，其中：所述底膜层1为实心的膜结构，具有较好机械性能；所述支架层2是在该底膜层上利用静电纺丝方法喷涂的一层直径均匀的纳米纤维，具有典型的三维空间结构，利于细胞的粘附和增殖；所述底膜层和支架层均采用可降解的高分子材料制成。
如图2所示，为以下实施例中采用的静电纺丝装置示意图，图中：1-高压电源 2-静电纺丝泵 3-注射器 4-针头 5-接收装置 6-底膜。
实施例1
具体操作如下：
（1）称取0.25g左旋乳酸-已内酯共聚物（PLLA-CL），将其置于10mL二氯甲烷溶剂中，在室温下放置于磁力搅拌器上搅拌直至完全溶解，形成有机相A。
（2）将溶液倒入直径为6cm的玻璃皿中使得铺满整个底部，加盖，置于通风橱中48小时，令其自然挥发，形成底膜，底膜外观光滑透明。经游标卡尺测量，底膜厚0.02±0.01mm。
（3）分别称取左旋乳酸-已内酯共聚物（PLLA-CL）和外消乳酸-已内酯共聚物 （PDLLA-CL）各0.3g，将其置于10ml二氯甲烷与N-二甲基酰胺（7:3）（V/V）混合溶剂中，在室温下放置于磁力搅拌器上搅拌直至共聚物完全溶解，形成有机相B。
（4）搭建喷射台，将(2)中得到的底膜固定在金属板上，将金属板搭置于支架上。将有机相B装入到喷雾装置中的注射器中，针尖与接收装置距离为12cm，注射速率为0.3mL/h，注射量1mL。利用静电纺丝技术在底膜上喷涂静电纺丝支架层，最终形成复合膜。
将所得底膜，支架层和复合膜分别进行拉伸试验，图3为拉伸力实验结果对比图，结果表明：复合膜的拉伸强度比底膜或支架层的拉伸强度大，体现出复合膜具有综合的性能优势。通过扫描电子显微镜观察复合膜，为两层不同的结构，一层为光滑的底膜，一层为支架状的静电纺丝结构。经游标卡尺测量，支架厚度为0.03±0.02mm，经扫描电子显微镜结果显示丝的直径为335±10nm。通过NIH/3T3细胞检测所制备的复合膜具有良好的生物相容性。图4为底膜层表面的扫描电子显微镜形貌图。图5为支架层表面的扫描电子显微镜形貌图。图6为复合支架横截面的扫描电子显微镜形貌图。
实施例2
具体操作如下：
（1）称取0.25g左旋乳酸-已内酯共聚物（PLLA-CL），将其置于10mL二氯甲烷溶剂中，在室温下放置于磁力搅拌器上搅拌直至完全溶解，形成有机相A.
（2）将溶液倒入直径为6cm的玻璃皿中使得铺满整个底部，加盖，置于通风橱中48小时，令其自然挥发，形成底膜，底膜外观光滑透明。经游标卡尺测量，底膜厚0.03±0.02mm。
（3）分别称取左旋乳酸-已内酯共聚物（PLLA-CL）和外消乳酸-已内酯共聚物（PDLLA-CL）各0.3g，将其置于10ml二氯甲烷与N-二甲基酰胺（7:3）混合溶剂中，在室温下放置于磁力搅拌器上搅拌直至共聚物完全溶解，形成有机相B。
（4）搭建喷射台，将(2)中得到的底膜固定在金属板上，将金属板搭置于支架 上。将有机相B装入到喷雾装置中的注射器中，针尖与接收装置距离为12cm，注射速率为0.6mL/h，注射量1mL。利用静电纺丝技术在底膜上喷涂静电纺丝支架层，最终形成复合膜。
将所得底膜，支架层和复合膜分别进行拉伸试验，结果表明：复合膜的拉伸强度比底膜或支架层的拉伸强度大，体现出复合膜具有综合的性能优势。通过扫描电子显微镜观察复合膜，为两层不同的结构，一层为光滑的底膜，一层为支架状的静电纺丝结构。经游标卡尺测量，支架厚度为0.02±0.01mm，扫描电子显微镜结果显示丝的直径为450±20nm。通过NIH/3T3细胞检测所制备的复合膜具有良好的生物相容性。
实施例3
具体操作如下：
（1）称取0.3g左旋聚乳酸-已内酯共聚物（PLLA-CL），将其置于12mL二氯甲烷溶剂中，在室温下放置于磁力搅拌器上搅拌直至完全溶解，形成有机相A.
（2）将溶液倒入直径为6cm的玻璃皿中使得铺满整个底部，加盖，置于通风橱中48小时，令其自然挥发，形成底膜，底膜外观光滑透明。经游标卡尺测量，底膜厚度0.04±0.02mm。
（3）分别称取左旋乳酸-已内酯共聚物（PLLA-CL）和外消乳酸-已内酯共聚物（PDLLA-CL）各0.3g，将其置于10ml二氯甲烷与N-二甲基酰胺（7:3）混合溶剂中，在室温下放置于磁力搅拌器上搅拌直至共聚物完全溶解，形成有机相B。
（4）搭建喷射台，将(2)中得到的底膜固定在金属板上，将金属板搭置于支架上。将有机相B装入到喷雾装置中的注射器中，针尖与接收装置距离为12cm，注射速率为1mL/h，注射量1mL。利用静电纺丝技术在底膜上喷涂静电纺丝支架层，最终形成复合膜。
将所得底膜，支架层和复合膜分别进行拉伸试验，结果表明：复合膜的拉伸强度比底膜或支架层的拉伸强度大，体现出复合膜具有综合的性能优势。通过扫描电子显微镜观察复合膜，为两层不同的结构，一层为光滑的底膜，一层为支架 状的静电纺丝结构。经游标卡尺测量，支架厚度为0.02±0.01mm，扫描电子显微镜结果显示丝的直径565±25nm。通过NIH/3T3细胞检测所制备的复合膜具有良好的生物相容性。
实施例4
具体操作如下：
（1）称取0.35g左旋聚乳酸-已内酯共聚物（PLLA-CL），将其置于14mL二氯甲烷溶剂中，在室温下放置于磁力搅拌器上搅拌直至完全溶解，形成有机相A.
（2）将溶液倒入直径为6cm的玻璃皿中使得铺满整个底部，加盖，置于通风橱中48小时，令其自然挥发，形成底膜，底膜外观光滑透明。经游标卡 尺测量，底膜厚度为0.06±0.01mm。
（3）分别称取左旋乳酸-已内酯共聚物（PLLA-CL）和外消乳酸-已内酯共聚物（PDLLA-CL）各0.3g，将其置于10ml二氯甲烷与N-二甲基酰胺（7:3）混合溶剂中，在室温下放置于磁力搅拌器上搅拌直至共聚物完全溶解，形成有机相B。
（4）搭建喷射台，将(2)中得到的底膜固定在金属板上，将金属板搭置于支架上。将有机相B装入到喷雾装置中的注射器中，针尖与接收装置距离为15cm，注射速率为0.3mL/h，注射量0.5mL。利用静电纺丝技术在底膜上喷涂静电纺丝支架层，最终形成复合膜。
将所得底膜，支架层和复合膜分别进行拉伸试验，结果表明：复合膜的拉伸强度比底膜或支架层的拉伸强度大，体现出复合膜具有综合的性能优势。通过扫描电子显微镜观察复合膜，为两层不同的结构，一层为光滑的底膜，一层为支架状的静电纺丝结构。经游标卡尺测量，支架厚度为0.01mm，扫描电子显微镜结果显示丝的直径约为420±15nm。通过NIH/3T3细胞检测所制备的复合膜具有良好的生物相容性。
实施例5
具体操作如下：
（1）称取0.5g左旋乳酸-已内酯共聚物（PLLA-CL），将其置于20mL二氯甲烷溶剂中，在室温下放置于磁力搅拌器上搅拌直至完全溶解，形成有机相A.
（2）将溶液倒入直径为6cm的玻璃皿中使得铺满整个底部，加盖，置于通风橱中48小时，令其自然挥发，形成底膜，底膜外观光滑透明。经游标卡尺测量，底膜厚度为0.1±0.02mm。
（3）分别称取左旋乳酸-已内酯共聚物（PLLA-CL）和外消乳酸-已内酯共聚物（PDLLA-CL）各0.3g，将其置于10ml二氯甲烷与N-二甲基酰胺（7:3）混合溶剂中，在室温下放置于磁力搅拌器上搅拌直至共聚物完全溶解，形成有机相B。
（4）搭建喷射台，将(2)中得到的底膜固定在金属板上，将金属板搭置于支架上。将有机相B装入到喷雾装置中的注射器中，针尖与接收装置距离为12cm，注射速率为0.3mL/h，注射量2mL。利用静电纺丝技术在底膜上喷涂静电纺丝支架层，最终形成复合膜。
将所得底膜，支架层和复合膜分别进行拉伸试验，结果表明：复合膜的拉伸强度比底膜或支架层的拉伸强度大，体现出复合膜具有综合的性能优势。通过扫描电子显微镜观察复合膜，为两层不同的结构，一层为光滑的底膜，一层为支架状的静电纺丝结构。经游标卡尺测量，支架厚度为0.1±0.02mm，扫描电子显微镜结果显示丝的直径约为200±5nm。通过NIH/3T3细胞检测所制备的复合膜具有良好的生物相容性。
实施例6
具体操作如下：
（1）称取0.25g左旋乳酸-已内酯共聚物（PLLA-CL），将其置于10mL二氯甲烷溶剂中，在室温下放置于磁力搅拌器上搅拌直至完全溶解，形成有机相A.
（2）将溶液倒入直径为6cm的玻璃皿中使得铺满整个底部，加盖，置于通风橱中48小时，令其自然挥发，形成底膜，底膜外观光滑透明。经游标卡尺测量，底膜厚度为0.03±0.02mm。
（3）分别称取左旋乳酸-已内酯共聚物（PLLA-CL）和外消乳酸-已内酯共聚物（PDLLA-CL）0.15g、0.45g，将其置于10ml二氯甲烷与N-二甲基酰胺（7:3）混合溶剂中，在室温下放置于磁力搅拌器上搅拌直至共聚物完全溶解，形成有机相B。
（4）搭建喷射台，将(2)中得到的底膜固定在金属板上，将金属板搭置于支架上。将有机相B装入到喷雾装置中的注射器中，针尖与接收装置距离为12cm，注射速率为0.3mL/h，注射量1mL。利用静电纺丝技术在底膜上喷涂静电纺丝支架层，最终形成复合膜。
将所得底膜，支架层和复合膜分别进行拉伸试验，结果表明：复合膜的拉伸强度比底膜或支架层的拉伸强度大，体现出复合膜具有综合的性能优势。通过扫描电子显微镜观察复合膜，为两层不同的结构，一层为光滑的底膜，一层为支架状的静电纺丝结构。经游标卡尺测量，支架厚度为0.03±0.01mm，扫描电子显微镜结果显示丝的直径为620±25nm。通过NIH/3T3细胞检测所制备的复合膜具有良好的生物相容性。
实施例7
具体操作如下：
（1）称取0.25g左旋乳酸-已内酯共聚物（PLLA-CL），将其置于10mL二氯甲烷溶剂中，在室温下放置于磁力搅拌器上搅拌直至完全溶解，形成有机相A。
（2）将溶液倒入直径为6cm的玻璃皿中使得铺满整个底部，加盖，置于通风橱中48小时，令其自然挥发，形成底膜，底膜外观光滑透明。经游标卡尺测量，底膜厚度为0.04±0.02mm。
（3）分别称取左旋乳酸-已内酯共聚物（PLLA-CL）和外消乳酸-已内酯共聚物（PDLLA-CL）各0.3g，将其置于10ml二氯甲烷与N-二甲基酰胺（7:3）混合溶剂中，在室温下放置于磁力搅拌器上搅拌直至共聚物完全溶解，形成有机相B。
（4）搭建喷射台，将(2)中得到的底膜固定在金属板上，将金属板搭置于支架上。将有机相B装入到喷雾装置中的注射器中，针尖与接收装置距离为 20cm，注射速率为0.3mL/h，注射量1mL。利用静电纺丝技术在底膜上喷涂静电纺丝支架层，最终形成复合膜。
将所得底膜，支架层和复合膜分别进行拉伸试验，结果表明：复合膜的拉伸强度比底膜或支架层的拉伸强度大，体现出复合膜具有综合的性能优势。通过扫描电子显微镜观察复合膜，为两层不同的结构，一层为光滑的底膜，一层为支架状的静电纺丝结构。其中经游标卡尺测量得支架厚度为0.02±0.01mm，扫描电子显微镜结构显示丝的直径约为400-900nm。通过NIH/3T3细胞检测所制备的复合膜具有良好的生物相容性。
实施例8
具体操作如下：
（1）称取0.5g左旋乳酸-已内酯共聚物（PLLA-CL），将其置于10mL二氯甲烷溶剂中，在室温下放置于磁力搅拌器上搅拌直至完全溶解，形成有机相A。
（2）将溶液倒入直径为6cm的玻璃皿中使得铺满整个底部，加盖，置于通风橱中48小时，令其自然挥发，形成底膜，底膜外观光滑透明。经游标卡尺测量，底膜厚度为0.1±0.01mm。
（3）分别称取左旋乳酸-已内酯共聚物（PLLA-CL）和外消乳酸-已内酯共聚物（PDLLA-CL）各0.3g，将其置于10ml二氯甲烷与N-二甲基酰胺（7:3）混合溶剂中，在室温下放置于磁力搅拌器上搅拌直至共聚物完全溶解，形成有机相B。
（4）搭建喷射台，将(2)中得到的底膜固定在金属板上，将金属板搭置于支架上。将有机相B装入到喷雾装置中的注射器中，针尖与接收装置距离为12cm，注射速率为0.3mL/h，注射量1mL。利用静电纺丝技术在底膜上喷涂静电纺丝支架层，最终形成复合膜。
将所得底膜，支架层和复合膜分别进行拉伸试验，结果表明：复合膜的拉伸强度比底膜或支架层的拉伸强度大，体现出复合膜具有综合的性能优势。通过扫描电子显微镜观察复合膜，为两层不同的结构，一层为光滑的底膜，一层为支架状的静电纺丝结构。经游标卡尺测量，支架厚度为0.05±0.02mm，扫描电子显微镜结果显示丝的直径约为520±40nm。通过NIH/3T3细胞检测所制备的复合膜具 有良好的生物相容性。
以上为本发明优选实施例，应当指出的是，变换上述实施例中的参数范围或者可降解的高分子材料，本发明也是可以实现的，并不限于上述的实施例。
尽管本发明的内容已经通过上述优选实施例作了详细介绍，但应当认识到上述的描述不应被认为是对本发明的限制。在本领域技术人员阅读了上述内容后，对于本发明的多种修改和替代都将是显而易见的。因此，本发明的保护范围应由所附的权利要求来限定。
Claims (10)
1.一种静电纺丝复合支架，其特征在于，由底膜层和支架层两部分组成，其中：所述底膜层为实心的膜结构，具有较好机械性能；所述支架层是在该底膜层上利用静电纺丝方法喷涂的一层直径均匀的纳米纤维，具有典型的三维空间结构，利于细胞的粘附和增殖；所述底膜层和支架层均采用可降解的高分子材料制成。
2.根据权利要求1所述的静电纺丝复合支架，其特征在于，所述可降解的高分子材料为聚乳酸，聚乳酸和聚己内酯的共混物或乳酸-己内酯共聚物。
3.根据权利要求2所述的静电纺丝复合支架，其特征在于，所述可降解的高分子材料为乳酸-己内酯共聚物。
4.根据权利要求1所述的静电纺丝复合支架，其特征在于，所述的底膜层为表面光滑的实心的高分子膜片，厚度为0.02-0.1mm。
5.根据权利要求1-4任一项所述的静电纺丝复合支架，其特征在于，所述的支架层为静电纺丝组成的具有多孔结构的三维支架，厚度为0.01-0.1mm。
6.根据权利要求5所述的静电纺丝复合支架，其特征在于，所述的支架层采用静电纺丝法喷涂制备，丝的直径为200-900nm。
7.一种如权利要求1所述的静电纺丝复合支架的制备方法，其特征在于，包括如下步骤：
1)将高分子材料溶解于二氯甲烷溶剂中，在室温下放置于磁力搅拌器上搅拌直至完全溶解，形成有机相A；
2)将步骤1）中的溶液A倒入玻璃皿中，加盖自然挥发，形成底膜；
3)将高分子材料溶解于二氯甲烷与N-二甲基酰胺混合溶剂中，在室温下放置于磁力搅拌器上搅拌直至共聚物完全溶解，形成有机相B；
4)将步骤2)中得到的底膜固定在金属板上，将金属板搭置于支架上；将步骤3）中的有机相B装入到喷雾装置中的注射器中，利用静电纺丝技术在底膜上喷涂静电纺丝支架层，最终形成复合膜。
8.根据权利要求7所述的静电纺丝复合支架的制备方法，其特征在于，所述有机相A中高分子材料的浓度范围为2.5-5%（g/100ml）。
9.根据权利要求7所述的静电纺丝复合支架的制备方法，其特征在于，所述有机相B中高分子材料的浓度为3-8%(g/100mL)。
10.根据权利要求7-9任一项所述的静电纺丝复合支架的制备方法，其特征在于，所述静电纺丝过程参数为：针尖与接收装置距离为12-20cm，注射速率在0.3-1mL/h，推进量范围为0.5-2mL。
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Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN103656757A (zh) * | 2013-12-04 | 2014-03-26 | 上海纳米技术及应用国家工程研究中心有限公司 | 负载肝素的双层结构的血管支架及其制备方法 |
| CN104014003A (zh) * | 2013-12-27 | 2014-09-03 | 中国科学院成都有机化学有限公司 | 用于引导骨组织再生的复合膜及其制备方法 |
| CN107789666A (zh) * | 2016-08-30 | 2018-03-13 | 北京航空航天大学 | 一种内壁微图案化小口径人造血管 |
Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN101168073A (zh) * | 2007-10-26 | 2008-04-30 | 东华大学 | 静电纺纤维覆膜血管内支架的制备方法 |
| CN102166378A (zh) * | 2011-01-13 | 2011-08-31 | 北京化工大学 | 引导组织再生膜及其制备方法 |
| CN102525655A (zh) * | 2011-11-04 | 2012-07-04 | 无锡中科光远生物材料有限公司 | 一种纤维致密双层复合膜、其制备方法及其用途 |
-
2012
- 2012-07-31 CN CN201210269929.5A patent/CN102836015B/zh not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN101168073A (zh) * | 2007-10-26 | 2008-04-30 | 东华大学 | 静电纺纤维覆膜血管内支架的制备方法 |
| CN102166378A (zh) * | 2011-01-13 | 2011-08-31 | 北京化工大学 | 引导组织再生膜及其制备方法 |
| CN102525655A (zh) * | 2011-11-04 | 2012-07-04 | 无锡中科光远生物材料有限公司 | 一种纤维致密双层复合膜、其制备方法及其用途 |
Non-Patent Citations (2)
| Title |
|---|
| 李岩，等: "聚合物的静电纺丝", 《高分子通报》, no. 5, 30 May 2006 (2006-05-30), pages 12 - 19 * |
| 钱永芳，等: "静电纺纳米纤维用于组织工程支架", 《中国组织工程研究与临床康复》, vol. 11, no. 22, 3 June 2007 (2007-06-03), pages 4371 - 4375 * |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN103656757A (zh) * | 2013-12-04 | 2014-03-26 | 上海纳米技术及应用国家工程研究中心有限公司 | 负载肝素的双层结构的血管支架及其制备方法 |
| CN104014003A (zh) * | 2013-12-27 | 2014-09-03 | 中国科学院成都有机化学有限公司 | 用于引导骨组织再生的复合膜及其制备方法 |
| CN107789666A (zh) * | 2016-08-30 | 2018-03-13 | 北京航空航天大学 | 一种内壁微图案化小口径人造血管 |
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