CN114786737A - 止血装置、止血涂层分散体和疏水表面 - Google Patents

止血装置、止血涂层分散体和疏水表面 Download PDF

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Abstract

描述了止血装置，包括基底和形成在基底上的表面。表面包括微米材料和纳米材料中的至少一种，材料部分地嵌入基体中，表面基本上防止基底的润湿。

Description

止血装置、止血涂层分散体和疏水表面
技术领域
本发明涉及止血涂层分散体、使用该止血涂层分散体形成的疏水表面和止血装置。本发明涉及但不限于，用于伤口治疗的止血贴片。
背景技术
在伤口护理医疗领域，不受控制的出血和伤口感染是导致死亡的主要原因。伤口包扎不当会延长愈合时间，并带来很高的感染风险，导致死亡率和经济负担大幅增加。因此，止血材料在医学上对伤口的成功修复和治疗具有重要意义。
它们的成功实施取决于两个通常相互竞争的属性：a)在大量失血之前迅速实现血液凝固；以及，b)能够随后轻松去除伤口敷料，无血块撕裂和二次出血。处理出血的传统方法是用棉纱布机械地按压伤口。棉纱布不可避免地会吸收血液，造成不必要的失血和纱布粘附在伤口上。吸收在纱布中的血液形成固体血块-纱布混合物，强行剥离后往往会撕裂伤口，造成二次出血和疼痛。这使得在从普通伤口到手术的过程中，很难在不引起二次感染或出血的情况下更换旧的伤口敷料，尤其是血友病患者的极端情况，在凝血前就会出现大量出血。
为了解决这些问题，止血材料中采用了活性凝血剂(壳聚糖或高岭土)，通过加速凝固过程来减少出血。然而，这类制剂采用的是游离微粒，如果进入血管系统，可能会引起微血栓，从而成为一种安全威胁。
最近，有人提出将超疏水(Superhydrophobic，SHP)或超亲水材料用于止血的目的。据报道，一种超亲水材料(石墨烯海绵)可以快速吸收血液中的水分，形成密集的血细胞和血小板，从而促进凝固。也可以通过在多孔纳米纤维垫上喷涂β-壳聚糖来制备亲水止血材料，亲水性β-壳聚糖涂层可以增加血液的润湿性，从而增强凝血。或者，可以在普通超亲水纱布的背面涂覆SHP涂层作为不透水层，来防止通过纱布的血液流失。然而，这些方法的核心功能仍然是要么基于吸血止血材料(超亲水)，不能减少失血和二次出血，要么基于拒血(超疏水)材料，只是排斥血液，但不会主动触发凝血。因此，上述关于伤口管理的两个关键挑战仍然没有得到很好的解决。
亟需提供一种装置或材料来克服或改善上述至少一个问题，或至少提供有用的替代方案。
发明内容
本文描述的是一种通过设计SHP和拒血表面来实现止血的策略，该表面同时实现了快速凝血而不失血，同时还提供了抗菌特性并有利于血块自我脱落。
SHP止血表面的非润湿特性可以承受大量的血压，并有助于减少血液流失和细菌附着。如参考图中描述的调查所示，固定在该表面上的碳纳米纤维(Carbon Nanofibers，CNFs)可以促进快速的纤维蛋白生长，从而凝血。由于在血液-基底接触区域内存在微气穴，血块和SHP CNF贴片之间的接触最小，导致血块成熟和收缩后的血块自然脱落。与普通的亲水纱布或商业止血产品相比，这将使剥离该贴片所需的剥离张力降低约1～2个数量级。这些特点已经在活体外和活体内得到验证，证明了这种策略在设计止血贴片材料方面的有效性。
本文描述的止血装置包括：
基底；以及
在基底上形成的表面，该表面包括微米材料和纳米材料中的至少一种，这些材料部分地嵌入基底中，该表面基本上防止基底的润湿。该表面也可称为涂层。在一些实施例中，该表面可由材料组成。
该材料可以是疏水的。该材料可包括固定在基体中的疏水纳米纤维。
该表面可以具有随机表面形态，以获得至少130°的水接触角。
该表面形态可以在表面和与表面接触的液体之间夹带气穴(air pocket)。
该止血装置可以是伤口敷料、基于导管的支架、线圈(coil)或移植物中的一个，例如，是具有形成在棉花、合成纤维或聚合膜上的表面的医疗贴片。
本文还公开了一种止血涂层分散体，其包括微米材料和纳米材料中的至少一种，以及分散体中的基体(例如，有机基质)。涂层分散体用于沉积在基底上以形成疏水表面，该疏水表面包括部分地嵌入该基底中的微/纳米材料。获得的表面基本上防止该基底的润湿。
当至少部分地嵌入时，该微/纳米材料可以是疏水的。这些材料可包括基于表面的形成固定在基底中的纳米纤维。纳米纤维可以是碳纳米纤维。该表面形态可以在该表面和与该表面接触的液体之间夹带气穴。
该表面一旦形成，就可具有包括微米粗糙度和/或纳米粗糙度的随机表面形态。该材料可包括纳米纤维或微结构，纳米纤维具有从约5nm至1微米变动的直径，微结构具有从约1μm至200μm的直径。该材料可具有约5μm至500μm的长度。
该基体可以是疏水的。该基体可以是有机基质或聚合物基质。该基质可以是聚四氟乙烯(Polytetrafluoroethylene，PTFE)、蜂蜡和聚二甲基硅氧烷(Polydimethylsiloxane，PDMS)中的至少一种，或其它能够固定纳米纤维的生物相容性聚合物。
本文还公开了通过涂敷上述止血涂层分散体形成的疏水表面。
有利的是，本发明的实施例克服了现有技术中涉及在血块形成期间失血过多和/或止血敷料上的强力血块粘附的问题，止血敷料上的强力血块粘附导致疼痛、二次出血以及在去除伤口敷料时的可能感染。
有利的是，本发明的实施例提供了一种止血涂层和装置，可以实现(1)快速凝血，(2)无失血的凝血，(3)在血块成熟或凝固后的血块自我脱落，以及(4)将细菌的粘附降至最低。
有利的是，止血涂层/装置是超疏水的，提供对水基液体(如血液)的增强排斥。因此，本涂层/装置将减少血液流失，因为它排斥血液，将其控制或限制在伤口内。此外，该涂层提供了非润湿特性，可以消除血液渗入止血材料，从而防止不必要的血液流失。在高达300mmHg的高压下，非润湿特性依然存在，因此将使超疏水止血涂层能够处理动脉出血。此外，超疏水CNF涂层的非润湿特性可以通过排斥血液并将血液保持在伤口内来防止伤口处的血液流失。血液不会穿透该材料。这就减少了血液流失。该涂层还能够引发快速凝血，这可以缩短出血时间窗，从而减少凝血过程中的血液流失。
有利的是，细菌不容易粘附在涂层上。抗菌性可以帮助保持止血绷带的无菌性，防止伤口感染。
有利的是，超疏水止血绷带或敷料或纱布可以很容易地从凝血的伤口上剥离，而不会撕裂伤口和引起二次出血。在某些情况下，它有利于血块的自我脱落，例如在成熟和收缩期间。
有利的是，该装置是安全的。碳纳米纤维通过生物相容性聚合物固定在敷料或纱布上。因此，固定的碳纳米纤维不会进入血流。
附图说明
现在将通过非限制性示例，参考附图描述本发明的实施例，其中：
图1示出了根据本教义的装置；
图2示意性地示出了形成图1的装置的方法；
图3示出了不同CNF纳米复合涂层对疏水性和表面形态的影响，其中：
图3a示出了浓度对水接触角、滚动角和血液接触角的影响；
图3b示出了疏水表面HP#1和HP#2的SEM图像；以及
图3c示出了超疏水纳米复合CNF表面的SEM图像；
图4示出了在SHP CNF表面生成的纤维蛋白纤维的照片，其中：
图4a是SHP CNF/PTFE Ti表面和在表面上的水滴的扫描电子显微镜(ScanningElectron Microscope，SEM)图像，证明了出色的超疏水性—标度为10μm；
图4b示出了在10μl EDTA PPP液滴的后退侧产生的长纤维蛋白纤维；
图4c示出了在CNF表面上的PPP液滴的接触-提升测试，示出了EDTA PPP-基底分离时的纤维生成；以及
图4d至4g示出了EDTA PPP液滴(20μl)向下滚动过程中的纤维生成和断裂的特写顺序帧，图4e示出了PPP滑动测试后在CNF表面上留下的可见的纤维蛋白纤维足迹；
图5示意性地示出了用于可视化纤维蛋白纤维生成的设置；
图6提供了在EDTA血液/血浆滑动后在超疏水CNF/PTFE Ti表面生成的纤维蛋白纤维的示意和照片，其中：
图6a示出了血液/血浆滑动；
图6b和6c是光学图像，示出了在PPP或血液滑动后留在表面上的纤维蛋白纤维，以及滑动测试后留在CNF表面上的可见的纤维蛋白纤维足迹；
图6d提供了血液滑动后的CNF表面的SEM图像；
图6e提供了在PPP液滴在超疏水CNF表面滚动后，在CNF表面上留下的长而直、且排列的纤维蛋白纤维的SEM图像；以及
图6f是在PPP液滴接触-提升测试后，在CNF表面上留下的长而直的纤维蛋白纤维的SEM图像。
图7包括图7a至7h，这些图示出了在滚落测试期间，在血滴后退表面的纤维蛋白的发展和分离的渐进阶段。
图8示出了柠檬酸化的血液在超疏水CNF/PTFE和CNF/PDMS表面产生纤维蛋白纤维，其中：
图8a示出了在超疏水CNF/PTFE Ti网上的20μl的水滴；
图8b示出了纤维蛋白纤维在超疏水CNF Ti网上的40μl的柠檬酸化的血滴的后退侧产生；
图8c示出了在超疏水CNF/PDMS Ti表面上的20μl的水滴；以及
图8d示出了纤维蛋白纤维在超疏水CNF/PDMS Ti表面上的20μl的柠檬酸化的血滴的后退侧产生；
图9示出了在疏水CNF表面上没有纤维蛋白纤维生成，具体地：
图9a所示的图像，示出了对于在HP#1样品(仅喷涂PTFE)上的20μl的EDTA血液或PPP液滴，未观察到纤维；
图9b所示的图像，示出了对于在HP#2样品(喷涂了PTFE中的0.2wt％的CNF)上的20μl的血液或PPP液滴，未观察到纤维；
图9c示出了在PPP滑动前后的HP#1表面的SEM图像，显示在表面上没有直纤维蛋白纤维—比例尺为10μm；
图9d示出了在PPP滑动前后的HP#2表面的SEM图像—比例尺为10μm；
图10示出了纤维蛋白的确证，其中：
图10a示出了纤维蛋白ELISA测试，证实了在用血浆进行滑动测试后，超疏水CNF表面存在纤维蛋白(n，为在每种情况下测量或重复的次数，为3)；
图10b示出了带有抗凝血酶的血液和PPP液滴(20μl)以较小的倾斜角度快速滚落超疏水CNF/PTFE Ti表面，而不会在后退侧产生纤维蛋白纤维；
图10c示出了血液或PPP液滴沿超疏水CNF表面滑下时有和无纤维蛋白纤维产生的实际和标称退避角；以及
图10d示出了水滴和有无抗凝血酶的血液或PPP液滴的动态接触角；
图11示出了，对于有抗凝血酶的血液/PPP，在超疏水CNF/PTFE Ti表面上没有纤维蛋白纤维生成，具体地：
图11a示意性地示出了抗凝血酶阿加曲班对纤维蛋白的抑制；
图11b和c分别是抗凝血酶血液和PPP滑动后CNF表面的SEM图像，示出没有排列的/直的纤维蛋白纤维；
图11d示出了当带有抗凝血酶的血滴接触超疏水CNF表面并随后被提升时，没有检测到纤维蛋白纤维；
图11e示出了用带有抗凝血酶的PPP擦拭CNF表面没有产生纤维蛋白纤维；以及
图11f是PPP擦拭测试后的CNF表面的SEM图像，示出没有排列的/直的纤维蛋白纤维；
图12以示意图和照片的方式示出了测试期间的角度测量，以及相关结果。具体地:
图12a示出了由于液滴突出，对于超疏水CNF表面上的血液或PPP液滴，标称退避角θr_nom与实际退避角θr不同；
图12b示出了在灾难性的纤维蛋白纤维断裂和液滴滚落之前的时刻测量的θr_nom；
图12c示出了液体-空气界面；
图12d示出了平滑的液体-空气或液体-基底界面；以及
图12d至12f示出了确认D的位置在在圆上的像素灰度值发生突变的点上。
图13示出了抗菌、快速凝固和非润湿特性，包括：
图13a示出了在超疏水CNF/PTFE Ti表面上形成的纤维性的纤维蛋白网。
图13b通过将涂有本涂层的基底与未涂覆的基底进行并排比较，示出了抗菌能力；
图13c提供了普通纱布和CNF纱布的SEM图像；
图13d示出了相对血红蛋白吸光度(Relative Haemoglobin Absorbance)RHA(t)图，显示了CNF纱布的快速凝血性能；以及
图13e示意性地示出了无失血的凝血情况(n＝3)；
图14示出了普通棉纱布，具体地：
图14a提供了未被涂覆的纱布的光学图像；
图14b提供了未被涂覆的纱布的SEM图像；以及
图14c提供了带有血块的纱布的SEM图像，血块和纱布是固体块；
图15示出了体外凝血测试。具体地：
图15a示出了通过将20μl的血液夹在两个纱布样品(尺寸：15mm乘15mm)之间的凝血测试；
图15b示出了20μl的血液在图14a的未被涂覆的白棉纱布和超疏水CNF涂覆的纱布上的标称血液接触面积；
图15c示出了无失血的凝血；
图15d是一层CNF纱布(无防渗膜)在血液泄漏前可承受的最大静水压力的测量；以及
图15e示出了CNF纱布在高压下不被血液润湿；
图16示出了轻松的血块脱落，其中：
图16a示出了自超疏水CNF表面上的血液的纤维蛋白纤维形成；
图16b示出了血块成熟过程中的进展；
图16c是血块收缩后粘附在CNF涂层棉纤维上的微纤维蛋白纤维的SEM图像(另见图19a和19b)—比例尺为25μm；
图16d提供的SEM图像示出了CNF在血块脱落后转移到血块上，形成了光滑的棉纤维，以及多毛的血块表面(另见图19c)—比例尺为50μm；
图16e示出了从硬质的CNF Ti网状表面的血块自剥离(另见图18d至18f)；以及
图16f示出了轻松的血块脱落；
图17示出了轻松的血块脱落，其中：
图17a是示出了CNF纱布上的血块收缩的结果的SEM图像—比例尺为50μm；
图17b示出了在血块收缩后，一些微小的纤维蛋白纤维仍然粘附在CNF涂层的棉纤维上—比例尺为50μm；以及
图17c提供了血块脱落后与CNF纱布接触的血块表面的SEM图像—比例尺为50μm；
图18示出了硬质的CNF/PTFE Ti网上的血块自我脱落，其中：
图18a是CNF涂层前的原始Ti网#60的SEM；
图18b和18c是用超疏水CNF(CNF层的厚度约为20μm)涂层后的Ti网的SEM图像；
图18d示出了CNF Ti网上的血块收缩；
图18e示出了从CNF Ti网自脱落的血块；以及
图18f是血块上与CNF接触的多毛区域的照片；
图19示出了活体内动物实验，其中：
图19a示出将膏状纱布贴在大鼠背部的切口上(另见图21a至21c)；
图19b示出了在3分钟后纱布的剥离以测量失血量；
图19c示出了在约2小时后纱布的剥离以测量剥离力(图21a至21i)；
图19d示出了CNF纱布使失血量最小化(n＝6)—以平均值±SD示出，误差条代表SD，d和e中的单个数据点以黑色星号表示；
图19e证实了用于CNF纱布的剥离力显著小于用于普通纱布的剥离力(n＝5)—以平均值±SD显示，误差条代表SD，d和e中的单个数据点以黑色标记表示；
图19f提供了在图19c中的CNF纱布上的与血液接触的区域的SEM图像—在棉纤维上观察到血块脱落后的CNF残留物—比例尺为1119μm；
图19g提供了在图19c中的CNF纱布上的未与血液接触的区域的SEM图像，其中棉纤维被密集地涂覆了CNF—比例尺为15μm；
图19h提供了在图19c中的剥离的普通纱布的SEM图像—比例尺为100μm；以及
图19i是用于伤口治疗的止血CNF纱布/膏药的示意图；
图20示出了CNF纱布与商业产品的血块剥离张力的比较，其中：
图20a示出了用于比较的商业产品；
图20b示出了用于测量血块剥离力的程序；以及
图20c总结了不同样品的水接触角和血块剥离张力；
图21涉及活体内实验，其中：
图21a示出了膏状纱布的设计；
图21b是制备的膏状CNF纱布和对照的普通纱布的照片；
图21c是将纱布应用在麻醉和剃光的大鼠背部的伤口上的示意图；
图21d示出了涂覆在大鼠背部伤口上的CNF纱布和对照的纱布；图21e提供了CNF纱布和普通纱布在3分钟后剥离的对比；
图21f示出了剥离后的CNF纱布；
图21g示意性地示出了修剪掉纱布周围的粘合膜后的纱布和对照组；
图21h示出了剥离力的测量过程；以及
图21i提供了普通纱布和CNF纱布的两条典型的剥离力-时间曲线，并使用最大剥离力进行比较(n＝5)。
图22提供了血块剥离张力的测量，其中:
图22a示出了通过将20μl血液分配到CNF纱布表面上形成的血块；
图22b示出了通过分配20μl血液在两个普通纱布之间形成的血块；
图22c示出了典型的血块剥离力曲线；以及
图22d提供了血块最大宽度W的测量，用于计算血块剥离张力
Fmax/W。
图23示出了CNF重量百分比对疏水性和纤维蛋白纤维生成能力的影响，其中：
图23a示出了CNF/PDMS复合表面；以及
图23b示出了CNF/蜂蜡复合表面；
图24从四个角度示出了对本材料与疏水改性壳聚糖的比较：(1)止血时间，(2)形成血块的时间，(3)失血量，和(4)血块剥离力。
图25涉及活体内皮肤相容性测试，其中：
图25a示出了制备好的测试样品的设计；
图25b示出了将四块制备好的样品贴在剃了毛发的大鼠皮肤上；以及
图25c示出了止血表面与皮肤兼容，并且在与皮肤接触12小时后不会引起皮肤刺激。
具体实施方式
参考附图描述的是用于实现止血的疏水表面、止血分散体和止血装置。这些表面、分散体和装置的一些实施例旨在实现大量失血前的快速血液凝固，以及随后轻松去除伤口敷料而没有血块撕裂和二次出血。这些目标是通过带有被固定的碳纳米纤维(CNFs)的超疏水(SHP)表面实现的。
本文显示，CNF可以促进纤维蛋白快速生长并导致快速凝血。此外，由于其超疏水性质，它们严格限制了血液的润湿，以防止血液流失并大大减少细菌的附着。此外，血块和超疏水CNF表面之间的最小接触在血块收缩后产生了的非强制性血块脱落。
这些重要的特性通过大鼠实验在体外和活体内得到了验证。因此，下面的工作表明，这种用于设计止血贴片材料的策略具有很大的潜力。
图1示出了根据本教义的止血装置100。止血装置100包括基底102和形成在基底102上的表面104。表面104包括部分地嵌入基体108的材料106。基体108可以是疏水的，尽管这不是必需的，因为疏水的纳米纤维会赋予装置100必要的疏水性。
这种部分嵌入导致材料106的一部分从基体108突出。如果上下文允许，本文所指的材料也可以称为结构。突出端可以使表面104具有随机表面形态。根据下面的方法，使用微米材料和/或纳米材料适当形成表面104，可以使用随机形态，以便表面104可以获得高水接触角(Water Contact Angle，WCA)—例如，一些实施例可以实现至少130°的WCA，而其它实施例可以实现低于130°的WCA。随机表面形态通常是微米粗糙度和纳米粗糙度中的一种。粗糙度主要取决于嵌入基体108中的材料106的大小。
表面形态导致了气穴的产生，当液体与表面104接触时，气穴会夹带空气。这种空气的夹带可以防止液体顺着材料106润湿并润湿到基体108或基底102上。
材料106都是微米材料或纳米材料，通过这些材料，表面104基本上可以防止基底102的润湿。材料106(目前为纳米纤维或主要是纳米纤维)是疏水的。这些材料可以由碳或非碳材料形成，如聚合纤维、硅纤维或涂层纤维素纤维。
为了避免材料移位(否则会在基底102上产生液体可附着区域)，将疏水纳米纤维106固定在基体108中。这也在很大程度上防止了材料在使用过程中的移位。
参考图2，表面104可以通过在基底102上沉积止血涂层分散体200而形成。止血涂层分散体200包括微米或纳米材料202和基体204。本表面104是超疏水碳纳米纤维(CNF)涂层。在一项实验中，将纯度为98％、直径为100nm、长度为20μm至200μm的CNF与能够固定CNF的生物相容性聚合物(目前是1μm颗粒大小的聚四氟乙烯(Polytetrafluoroethylene，PTFE)粉末)预先混合。在一些实施例中，CNF的直径可以变化(例如在大约5nm至1000nm之间)，长度同样可以根据需要变化(例如在大约5μm至500μm之间)。在其它实施例中，可以使用微米材料，例如，该微米材料具有从约1μm至200μm的直径。还试验了聚二甲基硅氧烷(Polydimethylsiloxane，PDMS)代替PTFE，其它化合物如蜂蜡、非疏水化合物及其组合可以提供类似的性能。根据本文的实施例，该实例可以是能够以一种方式将材料(例如纳米纤维)固定在基底上的任何化合物，当材料与诸如血液和PPP等液体接触时，这种方式会产生气穴。然后通过喷涂206将分散体(即材料202和基体204)涂覆在基底上。
尽管所使用的基底是平坦的钛(Titanium，Ti)基底(Ti6Al4V，1mm厚)，但在其它实施例中，透明玻片(25mm乘75mm，1.1mm厚)可能是合适的。Ti形成标称孔径为250μm、线径为125μm的网(见图18a，示出了CNF涂层前的原始Ti网#60的SEM图像，其标称孔径约为250μm，线径约为125μm)。这些基底用丙酮和异丙醇进行超声清洗(10分钟)，并进一步用氧等离子体进行清洗。市售的棉织纱布208(见图16a和16b)也用作基底—其它基底(如织物)也可用于，例如制作柔性贴片，以符合各种身体表面。
在喷涂前，首先通过将CNF和二氯甲烷分散体与PTFE和二氯甲烷或PDMS和二氯甲烷分散体混合，制备CNF/PTFE或CNF/PDMS在二氯甲烷中的复合分散体。CNF和二氯甲烷分散体是通过用探针式超声波仪将CNF在二氯甲烷中分散1分钟来制备的。PTFE和二氯甲烷或PDMS和二氯甲烷分散体是通过将PTFE粉末或PDMS(预聚物与交联剂的重量比为9:1)在二氯甲烷中超声分散20分钟来制备的。然后将CNF和二氯甲烷分散体与PTFE和二氯甲烷或PDMS和二氯甲烷分散体混合，并超声处理10分钟，来制备CNF/PTFE或CNF/PDMS在二氯甲烷中的复合分散体。在430kPa的压力下，将该复合分散体喷涂到样品基底上。喷涂的CNF/PTFE样品210在低氧环境中在400℃下烘烤30分钟以防止氧化。CNF/PDMS样品在80℃下烘烤1小时。由于棉不能承受用于PTFE涂覆的高温(400℃)，因此，棉纱布改为涂覆CNF/PDMS。CNF/PTFE纳米复合材料的CNF与PTFE的重量比为1：9。CNF/PDMS纳米复合材料的CNF与PDMS的重量比为1:2，而更高浓度的PDMS会导致CNF结块，并导致PDMS大量覆盖暴露的CNF表面。这将导致滚动角(RAs)大于10°。
按照同样的方案，通过在Ti基底上喷涂低浓度CNF(HP#1：仅PTFE；HP#2：PTFE中有0.2wt％的CNF)也研究了CNF浓度对超疏水性的影响。这使得研究结合/聚合物材料的重量比及其对疏水性和凝血促进的影响成为可能。疏水性以水接触角(≥150°)为特征。当血滴在CNF复合材料表面上滑动/滚动时，血滴后退侧的纤维蛋白纤维生成量测试了凝血促进能力。
该研究使用了两种结合聚合物/材料，PDMS和蜂蜡进行—结果显示在图23中，包括图23a和23b。每个图形分为三个区域，(A)、(B)和(C)。区域(A)从左手边开始，一直到WPmin，是PDMS或蜂蜡与CNF的最小理想重量百分比。在区域(A)中，CNF是游离的或未充分固定的。当PDMS或蜂蜡与CNF的重量百分比至少为WPmin时，CNF被认为是充分固定的。在(B)区域，从WPmin延伸到WPmax，CNF被充分固定，有纤维蛋白纤维生成。在图23(a)中，区域(C)显示基本上没有纤维蛋白纤维生成。在图23(b)中，区域(C)最初显示了一些纤维蛋白纤维的生成到点(D)，但有游离的CNF和蜂蜡结块，此后纤维蛋白纤维的生成受到抑制。因此，本研究发现，结合聚合物/材料的重量百分比应在一个给定的范围内(即不小于最小值WPmin，也不大于最大值WPmax)，以使CNF复合表面既具有超疏水性又能促进纤维蛋白纤维的生成。当重量百分比小于WPmin时，CNF就不能充分地固定在表面上。如果在表面上分配一个水滴，将观察到游离的CNF漂浮在水滴上。当结合聚合物/材料的重量百分比大于WPmax时，CNF复合表面将不是超疏水的，不能促进纤维蛋白纤维的生成，或有一些松散附着的CNF和结合材料/聚合物团块。
至于CNF/PDMS复合材料，PDMS与CNF的重量比应在4:1至30:1的范围内，如图23a所示。当PDMS/CNF的重量比小于4:1时，将在表面观察到游离的CNF。当PDMS/CNF的重量比大于30:1时，表面将不是超疏水的(接触角小于150°)，将会对血液有很强的粘附力，并且在血滴的后退侧将不会产生纤维蛋白纤维。
至于CNF/蜂蜡复合材料，蜂蜡与CNF的重量比应在8：1至150：1的范围内。当蜂蜡/CNF的重量比小于8:1时，将在表面观察到游离的CNF。当蜂蜡/CNF重量比高于150:1时，表面仍然是超疏水的，部分原因是蜂蜡在喷涂过程中的自我聚集(在喷涂的蜂蜡表面可以观察到微小的蜂蜡颗粒)，同时也促进纤维蛋白纤维的生成(由于CNF纤维的存在)。然而，在这种高的蜂蜡重量比下，喷涂会产生一些游离的CNF和蜂蜡团聚颗粒(松散地附着在表面上)；当血滴被分配到表面上时，可以观察到这些松散的颗粒(图23b)。因此，高浓度的蜂蜡对于CNF的固定化是不利的。
在图23中，二氯甲烷(Dichloromethane，CH2Cl2)被用作载体介质来溶解/分散PDMS、蜂蜡和CNF。载体介质用于将结合聚合物/材料与CNF均匀地混合。喷涂后，载体介质将蒸发。载体介质可以是单一溶剂，与几种不同溶剂的混合物，或与水的混合物。也可以使用丙酮、乙醇、甲苯、己烷、酸溶液、碱溶液和水等溶剂，它们能够溶解/分散结合聚合物/材料和CNF。
相关地，不同的碳纳米纤维(CNF)纳米复合涂层对疏水性和表面形态的影响的研究结果显示在图3—特别是图3a和3b。图3a显示了不同超疏水表面上的水接触角、滚动角和血液接触角。柱状图中的数据显示为平均值±SD，误差条表示SD(测量次数n为5)。图3b显示了疏水表面HP#1(301)和HP#2(303)的SEM图像。HP#1指的是只涂覆了PTFE的疏水Ti表面，其具有130.8±2.1°的水接触角。HP#2指的是涂覆了PTFE中的0.2wt％的CNF的Ti表面，其具有143.6±3.1°的水接触角。
图3c提供了超疏水纳米复合CNF表面的SEM图像。CNF/PTFE表面具有与CNF/PDMS表面相似的表面形态。在超疏水CNF/PTFE和CNF/PDMS Ti表面，由于血液的表面张力较低，血液的接触角比水小(但仍大于150°)。在超疏水CNF/PTFE Ti网表面上，由于特殊的网状形貌，无法准确测量接触角。在疏水表面(HP#1和HP#2)上，降低的表面粗糙度导致较小的水接触角。
为了去除任何松散附着的CNF，在测试前制备了样品并将其暴露于来自喷枪的压缩N2气体(喷嘴直径：0.8mm；压力：430kPa；样品到喷嘴的距离约15cm)，以确保本材料212上没有游离的CNF。
结果是使用止血分散体形成疏水表面。该疏水表面可用于装置，例如图1所示的装置100—例如，该装置100是由止血分散体形成的伤口敷料、基于导管的支架、线圈或移植物。
对根据上述方法形成的伤口敷料形式的装置进行了关于纤维蛋白形成、抗菌性能、凝血和轻松的血块脱落的测试。纤维蛋白1102是由纤维蛋白原1100转化而来。纤维蛋白原是一种糖蛋白复合物，在肝脏中产生，在血液中循环。在组织和血管损伤期间，纤维蛋白原被凝血酶1104酶促转化为纤维蛋白，然后转化为基于纤维蛋白的血凝块。纤维蛋白血凝块的功能主要是闭塞血管以阻止出血。因此，纤维蛋白的形成在伤口愈合中至关重要，促进其形成可以减少出血。
首先参考与超疏水CNF表面上的纤维蛋白纤维形成有关的结果：为了有效地止血，本SHP表面首先被设计为具有强烈的血液排斥性，其次是能够在血液接触时引发快速凝固。如图3所示，通过将上述由CNF(直径：100nm，长度：20-200μm)和聚四氟乙烯(PTFE)或聚二甲基硅氧烷(PDMS)组成的纳米复合材料分散体喷涂到基底上，可以实现极强的血液排斥性。
表1中列出了所使用的基体的示例。
涂层缩写 基底 聚合物基质 CNF与聚合物的重量比
CNF/PTFE Ti Ti板 PTFE 1:9
CNF Ti网 Ti网#60 PTFE 1:9
CNF/PDMS Ti Ti板 PDMS 1:2
CNF纱布 棉纱布 PDMS 1:2
表1：超疏水纳米复合涂层
由上述工艺产生的表面有一层致密的CNF网络，具有微米/纳米粗糙度，部分嵌入到疏水聚合物基质(PTFE或PDMS)中。图4a显示了表面300的照片，其中有一张水滴302的插入照片示出了162.5°的水接触角，附图标记304表示的是空气盾(气穴)区域。相关的实际实验结果的照片如图3c所示。
疏水性基础成分的使用、喷涂的微米/纳米级形貌以及纳米纤维的形态共同导致了超疏水性。CNF/PTFE Ti表面具有162.1±2.9°(平均值±SD)的水接触角(WCA)和约为1°的水滚动角(WRA)，CNF/PDMS Ti表面具有154.9±0.6°的WCA和约为4°WRA—见图3a。
如图3所示，还研究了CNF浓度对表面润湿的影响。与水相比，血液具有较小的58mNm-1的表面张力(对于水为72mN m-1)和复杂成分。然而，本SHP CNF表面仍然可以排斥血液，CNF/PTFE Ti表面的血液接触角(Contact Angle，CA)为153.6±1.4°，CNF/PDMS Ti表面的血液接触角为151.4±1.8°(见图3a)。
非常有趣和出人意料的是，当含有抗凝血剂乙二胺四乙酸(Ethylenediaminetetraacetic Acid，EDTA)或柠檬酸钠的血液或血小板贫乏血浆(Platelet Poor Plasma，PPP)与本SHP CNF表面接触时，迅速形成长直的纤维(后来被证实是纤维蛋白)。这是用图5所示的设置进行的测试，用于观察在超疏水CNF表面上滑下的血液/血浆液滴的后退侧的纤维蛋白纤维的生成。为了观察血液或PPP滑动过程中的纤维蛋白纤维，由于过度曝光，避免了典型测角器中的背光，并从侧面以适当角度投射光源，使纤维蛋白纤维可见。设置500与根据本教义形成的SHP CNF表面504上的血液/血浆液滴502一起使用。发光二极管(Light-Emitting Diode，LED)手电筒506以所需的角度向CNF表面504发射光507。CNF表面504定位在包括可旋转台508和可平移台510的平台组件上。角度和纤维蛋白的形成，特别是在滑动测试期间，通过使用照相机512拍摄的照片来观察。
在图4b所示的滑动测试中，当血浆液滴308沿着X方向滚下表面310时，在它的后退侧产生了大量的长纤维306。如图4d所示，这些纤维412拉动液滴414，延缓其滑动运动，直到达到临界角度，造成灾难性的纤维断裂，并使液滴迅速滚落。在前一两根纤维开始断裂后，剩余的纤维无法承受液滴的重量，并且它们的断裂以快速多米诺效应的形式发生。在PPP液滴滚落后，可见的纤维足迹416以在随机CNF 602(图6e)的顶部上的直而有序的纤维600的形式留在表面418上(图4e)，并沿液滴滚动方向604对齐。在血滴滑动之后也观察到了同样的情况(图6d)。在一个稍有不同的测试中，也进行了类似的观察，即接触-提升测试，将PPP或血滴带到CNF表面进行短暂的接触，然后收回(接触持续时间约3秒；图4c)，也观察到了纤维蛋白纤维的生成。在扫描电子显微镜下，检测到从接触中心向外伸出的长而直的纤维(高达300μm)(见SEM图像图6f)。
图6提供了在EDTA血液/血浆滑动测试后，在超疏水CNF/PTFE Ti表面生成的纤维蛋白纤维的图像。图6a示出了血液/血浆的滑动。图6b和6c是光学图像，示出了在PPP或血液滑动后留在表面上的纤维蛋白纤维，以及滑动测试后留在CNF表面上的可见的纤维蛋白纤维足迹。图6d提供了血液滑动后的CNF表面的SEM图像。在随机的CNF上面可以观察到长而直且排列的纤维蛋白纤维。箭头用于突出排列的纤维蛋白纤维。图6e是在PPP液滴在超疏水CNF表面上滚落后，在CNF表面上留下的长而直、且排列的纤维蛋白纤维的SEM图像。图6f是在PPP液滴接触-提升测试后，在CNF表面上留下的长而直的纤维蛋白纤维的SEM图像。
尽管使用了EDTA或柠檬酸钠(具有抗凝血特性)，但仍能观察到纤维蛋白纤维的生成，并且纤维蛋白纤维的生成发生在SHP CNF/PTFE和CNF/PDMS表面(图4、7和8)，但是在CNF浓度低或无CNF的疏水表面上没有观察到纤维蛋白纤维的生成(图13)。图7，包括图7a至7h，示出了沿着超疏水CNF/PTFE Ti表面滑落的20μl EDTA血滴的后退侧逐渐产生纤维蛋白纤维。对于在CNF/PTFE表面上滑动的EDTA或柠檬酸化的血液/PPP液滴，也观察到类似的纤维蛋白纤维生成现象。图8示出了柠檬酸化的血液在超疏水CNF/PTFE和CNF/PDMS表面802上生成的纤维蛋白纤维800。图8a示出了在超疏水CNF/PTFE Ti网806上的20μl的水滴804。图8b示出了纤维蛋白纤维800在超疏水CNF Ti网上的40μl的柠檬酸化的血滴808的后退侧产生。图8c示出了在超疏水CNF/PDMS Ti表面810上的20μl的水滴804，图8d示出了纤维蛋白纤维812在超疏水CNF/PDMS Ti表面816上的20μl的柠檬酸化的血滴814的后退侧产生。对于在该CNF/PDMS Ti表面上的含有EDTA的PPP，也观察到了纤维蛋白纤维。
对于在CNF/PTFE Ti网和CNF/PDMS Ti表面上滑动的所有EDTA或柠檬酸化的血液/PPP液滴，均观察到类似的纤维蛋白纤维生成现象。图9示出了在疏水CNF表面上没有纤维蛋白纤维生成。图9a示出了对于在仅喷涂PTFE的HP#1样品上的EDTA血液或PPP液滴，没有观察到纤维。图9b示出了对于在喷涂了PTFE中的0.2wt％的CNF的HP#2样品上的20μl血液或PPP液滴，没有观察到纤维。图9c提供了在PPP滑动前后的HP#1表面的SEM图像，显示在表面上没有直的纤维蛋白纤维。相反，该表面被血浆生物污染。在血液滑动后，在这个表面上也观察到类似的结果。图9d提供了在PPP滑动前后的HP#2表面的SEM图像，示出了在表面上没有直的纤维蛋白纤维。该表面也被血浆生物污染。在血液滑动后，在这个表面上也观察到类似的结果。
这表明，纳米工程的SHP CNF表面促进了纤维的形成，选择PTFE或PDMS来固定CNF不会影响纤维的生成。
随后证实纤维蛋白的存在。为了证实这些纤维确实是纤维蛋白，进行了验证测试。通过猪纤维蛋白酶联免疫吸附测试(Enzyme-Linked Immunosorbent Assay，ELISA)验证了在PPP滑动后，在SHP CNF/PTFE和CNF/PDMS表面上的纤维蛋白的存在。ELISA试剂盒中的标准稀释液在有PPP滑动和没有PPP滑动的CNF表面上冲洗，以将生成的纤维蛋白纤维冲洗到反应井中进行定性分析。图10a中的阳性结果证实了这些纤维是纤维蛋白(图10a和10d中的数据显示为平均值±标准差(Standard Deviation，SD)，误差条代表SD，图10a中的单个数据点以黑色星号表示)。
为了进一步支持这一结果，发现在血液/血浆中加入抗凝血酶可以防止纤维的形成(见图11a)。由于凝血酶是纤维蛋白形成的关键因素，因此抑制凝血酶是防止纤维蛋白生成的有效方法。在EDTA或柠檬酸化的血液和PPP中使用了高剂量(2mg ml–1)的凝血酶抑制剂阿加曲班，发现血和PPP液滴(20μl)都以非常小的角度迅速滚离SHP CNF表面，而不产生任何纤维(图10b)。SEM成像进一步证实，在含有抗凝血酶的血液或血浆滑动后，表面上没有排列的长纤维(图11b和11c)。同样地，在这种抗凝血酶处理的接触-提升测试中也没有检测到纤维蛋白的形成(图11d至11f)。这些发现共同证实了这些纤维的本体是纤维蛋白。
参考图11中的特定图像，对于带有抗凝血酶的血液/PPP，在超疏水CNF/PTFE Ti表面上未观察到纤维蛋白纤维生成。图11a示出了抗凝血酶阿加曲班对纤维蛋白的抑制作用。图11b和11c分别是抗凝血酶的血液和PPP滑动后的CNF表面的SEM图像，示出没有排列的/直的纤维蛋白纤维。图11d示出当带有抗凝血酶的血滴接触超疏水CNF表面并随后被提升时，没有检测到纤维蛋白纤维。图11e示出了用带有抗凝血酶的PPP擦拭CNF表面没有产生纤维蛋白纤维。图11f是PPP擦拭测试后的CNF表面的SEM图像，示出没有排列的/直的纤维蛋白纤维。
在后退侧产生的纤维蛋白纤维(图4d)极大地影响了血液/血浆液滴在本SHP CNF表面的滑动动力学。首先，纤维蛋白纤维的行为类似于拉扯血液/血浆液滴的微线，延缓了滚落运动，增加了血液/血浆液滴在表面上的粘附力(图10c，其中θa是前进角，θr是实际退避角，θr_nom是标称退避角)。
参考图12中的图像对θr_nom的测量进行解释，图12中示出了标称退避角。在图12a中，对于在超疏水CNF表面上的血液或PPP液滴，由于液滴的突出，标称退避角θr_nom与实际退避角θr不同。在图12b中，在灾难性的纤维蛋白纤维断裂和液滴滚落之前的时刻测量的θr_nom显示为线AB和线CD之间的角度。AB位于液滴-基底界面，CD位于液滴突出物上方的液体-空气界面的直线部分。图12c示出了在高分辨率(1920×1080像素)黑白图像上是模糊的液体-空气界面1200。图12d示出了通过像素强度平均并将像素分辨率图像降低到480×270像素来平滑的液体-空气或液体-基底界面。这种平滑后的图像使得更容易定位AB线和CD线。绘制了半径r为30像素的参考圆，以与液体-空气界面的直线部分在两点C和D处相交。图12e和12f示出了进一步确认D的位置在在圆上的像素灰度值发生突变的点上。C的位置也得到了类似的确认。图12d至12f中，用同样的方法确定液体-固体界面1202上的线AB。这些程序是手工进行的并具有足够的准确性，误差在一个像素宽度的数量级，转化为约0.95°的角度误差(等于arctan(1/60))。
血液和PPP液滴的滚动角(Roll-off Angle，RA)(平均值±SD)分别为28.1±11.6°和15.0±6.6°—图10d示出了在超疏水CNF/PTFE Ti表面上的水滴和有无抗凝血酶的血液或PPP液滴的动态接触角(n＝4)，接触角迟滞(Contact-Angle Hysteresis)CAH＝θa-θr，以及标称接触角迟滞CAHnom＝θa-θr_nom。液滴体积为20μl，血-抗或PPP-抗分别代表血液或PPP带有抗凝血酶。当抗凝血酶抑制纤维蛋白的生成时，血液和PPP液滴可以分别以为4.3±1.4°和2.6±1.3°的较小的RA滚动。由于抗凝血酶的剂量效应，一些微纤维蛋白纤维可能仍然存在于液体-固体界面，影响后退CA，导致带有抗凝血酶的血液/PPP液滴的CAH较大(CAH>RA)(见图10d)。其次，血液或血浆液滴在来自纤维蛋白纤维的拉扯力下，在其靠近表面的后退区域形成突出(见图4d)，如渐进式图像图7g至7h所示，产生的标称退避角θr_nom比实际退避角θr小(图10c)。因此，液滴表现出较大的标称CA迟滞CAHnom(CAHnom＝θa-θr_nom，实际CAH＝θa-θr，θa是角度上的前进)。这在SHP表面上是不常见的，SHP表面通常具有与低的接触角迟滞对应的低RA。
就产生机制而言，纤维蛋白纤维是在血液/血浆与CNF接触后开始的。暴露于CNF会引发外源性凝血级联反应，导致凝血酶原形成凝血酶，随后将纤维蛋白原转化为纤维蛋白单体。纤维蛋白单体会附着在CNF上，然后自聚合为长的不溶性纤维蛋白纤维，这在血液/血浆-基底分离时变得可见(见图4b和4c)。本研究中一个有趣且出人意料的观察是，尽管有抗凝血剂EDTA或3.8％柠檬酸钠的存在，仍然产生纤维蛋白纤维(见图4b、7和8)，表明其在加速纤维蛋白形成方面的效力。此外，据报道CNF可以激活血小板，结合血清白蛋白和纤维蛋白原，并激活血清补体系统，这将进一步触发凝血。此外，集中在尖锐几何形状上的电荷，例如长CNF的尖端上的电荷，可以吸引纤维蛋白原的吸附，并可能促进凝血。
通过在37℃下在本CNF表面培养EDTA PPP 4分钟，进一步证明了CNF促进纤维蛋白纤维形成的能力，方法如下。观察到纤维状的纤维蛋白网形成(见图13a)。这样的纤维状的网有利于容纳激活的血小板和血细胞以加速凝血，使本超疏水CNF表面有望用于止血应用。
许多医疗设备，特别是伤口敷料等的一个重要方面是，它们具有抗菌特性，或者可以在使用前赋予它们这些特性。本SHP CNF表面表现出出色的抗菌性能。用绿荧光蛋白(Green Fuorescence Protein，GFP)表达质粒将含有大肠杆菌(一种主要的感染引起的细菌)的溶液冲洗在载玻片上，该载玻片的一半涂覆有CNF，在共聚焦显微镜下，用473nm的激光用于GFP激发，在SHP CNF表面上几乎没有发现细菌。图13b示出了在用荧光细菌溶液冲洗后，在绿荧光蛋白激发的显微镜下，几乎没有观察到细菌(点)附着在超疏水CNF表面上。
细菌在本SHP CNF表面的低粘附性归因于低表面能疏水材料和微米/纳米粗糙度。这种出色的抗菌能力将是有益的，因为它有助于保持止血贴无菌和防止伤口感染。
除了抗菌之外，止血材料还应该促进快速凝血，以减少血液流失。作为使用本材料作为伤口贴片的概念验证原型，如图13c所示，在普通棉纱布上涂有SHP CNF。普通纱布具有超强的亲水性和吸血性。而CNF纱布具有致密的CNF涂层，能排斥血液。由于棉花不能承受用于CNF/PTFE涂覆的高退火温度(400℃)，因此，利用PDMS聚合温度低的优势，使用CNF/PDMS进行涂层。正如之前所验证的，CNF/PDMS表面和CNF/PTFE表面一样，可以促进纤维蛋白纤维的产生(见图8d)。最初是超亲水和吸血的棉纱布(见图14)，在CNF/PDMS涂覆后变成SHP(图13c)。图14示出了普通棉纱布，图14a提供了未被涂覆的纱布的光学图像，图14b是未被涂覆的纱布的SEM图像，图14c是带有血块的纱布的SEM图像，血块和纱布是固体块。
然后对这种超疏水CNF纱布的凝血性能进行评估。如图15示出了通过体外凝血测试的评估。图15a示出了通过将20μl的血液夹在1500两个纱布样品1502、1504(尺寸：15mm乘15mm)之间的凝血测试的示意图。对于超疏水CNF纱布，血液接触到了涂有CNF的表面。图15b示出了20μl的血液在未被涂覆的白棉纱布1506(图14a)和超疏水CNF涂覆的纱布1508上的标称血液接触面积1510。血液在60分钟后变得充分凝固，使其更容易分开两块纱布并测量血液接触面积。白线突出显示血液接触轮廓。图15c示出了无失血的凝血。超疏水CNF纱布1512用于通过医用胶带1518密封硅胶管1516上的开口1514(8mm乘5mm)，随后填充血液，通过添加CaCl2开始凝血。图15d提供了一层CNF纱布(无防渗膜)在血液渗漏前可承受的最大静水压力的测量。用无血液渗漏的最大血柱高度h来计算无漏血压力。图15e显示了在33mmHg的高压下，CNF纱布1520不被血液1522润湿。CNF纱布的外围(而不是中心区域)粘在皮氏培养皿1524上，将其浸入柠檬酸化的血液中，在压力腔室中，CNF表面与血液接触。皮氏培养皿起着不透膜的作用，以保持空气盾(air plastron)遍及CNF/血液界面。通过将空气泵入压力腔室并使用压力传感器1528监测空气压力1526控制施加在血液中CNF表面上的静水压力。使用向上投射的照相机1530来检测CNF纱布的中心部分是否在给定压力下被血液浸湿。相比之下，实验观察到普通纱布在环境压力下立即被血液润湿。在这些测试中，CNF涂层是与血液接触的。
参考图15a，将20μl血液1508放在两块纱布1510、1512之间，使其凝固一段固定时间。通过加入10ml去离子(Deionized，DI)水来终止凝固。从红细胞中释放出的游离血红蛋白，没有滞留在血块中，而是被释放到水中并进行分析。血红蛋白水平越低，凝血速度越快。与普通纱布相比，CNF纱布在3分钟时的血红蛋白水平较低，因此凝血速度更快。图13d示出了相对血红蛋白吸光度RHA(t)图，显示了CNF纱布的快速凝血性能。由于实验是在皮氏培养皿1514中进行的，用没有任何纱布的皮氏培养皿1514中的凝血作为对照。由光谱仪在540nm测量(n＝3)在凝血时间t的绝对血红蛋白吸光度HA(t)，HA(0)。将t＝0分钟的血红蛋白吸光度用作参考，在凝血时间t的相对血红蛋白吸光度RHA(t)等于HA(t)/HA(0)。由于血红蛋白来自未凝血的红细胞，较低的血红蛋白吸光度值意味着更快的凝血。
本SHP CNF涂层的非润湿特性可以通过将血液保持在伤口内，防止伤口处的血液流失。这一特性在体外得到了证明，即填充了血液的硅胶管的侧面开了一个孔，以模拟出血的伤口。用有无SHP CNF涂层的棉纱布覆盖这些孔(见图15c)。SHP CNF纱布实现了无失血的凝血，而普通棉纱布则经历了严重的血液渗漏。见图13e，使用CNF纱布1300封住硅胶管1304上的开口1302模拟被纱布覆盖的皮肤伤口，在三次测量中实现了无失血的凝血。单个数据点以黑色标记表示。在图13d和图13e中，CNF涂层与血液接触。图13a中的比例尺为10μm，图13b中的比例尺为50μm，图13c中的比例尺为20μm。图13d和图13e中的数据显示为平均值±SD，而误差条代表SD。因此，由于CNF涂层的促进纤维蛋白形成和最小润湿(超疏水性)的协同能力，本材料设计策略可以实现无失血的快速凝血。这种性能对慢性出血性疾病尤其有利。
此外，滞留在SHP CNF表面的空气盾可以成为SHP伤口贴片的功能部件，因为它有助于在高压下保持非润湿特性。如果没有不透水塑料膜(见图13e)，单层CNF纱布可以承受4.9±0.3mmHg(平均值±SD)而不渗血(见图15d)；如果在纱布的背面涂覆上像膏药一样的不透水塑料膜，即使在300mmHg(明显大于荷叶的非湿润压力约100mmHg)下，滞留的空气盾也可以防止浸在血液中的CNF纱布被润湿(图15e)。
SHP CNF贴片的另一个出人意料的固有特点是，形成的血块在血块成熟后很容易从CNF纱布上自行脱落。这与现有的亲水止血敷料形成了鲜明的对比—血液会在这些材料的孔隙中浸泡和凝固，产生的血块-敷料复合混合物对伤口有很强的粘附力，很难脱落(见图14c)。强行剥离这些亲水止血敷料会撕裂伤口，造成二次出血，使后续的伤口护理变得复杂。
目前发现，血块容易从本CNF纱布上脱落的驱动力是血块成熟后的收缩。在凝固的早期阶段，纤维蛋白纤维会形成用于血块形成的纤维蛋白网。这种纤维蛋白的生成是在CNF上开始的，如图6a所示，在超疏水的CNF表面104上，纤维蛋白纤维1600由血液1606形成。由于其非润湿特性和微气穴的存在，CNF表面只能部分地附着在血块上。因此，如图16c和图17所示，血块会有微纤维连接到CNF上。因此，由于在血液-基底界面存在气穴1600，在血块1704和CNF表面1702之间形成了一种弱连接—这被称为“卡西-巴克斯特(Cassie-Baxter)”态。在血块成熟的过程中，来自血小板的血小板膜会拉动和弯曲纤维蛋白纤维1706，产生收缩应力，导致血块收缩1602—见图18d和17a(CNF纱布1702参考1700)。图17d示出了在CNFTi网上的血块收缩。血块边界从最初的血液-基底接触线向内收缩。血块中的收缩应力会拉动并去除粘附在CNF 604上的微纤维蛋白纤维。如图16b所示，在血凝块成熟过程中，纤维蛋白网将挤出血清，并将血块收缩成较小的尺寸。在血块收缩和凝固过程中，收缩应力将去除与微纤维蛋白纤维相连的CNF，使血块在凝固和收缩后从超疏水的CNF表面释放出来。
如图16e所示，在涂有CNF的刚性Ti网基底上观察到沿收缩方向X、X’和自剥离方向Y的血块的自剥离行为，在图18d至18f中，其中图18d显示初始血块位置1800和在方向1804上收缩后的最终血块位置1802，图18e示出了从CNF Ti网自脱落的血块，显示了血液和Ti网之间的局部接触，图18f示出了与CNF接触的血块上的多毛区域。在柔性CNF纱布上，由于棉纤维会因血块收缩而变形，血块的剥离不能明显地自行完成。然而，血块可以很容易地被剥离(见图16f)。本SHP CNF纱布的平均血块剥离张力约为1.7±1.5mN mm-1(平均值±SD)。这比普通亲水纱布的张力小54倍，如图16f所示，在四次测量中，普通亲水纱布的平均血块剥离张力约为91.3±19.4mN mm-1。
在血块脱落后，最初固定在棉纤维上的CNF被转移到血块上，使棉纤维看起来光滑—这与图5c中的原始外观大不相同—而脱落的血块表面看起来是多毛的—也见图16d。图17c包括图16d的特写视图，并提供了血块脱落后与CNF纱布接触的血块表面的SEM图像，带有血液和CNF纱布之间有局部接触。1700和1702示出了CNF在血块脱落后转移到血块上，形成了光滑的棉纤维，和多毛的血块表面。1704示出了最初附着在CNF上的微纤维蛋白纤维。因此，这种固有的血块自我脱落机制极大地促进了伤口敷料的去除，避免了伤口撕裂，消除了二次出血。
本材料的血块剥离力还与图20a所示的三种代表性商业止血产品进行了比较。使用3M的Nexcare亲水敷料作为发生凝血的基底材料(图23b)。Nexcare基底材料(宽25mm，长100mm)粘附在不锈钢基体上。然后将柠檬酸化的血液与体积比为10:1(2000)的0.2M CaCl2溶液混合后，分配到基底2002上用血浸泡(b1)。立即将止血样品2004(长30mm，宽10mm)放在基底材料2002上，让止血样品2004和基底材料2002之间形成血块(b2)。首先允许在37℃下发生凝血1小时。随后，将凝固的样品暴露在吹风机的暖气流中30分钟，加速血块凝固(b3)。之后，从一侧剥离样品以测量剥离力(b4)—也见图23b。剥离张力计算为最大剥离力除以样品宽度(重复三次；n＝3)。此外，用10μl去离子水测量WCA(n＝5)，以提供不同样品的疏水信息(图23c)。这三种商业产品在市场上被宣传为低粘附性或去除时无痛，但本材料的血块剥离张力比商业止血产品的血块剥离张力小24-52倍，如图20c所示。具体来说，本材料上的血块剥离张力比其中一个代表性的商业止血产品的血块剥离张力小52倍，比另外两个代表性的商业止血产品的血块剥离张力小24倍。因此，本材料的设计策略将止血材料的血块剥离力降至很低的水平。
为了验证本止血材料的上述特点，在带有背部出血模型的大鼠身上进行了活体内实验，背部出血模型为在大鼠背部进行切口以应用纱布，如图21c和21d所示。普通纱布是吸血的，留下了开放性伤口，如图19a和19b中数字1900、1902所指。对于图19a，将膏状纱布贴在大鼠背部的切口上—对照的棉纱布很快就湿了，而CNF纱布可以防止血液流失。对于图19b，在3分钟时剥离纱布以测量失血量。CNF纱布帮助形成了凝胶状血块，适当地密封了伤口。在对照纱布下，观察到开放性伤口。相比之下，如图19a所示，没有观察到血液通过CNF纱布1904渗出。这表明了本装置具有出色的拒血性能。
此外，如图19b所示，在3分钟时在CNF纱布706下面观察到一个变暗的凝胶状血块。这个血块适当地封住了伤口，而在对照纱布下，伤口仍然是开放的，这证明了CNF纱布在活体内的促进凝血的能力。如图19d(参考1916)所示，CNF纱布的平均失血量为0.3±0.7mg，约为图19d(参考1918)所示普通纱布的平均失血量19.8±9.0mg的1.5％。失血以纱布在3分钟时的重量增加为特征—见图21e中在3分钟时CNF纱布和对照纱布的对比照片。这证明了CNF纱布将失血量降到最低的能力。因此，活体内研究证实了当前的体外研究结果—拒血CNF纱布可以促进凝血，最大限度地减少血液流失，并有助于实现良好的血块密封的伤口。
移除纱布所需的力也在活体内进行了测量。由于普通纱布1908下的伤口在剥离过程中被严重撕裂，很难准确测量纱布与伤口的接触宽度。见图19c，示出了在3分钟时剥离纱布以测量失血量。CNF纱布有助于形成凝胶状血块，从而适当地密封伤口。相比之下，在对照纱布下，观察到的是开放性伤口。用最大剥离力来定性评估本CNF纱布的性能(图22i)。如图19e中的参考1920所示，CNF纱布的平均最大剥离力(平均值±SD)为7.2±8.6mN。这一测量值比正常纱布的测量值(在315.2±61.3mN)小43倍—见图19e，参考1922。如图19c，参考1910所示，本易剥离的CNF纱布并没有因为CNF脱落而撕裂伤口。如图19g(参考1924)所示，许多最初涂在棉纤维上的CNF在血块剥离过程中被移除，就像在体外实验中一样—图19h示出了嵌入血块的棉纤维1926。此外，轻微的拉伸并没有引起伤口撕裂(见图19c，参考1912)或二次出血，而剥离普通的纱布则会撕裂伤口并引起出血—见图21f。在对照组中，血块将伤口甚至皮肤毛发(见图19c，1914)牢固地粘结在纱布上，形成了坚硬的血块-纱布-毛发凝结物。图7h示出了在图19c中剥离的普通纱布的SEM图像，示出了血块-纱布-毛发凝结物，大鼠的皮肤毛发嵌入血块中。在插图中显示了毛发根，这意味着在剥离纱布时，粘在血块中的皮肤毛发被从皮肤中拉出。如图19c的右上方和图11f的右侧所示，强行剥离会撕裂伤口，造成二次出血，增加感染的机率。因此，活体内的研究结果证实了本伤口敷料材料的显著特点。图19i示出了纳米纤维结构的表面1928，在1930的抗菌表面性能，在伤口部位1932防止的血液流失，在箭头1934方向的不撕裂血块的易剥离，以及在贴片1938下的伤口1936的快速凝血。这可以成功地解决困扰传统亲水止血材料应用的严重问题，即失血和牢固的血块粘附。
研究表明，多壁CNF和CNF/PDMS复合材料是无毒的，1周的细胞存活率超过95％。本材料是为止血目的而设计的，将在短时间内与皮肤接触。因此，通过使用临床批准的胶带将本材料的10mm乘10mm的本材料贴片贴在大鼠的皮肤上(剃光)12小时，进行了活体内皮肤相容性测试(见图24a和24b)。与原始纱布下的皮肤(对照组)相比，本CNF纱布下的皮肤显得正常，12小时后没有观察到瘙痒或红斑(见图24c)。因此，根据之前关于细胞无毒性的报告和这个皮肤相容性测试，本CNF/PDMS材料可安全用于止血。
如上所述，基于表面固定化CNF赋予的超疏水性，已经开发并证明了一种设计具有快速凝血和轻松去除血块的伤口敷料的策略。所开发的SHP止血CNF纱布表明可以同时结合一系列的治疗功能。首先：它们通过加速微纤维蛋白纤维的形成实现快速凝血。第二：由于SHP表面的抗压非润湿特性，可以实现无血液流失的凝血。第三：血块与本SHP CNF表面之间的接触最小。在血块收缩阶段的收缩应力的驱动下，SHP CNF止血表面在血块成熟时将固有地倾向于从血块脱落，从而允许自然和非强制地移除止血敷料，而不会引起二次出血。第四：SHP CNF贴片可以显著地减少细菌附着，降低感染风险。最后：CNF被固定在纱布基底上的聚合物基质中，防止游离的微米/纳米颗粒或纤维进入血管流。此外，皮肤相容性测试表明，本材料可以安全地用于止血。
与现有的止血产品/材料不同，本材料以独特的方式工作。它首先止血，随后加强凝血，最后实现非强制的自然脱落。这具有以下优点。第一：SHP功能有助于在使用时立即止血。因此，在形成坚固的的血块之前就停止了出血。这对于严重事故和军事战斗中的出血情况来说，可以挽救生命，因为即使使用最有效的止血材料，也需要时间来凝血。第二：快速凝血是通过纳米工程的表面结构实现的，不需要活性凝血剂/化学品的帮助。本纳米工程纤维结构促进了纤维蛋白网络的快速生长，以密封伤口。凝血剂通常用于止血产品，如疏水改性壳聚糖，其凝血时间可能比本材料短。然而，本材料带来了一种独特的策略，即使用纳米结构的方法加速凝固，也确保了易于去除，这是避免二次出血的关键特征—图24提供了本材料和疏水改性壳聚糖之间的定量比较。本材料使血块剥离力降低了一个数量级。与商业止血产品相比，本材料的血块剥离张力小了约24-52倍(图23c)。这种自然和容易的血块剥离特征是本文公开的SHP止血材料所独有的。
因此，本方法开创了一种利用表面纳米工程设计更有效的止血材料的策略。已经证明，纳米结构的表面可以实现快速凝血，并具有独特的无失血、非受迫性脱离伤口部位的功能，同时也减少了细菌的粘附。本文提出的多功能材料概念显示出明显的潜力，可以显著提升伤口敷料和医疗设备的最新水平，为常见伤口、手术甚至血友病带来好处。在当前的研究中，用非生物降解的碳纳米纤维来设计纳米工程的表面。可生物降解的纳米纤维可以被开发用于内部使用，并将被本公开所涵盖。
为了完整性，使用存在EDTA或柠檬酸钠的血液和血小板贫乏血浆(PPP)进行纤维蛋白纤维生成测试(图4和6至11)。将新鲜的EDTA猪血收集到装有K2 EDTA(3.0ml，紫色)的无菌真空采血管中，并用有冰的密封泡沫容器运输。将EDTA管中的血液先以1800G离心10分钟(Sorvall ST 8离心机，在室温–20℃)，然后以3000G再离心10分钟，得到PPP。由于EDTA会通过不可逆螯合钙离子来阻止血液凝固，因此EDTA血液不适合用于凝血测试。对于体外凝血测试(见图13和16)，使用3.8％柠檬酸钠作为抗凝剂。通过将血液与3.8％的柠檬酸钠溶液以9:1的体积比混合，将来自同一供应者的柠檬酸化的猪血收集到聚丙烯管中，并按照相同的方法进行运输。
使用定制的设备测量CA和RA。通过在平面基底(CNF/PTFE Ti和CNF/DMS Ti表面)上分配5μl液体(去离子(DI)水、血液和PPP)，以及在CNF Ti网上分配20μl液体，使用固定法测量CA。动态CA包括前进CA θa，后退CA θr，CA迟滞CAH(CAH＝θa-θr)，标称后退CA θr_nom，标称CA迟滞CAHnom(CAHnom＝θa-θr_nom)，和RA θ，采用倾斜法测量动态CA，通过将20μl的液滴(水、血液和含或不含抗凝血酶的PPP)放在样品表面，倾斜样品直到液滴滚落。对于在SHPCNF表面上的PPP或血液，由于纤维蛋白纤维的存在，RA θ被定义为当纤维蛋白纤维断裂和液滴快速滚落时的倾斜角度。静态和动态CA在四次重复中取平均值(n＝4)。在涂覆金后，用SEM(SEC，SNE-4500M)表征制备的样品的表面形态和血液/血浆测试后的表面。
抗凝血酶，阿加曲班(纯度：>98％)首先溶解在0.9％的NaCl溶液中，然后加入到EDTA血液或PPP中，以达到2mg ml-1的最终剂量，这比动物研究中使用的数值要高，以确保足够的凝血酶抑制作用。
猪纤维蛋白ELISA试剂盒从MyBioSource公司订购(目录#MBS261977)。分别在三个SHP CNF/PTFE和CNF/PDMS Ti表面(15mm乘7mm)上使用EDTA PPP液滴进行了滑动测试，并使用图5中的设置证实在滑动测试期间纤维蛋白纤维的生成。滑动测试后，使用移液管将试剂盒中的标准稀释液喷洒在表面上，注入反应井。作为对照，在三个原始的SHP CNF/PTFE Ti表面进行同样的程序。然后，按照标准说明进行ELISA测试。使用光密度读数(450nm)计算从被测试的SHP表面冲洗到反应井中的纤维蛋白浓度，并参考用猪纤维蛋白标准样品获得的标准曲线(纤维蛋白浓度-光密度)，以验证在PPP滑动测试后在CNF表面上存在纤维蛋白。
为了测试静态纤维蛋白生长，将40微升EDTA PPP分配到放置在塑料皮氏培养皿中的SHP CNF/PTFE Ti表面上，并在37℃下培养4分钟。通过向皮氏培养皿中缓慢添加足够的DI水来终止反应。然后将样品浸入DI水中仔细冲洗三次。样品风干，在涂覆金后，在SEM下观察在表面上生长的纤维结构。
为了方便观察附着在表面上的细菌，按照CNF/PTFE Ti表面的相同程序，将SHPCNF/PTFE涂层半涂覆在载玻片上。通过水、血液和PPP测试表明，SHP CNF/PTFE玻璃表面和CNF/PTFE Ti表面表现出具有相同的性能。将10微升的在-80℃下储存的含有组成型GFP表达质粒的大肠杆菌的甘油菌(50％的甘油，50％的卢里亚-贝尔塔尼(Luria–Bertani，LB)中的细胞培养液)添加到3ml新鲜LB肉汤中，并补充卡那霉素(Kanamycin，Km)(50μg ml-1)。细胞在37℃的摇动培养箱中以225r.p.m的摇动速度培养。用新鲜LB(50μg ml-1Km)将培养液稀释至0.5的OD600。首先用紫外线对CNF/PTFE载玻片样品进行消毒，然后将40μl的细胞培养液在样品表面上有无CNF涂层的各区域中流动。随后将样品在生物安全柜中风干20分钟。在共聚焦激光扫描显微镜下观察附着在CNF表面上的细菌，激光波长为473nm，用于激发GFP。
为了比较本CNF纱布的凝血性能，通过将壳聚糖和PDMS复合分散体喷涂在原始纱布上来制备壳聚糖纱布。为了公平比较，壳聚糖与PDMS的重量比为1:2，与本CNF纱布的CNF与PDMS重量比相同。首先用超声波探针将25毫克的壳聚糖(中等分子量，Sigma Aldrich)溶解在5ml的0.15M醋酸中；用超声波探针将50mg的PDMS(预聚物与交联剂的重量比为9：1)分散在10ml的丙酮中。在超声作用下将两种分散体混合5分钟后，按照用于制备CNF纱布的相同方法，将复合分散体喷涂在原始纱布上(尺寸：10cm乘10cm)。涂覆后，将壳聚糖纱布在80℃下烘烤1小时以蒸发溶剂。
使用柠檬酸化的血液进行凝血测试。使用不同类型的纱布—SHP CNF纱布和普通的超亲水纱布，每片15mm乘15mm。这些都是在20ml的聚苯乙烯(Polystyrene，PS)塑料皮氏培养皿(37℃水浴)中预热的。在将柠檬酸化的血液与0.2M CaCl2以10:1的体积比混合以启动凝血后，立即分配20μl血液，并将其夹在皮氏培养皿中的两个纱布之间，如图15a所示—在CNF纱布上，血液与涂有CNF的表面接触。用在没有纱布的空皮氏培养皿中分配的血液作为对照案例，在图13d中表示为对照。让分配在不同样品上的血液在37℃下凝固0、3和5分钟，通过向皮氏培养皿中加入10ml DI水来终止凝血，而不干扰血块。未凝血的红细胞(未被滞留在血块中的游离血细胞)会溶血并将血红蛋白释放到水中。用分光光度计在540nm处测量所得到的血红蛋白溶液在不同凝血时间t的光学吸光度，HA(t)将代表来自未凝血的红细胞的血红蛋白量。HA(0)。使用20μl血液在10ml DI水中在t＝0分钟时的绝对血红蛋白吸光度作为参考。凝血时间t的相对血红蛋白吸光度RHA(t)计算为HA(t)/HA(0)。这是使用同一批血液进行的三次重复的平均值，n＝3。由于血红蛋白来自未凝血的红细胞，较小的RHA(t)意味着更快的凝血。
至于凝血测试期间的标称血液接触面积(Nominal blood Contact Area，NCA)，按照同样的方法，将20μl血液放在两块普通纱布或两块CNF纱布之间，以便发生凝血。1小时后，将两块纱布分开，并处理从顶部拍摄的照片以计算NCA(三次重复的平均值，n＝3)。在普通纱布上的NCA被认为是被血液浸泡的变暗区域，而在CNF纱布上的NCA被认为是血块-纱布接触区域(图15b)。在这项测试中，未涂覆的纱布迅速吸收血液，导致了较大的血液接触面积，而SHP CNF纱布排斥血液，其血液接触面积仅为未涂覆的原始纱布的14.2±0.7％(平均值±SD，n＝3)(图15b)。按照同样的方法，用50μl的血液进一步比较了本CNF纱布和壳聚糖纱布的凝血性能(n＝3)，结果(图21)示出本CNF纱布可以比壳聚糖纱布具有更好的凝血性能。
为了确定无失血的凝血情况：模仿用医用纱布包扎的伤口，在硅胶管(内径：7.8mm)上开一个代表伤口的开口(8mm乘5mm)，并通过医用胶带用SHP CNF纱布覆盖(图15c)。用普通纱布包扎的硅胶管作为对照。将柠檬酸化的血液与CaCl2混合以启动凝血。将血液(1.5ml)迅速注入硅胶管，并置于皮氏培养皿中。在室温下10分钟后，将该试管从皮氏培养皿中取出，并测量皮氏培养皿中因血液渗漏而增加的重量作为失血量。重复该测试三次(n＝3)，以获得平均失血量。
为了测试CNF纱布(没有背面支撑的不透水膜)在血液渗漏前所能承受的最大压力，将柠檬酸化的血液缓慢地注入长试管中，该试管有用CNF纱布密封的孔(图15d)。用在血滴渗过CNF纱布的瞬间测得的血柱高度h，计算单层CNF纱布在没有背面支撑的不透水膜的情况下的最大抗渗漏压力P(P＝ρgh，其中ρ是血液密度，g是重力常数，在三次重复上平均；n＝3)。
使用图15e中的设置进一步测试了带有背面支撑不透水膜的SHP CNF纱布的非润湿性。将透明的PS皮氏培养皿粘(环氧树脂胶)在SHP CNF纱布的背面作为不透水膜。纱布的中央部分不涂胶水。随后，将附有CNF纱布的皮氏培养皿放在透明的压力腔室中，并注入血液以完全浸没CNF纱布(图15e)。使用柠檬酸化的血液以确保血液的流动性。在单向阀和压力传感器的帮助下，通过向密封的压力腔室泵入空气来控制施加在CNF纱布表面的静水压力。当CNF纱布置于血液中2-3mm深处时，压力腔室中的空气压力被视为施加在CNF纱布上的静水压力。使用向上投射的照相机来检测CNF纱布的中心部分是否在给定压力下被血液润湿。
为了测试血块脱落，将SHP CNF Ti网和SHP CNF纱布放在在37℃下预热的20ml PS塑料皮氏培养皿中(图15a)。在将柠檬酸化的血液与0.2MCaCl2以10:1的体积比混合以启动凝血后，立即将100μl血液分配到CNF Ti网或CNF纱布上用于形成血块。在自然凝固和干燥过夜后，SHP CNF表面上的血块在脱落前和脱落后被涂覆金，用于SEM观察。
为了检测血块剥离力，将柠檬酸化的血液与0.2M CaCl2以10:1的体积比混合以触发凝血。通过将20μl血液分配到CNF纱布表面或两块堆叠的普通纱布上，使血块在37℃条件下在CNF纱布表面上或两块未涂层纱布之间形成并固化过夜(图22)。使用图22a和22b中的设置，测量了从CNF涂覆的纱布或未涂覆的纱布上剥离血块所需的力。图22a示出了通过将20μl血液分配到CNF纱布表面2202上形成的血块2200。纱布2202通过3M高强度胶带2206安装在应变计力传感器2204(容量：980mN，分辨率：0.1mN)上。细棉2208线通过环氧树脂2210粘在血块2200上。力传感器2204记录用于剥离血块2200的力。图22b示出了通过分配20μl血液在两个普通纱布2214、2216之间形成的血块2212。在拉动顶部纱布2214的同时，测量了剥离两块普通纱布2214、2216所需的力。使用自制的平移台以0.5mm/s的速度进行牵引运动，并使用Labview控制的国家仪器多功能数据采集设备(NI USB-6218)记录力数据。图22c示出了典型的血块剥离力曲线，示出了最大剥离力Fmax。图22d提供了血块最大宽度W的测量，用于计算血块剥离张力Fmax/W。由于峰值剥离力Fmax(图22c)将出现在最大血块宽度W处，所以用归一化的血块剥离张力Fmax/W(在三次重复上平均)来比较CNF纱布和未涂覆的普通纱布的血块剥离力。
对于活体内测试中，将CNF纱布和普通未涂覆的纱布(作为对照)制备成膏状—图21a和21b(CNF纱布2106和普通纱布2108)。将纱布切割成35mm长和15mm宽，并安装在透明胶带上(5 0mm长和25mm宽)。在胶带的中心开了一个开口(长10mm，宽5mm)，以便在出血过多的情况下让血液渗过纱布。在图21a中，为了设计膏状的纱布，将CNF纱布或普通纱布2100(35mm乘15mm)涂覆在粘合膜2102(50mm×25mm)上，并在粘合膜2102上开了开口2104，以便在过度出血时让血液渗过。将制备好的CNF纱布和普通纱布在实验前在紫外线下消毒30分钟。
在活体内实验中，使用雌性大鼠2110(Sprague-Dawley，11-13周龄，平均体重：255.6±19.7g，平均值±SD)，符合用于动物测试和研究的所有相关的伦理法规。用异氟烷麻醉(4-5％在100％氧气中用于诱导，1-3％用于维持)大鼠，并使用热垫以防止体温过低。首先用电动剃须刀剃除背部的毛发。用脱毛膏去除残留的毛发。对手术器械进行高压灭菌。实验是在生物安全柜中采用无菌技术进行的。大鼠背部的手术部位先后用碘酒和70％V/V的乙醇消毒三次。在大鼠背部做两个切口2112(约1cm长；切到肌肉)，一个在左边，一个在右边，并且位置相同。切开后，立即在伤口上涂覆上膏状纱布(图21c和21d)。
通过测量纱布中的重量增加来表征失血量。在3分钟时剥离的纱布的重量(图21e)减去其初始重量，作为失血量。用高精度天平(分辨率：1mg)测量纱布重量。数据为六次重复的平均数。
通过在约2小时后(对照组和CNF纱布分别为132±10分钟和133±10分钟；平均值±SD，n＝5)沿伤口剥离纱布来测量剥离力，让血块充分成熟和凝固。在剥离纱布之前，仔细修剪掉了纱布周围的粘合膜，否则粘在皮肤上的粘合膜会干扰剥离力。参考图21g，在没有修剪的情况下，粘在皮肤上的粘合膜(2114)会干扰剥离力。在修剪时要注意不要拉伸或撕裂纱布。在粘合膜修剪后，通过高强度胶带2118将纱布的一端粘附在金属钩2116上，金属钩通过细棉线2120连接到力传感器(容量：980mN；分辨率：0.1mN)上—见图21h。通过垂直数字平移台辅助剥离，并记录剥离力。用剥皮期间的最大力，五次测量的平均值，见图21i，来进行定量比较。
通过将本材料贴在大鼠皮肤上12小时，也在活体内进行了皮肤相容性测试(见图25)。图25a说明了用于皮肤相容性测试的样品的制备，将10mm乘10mm的CNF样品2500附着在20mm乘20mm的原始纱布2502上。这种设计允许对接触不同纱布材料的两个相邻皮肤区域进行比较。在测试之前，将大鼠麻醉并剃毛。然后用透明的临床胶带将制备好的样品涂覆在三只大鼠的皮肤上12小时(见图25b)。为了防止样品被大鼠抓掉，用大鼠外套来保护纱布样品。12小时后，对大鼠进行麻醉，移除纱布。用70％v/v的乙醇轻轻清洁被测试的皮肤区域，以检查本CNF纱布下的区域与原始纱布下的区域之间的任何差异(见图25c)—没有观察到差异。
可以理解的是，对所述实施例的各个方面的许多进一步的修改和排列是可能的。因此，所述方面旨在涵盖落入所附权利要求书的精神和范围内的所有此类改变、修改和变化。
贯穿本说明书和随后的权利要求书，除非上下文另有要求，否则“包括”一词，以及诸如“包含”和“含有”的变体，将被理解为意味着包括所陈述的整体或步骤或者是整数或步骤组，但不排除任何其它整体或步骤或整体或步骤组。
本说明书中对任何先前出版物(或从其衍生的信息)或任何已知事项的引用不是也不应被视为承认或认可或任何形式的暗示该先前出版物(或从其衍生的信息)或已知事项构成本说明书所涉及的致力领域中的公共常识的一部分。

Claims (25)

1.一种止血装置，包括：
基底；以及
在所述基底上形成的表面，所述表面包括微米材料和纳米材料中的至少一种，所述材料部分地嵌入基体中，所述表面基本上防止所述基底的润湿。
2.如权利要求1所述的止血装置，其中所述材料是疏水的。
3.如权利要求2所述的止血装置，其中所述材料包括固定在所述基体中的疏水纳米纤维。
4.如权利要求3所述的止血装置，其中所述纳米纤维是碳纳米纤维。
5.如权利要求1至4中任一项所述的止血装置，其中所述表面具有随机表面形态，以获得至少130°的水接触角。
6.如权利要求1至5中任一项所述的止血装置，其中所述表面形态在所述表面和与所述表面接触的液体之间夹带气穴。
7.如权利要求1至6中任一项所述的止血装置，其中所述表面一旦形成，则具有微米粗糙度和纳米粗糙度之一的随机表面形态。
8.如权利要求3或4所述的止血装置，其中所述纳米纤维具有约5nm至1000nm的直径和/或约5μm至500μm的长度。
9.如权利要求1至8中任一项所述的止血装置，其中所述基体是疏水的。
10.如权利要求1至9中任一项所述的止血装置，其中所述基体是有机基质或聚合物基质。
11.如权利要求9或10所述的止血装置，其中所述基质是能够固定所述材料的生物相容性聚合物。
12.如权利要求9或11所述的止血装置，其中所述生物相容性聚合物是聚四氟乙烯PTFE、蜂蜡和聚二甲基硅氧烷PDMS中的至少一种。
13.如权利要求1至12中任一项所述的止血装置，其中所述止血装置是伤口敷料、基于导管的支架、线圈或移植物中的一种。
14.一种止血涂层分散体，包括：微米材料和纳米材料中的至少一种，以及分散体中的基体，所述基体用于沉积在基底上以形成疏水表面，所述疏水表面包括部分地嵌入所述基体的所述材料，所述表面基本上防止所述基底的润湿。
15.如权利要求14所述的止血涂层分散体，其中所述材料在至少部分地嵌入时是疏水的。
16.如权利要求15所述的止血涂层分散体，其中所述材料包括纳米纤维，所述纳米纤维基于所述表面的形成而固定在所述疏水基体中。
17.如权利要求16所述的止血装置，其中所述纳米纤维是碳纳米纤维。
18.如权利要求14至17中任一项所述的止血涂层分散体，其中所述表面形态在所述表面和与所述表面接触的液体之间夹带气穴。
19.如权利要求12至15中任一项所述的止血涂层分散体，其中所述表面一旦形成，则具有微米粗糙度和纳米粗糙度之一的随机表面形态。
20.如权利要求14所述的止血涂层分散体，其中所述材料包括纳米纤维或微米材料，所述纳米纤维具有从约5nm至1微米变动的直径，所述微米材料具有从约1μm至200μm的直径。
21.如权利要求20所述的止血涂层分散体，其中所述材料具有约5μm至500μm的长度。
22.如权利要求14至21中任一项所述的止血涂层分散体，其中所述基体是。
23.如权利要求14至22中任一项所述的止血涂层分散体，其中所述基体疏水基体是有机基质或聚合物基质。
24.如权利要求22或23所述的止血涂层分散体，其中所述基质是聚四氟乙烯PTFE和聚二甲基硅氧烷PDMS中的至少一种，或其它能够固定所述纳米纤维的生物相容性聚合物。
25.一种疏水表面，所述疏水表面是通过将如权利要求14至24中任一项所述的止血涂层分散体涂敷于基底形成的。
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