CN115192759B - 基于毛细效应具有伤口湿度控制功能的生物基医用纤维材料及其制备方法 - Google Patents
基于毛细效应具有伤口湿度控制功能的生物基医用纤维材料及其制备方法 Download PDFInfo
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Abstract
本发明提出了基于毛细效应具有伤口湿度控制功能的生物基医用纤维材料及其制备方法，属于非织造材料的技术领域，用以解决现有伤口敷料保湿、吸湿、导湿性能差的技术问题，包括超细纤维层和吸收层，超细纤维层主要由直径为0.5～10μm的纤维构成，超细纤维层的孔隙率为70％～98％，超细纤维层表面具有网格导流沟槽；吸收层包括双组份聚乳酸纤维和纤维素纤维，双组份聚乳酸纤维的直径为14～38μm，纤维素纤维直径为15～30μm，纤维素纤维通过羧甲基化改性，吸收层的孔隙率为85～99％，本发明还公开了上述生物基医用纤维材料的制备方法。本发明所制备的生物基医用纤维材料具有保湿和吸湿能力强，能够将多余液体排出的功能。
Description
技术领域
本发明属于非织造材料的技术领域，尤其涉及基于毛细效应具有伤口湿度控制功能的生物基医用纤维材料及其制备方法。
背景技术
皮肤组织作为人体内最大的器官，同时作为人体的第一道生理屏障，任何原因引起的皮肤完整性受损都被视作是一种伤口，伤口的愈合过程复杂，易出现并发症。敷料护理是一种有效的伤口护理手段，可以替代受损皮肤起到暂时性屏障作用，提供有利于创面愈合的有利环境。而非织造材料因具有特殊的纤维结构和生产工艺短等特点而被广泛用于敷料的加工生产中，现阶段绝大多数敷料为非织造材料。
敷料的主要设计方向是吸收、排除伤口渗出液和隔离伤口。传统的敷料有纱布、棉垫、羊毛、松脂等，虽然能起到一定的吸收能力和防止创面渗液积聚作用，但是由于无法维持伤口的温湿度，容易导致伤口脱水，干燥真皮组织形成痂皮阻碍上皮新生过程，新生肉芽较易与纱布粘连造成二次伤害等。并且因其用即弃的特性，在医疗过程中损耗量大，且传统医用敷料不但物理性能差、无附加的抗菌抑菌性能，而且废弃敷料的处理会对环境造成极大的污染。
至今为止，现有的敷料研究都是根据构建适合伤口愈合的微环境，按照“伤口湿性愈合理论”的定性方向，研究出能使伤口更快进行愈合的新型敷料。其促进伤口愈合的原理在于：合适的敷料环境能加快表皮细胞迁移速度，刺激细胞生殖，促进生长因子的释放，增强白细胞功能，促进成纤维细胞的生长、刺激毛细管的增生，从而加快伤口的愈合。理想的伤口敷料，需要具有以下主要特点：
(1)安全，与受损的伤口直接进行接触应选用生物相容性佳，对人体无毒、无刺激性的非织造材料。聚乳酸和纤维素纤维都属于生物可降解，对人体具有良好的生物相容性。
(2)抗菌、抑菌性能好，可有效预防伤口感染。
(3)保湿、吸湿性能，可吸收伤口过多的渗液，有利于引流，同时维持伤口湿润环境。
(4)有良好的顺应性，易更换，不易与伤口渗出物粘连，减少换药时对新生肉芽组织的损伤，同时减轻患者疼痛感。
聚乳酸熔喷非织造材料是以聚乳酸为主要原料通过熔喷法非织造技术所制备的一种微纳米超细纤维非织造材料。它不仅具有传统熔喷非织造材料的优良特性，同时还具有聚乳酸的生物相容性好、生物可降解特性，在医用敷料行业可以有很好的发展前景。聚乳酸熔喷非织造材料具有疏水性和良好的水扩散性，其结构为三维立体网状紧密排列结构，并且孔径小而密。但是在实际应用过程中，单一聚乳酸熔喷非织造材料难以实现液体的快速吸收和排除。
专利公开号CN103316600A通过多巴胺的自聚与附着行为来修饰聚乳酸表面，再进一步与肝素反应获得亲水性好的聚乳酸中空纤维血液透析膜；专利公开号CN104911945A利用亲水改性剂CHA来增加聚乳酸的亲水性；专利公开号CN108660609A对聚乳酸纤维在水和脂肪酶的混合溶液下亲水改性，从而获得亲水聚乳酸纤维。上述方法虽然可以有效地解决聚乳酸熔喷非织造材料亲水性差的缺陷，但是仅仅提高聚乳酸熔喷非织造材料的亲水性不足以实现液体在该材料的单向传递。
发明内容
针对现有伤口敷料保湿、吸湿、导湿性能差的技术问题，本发明提出基于毛细效应具有伤口湿度控制功能的生物基医用纤维材料及其制备方法，所制备的生物基医用纤维材料具有保湿和吸湿能力强，并能够将多余液体排出的功能。
为了达到上述目的，本发明的技术方案是这样实现的：
基于毛细效应具有伤口湿度控制功能的生物基医用纤维材料，包括超细纤维层和吸收层，所述超细纤维层主要由直径为0.5～10μm的生物基聚合物纤维构成，超细纤维层的孔隙率为70％～98％，超细纤维层表面具有网格导流沟槽；所述吸收层包括双组份聚乳酸纤维和纤维素纤维，双组份聚乳酸纤维的直径为14～38μm，纤维素纤维直径为15～30μm，纤维素纤维通过羧甲基化改性，吸收层的孔隙率为85～99％。
所述超细纤维层中纤维直径<8μm的数量占比>90％，厚度为0.05～0.45mm，面密度为10g/m2～100g/m2；所述吸收层面密度为20～200g/m2，厚度0.07～1.05mm；所述生物基医用纤维材料的面密度为30～300g/m2，厚度为0.1～1.2mm，孔隙率为70～95％。
所述生物基聚合物纤维主要由以下质量分数的原料制得：聚乳酸76～94.3％、聚己内酯5～18％、纳米纤维素0.1～0.8％、聚乙二醇0.5～5％、丝素蛋白0.1～0.5％。
所述吸收层中双组份聚乳酸纤维的质量分数为10～20％，纤维素纤维的质量分数为90～80％。
所述双组份聚乳酸纤维的横截面为皮芯型或并列型截面其中任意一种或组合；双组份聚乳酸纤维其中一种组份的熔点为70～90℃，另外一种组分的熔点为140～170℃。
上述基于毛细效应具有伤口湿度控制功能的生物基医用纤维材料的制备方法，步骤如下：
(1)超细纤维层的制备：以生物基聚合物为主要原料，通过熔喷-水刺复合工艺制备超细纤维层；
(2)吸收层的制备：以双组份聚乳酸纤维和纤维素纤维为主要原料，通过梳理-水刺工艺制备成水刺非织造材料，然后采用烫光工艺对水刺非织造材料进行热整理制得吸收层；
(3)热复合工序：将网格布、步骤(1)中的超细纤维层和步骤(2)中的吸收层依次叠放进行热复合，热复合后移除网格布获得敷料预制体；
(4)羧甲基化改性：将步骤(3)中的敷料预制体进行碱化-醚化处理，制得生物基医用纤维材料。
所述步骤(1)中熔喷采用熔喷装置的工艺参数为：螺杆挤出机温度为一区180-190℃、二区205-215℃、三区235-245℃，计量泵温度为225-235℃，模头温度为225-235℃，热风温度为225-235℃，热风压力为40-50kPa，熔喷装置接收网帘的接收距离为10-20cm，牵伸装置的牵伸倍率为1.05-1.2。
优选的，所述步骤(1)中熔喷采用熔喷装置的工艺参数为：螺杆挤出机温度为一区180℃、二区210℃、三区240℃，计量泵温度为230℃，模头温度为230℃，热风温度为230℃，热风压力为45kPa，熔喷装置接收网帘的接收距离为14cm，牵伸装置的牵伸倍率为1.12。
所述烫光工艺采用不锈钢光辊-橡胶辊组合的双辊烫光机，烫光温度为90～160℃，辊间压力为0.3～0.8Mpa。
所述热复合的工艺为：热复合温度为100～130℃，热复合压力为0.45～0.55MPa，热复合速度为2～3m/min。
所述网格布为PP网格布，PP网格布面密度为40～300g/m2，网格布中的网格纹路为正方形或菱形或两者的组合。
所述步骤(4)碱化-醚化处理工艺为：将敷料预制体放入氢氧化钠溶液中进行碱化处理，随后放入氯乙酸-氯乙酸钠混合溶液中进行醚化处理；
碱化处理的工艺条件：氢氧化钠溶液浓度25％～30％，处理时间为20-30min，处理温度为30～40℃；
醚化处理的工艺条件：氯乙酸-氯乙酸钠混合溶液中氯乙酸的浓度为10～15％，氯乙酸钠的浓度为10～15％，处理时间为2～5h，处理温度为30～40℃。
本发明的有益效果：
1、本申请制备的具有伤口湿度控制功能的生物基医用纤维材料充分利用了聚乳酸材料和纳米纤维素纤维的生物降解特性，并采用了双层非织造材料复合结构形成了上下孔隙不同，从而形成压力差导致液体具有定向传输的性能，可以满足其在伤口加速愈合时所要求的条件，从而达到促进伤口修复的目的。
2、本申请所用原料聚乳酸、聚乙二醇、纳米纤维素和生物基弹性体均为生物可降解类材料，是一种完全可降解类无纺材料，具有绿色、环保和节约资源的优势。
3、本申请制备的生物基医用纤维材料改变使用单一的聚乳酸原料，通过添加聚乙二醇/纳米纤维素共混溶液和多级热牵伸处理协同增韧来改变原来熔喷非织造材料出现的柔韧性差、脆性大和长时间存放力学性能低的不足。提高了聚乳酸熔喷非织造材料的结晶度，从而改善生物基医用纤维材料的力学性能，纵向拉伸断裂强力为135N/5cm～170N/5cm，横向拉伸断裂强力为5N/5cm～30N/5cm。
4、本申请与传统医用敷料相比，通过添加生物基弹性体赋予了其一定的弹性，丰富了聚乳酸熔喷非织造材料的应用领域；纵向拉伸断裂伸长率为15％～25％，横向拉伸断裂伸长率为4％～10％。
5、本申请所制备的生物基医用纤维材料孔隙率高达85％～90％，透气性为80mm/s～130mm/s，其透气性能优异。
6、本申请与传统医用敷料相比，在具有液体单向传输性能的同时，超细纤维集合体侧分布有纵横交错的导流沟槽，利于液体快速传导，而且单向传递指数高达400，液体吸收的效果更好。
7、本申请的制备方法不涉及任何有害环境的化学试剂的使用，具有绿色、环保和可持续的特点。
附图说明
为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。
图1为本发明中聚乳酸超细纤维网的熔喷成型工艺路线图；其中，11、料斗；12、螺杆挤出机；13、料路；14、计量泵；15、模头；16、接收网帘；17、热风装置；18、吸风装置；19、聚乳酸超细纤维网；110、卷绕装置。
图2为本发明中纤维素纤维层制备的工艺路线图；其中，21、喂棉帘；22、喂棉罗拉；23、刺辊；24、转移罗拉；25、工作罗拉；26、锡林；27、上道夫；28、上凝聚罗拉Ⅰ；29、上凝聚罗拉Ⅱ；210、下道夫；211、下凝聚罗拉Ⅰ；212、下凝聚罗拉Ⅱ；213、接收装置。
图3为本发明中聚乳酸超细纤维层水刺加固工艺路线图；其中，31、纤维网；32、传送装置；33、预水刺头；34、真空抽吸；35、主水刺头。
图4为本发明中双层结构的热复合工艺图；其中，41、PP网格；42、超细纤维层；43、吸收层；44、传送装置；45、热轧机；46、聚乳酸双层复合结构；47、电机。
图5为本发明的扫描电镜图；其中图5-1、5-2、5-3、5-4依次为实施例2、4-6所制备生物基医用纤维材料在超细纤维层面的电镜图，图5-5为实施例2所制备生物基医用纤维材料的截面电镜图。
图6为本发明中超细纤维层的纤维直径分布图；其中6-1、6-2、6-3、6-4为依次为实施例2、4-6所制备生物基医用纤维材料中超细纤维层的纤维直径分布图。
图7为本发明液体吸收能力图；其中图7-1为实施例1-3所制备生物基医用纤维材料液体吸收能力图；图7-2为实施例4-6所制备生物基医用纤维材料液体吸收能力图。
图8为本发明含水量随时间变化曲线图；其中图8-1、8-2、8-3依次为实施例1-3所制备生物基医用纤维材料含水量随时间变化曲线图；图8-4、8-5、8-6依次为实施例4-6所制备生物基医用纤维材料含水量随时间变化曲线图。
图9为本发明液体单向传输性能曲线图；其中图9-1为实施例1-3所制备生物基医用纤维材料液体单向传输性能曲线；图9-2为实施例4-6所制备生物基医用纤维材料液体单向传输性能曲线。
图10为实施例2所制备生物基医用纤维材料液体扩散随时间变化的示意图。
具体实施方式
下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有付出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。
实施例1
基于毛细效应具有伤口湿度控制功能的生物基医用纤维材料的制备方法，步骤如下：
(1)超细纤维层的制备工序
首先，称取质量比例为94.3：0.5：0.1：5：0.1的聚乳酸/聚乙二醇/纳米纤维素/聚己内酯/丝素蛋白，聚乙二醇的分子量为6000，先将聚乙二醇放入90℃的水浴加热使其充分溶解为液态，随后将其与聚乳酸颗粒充分共混，使得聚乳酸表面被聚乙二醇包裹起来；接着再与纳米纤维素共混，同时为了增强材料的抗菌性与生长因子的活性，添加的聚己内酯和丝素蛋白，然后再将所有原料放入滚筒搅拌机中搅拌使其充分混合制得共混原料。将共混原料通过熔喷工艺进行纺丝，熔喷工艺路线如图1所示，当熔喷设备升至设定的温度时，将制备的共混原料入熔喷机料斗11内，通过螺杆挤出机12使共混原料熔融挤出，先经过料路13运输，再在计量泵14经过计量加压，从而形成稳定且均匀的熔体，聚合物熔体通过喷丝板两侧的高温气流引导从喷丝孔中喷出，随后纤维被热风装置17和吸风装置18引导至接收网帘16上，并利用余热相互粘合，形成连续的聚乳酸超细纤维网19，再利用接受网帘16和卷绕装置10的速度差实现牵伸效果，牵伸倍率为1.12。其中螺杆挤出机温度(一区180℃，二区210℃，三区240℃)，计量泵温度为230℃，模头15温度为230℃，热风温度为230℃，热风压力为45kPa，熔喷装置接收网帘的接收距离为14cm。随后将制备好的纤网通过水刺机进行加固，水刺加固工艺路线如图3所示，先将纤维网31放在传送装置32上传送至预水刺头33处，下方真空抽吸34，预水刺过后再传送至主水刺头35，纤网在喷射孔喷射出的水射流和网帘反弹的水射流的共同作用下，纤维发生缠结抱和，从而纤维得到加固，其中预水刺头33的压力为2.5Mpa，主水刺头35的压力为55Mpa。将水刺加固后的纤维网烘干后制得超细纤维层。经测试，最后制备的超细纤维层面密度为30.4g/m2，厚度为0.12mm，孔隙率为78.4％。
(2)吸收层的制备工序
先将质量分数为90％的纤维素纤维和与质量分数为10％的皮芯型双组份聚乳酸纤维放入粗开松机进行松解，大块的纤维团离解，如图2所示，通过喂棉帘21进入精开松机，原料经过精开松后，由管道进入气压棉箱，形成均匀密实的纤网层，然后由喂棉罗拉22喂入梳理机进行梳理。喂入的纤维团经过高速运转的刺辊23进行预梳理形成小的纤维束，再将其转移至高速运行的锡林26上并与转移罗拉24和工作罗拉25共同进行主梳理。上道夫27和下道夫210把锡林上的部分纤维转移到不同速度的上凝聚罗拉Ⅰ28、上凝聚罗拉Ⅱ29和下凝聚罗拉Ⅰ211、下凝聚罗拉Ⅱ212上，纤维在凝聚罗拉处产生凝聚作用使纤网增厚，最后通过接收装置213收集。其中双组份聚乳酸纤维的皮层组份的熔点为80℃，芯层组分的熔点为150℃，纤维直径15μm；纤维素纤维的直径为20μm。
将混合后的纤维素纤维与皮芯层双组份聚乳酸纤维中成块状和团状的纤维进行分离，这样做的目的是为了使纤维充分分离和均匀混合，开松过后需要用梳理机将纤维梳理成薄网；在梳理过后通过直铺成网的方式进行铺网，将纤维网中的纤维呈纵向排列，由于在第一次梳理中部分纤维之间无法正常缠结，需要对其进行第二次梳理；开松梳理工序之后的纤维素纤维与双组份聚乳酸纤维经平行铺网，基本成型的纤网由拖网帘送入水刺机进行水刺缠结加固，采用了预湿水刺和主水刺的加固方式，其中预水刺头的压力为2.5Mpa，主水刺头的压力为60Mpa。该水刺机有两个缠结机制(预水刺系统和主水刺系统)，在进入水刺机后第一步需要对纤维网进行预加湿处理，目的是先把纤维网中的空气给去除掉，再将纤网送入水刺区，高压水流经水刺头水针板垂直射向纤维网，形成连续不断的呈圆柱状的“水针”，在水刺冲击纤维网过程中，纤维在水里作用下从表面被带入网底，造成纤维之间的缠结。当水针穿过纤维网射到拖网帘后，形成不同方向上的反射作用，水柱反弹到纤维网反面时纤维网又受到多方位的水柱穿刺，故在整个水刺过程中，纤维网中的纤维在水针从正面直接冲击和从反面拖网帘水柱的反弹的双重作用下，形成不同方向的无规则的缠结，从而达到加固效果。并且为了后续的羧甲基化改性，需要制备薄型的材料以便让其中的纤维素纤维反应更充分与均匀，制备完成后得到水刺非织造材料。再通过烫光工艺对水刺非织造材料进行烫光处理得到吸收层，烫光工艺采用不锈钢光辊-橡胶辊组合的双辊烫光机，烫光温度为120℃，辊间压力为0.5Mpa。
经测试，最后制备的吸收层面密度为53.16g/m2，厚度为0.24mm，孔隙率为90％。
(3)热复合工序
热复合工序如图4所示，将超细纤维层42与吸收层43进行叠合，同时将面密度为70g/m2的网格纹路为菱形的PP网格41放置在超细纤维层42上，先将材料放置在传送装置44，再通过传送装置44送入热轧机45内部进行热复合，复合完成后再将最上层的PP网格41去除，最后得到一种聚乳酸双层复合结构，上述热复合温度为100℃，热复合压力为0.52MPa，热复合速度为2.5m/min。完成后再用冷切系统将温度降为常温，空气流速50m/s。
(4)羧甲基化改性
由于聚乳酸复合材料中的吸收层吸湿性能较弱，所以需要将聚乳酸复合材料进行羧甲基化改性，在羧甲基化处理时，裁剪一定大小的聚乳酸复合材料，将其放入浓度为25％的氢氧化钠溶液中，在30℃下浸渍20min；取出碱化过后的材料并将材料中多余的溶液挤出，再将材料放置于氯乙酸浓度为15％、氯乙酸钠浓度为10％的溶液中，在30℃下醚化处理5h，再将材料中取出，然后先用乙醇溶液对材料进行充分的洗涤，再用乙酸调节PH值至中性；从烧杯中取出材料并挤出多余的溶液，再用乙醇/蒸馏水(体积比为80/20)洗涤干净，烘干后即得生物基医用纤维材料。
实施例2
基于毛细效应具有伤口湿度控制功能的生物基医用纤维材料的制备方法，
本实施例的制备方法与实施例1的制备方法相同，区别在于：步骤(1)中聚乳酸/聚乙二醇/纳米纤维素/聚己内酯/丝素蛋白比例为94.2：0.5：0.2：5：0.1。
实施例3
基于毛细效应具有伤口湿度控制功能的生物基医用纤维材料的制备方法，
本实施例的制备方法与实施例1的制备方法相同，区别在于：步骤(1)中聚乳酸/聚乙二醇/纳米纤维素/聚己内酯/丝素蛋白比例为94.1：0.5：0.3：5：0.1。
实施例4
基于毛细效应具有伤口湿度控制功能的生物基医用纤维材料的制备方法，
本实施例的制备方法与实施例1的制备方法相同，区别在于：步骤(1)中聚乳酸/聚乙二醇/纳米纤维素/聚己内酯/丝素蛋白比例为94.2：0.5：0.2：5：0.1；步骤(3)中聚乳酸纤维层与纤维素纤维层的热复合温度为110℃进行复合。
实施例5
基于毛细效应具有伤口湿度控制功能的生物基医用纤维材料的制备方法，
本实施例的制备方法与实施例1的制备方法相同，区别在于：步骤(1)中聚乳酸/聚乙二醇/纳米纤维素/聚己内酯/丝素蛋白比例为94.2：0.5：0.2：5：0.1；步骤(3)中聚乳酸纤维层与纤维素纤维层的热复合温度为120℃进行复合。
实施例6
基于毛细效应具有伤口湿度控制功能的生物基医用纤维材料的制备方法，
本实施例的制备方法与实施例1的制备方法相同，区别在于：步骤(1)中聚乳酸/聚乙二醇/纳米纤维素/聚己内酯/丝素蛋白比例为94.2：0.5：0.2：5：0.1；步骤(3)中聚乳酸纤维层与纤维素纤维层的热复合温度为130℃进行复合。
实施例7
基于毛细效应具有伤口湿度控制功能的生物基医用纤维材料的制备方法，步骤如下：
(1)超细纤维层的制备工序
首先，称取质量比例为76：5：0.5：18：0.5的聚乳酸/聚乙二醇/纳米纤维素/聚己内酯/丝素蛋白，聚乙二醇的分子量为6000，先将聚乙二醇放入90℃的水浴加热使其充分溶解为液态，随后将其与聚乳酸颗粒充分共混，使得聚乳酸表面被聚乙二醇包裹起来；接着再与纳米纤维素共混，同时为了增强材料的抗菌性与生长因子的活性，添加的聚己内酯和丝素蛋白，然后再将所有原料放入滚筒搅拌机中搅拌使其充分混合制得共混原料。将共混原料通过熔喷工艺进行纺丝，随后将制备好的纤网通过水刺机进行加固，工艺参数同实施例1。将水刺加固后的纤维网烘干后制得超细纤维层。经测试，最后制备的超细纤维层面密度为98.5g/m2，厚度为0.45mm，孔隙率为80.3％。
(2)吸收层的制备工序
先将质量分数为80％的纤维素纤维和与质量分数为20％的并列型双组份聚乳酸纤维放入粗开松机进行松解，开松过后需要用梳理机将纤维梳理成薄网。其中双组份聚乳酸纤维的一组份的熔点为70℃，芯层组分的熔点为170℃，纤维直径25μm；纤维素纤维的直径为15μm。
将成网后的纤维网进行水刺处理，制备完成后得到水刺非织造材料，工艺参数同实施例1。再通过烫光工艺对水刺非织造材料进行烫光处理得到吸收层，烫光工艺采用不锈钢光辊-橡胶辊组合的双辊烫光机，烫光温度为90℃，辊间压力为0.3Mpa。
经测试，最后制备的吸收层面密度为195.8g/m2，厚度为1mm，孔隙率为91％。
(3)热复合工序
热复合工序如图4所示，将超细纤维层42与吸收层43进行叠合，同时将面密度为40g/m2的网格纹路为正方形的PP网格41放置在超细纤维层42上，先将材料放置在传送装置44，再通过传送装置44送入热轧机45内部进行热复合，复合完成后再将最上层的PP网格41去除，最后得到一种聚乳酸双层复合结构，上述热复合温度为100℃，热复合压力为0.45MPa，热复合速度为2m/min。完成后再用冷切系统将温度降为常温，空气流速50m/s。
(4)羧甲基化改性
由于聚乳酸复合材料中的吸收层吸湿性能较弱，所以需要将聚乳酸复合材料进行羧甲基化改性，在羧甲基化处理时，将其放入浓度为30％的氢氧化钠溶液中，在40℃下浸渍20min；取出碱化过后的材料并将材料中多余的溶液挤出，再将材料放置于氯乙酸浓度为10％、氯乙酸钠浓度为15％的溶液中，在40℃下醚化处理2h，再将材料中取出，然后先用乙醇溶液对材料进行充分的洗涤，再用乙酸调节PH值至中性；从烧杯中取出材料并挤出多余的溶液，再用乙醇/蒸馏水(体积比为80/20)洗涤干净，烘干后即得生物基医用纤维材料。
实施例8
基于毛细效应具有伤口湿度控制功能的生物基医用纤维材料的制备方法，步骤如下：
(1)超细纤维层的制备工序
首先，称取质量比例为85：3.5：0.8：10.5：0.2的聚乳酸/聚乙二醇/纳米纤维素/聚己内酯/丝素蛋白，聚乙二醇的分子量为6000，先将聚乙二醇放入90℃的水浴加热使其充分溶解为液态，随后将其与聚乳酸颗粒充分共混，使得聚乳酸表面被聚乙二醇包裹起来；接着再与纳米纤维素共混，同时为了增强材料的抗菌性与生长因子的活性，添加的聚己内酯和丝素蛋白，然后再将所有原料放入滚筒搅拌机中搅拌使其充分混合制得共混原料。将共混原料通过熔喷工艺进行纺丝，随后将制备好的纤网通过水刺机进行加固，工艺参数同实施例1。将水刺加固后的纤维网烘干后制得超细纤维层。经测试，最后制备的超细纤维层面密度为10.5g/m2，厚度为0.07mm，孔隙率为76.8％。
(2)吸收层的制备工序
先将质量分数为85％的纤维素纤维和与质量分数为15％的并列型双组份聚乳酸纤维放入粗开松机进行松解，开松过后需要用梳理机将纤维梳理成薄网。其中双组份聚乳酸纤维的一组份的熔点为90℃，芯层组分的熔点为140℃，纤维直径38μm；纤维素纤维的直径为30μm。
将成网后的纤维网进行水刺处理，制备完成后得到水刺非织造材料，工艺参数同实施例1。再通过烫光工艺对水刺非织造材料进行烫光处理得到吸收层，烫光工艺采用不锈钢光辊-橡胶辊组合的双辊烫光机，烫光温度为160℃，辊间压力为0.3Mpa。
经测试，最后制备的吸收层面密度为150.4g/m2，厚度为0.7mm，孔隙率为86％。
(3)热复合工序
热复合工序如图4所示，将超细纤维层42与吸收层43进行叠合，同时将面密度为300g/m2的网格纹路为菱形和正方形交错的PP网格41放置在超细纤维层42上，先将材料放置在传送装置44，再通过传送装置44送入热轧机45内部进行热复合，复合完成后再将最上层的PP网格41去除，最后得到一种聚乳酸双层复合结构，上述热复合温度为130℃，热复合压力为0.55MPa，热复合速度为3m/min。完成后再用冷切系统将温度降为常温，空气流速50m/s。
(4)羧甲基化改性
由于聚乳酸复合材料中的吸收层吸湿性能较弱，所以需要将聚乳酸复合材料进行羧甲基化改性，在羧甲基化处理时，将其放入浓度为27％的氢氧化钠溶液中，在35℃下浸渍25min；取出碱化过后的材料并将材料中多余的溶液挤出，再将材料放置于氯乙酸浓度为12％、氯乙酸钠浓度为13％的溶液中，在35℃下醚化处理4h，再将材料中取出，然后先用乙醇溶液对材料进行充分的洗涤，再用乙酸调节PH值至中性；从烧杯中取出材料并挤出多余的溶液，再用乙醇/蒸馏水(体积比为80/20)洗涤干净，烘干后即得生物基医用纤维材料。
实施效果例
实施例1-6中的特征指标等通过以下方法来测定。
(1)纤维形态结构分析
利用电子显微镜观察生物基医用纤维材料的表面和截面形态，并利用NanoMeasurer软件量取纤维直径分布。
(2)面密度、厚度及孔隙率的测试
面密度指的是纺织材料单位面积内的质量，参照GB/T 24218.1-2009《纺织品非织造布试验方法第1部分：单位面积质量的测定》进行测试。
参照GB/T 24218.2-2009《纺织品非织造布试验方法第2部分：厚度的测定》，使用YG141D型织物厚度仪(温州市大荣纺织仪器有限公司)获得样品的平均厚度。测试条件为：受压面积500mm2，压脚质量100g，每个样品测试5组求平均值。
然后根据各个组份的密度及它们在复合纤维中所占质量分数计算出复合纤维材料的密度，然后根据公式(1)计算出纤维材料在产品中所占的孔隙率η。
η＝(1-G/(ρf×T))×100％ (1)
ρf＝ρ1*w1+ρ2*w2+ρ3*w3 (2)
式中G为材料面密度，T为材料厚度，ρ1、ρ2和ρ3分别为聚乳酸、纤维素和双组份聚乳酸纤维密度，w1、w2和w3分别为各组分的密度分数。
(3)力学性能测试
参照GB/T 24218.3-2010对样品进行纵、横向拉伸性能测试。夹持距离50mm，拉伸速度100mm/min，每个样品取纵、横向分别测试5组求平均值。
(4)透气性测试
参照GB/T 24218.15-2018《纺织品非织造布试验方法第15部分：透气性的测定》。对样品进行透气性测试，测试不同比例纳米纤维素和不同热复合温度的样品，测试压差为100Pa，测试面积为20cm2。将样品放置在在测试夹持器下，然后将透气仪设置为自动模式，启动仪器测试，分5组测试最后求平均值。
(5)液体吸收性测试
参照YY/T 0471.1-2004对样品进行液体吸收能力测试，通过液体吸收前后质量差求得样品的吸液率和持液率。
(6)单向液体传输性能测试
参照《AATCC TM 195-2009织物的液态水分管理特性》利用MMT测试仪对样品进行液体传输性能测试。裁取大小适中的不同结构样品，分别测试同一块材料的正反两面的吸水速率和液态水分扩散速率。
由表1可知，本发明所提供的基于毛细效应具有伤口湿度控制功能的生物基医用纤维材料面密度为60g/m2～80g/m2(GB/T 24218.1-2009)，厚度为0.3mm～0.4mm(GB/T24218.2-2009)，孔隙率为85％～90％，纵向拉伸断裂强力为135N/5cm～170N/5cm(GB/T24218.3-2010)，纵向拉伸断裂伸长率为15％～25％(GB/T 24218.3-2010)，横向拉伸断裂强力为5N/5cm～30N/5cm(GB/T 24218.3-2010)，横向拉伸断裂伸长率为4％～10％(GB/T24218.3-2010)，透气性为80mm/s～130mm/s(GB/T 24218.15-2018)。
图5为实施例2、4-6制备样品的扫描电镜图，由图5可知随着热复合温度的升高，粘合一起的纤维明显增多，纤维直径由起初的单根状的超细纤维逐渐被粘合成束状纤维，所以热复合温度不宜超过120℃。
图6为实施例2、4-6制备样品直径分布图，由图6可知随着热复合温度的升高，粘合一起的纤维明显增多，纤维之间逐渐被粘合成束状纤维，从而导致纤维的分布频率逐渐降低。
图7为本发明液体吸收能力图，由图7可知随着纳米纤维素含量的增加，材料的持液率和保液率均得到增强。随着热复合温度的增大，材料的持液率和保液率均先增大后减小。
图8为本发明含水量随时间变化曲线图。其中8-1为实施例1的0.1％比例纳米纤维素；8-2为实施例2的0.2％比例纳米纤维素；8-3为实施例3的0.3％比例纳米纤维素；8-4为实施例4的热复合温度110℃；8-5为实施例5的热复合温度120℃；8-6为实施例6的热复合温度130℃。由图8可知从超细纤维层向吸收层传递时，随着纳米纤维素含量增加，超细纤维层含水量也在增加。随着热复合温度的增大，超细纤维层的含水量先增多后减少。这是因为随着热复合温度的增大，超细纤维层与吸收层的粘合效果逐渐变好，单向导湿能力增强，当温度到达120℃时的单向导湿能力最强。温度超过120℃后，材料的纤维结构遭到破坏，定向导湿能力逐渐减弱。
图9为本发明液体单向传输性能曲线图。其中图9-1为实施例1-3制备的含有不同纳米纤维素比例的生物基医用纤维材料的液体单向传输性能曲线；由9-1可知随着纳米纤维素含量的增加，生物基医用纤维材料的液体单向传输性能增加。
图9-2为实施例2、4-6制备的不同热复合温度条件下的生物基医用纤维材料的液体单向传输性能曲线。由图9-2可知随着热复合温度的增加，生物基医用纤维材料的液体单向传输性能增加，单向传递指数高达400。
图10为实施例2所制备生物基医用纤维材料液体扩散随时间变化的示意图，由图10可以看出，当液滴滴加在超细纤维层上后，在0.5s内即被完全吸收，展现了强大的强吸湿性能。
以上所述仅为本发明的较佳实施例而已，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。
Claims (9)
1.基于毛细效应具有伤口湿度控制功能的生物基医用纤维材料，其特征在于，包括超细纤维层和吸收层，所述超细纤维层主要由直径为0.5~10 μm的生物基聚合物纤维构成，超细纤维层的孔隙率为70%~98%，超细纤维集合体侧分布有纵横交错的导流沟槽；所述吸收层包括双组份聚乳酸纤维和纤维素纤维，双组份聚乳酸纤维的直径为14~38 μm，纤维素纤维直径为15~30 μm，纤维素纤维通过羧甲基化改性，吸收层的孔隙率为85~99%；所述超细纤维层和吸收层的孔隙率不同；
所述生物基医用纤维材料的制备方法，步骤如下：
（1）超细纤维层的制备：以生物基聚合物为主要原料，通过熔喷-水刺复合工艺制备超细纤维层；
（2）吸收层的制备：以双组份聚乳酸纤维和纤维素纤维为主要原料，混合后再通过梳理-水刺工艺制备成水刺非织造材料，然后采用烫光工艺对水刺非织造材料进行热整理制得吸收层；
（3）热复合工序：将网格布、步骤（1）中的超细纤维层和步骤（2）中的吸收层依次叠放进行热复合，热复合后移除网格布获得敷料预制体；
（4）羧甲基化改性：将步骤（3）中的敷料预制体进行碱化-醚化处理，制得生物基医用纤维材料。
2.根据权利要求1所述的基于毛细效应具有伤口湿度控制功能的生物基医用纤维材料，其特征在于，所述超细纤维层中纤维直径<8 μm的数量占比>90%，厚度为0.05~0.45 mm，面密度为10 g/m2~100 g/m2；所述吸收层面密度为20~200 g/m2，厚度0.07~1.05 mm；所述生物基医用纤维材料的面密度为30~300 g/m2，厚度为0.1~1.2 mm，孔隙率为70~95%。
3.根据权利要求1所述的基于毛细效应具有伤口湿度控制功能的生物基医用纤维材料，其特征在于，所述生物基聚合物纤维主要由以下质量分数的原料制得：聚乳酸76~94.3%、聚己内酯5~18%、纳米纤维素0.1~0.8%、聚乙二醇0.5~5%、丝素蛋白0.1~0.5%。
4.根据权利要求1所述的基于毛细效应具有伤口湿度控制功能的生物基医用纤维材料，其特征在于，所述吸收层中双组份聚乳酸纤维的质量分数为10~20%，纤维素纤维的质量分数为90~80%。
5.根据权利要求1所述的基于毛细效应具有伤口湿度控制功能的生物基医用纤维材料，其特征在于，所述双组份聚乳酸纤维的横截面为皮芯型或并列型截面其中任意一种或组合；双组份聚乳酸纤维其中一种组份的熔点为70~90 ℃，另外一种组分的熔点为140~170℃。
6.根据权利要求1所述的基于毛细效应具有伤口湿度控制功能的生物基医用纤维材料，其特征在于，所述烫光工艺采用不锈钢光辊-橡胶辊组合的双辊烫光机，烫光温度为90~160 ℃，辊间压力为0.3~0.8 Mpa。
7.根据权利要求1所述的基于毛细效应具有伤口湿度控制功能的生物基医用纤维材料，其特征在于，所述热复合的工艺为：热复合温度为100~130 ℃，热复合压力为0.45~0.55MPa，热复合速度为2~3 m/min。
8.根据权利要求1所述的基于毛细效应具有伤口湿度控制功能的生物基医用纤维材料，其特征在于，所述网格布为PP网格布，PP网格布面密度为40~300 g/m2，网格布中的网格纹路为正方形或菱形或两者的组合。
9.根据权利要求1所述的基于毛细效应具有伤口湿度控制功能的生物基医用纤维材料，其特征在于，所述步骤（4）碱化-醚化处理工艺为：将敷料预制体放入氢氧化钠溶液中进行碱化处理，随后放入氯乙酸-氯乙酸钠混合溶液中进行醚化处理；
碱化处理的工艺条件：氢氧化钠溶液浓度25%~30%，处理时间为20-30 min，处理温度为30~40 ℃；
醚化处理的工艺条件：氯乙酸-氯乙酸钠混合溶液中氯乙酸的浓度为10~15%，氯乙酸钠的浓度为10~15%，处理时间为2~5 h，处理温度为30~40 ℃。
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