JP2005523112A - 導電性外傷用医薬材料及びその使用方法 - Google Patents

Abstract

【課題】 なし
【解決手段】 少なくとも１の導電層（１１４）、少なくとも１の吸収層（１１６）または水分調節層（１１８）の組み合わせを含む傷治療用医薬材料（１１０）、その製造方法及びヒトまたは動物における傷の治療に関するその使用方法を開示する。新規医薬材料（１１０）は、皮膚の経上皮電位の回復を助け、機能的な抗微生物障壁を提供し、傷を妨げることなく、傷の水分含有量調節を可能にすることで治癒を促進する。

Description

（発明の技術分野）
本発明は、傷の治療のための組成物及び方法に関する。特には、湿った傷の治癒環境を維持し、機能的な微生物のバリアーを形成し、傷の微生物の汚染微生物数を減少し、治癒及び痛みの減少を補助する、湿気を調節する外傷用医薬材料（wound dressing）に関する。

（発明の背景）
治癒の速度の増大は医療費を減少させ、二次感染による合併症の危険を減少させるので、傷の治療は、科学的及び商業的調査の高度に発展した分野になっている。現在、周囲の無傷で損傷のない組織に関して、傷の程度、ホストの免疫学的及び栄養学的状態、傷の雑菌、湿気の度合いの管理、ｐＨ、及び傷表面の酸素圧力、傷の部位の電気的パラメーターと、治療が関連していると信じられている。特に、両生類の再生及びほ乳類における骨折の治療は、局所における直流電流（ＤＣ）電界における複合体の変化と関連している。傷が治癒するにつれ、電界は、正常な、損傷を受ける前のレベルに戻ると信じられている。逆に、例えば、骨折の癒着不能における、正常な治癒の過程の失敗は、傷部位における適切な電気的信号の欠如と関連している。

両生類の皮膚における治癒の速度がほ乳類よりも有意に大きいので、両生類における傷の治癒についての導電性に関する研究は多数ある。ほ乳類における傷の治癒は、７（乾燥した傷）〜７０（湿潤した傷）μｍ／時間の範囲の上皮細胞移行速度で、１日以上又は１週間以上かかる。両生類の皮膚の傷の治癒は、６０〜６００μｍ／時間又はそれ以上の上皮細胞移行速度で、１時間以内である。両生類の皮膚における治癒速度の上昇は、上皮の外側表面を浸す、水性の環境によって部分的に説明されるだろう。傷の表面上の電位を再建するために、水性環境における両生類の傷は、細胞の移行及び再生に好ましい環境と共に、適切なイオンが供給される。

ほ乳類の乾燥した傷は、閉鎖された医薬材料によって湿った状態に維持されている傷よりもゆっくりと治癒されることが、一般に認識されている。傷の周囲の表皮及び傷自体を湿潤状態に維持することは、傷口の閉鎖を促進する。外傷用医薬材料は、傷によって産生された滲出液からの湿気を維持し、液体の蒸発を防止することにより機能するように設計されてきた。乾燥し、滲出液の産生のない傷は、自己完備した外傷用医薬材料中の湿気に依存するに違いない。外傷用医薬材料が乾燥すると、傷の治癒に適した必要な湿気の程度は維持されず、外傷用医薬材料は傷の表面に貼り付き、細胞プロセス（cellular processes）の破壊を引き起こす。湿気の欠如は、焼痂又は瘡蓋の形成を招き、一般に傷の治癒過程を遅くする。

大量の湿気を生成する傷は、皮膚の解離と呼ばれる、他の問題を引き起こすと考えられる。皮膚の解離は、連続的な体液又は水分への暴露の結果としての皮膚の軟化、又は皮膚の解離である。角化した上皮の破壊を引き起こすことが知られており、その結果、表皮細胞の湿気調節機能と同様、物理的な微生物の障壁機能を減少させる。微生物の障壁機能の減少のために、傷の表面は、周囲の環境からの病原性微生物による汚染の危険性が有意に大きくなる。従って、傷の液体を運搬し、吸収層に液体を貯蔵することによって皮膚解離を減少し又は防止するために外傷用医薬材料を設計することは一般的な方法である。

傷の治療における一般的な方法は、不浸透性の裏打ち層シート（backing sheet）の外傷用医薬材料への応用である。裏打ち層シートは、微生物の侵入を防止する物理的障壁と同様に、水分維持層として機能する。裏打ち層シートは、典型的には、特定の水蒸気透過速度（ＭＶＴＲ）を有し、吸収層からの水分の蒸発速度を制御する。従って、裏打ち層シートは、一般的には液体に対して不浸透性である。

含まれる吸収層への傷表面からの液体の制御された漏れを供給するための特定の径路によって、傷の滲出液に指向する目的で医療用材料の構造内に含有することのできる、様々な排出システムがある。例えば、特定の送り穴付きフィルムにおいて、フィルムの送り穴は傷の滲出液がフィルムに、傷の表面に貯蔵することを防止する速度で拡散することを許容するのに十分であり、それは解離の共通の原因である。この外傷用医薬材料は、滲出液によって飽和した場合は、医薬材料は除去されなければならない。

傷の水分含有量を維持するために設計された多数の医薬材料があるが、現在の方法においては、効率の悪い部分が多くある。例えば、従来の医薬材料は湿った傷にのみ有効であるが、乾燥した傷には有意な利益を供給しない。傷は、治癒サイクルを通じて生成される滲出液または水分の量において有意に変化する。効果的なレベルの湿気を維持するためには、吸収成分が最大能力に達するように、医薬材料を頻繁に交換する必要がある。逆に、医薬材料を除去し、乾燥した傷に液体を加え、次いで医薬材料を交換することが必要である。いずれの状態であっても、医薬材料の除去は細胞プロセスの破壊を引き起こし、微生物による汚染の危険を増大する。更に、傷の治癒過程の間、水分含有量の変更として、医薬材料のタイプを変更することが必要である。

傷治療に対する湿気の影響に加え、傷の部位における微生物の成長が治療に対して大きな効果を有する。正常な皮膚において、微生物の障壁が角化された上皮細胞によって形成される。傷は、それに対するより深い層と同様に、角質化された上皮細胞の破壊、及び天然の抗微生物障壁の損失を引き起こす。
傷の部位における微生物種の存在は、治癒過程を遅延させる汚染微生物数を形成する。傷の汚染微生物数の微生物数が１０^３ＣＦＵ／ｍｌ以下へ減少するにつれて、傷の治癒は早くなる。通常、傷の治療には傷の微生物汚染数の減少と共に、外部環境からの病原性微生物による汚染を防止することが必要である。

傷の治療に用い得る抗菌剤及び抗真菌剤のスコアはあるが、銀の抗菌及び抗真菌特性には特に興味がある。しかし、銀の抗菌剤としての有効性は、デリバリーシステムによって少なくとも部分的に測定される。容易に解離し、多くのフリーの銀イオンを生成する、ほとんどの銀化合物は、ほ乳類の組織にとって非常に毒性が高い。スルファジアジン銀クリームを含む、火傷の治療に広く用いられる毒性の低い化合物は、容易に解離せず、多くの銀イオンを遊離しない。従って、これらの化合物が、しばしば、その臨床的有効性を維持するために再度応用されるべきである。
銀は、傷の中に金属銀粒子又は銀イオンを活発に又は受動的に遊離するために外傷用医薬材料の構成に用いられてきた。銀イオンの活発な遊離は、原料から医薬材料又は傷自体に銀イオンを活発に追い出す電位を必要とする。これは、当業者に公知のバッテリー又は他の電源によって達成される。銀イオンの受動的な遊離は、水溶液中の銀の溶解度に依存する。銀イオンの受動的な遊離は、微量遊離過程と呼ばれ、銀イオンの溶液内への受動的な溶解を含む。

金属銀又は銀イオンの抗菌効率は、金属銀表面に直接接触する微生物、又は遊離した銀イオンに接触する微生物に依存する。従って、金属銀の全表面積及び遊離した銀イオンの数は、抗菌活性のレベルに直接関連する。金属イオンの移行のメカニズムを創造するために、種々の方法が用いられてきた。

例えば、様々な基板上に金属銀及び銀塩をめっきするために、外傷用医薬材料の構築に真空蒸着技術が利用される。真空蒸着技術は、金属銀のナノ結晶粒子の遊離を許容することによって抗菌効果を向上させることが報告されている、めっきされた銀の「原子の無秩序」を形成するように改良された。しかし、その技術は、平らなめっきパターンを提供し、繊維の全体の三次元表面を一様にめっきしない。
外傷用医薬材料由来の銀イオン及び粒子の受動的な遊離のために用いられる他のメカニズムは、種々の基板に種々のサイズの銀粒子を包埋するか配置することを含む。不活性ポリマーの厚い連続的な層に積層された、再構築されたコラーゲンフォームの外科手術用医薬材料に、コラーゲン中の超微粒子金属銀が組み込まれた。これは、最大数のイオンと傷との直接接触を許容しない。

電圧源と連結した場合、金属陽極及びリターン電極は、傷又は外傷用医薬材料内に銀イオンをイオン泳動的に送るための手段として用いられてきた。タンパク銀コロイド等の導電性の銀含浸網は、１０μＡ／ｍｍ^２と同様の電流密度を有する開示されている。これは、外部電力源及び据え置き型装置を必要とし、患者にとって扱いにくい。
銀箔は、薬物治療を施すための電極として作用すると同様に、抗菌剤としての銀イオンを供給する手段として外傷用医薬材料に組み込まれた。更に、銀は、傷に治療電圧を印加する手段を組み込む装置に製造された。銀箔は空気の循環を供給せず、表面に限定された。
傷環境にゆっくりと銀を遊離する化合物は、水溶性ガラス、五酸化リン及び酸化銀等の物質として開示された。銀を含浸したガラスは、医薬材料内の粉末、顆粒、又は織物の形態であってもよい。水溶性ガラスは、ガラスの分解に応じて、二次的に銀を遊離する。このような化合物は高い体積抵抗を有し、導電率が非常に低い。

銀が銀イオンの形態で、題目の構成（硝酸銀水溶液、スルファジアジン銀クリーム等）で供給されるかとは関係なく、その有益な効果は、処理された表面、及び直接に隣接した組織で主として明らかであり、銀イオンの達成可能な組織濃度によって制限される。銀及び銀化合物のインビトロ及びインビボにおける配送の技術の有効性にもかかわらず、補助の電気的刺激の必要性なしで、治療部位に銀イオンの臨床的に有効な濃度を供給することを可能にするデリバリーシステムの必要性が残る。
利用可能なイオン治療装置のいずれもが、傷の部位のホメオスタシスな電磁気環境を回復する、効率的かつ好都合な手段を提供しない。また、それらは、金属イオンを遊離するための最大の表面積を提供しない。更に、先行技術は、手動で医薬材料を交換せず、液体又は薬物を適用せずに、傷の水分含有量を調節する必要性を呼びかけない。医薬材料が微生物の障壁として供給され、傷の滲出液からの液体の移動を防止するに違いないという確信のために、これは真実である。現在利用可能な傷の治療は、治療過程の一部として操作され、中断されるに違いない物理的障壁の提供によって微生物の汚染を防止する。このような活動は微生物の汚染を許容し、治癒過程を妨害する。
過剰な湿り又は乾燥なしで、湿気条件において傷が維持されるとき、傷の治癒が最大速度で効率よく生じると信じられている。傷は、傷のタイプ及び治療の段階に基づく変わりやすい水分補給の要求性を有する。異なるタイプの傷に対する異なる要求性を満たすための多くのタイプの外傷用医薬材料が市場にあるが、どれも、傷の液体含有量の調節を提供しない。

要求されるものは、上記問題に取り組む傷を治療し、機能的な抗菌障壁を提供し、傷の水分含有量の調節を許容し、上皮細胞を横切って、経上皮電位を維持することを補助する手段である。

（発明の要約）
本発明は、経上皮電位を回復することを補助し、傷の治癒環境の湿気を維持し、機能的な微生物障壁を形成し、傷の汚染微生物数を減少し、傷みを減少することを補助する、湿気を調節する外傷用医薬材料の組成物及び製造方法に関する。
本発明は、外傷用医薬材料、及びこのような医療材料を使用する方法を含む。本発明の外傷用医薬材料は、１又はそれ以上の材料の層を含む。該層の１つは、金属めっきされた繊維、発泡体又は繊維及び発泡体の組み合わせを含む層であり得る。導電層として言及される、この層は、表面の約０〜１００％を有するか、繊維又は発泡体の表面が金属めっきでカバーされており、すべてがその間に及ぶ、繊維、発泡体、又は繊維及び発泡体の組み合わせを含む。金属めっきされていない繊維又は発泡体は非導電性として言及され、金属めっきされている繊維又は発泡体は導電性として言及される。

本発明の医療装置は、吸収層である第二の層を含む。本発明の医療装置は、水分制御層である第三の層を含んでもよく、これは、気体又は液体に対して不浸透性であるか、気体、液体、微生物又は環境汚染物等の異物の透過を許容する開口をその中に有する。
好ましくは、少なくとも１の導電層が傷と接触して配置される。該導電層の少なくとも一部は、金属被覆で覆われた基体（基板）を含む。繊維は、アルギン酸塩、キトサン、ポリマー、合成及び天然繊維を含むが、これらに限定されない。繊維は、組成及び三次元構造において変化してもよい。好ましい導電層は、複数の繊維を含み、少なくとも１の繊維は三次元構造を有し、該繊維は実質的に金属で被覆されている。他の好ましい導電層は、ポリマー発泡体構造を含み、発泡体表面の一部が実質的に金属で被覆されているか、該層が繊維及び発泡体の組み合わせを含む。導電層中の複数の繊維又は発泡体は、その表面が金属で被覆されている少なくとも１の繊維又は発泡体を含み、毛管現象又は液体の吸上作用等の液体の自発的移動を提供する形態の繊維又は発泡体を含む。そのような繊維又は発泡体は、該繊維又は発泡体の縦軸に沿った溝又は導管を有するように設計され、これら導管は液体を移動し、物質を貯蔵又は捕捉するための導管として役立ち、繊維又は発泡体の表面積について、所定のデニールについての大きな表面積を供給する。

好ましくは、医薬材料の付加的な層は、少なくとも１の吸収層、及び水分調節層中に主に配列された複数の開口を有する少なくとも１の水分調節層を含む。開口は、開口のない層から、液体を閉塞するが気体を閉塞しないサイズ、液体及びガスの通過を許容するサイズ、細菌、ウィルス、真菌、寄生虫等の微生物、及び環境内部汚染物質に対してオープンなサイズの開口まで変化し得る。
本発明の付加的な態様は、非導電層を備える、繊維の導電性層の交互変化によって形成される容量性の効果を提供する外傷用医薬材料に関する。
本発明の他の態様は、各層を含む導電性繊維と非導電性繊維との割合に従って配置された複数の層を有する外傷用医薬材料に関する。本発明の付加的な態様は、新規な医薬材料の機能的形態の種々の構成に関する。本発明の他の態様は、人又は動物において傷を治療するために新規な医薬材料を使用する方法に関する。本発明のさらなる態様は、新規な医薬材料を製造する方法に関する。

（発明の詳細な説明）
本発明は、医療装置用組成物、該組成物及び医療装置を用いる、人又は動物における傷の治療方法を含む。特別な理論によって拘束されたくないが、該外傷用医薬材料は、（１）経上皮皮膚電位の修復の援助、（２）液体及び気体の通過を制限することなしに環境病原体に対する抗微生物障壁を形成すること、（３）傷及び医薬材料の表面において手作業で追加又は除去される液体を許容して水分含有量を調整することを補助し、（４）傷の表面を見出さずに外傷用医薬材料に薬物又は液体を加えることを許容し、（５）傷から起きる痛みの減少を補助することにより治癒を補助すると信じられる。本発明は、傷の治療方法及び新規な医薬材料の製造方法を含む。

本発明の目的のために、「傷」なる用語は、人又は動物の身体の内部又は外部の傷、外傷、発疹、水疱、吹き出物、擦傷、蕁麻疹、皮疹、中間層傷（partial thickness wounds）、中間層熱傷（partial thickness burn）、切込み、皮膚移植部位、皮膚供与部位、裂傷、ステージI−IVの皮膚海洋、静脈うっ血性潰瘍、圧迫潰瘍、動脈不全潰瘍、糖尿病性潰瘍、褥瘡性潰瘍、器官裂傷、器官磨耗、器官引裂、外部又は内部の手術傷を含むが、これらに限定されない。本発明の目的のために、「器官」なる用語は、人又は動物の特殊な機能を有する身体のいずれかの部分であり、骨、筋肉、皮膚、心臓、目、肝臓、腎臓、血管系、肺、生殖器等を含むが、これらに限定されない。「傷」なる用語は、また、機械的又は生理学的な現象又は状態に原因する、人又は動物の器官の異常状態を意味する。
本明細書で用いられるように、用語「繊維」又は「繊維（複数）」、「発泡体」又は「発泡体（複数）」は交換可能である。用語のうちの１つが用いられる場合、用語は異なって別々に形成される物質を意味するが、他方又はいずれかの複数が意図される。

湿気の損失を制御し、傷表面の湿気のレベルを制御し、開口又はスリットの配置を変更し、傷と接触する層の材料を変更することを含む、傷表面の湿気のレベルを制御する医薬材料が提供される。吸収層材料は、ヒドロゲル、キチン、アルギン酸塩、ポリウレタン発泡体、アクリル酸塩、親水コロイド、コラーゲン及びセルロース系材料を含むがこれらに限定されない。
本発明は、導電材料、吸収材料、及び保湿材料を含有する層を含む医療装置を含み、ここで該層は、少なくとも１層以上、少なくとも２層以上、少なくとも３層以上、少なくとも４層以上、少なくとも５層以上、少なくとも６層以上、少なくとも７層以上、少なくとも８層以上、少なくとも９層以上、少なくとも１０層以上又はそれ以上である。
図７に示す、本発明の第１の実施態様においては、外傷用医薬材料は、少なくとも１の導電層、該導電層に隣接して位置するか又は水分調節層に隣接して位置する少なくとも１の吸収層、該吸収層に隣接位置するか又は導電層に隣接して位置し、水分調節層の実質的に全体にわたって種々のサイズの複数の開口を有する少なくとも１の水分調節層を含む。

本発明の装置においては、導電層の少なくとも一部は金属で被覆された繊維又は発泡体を含み、該繊維又は発泡体の約０％〜約１００％が被覆されている。該繊維又は発泡体は、その表面の約０％〜約１００％の範囲で被覆されている該繊維又は発泡体の長さの範囲を有する。例えば、７．６２ｃｍ（３インチ）の繊維においては、最初の２．５４ｃｍ（１インチ）は被覆されておらず、第２の２．５４ｃｍ（１インチ）の表面は１００％被覆されており、第３の２．５４ｃｍ（１インチ）は被覆されていない。

アルギン酸、キトサン、ポリマー、合成及び天然繊維又は発泡体を含むがこれらに限定されない、被覆されていない、又は非導電性繊維又は発泡体は導電層中に配置されていてもよい。金属めっきされた繊維及び発泡体、及び非導電性繊維及び発泡体は、組成において変化し、液体の移動のために用いられる機能的三次元構造を有し、又は有さなくともよい。層は、少なくとも１の繊維が金属で被覆されている複数の繊維を含むが、これに限定されず、また、層は、発泡体の少なくとも一部が金属の三次元被覆、好ましくは金属の均一な被覆を含む、ポリマー発泡体を含んでもよい。また、少なくとも１の繊維が金属の三次元被覆を含む場合、複数の繊維は、毛管現象又は液体の吸上作用等の液体の移動を提供する繊維又は発泡体の形態を含んでいてもよい。
該繊維又は発泡体は、該繊維又は発泡体の縦軸に沿って、溝又は導管を有するように設計され、ポンプ装置なしに、毛管現象、物質を貯蔵又は捕捉し、大きな表面積又はフィラメント又は発泡体について所定のデニールについての活性表面積を提供するための導管として役立つ。本発明の目的のため、「三次元被覆」なる用語は、繊維又は発泡体の完全長であるか、該繊維又は発泡体の１つ以上の被覆された部位を含み得る、繊維又は発泡体の全ての表面の周囲の同芯の均一な被覆を意味する。好ましくは、治療の間、該医薬材料は、導電層が傷と接触し、又は吸収層が傷と接触して位置することができる。

金属で被覆され、導電層を形成するベース基体は、フィルム、繊維、発泡体、ウェブ又は任意の形態に形成され、金属被覆、及びそのような形態の組み合わせを支持できる、生体適合性で、柔軟な、合成又は天然の材料であってもよい。前記ベース基体は、炭素、ポリアミド、ガラス、KEVLAR（登録商標）、アセテート、亜麻の繊維、オレフィン、ポリエチレン、ゴム、サラン繊維、スパンデックス繊維、ビニル、ポリエステル、絹、ウール、レーヨン、綿、セルロース又はこれらの組み合わせを含むが、これらに限定されない。構成は、配合物、複合材料、又は多構成繊維を含む、繊維、フィルム、発泡体又はウェブであり、織物、編み物、又は不織布であってもよい。若干のヒトは、ある種の繊維材料に局所過敏症を有することがあり、ベース繊維は、非アレルギー性又は低刺激性であるのが好ましい。詳説を目的として、本発明の導電性の側面についての繊維に議論は言及するが、更に、導電性発泡体を含むことが理解されるべきである。

本発明において用いられる繊維又は発泡体を製造するための好ましい材料は、感作され得る、窒素族又は同様の官能基を有するいずれかの材料であり、自己触媒的めっき用材料の感作に利用可能なものである。該材料が、その表面に窒素基を有しない場合、窒素を供給する、異なる材料の層が、感作される前の発泡体又は繊維に被覆することができる。例えば、架橋ポリエチレン繊維をポリアミドで被覆し、該繊維の表面に窒素基を供給する。次いで、ポリアミドが被覆された繊維が自己触媒的金属めっきによって感作される。自己触媒的に金属めっきするための材料を感作する組成物及び方法は当業者に知られており、塩化錫を含むが、これに限定されない。ポリアミドで被覆された繊維を感作したのち、例えば、銀等の金属が自己触媒的に繊維上にめっきされる。自己触媒的金属めっきは、好ましくは繊維の感作された部分に均一な金属被覆を供給する。上述した方法は、発泡体の金属めっきにも適用される。

最適な条件下では、導電層（１１４）は、湿らせた時に導電性であり、非付着性であり、液体及び気体浸透性、多孔性であり、かつ抗菌性である。該導電層は、傷の表面及び傷の周囲の正常組織と接触してもよい。理想的には、導電層は、少なくとも１の繊維が均一かつ同心的に金属又は合金で被覆された、複数の繊維を含み、その結果、該被覆は三次元であり、繊維の全ての表面を被覆する。また、理想的には、該表面が均一かつ同心的に金属又は合金で被覆されたポリマー発泡体を含み、その結果、被覆は三次元であり、該発泡体の全ての表面をめっきする。本発明の目的のため、繊維又は発泡体の全て又は一部は三次元に被覆される。好ましくは、導電層（１１４）の繊維又は発泡体の表面積の全て又はほとんどは、金属又は合金の均一な三次元被覆を許容するように自己触媒的に金属でめっきされ、金属イオンの遊離のための最大の表面積を提供する。遊離した金属イオンの抗菌活性及び金属表面は、抗菌障壁として機能し、液体及び気体が自由に通過することを同時に許容する一方、周囲環境から傷の表面への微生物の移動を防止することを補助する。

本発明の目的において、導電層を形成する支持体にめっきされ得る金属又は合金が用いられる。本発明において適切な金属元素は、白金、銅、金、ニッケル又は銀及び／又は白金、ニッケル、コバルト又はパラジウムとリンとの二元合金、又は白金、ニッケル、コバルト又はパラジウムとホウ素との二元合金を含むが、これらに限定されない。本発明の好ましい態様においては、金属は銀である。説明の目的のため、本発明の描写に銀を用いるが、他の金属又は合金と置換可能である。
本発明の一実施形態は、永久又は半永久の磁場を提供する金属を有する層の領域を含む導電層を有する装置を含む。導電層中において、金属イオンの移動によって電流が起きると、特に液体流れの湿気のある条件で、電界及び一時的な磁場が生成される。該層の範囲に特定の金属、例えばコバルトの同位元素によって、半永久又は永久な磁場を傷の部位に提供することができる。この磁場は液体の流れ又は電流の生成に依存せず、安定した磁場を供給する。任意の特別の理論によって拘束されたくないが、傷において適所に保持された磁場が治癒過程を補助すると考えられている。

低い純度でも機能するが、理想的には、本発明に用いられる銀は高純度、好ましくは約９９．０％〜約９９．６％である。高純度は、汚染物質又は望ましくないイオンが傷又は皮膚と接触または浸透する可能性を減少させると信じられている。
好ましくは、基体は繊維の形態である。繊維のデニールの範囲は約０．０００１〜約１０，０００デニール、好ましくは約１．０〜１０００デニールであり、更に好ましくは約５〜約３００約デニールである。個々の繊維に対して与えられる種々の断面図形状は当業者に公知であり、円形、卵形、さやいんげん型、犬の骨の形、平坦、３葉構造、多葉構造を含む。有利には、Johnson City TNのFiber Innovation Technology Incから市販されている４ＤＧ繊維等の多葉構造の繊維は、円形の繊維に比べ、表面積は２５０％〜３００％に増加している。また、その表面において自発的に水を輸送することのできる繊維の構成は入手可能であり、４ＤＧ繊維と同様の多くの繊維がある。一般に、特別な理論によって拘束されたくないが、繊維の表面積が大きくなると、活性表面積を形成する金属めっき繊維の表面積が大きくなり、金属イオンの遊離が多くなり、効果的な医薬材料となる。

個々の繊維は種々の異なるタイプの糸に製造され、紡績糸、フィラメント糸、複合糸（conpound yarns）、飾り糸及びそれらの組み合わせを含むが、これらに限定されない。繊維は、トウ、フロックに構成することができ、短繊維、バルクの連続的なフィラメントの形態として提供される。複合的な縦フィラメントを示すフィラメント糸及び複合糸が好ましい。糸の連続性が大きくなると、めっきした時に優れた導電率の電位が大きくなると考えられている。繊維及び／又は糸は、織布、撚り及び編み織物（twisted and knotted fabrics）、ニット織布、不織布及び複合／合成織布（compounc/complex fabrics）を含む織物に組み立てられるが、これらに限定されない。フィラメント、繊維、糸又は織物を構成する繊維の総表面積は、水性液体中への不動態化金属イオンの遊離と同様に導電率の決定において変数であると提案される。

自己触媒的に金属めっきされた表面は、約１，０００キロオーム／インチ^２（約１，０００キロオーム／６．４５ｃｍ^２）〜約０．０００１オーム／インチ^２（約０．０００１オーム／６．４５ｃｍ^２）の広い範囲、約１０キロオーム／インチ^２（約１０キロオーム／６．４５ｃｍ^２）〜約０．００１オーム／インチ^２（約０．００１オーム／６．４５ｃｍ^２）の中間の範囲、約１０オーム／インチ^２（約１０オーム／６．４５ｃｍ^２）〜約０．１オーム／インチ^２（約０．１オーム／６．４５ｃｍ^２）の最適の範囲の電気抵抗を有することが好ましい。層内の層又は繊維が増加すると共に電気抵抗が低下すると考えられている。好ましくは、導電性の織物が４層を超えると、電気抵抗は追加の層と共に低下し続けるが、電気抵抗の低下は臨床的な観点からは評価し得るほどではなくなる。導電層の織物の層の数の上限は約１０である。費用、厚み、組成、繊維密度及び織物の構造、その他の要因は、層の数を選択するのに考慮される。低密度の高度に吸収性の材料の１層よりも多く有する織物のように同一の抵抗測定を達成するために、高密度織物のデザインは１層のみを必要とする。該導電層の抵抗の低下は、織物がめっきされる方法、そして第二に層がどのように構成されるかに関連する。一緒に溶解する連続的な繊維を有する織物は、金属層の大きな連続性と共に低い電気抵抗を示すことができると考えられる。繊維が接触する表面積が大きくなるほど、導電性が良好になり、電気抵抗が低くなると考えられている。自己触媒的に金属めっきされたポリマー発泡体材料は、低い電気抵抗及び高い導電率を有する金属銀の大きい表面積を提供する。

導電層の好ましい態様は、銀で自己触媒的にめっきされた、非導電性ポリマーフィラメント／繊維支持体である。図３Ａは、糸に形成され、織物に編まれたフィラメントからなる、自己触媒的にめっきされた重合体織物の代表的な断面図である。図１７は、全ての表面に均一に金属めっきされた多葉性繊維を示す。全てのフィラメント（４０）は、金属（４１）の均一な層で三次元的に被覆されている。図３Ｂは、１つのフィラメント（４０）の均一な金属被覆（４１）を示す図３Ａの拡大詳細断面図である。図３Ｃは、ポリマー支持体を被覆する均一な金属めっきを示す図３Ｂの拡大詳細図である。図３Ｄは、約６２μｍ^２の表面積を示す、自己触媒的にめっきされた重合体フィラメントの金属表面の拡大図である。

該導電層の好ましい他の態様は、銀で自己触媒的にめっきされた非導電性ポリマー発泡体基体である。図１５及び図１６は、自己触媒的にめっきされたポリマー発泡体の代表的な断面図である。図１５は、順番に自己触媒的に金属めっきされた（１５３）第二のポリマー発泡体コーティング（１５２）を有するポリマー発泡体基体（１５１）を表わす。図１６は、自己触媒的に金属めっきされたポリマー発泡体基体（１６１）を表わす。オープンスペースは、図１５及び図１６において１６２及び１５４で表される。すべての金属めっきされた表面は、金属の実質的に均一な層で三次元に被覆されている。

図３Ａ、３Ｂ、３Ｃ及び３Ｄは、液体に曝された金属銀の実際の表面積が、該織物の幾何学的な表面積よりも極めて大きくなり得ることを証明する。めっきされた金属の表面が滑らかであると仮定すると、実際の表面積に対する幾何学的な表面の比は、約１：２〜約１：１０，０００、約１：１０〜約１：１０００、約１：１０〜約１：５００、約１：２０〜約１：５００、約１：２０〜約１：２５０、約１：１０〜約１：２５０、約１：１０〜約１００及び約１：２０〜約１：１００の最適な比率範囲を有することができる。図３Ｄを考慮に入れると、計算された滑らかな表面積より、約１０〜約１０００倍拡大され得る実表面積であると考えられている。均一な被覆が好ましいとは言え、不均一な被覆が好ましい適用があるであろう。

均一な被覆の厚みは、約０．１μｍ〜約２．０μｍ、約０．１μｍ〜約１μｍ、約０．１μｍ〜約１．５μｍ、好ましくは約０．２μｍ〜約１．５μｍで変え得る。好ましくは、金属被覆の厚みは、銀めっきなしの織物の重量に対するめっきされた銀の重量の割合に直接に関連する。被覆の量は、約５重量％〜約４０重量％、約５重量％〜約３０重量％、約５重量％〜約２０重量％、約５重量％〜約１０重量％、約１０重量％〜約３０重量％、約１０重量％〜約２５重量％、約１０重量％〜約２０重量％、約１５重量％〜約３０重量％、更に好ましくは約１５重量％〜約２２重量％で変え得る。特別な理論によって拘束されたくないが、均一にめっきされたフィラメント及び繊維は大きな電気的コンダクタンス及び低い電気抵抗を有すると考えられている。好ましくは、最大のコンダクタンス及び最小の抵抗は直接に関連する。本発明において好ましいめっき厚みは、約０．２〜約１．５μｍであり、金属銀からなるめっき織物の重量は約１４％〜約２２％である。更に好ましくは、めっきされた織物の重量割合が約１０％未満になったときに、めっきされた繊維の導電率は有意に低下する。本発明において用いるのに適した、銀で被覆された繊維は、Conductive Specialty Fabrics Manuufacturein, Lakemont, GAから商業的に入手できる。

また、医薬材料は、傷滲出液又は他の液体を受け入れ、貯蔵するための貯蔵所として主に機能する、少なくとも１の吸収層（１１６）を含む。吸収層は、傷内において、表面層の複数の開口を通じて吸収層に外部源から提供される液体を受け取り、保持することによって、最小の液体排水及び滲出液で湿気の源を提供し得る。該吸収層は、非導電性繊維と均一に混合された、導電性金属をめっきされた繊維を何層も含み得る。また、該吸収層は、非導電性繊維又は材料のみを含んでもよい。本発明の目的のため、非導電性繊維又は材料は、金属又は合金で被覆されておらず、電荷又は遊離イオンを導くことができない、いずれかの繊維又は材料である。
少なくとも１の吸収層は、いずれかの吸収材料を含有し、かつ該医薬材料は、医薬材料の他の層と隣接して位置する、何層かの吸収層であってもよい。有利には、該吸収層は水分調節層に隣接して位置することができる。本発明の他の態様において、該吸収層は導電層及び水分調節層の間にある。
本発明の吸収層に適切な吸収材料は、当業界で公知のいずれかの生体適合性の合成又は天然吸収材料であり、発泡体、スポンジ又はスポンジ様材料、セルロース系材料、綿、レーヨン、ポリビニルアルコール、ポリ酢酸ビニル、ポリエチレンオキサイド、ポリビニルピロリドン、ポリウレタン親水コロイド、アルギン酸塩、ヒドロゲル、ヒドロコロイド、ヒドロフィブリル（hydrofibris）、コラーゲン又はこれらの組み合わせを含むが、これらに限定されない。

該吸収層の１つの態様においては、金属めっきされた導電性繊維及び非導電性繊維は、少なくとも１の層、好ましくは複数の層を通して均一に分布することができる。代わりに、金属又は合金でめっきされた繊維、及び非導電性繊維は吸収層の全体に亘って均一に分布し得る。層の厚みの相違と同様に、金属めっきされた導電性繊維と非導電性繊維との異なる比の吸収材料の層を有する本発明の範囲内として意図される。該層は織布、編み物又は不織布の形態であることができる。図１０に示される吸収層（１３０）は、非導電性繊維に対する金属めっきされた導電性繊維の変動する比、及び変動する層の厚みを有する吸収材料の層（１３１、１３２、及び１３３）からなる。金属めっきされた導電性繊維の濃度の増加及び非導電性繊維の濃度の減少に伴い、非導電性繊維に対する金属めっきされた導電性繊維の比が増加する。金属めっきされた導電性繊維の濃度の減少及び非導電性繊維の濃度の増加に伴い、非導電性繊維に対する金属めっきされた導電性繊維の比が減少する。所定の層においては、金属又は合金めっきされた導電層と非導電層との比は、約１：１００〜約１：０、約１：７５〜約１：０、約１：６０〜約１：０、好ましくは約１：５０〜約１：０、約１：４０〜約１：０、約１：３０〜約１：０及び更に好ましくは１：２５〜１：０であることができる。約１００％の導電性金属繊維を含む状態では、比は約１：０である。非導電性繊維に対する、導電性金属又は合金でめっきされた繊維の比は、与えられた層中で一定であるけれども、層毎に変化し得る。有利には、非導電性繊維に対する、導電性金属がめっきされた繊維の増加した比であり得、層は傷により接近する。従って、傷の部位からより遠い各々続く層において、導電性金属繊維の濃度勾配が、低下することがあり得る。混合繊維の濃度勾配は当業者に公知の方法により製造できる。

図１０の層（１３１、１３２及び１３３）の厚みは同一あってもよく、異なっていてもよい。理想的には、層の厚みは、傷表面からの距離の増加に伴い増加する。付加的な好ましい態様においては、層の増加した厚みは、フィボナッチ数（例えば、１、２、３、５、８、１３、２１・・・）の比で生じる。

図１２に示される、該吸収層の他の態様においては、多層構造（１４０）は、導電層（１４１）及び（１４２）の間に挿入された非導電層（１４４）、及び導電層（１４２）及び（１４３）の間に挿入された非導電層（１４５）と共に、導電層（１４１、１４２、１４３）を含む。導電層の組成は同様であってもよく、導電性金属でめっきされた繊維、又は導電性金属又は合金でめっきされた繊維と非導電性繊維との混合物から、織布、編み物又は不織布の形態で形成される。導電性金属又は合金でめっきされた繊維及び非導電性繊維の混合物は、各層において均一であることができ、層は傷の表面に接近するに伴い、非導電性繊維に対する導電性金属でめっきされた繊維の比は減少している。非導電性で柔軟な材料の層を導電層の間に配置することができる。１つの態様において、該非導電層は、実質的に全体にわたって配置された開口を有する不浸透性又は半浸透性材料からなる。図１２においては、導電性金属でめっきされた繊維層（１４１、１４２及び１４３）及び非導電性繊維層（１４４及び１５５）の交互の使用は、コンデンサー様積層体を創り出すことができる。

図７に示される水分調節層（１１８）は、吸収層及び傷表面からの水分の蒸発を制限する、生体適合性の半浸透性、又は不浸透性材料であることができる。少なくとも１の水分調節層（１１８）は、医薬材料の導電層に隣接して、又は吸収層に隣接して位置することができる。有利には、水分調節層は、吸収層に隣接して配置されることができ、かつ固定して取り付けられるか、又は容易な除去及び置換のために着脱自在に取り付けることができる。

水分調節層は、吸収層からの水分の蒸発速度を制御するだけでなく、周囲環境からの微生物の侵入の物的障壁として機能する。水分調節層からの水分の蒸発速度は開口のサイズに関連する。非常に小さい開口サイズは気体の遊離を許容するが液体の遊離を強要せず、大きい開口サイズは気体及び液体の遊離を許容する。より大きいサイズの開口は、細菌及び真菌等の微生物及び環境汚染物質の侵入を許容する。特別な理論によって拘束されたくないが、この層の微生物（細菌及び真菌等）のサイズよりも大きい開口の配置は、物的障壁が微生物の侵入を防止するためにするために提供されなければならない有力な教示と逆行すると理論づけられる。本発明は、微生物の侵入に対する従来の物理的な抗菌性障壁を、抗菌性金属めっきされた繊維の応用による機能的な抗菌障壁と置換する。抗菌めっきされた繊維の機能的な抗菌障壁は、傷の微生物汚染に対する物的障壁を損なうおそれ無しに、開口が水分調節層中に配置されることを許容する。

該水分調節層は、フィルム、織物又は発泡体とすることができる。いくつかの好ましい材料は、ポリウレタン、線状低密度ポリエチレン、低密度ポリエチレン、エチレン酢酸ビニル、ビニリデン、塩化ビニルの塩化共重合体、アクリル酸メチル又はメタアクリル酸メチル共重合体等のポリオレフィン、及びそれらの組み合わせを含むが、これらに限定されない。好ましい重合性材料は、フィルムとして、またポリウレタン発泡体としてポリウレタンである。該ポリウレタンは、ポリウレタンをベースとするエステル又はエーテルであってもよい。発泡体水分調節層に適切な材料は、ゴム、シリコン、ポリウレタン、ポリエチレンポリビニル、ポリオレフィン又はそれらの組み合わせを含む、半浸透性又は不浸透性の天然又は合成の化合物を含むが、これらに限定されない。

また、水分調節層（１１８）は、医薬材料の吸収層の湿気の状態の目視検査のための透明なエラストマーフィルムであってもよい。好ましくは、該フィルムは、約１０μｍ〜約１００μｍ、約１０μｍ〜約９０μｍ、約１０μｍ〜約８０μｍ、約１５μｍ〜約１００μｍ、約１５μｍ〜約９０μｍ、約１５μｍ〜約８０μｍ、約１５μｍ〜約７０μｍ、約２０μｍ〜約１００μｍ、約２０μｍ〜約９０μｍ、及び更に好ましくは約２０μｍ〜約８０μｍの厚みを有する。いくつかの材料において、１０μｍ未満の厚みは機械的強度又は取扱適性を乏しくし、約１００μｍを超える透明なエラストマーフィルムはボディーの柔軟性及び心地よさを乏しくすることがある。好ましくは、該水分調節層は約３００〜約５，０００ｇ／ｍ^２／２４時間、好ましくは約８００〜約２，０００ｇ／ｍ^２／２４時間のＭＶＴＲを有する。水分調節層は、当業界で十分に認識されている方法によって吸収層に積層することができる。

該外傷用医薬材料の水分レベルを調節するため、図６Ａ及び６Ｂに図示される開口（１１１）が水分調節層内に配置される。該開口は、曲線、直線又はそれらの組み合わせを有するいかなる幾何学的形状にもし得る。該形状は、細長い孔、星形、卵形、円形、半円形、正方形、長方形、多角形又はそれらの組み合わせを含むが、これらに限定されない。該開口は、ランダムに、又は均一に配置され、群又は束とすることができる。このような開口は、吸収層から液体を付加又は除去することを許容する。傷の治療のための使用法においては、該医薬材料を除去することなく、該開口は、液体、薬物、クレンジング又は治療剤を分配することによって傷を浸すことを可能にする。

該開口のサイズは、吸収層、導電層及び傷表面の湿気のレベルの制御を改善することができる。傷の中の湿気のレベルの調節は、導電性金属でめっきされた繊維及び織物からの抗菌性金属イオンの遊離等の利益を提供し、鎮痛効果を向上し、導電性金属でめっきされた繊維の導電率を改善し、傷の部位の電位の修復を補助すると考えられている。結果として、特別な理論によって拘束されたくないが、細胞増殖及び再生が向上し、傷の治癒に費やされると考えられる。
一般に、大きい開口は単層又は多層を通すことができる。該開口は、直接的な液体及び薬物が外部環境から吸収層まで投与されることを許容するために配置される。図７及び図１４の多積層医薬材料の開口（１１１）は、水分調節層を通り抜け、吸収層、又は水分調節層と傷表面の間にある他の層を通り抜けない。図９（１２０）及び図１３（１５０）の多積層島状外傷用医薬材料の開口（１１１）は、裏打ちシート、接着層及び水分調節層を通り抜ける。図９の島状外傷用医薬材料（１２０）については、開口パターンは、水分調節層の上の領域に限定される。図９の島状医薬材料の開口は、裏打ちシート層（１１２）、接着層（１１９）及び水分調節層（１１８）を通って伸びている。

有利には、半浸透性又は不浸透性水分調節層は、開口のパターンに関係なく、吸収層からの水分調節層の層間剥離が起こらないように積層され得る。該開口は、吸収層への又は吸収層からの液体又は薬物の移動を可能にする。水分含有量の調節は、バルブシリンジ又は類似した適用装置を経た、あるいは代わりに図１４に示す二次的医薬材料（１２０）を介した液体の適用によって制御することができる。
本発明の他の態様において、該医療材料の吸収層又は導電層に、剥離可能又は着脱可能に取り付けられる水分調節層を提供することは有用である。これは、傷を妨げることなく、水分調節層の除去及び置換を許容する。該吸収層からの速い除去を可能にする、いかなる人工的手段によっても、隣接する層に固定することができ、該人工的手段は、接着、編み物技術、積層又はこれらの組み合わせを含むが、これらに限定されない。

本発明の装置の層は、各々に取り付けられるか、又は取り付けられず、他の構造の構成要素として提供される。例えば、金属めっきされた繊維から製造される、金属の導電層は傷等の患部に直接貼付される。次いで、発泡体は、吸収層を提供するために患部より上に第２の層として適用される。次いで、水分保持層が、患部の水分含有量を制御するための患部から最も遠い発泡体の表面に配置される。他の例において、患部に対する最も近い第１の又は第２の層としての少なくとも１の導電層を含む、２又は３層の包帯が提供され、ここで該層がお互いに貼付されている。
本発明の他の態様において、該導電層は、傷に対する医薬材料の利用時に、傷の表面と直接接触させるように医薬材料中に配置することができる。また、該吸収層は、傷に対する医薬材料の適用において、傷の表面と直接接触するよう医薬材料中に配置することができる。内部の傷については、例えば、内蔵の外科手術の傷の治療については、該導電層又は吸収層は、傷に対する医薬材料の適用において、傷の表面と直接接触するよう医薬材料中に配置することができる。

本発明の外傷用医薬材料の種々の態様は、任意の隣接する層の間に位置する任意の接着層を含むことができ、又は好都合なことに、該接着層は医薬材料の表層とし得る。医薬材料の技術で公知の接着剤は、ゴム系接着剤、アクリル系接着剤、ビニルエーテル及び親水コロイド感圧接着剤を含むが、これらに限定されない。好都合には、抗菌剤が接着剤に含有されていてもよい。
傷の適用及び局所解剖学又は適用部位によって、本発明の外傷用医薬材料は多くの可能な形態、パターン又は幾何学図形に形成され得る。本発明の外傷用医薬材料のいかなる態様も、様々な形状及び構成に製造され得る。例えば、構成は、圧縮性ラップ、タンポン、管状形態、巻きガーゼ、種々のサイズ及び形態のパッド、島状医薬材料、細長い医薬材料、歯科用に適用される医薬材料、直腸用医薬材料、膣用パッド、創面包帯又はそれらの組み合わせを含むが、これらに限定されない。

図１１は、該外傷用医薬材料の管状の構成を示す。管状の構成は１以上の層からなることができる。該層は、約１００％の金属でめっきされた繊維又は発泡体、又は非導電性繊維又は発泡体に対する、導電性金属繊維又は発泡体の所定の比で構成することができる。該管状の構成は、治療すべき領域の周囲に円周状に配置するためにラップの形状とすることができる。各層における導電性金属繊維及び非導電性繊維の分布は均一であることができる。該層が傷接触面に近づくにつれて、層１３１a、１３２ｂ及び１３３ｃの導電性金属めっきされた繊維は、非導電性繊維に対する導電性金属めっきされた繊維の比の増加を示す。該層は、織物、編み物、又は不織布の形態であることができる。本発明のこの態様の管状の構成は、膣、口、鼻、外耳道又は直腸領域の医薬材料を含む医薬材料の適用において用いられるが、これらに限定されない。

他の外傷用医薬材料の構成は島状の医薬材料である。図８、９及び１３は、島状医薬材料の種々の代表的な態様を示す。図８は、導電層（１１４）、吸収層（１１６）及び水分調節層（１１８）の上に開口（１１１）を配置するが、吸収層の周辺領域には配置されていない医薬材料の上面図を示す。図８の線８−８の断面を図９に示す。剥離ライナー層（１１７）は、水分調節層（１１８）上の接着層（１１９）の全表面を拡張する。傷の表面に島状医薬材料を貼付する前に、剥離ライナー層は除去される。接着層（１１９）は裏打ちシート（１１２）に積層され、傷の上の医薬材料を固定するための感圧接着剤を含むことができる。

図１３は、導電層（１２５）が吸収層（１２６）及び水分調節層（１２８）の間に付加されたことを除き、図９に示す医薬材料（１２０）と同じ層組成を有する、島状の構成の多層の外傷用医薬材料（１５０）の例を示す。該導電層（１２５）は、導電層（１２４）と同一組成を有する。両方とも、約１００％の導電性金属がめっきされた繊維、織物、編み物又は不織布から構成されることができる。該水分調節層（１２８）は、水分調節層（１２８）に面する表面の上の感圧接着剤（１２９）で被覆されている裏打ちシート（１２２）に隣接させることができる。該水分調節層、両方の導電層及び吸収層は、全て同じ長さ及び幅を有し、裏打ちシート（１２２）及び感圧接着層（１２９）よりも実質的に小さい面積である。また、それらは層の周辺の周りに曝される接着層の縁から離れ、接着性表面（１２９）及び裏打ちシート（１２２）上に中央に収容され、従って、医薬材料を皮膚に固定するために構成される島状医薬材料を提供する。開口は、水分調節層、両方の導電層及び吸収層によって覆われる領域の上の裏打ちシート（１２２）、接着層（１２９）及び水分調節層（１２８）を通り抜けるが、周辺の領域は通り抜けない。接着剤を有する表面の早すぎる、望まれない接触を防止するため、使用前に、剥離ライナー層（１２７）は接着層の周辺を完全に覆う。

本発明の他の態様において、図１４に示す二次的医薬材料が、本発明の外傷用医薬材料（１１０、１２０、１３０及び１５０）のあらゆる態様に適用され得る。該二次的医薬材料は、バルブシリンジ等の装置を用いる液体又は薬物の手動の応用に加え、又は組み合わせて外傷用医薬材料に加えることができる、液体及び薬物源を提供する。該二次的医薬材料（１６０）は、感圧接着層（１４２）、吸収層（１４１）及び半浸透裏層（１４３）からなる。該二次的医薬材料の面積は外傷用医薬材料の面積に相当する。
感圧接着層（１４２）は、二次的医薬材料の周辺の周りで連続的である。感圧接着層は、開口の領域の上に、二次的医薬材料を第１の医薬材料に固定する。該二次的医薬材料は、傷の治癒を妨げることなく、必要に応じて容易に変更及び除去することができる。該接着剤は、皮膚の塗布にこれまでに使用されている医療グレードの接着剤のいずれであってもよい。吸収層（１４１）は、導電性金属でめっきされた繊維及び非導電性繊維、全て導電性金属繊維、又は全て非導電性繊維の混合物を含み得る。水分調節層（１４３）は、不浸透性合成フィルムとすることができる。

該二次的医薬材料は主要な医薬材料に剥離可能に固定することができ、そうすることにより、例えば、該二次的医薬材料が傷の滲出液で飽和したときに、該二次的医薬材料は傷に接触している主要な医薬材料を取り除くか妨害することなく除去又は置換することができる。該二次的医薬材料は、過剰の傷滲出液を除去するため、又は液体及び薬物を添加するように設計することができる。
本発明の他の態様においては、本発明の導電層、吸収層、及び水分調節層を有する種々の態様のいずれかを含む織物が提供され得る。該層の組み立ての後、該層は積層されて外傷用医薬材料又は傷治癒装置の種々の構成になるよう切断又は形成に適した織物になる。

本発明は、少なくとも１の導電層を含む外傷用医薬材料又は装置を含む。外傷用医薬材料は、少なくとも１の吸収層、又は水分調節層中に配置された多数の開口を含み、少なくとも１の水分調節層、又は前記層の組み合わせを含む。水分調節層の開口は、材料を通過させない、すなわち水分調節層が開口を有さず、開口が気体の通過を許容するが液体の通過を許容しないサイズから、液体及び気体の通過を許容する開口まで、微生物又は環境汚染物を通過させるのに十分な開口までのサイズの物質の通過を許容する。該医薬材料は、少なくとも１の吸収層又は少なくとも１の導電層と付着した温度調節層を含んでもよい。該導電層は、金属又は合金で三次元に被覆されている、少なくとも１の繊維を含んでいてもよい。該金属は、銅、銀、金、パラジウム、ニッケル、コバルト又はこれらの組み合わせから選択され、また、該金属は、ニッケル及びホウ素、コバルト及びホウ素、パラジウム及びホウ素、ニッケル及びリン、コバルト及びリン、パラジウム及びリンの合金又はこれらの組み合わせから選択される。また、該導電層は、金属又は合金で三次元に被覆されているポリマー発泡体を含んでいてもよい。また、該導電層は、繊維又は発泡体の縦軸に沿って、水の毛細管移動のため、又は物質を貯蔵し、又は捕捉し、繊維又は発泡体について与えられたデニールについての大きな活性表面積を提供するための、溝又は導管を含んでいてもよい。

本発明の外傷用医薬材料の実施態様は、金属の三次元被覆を含む少なくとも１の導電性繊維を含む少なくとも１の導電層、及び少なくとも１の非導電性繊維を含み、前記導電性繊維及び非導電性繊維は該層の全体にわたって均一に分布している。本発明の非導電性繊維は、天然ポリマー、合成ポリマー、アルギン酸塩、キトサン、レーヨン、綿又はその他の合成基体から構成することができる。ポリウレタンは、導電性及び非導電性繊維及び発泡体の好ましい材料である。吸収層は、非導電性繊維に対する導電性繊維の比が、所定の層において一定であるか、又は層毎に変化する複数の層を含む。一実施態様において、該吸収層が傷に近接して位置するほど、非導電性繊維に対する導電性繊維の比が増加する。また、該吸収層は金属の三次元被覆を含む導電性繊維、及び非導電性繊維を含み、該導電性繊維及び非導電性繊維は該層の全体にわたって均一に分布している。繊維及び発泡体の同一の配列は導電層の実施態様において見られる。該層において、導電性繊維と非導電性繊維との比は約１：１００〜１：０の間であり、又は導電性繊維と非導電性繊維との比は約１：５０〜１：０の間であり、又は導電性繊維と非導電性繊維との比は約１：２５〜１：０の間である。

本発明の実施態様は、導電層によって傷表面に提供される磁場を含んでもよい。更に、該医薬材料は接着層を含んでいてもよい。該導電層は、金属で三次元被覆されている繊維又は発泡体を含んでいてもよい。少なくとも１の水分調節層は、少なくとも１の吸収層に隣接して位置してもよい。該層は、高分子シート、フィルム又は発泡体として形成されてもよい。医薬材料の実施様態は、導電層及び吸収層の多層を含んでいてもよい。少なくとも１の吸収層は複数の層を含み、各層の厚みは傷からの距離が大きくなると増大する。実施様態は、導電層及び吸収層が交互になっている医薬材料を含む。該医薬材料は、パッド、タンポン、管状携帯、島状医薬材料、細長い医薬材料又はそれらの組み合わせからなる形態に形成されてもよい。該医薬材料の開口は、曲線、直線又はそれらの組み合わせを有する幾何学形状であってもよい。

また、本明細書に記述される傷の治療及び医薬材料の使用においては、二次的な医薬材料を用いてもよい。外傷用医薬材料に適用される二次的医薬材料は、少なくとも１の吸収層、少なくとも１の半浸透性裏打ち層及び該裏打ち層の周辺の連続的な感圧接着層を含む。これら、及び他の同様な実施態様は、本発明によって意図されている。
本発明の外傷用医薬材料は、銀の形成及び送達のための外部エネルギー源又はガルバニ電池を要求しないので、先行技術を超えて有利である。本発明の医薬材料は、特定の適用に応じて、多くの異なる有用な形態に形成され得る。更に、傷を障害することなく、治療部位における適当な水分環境を創り出し、傷の部位において液体の量を制御することによって調節することができる。

健康なヒトの皮膚は、経上皮電位（ＴＥＰ）又は表皮性電池（epidermal battery）と呼ばれる上皮全体の電位を示す。ＴＥＰは、上記細胞の外側の膜の特定のチャンネルを経た上皮の外側の細胞に入り、急な電気化学勾配に沿って移動する、ナトリウムイオンの活性イオン伝達系よって発生する。表皮性電池は、ナトリウムイオンの逆の通過を許容しない上皮細胞の間で、活動的にナトリウムイオン及び硬いギャップ結合をくみ出す、一連の起電性のポンプによって発生する。これは、上皮細胞を浸した水から動物の身体内部の液体にナトリウムイオンを輸送し、かつ上皮全体に１０ｍＶ〜７０ｍＶのオーダーでの電位を生じさせる。

皮膚内に傷ができた時、傷の表面で電圧を逆転させるTEPを短絡させるリークが生成されると考えられている。傷の中の上皮の起電性のナトリウム輸送メカニズムの破壊については、該傷表面におけるTEPは逆方向において有意に変化する。該破壊が、傷表面から傷の周囲の正常組織へ横方向に進行するにつれ、ポイントが皮膚全体の電位が傷のない皮膚で正常に見られる最大の値に到達するまで皮膚全体の電位は上昇する。従って、横方向の電圧勾配は、傷ついた組織から正常組織への１つの移行として、傷の縁の近くで発生する。様々な研究は、実験動物における横方向の電圧勾配が１４０ｍＶ／ｍｍであると報告している。また、傷が形成されて２４時間以内に、表皮に生成された横方向の電圧が９５％に落ちることが報告されている。従って、横方向の電圧勾配又は「横方向の電位」が傷の縁の近くの表皮内にあることが認識されている。表皮に形成された最も大きな横方向の電圧は、最も高い組織抵抗の領域において見出された。両生類において、大きな横方向の電位は表皮及び真皮の間の高い抵抗空間にある。ほ乳類においては、大きな横方向の電位は、生きている角化層及び死んでいる角化層の間の空間にある。

特別な理論によって拘束されたくないが、傷の治療におけるＴＥＰの役割は皮膚解剖学的構造に横たわるＴＥＰによって生成する電気回路を有する典型的なほ乳類の皮膚（５）の断面図を示す図１を参照して説明する。表皮（７）は、接合（１１）によって真皮（９）の上に横たわっており、それらの間の接合（１７）によって角質層（１３）及び海綿層（１５）を含む。該角質層は、死んだ角質化扁平上皮細胞からなる。傷（１９）は、フィブリノーゲン、フィブロネクチン、多形核白血球、血小板及び赤血球を含む、血液の細胞及び溶解した要素で満たされる。身体の位置に依存し、傷から遠い皮膚の表面は、ＴＥＰによって約−１０〜約−７０ミリボルトの範囲の電位を有すると予想される。表皮性電池（２９）として公知の現象によって誘発される電流の戻り経路の抵抗は、レジスタ（２５）によって表わされる。傷の抵抗は（２７）で表わされる。高導電層（１１４）、吸収層（１１６）、半浸透層（１１８）、接着層（１１９）及び裏打ちシート層（１１２）を有する本発明の医薬材料は、傷付いた皮膚表面（２１）の近くに示されている。傷の上の医薬材料の配置の前に、傷の電位（２３）は皮膚（２１）表面より更に陽性であり、更に陰性に、特定の例においては陽性にするために表面の電位を利用する。特別な理論によって拘束されたくないが、これは、傷（１９）における表皮性電池（２９）の除去によると考えられている。電位の試験ポイント（２３）が、傷のない表面（２１）から遠くなると、電位は、電池（２９）の陽性部位の電位に近くなるだろう。傷が湿っていて導電性であると、ポイント（３１）と（３３）との間の傷電位はＴＥＰによって誘導されるだろう。傷電位は、利用可能な最も効果的であるか、又は最も低い抵抗径路に沿って、傷を満たしている滲出液及び破片を通過する。これは、最も短い経路及び利用できる最も湿った経路であるので、傷の縁に最も近接している。傷電位は、レジスタ（３５）で表わされる接合部（１１）における抵抗を通じてポイント（３１）から、傷の抵抗（２７）を通じてポイント（３７）へ通過するだろう。ここで、接合部（１７）における表皮（７）が、レジスタ（２５）として表わされる接合部（１７）の抵抗を通じて表皮電池（２９）の他の側のポイント（３３）に再び入る。

特別な理論によって拘束されたくないが、医薬材料（１２０）が傷（１９）の上に配置されると、表皮電池（２９）によって確立される負電位を有する、傷のない皮膚表面（２１）との電流の接触によって、導電層（１１４）が傷の電位を低下させる（例えば、２３）と考えられている。医薬材料（１２０）は傷表面の電位を低下させ、傷（１９）のいずれかの面における健康な皮膚表面（２１）との間に導電性架橋を提供する。最大抵抗はポイント（３９）からポイント（３７）にシフトする。これは、順次、ポイント（３９）からポイント（３７）へ最大横方向潜在低下がシフトする、横方向の電位の変動については、傷の電気的特性はほ乳類の傷よりも両生類の傷により似ている。両生類の傷は、その変動のために、ほ乳類の傷よりも有意に早く治癒することが知られている。傷の治癒は、本発明の外傷用医薬材料の高い導電性表面によって引き起こされる変動によって増強され、加速される。横方向の電位のポイント（３９）からポイント（３７）への変動は、表層神経末端が受ける刺激の量を減少し、それにより、鎮痛効果の生起を助ける。医薬材料（１２０）の水分レベルは、負のＴＥＰの修復を増強し、より深い構造に対する横方向における変動について補助すると考えられている。

図２は、正常な皮膚（２１）から開いた傷（２３）へ、正常な皮膚へ再び進む、ヒトの皮膚表面における電位の代表的なグラフである。正常な皮膚（２１）の領域は、約１０〜約７０ミリボルトの間の相対的に一定の負の電圧を測定する。ＴＥＰ及び表皮電池が分裂する傷の表面の領域（２３）は、常に傷のない皮膚（２１）よりも陽性であり、（２３’）と（２３）との間の電圧に到達すると考えられている。本発明の外傷用医薬材料（１１０）が貼付され、傷が湿気を維持するとき、（２１’）に示すように、より通常の皮膚電位に戻ることが可能である。

本発明の医薬材料は、傷の治癒を効率よくすることに貢献し、傷に関連する痛みからの軽減を提供することを補助し得る。特別な理論によって拘束されたくないが、本発明の医薬材料の痛みを軽減する態様を説明し得る作用の本質的なメカニズムは、医薬材料の導電層に由来する。第一に、銀は抗菌性の環境を形成し、細菌によって引き起こされる炎症を減少し、次いで痛みを減少することができる。また、第二に、高い導電層の効果は、治癒すべき傷の電場環境におけるポジティブな効果を有することができる。
本発明は、下記工程を含む、人又は動物における傷の治療方法を含み、ａ）少なくとも１の導電層、少なくとも１の吸収層、及び水分調節層中に配列された多数の開口を有する、少なくとも１の水分調節層を含む外傷用医薬材料を、人又は動物の傷に接触させる工程、ｂ）医薬材料の吸収層を観察し、予め決めた液体レベルからの変化を測定する工程、及びｃ）水分調節層に液体を添加するか又は除去し、予め決めた液体レベルを維持する工程を含む。更に、方法は、工程ａ）で接触させた医薬材料の外部表面に、二次的な医薬材料を添付する工程を更に含んでもよく、前記二次的医薬材料が、少なくとも１の吸収層、少なくとも１の半浸透性裏層、及び前記裏打ち層の周囲に連続的な感圧接着層を含むものである。

本発明の他の態様において、ヒト又は動物の傷の湿気のレベルを調整するために外傷用医薬材料を用い得る。傷の湿気のレベルを制御することを試みる多くの医薬材料が利用可能である。保湿は、蒸発による水蒸気の自然な損失を妨害することによって傷の部位を一貫して湿気を維持するための医薬材料の能力をいう用語である。フィルム、発泡体、ヒドロゲル及び親水コロイド等の半閉鎖的及び閉鎖的な外傷用医薬材料は、傷によって失われた水蒸気を捕らえ、維持することによって傷の湿気を維持するために用いることができる。正常な皮膚は、４３．２グラム／ｍ^２／２４時間の水蒸気透過速度（ＭＶＴＲ）（経皮性の水損失（transdermal water loss,ＴＷＬ）を有する。多くのフィルム状医薬材料は、４００〜２０００グラム／ｍ^２／２４時間のＭＶＴＲを有する。テープで剥ぎ取られたような表層の傷は、７，８７４グラム／ｍ^２／２４時間のＭＶＴＲを有する。一般に、医薬材料の材料が、傷が失うよりも少ない水蒸気を透過させると、傷に湿気が残存する。傷の排水レベルが高い場合、水蒸気の簡単な透過は生理的な組織水和を維持するために十分な水分を分散しない。医薬材料によって透過する水蒸気が、水蒸気及び液体の形態で傷によって失われる水分よりも有意に少ない場合、排水は傷及び周囲の皮膚と接触して蓄積し、残存する。高い排水レベルを維持するためには、医薬材料は、水蒸気透過能力に加え、液体吸収容量をも有していなければならない。吸収の工程は、排水を、傷の表面及び縁から物理的に医薬材料の材料の中へ移動させる。水和領域の他端で、既に乾燥している傷組織は、組織に水を供与するか医薬材料を除去し、傷に手動で液体を供給する外傷用医薬材料を用いて活発に再水和する必要がある。

本発明の一実施態様は、医薬材料を除去することなしに、傷に液体を加え又は傷から液体を除去することを許容する。液体を急速に供給する必要のある外傷又は戦場の状況では、液体の制御が非常に重要である。更に、導電性繊維又は発泡体によって供給される金属イオンの存在は、微生物汚染の制御を補助し、従って非滅菌の液体が使用できる。傷の水分レベルは、有益であり得る水分の予め決められたいくつかのレベルと比較して調整することができる。有利には、水分レベル、電位、金属イオン濃度又はｐＨを示すために、インジケーターを外傷用医薬材料に加えることができる。

動物又はヒトの傷を治療するため、外傷用医薬材料の適当な性状を選択し、傷に導電層が接触するようにして配置する。医薬材料の吸収層は、決められた水分レベルの変化のために、有利であると認められる。水分、液体及び薬物が、必要に応じて水分調節層に加えられる。決められたレベルより過剰の水分は、水分調節層から除去され得る。また、水分調節層は、除去することができ、傷の治癒を妨げることなく、新しい水分調節層と置換することができる。水分を加え、除去する手段は、スポンジ、サクションバルブ、注射器、ガーゼパッド等が含まれるが、これらに限定されない。
本発明の他の態様において、少なくとも１の吸収層、少なくとも１の半浸透性裏層、及び感圧接着層を含む第２の医薬材料が、外傷用医薬材料の外部表面に添付される。第２の医薬材料は、傷を治療するための液体及び／又は薬物を含有することができる。第２の医薬材料は、傷の連続的な治癒を促進するために、必要に応じて除去し置換することができる。
本発明の他の態様において、外傷用医薬材料は、器官又は内部外科的切開を治療するために内部に配置されることができる。第２の医薬材料は、ガーゼパッド、充填材料、繊維性ダム、又は傷を治療するためのあらゆる手段の形態であり得る。

正常な皮膚を飽和させ、かつオーバーラップしたとき、該外傷用医薬材料は、傷のない皮膚の周囲の制御された浸軟を可能にする。現在、正常な皮膚の浸軟は回避されなければならないと考えられている。正常細胞の浸軟は、角質化上皮細胞の破壊、及びそれに続く皮膚の抗菌バリアー活性の消失を引き起こすことが知られている。角質化上皮細胞の抗菌バリアー活性の減少は、傷表面における微生物汚染のリスクを増加させると考えられている。皮膚の浸軟を制御し、防止しようとして、外傷用医薬材料のデザイナーは、浸軟の発生を減少させる特別な特徴を有する外傷用医薬材料を構成してきた。束縛されることを望まずに、本発明は、本発明の外傷用医薬材料の下で、傷の周囲の正常な皮膚の破壊の発生が傷表面の増加した汚染微生物数及び／又は汚染物を生じさせないことを予想外に見出した。特別な理論によって拘束されたくないが、本発明は、本発明によって治療された傷の周囲の正常な皮膚の浸軟が、局所的な電気力学的特性を変化させ、傷の治療過程を強化することを見出した。
金属イオンの受動的遊離が液体媒体内で起こるので、本発明の外傷用医薬材料の金属めっきされた繊維の内外で水分を調整することは金属表面から金属イオンの遊離を促進することが観察された。従って、金属めっきされた繊維を提供するために、外傷用医薬材料を湿気状態に維持することは有益である。液体滲出液を生成する傷は、通常は金属表面から金属イオンの遊離を活性化させることを必要とする水分を提供する。

（製造方法）
本発明の導電層のための繊維又は発泡体の金属をめっきする好ましい方法は、繊維又は発泡体を三次元被覆で均一に被覆するので、自己触媒的めっきである。これは、近づきやすい金属イオンについての最大の利用できる表面積を提供する。一般に、繊維又は発泡体は窒素族を有する。繊維又は発泡体が製造される材料が表面に窒素族を提供しない場合、このような窒素は材料の層、又は表面に窒素族を提供する被覆を加える。本発明は、自己触媒的な金属めっきのために感作され得る材料の使用を含む。このような材料は、本明細書に記載した装置に起因する傷の治癒を提供するように機能する、繊維、発泡体、フィルム又はその他の構造に製造され得る。例えば、これらの材料は、感作され得る窒素又は二酸化ケイ素、又は同等の官能基を有する材料を含むが、これらに限定されない。例えば、表面上の窒素族又は二酸化ケイ素については、該材料は、次いで当業界で公知の方法を用いて感作され得る。該材料が、いったん感作されると、自己触媒的な金属めっき又は被覆が実施される。

自己触媒的な金属めっきの原理の利点は、（１）フィラメント、発泡体、繊維、編み糸、織物の均一な周囲の三次元めっき；（２）幾何学的な表面積に対する全金属表面積の大きな比；（３）めっきされたフィラメント、繊維、編み糸及び織物の高い導電率及び低い抵抗率；（４）金属めっきのはがれ落ち、非導電基体の破砕の危険が少ない、非導電性ポリマー基体に対する金属めっきの優れた粘着性；（５）優れた柔軟性及び弾性特性；及び（６）フィラメント、繊維、編み糸又は織物のデザイン及び構成における制限がないことである。
自己触媒的めっきは、還元−酸化化学反応によって、金属又は合金を非導電性基板上に蒸着する方法となる。電気めっきと異なり、自己触媒的めっきは、基体表面の上に金属を蒸着するために、導電性材料又は基板に外部原料から電流を印加しない。基体が非導電性であると、電気めっきは不可能である。銅、金、ニッケル、銀、コバルト又は白金とリン又はホウ素との二元合金が、自己触媒的めっき工程により非導電性材料又は基体上にめっきされ得る。

感作された基体がめっき浴に導入され、金属の蒸着が、基体の全ての表面上でゆっくりと均一な様式で始まるように、自己触媒的めっき浴は設計される。処理がいったん始まると、蒸着した金属が、それ自体のめっきを触媒し、従って自己触媒的に反応させるので、めっき溶液がめっきを継続させる。
自己触媒的な金属めっき工程は、静電気的放電、電磁放電及び高周波干渉産業におけるフィラメント、繊維、編み糸及び織物で選択されるめっき工程である。非導電性基板の自己触媒的金属めっきは優れた導電率及び抵抗率を提供するので、真空蒸気蒸着法、マグネトロンスパッタ法を含むイオンスパッタ蒸着法、及びイオンビームアシスト蒸着法よりも優れているので使用される。真空蒸気蒸着、イオンスパッタ蒸着法及びイオンビーム蒸着法とは異なり、自己触媒的工程により金属めっきされたフィラメント、繊維、編み糸及び織物（織布、編み物及び不織布）は、基礎原料の物性を維持しながら三次元連続導電性径路を生じる。真空蒸気蒸着及びイオンスパッタ蒸着法では劣る。その理由は、それらの方法は、連続した影を伴う二元性の基体にめっきし、めっきされた金属被覆の均一性に欠け、かつ該基体の柔軟性及び適応性が代わるからである。真空蒸気蒸着及びイオンスパッタ蒸着法では、通常は圧縮空気による市販のスプレー塗装と同様の「照準線（line of sight）」様式で基体をめっきする。
繊維が、いったん金属又は合金で被覆されると、それらは、編み糸、紐、スレッド又はこれらの組み合わせに組み立てられ、織布、編み物又は不織布を形成することができる。
該層は、外傷用医薬材料の意図する性状によって予め決められたあらゆる構成に組み立てられる。自己触媒的に銀でめっきされた繊維、フィラメント、編み糸、及び織物は、Conductive Specialty Fabrics Manufacturing LLC, Lakemont, GAから商業的に入手できる。

本発明は、下記工程を含む、少なくとも１の導電層、少なくとも１の吸収層、及び水分調節層中に配列された多数の開口を有する、少なくとも１の水分調節層を含む外傷用医薬材料の製造方法であって、ａ）水分調節層に開口を形成する工程、ｂ）導電層及び吸収層を準備する工程、ｃ）接触する織物を形成するために、他方の上に吸収層、水分調節層及び導電層を各々組み立てる工程、及びｄ）工程ｃの織物を積層する工程を含む。該積層工程は、当業界で公知の方法によって実施され、感圧接着剤、熱圧縮ラミネーション（heat pressure lamination）、火炎ラミネーション、ホットメルトラミネーション、点型押、ポイントボンド接着、スポットボンド接着、裁縫又はこれらの組み合わせによって行われる。また、本発明は、下記工程を含む、少なくとも１の導電層、少なくとも１の吸収層、上記吸収層に隣接するか、又は上記導電層に隣接して位置し、水分調節層中に配列された種々のサイズの多数の開口を有する、少なくとも１の水分調節層を含む医薬材料の製造方法であって、ａ）導電層、水分調節層及び吸収層を提供する工程、ｂ）吸収層を、水分調節層及び導電層の間に組み立てる工程、ｃ）工程ｂの織物を積層する工程、及びｄ）上記水分調節層に開口を形成する工程を含む。開口形成は、開口を形成するあらゆる手段を用いて水分調節層中に適切なサイズ及び形状の開口を形成することを含む。開口を含ませるための織物の切断、孔あけ、プレモールド及び同様な作業は、用語「開口形成」として意図される。積層は、感圧接着剤、熱圧縮ラミネーション、火炎ラミネーション、ホットメルトラミネーション、点型押、ポイントボンド接着、スポットボンド接着、裁縫又はこれらの組み合わせによって行われる。

本発明の織布、編み物又は不織布の層の構築は、１００％導電性金属化繊維の層、非導電繊維に対する導電性金属化繊維の比が変化する層、吸収材料の層、半浸透性又は不浸透性フィルム又は発泡体、及び感圧接着剤を有する裏打ちシートの構築のための当業界で公知のあらゆる製造方法によってなされる。このような方法は、熱圧縮ラミネーション、火炎ラミネーション、ホットメルトラミネーション又はこれらの組み合わせを含むが、これらに限定されない。開口は、層の組み立ての前に、又は層を積層した後に、当業界で公知のあらゆる製造方法を用いて切断することができる。水分調節層、又は水分調節層、皮膚接着層及び裏打ちシートの積層物の開口の配置のための好ましい方法は、層を積層した後に開口を切断することである。有利には、ロータリーカットエッジダイによるキスカットが、吸収パッド又は傷と接触する層を妨害せずに、水分調節層のみ、又は水分調節層、皮膚接触層及び裏打ちシートの積層物を貫いて切断するのに用いることができる。また、水分調節層、又は水分調節層、皮膚接着層及び裏打ちシートの積層物は、織物の積層前に切断することができ、又は水分調節層は医薬材料の組み立て前に切断することができる。

該層を積層し、電気的に統合する１つの手段は、ロールから放射状に伸びている一連の間隔のあるピンを有する１本のロール及び平坦である他のロールを有する、一対のニップロール間の織物を通過させることによって成し遂げられる、ポイントエンボス又はポイントボンディングによる。織物層がニップロールの間を通過するにつれ、ピンが織物の中に圧入され、層の繊維を次の層の隙間に押しつけ、２つの層を繊維−繊維相互作用力によって結合させる。また、該層は接着、スポットボンド（超音波溶接又はレーザー溶接）又は当業者に公知の他の方法で積層される。該層を積層する他の方法は、導電性系、好ましくは自己触媒的に銀ナイロンめっきされたポリ又はモノフィラメント銀ナイロン系を一緒に裁縫することによる。該導電性積層繊維は、導電層１１４の全ての導電率を高め、抵抗を最小化する。
本発明の外傷用医薬材料は、滅菌したときに最も適当である。好ましくは、本発明の医薬材料は、微生物に耐えるパッケージ内に封鎖されて供給される。該医薬材料は、例えばγ線照射によって無菌化してもよい。意外にも、水溶液中の銀イオン遊離濃度がγ線照射によって向上することが判っている。

先行技術に関しては、外傷用医薬材料の構成における金属及びイオン性銀の応用は、銀及び銀イオンの抗菌特性に焦点を合わせてきた。金属性銀又は銀イオンの粒子を遊離する金属表面の能力は、医薬材料の抗菌特性と関係する。体積抵抗率及び導電率は対称とならなかった。本発明においては、抵抗率及び導電率が外傷用医薬材料の能力に寄与する。
本発明は、以下の実施例で更に例示され、それは、いかなる形であれ、本発明の範囲を限定することとして解釈されない。逆に、本明細書における記述を読んだ後に、種々の他の態様、修飾及び同等物を有し得る手段が、本発明の精神及び／又は添付の請求の範囲の範囲から逸脱することなく、当業者に示唆され得る。

（実施例１）
第１０胸部皮膚分節における、一側性のヘルペス・ゾスターウイルス（Herpes zoster virus）による帯状疱疹の皮膚症状に苦しんでいる、４５歳男性を治療するために、寸法が５．０８ｃｍ（２インチ）×７．６２ｃｍ（３インチ）の第１０胸部皮膚節に、本発明の医薬材料を用いた。該患者に、水道水でパッドを湿らせた後、図４に示す多層医薬材料パッドを貼付した。該医薬材料は、接着層及び裏打ち層によって適当な状態に維持された。５分以内に、患者は痛みが２５％減少したと報告し、２時間以内に痛みがほぼ９０％減少したと報告した。該患者は、該医薬材料が乾燥すると痛みが戻るが、医薬材料の配置前に経験するレベルには戻らないと報告した。該医薬材料を再び水で湿らせると、１０分以内に痛みのレベルは有意に減少した。皮膚のウィルス性障害部から該医薬材料を除去することなく、水分調節層を通じて湿らせた。皮膚の外傷は適用後、３６時間以内に治癒した。

（実施例２）
３歳の女性が火炎傷害に伴う全身の表面積の８０％の全層熱傷（第III度熱傷）を受けた。彼女は入院の直後に手術を受け、全ての表面積が壊死組織の中で創傷清拭された。インテグラ（Integra 登録商標）合成皮膚が貼付され、図４に示す外傷用医薬材料で覆った。その医薬材料は、適所に合成皮膚を残し、２日毎に交換された。段階的に合成皮膚を外科的に切除し、網目状分層植皮片を貼付した。該外傷用医薬材料を網目状分層植皮片の上に貼付し、傷が治癒するまで２日毎に交換した。医薬材料を治癒の過程の間、１２時間毎に湿らせた。

（実施例３）
表１は、銀イオンの遊離を示す。１０．１６ｃｍ（４インチ）×１０．１６ｃｍ（４インチ）の正方形の自己触媒的非電着性金属析出の銀をめっきした１５５．９ｇ（５．５オンス）／０．８ｍ^２（平方ヤード）の縦編みメリヤス織物を、３７℃においてトリプシンソイブロース（tryptic soy broth）中でインキュベートした。銀イオンの濃度は、１２日間にわたる誘導結合プラズマ分光法により測定した。図４は、銀イオン濃度が最初の１時間で１０μｇ／ｍｌ以下であり、５日で６０μｇ／ｍｌ以上に増加したことを示す。

ほとんどの一般の病的な創傷微生物を殺すためには、３〜２５μｇ／ｍｌの銀イオンが必要であることが知られている。結果は、効果的な銀イオン濃度が約１〜約４時間で達成されることを示した。
（実施例４）
図５及び表２は、１０．１６ｃｍ（４インチ）×１０．１６ｃｍ（４インチ）の正方形の自己触媒的に銀をめっきした１５５．９ｇ（５．５オンス）／０．８ｍ^２（平方ヤード）の縦編みメリヤス織物の抗菌活性を示す。該織物は、緑膿菌（Pseudomonas aeruginosa）及び黄色ブドウ球菌（Staphylococcus aureus）を接種した培地に置かれ、３７℃でインキュベートされた。該生物の成長は、ＡＳＴＭ Ｅ ２１４９−０１、動的な一定条件下における、固定化された抗菌試薬の抗菌活性を測定するためのＡＳＴＭ 標準試験法によって測定された。Pseudomonas aeruginosa ATCC 9027及びStaphylococcus aureus（MRSA）ATCC 33591の１０^６ＣＦＵ／ｍｌからのＣＦＵ／ｍｌにおける減少が研究された。コロニー形成単位（ＣＦＵ）／ｍｌで表わされる生物のカウントにおける減少を０時間、１／２時間、１時間、１．５時間、２時間及び４時間で測定した。

（実施例５）
インテグラ（登録商標）とともに使用した時の本発明の外傷用医薬材料の有効性を判定するために研究がおこなわれ、合成皮膚が火傷の治療に用いられた。
外傷用医薬材料は、導電層のための自己触媒的にめっきされた銀繊維からなるように構成され、吸収材料の１つの層が導電層及び水分調節層の間に位置した。該水分調節層は、層に切り込まれた５ｍｍスリット型の開口を有するポリウレタンフィルムから構成された。

インテグラ（登録商標）は、エタノール防腐剤を除去するために製造者の説明書に従って調製され、３．８ｃｍ（１．５インチ）の正方形に切断された。１０個の正方形を黄色ブドウ球菌を試験するために用い、１０個の正方形を緑膿菌のために用いた。傷を覆うために結合された２つのインテグラ（登録商標）の断片をシミュレートするために、縫い目が各正方形の中に形成された。各インテグラ（登録商標）断片を、個々の標準血液寒天平板の中心に置いた。各インテグラ（登録商標）の断片を、本発明の外傷用医薬材料の５．０８ｃｍ（２インチ）正方形の断片で完全に多い、３７℃で２４時間インキュベートした。２４時間で、１０^５コロニー形成単位／ｍｌ以上の緑膿菌又は黄色ブドウ球菌を含む懸濁液を２滴（約１００μｌ）を、各医薬材料の中心に加え、術後患者の汚染をシミュレートした。該医薬材料を再び湿らせ、４８時間インキュベートした。４８時間後、医薬材料及びインテグラ（登録商標）を、無菌技術を用いて慎重に除去した。培養組織は、かつてインテグラで覆われていた領域から得られ、製品の縫い目がある領域を横切って拭き取った。新鮮な寒天プレートに、これらのサンプルですじを付け、２４時間インキュベートした。結果を下記表に示した。

インテグラ（登録商標）合成皮膚、本発明の外傷用医薬材料をともに使用した時に示される結果は、緑膿菌の増殖防止において７０％有効であり、黄色ブドウ球菌の増殖防止において４０％有効であった。
（実施例６）
試験は、インビトロ設定における本発明の外傷用医薬材料の抗菌性の効果を測定するために試験が行われた。１０^６ＣＦＵ／ｍｌの緑膿菌、及びメチシリン耐性黄色ブドウ球菌（MRSA）を含有する培養液ですじを付けた血液寒天培地で試験を行った。
本発明の外傷用医薬材料は、導電層のための自己触媒的に銀めっきされた繊維から構成され、吸収材料の１つの層は導電層及び水分調節層の間に位置した。該水分調節層は、層内に５ｍｍの細長い形状の開口を有するポリウレタンから構成された。

１０枚の血液寒天プレートを、１０^６ＣＦＵ／ｍｌの緑膿菌を含む培養液ですじを付け、１０枚の血液寒天プレートを、１０^６ＣＦＵ／ｍｌのメチシリン耐性黄色ブドウ球菌（MRSA）を含む培養液ですじを付けた。２．５４ｃｍ（１インチ）の正方形の本発明の外傷用医薬材料が、１０枚の血液寒天プレートのそれぞれの中心に配置された。残りの５枚のプレートはコントロールとして用いた。プレートを３７℃でインキュベートし、湿った医薬材料を維持するために、必要に応じて滅菌水を加えた。７２時間後、培養物を各医薬材料から得、血液寒天に配置した。次いで、上記プレートを２４時間インキュベートし、細菌の増殖について評価した。この工程を６日後に繰り返した。細菌の増殖の結果を数え、以下の表に記載した。

結果は、メチシリン耐性黄色ブドウ球菌（MRSA）及び緑膿菌を殺すことに効果的であった。確立された細菌の増殖への長時間の露出は進行性の死滅をもたらした。
説明の目的のために本発明を詳細に詳述したが、その目的のためだけにあり、変形は本発明の精神及び範囲を逸脱することなく、当業者によってなされることができ、請求項によって規定されると理解されるべきである。

本発明は図面によって明らかにされ、どの図においても同じ引用記号は同一又は類似の部分を示す。
図１は、傷付いた部位に置かれた本発明の実施態様である医薬材料を伴う、傷付いたほ乳類の皮膚の断面図である。 図２は、図１に示す傷のある皮膚における位置に対する電圧のグラフである。 図３Ａは、非導電性基板上の重合体の自己触媒作用でめっきされた繊維の代表的な断面図である。 図３Ｂは、図３Ａからの重合体の自己触媒作用でめっきされたフィラメントの断面図である。 図３Ｃは、図３Ｂの重合体の自己触媒作用でめっきされたフィラメントの断面図の一部である。 図３Ｄは、約６２μｍ^２を表わす重合体の自己触媒作用でめっきされたフィラメントの金属表面の拡大図である。 図４は、誘導的に結合されたプラズマ分光法によって測定された自己触媒作用で銀めっきされた繊維からのイオン性銀の遊離濃度の図解である。 図５は、自己触媒作用で銀めっきされた繊維の抗菌活性の図解である。 図６Ａは、開口の可能な幾何学的形態の実例である。 図６Ｂは、開口の可能な幾何学的形態の実例である。 図７は、外傷用医薬材料の１つの態様を示す図６の断面図である。 図８は、島状外傷用医薬材料の１つの態様の実例である。 図９は、図８の断面図である。 図１０は、吸収層の他の態様の断面図である。 図１１は、外傷用医薬材料の他の態様の断面図である。 図１２は、外傷用医薬材料の他の態様の断面図である。 図１３は、島状外傷用医薬材料の他の態様の断面図である。 図１４は、二次的外傷用医薬材料の断面図である。 図１５は、２層化自己触媒作用で金属めっきされた発泡体の断面図である。 図１６は、自己触媒作用で１層に金属めっきされた発泡体の断面図である。 図１７は、液体の自発的移動を提供する、自己触媒作用で金属めっきされたフィラメントの断面図である。

Claims (36)

1. 少なくとも１の導電層；
   少なくとも１の吸収層；及び
   水分調節層中に配列された多数の開口を有する、少なくとも１の水分調節層を含む外傷用医薬材料。
2. 前記水分調節層の開口が、物質を通過させないサイズから、微生物又は環境汚染物質を通過させるサイズまでの範囲の物質の通過を許容する、請求項１に記載の外傷用医薬材料。
3. 前記水分調節層が、少なくとも１の吸収層又は少なくとも１の導電層に付着している、請求項１に記載の外傷用医薬材料。
4. 前記導電層が、金属又は合金によって三次元に被覆されている、少なくとも１の繊維を含む、請求項１に記載の外傷用医薬材料。
5. 前記金属が、銅、銀、金、パラジウム、ニッケル、コバルト又はそれらの組み合わせから選択される、請求項４に記載の外傷用医薬材料。
6. 前記金属が、ニッケル及びホウ素、コバルト及びホウ素、パラジウム及びホウ素、ニッケル及びリン、コバルト及びリン、パラジウム及びリンの合金又はそれらの組み合わせから選択される、請求項４に記載の外傷用医薬材料。
7. 前記導電層が、金属又は合金によって三次元的に被覆されているポリマー発泡体を含む、請求項１に記載の外傷用医薬材料。
8. 前記導電層が、繊維又は発泡体の縦軸に沿って、水の毛細管移動のための、又は物質を貯蔵し、又は捕捉し、かつ繊維又は発泡体について所定のデニールに大きな活性表面積を提供するための溝又は導管を有する、少なくとも１の繊維又は発泡体を含む、請求項１に記載の外傷用医薬材料。
9. 前記少なくとも１の導電層が三次元的に被覆された金属を含む、少なくとも１の導電性繊維、及び少なくとも１の非導電性繊維を含有し、該導電性繊維及び非導電性繊維とが層中に均一に分布している、請求項１に記載の外傷用医薬材料
10. 前記非導電性繊維が、天然ポリマー、合成ポリマー、アルギン酸塩、キトサン、レーヨン、綿又はポリマー基体からなる、請求項９に記載の外傷用医薬材料。
11. 前記少なくとの１つの吸収層が多数の層であり、非導電性繊維に対する導電性繊維の比が、所定の層で一定であるか、又は層毎に変化する、請求項９に記載の外傷用医薬材料。
12. 非導電性繊維に対する導電性繊維の比が、吸収層が傷に近接するとともに増大する、請求項１１に記載の外傷用医薬材料。
13. 前記導電層によって、磁場が傷の表面に提供される、請求項１に記載の外傷用医薬材料。
14. 更に接着層を含む、請求項１に記載の外傷用医薬材料。
15. 前記少なくとも１の導電層が、金属で三次元的に被覆された繊維又は発泡体を含む、請求項１に記載の外傷用医薬材料。
16. 前記少なくとも１の吸収層が、金属の三次元被覆を含む導電性繊維、及び非導電性繊維を含み、該導電性繊維及び非導電性繊維が該層内で均一に分布している、請求項１に記載の外傷用医薬材料。
17. 前記繊維が、天然ポリマー、合成ポリマー、アルギン酸塩、キトサン、レーヨン、綿又はポリマー基体で構成されている、請求項１６に記載の外傷用医薬材料。
18. 導電性繊維と非導電性繊維との前記比が、約１：１００〜１：０である、請求項１６に記載の外傷用医薬材料。
19. 導電性繊維と非導電性繊維との前記比が、約１：５０〜１：０である、請求項１６に記載の外傷用医薬材料。
20. 導電性繊維と非導電性繊維との前記比が、約１：２５〜１：０である、請求項１６に記載の外傷用医薬材料。
21. 前記少なくとも１の吸収層に隣接して位置する、少なくとも１の水分調節層を更に含む、請求項１６に記載の外傷用医薬材料。
22. 前記吸収層が、ポリマーシート、フィルム又は発泡体である、請求項１に記載の外傷用医薬材料。
23. 前記水分調節層が開口を有する、請求項２２に記載の外傷用医薬材料。
24. 前記水分調節層が開口を有しない、請求項２２に記載の外傷用医薬材料。
25. 前記導電層及び吸収層の多数層を有する、請求項１に記載の外傷用医薬材料。
26. 前記少なくとも１の吸収層が複数の層を有し、各層が傷に近づくと厚みが増大する、請求項２５に記載の外傷用医薬材料。
27. 前記導電層及び吸収層が交替性である、請求項２５に記載の外傷用医薬材料。
28. 前記開口が、曲線、直線又はそれらの組み合わせを有する幾何学形状である、請求項１に記載の外傷用医薬材料。
29. パッド、タンポン、管状形態、島状医薬材料、細長い医薬材料、またはそれらの組み合わせから選ばれた形態に作られている、請求項１に記載の外傷用医薬材料。
30. 少なくとも１の吸収層、少なくとも１の半浸透性裏打ち層、及び該裏打ち層周囲の連続的な感圧接着層を含む、外傷用医薬材料として用いられる、二次的医薬材料。
31. 下記工程を含む、人又は動物における傷の治療方法：
    ａ）少なくとも１の導電層：
    少なくとも１の吸収層；
    及び水分調節層中に配列された多数の開口を有する、少なくとも１の水分調節層；を含む外傷用医薬材料を、人又は動物の傷に接触させる工程、
    ｂ）該医薬材料の吸収層を観察し、予め決めた液体レベルからの変化を測定する工程、及び
    ｃ）水分調節層に液体を添加するか又は除去し、予め決めた液体レベルを維持する工程。
32. 工程ａ）で適用された医薬材料の外部表面に、二次的医薬材料を添付する工程を更に含み、該二次医薬材料が、少なくとも１の吸収層、少なくとも１の半浸透性裏打ち層、及び該裏打ち層周囲の連続的な感圧接着層を含む、請求項３１に記載の傷の治療方法。
33. 下記工程を含む、少なくとも１の導電層、少なくとも１の吸収層、及び水分調節層中に配列された多数の開口を有する、少なくとも１の水分調節層を含む外傷用医薬材料の製造方法：
    ａ）水分調節層に開口を形成する工程、
    ｂ）導電層及び吸収層を提供する工程、
    ｃ）接触する織物を形成するために、それぞれ他方の上に吸収層、水分調節層及び導電層を組み立てる工程、及び
    ｄ）工程ｃの織物を積層する工程。
34. 前記積層する工程が、粘着、熱圧縮ラミネーション、火炎ラミネーション、ホットメルトラミネーション、点型押、ポイントボンド接着、スポットボンド接着、裁縫又はこれらの組み合わせによって行われる、請求項２４に記載の製造方法。
35. 下記工程を含む、少なくとも１の導電層；
    少なくとも１の吸収層；及び
    該吸収層に隣接するか、又は該導電層に隣接して位置し、水分調節層中に配列された種々のサイズの多数の開口を有する、少なくとも１の水分調節層を含む医薬材料の製造方法：
    ａ）導電層、水分調節層及び吸収層を提供する工程、
    ｂ）該吸収層を、該水分調節層及び該導電層の間に組み立てる工程、
    ｃ）工程ｂの織物を積層する工程、及び
    ｄ）該水分調節層に開口を形成する工程。
36. 前記積層する工程が、粘着、熱圧縮ラミネーション、火炎ラミネーション、ホットメルトラミネーション、点型押、ポイントボンド接着、スポットボンド接着、裁縫又はこれらの組み合わせによって行われる、請求項３５に記載の製造方法。