JP2008525112A - Formed from a hydrophilic polymer structure, such as chitosan the antimicrobial barrier, systems and methods - Google Patents

Formed from a hydrophilic polymer structure, such as chitosan the antimicrobial barrier, systems and methods Download PDF

Info

Publication number
JP2008525112A
JP2008525112A JP2007548397A JP2007548397A JP2008525112A JP 2008525112 A JP2008525112 A JP 2008525112A JP 2007548397 A JP2007548397 A JP 2007548397A JP 2007548397 A JP2007548397 A JP 2007548397A JP 2008525112 A JP2008525112 A JP 2008525112A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
chitosan
structure
antimicrobial barrier
tissue
antimicrobial
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
JP2007548397A
Other languages
Japanese (ja)
Inventor
ケントン ダブリュー. グレゴリー,
シモン ジェイ. マッカーシー,
ジョン ダブリュー. モーガン,
Original Assignee
ヘムコン, インコーポレイテッド
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Priority to US11/020,365 priority Critical patent/US20050147656A1/en
Priority to US11/202,558 priority patent/US20060004314A1/en
Application filed by ヘムコン, インコーポレイテッド filed Critical ヘムコン, インコーポレイテッド
Priority to PCT/US2005/046199 priority patent/WO2006071649A2/en
Publication of JP2008525112A publication Critical patent/JP2008525112A/en
Application status is Pending legal-status Critical

Links

Images

Abstract

キトサン生物材料を含む構造からなる抗微生物バリア。 Antimicrobial barrier consisting of structures containing chitosan biomaterial. この抗微生物バリアは、例えば(i)組織傷害、組織外傷又は組織接触の部位の止血、密封又は安定化;又は(ii)抗微生物バリアの形成;又は(iii)抗ウイルスパッチの形成;又は(iv)出血障害における介入;又は(v)治療薬の放出;又は(vi)粘膜表面の治療;又は(vii)これらの組み合わせのような使用が可能である。 The antimicrobial barrier, for example (i) tissue injuries, hemostasis site tissue trauma or tissue contact, sealing or stabilizing; or (ii) forming antimicrobial barrier; or (iii) formation of antiviral patch; or ( iv) intervention in bleeding disorders; or (v) release of the therapeutic agent; treatment of, or (vi) mucosal surfaces; or (vii) use as combinations thereof are possible. 抗微生物バリアの構造は圧縮により稠密化される場合がある。 Structure of the antimicrobial barrier which may be densified by compression.

Description

(関連出願) RELATED APPLICATIONS
本出願は、米国第11/020,365号(2004年12月23日出願、発明の名称“Tissue Dressing Assemblies,Systems and Methods formed from Hydrophilic Polymer Sponge Structures such as Chitosan”)の一部継続出願であり、この米国出願は、米国第10/743,052号(2003年12月23日出願、発明の名称“Wound Dressing and Method of Controlling Severe Life−Threatening Bleeding”)の一部継続出願であり、この米国出願は、米国特許法施行規則第371条の下で国内段階移行された国際出願番号PCT/US02/187 This application, US No. 11 / 020,365 (December 23, 2004 application, entitled "Tissue Dressing Assemblies, Systems and Methods formed from Hydrophilic Polymer Sponge Structures such as Chitosan") be a continuation-in-part application of the US application is a continuation-in-part application of US No. 10 / 743,052 (filed December 23, 2003, entitled "Wound Dressing and Method of Controlling Severe Life-Threatening Bleeding" of the invention), the US application, International was national phase under US Patent Law regulations 371 Article application No. PCT / US02 / 187 7(2002年6月14日出願)の米国第10/480,827号(2004年10月6日提出、発明の名称“Wound Dressing and Method of Controlling Severe Life−Threatening Bleeding”)の一部継続出願であり、このPCT出願は、米国仮特許出願第60/298,773号(2001年6月14日出願)の優先権を主張する。 7 a continuation-in-part application of (June 14, 2002 application) of the United States. No. 10 / 480,827 (October 6, 2004 submission, entitled "Wound Dressing and Method of Controlling Severe Life-Threatening Bleeding") in it, the PCT application claims the priority of US provisional Patent application No. 60 / 298,773 (June 14, 2001 application). これらの出願は、本明細書中で参考として援用される。 These applications are incorporated by reference herein.

(発明の背景) (Background of the Invention)
ガーゼ包帯による連続した圧力印加は、依然として出血、特に重度の出血のある創傷からの出血を止めるために使用される一次的な介入技法となっている。 The pressure applied continuous by bandage still bleeding, in particular a primary intervention technique used to stop bleeding from wounds with severe bleeding. しかし、この手技は重度の出血の止血には効果的でも安全でもなく、依然として創傷からの重度の致命的出血における大きな生存上の問題となっている。 However, this procedure is to hemostasis for severe bleeding effective also neither safe, remains a major survival problem in severe fatal bleeding from the wound.

現在、コラーゲン創傷包帯又は乾燥フィブリントロンビン創傷包帯又はキトサン及びキトサン包帯のような止血包帯が使用可能であるが、そのような包帯は高血流への溶解に対して十分な耐性を備えていない。 Currently, hemostatic bandage such as collagen wound dressings or dry fibrin thrombin wound dressings or chitosan and chitosan dressings are available, such dressings do not have sufficient resistance to dissolution in high blood flow. これらは又、重度の出血の止血における実用的な目的を果たすのに十分な接着特性も備えていない。 It also does not also comprise sufficient adhesive properties to fulfill practical purposes in hemostasis of severe bleeding. これらの現在使用可能な外科的止血包帯は損傷しやすいため、屈曲や圧力の負荷により損傷を受けると機能しなくなる。 Because these currently available surgical hemostatic bandages are easily damaged, fail and damage the load of bending and pressure. 又、これらは出血性の血液に溶解しやすい性質を有する。 Moreover, they have a property of easily dissolving the hemorrhagic blood. これらの包帯のこのような溶解及び損壊は、創傷への接着力を喪失し、出血が止まらずに続くことがあるため、悲惨な結果をもたらす場合がある。 Such dissolution and damage of these dressings, because it may lose adhesion to the wound, followed without stopping bleeding, may result in disastrous consequences.

出血を十分に防止及び制限すると同時に、創傷又は患部並びにその周囲における細菌感染を防止する際には注意が必要である。 At the same time sufficiently to prevent and limit bleeding, in preventing bacterial infections in a wound or affected area and its surroundings are caution. 現在の包帯はこのような感染の蔓延を十分防止せず、又このような感染を治療していない。 Current of the bandage does not fully prevent the spread of such infection, also does not treat such infections.

使用時の溶解に耐える頑健性及び持続性を有する、細菌感染の治療に有用な止血包帯の改良が依然として必要とされている。 Having robustness and durability withstand dissolution in use, improved useful hemostatic bandages for the treatment of bacterial infection is still a need.

(発明の要旨) Summary of the Invention
本発明はキトサン生物材料を含む構造から形成した抗微生物バリア、系及び方法を提供する。 The present invention provides antimicrobial barrier formed from a structure including a chitosan biomaterial, the system and method. 抗微生物バリアは、例えば、(i)組織傷害、組織外傷又は組織接触の部位の止血、密封又は安定化;又は(ii)抗微生物バリアの形成;又は(iii)抗ウイルスパッチの形成;又は(iv)出血障害における介入;又は(v)治療薬の放出;又は(vi)粘膜表面の治療;又は(vii)これらの組み合わせのような使用が可能である。 Antimicrobial barrier include, for example, (i) tissue injuries, hemostasis site tissue trauma or tissue contact, sealing or stabilizing; or (ii) forming antimicrobial barrier; or (iii) formation of antiviral patch; or ( iv) intervention in bleeding disorders; or (v) release of the therapeutic agent; treatment of, or (vi) mucosal surfaces; or (vii) use as combinations thereof are possible.

一実施形態において、抗微生物バリア構造は、望ましくは圧縮により稠密化される。 In one embodiment, the antimicrobial barrier structure is desirably densified by compression.

本発明の他の特徴及び利点は、添付の説明、図面及び請求項に基づいて明らかにされる。 Other features and advantages of the present invention, the accompanying description, are revealed on the basis of the drawings and claims.

(好ましい実施形態の説明) DESCRIPTION OF PREFERRED EMBODIMENTS
本開示内容の理解を容易にするため、網羅される主題分野を以下の一覧に概説する。 To facilitate understanding of the present disclosure, outlines subject area encompassed in the following list.

(説明する主題分野の一覧) (Description list of the subject areas to be)
(I.抗微生物バリアパッドアセンブリ) (I. antimicrobial barrier pad assembly)
A. A. 概要 1. Overview 1. 組織包帯母材 2. Organization bandage base material 2. 裏打材 3. Backing 3. パウチ B. Pouch B. 抗微生物バリアパッドアセンブリの使用(実施例1) The use of antimicrobial barrier pad assembly (Example 1)
C. C. 組織包帯パッドアセンブリの製造 1. Manufacture of tissue dressing pad assembly 1. キトサン溶液の調製 2. Preparation of chitosan solution 2. キトサン水溶液の脱気 3. Degassing of aqueous solution of chitosan 3. キトサン水溶液の凍結 4. Of chitosan aqueous solution frozen 4. キトサン/氷母材の凍結乾燥 5. Freeze-dried 5 of chitosan / ice base material. キトサン母材の稠密化 6. Densification 6 of chitosan base material. 裏打材の固定 7. Fixed 7 of the backing material. パウチ内への封入 8. Inclusion into the pouch 8. 最終滅菌 D. Terminal sterilization D. 親水性ポリマー構造の適合性特性の改変 1. Modification 1 of compatibility characteristics of the hydrophilic polymer structure. 制御された微小破壊 2. Controlled microfracture 2. 制御された微小構造(実施例2) Controlled microstructure (Example 2)
3. 3. 制御された垂直チャンネル形成 (II.組織包帯シートアセンブリ) Controlled vertical channel formation (II. Tissue dressing sheet assembly)
A. A. 概要 B. Overview B. 組織包帯シートアセンブリの使用 C. Use of tissue dressing sheet assembly C. 組織包帯シートアセンブリ(実施例3及び4)の製造 (III.親水性ポリマー構造の更なる適応及び構成) Preparation of tissue dressing sheet assembly (Examples 3 and 4) (III. Further adaptation and configuration of the hydrophilic polymer structure)
A. A. 抗微生物バリア(実施例5及び6) Antimicrobial barrier (Examples 5 and 6)
(IV.結論) (IV. Conclusion)
本明細書の開示内容は、当業者が本発明を実践できるように詳述されており、正確であるが、本明細書に開示する物理的な実施形態は、単に他の特定の構造において具現化される本発明を例示するにすぎない。 Disclosure herein, those skilled in the art are described in detail to the present invention can be practiced, but is accurate, the physical embodiment disclosed herein is merely embodied in other specific structure merely exemplify the invention which is of. 好ましい実施形態を記載しているものの、詳細は、請求項に定義される本発明を逸脱しない範囲で、変更される場合がある。 Although described preferred embodiments, details, without departing from the invention as defined in the claims, it may be changed.

(I.組織包帯パッドアセンブリ) (I. tissue dressing pad assembly)
(A.概要) (A. Overview)
図1には、抗微生物バリアパッドアセンブリ10を示す。 1 shows a antimicrobial barrier pad assembly 10. 抗微生物バリアパッドアセンブリ10は、使用時において血液若しくは体液又は水分の存在下において組織に接着することができる。 Antimicrobial barrier pad assembly 10 may be adhered to the tissue in the presence of blood or body fluids or water during use. 抗微生物バリアパッドアセンブリ10は、出血、体液浸出若しくは漏出、又はその他の形態の体液の喪失に対して、組織傷害、組織外傷又は組織接触(例えばカテーテル又は栄養管)の部位の止血、密封及び/又は安定化のために使用できる。 The antimicrobial barrier pad assembly 10, bleeding, fluid leaching or leaking, or for the loss of other forms of body fluids, tissue injury, hemostasis site tissue trauma or tissue contact (e.g. a catheter or feeding tube), sealing and / It can be used for or stabilization. 処置する組織の部位には、例えば動脈及び/又は静脈の出血、又は裂傷、又は流入/刺入創、又は組織穿孔、又はカテーテル挿入部位、又は熱傷、又は縫合が含まれてもよい。 The site of the tissue to treat, for example, arterial and / or venous bleeding, or lacerations, or inflow / barbs IriSo or tissue perforation, or catheter insertion site, or burn, or may include suturing. 抗微生物バリアパッドアセンブリ10は又、望ましくは抗細菌及び/又は抗微生物及び/又は抗ウイルスの保護バリアを、組織処置部位及びその周囲に形成してもよい。 Antimicrobial barrier pad assembly 10 also desirably a protective barrier antibacterial and / or antimicrobial and / or antiviral, may be formed in the tissue treatment site and around.

図1は、抗微生物バリアパッドアセンブリ10の使用前の状態を示す。 Figure 1 shows a state before use of the antimicrobial barrier pad assembly 10. 図2に最もよく示されている通り、抗微生物バリアパッドアセンブリ10は、組織包帯母材12及び組織包帯母材12の一方の面に積層する裏打材14を含む。 Best As shown, the antimicrobial barrier pad assembly 10 in FIG. 2, includes a backing 14 to be laminated on one surface of the tissue dressing matrix 12 and tissue dressing matrix 12. 望ましくは、組織包帯母材12及び裏打材14は、異なる色、構造を有するか、又はその他の点において視覚的及び/又は触覚的に区別されることにより、介護者による識別を容易にする。 Desirably, the tissue dressing matrix 12 and backing 14, a different color, or have a structure, or by being visually and / or tactilely distinguishable in other respects, to facilitate identification by a caregiver.

抗微生物バリアパッドアセンブリ10の大きさ、形状及び構成は、所期の用途により異なってもよい。 The size of the antimicrobial barrier pad assembly 10, the shape and configuration may vary by intended use. パッドアセンブリ10は、直線的、伸長化、円形、丸型、楕円、又はそれらの複合物又は組み合わせであってもよい。 Pad assembly 10 linearly, lengthening, circular, round, oval, or may be a composite or combination thereof. 望ましくは、後述する通り、パッドアセンブリ10の形状、大きさ及び構成は、使用時又は使用前に切断、屈曲又は成型することにより形成してもよい。 Preferably, as described later, the shape of the pad assembly 10, the size and configuration, cut prior to use or when used, may be formed by bending or molding. 図1には、外出血又は体液の喪失の応急的制御のために極めて有用な抗微生物バリアパッドアセンブリ10の代表的な構成を示す。 1 shows a typical configuration of a very useful antimicrobial barrier pad assembly 10 for emergency control of loss of external bleeding or fluid. 例として、その大きさは10cm×10cm×0.55cmである。 As an example, the size is 10cm × 10cm × 0.55cm.

(1.組織包帯母材) (1. organization dressing base material)
組織包帯母材12は、好ましくは低弾性の親水性ポリマー母材、即ち、後述する通り、後の稠密化プロセスにより稠密化されている、本来は「圧縮されていない」組織包帯母材12から形成される。 Tissue dressing matrix 12, preferably of low modulus hydrophilic polymer matrix, i.e., are densified by later-described as, after the densification process, originally "uncompressed" from the tissue dressing matrix 12 It is formed. 組織包帯母材12は、好ましくは血液、体液又は水分の存在下で反応して強力な接着剤又は糊材となるような生体適合性物質を含む。 Tissue dressing matrix 12 preferably comprises blood, a biocompatible material such as to react in the presence of bodily fluids or water a powerful adhesive or Norizai. 望ましくは、組織包帯母材は又、その他の利益となる属性、例えば抗細菌及び/又は抗微生物抗ウイルス特性、及び/又は傷害に対する身体の防御反応を加速するかその他の態様で増強する特性を有する。 Desirably, the tissue dressing matrix also attribute to be other benefits, such as anti-bacterial and / or anti-microbial antiviral properties, and / or the property of enhancing other aspects or accelerating the body's defense reaction to injury a.

組織包帯母材12は、親水性ポリマーの形態、例えばポリアクリレート、アルギネート、キトサン、親水性ポリアミン、キトサン誘導体、ポリリジン、ポリエチレンイミン、キサンタン、カラギーナン、第4アンモニウムポリマー、硫酸コンドロイチン、澱粉、変性セルロースポリマー、デキストラン、ヒアルロナン、又はこれらの組み合わせを含む場合がある。 Tissue dressing matrix 12 in the form of hydrophilic polymers, such as polyacrylates, alginates, chitosan, hydrophilic polyamine, a chitosan derivative, polylysine, polyethylene imine, xanthan, carrageenan, quaternary ammonium polymer, chondroitin sulfate, starch, modified cellulose polymer and it may include dextran, hyaluronan or combinations thereof. 澱粉は、アミラーゼ、アミロペクチン、及びアミロペクチンとアミラーゼの組み合わせのものとなる場合がある。 Starch, amylase, amylopectin, and sometimes becomes a combination of amylopectin and amylase.

好ましい実施形態において、母材12の生体適合性ポリマーは、非哺乳類材料を含み、これは最も好ましくはポリ[β−(1→4)−2−アミノ−2−デオキシ−D−グルコピラノースであり、より一般的にはキトサンと呼ばれる。 In a preferred embodiment, the biocompatible polymer matrix 12 includes a non-mammalian material, which is most preferably be poly [β- (1 → 4) -2- amino-2-deoxy -D- glucopyranose , it is more commonly referred to as chitosan. 母材12のために選択されるキトサンは、好ましくは少なくとも約100kDa、より好ましくは少なくとも約150kDaの重量平均分子量を有する。 Chitosan selected for matrix 12 preferably has a weight average molecular weight of at least about 100 kDa, more preferably at least about 150 kDa. 最も好ましくは、キトサンは少なくとも約300kDaの重量平均分子量を有する。 Most preferably, the chitosan has a weight average molecular weight of at least about 300 kDa.

母材12を形成するに当たり、キトサンは、望ましくは酸、例えばグルタミン酸、乳酸、ギ酸、塩酸及び/又は酢酸と共に溶液中に入れられる。 In forming preform 12, chitosan, desirably acids, such as glutamic acid, lactic acid, formic acid, placed in solution with hydrochloric acid and / or acetic acid. これらの中でも塩酸及び酢酸が最も好ましいが、その理由は、キトサン酢酸塩及びキトサン塩化物が血液への溶解に対して耐性を備えているのに対して、キトサン乳酸塩及びキトサングルタミン酸塩は備えてないためである。 Is most preferred that hydrochloric acid and acetic acid, among them, because, whereas chitosan acetate and chitosan chloride and a resistance to dissolution in the blood, chitosan lactate and chitosan glutamate salt comprises because no is. より大きな分子量(Mw)のアニオンは、キトサン塩の擬似結晶構造を破壊して、構造に可塑化作用(柔軟性の向上)をもたらす。 More anions large molecular weight (Mw) to destroy the pseudo crystalline structure of the chitosan salt, resulting in a plasticizing effect (increased flexibility) to the structure. 又残念なことに、これらのアニオンは、これらのより大きな分子量のアニオンの塩の急速な血液への溶解ももたらす。 Also Unfortunately, these anions leads also rapid dissolution of the blood anion salts of these higher molecular weight.

母材12の好ましい一形態は、キトサン酢酸溶液を凍結及び凍結乾燥することにより形成されている0.035g/cm 未満の密度の「非圧縮性」キトサン酢酸母材12を含み、次にこれは0.6〜0.25g/cm の密度、最も好ましくは約0.20g/cm の密度まで圧縮することにより稠密化される。 One preferred form of the matrix 12 includes a "non-compressible" chitosan acetate matrix 12 of a density of less than 0.035 g / cm 3 which is formed by freezing and freeze-drying the chitosan acetate solution, then this the density of 0.6~0.25g / cm 3, and most preferably is densified by compressing to a density of about 0.20 g / cm 3. このキトサン母材12は又、圧縮された親水性構造として特徴付けられる。 The chitosan matrix 12 is also characterized as a compressed hydrophilic structure. 稠密化キトサン母材12は、望ましいと思われる上記の特性の全てを示す。 Densified chitosan matrix 12 shows all of the above characteristics would be desirable. これは又、以下に詳述する通り、使用時の母材に頑健性及び持続性をもたらす特定の構造的及び機械的な利点を有している。 This also, as described in detail below, has a specific structural and mechanical advantage of providing robustness and durability to the base material during use.

キトサン母材12は、頑健性、透過性、高比表面積を備えた正帯電の表面を有する。 Chitosan matrix 12 has a robust, permeable, positively charged surface with a high specific surface area. 正帯電表面は、赤血球及び血小板の相互作用に対して高い反応性を有する表面をもたらす。 Positively charged surface results in a surface having a high reactivity with respect to the interaction of red blood cells and platelets. 赤血球膜は負に帯電しており、キトサン母材12に誘引される。 Erythrocyte membrane is negatively charged, they are attracted to the chitosan matrix 12. この細胞膜はキトサン母材12と接触すると、この母材と融合する。 This membrane is in contact with the chitosan matrix 12 is fused to the base material. これにより血塊が極めて急速に形成されるため、止血に通常必要とされている凝血タンパク質がすぐに必要とならなくなる。 For thereby clot is very rapidly formed, clotting protein that normally is required for hemostasis can not become immediately required. このため、キトサン母材12は、正常な個体及び抗凝固処置された個体の両者に対してだけでなく、更には血友病のような凝固障害を有する者に対しても有効である。 Therefore, the chitosan matrix 12, not only for both normal individuals and anticoagulant treated individual, furthermore also effective for those with a coagulation disorder such as hemophilia. キトサン母材12は又、細菌、内毒素及び微生物とも結合し、細菌、微生物及び/又はウイルス体を接触時に殺傷することできる。 Chitosan matrix 12 also bacteria also bind endotoxin and microorganisms can be kill on contact bacteria, microorganisms and / or viruses body.

キトサン母材12の構造、組成、製造及びその他の技術的特徴の詳細については後述する。 Structure of the chitosan matrix 12, the composition will be described in detail later manufacturing and other technical features.

(2.裏打材) (2. backing)
組織包帯パッドアセンブリは、介護者の指及び手により操作できる大きさ及び構成を有している。 Tissue dressing pad assembly is sized and configured to be operated by the fingers and hands of the caregiver. 裏打材14は、流体反応性キトサン母材12から介護者の指及び手を隔離する(例えば図8を参照)。 Backing 14 isolates the fingers and hands of the caregiver from the fluid reactive chitosan matrix 12 (see Figure 8 for example). 裏打材14は、介護者の指又は手に接着又は粘着することなく、組織部位におけるキトサン母材12の取扱い、操作及び適用を可能とする。 Backing 14 without adhesive or sticking to the finger or hand of the caregiver, the handling of the chitosan matrix 12 at the tissue site, to allow operation and application. 裏打材14は、合成及び天然のポリマーの低弾性のメッシュ及び/又はフィルム及び/又は織布を含んでもよい。 Backing 14 may comprise a low elastic mesh and / or film and / or woven fabric of synthetic and natural polymers. 応急的に外傷に適用する好ましい実施形態において、裏打材14は、流体非透過性のポリマー材料、例えばポリエチレン(3M 1774Tポリエチレンフォーム医療用テープ、厚さ0.056cm)を含むが、その他の相当する材料を使用してもよい。 In the preferred embodiment applied to emergency to trauma, backing member 14, a fluid impermeable polymeric material, such as polyethylene (3M 1774T polyethylene foam medical tape, thickness 0.056 cm) including, other equivalent of material may be used.

応急的に創傷に適用する裏打材に好適なその他のポリマーには、セルロースポリマー、ポリエチレン、ポリプロピレン、メタロセンポリマー、ポリウレタン、ポリ塩化ビニルポリマー、ポリエステル、ポリアミド又はこれらの組み合わせが含まれるが、これらに限定されない。 The emergency to suitable other polymer backing material applied to a wound, a cellulose polymer, polyethylene, polypropylene, metallocene polymers, polyurethanes, polyvinyl chloride polymers, polyesters, including but polyamide, or combinations thereof, limited to not.

内部創傷への適用の場合は、再吸収性の裏打材を親水性スポンジ包帯形態で使用される場合がある。 For application to internal wounds, it may be using a resorbable backing hydrophilic sponge bandage form. 好ましくは、このような包帯形態は、生体分解性を有する生体適合性の裏打材を使用する。 Preferably, such dressings embodiment uses a biocompatible backing material having a biodegradable. 生体分解性の合成材料には、ポリ(グリコール酸)、ポリ(乳酸)、ポリ(ε−カプロラクトン)、ポリ(β−ヒドロキシ酪酸)、ポリ(β−ヒドロキシ吉草酸)、ポリジオキサノン、ポリ(エチレンオキシド)、ポリ(リンゴ酸)、ポリ(タルトロン酸)、ポリホスファゼン、ポリエチレンコポリマー、ポリプロピレンコポリマー、及び上述のポリマーの合成に使用される単量体のコポリマー、又はそれらの組み合わせが含まれるが、これらに限定されない。 The biodegradable synthetic material, poly (glycolic acid), poly (lactic acid), poly (.epsilon.-caprolactone), poly (beta-hydroxybutyrate), poly (beta-hydroxy valeric acid), polydioxanone, poly (ethylene oxide) , poly (malic acid), poly (tartronic acid), polyphosphazene, polyethylene copolymers, polypropylene copolymers, and copolymers of the monomers used in the synthesis of the above polymers, or combinations thereof, limited to not. 天然の生体分解性ポリマーには、キチン、アルギン、澱粉、デキストラン、コラーゲン及び卵白が含まれるが、これらに限定されない。 The natural biodegradable polymers, chitin, algin, starch, dextran, including but collagen and albumen, without limitation.

(3.パウチ) (3 pouches)
図3に示す通り、キトサン母材12は、望ましくは気密性のヒートシールされたホイル内張のパウチ16内に低水分含有量、好ましくは5%以下において、使用前に真空パッケージ化される。 As the chitosan matrix 12 shown in FIG. 3, preferably low moisture content in the air-tightness of the heat-sealed foil-lined pouches 16, preferably at most 5%, it is vacuum packaged prior to use. 抗微生物バリアパッドアセンブリ10はその後、ガンマ線照射を使用することによりパウチ内で最終滅菌される。 Thereafter antimicrobial barrier pad assembly 10 is finally sterilized in a pouch by using a gamma irradiation.

パウチ16は、使用時に介護者によって剥離開封されるように構成されている(図4及び5を参照)。 The pouch 16 is configured to be peeled open by a caregiver at the time of use (see Figure 4 and 5). パウチ16は、一端に抗微生物バリアパッドアセンブリ10を取り出す剥がし口がある。 The pouch 16 may mouth peeled retrieve the antimicrobial barrier pad assembly 10 at one end. パウチ16の反対側の端部をつかんで引き離すと、抗微生物バリアパッドアセンブリ10が露出して使用できるようになる。 When pulled apart by grasping the opposite end of the pouch 16, the antimicrobial barrier pad assembly 10 is to be used to expose.

(B.抗微生物バリアパッドアセンブリの使用) (B. use of the antimicrobial barrier pad assembly)
パウチ16から取り出したら(図6を参照)、抗微生物バリアパッドアセンブリ10は、すぐに標的組織部位へ接着できる状態となる。 Once removed from the pouch 16 (see FIG. 6), the antimicrobial barrier pad assembly 10, and ready for bonding immediately to the target tissue site. 接着を促進する予備適用操作を行う必要はない。 Adhesive is not necessary to perform a preliminary application operation to promote. 例えば、使用のために保護材を剥がして接着面を露出する必要はない。 For example, it is not necessary to expose the adhesive surface by peeling off the protective material for use. 接着面はin situで形成されるが、その理由は、キトサン母材12自体が血液、流体又は水分と接触すると、強力な接着特性を発揮するためである。 Although the adhesive surface is formed by in situ, because, when the chitosan matrix 12 itself contacts the blood, the fluid or water, in order to exert a strong adhesive properties.

望ましくは、抗微生物バリアパッドアセンブリ10は、パウチ16の開封から1時間以内に傷害部位に適用する。 Desirably, the antimicrobial barrier pad assembly 10 is applied to the injury site from the opening of the pouch 16 within 1 hour. 図7に示す通り、抗微生物バリアパッドアセンブリ10は、部位の形状及び形態に合わせてその場で予め成形し適合させてもよい。 As shown in FIG. 7, the antimicrobial barrier pad assembly 10 may be preformed to fit in situ to fit the site of shapes and forms. 図11及び12に示す通り、抗微生物バリアパッドアセンブリ10は、他の構成、例えばカップ形状に意図的に成型することにより、処置部位の特定の形状及び形態に最適に合致させることができる。 As shown in FIGS. 11 and 12, the antimicrobial barrier pad assembly 10, other configurations, by deliberately molding for example a cup shape, it is possible to optimally conform to the particular shape and form of the treatment site. 処置部位への適用前に抗微生物バリアパッドアセンブリ10を成形する又は他の態様により操作する間、介護者は手又は指の水分がキトサン母材12に接触しないようにしなければならない。 During the operation by aspects to, or other molded antimicrobial barrier pad assembly 10 prior to application to the treatment site, the caregiver must ensure moisture hand or finger is not in contact with the chitosan matrix 12. これによりキトサン母材12が粘着性になり、取り扱いづらくなる。 This chitosan base material 12 becomes sticky, it becomes difficult to handle. これが裏打材14の主要な目的であるが、裏打材14は又、母材に追加の機械的支持及び強度を与える。 This is the primary objective of the backing 14, the backing 14 also provides mechanical support and strength added to the base material.

望ましくは、図8に示す通り、一定の圧力を少なくとも2分間加えることにより、キトサン母材12の本来の接着活性を生じさせることができる。 Desirably, as shown in FIG. 8, by applying a constant pressure of at least 2 minutes can produce a natural adhesive activity of the chitosan matrix 12. キトサン母材12の接着強度は、印加する圧力の持続時間と共に増大し、これは最大約5分間とする。 The adhesive strength of the chitosan matrix 12 increases with the duration of the applied pressure, which is the inter up to about 5 minutes. この時間にわたり抗微生物バリアパッドアセンブリ10に均等な圧力を加えることで、より均一な接着及び創傷治癒がもたらされる。 By adding a uniform pressure to the antimicrobial barrier pad assembly 10 over this time, a more uniform adhesion and wound healing results. Kerlixロール18(図9Aを参照)を使用して圧力を加えることが非常に効果的であることがわかっている。 Kerlix roll 18 applying pressure using (see Figure 9A) has been found to be very effective.

特有の機械的及び接着特性を有するため、複数の包帯パッドアセンブリを必要に応じて重ねて、創傷又は組織の部位を埋めることができる。 Because it has a unique mechanical and adhesive properties, overlapping if necessary multiple dressing pad assembly can be filled with a wound or site of tissue. その場合、1つのパッドアセンブリ10のキトサン母材12が、隣接する包帯パッドアセンブリ10の裏打材14に接着することになる。 In that case, the chitosan matrix 12 of one pad assembly 10 will be bonded to the backing 14 of the dressing pad assembly 10 adjacent.

包帯パッドアセンブリ10は又、創傷組織部位の大きさに合わせてその場で引き裂くか切り取ってもよい(図10を参照)。 Dressing pad assembly 10 also may be cut or torn on the spot in accordance with the size of the wound tissue site (see Figure 10). 良好な組織接着及び密封を行うには、創傷又は組織の部位よりも包帯パッドアセンブリ10の周囲を少なくとも半インチ大きくすることが望ましい。 To make good tissue adhesion and sealing, it is desirable to increase at least one-half inch around the dressing pad assembly 10 than the site of the wound or tissue. そして、より小さなパッチ片の包帯アセンブリをその場で切り取り(図11を参照)、先に適用したパッドアセンブリの周囲に埋め込み、接着させることにより、処置部位の形状及び形態に最適に適合させることができる。 Then, it cuts more bandages assembly of small patch piece in situ (see Figure 11), embedded in the periphery of the pad assembly applied earlier, by adhering, be optimally adapted to the shape and form of the treatment site it can.

組織パッド包帯アセンブリが傷害部位に付着しない場合は、これを外して廃棄し、別の新しい包帯パッドアセンブリ10を適用する。 If tissue pad dressing assembly does not adhere to the injury site, Remove and discard this applies another new dressing pad assembly 10. 深い組織面を有する、重度の組織破壊が見られる創傷、又は貫通している創傷においては、裏打材14を剥がしてキトサン母材12を創傷に埋め込み、第2の包帯で創傷を被うことが、極めて効果的であることがわかっている。 With deep tissue surface wounds severe tissue destruction is seen, or in the through to have a wound, embed a chitosan matrix 12 to the wound by peeling the backing 14, you can cover the wound with a second dressing , it has been found to be extremely effective.

2〜5分間圧力をかけた後、及び/又は創傷又は組織部位が良好に包帯で接着され、被覆されたことで出血を制御できたら、包帯を固定するため、及び創傷に対して清浄なバリアをもたらすために、第2の従来の包帯(例えばガーゼ)を適用することが望ましい。 After applying a 2-5 minute pressure, and / or wound or tissue site is bonded with good dressing, When you control the bleeding by coated, for securing the bandage, and clean to the wound barrier to bring, it is desirable to apply a second conventional dressing (e.g., gauze). 創傷が後に水中に浸水する場合は、防水被覆を適用することで包帯が過剰に水和しないようにすることが必要である。 If submerged in water after wound, it is necessary to avoid hydrated excessive water dressing by applying a waterproof coating.

望ましくは、FDA通過の応急処置包帯形態の場合、完全な外科的修復を得るには、適用から48時間以内に抗微生物バリアパッドアセンブリ10を除去する。 Desirably, when the first aid bandage form of FDA pass, to obtain a complete surgical repair, to remove the antimicrobial barrier pad assembly 10 from the application within 48 hours. 抗微生物バリアパッドアセンブリ10は創傷から剥がし取ることができ、一般的には単一の完全な包帯として創傷から分離する。 Antimicrobial barrier pad assembly 10 can be peeled off from the wound, it is generally separated from the wound as a single complete dressing. 場合によっては、残留するキトサンゲルが残存する場合があり、その場合は食塩水又は水を使用して、軽くこすり、ガーゼ包帯で除去することができる。 In some cases, there is a case where chitosan gel remaining remains, case using saline or water, lightly rubbed, can be removed with gauze bandage. キトサンは体内で生体分解性を有するため、分解されると無害のグルコサミンとなる。 Chitosan because of its biodegradable in the body, comes to be decomposed harmless glucosamine. 更に、応急処置包帯の場合は、完全な修復時に創傷からキトサンを全て除去することが望ましい。 Furthermore, in the case of first aid dressings, it is desirable to remove any chitosan from the wound during a complete restoration. 前述の通り、生体分解性の包帯は体内での使用のために形成されてもよい。 As described above, biodegradable dressings may be formed for use in the body.

(実施例1) (Example 1)
(使用活動報告) (Use Activity Report)
アフガニスタン及びイラクにおける自由化作戦においてその期間中の衛生兵により作成された活動報告では、包帯パッドアセンブリが有害作用を伴うことなく良好な臨床的有用性を有することが明らかにされている。 In been Activities created by medic during that period in the liberalized operations in Afghanistan and Iraq, have been shown to have good clinical utility without dressing pad assembly is associated with adverse effects. テキサス州フォートサムヒューストンの米国陸軍外科研究所は、重度の致命的出血を有する外傷モデルで包帯パッドアセンブリ10の評価を行い、この包帯を標準的な4×4インチの木綿ガーゼ包帯と比較した。 US Army Surgical Laboratory Fort Sam Houston, evaluates the dressing pad assembly 10 trauma model with fatal bleeding severe and compared this bandage to the standard 4 × 4 inch cotton gauze bandage. その結果、抗微生物バリアパッドアセンブリ10は、血液の喪失を有意に低減し、蘇生に使用する体液の必要性を低減した。 As a result, the antimicrobial barrier pad assembly 10, significantly reduced blood loss, and reduces the need for the body fluid to be used for resuscitation. 1時間における生存率は、綿花ガーゼ適用の生存群よりも抗微生物バリアパッドアセンブリ10の適用群において増大した。 Survival in 1 hour was increased than survival group cotton gauze applied in the application group of the antimicrobial barrier pad assembly 10. 衛生兵は、銃弾創傷、榴散弾、地雷及びその他の傷害を良好に治療できたが、従来の創傷包帯では不可能であった。 Medic, bullet wounds, shrapnel, were able to successfully treated the mines and other injuries, was not possible with conventional wound dressings.

(C.組織包帯パッドアセンブリの製造) (Production of C. tissue dressing pad assembly)
抗微生物バリアパッドアセンブリ10の作成のための望ましい方法を以下に記載する。 The preferred method for the generation of antimicrobial barrier pad assembly 10 are described below. この方法は図16に模式的に示す。 This method is schematically shown in FIG. 16. 当然ながら他の方法も使用できる。 Of course other methods can also be used.

(1.キトサン溶液の調製) (Preparation 1. chitosan solution)
キトサン溶液を製造するために使用するキトサンは、好ましくは0.78超0.97未満の脱アセチル化分数度を有する。 Chitosan used to produce the chitosan solution preferably has a deacetylation fraction of less than 0.78 Ultra 0.97. 最も好ましくは、キトサンは0.85超0.95未満の脱アセチル化分数度を有する。 Most preferably, the chitosan has a deacetylation fraction of less than 0.85 Ultra 0.95. 好ましくは、母材に加工するために選択するキトサンは、30rpmでスピンドルLVIを使用した場合に、1%(w/w)酢酸(AA)の1%(w/w)溶液中25℃において約100センチポイズ〜約2000センチポイズの粘度を有する。 Preferably, the chitosan selected for processing into the base material, when using spindle LVI at 30 rpm, about in 1% (w / w) 1% acetic acid (AA) (w / w) solution of 25 ° C. having a viscosity of 100 centipoise to about 2000 centipoise. より好ましくは、キトサンは、30rpmでスピンドルLVIを使用した場合に、1%(w/w)酢酸(AA)の1%(w/w)溶液中25℃において約125センチポイズ〜約1000センチポイズの粘度を有する。 More preferably, chitosan, when using spindle LVI at 30rpm, 1% (w / w) 1% (w / w) viscosity of about 125 centipoise to about 1000 centipoise at 25 ° C. in a solution of acetic acid (AA) having. 最も好ましくは、キトサンは、30rpmでスピンドルLVIを使用した場合に、1%(w/w)酢酸(AA)の1%(w/w)溶液中25℃において約400センチポイズ〜約800センチポイズの粘度を有する。 Most preferably, chitosan, when using spindle LVI at 30rpm, 1% (w / w) 1% (w / w) viscosity of about 400 centipoise to about 800 centipoise at 25 ° C. in a solution of acetic acid (AA) having.

キトサン溶液は、好ましくは固体のキトサンのフレーク又は粉末に水を添加することにより25℃で製造し、固体は混合、攪拌又は振とうにより液体中で分散させる。 Chitosan solution is preferably prepared at 25 ° C. by adding water to flakes or powder solid chitosan, solid mixing, is dispersed in a liquid by shaking stirring or shaking. キトサンを液体中で分散させる際には、酸成分を添加して分散体全体に渡って混合することによりキトサン固体の溶解を誘発する。 In dispersing chitosan in a liquid induces the dissolution of chitosan solid by mixing throughout the dispersion by adding an acid component. 溶解速度は、溶液の温度、キトサンの分子量及び混合の程度により異なる。 Dissolution rate, different temperatures of the solution, the degree of molecular weight and mixing of chitosan. 好ましくは、溶解手順は、混合ブレード付の閉鎖タンク反応器又は閉鎖回転容器内で行う。 Preferably, the dissolution procedure is carried out in a closed dated mixing blade tank reactor or closed rotating container. これによりキトサンの均質な溶解が確保され、高粘度の残留物が容器側面に捕獲される機会がなくなる。 Thus homogeneous dissolution of chitosan is ensured, there is no chance of residues of high viscosity is trapped in the container side. 好ましくは、キトサン溶液のパーセント(w/w)は0.5%キトサン超2.7%キトサン未満である。 Preferably, the percent of chitosan solution (w / w) is less than 0.5% chitosan ultra 2.7% chitosan. より好ましくは、キトサン溶液のパーセント(w/w)は1%キトサン超2.3%キトサン未満である。 More preferably, the percent of chitosan solution (w / w) is less than 1% chitosan ultra 2.3% chitosan. 最も好ましくは、キトサン溶液のパーセントは1.5%キトサン超2.1%キトサン未満である。 Most preferably, the percent of the chitosan solution is less than 1.5% chitosan ultra 2.1% chitosan. 好ましくは、使用する酸は酢酸である。 Preferably, the acid used is acetic acid. 好ましくは、酢酸は0.8%超4%未満の酢酸溶液パーセント(w/w)となるように溶液に添加する。 Preferably, acetic acid is added to the solution such that the acetic acid solution percentage less than 0.8 percent 4% (w / w). より好ましくは、酢酸は1.5%超2.5%未満の酢酸溶液パーセント(w/w)となるように溶液に添加する。 More preferably, acetic acid is added to the solution such that the acetic acid solution percentage less than 1.5 percent 2.5% (w / w).

キトサン母材12の構造又は形態を製造する手順は、一般的に溶液から行い、そして、(相分離を生じるための)凍結、(フィラメントを製造するための)非溶媒ダイス押し出し、(フィラメントを製造するための)電気紡績、(透析及びフィルター膜を製造するために一般的に使用される)非溶媒の相反転及び沈殿、又は予備成型されたスポンジ様又は織布製品への溶液コーティングのような技法を使用して達成できる。 Procedure for manufacturing a structure or form of the chitosan matrix 12 is typically carried out from solution and, (phase separation to produce a) freezing, extruded non-solvent die (for the production of filaments), producing (filament to for) electrospinning, such as (a solution coating to dialysis and phase inversion and precipitation of commonly used) the non-solvent to produce a filter membrane, or pre-molded sponge-like or woven product It can be accomplished with the use of a technique. 凍結の場合は複数の異なる相が凍結により形成され(一般的に水は凍結して氷となり、キトサン生物材料は異なる固相に分化する)、凍結した溶媒(一般的に氷)を除去するために別の手順が必要となり、従って、凍結構造を撹乱することなくキトサン母材12を製造できる。 For freeze plurality of different phases are formed by freezing (typically water becomes ice frozen chitosan biomaterial differentiate into different solid phases), to remove the frozen solvent (typically ice) another procedure is required to, therefore, possible to produce a chitosan matrix 12 without disturbing the frozen structure. これは凍結乾燥及び/又は凍結置換手順により達成される場合がある。 This may be accomplished by freeze-drying and / or freeze substitution step. フィラメントは非織布紡績プロセスにより非織布のスポンジ様メッシュに形成することができる。 Filaments may be formed into sponge-like mesh non woven by the non woven spinning processes. 或いは、フィラメントは、従来の紡績及び織布過程によりフェルト織布に製造される場合がある。 Alternatively, the filaments may by conventional spinning and fabric processes are produced to the felt fabric. 生物材料スポンジ様製品の製造に使用される場合があるその他のプロセスには、固体キトサン母材12から追加の細孔原料を溶解させる手順、又は前記母材から材料を掘り抜く手順が含まれる。 Other processes that may be used in the preparation of biological material sponge-like product, the procedure of dissolving the additional pores feedstock from a solid chitosan matrix 12, or procedures include the dig material from the base material.

(2.水性キトサン溶液の脱気) (2. degassing of aqueous chitosan solution)
好ましくは(図14手順Bを参照)キトサン生物材料は一般的な大気ガスを脱気する。 Preferably degassed (see Figure 14 Procedure B) chitosan biomaterial general atmospheric gases. 一般的に、脱気はキトサン生物材料から十分な残留ガスを除去することであり、これにより、後の凍結操作を行う際にガスが散逸して、望ましくない大型の空隙又は大型の捕獲気泡が主題の創傷包帯製品中に形成されないようにする。 Typically, degassing is to remove enough residual gas from the chitosan biomaterial, thereby, after freezing operation gas is dissipated in performing the large voids or large trapped gas bubbles undesirable to not be formed in the subject wound dressing product. 脱気手順は、一般的に溶液の形態でキトサン生物材料を加熱した後、これに真空を印加することにより行われる場合がある。 Degassing procedure is generally after heating the chitosan biomaterial in the form of a solution, in some cases this is done by applying a vacuum to the. 例えば、脱気は、溶液を攪拌しながら、キトサン溶液を約45℃に加熱し、その直後に約500mTorrの真空を約5分間印加することにより行ってもよい。 For example, degassing, while stirring the solution, the chitosan solution was heated to about 45 ° C., it may be carried out by the application of a vacuum of about 500mTorr about 5 minutes immediately.

一実施形態において、特定のガスを溶液に戻すことにより初期脱気後の分圧を制御することができる。 In one embodiment, it is possible to control the partial pressure after the initial degassing by returning the specific gas into the solution. このようなガスには、アルゴン、窒素及びヘリウムが含まれるが、これらに限定されないと思われる。 Such gas, argon, but are nitrogen and helium, would not be limited to these. この手順の利点は、これらのガスの分圧を含有する溶液が凍結により微小空隙を形成する点である。 The advantage of this procedure, the solution containing the partial pressure of these gases is that forming the microvoids by freezing. その後、微小空隙は、氷前線の前進に従い、スポンジを通過して移動する。 Thereafter, the micro voids, in accordance with advancement of the ice front moves through the sponge. これにより、良好な境界線を有する制御されたチャンネルが残り、これがスポンジ細孔の相互接続性を良好にする。 Thus, the controlled channels with good boundary remains, it is good interconnectivity sponge pores.

(3.水性キトサン溶液の凍結) (3. aqueous chitosan solution frozen)
次に(図14手順Cを参照)、一般的にこの時点では上記の通り酸性溶液中にあり脱気されているキトサン生物材料を凍結手順に付す。 Next (see Figure 14 Procedure C), generally at this time given the chitosan biomaterial, which is degassed there as an acidic solution of the freezing procedure. 凍結は、好ましくは金型内に支持されたキトサン生物材料溶液を冷却し、室温から凍結点未満の最終温度まで溶液の温度を低下させることにより行われる。 Freezing, preferably chitosan biomaterial solution supported in the mold cooling is performed by lowering the temperature of the solution to a final temperature below the freezing point from room. より好ましくは、この凍結手順は、プレート凍結器上で実施することにより、プレートの冷却面を介した熱の損失により金型内のキトサン溶液を通過して熱勾配を導入する。 More preferably, the freezing procedure, by performing on a plate freezer, through the chitosan solution in the mold for introducing a thermal gradient due to the loss of heat through the cooling surface of the plate. 好ましくは、このプレート冷却面は、金型と良好な熱的接触状態にある。 Preferably, the plate cooling surface is in good thermal contact with the mold. 好ましくは、キトサン溶液及び金型の温度は、プレート凍結器表面に接触する前にほぼ室温であるのがよい。 Preferably, the temperature of the chitosan solution and mold may be between about room temperature before contacting the plate freezer surface. 好ましくは、プレート凍結器表面の温度は、金型+溶液の導入前に−10℃以下であるがよい。 Preferably, the temperature of the plate freezer surface may although -10 ° C. or less before the introduction of the mold + solution. 好ましくは、金型+溶液の熱質量は、プレート凍結器シェルフ+伝熱流体の熱質量より小さい。 Preferably, the thermal mass of the mold + solution, thermal mass less than the plate freezer shelf + heat transfer fluid. 好ましくは、金型は、例えば金属部材、例えば鉄、ニッケル、銀、銅、アルミニウム、アルミニウム合金、チタン、チタン合金、バナジウム、モリブデン、金、ロジウム、パラジウム、白金及び/又はこれらの組み合わせから形成されるが、これらに限定されない。 Preferably, the mold is formed for example, metal members, such as iron, nickel, silver, copper, aluminum, aluminum alloys, titanium, titanium alloy, vanadium, molybdenum, gold, rhodium, palladium, platinum and / or combinations thereof that, but is not limited to these. 金型は又、キトサン溶液の酸成分とキトサン塩母材の反応が起こらないようにするために、薄膜の不活性の金属コーティング、例えばチタン、クロム、タングステン、バナジウム、ニッケル、モリブデン、金及び白金によりコーティングされる場合もある。 Mold also to ensure that the reaction of the acid component and chitosan salt matrix of chitosan solution does not occur, a thin film of inert metal coating, such as titanium, chromium, tungsten, vanadium, nickel, molybdenum, gold and platinum there is also a case to be coated by. 断熱性のコーティング又は部材を金属金型と共に使用することで、金型内の熱伝達を制御する場合がある。 The heat-insulating coating or member it is used with metal molds, there is a case of controlling the heat transfer within the mold. 好ましくは、金型表面は、凍結したキトサン溶液と結合しない。 Preferably, the mold surface does not bind with the frozen chitosan solution. 金型の内面は、好ましくはポリテトラフルオロエチレン(テフロン(登録商標))、フッ素化エチレンポリマー(FEP)又はその他のフッ素化ポリマー材料から形成した薄膜永久結合フッ素化離型コーティングによりコーティングされる。 The inner surface of the mold is coated preferably polytetrafluoroethylene (Teflon), a fluorinated ethylene polymer (FEP) or other fluorinated thin film permanent bond fluorinated release coating formed from a polymeric material. コーティングされた金属金型が好ましいが、薄壁プラスチック金型が溶液を支持するための好都合な代替品となりえる。 Although coated metal mold is preferred, it can be a convenient alternative to thin-walled plastic molds to support the solution. このようなプラスチック金型には、例えばポリ塩化ビニル、ポリスチレン、アクリロニトリル−ブタジエン−スチレン共ポリマー、ポリエステル、ポリアミド、ポリウレタン及びポリオレフィンから射出成型、マシニング又は熱成形により形成された金型が含まれるが、これらに限定されないと思われる。 Such plastic mold, such as polyvinyl chloride, polystyrene, acrylonitrile - butadiene - styrene copolymer polymer, polyester, polyamide, injection molded from polyurethane and polyolefin, including but mold formed by machining or thermoforming, It would not be limited to these. 断熱性部材の局所的設置と組み合わせた金属金型の利点は、これらにより凍結スポンジ内部の熱流及び構造の制御が向上するという点である。 An advantage of the metal mold combined with local installation of the heat insulating member is that control of the heat flow and structure of the internal freezing sponge These are improved. 熱流制御におけるこの進歩は、金型内の熱伝導性及び断熱性部材の設置時に生じる熱伝導性の大きな差に起因する。 The advances in heat flow control is due to the large difference in thermal conductivity that occurs when installing the thermal conductivity and the heat insulating member in the mold.

キトサン溶液をこのような方法で凍結することにより、創傷包帯製品の好ましい構造が製造可能となる。 By freezing the chitosan solution in this way, the preferred structure of the wound dressing product is manufacturable.

以下に示す通り、プレート凍結温度は最終キトサン母材12の構造及び機械的特性に影響する。 As shown below, the plate freezing temperature affects the structure and mechanical properties of the final chitosan matrix 12. プレート凍結温度は、好ましくは約−10℃以下、より好ましくは約−20℃以下、最も好ましくは約−30℃以下であるのがよい。 Plate freezing temperature, preferably about -10 ° C. or less, more preferably about -20 ° C. or less, it is preferable and most preferably not more than about -30 ° C.. −10℃で凍結する場合、非圧縮性キトサン母材12の構造は極めて開放的であり、開放スポンジ構造全体に渡り垂直となる。 If frozen at -10 ° C., the structure of the uncompressed chitosan matrix 12 is very open, the vertical throughout the open sponge structure. −25℃で凍結すると、非圧縮性キトサン母材12の構造はより閉鎖的になるが、なお垂直のままである。 Freezing at -25 ° C., the structure of the uncompressed chitosan matrix 12 becomes more closed, still it remains vertical. −40℃で凍結すると、非圧縮性キトサン母材12の構造は閉鎖され、垂直ではなくなる。 Freezing at -40 ° C., the structure of the uncompressed chitosan matrix 12 is closed, no longer vertical. 代わりに、キトサン母材12は、より多くの強化された相互メッシュ状態の構造を有する。 Alternatively, the chitosan matrix 12, with more enhanced structural cross mesh state. キトサン母材12の接着/粘着密封特性は、より低温の凍結温度を使用するほど向上することが判明している。 Adhesive / adhesive sealing properties of the chitosan matrix 12 has been found to be improved as more using a low temperature of freezing temperature. 約−40℃の凍結温度であれば、優れた接着/粘着特性を有するキトサン母材12の構造を形成することができる。 If a freezing temperature of about -40 ° C., can form the structure of the chitosan matrix 12 having excellent adhesion / adhesive properties.

凍結手順では、所定時間にわたり温度を低下させる場合がある。 The freezing procedure, which may reduce the temperature for a predetermined time. 例えば、キトサン生物材料溶液の凍結温度は、約90分〜約160分にわたり約−0.4℃/mm〜約−0.8℃/mmの一定の温度低下勾配でプレートを冷却することにより、室温から−45℃まで低下させる場合がある。 For example, the freezing temperature of the chitosan biomaterial solution, by cooling the plate at a constant temperature decrease gradient of about 90 minutes to about 160 minutes for about -0.4 ° C. / mm to about -0.8 ° C. / mm, it may be lowered to -45 ° C. from room temperature.

(4.キトサン/氷母材の凍結乾燥) (4. freeze-drying of chitosan / ice base material)
凍結キトサン/氷母材は、凍結物質の間隙内から水分を除去することが望ましい(図14手順Dを参照)。 Freeze Chitosan / Korihahazai, it is desirable to remove water from the gap frozen material (see Figure 14 Step D). この水分除去手順は、凍結キトサン生物材料の構造的完全性を損なうことなく達成される。 The water removal procedure is achieved without compromising the structural integrity of the frozen chitosan biomaterial. これは最終的なキトサン母材12の構造的配置を破壊する可能性がある液相の生成を伴うことなく達成される。 This is achieved without the generation of liquid phase that may disrupt the structural arrangement of the final chitosan matrix 12. 即ち、凍結キトサン生物材料中の氷は、中間的な液相を形成することなく、固体凍結相から気相に至る(昇華する)。 That is, the ice frozen chitosan biomaterial in, without forming an intermediate liquid phase, leading to a gas phase from a solid frozen phase (sublimes). 昇華した気体は、凍結キトサン生物材料よりも大幅に低い温度で真空濃縮チャンバー内にて氷として捕獲される。 Sublimated gas is trapped as ice in vacuo chamber at a significantly lower temperature than frozen chitosan biomaterial.

この水分除去手順を実施する好ましい態様は、凍結乾燥によるものである。 A preferred manner of carrying out the water removal procedure is by lyophilization. 凍結キトサン生物材料の凍結乾燥は、凍結キトサン生物材料を更に冷却することにより行うことができる。 Lyophilization of frozen chitosan biomaterial can be conducted by further cooling the frozen chitosan biomaterial. 一般的には、その後に真空が印加される。 In general, then vacuum is applied to. 次に、この真空を印加した凍結キトサン生物材料を徐々に加熱する場合がある。 Then, sometimes gradually heating the frozen chitosan biomaterial applying a vacuum.

より詳細には、凍結キトサン生物材料は、好ましくは少なくとも約1時間、より好ましくは少なくとも約2時間、最も好ましくは少なくとも約3時間にわたり、好ましくは約−15℃、より好ましくは約−25℃、最も好ましくは約−45℃にて、その後の凍結に付す場合がある。 More specifically, freeze chitosan biomaterial is preferably at least about 1 hour, more preferably at least about 2 hours, over most preferably at least about 3 hours, preferably about -15 ° C., more preferably about -25 ° C., and most preferably at about -45 ° C., there are cases subjected to subsequent freezing. この手順の後、約−45℃、より好ましくは約−60℃、最も好ましくは約−85℃未満の温度でコンデンサーの冷却を行う。 After this procedure, about -45 ° C., more preferably about -60 ° C., for cooling the condenser at most preferably at a temperature below about -85 ° C.. 次に、好ましくは最大約100mTorr、より好ましくは最大約150mTorr、最も好ましくは最大約200mTorrの量の真空を印加する。 Then, preferably at most about 100 mTorr, more preferably at most about 150 mTorr, and most preferably to apply a vacuum in the amount of up to about 200 mTorr. この真空を印加した凍結キトサン材料は、好ましくは少なくとも約1時間、より好ましくは少なくとも約5時間、最も好ましくは少なくとも約10時間にわたり、好ましくは約−25℃、より好ましくは約−15℃、最も好ましくは約−10℃にて加熱することができる。 Frozen chitosan material was applied vacuum is preferably at least about 1 hour, more preferably at least about 5 hours, over most preferably at least about 10 hours, preferably about -25 ° C., more preferably about -15 ° C., most preferably it may be heated at about -10 ° C..

更に凍結乾燥は、真空圧を約200mTorrに維持しながら、好ましくは少なくとも約36時間、より好ましくは少なくとも約42時間、最も好ましくは少なくとも約48時間にわたり、好ましくは約20℃、より好ましくは約15℃、最も好ましくは約10℃のシェルフ温度にて行われる。 Furthermore freeze drying, while maintaining the vacuum pressure of about 200 mTorr, preferably at least about 36 hours, at least about 42 hours and more preferably over most preferably at least about 48 hours, preferably about 20 ° C., and more preferably about 15 ° C., and most preferably carried out at a shelf temperature of about 10 ° C..

(5.キトサン母材の稠密化) (5. densification of chitosan base material)
稠密化前のキトサン母材(密度約0.03g/cm )は、「非圧縮性キトサン母材」と呼ばれる。 Densification before chitosan matrix (density of about 0.03 g / cm 3) is referred to as "incompressible chitosan matrix". この非圧縮性母材は血液中に急速に溶解し、不良な機械的特性を有していることから、止血には有効でない。 The incompressible matrix rapidly dissolve in blood, since it has poor mechanical properties, not effective in hemostasis. キトサン生物材料は必ず圧縮される(図16手順Eを参照)。 Chitosan biomaterial is always compressed (see Figure 16 Step E). 加熱プラテンによる親水性母材ポリマー表面に対する通常の圧縮負荷を使用することで、乾燥「非圧縮性」キトサン母材12を圧縮して母材の厚さを低減し、母体の密度を増大させることができる。 By using the normal compressive load to the hydrophilic matrix polymer surface due to heating platen, dried and compressed to "incompressible" chitosan matrix 12 to reduce the thickness of the base material, to increase the density of the matrix can. 場合により「稠密化」と略称される圧縮手順は、キトサン母材12の接着強度、粘着強度及び溶解耐性を顕著に増大させる。 If compression procedure, abbreviated as "densified" by the adhesive strength of the chitosan matrix 12, significantly increases the adhesion strength and dissolution resistance. 閾値密度(約0.1g/cm )を超えて圧縮され、且つ適切に凍結されたキトサン母材12は、37℃の流動血液中には容易に溶解しない。 It is compressed beyond a threshold density (about 0.1 g / cm 3), the chitosan matrix 12 which is and properly frozen, not readily soluble in 37 ° C. in flowing blood.

圧縮温度は、好ましくは約60℃以上であるのがよく、より好ましくは約75℃以上、約85℃以下であるのがよい。 Compression temperature is preferably well that is about 60 ° C. or higher, more preferably about 75 ° C. or more, it is equal to or less than about 85 ° C..

稠密化の後、母材12の基部(「活性」)表面(即ち組織に曝露されている表面)において、母材12の密度は、母材12の上部表面(裏打材14が適用されている面)と異なっていてもよい。 After densification, at the base of the preform 12 ( "active") surface (i.e. a surface that is exposed to tissue), the density of the matrix 12, the upper surface (the backing 14 of the base material 12 is applied it may be different from the surface). 例えば、活性表面で測定した平均密度が0.2g/cm の最も好ましい密度値又はほぼ最も好ましい密度値である一般的な母材12において、上部表面で測定した平均密度は、顕著に低値、例えば0.05g/cm となる。 For example, in a typical matrix 12 average density measured at the active surface is the most preferred density values or nearly most preferred density value of 0.2 g / cm 3, an average density measured at the top surface is significantly low values , for example, a 0.05 g / cm 3. 稠密化母材12に関する本明細書に記載した所望の密度範囲は、血液、流体又は水分への曝露が最初に起こる母材12の活性側近傍に存在することを意図している。 Desired density ranges set forth herein relates to densified matrix 12, blood is intended to exposure to fluid or moisture is present in the active side near the first occurs matrix 12.

稠密化されたキトサン生物材料は次に、好ましくは約75℃の温度まで、より好ましくは約80℃の温度まで、最も好ましくは約85℃の温度まで、キトサン母材12をオーブンで加熱することにより予備コンディショニングする。 Densified chitosan biomaterial is then preferably to a temperature of about 75 ° C., more preferably up to a temperature of about 80 ° C., and most preferably to a temperature of about 85 ° C., heating the chitosan matrix 12 in an oven pre-conditioned by. 予備コンディショニングは、一般的に約0.25時間まで、好ましくは約0.35時間まで、より好ましくは約0.45時間まで、最も好ましくは約0.50時間まで行われる。 Preconditioning is generally up to about 0.25 hours, preferably up to about 0.35 hours, more preferably up to about 0.45 hours, and most preferably up to about 0.50 hours. この予備コンディショニング手順は、接着特性の20〜30%の損失における僅少な犠牲で溶解耐性の更に顕著な向上をもたらす。 The pre-conditioning procedure results in a more pronounced improvement in resistance to dissolution in a slight sacrifice in 20-30% loss of adhesive properties.

(6.稠密化されたキトサン母材への裏打材の固定) (6. Fixed backing material to densified chitosan matrix)
裏打材14は抗微生物バリアパッドアセンブリ10を形成するためにキトサン母材12に固定する(図14手順Gを参照)。 Backing 14 is fixed to the chitosan matrix 12 to form the antimicrobial barrier pad assembly 10 (see FIG. 14 procedure G). 裏打材14は、キトサン母材12の上層と直接接着することにより、連結又は結着することができる。 Backing 14 by bonding directly with the upper layer of the chitosan matrix 12 can be coupled or bound. 或いは、3M9942アクリレート皮膚接着剤又はフィブリン糊又はシアノアクリレート糊のような接着剤を使用することもできる。 Alternatively, it is also possible to use an adhesive such as 3M9942 acrylate skin adhesive, or fibrin glue or cyanoacrylate glue.

(7.パウチ内への封入) (7. inclusion into the pouch)
抗微生物バリアパッドアセンブリ10はその後、望ましくはアルゴン又は窒素ガスの何れかのような不活性ガスでパージされ、真空印加され、ヒートシールされたパウチ16にパッケージ化することができる(図14手順Hを参照)。 Thereafter antimicrobial barrier pad assembly 10 is desirably purged with an inert gas such as either argon or nitrogen gas, a vacuum applied, can be packaged in a pouch 16 which is heat-sealed (Figure 14 Step H see). パウチ16は、長期間(少なくとも24ヶ月)にわたり内部の内容物の滅菌性を維持し、同じ期間にわたり水分及び大気ガスの浸潤に対して極めて高度なバリアをもたらす。 The pouch 16, a long period of time to maintain the sterility of the interior of the contents over (at least 24 months), results in a very high barrier to infiltration of moisture and atmospheric gases over the same period.

(8.滅菌) (8. sterile)
パウチ封入後、処理した抗微生物バリアパッドアセンブリ10は、望ましくは滅菌手順に付す(図14手順Iを参照)。 After the pouch enclosing the treated antimicrobial barrier pad assembly 10 is preferably subjected to sterilization procedures (see Figure 14 procedure I). 抗微生物バリアパッドアセンブリ10は、多くの方法で滅菌することができる。 Antimicrobial barrier pad assembly 10 can be sterilized in a number of ways. 例えば、好ましい方法には放射線照射、例えばガンマ線照射によるものがあり、これにより創傷包帯の血液溶解耐性、引っ張り特性及び接着特性が更に増強される。 For example, preferred for the method radiation, for example may be caused by gamma irradiation, a blood dissolution resistance Thus a wound dressing, tensile and adhesion properties are further enhanced. 放射線照射は、少なくとも約5kGy、より好ましくは少なくとも約10kGy、最も好ましくは少なくとも約15kGyのレベルで行うことができる。 Radiation is at least about 5 kGy, more preferably at least about 10 kGy, most preferably be conducted at a level of at least about 15 kGy.

(D.親水性ポリマー構造の適合性特性の改変) (Modification of compatibility characteristics of D. hydrophilic polymer structure)
使用直前に抗微生物バリアパッドアセンブリ10をそのパウチ16から取り出す(図4〜6を参照)。 Immediately before use retrieve the antimicrobial barrier pad assembly 10 from the pouch 16 (see FIGS. 4-6). その低い水分含有量のため、抗微生物バリアパッドアセンブリ10はパウチ16から取り出すと比較的柔軟性がないように感じられる可能性があり、標的傷害部位の湾曲した不規則な表面にはすぐになじまない場合がある。 Because of its low moisture content, the antimicrobial barrier pad assembly 10 may be felt as the relatively inflexible when removed from the pouch 16, immediately amenable to curved irregular surface of the target lesion site it may not. 標的傷害部位上への留置の前にパッドアセンブリ10を屈曲及び/又は成型する手順は、既に記載した通りであり、推奨される手順である。 Procedure for bending and / or molding the pad assembly 10 prior to placement onto a target lesion site is as previously described, it is a recommended procedure. パッドアセンブリ10を成形する能力は、傷害血管にパッドアセンブリ10をじかに付着させることが重度の出血の制御には必要であることから、過度の出血を制御する場合には特に重要である。 The ability to mold the pad assembly 10, since it is directly attached to the pad assembly 10 to the injury the blood vessel is required for the control of severe bleeding is particularly important in controlling excessive bleeding. 一般的には、このような出血血管は、不規則な形状の創傷内の深部に見られる。 In general, such bleeding vessels found deep within the wound irregularly shaped.

パッドアセンブリ10が1例である親水性ポリマースポンジ構造では、構造が創傷の形状に合わせて成形され、傷害の伏在する不規則な表面とスポンジ構造の付着が達成されることから、構造が柔軟性及び適合性を有しているほど、引裂や破砕に対する耐性がより強くなる。 The hydrophilic polymer sponge structure pad assembly 10 is one example, structure is formed in accordance with the shape of the wound, since the deposition is achieved irregular surface and sponge structure saphenous injury, flexible structure as has sex and compatibility, resistance becomes stronger against tearing or crushing. 引裂や破砕に対する耐性は、創傷の密封及び止血効果を維持することから、有利である。 Resistance to tearing or crushing, since maintaining the sealing and hemostatic effect of the wound, it is advantageous. 適合性及び柔軟性は、罅割れや多大なパッドアセンブリ10の溶解を伴うことなく、深いまたは断裂形状の創傷に対して親水性のポリマースポンジ構造(例えばパッドアセンブリ10)を負荷させる能力をもたらす。 Compatibility and flexibility, resulting in cracking without dissolution or significant pad assembly 10, a deep or ability to load the hydrophilic polymer sponge structure (e.g. pad assembly 10) relative to the cross-sectional 裂形 shaped wound.

キトサンを有する溶液中の特定の可塑剤の使用により向上した柔軟性及び適合性は、特定の可塑剤はパッドアセンブリ10の別の構造的属性を変化させる可能性があることから、問題となる場合がある。 Flexibility and compatibility were improved by the use of certain plasticizers in solution with chitosan, certain plasticizers because of the potential to change the different structural attributes of the pad assembly 10, be problematic there is. 例えば、キトサングルタミン酸及びキトサン乳酸はキトサン酢酸よりも柔軟である。 For example, chitosan glutamate and chitosan lactate are more flexible than chitosan acetate. しかし、グルタメート及びラクテートのキトサン酸塩は血液の存在下で急速に溶解するのに対し、キトサンのアセテート塩はそうではない。 However, chitosan salt of glutamate and lactate whereas rapid dissolution in the presence of blood, acetate salt of chitosan is not. 即ち、適合性及び柔軟性の向上は、頑健性及び溶解耐性の持続性の低下により相殺される。 That is, the improvement of compatibility and flexibility are offset by lower persistence of robustness and resistance to dissolution.

適合性及び柔軟性の向上は、頑健性及び溶解耐性の持続性という利益となる特徴を損失することなく、製造後の何れかの親水性ポリマースポンジ構造の機械的操作により達成できる。 Compatibility and increased flexibility without the loss of features that benefit that persistence of robustness and resistance to dissolution can be accomplished by mechanical manipulation of one of the hydrophilic polymer sponge structure after fabrication. そのような機械的操作を製造後に達成できる幾つかの方法を以下に記載する。 Several methods that can achieve such mechanical manipulation after manufacture are described below. 方法はキトサン母材12に関するものとして記載するが、方法は、キトサン母材12が一例にすぎない親水性ポリマースポンジ構造の如何なる形態とともに使用する場合にも広範に適用される。 The method is described as relates to the chitosan matrix 12, but the method is widely applicable to the case for use with any form of a hydrophilic polymer sponge structure chitosan matrix 12 is only one example.

(1.親水性ポリマースポンジ構造の制御された微小破壊) (1. microfracture of controlled hydrophilic polymer sponge structure)
キトサン母材12のような親水性ポリマースポンジ構造のサブ構造の制御された微小破壊は、乾燥パッドアセンブリ10の系統的機械的予備コンディショニングにより達成することができる。 Controlled Microfractures substructure of the hydrophilic polymer sponge structure, such as chitosan matrix 12 can be achieved by systematic mechanical pre-conditioning of the drying pad assembly 10. パッドアセンブリ10のこの形態の制御された機械的予備コンディショニングは、使用時のパッドアセンブリ10の著しい不良を招くことなく、柔軟性及び適合性の向上を達成することができる。 Controlled mechanical preconditioning of this form of the pad assembly 10, without causing a significant failure of the pad assembly 10 during use, it is possible to achieve improved flexibility and compatibility.

望ましくは、図15に示す通り、パッドアセンブリ10(即ちキトサン母材12)の活性前面を垂直に維持し、深さ1〜1.5mmの手作業により繰り返す手指の押し付け動作48を表面全体に適用することができる。 Application Desirably, as shown in FIG. 15, the pressing operation 48 of the fingers which maintains the activity front of the pad assembly 10 (i.e. the chitosan matrix 12) vertically, repeated manually depth 1~1.5mm the entire surface can do. 局所的な圧力印加の後、図16Aに示す通り、方形のパッドアセンブリ10の一端を、活性前面を垂直に保持しながら、直径7.5cm×長さ12cmのシリンダー50の側面に接着することができる。 After local pressure applied, as shown in FIG. 16A, one end of the square of the pad assembly 10, while retaining the active front vertically, it is adhered to the side surface of the cylinder 50 with a diameter of 7.5 cm × length 12cm it can. 次にシリンダー50をパッドアセンブリ10に巻きつけ、パッドアセンブリ10に直径7.5cmの凹部を作成する。 Then wound cylinder 50 to the pad assembly 10, the pad assembly 10 to create a recess having a diameter of 7.5 cm. シリンダー50を取り外し、パッドアセンブリ10を90度回転(図16Bを参照)させて更に別の直径7.5cmの凹部をパッドアセンブリ10に作成する。 Remove the cylinder 50, the pad assembly 10 is rotated 90 degrees (see FIG. 16B) further creates a recess of another diameter 7.5cm to the pad assembly 10. この処理の後、パッドアセンブリ10を裏返す(即ち、裏打材14はここで直立する)(図17A及び18Bを参照)ことにより、90度オフセットの直径7.5cmの凹部をパッドアセンブリ10の裏打材14に形成できるようにする。 After this treatment, flip the pad assembly 10 (i.e., the backing 14 is upright here) (refer to FIGS. 17A and 18B) that, backing of the pad assembly 10 a recess diameter 7.5cm 90 ° offset to be formed in 14. 本明細書に記載するパッドアセンブリ10の操作は、最終出荷パッケージ内への投入及び密封直前の加工時に機械的に実施されることが想定される。 Operation of the pad assembly 10 described herein, it is contemplated which is mechanically performed at on and processed immediately before sealing to final shipment package.

上述の機械的予備コンディショニングは、シリンダー上の手指による探索及び/又は牽引による予備コンディショニングに限定されない。 Above mechanical preconditioned it is not limited to pre-conditioning by search and / or traction by hand on the cylinder. 予備コンディショニングには又、スポンジの止血効果の多大な損失を伴うことなく増強されたスポンジの屈曲率をもたらす何れかの親水性ポリマースポンジ構造内部における機械的変化を与える何れかの技法が含まれる場合もある。 Also the preliminary conditioning if it contains any of the techniques that provide mechanical changes in any of the hydrophilic polymer sponge structure internally resulting in bending rate of sponge enhanced without significant loss of hemostatic effect of the sponge there is also. このような予備コンディショニングには、何れかの親水性ポリマースポンジ構造の機械的操作が含まれ、例えば屈曲、捻転、回転、振動、探索、圧縮、伸長、振とう又は混練が含まれるが、これらに限定されない。 Such pre-conditioning includes one of a mechanical operation of a hydrophilic polymer sponge structure, for example bent, twisted, rotated, vibration, search, compression, decompression, including but shaking or kneading, these but it is not limited.

(2.親水性ポリマースポンジ構造の制御された微小構造) (Controlled microstructure 2. hydrophilic polymer sponge structure)
所定の親水性ポリマースポンジ構造内の制御された微小構造(深型レリーフパターンの形成による)は、使用時のパッドアセンブリ10の著しい不良を招くことなく、柔軟性及び適合性の向上を達成することができる。 Given hydrophilic polymer sponge structure in a controlled microstructure (due to the formation of deep relief pattern), without causing a significant failure of the pad assembly 10 during use, to achieve improved flexibility and conformity can. キトサン母材12に関しては、キトサン母材12の活性表面上又は裏打材14上の何れか、又は両面において深型レリーフパターンを形成することができる。 With respect to the chitosan matrix 12, it is possible to form a deep relief pattern in either or both sides of the active surface of the chitosan matrix 12 or backing on 14.

図18A及び18Bに示す通り、深型の(0.25〜0.50cm)レリーフ表面パターン52(微小構造の表面)は、80℃におけるスポンジ熱圧縮によりパッドアセンブリ10において形成できる。 As shown in FIGS. 18A and 18B, the depth-type (0.25~0.50Cm) relief surface pattern 52 (surface microstructure) can be formed in the pad assembly 10 by sponge thermal compression at 80 ° C.. スポンジ熱圧縮は制御されたヒーターアセンブリ56を包含するポジレリーフプレスプラテン54を使用して実施できる。 Sponge thermal compression can be carried out using encompasses positive relief press platen 54 with a heater assembly 56 which is controlled. 使用できるレリーフパターン52の型の種々の代表例を図24A〜24Dに示す。 Various representative examples of types of relief pattern 52 that can be used is shown in Figure 24A to 24D. ネガレリーフパターンは加熱プラテン54に連結したポジレリーフから形成される。 Negative relief pattern is formed from Pojirerifu linked to the heating platen 54.

パターン52の目的は、レリーフパターンが局部ヒンジとよく似た機能を果たすことで全長方向の屈曲性が向上するように、レリーフ52と直交する方向の屈曲抵抗を低減して乾燥パッドアセンブリの適合性を向上させることである。 The purpose of the pattern 52 is to enhance the flexibility of the full-length direction to fulfill the function of the relief pattern is similar to the local hinge, compatibility of dry pad assembly by reducing the bending resistance in the direction perpendicular to the relief 52 it is to improve.

このレリーフ52はパッドアセンブリ10の裏打材14には適用するが、傷害の密封及び局所的な血塊形成の促進により止血をもたらす役割を果たすキトサン母材12には適用しないことが好ましい。 This relief 52 is applied to backing material 14 of the pad assembly 10, it is preferable not to apply to serve the chitosan matrix 12 to effect hemostasis by sealing and promoting local clot formation injury. 基部のキトサン母材12における微小構造の深型レリーフパターン52は、キトサン母材12を介して血液が退避するためのチャンネルを与えることにより、密封性の損失に備えることができる。 Deep relief pattern 52 of the microstructure in the chitosan matrix 12 of the base, by providing a channel for evacuation of blood through the chitosan matrix 12, may be provided to a loss of hermeticity.

この可能性を低減するために、図24E及び24Fに示す型の別のレリーフパターン52を基部レリーフにおいて使用してよく、これは密封性の損失をもたらす可能性がより低い。 To reduce this possibility, may a different relief pattern 52 of the type shown in FIGS. 24E and 24F used in the base relief, which are less likely to result in a loss of sealability. 従って、レリーフ52は母材の基部において使用してよいが、裏打材14又は母材の上部表面におけるその使用と比べて好適度はなお低いままである。 Accordingly, the relief 52 may be used at the base of the preform, preferably the degree as compared to its use in the upper surface of the backing member 14 or the base material remains still low. スポンジ圧縮時に上部及び底部のプラテンに連結した2つのポジレリーフ表面を使用することで、パッドアセンブリ10の上部表面及び底面にレリーフパターンを同時に適用することも可能である。 The use of two Pojirerifu surfaces coupled to top and bottom of the platen at the time of sponge compression, it is also possible to the upper surface and the bottom surface of the pad assembly 10 to apply a relief pattern at the same time. しかし、キトサン母材12の上部表面に1つのポジレリーフを使用することで単一の深型レリーフを作成するのがより好ましい。 However, it is more preferable to create a single deep relief by using one Pojirerifu the upper surface of the chitosan matrix 12.

(実施例2) (Example 2)
機械的屈曲試験を被験パッドアセンブリ(各々10cm×10cm×0.55cm、使用した接着性裏打材14は3M1774Tポリエチレンフォーム医療用テープ、厚さ0.056cm)に対して実施した。 Mechanical bending tests the test pad assembly (each 10 cm × 10 cm × 0.55 cm, the adhesive backing material 14 used was 3M1774T polyethylene foam medical tape, thickness 0.056 cm) was performed on. 1つのパッドアセンブリ10(パッド1)は、主に垂直のラメラ構造を有するキトサン母材12を備えていた(即ち、上述の通り、より高い相対凍結温度で製造)。 One of the pad assembly 10 (Pad 1) was equipped with mainly the chitosan matrix 12 having a lamellar structure of the vertical (i.e., produced in as described above, higher relative freezing temperature). その他のパッドアセンブリ10(パッド2)は、主に水平の相互メッシュのラメラ構造を有するキトサン母材12を備えていた(即ち、上述の通り、より低い相対凍結温度で製造)。 Other pad assembly 10 (Pad 2) mainly was equipped with a chitosan matrix 12 having a lamellar structure of the horizontal cross-mesh (i.e., produced in as described above, lower relative freezing temperature).

パッド1及び2の各々を半分に切断した。 Each of the pad 1 and 2 was cut in half. 各圧縮キトサンパッド1及び2の2枚の半型(5cm×10cm×0.55cm)を80℃で局所圧縮し、図19Aの形態で裏打材14上にレリーフパターンを作成した。 Two mold halves of each compressed chitosan pads 1 and 2 (5cm × 10cm × 0.55cm) locally compressing at 80 ° C., was prepared a relief pattern on the backing 14 in the form of FIG. 19A. パッド1及び2のもう一方の半型は未処理のままとし、対照として使用した。 The other mold half of the pad 1 and 2 were left untreated were used as controls.

メスを使用してパッドアセンブリ10の各半型から3つの試験片(10cm×1.27cm×0.55cm)を切り出し、これらの試験片を3点屈曲性試験に付した。 Cut out three specimens from each mold half of the pad assembly 10 (10cm × 1.27cm × 0.55cm) using a scalpel, were subjected to these test pieces in three-point bending test. 試験片は上部表面に深さ0.25cm×幅0.25cmのレリーフ刻印を有していた。 Specimens had a relief engraved depth 0.25cm × width 0.25cm to the top surface. 各刻印はその近隣刻印から1.27cm離れていた。 Each engraved was away 1.27cm from its neighbors engraved. 50Nロードセル付Instron1軸メカニカルテスター5844型で3点屈曲性試験を実施することにより、スパン5.8cm、クロスヘッドスピード0.235cm/sで、厚さ0.55cmの試験片の屈曲率を測定した。 By carrying out 3-point bending test in Instron1 axial mechanical tester 5844 type with 50N load cell, span 5.8 cm, a cross head speed of 0.235cm / s, was measured flexural modulus of the test piece having a thickness of 0.55cm . 屈曲負荷は2つのパッド1及び2(処理及び未処理)について中点の屈曲変位に対してプロットし、それぞれ図20A及び20Bに示した。 Bending load was plotted against the midpoint of the flexural displacement for the two pads 1 and 2 (treated and untreated), shown in FIGS. 20A and 20B. パッド1及び2(処理及び未処理)の処理及び未処理の試験片の屈曲率をそれぞれ図9A及び9Bに示す。 Pads shown 1 and 2 (treated and untreated) the flexural modulus of the treated and untreated test pieces in FIGS. 9A and 9B.

屈曲試験により、乾燥パッドアセンブリ10の何れかの型の制御された微小構造による柔軟性の有意な向上が示されている。 The bending test, a significant improvement in the flexibility of controlled microstructure in any type of dry pad assembly 10 is shown.

(3.親水性ポリマースポンジ構造における制御された垂直チャンネル形成) (3 vertical channel is controlled in a hydrophilic polymer sponge structure formation)
キトサン母材12が一例である所定の親水性ポリマースポンジ構造の塊に進入及び通過する血流の制御された導入は、向上した初期構造の適合性のため、及び、構造の溶解に対する耐性の持続性のためにも望ましいものである。 Introduction chitosan matrix 12 is controlled in the blood flow entering and passing a mass of predetermined hydrophilic polymer sponge structure is an example, since the compatibility of enhanced initial structure, and, duration of resistance to dissolution of the structure it is desirable also for the sex. 所定の親水性ポリマースポンジ構造内への垂直チャンネルの制御された形成は、使用時の構造の粗放な誤作動を発生することなく、柔軟性及び適合性の向上を達成できる。 Controlled formation of a vertical channel to a given hydrophilic polymer sponge structure within without generating a Extensive malfunction of the structure of the use, can achieve improved flexibility and compatibility.

親水性ポリマースポンジ構造の塊に進入及び通過する血流の制御された導入は、向上した構造の初期適合性のため、及び、構造の溶解に対する耐性の持続性のためにも望ましいものである。 Controlled introduction of blood flow entering and passing the mass of the hydrophilic polymer sponge structure, for initial compatibility improved structure, and is also desirable for the persistence of resistance to dissolution of the structure. 親水性ポリマースポンジ構造への血液吸収の向上は、構造内へ垂直チャンネルを導入することにより達成できる。 Improvement of blood absorption into the hydrophilic polymer sponge structure can be achieved by introducing a vertical channel into the structure. チャンネルの横断面積、チャンネル深さ、及びチャンネル数密度は、血液吸収の適切な速度及び親水性ポリマースポンジ構造への血液吸収の分布を確保するために制御できる。 Cross-sectional area, the channel depth of the channels, and the number of channel density can be controlled in order to ensure the distribution of blood absorption into appropriate rate and a hydrophilic polymer sponge structure of the blood absorption. キトサン母材12に関しては、一般的に5g〜15gの血液吸収を伴うキトサン母材12嵩の200%増大により、7MPaから2MPaまでほぼ72%の屈曲率の低下が起こる場合がある。 With respect to the chitosan matrix 12, generally by increasing 200% chitosan matrix 12 volume with blood absorption of 5 to 15 g, there is a decline in the approximately 72% of the bent index to 2MPa from 7MPa occurs. 更に又、キトサン母材12への血液の制御された導入により、母材の粘着性の向上がもたらされる場合がある。 Furthermore, by the controlled introduction of blood into the chitosan matrix 12, which may improve the adhesion of the base material is brought about.

親水性ポリマー母材の強度のこのような向上は、同母材との血小板及び赤血球のような血液成分の反応によるものである。 Such improvement of the strength of the hydrophilic polymer matrix is ​​by reaction of the blood components such as platelets and red blood cells and uterine material. スポンジ構造内への血液の導入、並びにスポンジ構造と血液成分が反応して血液と親水性ポリマースポンジ構造の「アマルガム」が生成される時間の経過の後、それ以降のスポンジ構造は体液中の溶解に対して耐性を備えることになり、特にキトサン酸塩母材の場合には、食塩水の導入によって容易に溶解できなくなる。 Introduction of blood into the sponge structure in and after "amalgam" is the course of the generation time of the sponge structure and blood components react blood and a hydrophilic polymer sponge structure, subsequent sponge structure is dissolved in a body fluid will be provided with a resistance to, particularly in the case of the chitosan salt matrix may not be readily dissolved by the introduction of saline. 一般的に、特にキトサン酸塩母材の場合、血液と親水性ポリマースポンジ構造の反応の前に食塩水を導入することで、親水性ポリマースポンジ構造の急速な膨潤、ゲル化及び溶解が誘発される。 Generally, especially chitosan salt matrix, by introducing the brine prior to reaction with the blood of the hydrophilic polymer sponge structure, rapid swelling of the hydrophilic polymer sponge structure, gelling and dissolution-induced that.

しかし、キトサン母材12のような所定の親水性ポリマースポンジ構造内への血液の過剰な導入により、流体化の崩壊がもたらされる場合がある。 However, there is a case where the excessive introduction of blood into predetermined hydrophilic polymer sponge structure in such as chitosan matrix 12 results in disruption of fluidization. 従って、平均チャンネル横断面積、平均チャンネル深さ、及びチャンネル数密度は、血液吸収の速度が親水性ポリマースポンジ構造の構造を犠牲にすることがないように制御しなければならない。 Therefore, the average channel cross-sectional area, the average channel depth, and the number density of channels, the rate of blood absorption must be controlled so as not to sacrifice the structure of the hydrophilic polymer sponge structure.

親水性ポリマースポンジ構造における垂直チャンネルの制御された分布は、スポンジ構造配合物の凍結手順の間に達成することができ、或いは圧縮(稠密化)手順の間のスポンジ構造の穿孔により機械的に達成される場合がある。 Controlled distribution of the vertical channels in the hydrophilic polymer sponge structure can be achieved during the freezing procedure of the sponge structure formulation, or compressed mechanically achieved by perforation of the sponge structure between (densification) Procedure there is a case to be.

基部核化凍結手順では、残留ガスによる凍結溶液の過飽和により、その溶液中に垂直チャンネルを導入することができる。 The base nucleating freezing procedure, the supersaturation of the frozen solution due to the residual gas can be introduced vertical channels in the solution. 同ガスは、凍結を開始すると、金型内の溶液の基部において気泡形成の核となる。 The gas starts the freezing, the core of bubble formation at the base of the solution in the mold. 気泡は凍結手順の間に溶液を通って上昇し、垂直チャンネルを保持する。 Bubbles rising through the solution during the freezing procedure, to retain the vertical channel. 得られたスポンジ母材内のチャンネルは、凍結乾燥中のチャンネル周囲の氷の昇華により保存される。 Channel resulting sponge in the base material is preserved by sublimation of ice channels around during lyophilization.

或いは、チャンネルは金型の基部において垂直の棒材の配置により凍結手順の間に形成される場合がある。 Alternatively, the channel may be formed between the freezing procedure by the placement of the vertical bars at the base of the mold. 好ましくは、金型は、例えば金属部材、例えば鉄、ニッケル、銀、銅、アルミニウム、アルミニウム合金、チタン、チタン合金、バナジウム、モリブデン、金、ロジウム、パラジウム、白金及び/又はこれらの組み合わせから形成されるが、これらに限定されない。 Preferably, the mold is formed for example, metal members, such as iron, nickel, silver, copper, aluminum, aluminum alloys, titanium, titanium alloy, vanadium, molybdenum, gold, rhodium, palladium, platinum and / or combinations thereof that, but is not limited to these. 金属棒材は、好ましくは、例えば金属部材、例えば鉄、ニッケル、銀、銅、アルミニウム、アルミニウム合金、チタン、チタン合金、バナジウム、モリブデン、金、パラジウム、ロジウム又は白金及び/又はこれらの組み合わせから形成されるが、これらに限定されない。 Metal bars are preferably formed of, for example, a metal member, such as iron, nickel, silver, copper, aluminum, aluminum alloys, titanium, titanium alloy, vanadium, molybdenum, gold, palladium, rhodium or platinum and / or combinations thereof but it is the, not limited thereto. 金型は又、キトサン溶液の酸成分とキトサン塩母材の反応が起こらないようにするために、薄膜の不活性の金属コーティング、例えばチタン、クロム、タングステン、バナジウム、ニッケル、モリブデン、金及び白金によりコーティングされる場合もある。 Mold also to ensure that the reaction of the acid component and chitosan salt matrix of chitosan solution does not occur, a thin film of inert metal coating, such as titanium, chromium, tungsten, vanadium, nickel, molybdenum, gold and platinum there is also a case to be coated by. 断熱性のコーティング又は部材を金属金型及び垂直棒材と共に使用することで、金型内及び垂直棒材内の熱伝達を制御する場合がある。 The heat-insulating coating or member to use with the metal mold and a vertical bar, there is a case of controlling the heat transfer within the mold, and the vertical bar. 金属金型及び垂直金属棒材が好ましいが、プラスチックの金型及び垂直プラスチック金型棒材がチャンネル形成のための好都合な代替となり得る。 Metal mold and a vertical metal rod is preferred, the mold plastics and vertical plastic mold bar can be a convenient alternative for channel formation. 断熱性部材の局所的設置と組み合わせた金属金型及びその金属棒材の利点は、これらにより凍結スポンジ構造内部の熱流及び構造の制御が向上するという点である。 Local installation combined with the advantages of metal molds and metal bar of heat-insulating member is that these by improving the control of the freezing sponge structure inside the heat flow and structure. 熱流制御におけるこの進歩は、金型内の熱伝導性及び断熱性部材の設置時に生じる熱伝導性の大きな差、及び棒材を通過する親水性ポリマースポンジ構造溶液の塊内に局所的熱勾配を生じさせる能力に起因する。 The advances in heat flow control, a large difference in thermal conductivity that occurs when installing the thermal conductivity and the heat insulating member in the mold, and the local thermal gradients in the mass of the hydrophilic polymer sponge structure solution through the bars due to occur causing ability.

スポンジ構造を凍結乾燥した後、圧縮(稠密化)手順の間に垂直チャンネルを導入することができる。 After lyophilization the sponge structure, it is possible to introduce vertical channel during the compression (densification) procedure. 例えば図21A及び21Bに示す通り、圧縮固定具58は、スポンジ構造の基部において短い(深さ2.5mm)等しい間隔をおいた穿孔62を設けるためのピンクッションの幾何学模様のデバイス60を担持している。 For example as shown in FIGS. 21A and 21B, compression fixture 58 carries a device 60 of the geometric pincushion for providing perforations 62 spaced a short (depth 2.5 mm) equally spaced at the base of the sponge structure doing.

穿孔62は、親水性ポリマースポンジ構造の基部に侵入して通過する緩徐な制御された速度における血液の局所的浸潤を可能にするためのものである。 Perforations 62 is intended to allow local infiltration of blood in slow controlled rate through invade the base of the hydrophilic polymer sponge structure. この浸潤は、第1に血液による乾燥スポンジの可塑化による母材のより急速な柔軟性の変化を可能にすることを目的としている。 The infiltration is intended to enable more rapid flexibility changes of the base material by plasticization of the dry sponge by blood to the first. 第2に、母材を安定化させて体腔内に存在する後続溶解物質に抵抗するために母材を通過する血液のより均一な分散及び混合をもたらすことである。 Second, the results in a more uniform dispersion and mixing of blood through the base material in order to resist subsequent dissolving material the preform is stabilized present in the body cavity. 穿孔を有する基部表面が存在しない場合、1、6、16及び31分後には、血液は単に表面的にスポンジ構造に浸透するのみである(深さ<1.5mm)に対し、穿孔が存在すればその血液は31分後に1.8〜2.3mmの深さまで浸透することが観察される。 If the base surface with perforations is not present, and after 1,6,16 and 31 minutes, blood is merely to penetrate the surface to sponge structure (depth <1.5 mm) to, there exists a perforation if the blood is observed to penetrate to a depth of 1.8~2.3mm after 31 minutes. 穿孔のない母材と比べて穿孔の有る母材においては屈曲率のより急速な低下が結果として起こる。 More rapid decrease in flexural modulus in the base material having the perforation compared to drilling without preform resulting.

(II.組織包帯シートアセンブリ) (II. Tissue dressing sheet assembly)
(A.概要) (A. Overview)
図22には、組織包帯シートアセンブリ64を示す。 Figure 22 illustrates a tissue dressing sheet assembly 64. 前述の図1に示した抗微生物バリアパッドアセンブリ10と同様に、組織包帯シートアセンブリ64は、使用時において血液若しくは体液又は水分の存在下において組織に接着することができる。 Like the antimicrobial barrier pad assembly 10 shown in FIG. 1 described above, the tissue dressing sheet assembly 64 may be adhered to the tissue in the presence of blood or body fluids or water during use. 即ち、組織包帯シートアセンブリ64は又、出血又はその他の形態の体液の喪失に対して、組織の傷害又は外傷又は接触の部位の止血、密封及び/又は安定化のためにも使用できる。 That is, the tissue dressing sheet assembly 64 also against loss of bleeding or other forms of body fluids, tissue injury or hemostatic sites trauma or contact, can also be used for sealing and / or stabilization. 抗微生物バリアパッドアセンブリ10の場合と同様に、組織包帯シートアセンブリ64で処置される組織部位には、例えば動脈及び/又は静脈の出血、又は裂傷、又は流入/刺入創、又は組織穿孔、又はカテーテル挿入部位、又は熱傷、又は縫合が含まれても良い。 As with the antimicrobial barrier pad assembly 10, the tissue site to be treated with the tissue dressing sheet assembly 64, for example, arterial and / or venous bleeding, or lacerations, or inflow / barbs IriSo or tissue perforation, or catheter site, or burn, or suture may be included. 組織包帯シートアセンブリ64は又、抗細菌及び/又は抗微生物及び/又は抗ウイルスの保護バリアを、組織処置部位及びその周囲に形成してもよい。 Tissue dressing sheet assembly 64 also a protective barrier antibacterial and / or antimicrobial and / or antiviral, may be formed in the tissue treatment site and around.

図22は、組織包帯シートアセンブリ64の使用前の状態を示す。 Figure 22 shows a state before use of tissue dressing sheet assembly 64. 図23に最もよく示されている通り、組織包帯シートアセンブリ64は、組織包帯母材68の層の間に封入される織布又は非織布のメッシュ素材のシート66を含む。 Best As shown, the tissue dressing sheet assembly 64 in FIG. 23, comprises a sheet 66 of woven or non-woven mesh material is encapsulated between layers of tissue dressing matrix 68. 組織包帯母材68はシート66を含浸している。 Organization bandage base material 68 is impregnated with the sheet 66. 組織包帯母材68は、望ましくは抗微生物バリアパッドアセンブリ10に関して記載した通り、キトサン母材12を含む。 Tissue dressing matrix 68 is preferably as described for antimicrobial barrier pad assembly 10, including chitosan matrix 12. しかし、他の親水性ポリマースポンジ構造も使用できる。 However, other hydrophilic polymer sponge structures may be used.

組織包帯シートアセンブリ64の大きさ、形状及び構成は、所期の用途により異なってもよい。 The size of the tissue dressing sheet assembly 64, the shape and configuration may vary by intended use. シートアセンブリ64は、直線、伸長、方形、円形、楕円、又はそれらの複合物又は組み合わせであってもよい。 Seat assembly 64 is straight, elongated, rectangular, circular, oval, or may be a composite or combination thereof.

組織包帯シートアセンブリ64は出血領域において親水性ポリマースポンジ構造の急速な適合性を達成する。 Tissue dressing sheet assembly 64 to achieve rapid compatible hydrophilic polymer sponge structure in bleeding region. 組織包帯シートアセンブリ64は、好ましくは薄膜(パッドアセンブリ10と比べて)であり、厚さは0.5mm〜1.5mmの範囲である。 Tissue dressing sheet assembly 64 is preferably thin (compared to the pad assembly 10), the thickness is in the range of 0.5 mm to 1.5 mm. シートアセンブリ64の薄膜強化構造の好ましい形態はキトサン母材12又はスポンジを含み、一般的なキトサン母材密度は0.01〜0.20g/cm であり、木綿ガーゼのような吸収性の包帯ネットにより強化されており、その結果、包帯厚さは1.5mm以下となる。 A preferred form of the thin reinforcing structure of the seat assembly 64 includes a chitosan matrix 12 or sponge, typically chitosan matrix density was 0.01~0.20g / cm 3, an absorbent bandage such as cotton gauze has been strengthened by the net, as a result, bandage thickness becomes 1.5mm or less.

シートアセンブリ64は、多重シートフラット型70(図24Aに示す通り)中にパッケージ化するためのコンパクトシート型(例えば10cm×10cm×0.1cm)として、又は、コンパクトロール型シートフォーム72(図24Bに示す通り)中にパッケージ化するための伸長シート型(例えば10cm×150cm×0.1cm)として製造することができる。 Seat assembly 64, as a compact sheet-type for packaging in multiple-sheet flat 70 (as shown in FIG. 24A) (eg 10cm × 10cm × 0.1cm), or a compact rolled sheet form 72 (FIG. 24B can be prepared as elongated sheet type for packaging (e.g., 10 cm × 150 cm × 0.1 cm) in street) shown. シート66はアセンブリ64の全体に渡って強化作用を示し、更に血液吸収のための親水性ポリマースポンジ構造の多大な比表面積を与える。 Sheet 66 represents a reinforcing effect over the entire assembly 64, further providing a great specific surface area of ​​the hydrophilic polymer sponge structure for blood absorption. 織布又は非織布のシート66も又、全体的な親水性ポリマースポンジ構造を強化する作用を有する。 Sheet 66 of woven or non-woven fabric also has the effect of strengthening the overall hydrophilic polymer sponge structure.

シート66は例えばガーゼ木綿メッシュのようなセルロース誘導物質から形成された織布及び非織布のメッシュ材を含むことができる。 Sheet 66 can comprise woven and non-woven mesh material formed from cellulose-derived materials such as gauze cotton mesh for example. 好ましい強化材には、合成及び天然のポリマーの吸収性低引張応力メッシュ及び/又は多孔性フィルム及び/又は多孔性スポンジ及び/又は編物が含まれるが、これらに限定されない。 Preferred reinforcing materials, synthetic and include but are natural absorbent low tensile stress meshes and / or porous film and / or porous sponge and / or knitted polymers, without limitation. 合成の生体分解性の材料には、ポリ(グリコール酸)、ポリ(乳酸)、ポリ(ε−カプロラクトン)、ポリ(β−ヒドロキシ酪酸)、ポリ(β−ヒドロキシ吉草酸)、ポリジオキサノン、ポリ(エチレンオキシド)、ポリ(リンゴ酸)、ポリ(タルトロン酸)、ポリホスファゼン、ポリヒドロキシブチレート及び上記したポリマーの合成に使用される単量体コポリマーが含まれるが、これらに限定されない。 The synthesis of the biodegradable material, poly (glycolic acid), poly (lactic acid), poly (.epsilon.-caprolactone), poly (beta-hydroxybutyrate), poly (beta-hydroxy valeric acid), polydioxanone, poly (ethylene oxide ), poly (malic acid), poly (tartronic acid), polyphosphazene, but are monomeric copolymer used in the synthesis of polyhydroxybutyrate and polymers described above, but are not limited to. 天然のポリマーには、セルロース、キチン、アルギン、澱粉、デキストラン、コラーゲン及び卵白が含まれるが、これらに限定されない。 Natural polymers, cellulose, chitin, algin, starch, dextran, including but collagen and albumen, without limitation. 非分解性の合成強化材には、ポリエチレン、ポリエチレンコポリマー、ポリプロピレン、ポリプロピレンコポリマー、メタロセンポリマー、ポリウレタン、ポリ塩化ビニルポリマー、ポリエステル及びポリアミドが含まれるが、これらに限定されない。 Non-degradable synthetic reinforcements, polyethylene, polyethylene copolymers, polypropylene, polypropylene copolymers, metallocene polymers, polyurethanes, polyvinyl chloride polymers, but are polyesters and polyamides, but are not limited to.

(B.組織包帯シートアセンブリの使用) (Use of B. organization dressing sheet assembly)
薄膜シートアセンブリ64は極めて良好な適合性を有しており、傷害部位への親水性ポリマースポンジ構造(例えばキトサン母材12)の優れた密着を可能にする。 Thin sheet assembly 64 has a very good compatibility, enabling excellent adhesion of the hydrophilic polymer sponge structure to the site of injury (eg chitosan matrix 12). シートの強化によりアセンブリ全体が強力に出血している領域において溶解耐性を備えることなる。 It made it comprises dissolving resistance in the area where the entire assembly Enhanced sheet is strongly bleeding. シートアセンブリ64は圧力を使用することにより創傷部位内における親水性ポリマースポンジ構造(例えばキトサン母材12)の積層、圧縮及び/又はローリング、即ち「スタッフィング」(図25に示す通り)に適合しており、これにより強力な動脈及び静脈の出血に対して全体的構造を更に強化する。 Lamination of the hydrophilic polymer sponge structure in the wound site by the seat assembly 64 is the use of pressure (e.g. chitosan matrix 12), the compression and / or rolling, or "stuffing" to conform to (as shown in FIG. 25) cage, thereby further strengthening the overall structure with respect to bleeding powerful arterial and venous. シート構造を自身上にスタッフィングすることにより、図32に示す通り、網目構造内で注入されている親水性ポリマー(例えばキトサン)との血液の相互作用は、創傷が特に深いかその他の理由により明らかに接触不可能である場合に、適用のために好都合となる。 By stuffing the sheet structure on itself, as shown in FIG. 32, the interaction of the blood with the hydrophilic polymer that is injected in the network structure (such as chitosan), apparently by particularly deep or other reasons wound If it is not in contact with, it is advantageous for the application. 出血創傷内へのシートアセンブリ64のスタッフィング及びそれ自身上の圧縮化により、高度に接着性の不溶性で高度に順応した包帯形態が得られる。 By compression of the stuffing and its own seat assembly 64 to bleeding within the wound, dressings form adapted highly highly adherent insoluble can be obtained.

(C.組織包帯シートアセンブリの製造) (Production of C. tissue dressing sheet assembly)
キトサン母材12密度約0.15gm/cm を有する組織包帯シートアセンブリ64(10cm×10cm×0.1cm)は、0.38cmの深さまで2パーセント(2%)キトサン酢酸溶液で11cm×11cm×2cmの深型アルミニウム金型を充填することにより製造することができる(図26手順Aを参照)。 Tissue dressing sheet assembly 64 having a chitosan matrix 12 a density of about 0.15gm / cm 3 (10cm × 10cm × 0.1cm) is 2 percent (2%) to a depth of 0.38 cm 11cm × 11cm × chitosan acetate solution can be produced by filling a deep aluminum mold 2 cm (see Figure 26 procedure a).

図26(手順B)に示す通り、例えば10cm×10cmの吸収性ガーゼネットの層を含むシート66を金型中の溶液の上面の上に被覆し、キトサンに浸積させる。 As shown in FIG. 26 (Step B), for example a sheet 66 comprising a layer of absorbent gauze nets 10 cm × 10 cm was coated on the top surface of the solution in the mold, is immersed in the chitosan. キトサンはシート66に含浸する。 Chitosan is impregnated into the sheet 66.

図26(手順C)に示す通り、更に深さ0.38cmのキトサンを含浸ガーゼシート66の上面の上に注ぎ込むことができる。 As shown in FIG. 26 (Step C), it can be poured further chitosan depth 0.38cm on the top surface of the impregnated gauze sheets 66.

図26(手順D)に示す通り、金型を例えば−30℃のシェルフ上のVirtis Genesis 25XL凍結乾燥機中に入れる。 As shown in FIG. 26 (Step D), Virtis on the shelf of the die for example, -30 ℃ Genesis 25XL placed in the freeze dryer. 溶液を凍結させ、その後、凍結乾燥により氷を昇華させる。 The solution was frozen, then sublimation of ice by lyophilization.

図26(手順E)に示す通り、得られたガーゼ強化シートアセンブリ64を0.155cmの厚さとなるまで80℃のプラテン間で圧縮する。 As shown in FIG. 26 (Step E), it is compressed between the resulting gauze reinforced sheet assembly 64 of 0.155cm thickness to become up to 80 ° C. platen. 圧縮されたシートアセンブリ64を次に30分間80℃で焼成する(図26手順F)。 The seat assembly 64 which is compressed and then baked for 30 minutes at 80 ° C. (FIG. 26 Step F). 得られたシートアセンブリは前述の通り滅菌することができる。 The resulting sheet assembly may be as described above sterilization. シートアセンブリ1つ以上を、シート型又はロール型の何れかにおいてヒートシールホイルライニングのパウチ74等(図27を参照)の内部にパッケージ化し、最終滅菌及び保存に付す。 The seat assembly of one or more, in either sheet-type or roll-type packages in the interior of the pouch 74 or the like of the heat-sealing foil lining (see Figure 27), subjected to terminal sterilization and storage.

(実施例3) (Example 3)
(組織包帯シートアセンブリの屈曲特性) (Bending properties of the tissue dressing sheet assembly)
組織包帯シートアセンブリ64の3点屈曲性試験を実施した。 It was performed three point bending test of tissue dressing sheet assembly 64. 3点屈曲性試験は50Nロードセル付Instron1軸メカニカルテスター、5844型モデル上で実施し、スパン5.8cm及びクロスヘッドスピード0.235cm/sで試験片屈曲率を測定した。 3-point bending resistance test Instron1 axial mechanical tester with 50N load cell carried on 5844 type model were measured specimen flexural modulus span 5.8cm and a crosshead speed 0.235cm / s. 結果を図28に示す。 The results are shown in Figure 28. 図28では、試験した厚さ1.5mmの組織包帯シートアセンブリが、厚さ5.5mmの組織包帯パッドアセンブリよりも有意に適合性が高いことが明らかにされている。 In Figure 28, the tissue dressing sheet assembly having a thickness of 1.5mm were tested, it is significantly more compatible are elucidated than tissue dressing pad assembly having a thickness of 5.5 mm.

(実施例4) (Example 4)
(組織包帯シートアセンブリの接着特性) (Adhesive properties of the tissue dressing sheet assembly)
組織包帯シートアセンブリ64の試験片(5cm×5cm×0.15cm)を製造後96時間以内に切り出した。 Specimen tissue dressing sheet assembly 64 (5cm × 5cm × 0.15cm) were cut within 96 hours after production. シートアセンブリ64は試験前にガンマ線滅菌に付さなかった。 Seat assembly 64 was subjected to gamma sterilization prior to testing. 試験片をクエン酸添加ウシ全血中に10秒間浸積し、その直後にSAWS試験に付した。 The test piece was immersed for 10 seconds in citrated bovine whole blood were subjected to SAWS test immediately thereafter. 試験中、3つの試験片を相互に積層し、複合キトサン密度を約0.15g/cm とした。 During the test, by stacking three specimens in each other, was about 0.15 g / cm 3 complex chitosan density. この試験の結果を図29に示す。 The results of this study are shown in Figure 29.

図29Aに示す通り、組織包帯シートアセンブリ64の3層は長時間(即ち約400秒)約80mmHgの実質的に生理学的な血圧を保持した。 As shown in FIG. 29A, a long time three layers of tissue dressing sheet assembly 64 (i.e., about 400 seconds) and maintained substantially physiological blood pressure of approximately 80 mmHg. これは密封と凝固があったことを示している。 This indicates that there was a solidified seal.

パッドアセンブリを使用した実験に基づけば、組織包帯シートアセンブリ64をガンマ線照射に付した後にも良好な接着/粘着特性が得られると期待された。 Based on experiments using the pad assembly, good adhesion / adhesive properties even after subjecting the tissue dressing sheet assembly 64 to the gamma irradiation it is expected to be obtained. 図29Bがこれを照明しており、ガンマ線照射後、組織包帯シートアセンブリ64の3層は厚さ0.55cmのキトサン組織パッド10と非常に近似している性能を示した。 Figure 29B has illuminates this, after gamma-ray irradiation, three layers of tissue dressing sheet assembly 64 showed a performance which is very close chitosan tissue pad 10 having a thickness of 0.55 cm.

(III.親水性ポリマースポンジ構造の更なる適応及び構成) (III. Further adaptation and configuration of the hydrophilic polymer sponge structure)
上述の開示内容は、主に創傷部位において血液及び/又は体液の喪失を停止するという状況における抗微生物バリアパッドアセンブリ10及び組織包帯シートアセンブリ64の使用に着目していた。 The above disclosure has been focused mainly on the use of antimicrobial in the context of stopping the loss of blood and / or body fluids at the wound site barrier pad assembly 10 and the tissue dressing sheet assembly 64. その他の適応についても言及されており、ここではこれらの及びその他の追加の適応の一部を詳述する。 It is also mentioned other indications, here will be described in detail some of these and other additional indications.

当然ながら、ここで、一例がキトサン母材である圧縮された親水性ポリマースポンジ構造が保有している注目すべき技術的特徴を多様な形状、大きさ及び構成の包帯構造に組み込むことにより種々の異なる適応に対応できるに留意されたい。 Of course, where the various by incorporating one example of the technical features should be noted that the compressed hydrophilic polymer sponge structure is chitosan matrix possesses various shapes, the bandage structure size and configuration Note accommodate different adaptation. これから示す通り、所定の圧縮親水性ポリマースポンジ構造(例えばキトサン母材12)がとることのできる形状、大きさ及び構成は記載したパッドアセンブリ10及びシートアセンブリ64に限定されるものではなく、特定の適応の要求に従って変形してもよい。 As shown from this, the shape capable of predetermined compression hydrophilic polymer sponge structure (such as chitosan matrix 12) takes, size and configuration is not limited to the pad assembly 10 and seat assembly 64 described, specific it may be modified according to adaptive needs. 幾つかの代表的な例を以下に示すが、これらの例が限定された全ての例であるとは意図されない。 It shows some representative examples below, not intended to be all of the examples these examples have been limited.

(B.抗微生物バリア) (B. antimicrobial barrier)
特定の適応において、治療の標的は、傷害によるか、又は、内部組織領域への接触口を樹立するという必要性によるかの何れかにより、妥協を余儀なくされている組織領域を通過する細菌及び/又は微生物の進入の防止となる。 In particular indication, therapeutic target, either by injury or by either by necessity of establishing a contact hole to the interior tissue region, bacteria pass through the tissue area being forced to compromise and / or the prevention of the entry of microorganisms. 後者の状況の例には、例えば腹腔透析又は外部の尿又は結腸瘻バッグの連結に適合するため、非経口的栄養法を達成するため、又はサンプリング又はモニタリング装置に連結するための留置カテーテルの設置;又は切開部の形成後、例えば気管切開術、腹腔鏡下又は内視鏡下の処置又は血管へのカテーテル機器の導入の間に身体の内部領域に接触するため、等が含まれる。 Examples of the latter situation, for example, to conform to the peritoneal dialysis or connection of the external urinary or colostomy bag, to achieve the parenteral nutrition, or installation of the indwelling catheter for connection to a sampling or monitoring devices ; or after formation of the incision, for example, tracheotomy, for contacting the interior region of the body during the introduction of the catheter device to the treatment or vessels under laparoscopic or endoscopic, and the like.

図40及び41には、抗微生物ガスケットアセンブリ82の代表的な一実施形態を示す。 Figure 40 and 41 show a representative embodiment of an antimicrobial gasket assembly 82. ガスケットアセンブリ82は接触部位、そして特に留置カテーテル82が留置される挿入部位に渡って留置されるような大きさ及び構成とする。 The gasket assembly 82 contact sites, and in particular the indwelling catheter 82 is sized and configured to be placed over the insertion site to be placed. 抗微生物ガスケットアセンブリ82は、抗微生物要素を固定する組織接着担体要素84を包含する。 Antimicrobial gasket assembly 82 includes a tissue adhesive carrier element 84 for fixing the anti-microbial component. 望ましくは、抗微生物要素は稠密化を行っている前述した型のキトサン母材12を含む。 Preferably, the antimicrobial component includes a mold chitosan matrix 12 of the aforementioned is performed densification. しかしなお、キトサン構造の他の型、又は、他の親水性ポリマースポンジ構造又は組織包帯母材も一般的に使用できる。 Nevertheless, other types of chitosan structure, or other hydrophilic polymer sponge structure or tissue dressing matrix may generally used.

担体要素84は、望ましくは挿入部位に渡り抗微生物要素(望ましくはキトサン母材12)に連結するために接着表面86を含む。 Carrier element 84, preferably the antimicrobial component over the insertion site (preferably the chitosan matrix 12) includes an adhesive surface 86 for coupling to. 図30及び31において、抗微生物要素12及び担体84は通過穴90を含み、これは自身を通る留置カテーテル88の通過を可能にする。 In Figure 30 and 31, the antimicrobial element 12 and carrier 84 includes a passage hole 90, which allows the passage of the indwelling catheter 88 therethrough. この配置において、通過穴90の内径は留置カテーテル88の外径と近似させることにより堅固な密着が得られる。 In this arrangement, the inner diameter of the passage hole 90 is rigid adhesion can be obtained by approximating the outer diameter of the indwelling catheter 88. 但し、滞留するカテーテルのない切開部又は挿入部位のみがあるような状況においては、抗微生物要素は通過穴を包含しないことに留意すべきである。 However, in situations where there is only no incision or insertion site of the catheter staying, the antimicrobial component is to be noted that not encompass passage hole.

別の配置(図32を参照)においては、抗微生物バリアパッドアセンブリ10は前述の通り、抗微生物ガスケットアセンブリ82を含むように挿入部位の領域に相応する大きさ及び構成とする。 In another arrangement (see Figure 32), the antimicrobial barrier pad assembly 10 described above, the size and configuration corresponding to the region of the insertion site to include an antimicrobial gasket assembly 82. この構成においては、パッドアセンブリ10には、留置カテーテルが存在する場合はその通過に適合するために通過穴90を設けることができる。 In this arrangement, the pad assembly 10, when the indwelling catheter is present may be provided with a passage hole 90 to fit the passage.

別の代替となる配置(図33を参照)においては、組織包帯シートアセンブリ64は前述の通り、抗微生物ガスケットアセンブリ82を含むように挿入部位の領域に相応する大きさ及び構成とする。 In another alternative to arrangement (see Figure 33), the tissue dressing sheet assembly 64 described above, the size and configuration corresponding to the region of the insertion site to include an antimicrobial gasket assembly 82. この構成においては、シートアセンブリ64には、留置カテーテルが存在する場合はその通過に適合するために通過穴90を設けることができる。 In this configuration, the seat assembly 64, when the indwelling catheter is present may be provided with a passage hole 90 to fit the passage.

(実施例5) (Example 5)
(抗微生物の特徴) (Characteristic of the anti-microbial)
稠密化されたキトサン酢酸母材及び稠密化されたキトサン酢酸母材を取り込むことができる包帯の多様な形態は、表11に概説するin vitro試験により明らかにされる通り、抗微生物効果を有する。 Various forms of dressing capable of incorporating densified chitosan acetate matrix and densified chitosan acetate preform, as is demonstrated by in vitro tests are summarized in Table 11, it has antimicrobial effects.

稠密化キトサン母材12はその優れた接着及び機械的特性により四肢(表皮での使用)及び体内に対する抗微生物用途における使用のために顕著に適している。 Densified chitosan matrix 12 are outstandingly suitable for use in anti-microbial applications for their excellent limb by adhesive and mechanical properties (used in the epidermis) and the body. このような適用はカテーテルの進入/退出点における、サンプリング及び送達の用途のための医用デバイスの進入/退出点における、そして、患者がショック状態にあり決定的な外科的処置を受けられない場合の重度の傷害部位における感染及び出血の短期〜中期(0〜120時間)の制御を包含する。 In entry / exit point for such applications catheter, in entry / exit point of the medical device for sampling and delivery applications, and, when the patient is not receive the there definitive surgical procedure shock including control of infection in severe injury site and bleeding short to middle (0-120 hours).

(実施例6) (Example 6)
(局所抗微生物効果のin vivo試験) (In vivo test of the local anti-microbial effect)
更に稠密化キトサン酢酸母材12のin vivo試験を実施し、同様の包帯及び治療法、特にアルギネート包帯及びAgスルファジアジンと比較した。 Further conducted in vivo studies of the densified chitosan acetate matrix 12, like dressings and therapies, in particular compared to alginate dressings and Ag sulfadiazine. 試験は雄性マウス系統BALB/cの約6週齢の体重約20〜25グラムにおいて実施した。 Tests were performed at weighing about 20-25 grams of approximately 6 week old male mouse strain BALB / c. マウスの下半身を脱毛し、塩酸ケタミン対キシラジン9:1比(100mg/kg)を注射することにより麻酔した。 Depilated lower body of the mouse, ketamine hydrochloride versus xylazine 9: were anesthetized by injecting 1 ratio (100mg / kg). 所望の大きさの全厚さの切除創傷を肉様層まで、ただしこれを通過することなく切り出した。 Desired size of the excisional wounds of the total thickness to meat-like layers, but cut out without passing through it.

in vivoのバイオルミネセンス画像化を可能にするように全細菌luxオペロンを安定に形質導入してあるグラム陰性種のシュードモナス・アエルギノーサ[19660株]及びプロテウス・ミラビリス[51393株]にマウスを感染させた。 Infected mice to stably transduced to Aru gram-negative species of Pseudomonas aeruginosa [19660 strain] and Proteus mirabilis [51393 strain] total bacterial lux operon to allow bioluminescence imaging in vivo It was. 菌株は細菌培養に使用し、培地1mlを滅菌脳心臓注入(BHI)培地30〜40ml中で使用した。 Strains used in bacterial culture, medium was used 1ml sterile brain heart infusion (BHI) medium 30~40ml in. 細菌は振とうしながら37℃のインキュベーター中で2時間指数増殖期まで生育させた。 Bacteria were grown to 2 hours exponential growth phase in a 37 ° C. incubator with shaking. 細菌懸濁液のODをBHI培地に対して測定し、相応に所望の細菌懸濁液を調製した。 The OD of the bacterial suspension measured against BHI medium, to prepare a desired bacterial suspension accordingly.

バイオルミネセンス画像化はマウスの創傷感染から生じる光を検出するためにHamatsuCCDカメラを使用して行った。 Bioluminescence imaging was performed using HamatsuCCD camera to detect the light resulting from wound infections in mice.

切除創傷(5×5mm)に50×10 個の細胞を接種した。 They were inoculated with 50 × 10 6 cells in excisional wounds (5 × 5mm). 包帯パッドアセンブリ10を通過するルミネセンス透過光を測定できるように、制御された厚さ(1.6〜2.4mm)の稠密化キトサン母材12構造を試験に使用するために包帯の基部表面から切り出した(厚さ名目5.5mm)。 So as to measure the luminescence transmitted light passing through the dressing pad assembly 10, the base surface of the bandage for use controlled thickness dense chitosan matrix 12 structure (1.6~2.4mm) to the test cut out from the (thickness nominal 5.5mm). 試験に使用したキトサン母材12試験片の大きさは10mm×10mm×2.1mmとした。 The size of the chitosan matrix 12 specimens used in the test was a 10mm × 10mm × 2.1mm. 試験には3種の対照、即ち銀スルファジアジンの陽性対照;アルギネートスポンジの陰性対照(10mm×10mm×2.0mm);及び未投与の別の陰性対照を使用した。 Control of the three is the testing, i.e., positive control of the silver sulfadiazine; negative control of the alginate sponge (10mm × 10mm × 2.0mm); and using a different negative control untreated. 全処置とも細菌の創傷への接種15〜30分以内に適用した。 With all treatment has been applied within the inoculation 15 to 30 minutes of bacteria to the wound.

稠密化キトサン母材12スポンジ試験片を先ず酢酸ナトリウム緩衝液(pH4)で湿潤させた後に適用した。 It was applied after moistened with first sodium acetate buffer densified chitosan matrix 12 Sponge test pieces (pH 4). これらは接着性であり傷害に極めて良好に合致した。 These were very well matches the a adhesive injury. アルギネート対照は、PBS溶液で湿潤させた後に適用した。 Alginates controls were applied after moistened with PBS solution. これは傷害に対する接着性が過剰であった。 It was excessive adhesion to injury. 銀スルファジアジンクリーム(50mg)は、手袋を装着した手指で感染創傷に擦り込んだ。 Silver sulfadiazine cream (50mg) is rubbed on infected wounds with fingers wearing the gloves. 動物の生存は定期的な間隔(8〜16時間)におけるバイオルミネセンス発光及び動物の運動性の観察と共に15日間にわたり追跡した。 Animal survival was followed for 15 days with a bioluminescence emission and animal motility observed in regular intervals (8-16 hours). 稠密化キトサン母材12群(N=5)の場合は、全動物が生存し、有意な生存の優越性をアルギネート群に対して(p<0.01)、未投与群に対して(p<0.005)、そして銀スルファジアジン群に対して(p<0.005)示した(図58を参照)。 For the densified chitosan matrix 12 groups (N = 5), all animals survived, (p <0.01) with respect to alginate group the superiority of significant survival, relative to non-treated group (p <0.005), and showed (p <0.005) relative to silver sulfadiazine group (see Figure 58). 稠密化キトサン母材12は又、試験期間中にわたってバイオルミネセンスの有意な損失を示した唯一の物質であり、この包帯の顕著な殺菌活性を示していた(図34及び35を参照)。 Densified chitosan matrix 12 also the only material that showed a significant loss of bioluminescence over in the study showed a remarkable fungicidal activity of the dressing (see Figure 34 and 35). アルギネート群(N−6)の何れの動物も5日を超えて生存せず、バイオルミネセンスの結果もこの群における細菌の増殖を示していた(図35及び36を参照)。 Any animal alginate group (N-6) also do not survive beyond five days showed a growth of bacteria even in this group result in bioluminescence (see Figure 35 and 36).

データによれば、稠密化キトサン母材12は全身性の侵襲が起こる前に創傷内の細菌を迅速に殺傷し、共に短時間で細菌生育を誘発したアルギネート包帯及び銀スルファジアジンよりも優れていることが示唆されている。 According to the data, it densified chitosan matrix 12 which rapidly kill bacteria in the wound before the systemic invasion occurs, both short time better than alginate dressings and silver sulfadiazine induced bacterial growth There has been suggested. 図37に示す通り、稠密化キトサン母材12と接触した場合の細菌の生存区分は急速に低下している。 As shown in FIG. 37, the survival division of bacteria when in contact with the densified chitosan matrix 12 is decreased rapidly. 処置2時間以内に、ほぼ全ての細菌がキトサン母材12により破壊されている。 Within treatment 2 hours, almost all bacteria are destroyed by the chitosan matrix 12.

キトサン母材12は創傷領域に良好に接着し、急速な抗微生物作用を有している。 Chitosan matrix 12 adhere well to the wound area, and has a rapid antimicrobial effect. 抗微生物及び止血の特性の組み合わせは、従来技術を超えた優れた創傷包帯をもたらし、これは戦闘、戦場又は傷痍兵対処の状況等において、早期の応急処置に好都合である。 The combination of antimicrobial and hemostatic properties, resulted in an excellent wound dressing over the prior art, this battle, the status of the battlefield or laceration soldiers deal is advantageous early in first aid.

(IV.結論) (IV. Conclusion)
キトサン母材12のような親水性ポリマースポンジ構造は、パッド型、シート型、複合型、積層型、適合型等の種々の大きさ及び構成の包帯又はプラットホームとの組み合わせに容易に適合させることができ、これにより医療及び/又は外科分野の当業者は、キトサン母材12のような何れかの親水性ポリマースポンジ構造を、身体上、身体内又は全身に渡る多様な適応に採用することができる。 Hydrophilic polymer sponge structure, such as chitosan matrix 12, pad, sheet, composite, laminated, be readily adapted for combination with various sizes and configurations of the dressing or platform adaptive like can, thereby one of ordinary skill in the medical and / or surgical field, either a hydrophilic polymer sponge structure, such as chitosan matrix 12 can be employed on the body on, various adaptive over into the body or the whole body .

従って、上に記載する本発明の実施形態は、本発明の原理を単に説明するためのものであり、適用範囲を制限するものではない。 Accordingly, embodiments of the invention described above are intended to be merely illustrative of the principles of the present invention and are not intended to limit the scope. 代わりに、本発明の適用範囲は、以下の請求項並びにそれらに相当する記述の範囲により決定されるものとする。 Instead, the scope of the present invention is to be determined by the scope of the following claims and description corresponding to them.

血液、流体又は水分の存在下において身体組織に接着することができる抗微生物バリアパッドアセンブリの組立透視図である。 Blood is an assembled perspective view of the antimicrobial barrier pad assembly capable of adhering to the body tissue in the presence of fluid or moisture. 図1に示す抗微生物バリアパッドアセンブリの分解透視図である。 Is an exploded perspective view of the antimicrobial barrier pad assembly shown in FIG. 最終照射及び保存のために密封パウチ中にパッケージ化された、図1に示す抗微生物バリアパッドアセンブリの透視図である。 Packaged in a sealed pouch for final irradiation and storage, it is a perspective view of the antimicrobial barrier pad assembly shown in FIG. 図3に示す密封パウチを剥がして、抗微生物バリアパッドアセンブリを使用のために取り出す状態の透視図である。 Peel off the seal pouch as shown in FIG. 3 is a perspective view of a state removed for use antimicrobial barrier pad assembly. 図3に示す密封パウチを剥がして、抗微生物バリアパッドアセンブリを使用のために取り出す状態の透視図である。 Peel off the seal pouch as shown in FIG. 3 is a perspective view of a state removed for use antimicrobial barrier pad assembly. 抗微生物バリアパッドアセンブリを手に持ち、標的組織部位の形状に合わせて適用前に折り畳むか屈曲させることにより操作した状態の透視図である。 Have in hand antimicrobial barrier pad assembly is a perspective view of a state of operating by bending or folding before application in accordance with the shape of the target tissue site. 抗微生物バリアパッドアセンブリを手に持ち、標的組織部位の形状に合わせて適用前に折り畳むか屈曲させることにより操作した状態の透視図である。 Have in hand antimicrobial barrier pad assembly is a perspective view of a state of operating by bending or folding before application in accordance with the shape of the target tissue site. 出血を止血するために抗微生物バリアパッドアセンブリを標的組織部位に適用した状態の透視図である。 The antimicrobial barrier pad assembly to hemostasis bleeding is a perspective view of a state of application to the target tissue site. 出血を止血するために抗微生物バリアパッドアセンブリを標的組織部位に適用した状態の透視図である。 The antimicrobial barrier pad assembly to hemostasis bleeding is a perspective view of a state of application to the target tissue site. 出血を止血するために抗微生物バリアパッドアセンブリの一部を切り取って、標的組織部位に適合するようにした状態の透視図である。 To hemostasis bleeding cut a portion of the antimicrobial barrier pad assembly, a perspective view of a state in which to fit the target tissue site. 出血を止血するために抗微生物バリアパッドアセンブリの一部を切り取って、標的組織部位に適合するようにした状態の透視図である。 To hemostasis bleeding cut a portion of the antimicrobial barrier pad assembly, a perspective view of a state in which to fit the target tissue site. 抗微生物バリアパッドアセンブリを手に持ち、標的組織部位に合わせて凹状又はカップ状の形に成型することにより操作した状態の透視図である。 Have in hand antimicrobial barrier pad assembly, a perspective view of a state in which operation by molding in the form of shaped concave or cup in accordance with the target tissue site. 抗微生物バリアパッドアセンブリを手に持ち、標的組織部位に合わせて凹状又はカップ状の形に成型することにより操作した状態の透視図である。 Have in hand antimicrobial barrier pad assembly, a perspective view of a state in which operation by molding in the form of shaped concave or cup in accordance with the target tissue site. 図1に示す抗微生物バリアパッドアセンブリを作成するプロセスの手順の概略図である。 It is a schematic view of a process step in creating an antimicrobial barrier pad assembly shown in FIG. 柔軟性及び適合性を向上させる微小破壊を生成するために親水性ポリマー構造をコンディショニングする手順の実施形態の透視図である。 It is a perspective view of an embodiment of a procedure for conditioning a hydrophilic polymer structure to produce a microfracture to improve flexibility and compatibility. 柔軟性及び適合性を向上させる微小破壊を生成するために親水性ポリマー構造をコンディショニングする手順の実施形態の透視図である。 It is a perspective view of an embodiment of a procedure for conditioning a hydrophilic polymer structure to produce a microfracture to improve flexibility and compatibility. 柔軟性及び適合性を向上させる微小破壊を生成するために親水性ポリマー構造をコンディショニングする手順の実施形態の透視図である。 It is a perspective view of an embodiment of a procedure for conditioning a hydrophilic polymer structure to produce a microfracture to improve flexibility and compatibility. 柔軟性及び適合性を向上させる深型レリーフパターンを形成することにより親水性ポリマー構造をコンディショニングする手順の実施形態の図である。 An illustration of an embodiment of a procedure for conditioning a hydrophilic polymer structure by forming a deep relief patterns to enhance the flexibility and conformity. 図18A及び18Bに示す手順の後に親水性ポリマー構造をコンディショニングするために適用できるレリーフパターンの平面図である。 After the procedure shown in FIGS. 18A and 18B is a plan view of a relief pattern that can be applied to conditioning the hydrophilic polymer structure. 図18A及び18Bに示す処理手順を可能にする柔軟性及び適合性の向上を示すグラフである。 It is a graph showing the increased flexibility and conformity to allow the processing procedure shown in FIGS. 18A and 18B. 柔軟性及び適合性を向上させる垂直チャンネル(穿孔)を形成することにより親水性ポリマー構造をコンディショニングする手順の実施形態の図である。 An illustration of an embodiment of a procedure for conditioning a hydrophilic polymer structure by forming a vertical channel to improve the flexibility and conformity (perforation). 血液、流体又は水分の存在下において身体組織に接着することができる組織包帯シートアセンブリの組立透視図である。 Blood is an assembled perspective view of a tissue dressing sheet assembly which can be adhered to the body tissue in the presence of fluid or moisture. 図22に示す組織包帯シートアセンブリの展開透視図である。 It is a development perspective view of a tissue dressing sheet assembly shown in FIG. 22. (図24A)シート形態に配置した組織包帯シートアセンブリの組立透視図である。 Is an assembled perspective view (FIG. 24A) tissue dressing sheet assembly disposed in sheet form. (図24B)ロール形態に配置した組織包帯シートアセンブリの組立透視図である。 Is an assembled perspective view (FIG. 24B) tissue dressing sheet assembly disposed in roll form. 出血を止血するために標的組織領域内にロール形態の組織包帯シートアセンブリを詰め込んだ透視図である。 Is a perspective view of packed tissue dressing sheet assembly in roll form to a target tissue region to hemostasis bleeding. 図22に示す組織包帯シートアセンブリを作成するプロセスの手順の概略図である。 It is a schematic view of a process procedure of creating a tissue dressing sheet assembly shown in FIG. 22. 最終照射及び保存のために密封パウチ中にパッケージ化された、図16に示す抗微生物バリアパッドアセンブリの透視図である。 Packaged in a sealed pouch for final irradiation and storage, is a perspective view of the antimicrobial barrier pad assembly shown in FIG. 16. 図1に示す未処理の抗微生物バリアパッドアセンブリと比べた、図22に示す組織包帯シートアセンブリの柔軟性及び適合性を示すグラフである。 Compared to untreated antimicrobial barrier pad assembly shown in FIG. 1 is a graph showing the flexibility and compatibility of the tissue dressing sheet assembly shown in FIG. 22. (図29A)図21に示す組織包帯シートアセンブリの、ガンマ線照射前におけるシミュレーションした創傷密封特性を示すグラフである。 Tissue dressing sheet assembly shown in (FIG. 29A) 21 is a graph showing the wound sealing properties of simulation before gamma irradiation. (図29B)図21に示す組織包帯シートアセンブリの、ガンマ線照射の前後におけるシミュレーションした創傷密封特性を示すグラフである。 Tissue dressing sheet assembly shown in (FIG. 29B) FIG. 21 is a graph showing the simulated wound sealing properties before and after gamma irradiation. 留置カテーテルの挿入部位に接着して密封するためのガスケットアセンブリを形成するように成形及び構成された、組織包帯アセンブリ一式の透視図である。 Molded and configured to form a gasket assembly for sealing by bonding to the insertion site of the indwelling catheter is a perspective view of a tissue dressing assembly set. 図30に示すガスケットアセンブリの横断面図である。 It is a cross-sectional view of the gasket assembly shown in FIG. 30. 留置カテーテルの挿入部位に接着して密封するためのガスケットアセンブリを形成するように成形及び構成された、図1に示す型の抗微生物バリアパッドアセンブリの透視図である。 Forming and configured to form a gasket assembly for sealing by bonding to the insertion site of the indwelling catheter is a perspective view of the antimicrobial barrier pad assembly of the type shown in Figure 1. 留置カテーテルの挿入部位に接着して密封するためのガスケットアセンブリを形成するように成形及び構成された、図22に示す型の組織包帯シートアセンブリの透視図である。 Forming and configured to form a gasket assembly for sealing by bonding to the insertion site of the indwelling catheter is a perspective view of a tissue dressing sheet assembly of the type shown in Figure 22. 他の入手可能な抗微生物製品と比べた、本発明の包帯アセンブリのルミネセンス検出を示すグラフである。 Compared to other available anti-microbial products, is a graph showing the luminescence detection bandage assembly of the present invention. 他の入手可能な抗微生物製品と比べた、本発明の包帯アセンブリのルミネセンス検出を示すグラフである。 Compared to other available anti-microbial products, is a graph showing the luminescence detection bandage assembly of the present invention. 他の抗微生物製品と比べた、本発明の包帯アセンブリの細菌生存率を示すグラフである。 Compared to other antimicrobial products is a graph showing the bacterial viability of the dressing assembly of the present invention. 他の抗微生物製品と比べた、本発明の包帯アセンブリの細菌生存率を示すグラフである。 Compared to other antimicrobial products is a graph showing the bacterial viability of the dressing assembly of the present invention. 他の抗微生物製品と比べた、本発明の包帯アセンブリの細菌生存率を示すグラフである。 Compared to other antimicrobial products is a graph showing the bacterial viability of the dressing assembly of the present invention.

Claims (17)

  1. キトサン生物材料を含む構造を含む抗微生物バリア。 Antimicrobial barrier comprising a structure comprising a chitosan biomaterial.
  2. 前記構造がポリマースポンジ構造を更に含む、請求項1に記載の抗微生物バリア。 It said structure further comprises a polymer sponge structure, antimicrobial barrier according to claim 1.
  3. 前記ポリマースポンジ構造が親水性物質である、請求項2に記載の抗微生物バリア。 The polymer sponge structure is hydrophilic substance, antimicrobial barrier according to claim 2.
  4. 前記ポリマースポンジ構造が、(i)使用前の機械的操作による構造の大部分の微小破壊、又は(ii)使用前に構造の大部分に形成される表面レリーフパターン、又は(iii)使用前に構造の大部分に形成される液体投入チャンネルのパターン、の少なくとも1つを更に含む、請求項3に記載の抗微生物バリア。 The polymer sponge structure, (i) the majority of the microfracture of structure by using the previous mechanical operation, or (ii) a surface relief pattern is formed on most of the structure prior to use, or (iii) prior to use pattern of the liquid introduced channels formed in most of the structure further comprises at least one of the antimicrobial barrier according to claim 3.
  5. 前記微小破壊が屈曲、捻転、回転、振動、探索、圧縮、伸長、振とう又は混練の少なくとも1つにより生じる、請求項4に記載の抗微生物バリア。 The microfracture bending, twisting, rotation, vibration, search, compression, decompression, caused by at least one of shaking or kneading, antimicrobial barrier according to claim 4.
  6. 前記表面レリーフパターンが熱圧縮により生じる、請求項4に記載の抗微生物バリア。 The resulting surface relief pattern by thermal compression, antimicrobial barrier according to claim 4.
  7. 前記構造が基部表面及び上部表面を含み、前記表面レリーフパターンは該上部表面に形成され、該基部表面には形成されない、請求項4に記載の抗微生物バリア。 Includes the structure base surface and top surface, wherein the surface relief pattern is formed on the upper surface, not formed in the base portion surface, antimicrobial barrier according to claim 4.
  8. 前記液体投入チャンネルのパターンが穿孔を含む、請求項4に記載の組織包帯。 Including pattern perforations of the liquid poured channel, tissue dressing according to claim 4.
  9. 前記構造が基部表面及び上部表面を含み、裏張り表面が該上部表面に配置される、請求項1に記載の抗微生物バリア。 Said structure comprises a base surface and a top surface, the backing surface is placed on the upper surface, the antimicrobial barrier according to claim 1.
  10. 請求項1に記載の抗微生物バリアを製造する方法。 Method for producing antimicrobial barrier according to claim 1.
  11. (i)組織傷害、組織外傷又は組織接触の部位の止血、密封又は安定化;又は(ii)抗微生物バリアの形成;又は(iii)抗ウイルスパッチの形成;又は(iv)出血障害における介入;又は(v)治療薬の放出;又は(vi)粘膜表面の治療;又は(vii)これらの組み合わせ、の少なくとも1つを実施するために、請求項1に記載の抗微生物バリアを使用する方法。 (I) tissue injury, tissue trauma or tissue contact site of hemostasis, sealing or stabilizing; or (ii) antimicrobial barrier formation; intervention in or (iv) bleeding disorders; or (iii) formation of antiviral patch; or (v) release of the therapeutic agent; treatment of, or (vi) mucosal surfaces; or (vii) combinations thereof, in order to perform at least one of a method of using the antimicrobial barrier according to claim 1.
  12. キトサン生物材料を含む構造を含む抗微生物バリアであって、前記構造が圧縮により稠密化されているバリア。 A antimicrobial barrier comprising a structure comprising a chitosan biomaterial, the barrier which the structure is densified by compression.
  13. 前記構造が0.6〜0.1g/cm の密度に圧縮される、請求項12に記載の抗微生物バリア。 The structure is compressed to a density of 0.6~0.1g / cm 3, the antimicrobial barrier according to claim 12.
  14. 請求項12に記載の抗微生物バリアを製造する方法。 Method for producing antimicrobial barrier according to claim 12.
  15. (i)組織傷害、組織外傷又は組織接触の部位の止血、密封又は安定化;又は(ii)抗微生物バリアの形成;又は(iii)抗ウイルスパッチの形成;又は(iv)出血障害における介入;又は(v)治療薬の放出;又は(vi)粘膜表面の治療;又は(vii)これらの組み合わせ、の少なくとも1つを実施するために、請求項12に記載の抗微生物バリアを使用する方法。 (I) tissue injury, tissue trauma or tissue contact site of hemostasis, sealing or stabilizing; or (ii) antimicrobial barrier formation; intervention in or (iv) bleeding disorders; or (iii) formation of antiviral patch; or (v) release of the therapeutic agent; treatment of, or (vi) mucosal surfaces; or (vii) combinations thereof, in order to perform at least one of a method of using the antimicrobial barrier according to claim 12.
  16. 細菌数を低減する方法であって、細菌集団をキトサン生物材料に曝露することを含む方法。 A method for reducing the bacterial count, a method comprising exposing the bacterial population in the chitosan biomaterial.
  17. 非侵襲性の水準まで細菌数を低減する方法であって、細菌集団をキトサン生物材料に2時間未満曝露することを含む方法。 A method for reducing the bacterial count to a level of non-invasive, the method comprising the bacterial population is exposed than 2 hours chitosan biomaterial.
JP2007548397A 2001-06-14 2005-12-20 Formed from a hydrophilic polymer structure, such as chitosan the antimicrobial barrier, systems and methods Pending JP2008525112A (en)

Priority Applications (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US11/020,365 US20050147656A1 (en) 2001-06-14 2004-12-23 Tissue dressing assemblies, systems, and methods formed from hydrophilic polymer sponge structures such as chitosan
US11/202,558 US20060004314A1 (en) 2001-06-14 2005-08-12 Antimicrobial barriers, systems, and methods formed from hydrophilic polymer structures such as chistosan
PCT/US2005/046199 WO2006071649A2 (en) 2004-12-23 2005-12-20 Antimicrobial barriers, systems, and methods formed from hydrophilic polymer structures such as chitosan

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JP2008525112A true JP2008525112A (en) 2008-07-17

Family

ID=39711117

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2007548397A Pending JP2008525112A (en) 2001-06-14 2005-12-20 Formed from a hydrophilic polymer structure, such as chitosan the antimicrobial barrier, systems and methods

Country Status (6)

Country Link
JP (1) JP2008525112A (en)
CN (1) CN101340871A (en)
BR (1) BRPI0519404A2 (en)
IL (1) IL184044A (en)
MX (1) MX2007007744A (en)
ZA (1) ZA200705156B (en)

Families Citing this family (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN103768648A (en) * 2014-01-06 2014-05-07 朱新生 Tablet hemostatic material for surgical department
CN103948956A (en) * 2014-04-01 2014-07-30 王剑峰 Medical composite shaping restoration material layer for cavity
CN107106184A (en) * 2015-01-09 2017-08-29 金珂生物医疗公司 Percutaneous vascular injury treatment systems and methods
CN104841021B (en) * 2015-05-07 2017-03-08 浙江大学 The method of preparing chitosan-based film biomimetic material having an asymmetric structure

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2002102276A2 (en) * 2001-06-14 2002-12-27 Providence Health System-Oregon Wound dressing and method for controlling severe, life-threatening bleeding
WO2004047695A1 (en) * 2002-11-26 2004-06-10 Coloplast A/S A dressing
WO2004060412A1 (en) * 2002-12-31 2004-07-22 Ossur Hf Wound dressing

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2002102276A2 (en) * 2001-06-14 2002-12-27 Providence Health System-Oregon Wound dressing and method for controlling severe, life-threatening bleeding
WO2004047695A1 (en) * 2002-11-26 2004-06-10 Coloplast A/S A dressing
WO2004060412A1 (en) * 2002-12-31 2004-07-22 Ossur Hf Wound dressing

Also Published As

Publication number Publication date
IL184044D0 (en) 2007-10-31
IL184044A (en) 2011-06-30
BRPI0519404A2 (en) 2009-01-20
MX2007007744A (en) 2007-08-17
CN101340871A (en) 2009-01-07
ZA200705156B (en) 2009-05-27

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP2719671B2 (en) Wound dressing
Chvapil Considerations on manufacturing principles of a synthetic burn dressing: a review
US6855860B2 (en) Composite dressings for the treatment of wounds
JP5604460B2 (en) Clay-based hemostatic agents and devices for the delivery
EP1378255B1 (en) Hemostatic wound dressing and method of making same
US9750843B2 (en) Haemostatic material
US6706690B2 (en) Hemoactive compositions and methods for their manufacture and use
US8709463B2 (en) Hemostatic devices and methods of making same
US4655211A (en) Hemostatic agent
ES2356748T3 (en) Adhesion barrier.
CN102552967B (en) Gelatin - transglutaminase haemostatic dressing and the sealing material
EP1022031B1 (en) Suturable adhesion-preventing membrane
CN101897989B (en) Hemostatic agent for topical and internal use
CA2351341C (en) Collagen hemostatic foam
US20030133967A1 (en) Multilayer collagen matrix for tissue reconstruction
US10076590B2 (en) Modified starch material of biocompatible hemostasis
CA2691413C (en) Reinforced composite implant
US9004918B2 (en) Compositions, assemblies, and methods applied during or after a dental procedure to ameliorate fluid loss and/or promote healing, using a hydrophilic polymer sponge structure such as chitosan
US9132206B2 (en) Hemostatic compositions, assemblies, systems, and methods employing particulate hemostatic agents formed from hydrophilic polymer foam such as chitosan
US8017826B2 (en) Injection and hemostasis site
JP4842713B2 (en) Fragmentation polymer hydrogels and their preparation for adhesion prevention
EP0107055B1 (en) Artificial organs or membranes for medical use
US4659572A (en) Burn wound dressing material
US3988411A (en) Spinning and shaping poly-(N-acetyl-D-glucosamine)
EP0138385A2 (en) Hydrophilic biopolymeric copolyelectrolytes, and biodegradable wound dressings comprising same

Legal Events

Date Code Title Description
A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20110624

A02 Decision of refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02

Effective date: 20120116