生命を脅かす重大な出血を制御するための創傷包帯および方法
本発明は、先進的出血制御創傷包帯、およびこれの使用および製造方法に関する。該創傷包帯は、重大な出血の制御のための非哺乳動物材料から構成されている。重大な出血の制御のためのこの創傷包帯は、キトサン、親水性ポリマー、ポリアクリル性ポリマー、またはこれらの組合わせを含んでいる生物材料から形成されている。本発明によって考察されている、生死に係わる重大な出血の種類は、典型的には、従来のガーゼ創傷包帯が該創傷に対して従来の圧力とともに当てられた時、止血されえない型のものである。この創傷包帯は、創傷部位に接着し、創傷をシールし、創傷部位において血塊形成を加速させ、創傷部位において血塊形成を強化し、創傷部位からの出血を防止し、創傷部位からの血流を実質的に制止することによって、この創傷からの生死に係わる重大な出血流を実質的に止めることが可能である。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
（技術分野）
本発明は、出血制御創傷包帯、およびこのような包帯の使用および製造方法を目的とする。該創傷包帯は、重大な出血の制御のために、非哺乳動物材料から構成される。この創傷包帯は、重大な出血の制御のために、キトサンおよび／またはほかの親水性ポリマーを含んでいる生物材料から形成される。この材料はあるいはまた、ポリアクリル酸、またはポリアクリル酸とほかのポリマーとの組合わせを含んでいてもよい。本発明によって考察されている、生死に係わる重大な出血の種類は、従来のガーゼ創傷包帯が創傷に対して従来の圧力とともに当てられた時、止血されえない型のものである。この創傷包帯は、創傷部位に接着させ、創傷をシールし、創傷部位において血塊の形成を加速し、創傷部位において血塊の形成を強化し、創傷部位からの出血を防止し、創傷部位からの出血流を実質的に制止することによって、この創傷からの生死に係わる重大な血流を実質的に止めることが可能である。
【背景技術】
【０００２】
（発明の背景）
先進的出血制御包帯およびその適用方法は、有効な止血方法を実質的に増強させるであろう。今日まで、ガーゼ包帯を用いた連続加圧が、依然として、血流、特に激しく出血している創傷からの流れをせき止めるために用いられている好ましい一次介入技術のままである。しかしながらこの処置は、重大な血流を効果的にも安全にも止血しない。このことは、創傷からの生死に係わる重大な出血の場合、これまでも主要な生存に係わる問題であったし、そうであり続ける。
【０００３】
さらには重大な出血は、戦場での創傷による主要な死因であり、このような死の約５０％を占めることが広く認められている。これらの死の１／３は、出血制御方法および器具の向上で防ぐことができるであろうと推定される。このような向上した出血制御はまた、非軍事的場面、例えば病院および動物病院においても非常に有用であることが証明されるであろう。ここでは出血は、外傷後の第二の死因である。
【０００４】
現在入手しうる止血包帯、例えばコラーゲン創傷包帯またはドライフィブリントロンビン創傷包帯は、外科用途への使用に限定されており、高い血流中の溶解に対して十分に抵抗性があるわけではない。これらはまた、重大な血流の止血においてあらゆる実際的な目的に役立つのに十分な接着特性を有するわけでもない。これらの現在入手しうる外科用止血包帯はまた、繊細でもあり、したがってこれらが圧力での曲げまたは負荷によって損傷を受けるならば、破損しやすい。これらはまた、出血流中の溶解も受けやすい。これらの包帯のこのような溶解および圧潰は、破滅的になることがあるが、その理由は、これが、創傷への接着の喪失を生じ、出血を和らげずに続行させうるからである。
【０００５】
キトサンおよびキトサン包帯に関する先行技術がある。例えばＭａｌｅｔｔｅらに発行された特許文献１は、マイクログラム／ｍＬの量の血液を凝集させるために、液体または粉末形態のキトサンを使用している。同様に、Ｍａｌｅｔｔｅらに発行された特許文献２は、キトサンを血管中に直接注射することによって血管を治療的に閉塞させる方法を目的とする。Ｍａｌｅｔｔｅらに発行された特許文献３はさらに、キトサン溶液または水溶性キトサンを組織創傷と接触させることによる、止血、線維増殖の阻害、および組織再生の促進に関する。キトサンは凝塊を形成し、これが出血を防ぐ。
【０００６】
Ｖｏｕｒｎａｋｉｓらに発行された特許文献４は、珪藻由来生物医学グレードの高純度キチンおよびキチン誘導体（これは、この特許における分析によって証明されていないにしても、いわゆるタンパク質フリーである）の製造方法に関する。いわゆるタンパク質フリーのキチン／キトサン材料の提案された利点は、これらが現在のエビおよびカニ由来キチン材料よりも有意に抗原性でないであろうということである。
【０００７】
非特許文献１は、転相方法によって生成された非対称キトサン膜の製造および創傷治癒機能について記載している。
【０００８】
非特許文献２は、ブタ脾臓カプセルストリッピングテスト（ｓｗｉｎｅ ｓｐｌｅｅｎ ｃａｐｓｕｌａｒ ｓｔｒｉｐｐｉｎｇ ｔｅｓｔ）に典型的な中程度の血流およびジクジクした傷口下のキチン／キトサン止血パッチのテストについて記載している。
【０００９】
非特許文献３は、ブタ脾臓カプセルストリッピングテストにおける止血剤テストについて記載している。
【００１０】
Ｓａｎｄｆｏｒｄ，Ｓｔｅｉｎｎｅｓ Ａ．，“Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ ｏｆ Ｈｉｇｈ Ｐｕｒｉｔｙ Ｃｈｉｔｏｓａｎ” ｉｎ Ｗａｔｅｒ Ｓｏｌｕｂｌｅ Ｐｏｌｙｍｅｒｓ，Ｓｙｎｔｈｅｓｉｓ，Ｓｏｌｕｔｉｏｎ Ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ａｎｄ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ，ＡＣＳ Ｓｅｒｉｅｓ ４６７、（Ｗ．Ｓ．Ｓｈａｌａｂｙ ｅｔ ａｌ．，Ｅｄｓ．ＡＣＳ，Ｗａｓｈｉｎｇｔｏｎ，ＤＣ １９９１，Ｃｈ２８，４３１−４４５）。これは、キトサンスポンジに関連したキトサンの使用について記載している一般的な評論文である。
【００１１】
Ｍａｌｅｔｔｅ，Ｗ．Ｇ．ｅｔ ａｌ．，“Ｃｈｉｔｏｓａｎ：Ａ Ｎｅｗ Ｈｅｍｏｓｔａｔ，” Ａｎｎａｌｓ ｏｆ Ｔｈｏｒａｃｉｃ Ｓｕｒｇｅｒｙ ３６（１）：５５−５８，（１９８３）。上記Ｍａｌｅｔｔｅの特許に関する評論参照。
【００１２】
Ｏｌｓｅｎ，Ｒ．，ｅｔ ａｌ．，Ｉｎ Ｃｈｉｔｉｎ ａｎｄ Ｃｈｉｔｏｓａｎ，Ｓｏｕｒｃｅｓ，Ｃｈｅｍｉｓｔｒｙ，Ｂｉｏｃｈｅｍｉｓｔｒｙ，Ｐｈｙｓｉｃａｌ Ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ａｎｄ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ，Ｅｌｓｅｖｉｅｒ Ａｐｐｌｉｅｄ Ｓｃｉｅｎｃｅ，Ｌｏｎｄｏｎ ａｎｄ Ｎｅｗ Ｙｏｒｋ，１９８９、８１３−８２８。この論文は、キトサンの凝集率に関する。
【００１３】
特許文献５は、改良された粘着性を有するキトサン医療用バンドについて取り上げている。特許文献６は、外部止血用途のため、または創傷の保護のための水不溶性および２％酢酸不溶性キトサンスポンジについて記載している。
【００１４】
特許文献７は、創傷包帯および／またはインプラント用途のためのコラーゲンベースの構造的に不均質なスポンジであって、少なくとも１つの薬物および少なくとも１つの下部構造を用いる凍結乾燥技術によって形成されたスポンジについて記載している。
【００１５】
特許文献８は、血流またはほかの流体の停止において非常に効果的であり、かつ一定の時間後に体内で吸収される凍結乾燥スポンジ構造に関する。この特許は、コラーゲンスポンジ調製物について記載している。
【００１６】
特許文献９は、キトサンとアルギネートとのブレンドまたは混合物から形成された創傷包帯を含んでいる。
【００１７】
このようにして、重大な血流を止血することができ、かつ曲げまたは圧力をともなう荷重の時に破損されない、改良された止血包帯へのニーズが存在する。
【特許文献１】米国特許第４，３９４，３７３号明細書
【特許文献２】米国特許第４，４５２，７８５号明細書
【特許文献３】米国特許第４，５３２，１３４号明細書
【特許文献４】米国特許第５，８５８，３５０号明細書
【特許文献５】特許第６０１４２９２７号
【特許文献６】特開昭６３−０９０５０７号公報
【特許文献７】米国特許第５，７００，４７６号明細書
【特許文献８】米国特許第２，６１０，６２５号明細書
【特許文献９】米国特許第５，８３６，９７０号明細書
【非特許文献１】Ｍｉ、Ｆ．Ｌ．ら，“Ｆａｂｒｉｃａｔｉｏｎ ａｎｄ Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ ａ Ｓｐｏｎｇｅ−Ｌｉｋｅ Ａｓｓｙｍｅｔｒｉｃ Ｃｈｉｔｏｓａｎ Ｍｅｍｂｒａｎｅ ａｓ ａ Ｗｏｕｎｄ Ｄｒｅｓｓｉｎｇ”，Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ，２００１年、２２（２）：ｐ．１６５−１７３
【非特許文献２】Ｃｈａｎ，Ｍ．Ｗ．．ら．“Ｃｏｍｐａｒｉｓｏｎ ｏｆ Ｐｏｌｙ−Ｎ−ａｃｅｔｙｌ Ｇｌｕｃｏｓａｍｉｎｅ（Ｐ−ＧｌｃＮＡｃ） ｗｉｔｈ Ａｂｓｏｒｂａｂｌｅ Ｃｏｌｌａｇｅｎ（Ａｃｔｉｆｏｒｍ），ａｎｄ Ｆｉｂｒｉｎ Ｓｅａｌａｎｔ（Ｂｏｌｈｅａｌ） ｆｏｒ Ａｃｈｉｅｖｉｎｇ Ｈｅｍｏｓｔａｓｉｓ ｉｎ ａ Ｓｗｉｎｅ Ｍｏｄｅｌ ｏｆ Ｓｐｌｅｎｉｃ Ｈｅｍｏｒｒｈａｇｅ”，Ｊ．Ｔｒａｕｍａ，Ｉｎｊｕｒｙ，Ｉｎｆｅｃｔｉｏｎ，ａｎｄ Ｃｒｉｔｉｃａｌ Ｃａｒｅ，２０００年、４８（３）：ｐ．４５４−４５８
【非特許文献３】Ｃｏｌｅ，Ｄ．Ｊ．ら，“Ａ Ｐｉｌｏｔ Ｓｔｕｄｙ Ｅｖａｌｕａｔｉｎｇ ｔｈｅ Ｅｆｆｉｃａｃｙ ｏｆ ａ Ｆｕｌｌｙ Ａｃｅｔｙｌａｔｅｄ ｐｏｌｙ−Ｎ−ａｃｅｔｙｌ ｇｌｕｃｏｓａｍｉｎｅ Ｍｅｍｂｒａｎｅ Ｆｏｒｍｕｌａｔｉｏｎ ａｓ ａ Ｔｏｐｉｃａｌ Ｈｅｍｏｓｔａｔｉｃ Ａｇｅｎｔ”、Ｓｕｒｇｅｒｙ １９９９年、１２６（３）：ｐ．５１０−５１７
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１８】
（発明の開示）
本発明は、生命に係わる重大な出血の制御のための救急／一次的介入創傷包帯を目的とする。現在のところ、生命に係わる重大な出血の制御に適した低費用の創傷包帯はない。特に戦場では、この型の包帯へのニーズが存在する。戦場では、典型的にはすべての死の５０％が、重大な出血を直ちに制御することが不可能なことと関連している。本発明の創傷包帯は、創傷部位へ接着させ、創傷をシールし、創傷部位において血塊形成を加速させ、創傷部位における血塊形成を強化し、創傷部位からの出血を防ぎ、創傷部位からの血流を実質的に制止することによって、創傷からの生命に係わる出血流を実質的に止めることができる。
【課題を解決するための手段】
【００１９】
１つの実施形態において、親水性ポリマーを含んでいる出血制御用圧縮スポンジであって、約０．６〜０．１５ｇ／ｃｍ３の圧縮スポンジ密度を有するものが提供される。この親水性ポリマーは、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、ポリリシン、ポリエチレンイミン、キサンタン、カラゲーナン、第四アンモニウムポリマー、硫酸コンドロイチン、デンプン、変性セルロースポリマー、デキストラン、ヒアルロナン、およびこれらの組合わせであってもよい。デンプンは、アミラーゼ、アミロペクチン、およびアミロペクチンとアミラーゼとの組合わせであってもよい。好ましくはこの親水性ポリマーは、キトサンである。好ましくはこのキトサンは、少なくとも約１００ｋＤａの重量平均分子量を有する。より好ましくはこのキトサンは、少なくとも約１５０ｋＤａの重量平均分子量を有する。最も好ましくはこのキトサンは、少なくとも約３００ｋＤａの重量平均分子量を有する。
【００２０】
好ましくはこのキトサンは、約１００センチポアズ〜約２，０００センチポアズである、３０ｒｐｍでのスピンドルＬＶ１を用いた、酢酸（ＡＡ）の１％溶液中の２５℃における粘度を有する。より好ましくはこのキトサンは、約１２５センチポアズ〜約１，０００センチポアズである、３０ｒｐｍでのスピンドルＬＶ１を用いた、酢酸（ＡＡ）の１％溶液中の２５℃における粘度を有する。最も好ましくはこのキトサンは、約１５０センチポアズ〜約５００センチポアズである、３０ｒｐｍでのスピンドルＬＶ１を用いた、酢酸（ＡＡ）の１％溶液中の２５℃における粘度を有する。
【００２１】
この圧縮スポンジはさらに、活性成分を含んでいてもよい。この活性成分は、次のものを包含しうるが、これらに限定されるわけではない。すなわち、カルシウム、トロンビン、第ＶＩＩａ因子、第ＸＩＩＩ因子、トロンボキサンＡ２、プロスタグランジン−２ａ、上皮増殖因子、血小板由来増殖因子、フォンビルブラント因子、腫瘍壊死因子（ＴＮＦ）、ＴＮＦ−α、形質転換増殖因子（ＴＧＦ）、ＴＧＦ−α、ＴＧＦ−β、インシュリン様増殖因子、線維芽細胞増殖因子、ケラチン細胞増殖因子、神経成長因子、ペニシリン、アンピシリン、メチシリン、アモキシシリン、クラバモックス、クラブラン酸、アモキシシリン、アズトレオナム、イミペネム、ストレプトマイシン、カナマイシン、トブラマイシン、ゲンタマイシン、バンコマイシン、クリンダマイシン、エリスロマイシン、ポリミキシン、バシトラシン、アムホテリシン、ナイスタチン、リファムピシン、テトラサイクリン、ドキシサイクリン、クロラムフェニコール、およびこれらの組合わせである。
【００２２】
もう１つの実施形態において、出血制御用圧縮複合スポンジであって、親水性ポリマースポンジおよび湿潤性ポリマーマトリックスまたは湿潤性ポリマーマトリックスを、このスポンジの内部および／またはスポンジ表面に含んでいるスポンジが提供される。この親水性ポリマーは、アルギネート、親水性ポリアミン、キトサン誘導体、ポリリシン、ポリエチレンイミン、キサンタン、カラゲーナン、第四アンモニウムポリマー、硫酸コンドロイチン、デンプン、変性セルロースポリマー、デキストラン、ヒアルロナン、またはこれらの組合わせを包含しうる。デンプンは、アミラーゼ、アミロペクチン、およびアミロペクチンとアミラーゼとの両方の組合わせであってもよい。
【００２３】
この湿潤性ポリマーは、不織布マット、織布マット、成形ポリマーメッシュ、および低密度スポンジを包含しうる。この湿潤性ポリマーは、次のものを包含しうるが、これらに限定されるわけではない。すなわち、キチン、アルギネート、中和キトサン、再アセチル化キトサン、ポリ（グリコール酸）、ポリ（乳酸）、ポリ（ｅ−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、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、およびこれらの組合わせである。好ましくはこの親水性ポリマーはキトサンである。
【００２４】
好ましくはこのキトサンは、少なくとも約１００ｋＤａの重量平均分子量を有する。より好ましくはこのキトサンは、少なくとも約１５０ｋＤａの重量平均分子量を有する。最も好ましくはこのキトサンは、少なくとも約３００ｋＤａの重量平均分子量を有する。好ましくはこのキトサンは、約１００センチポアズ〜約２，０００センチポアズである、酢酸（ＡＡ）の１％溶液中の２５℃における粘度を有する。より好ましくはこのキトサンは、約１２５センチポアズ〜約１，０００センチポアズである、酢酸（ＡＡ）の１％溶液中の２５℃における粘度を有する。最も好ましくはこのキトサンは、約１５０センチポアズ〜約５００センチポアズである、酢酸（ＡＡ）の１％溶液中の２５℃における粘度を有する。
【００２５】
このスポンジは、親水性ポリマーを含浸されたテキスタイル糸を含んでいてもよい。このテキスタイル糸は、親水性ポリマーを含浸されている。好ましくはこの親水性ポリマーは、キトサンである。この親水性ポリマーはまた、次のものを包含しうるが、これらに限定されるわけではない。すなわち、アルギネート、親水性ポリアミン、キトサン誘導体、ポリリシン、ポリエチレンイミン、キサンタン、カラゲーナン、第四アンモニウムポリマー、硫酸コンドロイチン、デンプン、変性セルロースポリマー、デキストラン、ヒアルロナン、またはこれらの組合わせである。デンプンは、アミラーゼ、アミロペクチン、およびアミロペクチンとアミラーゼとの両方の組合わせを包含しうる。
【００２６】
湿潤性メッシュは、不織布メッシュであってもよい。好ましくはこのスポンジは、細孔直径約１５ミクロン〜約３００ミクロンの細孔を有する。より好ましくはこのスポンジは、細孔直径約３０ミクロン〜約２５０ミクロンの細孔を有する。より好ましくはこのスポンジは、細孔直径約１００ミクロン〜約２２５ミクロンの細孔を有する。より好ましくはこのスポンジは、細孔直径約１２５ミクロン〜約２００ミクロンの細孔を有する。最も好ましくはこのスポンジは、細孔直径約１５０ミクロン〜約１７５ミクロンの細孔を有する。好ましくはこのスポンジは、１ｃｍ２につき約１００ｃｍ２〜１ｃｍ２につき約１，０００ｃｍ２の、スポンジのベース表面あたりの有効血液接触表面積を有する。より好ましくはこの圧縮複合スポンジは、１ｃｍ２につき約２００ｃｍ２〜１ｃｍ２につき約８００ｃｍ２の、スポンジのベース表面あたりの有効血液接触表面積を有する。最も好ましくはこのスポンジは、１ｃｍ２につき約３００ｃｍ２〜１ｃｍ２につき約５００ｃｍ２の、スポンジのベース表面あたりの有効血液接触表面積を有する。好ましくは創傷表面積あたりのキトサン生物材料の有効質量は、約０．０２ｇ／ｃｍ２〜約１．０ｇ／ｃｍ２である。より好ましくは創傷表面積あたりのキトサン生物材料の有効質量は、約０．０４ｇ／ｃｍ２〜約０．５ｇ／ｃｍ２である。最も好ましくは創傷表面積あたりのキトサン生物材料の有効質量は、約０．０６ｇ／ｃｍ２〜約０．１ｇ／ｃｍ２である。
【００２７】
この圧縮複合スポンジはさらに、裏打ち支持層を含んでいてもよい。この裏打ち支持層は、ポリマー材料の層であってもよい。このポリマー材料は、合成非生物分解性材料であってもよく、または天然生物分解性ポリマーであってもよい。この合成生物分解性材料は、ポリ（グリコール酸）、ポリ（乳酸）、ポリ（ｅ−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、ポリエチレンのコポリマー、ポリプロピレンのコポリマー、前記ポリマーを合成するために用いられるモノマーのコポリマー、またはこれらの組合わせを包含しうる。この天然のポリマーは、キチン、アルギン、デンプン、デキストラン、コラーゲン、アルブミン、およびこれらの組合わせを包含しうる。合成ポリマーは、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、またはこれらの組合わせを包含しうる。
【００２８】
好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約４０ｋＰａ〜約５００ｋＰａの、創傷部位への接着度を有する。より好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約６０ｋＰａ〜約２５０ｋＰａの、創傷部位への接着度を有する。最も好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約１００ｋＰａ〜約２００ｋＰａの、創傷部位への接着度を有する。
【００２９】
この圧縮複合スポンジは、創傷包帯−血液界面において、前記創傷から流れている血液と組合わせて接着性材料を形成しうる。好ましくはこの接着性材料は、キトサン接着性材料である。好ましくはこのキトサン接着性材料は、創傷がシールされた時、約６．３以下のｐＨを有する。より好ましくはこのキトサン接着性材料は、創傷がシールされた時、好ましくは約４．５以下のｐＨを有する。最も好ましくはこのキトサン接着性材料は、創傷がシールされた時、好ましくは約４．０以下のｐＨを有する。
【００３０】
この接着性材料は、酢酸、蟻酸、乳酸、アスコルビン酸、塩酸、およびクエン酸からなる群から選択された酸を含んでいてもよい。好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約３．０ｍｍ以上であって約８ｍｍ以下の厚さを有する。より好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約３．５ｍｍ以上であって約７ｍｍ以下の厚さを有する。最も好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約４．０ｍｍ以上であって約６ｍｍ以下の厚さを有する。好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約０．１ＭＰａ〜約１０ＭＰａの極限引張り応力を有する。より好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約０．１５ＭＰａ〜約０．８ＭＰａの極限引張り応力を有する。最も好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約０．２５ＭＰａ〜約０．５ＭＰａの極限引張り応力を有する。
【００３１】
好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約５％の極限伸びを有する。より好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約１０％の極限伸びを有する。最も好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約１５％の極限伸びを有する。
【００３２】
もう１つの実施形態において、出血制御用圧縮スポンジの調製方法であって、（ａ）低密度スポンジの凍結／凍結乾燥調製工程；および（ｂ）１分あたり約１０ｍｍの好ましい率および８０℃の好ましい制御温度で、この低密度スポンジを圧縮し、これによって、約０．１〜約０．２ｇ／ｃｍ３の密度を有する圧縮スポンジを得る工程を含む方法が提供される。
【００３３】
もう１つの実施形態において、出血制御用圧縮スポンジの調製方法であって、（ａ）低密度スポンジの凍結／凍結乾燥調製以外の方法による低密度スポンジの調製工程；および（ｂ）１分あたり約１０ｍｍの率および約８０℃の好ましい制御温度で、その後の低密度スポンジを圧縮し、これによって、約０．１〜約０．２ｇ／ｃｍ３の密度を有する圧縮スポンジを得る工程を含む方法が提供される。好ましくはこの低密度スポンジは、約０．０１ｇ／ｃｍ３〜約０．０３５ｇ／ｃｍ３の密度を有する。好ましくはこの圧縮スポンジは、約０．１ｇ／ｃｍ３〜約０．１５ｇ／ｃｍ３の密度を有する。
【００３４】
もう１つの実施形態において、出血制御用圧縮複合スポンジの調製方法であって、（ａ）キトサン生物材料溶液を加熱し、これに真空を加えることによって、キトサン生物材料溶液を脱ガスする工程；（ｂ）このキトサン生物材料溶液を凍結する工程；（ｃ）凍結されたキトサン生物材料の構造的一体性を損なうことなく、凍結されたキトサン生物材料の中から水を除去し、したがってキトサン生物材料中の水が、固相から気相へ移る工程；（ｄ）１分あたり約１０ｍｍの好ましい率でキトサン生物材料を圧縮し、これによって約０．１ｇ／ｃｍ３〜約０．２ｇ／ｃｍ３の密度を有する圧縮スポンジを得る工程；および（ｅ）この圧縮キトサンスポンジを、８０℃で３０分間ベーキングする工程を含む方法。好ましくは温度を、工程（ｂ）のキトサン生物材料の凍結の間、予め決定された時間にわたって徐々に低下させる。
【００３５】
好ましくは工程（ｂ）の温度は、約−２５℃以下の最終凍結温度である。より好ましくは工程（ｂ）の方法は、約−３５℃以下の最終凍結温度を包含する。最も好ましくは工程（ｂ）の温度は、約−４５℃以下の最終凍結温度である。水の除去は、凍結したキトサン生物材料を凍結乾燥することによって実施されてもよい。この方法はさらに、アルゴン、窒素、およびヘリウムを、脱ガスされたキトサン溶液中に、凍結前に添加して戻す工程を含んでいてもよい。
【００３６】
この圧縮スポンジは、滅菌されてもよい。好ましくはこの圧縮スポンジは、γ線照射によって滅菌される。
【００３７】
もう１つの実施形態において、被験体における重大な出血を防ぐ方法であって、圧縮スポンジまたは圧縮複合スポンジを施すことを含む方法が提供される。好ましくは被験体は、哺乳動物である。より好ましくは、この哺乳動物はヒトである。好ましくは被験体は、出血が制御されないままであるならば、２０〜３０分以内に約３０〜４０％の総血液容量損失が結果として生じるであろうような重大な出血に苦しんでいる。好ましくはこの圧縮スポンジまたは圧縮複合スポンジが、出血している損傷を覆って直接、約６０〜８０ｋＰａの圧力とともに適用され、解放し、パックし、ラップする前の３〜５分間その位置に保持される。
【００３８】
もう１つの実施形態において、圧縮スポンジまたは複合圧縮スポンジ、パックするためのガーゼロール、および創傷をラップするためのエース（Ａｃｅ）包帯を含んでいる、重大な出血の処置のための包帯キットが提供される。
【００３９】
もう１つの実施形態において、圧縮または複合圧縮スポンジの機械的結合およびかみ合わせ方法であって、このスポンジの組織と接触する側を、大きい織目の（ｍａｃｒｏｔｅｘｔｕｒｅｄ）表面に対して押し付ける工程を含む方法が提供される。この大きい織目の表面は、化学エッチングによって調製された表面、イオンビーム表面アブレーションによって調製された表面、機械的切断によって調製された表面、およびレーザーアブレーションによって調製された表面を包含しうる。
【００４０】
もう１つの実施形態において、圧縮または圧縮複合スポンジの機械的牽引の改良方法であって、このスポンジの組織と接触する側を、大きい織目の表面に対して押し付ける工程を含む方法が提供される。好ましくはこの大きい織目の表面は、化学エッチングによって調製された表面、および粒子ブラスチング技術よって調製された表面からなる群から選択される。
【００４１】
もう１つの実施形態において、この複合または圧縮複合スポンジの表面上のざらざらしたクラストの形成を制限または停止させる方法であって、スポンジの表面をポリマーフィルム、ポリマープレート、盛り上がったプラスチックプレート、または湿分不浸透性通気性膜フィルムで覆う工程を含む方法が提供される。
【００４２】
もう１つの実施形態において、低密度スポンジは、約０．０５ｇ／ｃｍ３未満の当初密度を有するスポンジを、このスポンジが約０．０８ｇ／ｃｍ３未満の密度に達するまで圧縮することによって形成される。このスポンジは、凍結または凍結乾燥以外の方法によって形成することができる。好ましくはこのスポンジは、転相方法、予め形成されたマトリックスへの活性成分の共有結合によって調製されたスポンジ、および発泡技術からなる群から選択された方法を用いて形成される。
【００４３】
もう１つの実施形態において、この圧縮スポンジおよび圧縮複合スポンジはさらに、少なくとも１つの追加の親水性ポリマーを含んでいてもよい。この追加の親水性ポリマーは、次のものを包含しうるが、これらに限定されるわけではない。すなわち、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、ポリリシン、ポリエチレンイミン、キサンタン、カラゲーナン、第四アンモニウムポリマー、硫酸コンドロイチン、デンプン、変性セルロースポリマー、デキストラン、ヒアルロナン、またはこれらの組合わせである。デンプンは、アミラーゼ、アミロペクチン、およびアミロペクチンとアミラーゼとの組合わせを包含しうるが、これらに限定されるわけではない。好ましくはこの親水性ポリマーは、キトサンである。
【００４４】
提供されるもう１つの実施形態は、親水性ポリマーを含んでいる出血制御用圧縮スポンジであって、約０．６〜０．１５ｇ／ｃｍ３の圧縮スポンジ密度を有し、この親水性ポリマーが、ポリアクリル酸であってもよい圧縮スポンジである。好ましくはこの圧縮スポンジはさらに、活性成分を含んでいてもよい。この活性成分は、次のものを包含するが、これらに限定されるわけではない。カルシウム、トロンビン、第ＶＩＩａ因子、第ＸＩＩＩ因子、トロンボキサンＡ２、プロスタグランジン−２ａ、上皮増殖因子、血小板由来増殖因子、フォンビルブラント因子、腫瘍壊死因子（ＴＮＦ）、ＴＮＦ−α、形質転換増殖因子（ＴＧＦ）、ＴＧＦ−α、ＴＧＦ−β、インシュリン様増殖因子、線維芽細胞増殖因子、ケラチン細胞増殖因子、神経成長因子、ペニシリン、アンピシリン、メチシリン、アモキシシリン、クラバモックス、クラブラン酸、アモキシシリン、アズトレオナム、イミペネム、ストレプトマイシン、カナマイシン、トブラマイシン、ゲンタマイシン、バンコマイシン、クリンダマイシン、エリスロマイシン、ポリミキシン、バシトラシン、アムホテリシン、ナイスタチン、リファムピシン、テトラサイクリン、ドキシサイクリン、およびクロラムフェニコール、またはこれらの組合わせである。
【００４５】
もう１つの実施形態において、出血制御用圧縮複合スポンジであって、親水性ポリマースポンジおよび湿潤性ポリマーマトリックスまたは湿潤性ポリマーマトリックスを、このスポンジの内部および／またはスポンジ表面に含み、この親水性ポリマーがポリアクリル酸であるスポンジが提供される。この湿潤性ポリマーマトリックスは、不織布マット、織布マット、成形ポリマーメッシュ、および低密度スポンジを包含しうる。この湿潤性ポリマーマトリックスは、キチン、アルギネート、中和キトサン、再アセチル化キトサン、ポリ（グリコール酸）、ポリ（乳酸）、ポリ（ｅ−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、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、またはこれらの組合わせを包含しうる。
【００４６】
このスポンジは、親水性ポリマーを含浸されたテキスタイル糸を含んでいてもよい。好ましくはこのテキスタイル糸は、親水性ポリマーを含浸され、この場合、この疎水性ポリマーはポリアクリル酸である。好ましくはこの湿潤性ポリマーマトリックスは、不織布メッシュである。
【００４７】
好ましくはこのスポンジは、細孔直径約１５ミクロン〜約３００ミクロンの細孔を有する。より好ましくはこのスポンジは、細孔直径約３０ミクロン〜約２５０ミクロンの細孔を有する。より好ましくはこのスポンジは、細孔直径約１００ミクロン〜約２２５ミクロンの細孔を有する。より好ましくはこのスポンジは、細孔直径約１２５ミクロン〜約２００ミクロンの細孔を有する。最も好ましくはこのスポンジは、細孔直径約１５０ミクロン〜約１７５ミクロンの細孔を有する。好ましくはこのスポンジは、１ｃｍ２につき約１００ｃｍ２〜１ｃｍ２につき１，０００ｃｍ２の、スポンジのベース表面あたりの有効血液接触表面積を有する。より好ましくはこのスポンジは、１ｃｍ２につき約２００ｃｍ２〜１ｃｍ２につき８００ｃｍ２の、スポンジのベース表面あたりの有効血液接触表面積を有する。最も好ましくはこのスポンジは、１ｃｍ２につき約３００ｃｍ２〜１ｃｍ２につき約５００ｃｍ２の、スポンジのベース表面あたりの有効血液接触表面積を有する。
【００４８】
この圧縮複合スポンジはさらに、裏打ち支持層を含んでいてもよい。好ましくはこの裏打ち支持層は、ポリマー材料の層であってもよい。好ましくはこのポリマー材料は、合成非生物分解性材料、または天然の生物分解性ポリマーである。この合成生物分解性材料は、次のものを包含しうるが、これらに限定されるわけではない。すなわち、ポリ（グリコール酸）、ポリ（乳酸）、ポリ（ｅ−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、ポリエチレンのコポリマー、ポリプロピレンのコポリマー、前記ポリマーを合成するために用いられるモノマーのコポリマー、またはこれらの組合わせである。この天然のポリマーは、次のものを包含しうるが、これらに限定されるわけではない。すなわち、キチン、アルギン、デンプン、デキストラン、コラーゲン、アルブミン、およびこれらの組合わせである。合成ポリマーは、次のものを包含しうるが、これらに限定されるわけではない。すなわち、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、またはこれらの組合わせである。
【００４９】
好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約４０ｋＰａ〜５００ｋＰａの、創傷部位への接着度を有する。より好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約６０ｋＰａ〜２５０ｋＰａの、創傷部位への接着度を有する。最も好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約１００ｋＰａ〜２００ｋＰａの、創傷部位への接着度を有する。
【００５０】
この圧縮複合スポンジは、創傷包帯−血液界面において、前記創傷から流れている血液と組合わせて接着性材料を形成しうるものであってもよい。好ましくはこの接着性材料は、創傷がシールされた時、好ましくは約５．５以上のｐＨを有する。より好ましくはこの接着性材料は、創傷がシールされた時、好ましくは約６．５以下のｐＨを有する。最も好ましくはこの接着性材料は、創傷がシールされた時、好ましくは約７．５以下のｐＨを有する。好ましくはこの接着性材料は、酢酸、蟻酸、乳酸、アスコルビン酸、塩酸、およびクエン酸からなる群から選択された酸を含んでいる。
【００５１】
好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約３．０ｍｍ以上であって約８ｍｍ以下の厚さを有する。より好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約３．５ｍｍ以上であって約７ｍｍ以下の厚さを有する。最も好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約４．０ｍｍ以上であって約６ｍｍ以下の厚さを有する。好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約０．１ＭＰａ〜約１０ＭＰａの極限引張り応力を有する。より好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約０．１５ＭＰａ〜約０．８ＭＰａの極限引張り応力を有する。最も好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約０．２５ＭＰａ〜約０．５ＭＰａの極限引張り応力を有する。
【００５２】
好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約５％の極限伸びを有する。より好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約１０％の極限伸びを有する。最も好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約１５％の極限伸びを有する。
【００５３】
もう１つの実施形態において、出血制御のための請求項１に記載の圧縮スポンジの調製方法であって、（ａ）低密度スポンジの凍結／凍結乾燥調製工程；および（ｂ）１分あたり１０ｍｍの好ましい率および８０℃の好ましい制御温度で、低密度スポンジを圧縮し、これによって、約０．１〜約０．２ｇ／ｃｍ３の密度を有する圧縮スポンジを得る工程を含む方法が提供される。
【００５４】
もう１つの実施形態において、出血制御用圧縮スポンジの調製方法であって、（ａ）低密度スポンジの凍結／凍結乾燥調製以外の方法による低密度スポンジの調製工程；および（ｂ）１分あたり１０ｍｍの率および８０℃の好ましい制御温度で、その後の低密度スポンジを圧縮し、これによって、約０．１〜約０．２ｇ／ｃｍ３の密度を有する圧縮スポンジを得る工程を含む方法が提供される。好ましくはこの低密度スポンジは、約０．０１ｇ／ｃｍ３〜約０．０３５ｇ／ｃｍ３の密度を有する。好ましくはこの圧縮スポンジは、約０．１ｇ／ｃｍ３〜約０．１５ｇ／ｃｍ３の密度を有する。
【００５５】
もう１つの実施形態において、出血制御用圧縮複合スポンジの調製方法であって、（ａ）生物材料溶液を加熱し、これに真空を加えることによって、生物材料溶液を脱ガスする工程；（ｂ）この生物材料溶液を凍結する工程；（ｃ）凍結された生物材料の構造的一体性を損なうことなく、凍結された生物材料の中から水を除去し、したがって生物材料中の水が、固相から気相へ移る工程；（ｄ）１分あたり約１０ｍｍの好ましい率で生物材料を圧縮し、これによって約０．１〜約０．２ｇ／ｃｍ３の密度を有する圧縮スポンジを得る工程；および（ｅ）この圧縮スポンジを、８０℃で３０分間ベーキングする工程を含む方法が提供される。好ましくは温度を、工程（ｂ）の生物材料の凍結の間、予め決定された時間にわたって徐々に低下させる。好ましくは工程（ｂ）の温度は、約−５℃以下の最終凍結温度である。より好ましくは工程（ｂ）の温度は、約−３５℃以下の最終凍結温度である。最も好ましくは工程（ｂ）の温度は、約−２５℃以下の最終凍結温度である。好ましくは水の除去は、凍結された生物材料を凍結乾燥することによって実施される。この方法はさらに、アルゴン、窒素、およびヘリウムを、脱ガスされたキトサン溶液中に、凍結前に添加して戻す工程を含んでいてもよい。このスポンジは、滅菌された圧縮スポンジであってもよい。好ましくはこの圧縮スポンジは、γ線照射によって滅菌される。
【００５６】
もう１つの実施形態において、被験体における重大な出血を防止する方法であって、圧縮スポンジまたは圧縮複合スポンジを施す工程を含む方法が提供される。好ましくは被験体は哺乳動物である。より好ましくは、この哺乳動物はヒトである。好ましくは被験体は、出血が制御されないままであるならば、２０〜３０分以内に約３０〜４０％の総血液容量損失が結果として生じるであろうような重大な出血に苦しんでいる。好ましくはこの圧縮スポンジまたは圧縮複合スポンジは、出血している損傷を覆って直接、約６０〜８０ｋＰａの圧力とともに適用され、創傷を解放し、パックし、ラップする前に３〜５分間その位置に保持される。
【００５７】
もう１つの実施形態において、被験体における重大な出血を防止するための方法であって、圧縮スポンジまたは圧縮複合スポンジを施す工程を含む方法が提供される。好ましくは被験体は哺乳動物である。より好ましくは、この哺乳動物はヒトである。好ましくは被験体は、出血が制御されないままであるならば、２０〜３０分以内に約３０〜４０％の総血液容量損失が結果として生じるであろうような重大な出血に苦しんでいる。好ましくはこの圧縮スポンジまたは圧縮複合スポンジは、出血している損傷を覆って直接、約６０〜８０ｋＰａの圧力とともに適用され、創傷を解放し、パックし、ラップする前に３〜５分間その位置に保持される。
【００５８】
もう１つの実施形態において、圧縮スポンジまたは複合圧縮スポンジ、パックするためのガーゼロール、および創傷をラップするためのエース包帯を含んでいる、重大な出血の処置のための包帯キットが提供される。
【００５９】
もう１つの実施形態において、圧縮または複合圧縮スポンジの機械的結合およびかみ合わせ方法であって、このスポンジの組織と接触する側を、大きい織目の表面に対して押し付ける工程を含む方法が提供される。この大きい織目の表面は、化学エッチングによって調製された表面、イオンビーム表面アブレーションによって調製された表面、機械的切断によって調製された表面、およびレーザーアブレーションによって調製された表面を包含しうる。
【００６０】
もう１つの実施形態において、圧縮または圧縮複合スポンジの機械的牽引の改良方法であって、このスポンジの組織と接触する側を、大きい織目の表面に対して押し付ける工程を含む方法が提供される。好ましくはこの大きい織目の表面は、化学エッチングによって調製された表面、および粒子ブラスチングよって調製された表面からなる群から選択される。
【００６１】
もう１つの実施形態において、圧縮または圧縮複合スポンジの表面上のざらざらしたクラストの形成を制限または停止させる方法であって、スポンジの表面をポリマーフィルム、ポリマープレート、盛り上がったプラスチックプレート、または湿分不浸透性通気性膜フィルムで覆う工程を含む方法が提供される。
【００６２】
もう１つの実施形態において、低密度スポンジであって、約０．０５ｇ／ｃｍ３未満の密度を有するスポンジを、約０．０８ｇ／ｃｍ３未満の密度に達するまで圧縮することによって形成され、凍結または凍結乾燥以外の方法によって形成されるスポンジが提供される。好ましくはこのスポンジは、転相方法、予め形成されたマトリックスへの活性成分の共有結合によって調製されたスポンジ、および発泡技術からなる群から選択された方法を用いて形成される。
【００６３】
もう１つの実施形態において、ポリアクリル酸と組合わせてさらに親水性ポリマーも含んでいる圧縮スポンジおよび圧縮複合スポンジが提供される。この親水性ポリマーは、次のものを含んでいてもよいが、これらに限定されるわけではない。すなわち、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、ポリリシン、ポリエチレンイミン、キサンタン、カラゲーナン、第四アンモニウムポリマー、硫酸コンドロイチン、デンプン、変性セルロースポリマー、デキストラン、ヒアルロナン、またはこれらの組合わせである。デンプンは、アミラーゼ、アミロペクチン、およびアミロペクチンとアミラーゼとの組合わせを包含しうる。好ましくはこの親水性ポリマーはキトサンである。
【発明を実施するための最良の形態】
【００６４】
（好ましい実施形態の詳細な説明）
（Ａ．圧縮スポンジおよび圧縮複合スポンジ）
本発明は、生死に係わる重大な出血の制御のための救急／一次的介入創傷包帯を目的とする。このような出血は、弾道損傷および重大な動脈裂傷において致命的になりうる。特に戦場において、この型の包帯への緊急のニーズがある。戦場では、典型的にはすべての死の５０％が、直ちに重大な出血を制御することが不可能であることと関連している。
【００６５】
生死に係わる重大な出血のための先進的な創傷包帯は、好ましくは次の特性を有すべきである：
ｉ）パッケージから取り出した後、容易かつ迅速に一工程で適用される；
ｉｉ）急速かつ強力な凝血；
ｉｉｉ）急速かつ強力な組織接着；
ｉｖ）強力な内部凝集特性；
ｖ）急速かつ強力な創傷シール；
ｖｉ）強い血流下の溶解への抵抗性；
ｖｉｉ）損傷との良好なたわみ性；
ｖｉｉｉ）組織と接触する表面テキスチャーを制御することによって、滑りを停止するための、組織への包帯の当初の良好な機械的な取り付け；および
ｉｘ）有効性を譲歩することなく、大雑把に処理できること。
【００６６】
この目的のために、本発明は、先進的出血制御創傷包帯、およびこのような創傷包帯の使用および製造方法を目的とする。本発明によって考察されている、生死に係わる重大な出血の種類は典型的には、従来のガーゼ創傷包帯が該創傷に対して従来の圧力とともに適用された時、止血されえない型のものである。あるいはまた、この生死に係わる重大な出血の性質は、従来のガーゼ創傷包帯が創傷に対して従来の圧力とともに適用された時にこれが止血されず、そしてほかの手段によって制御されないならば、その人が低血圧状態に陥る結果になるであろうようなものである。ほかの言い方をすれば、この生死に係わる重大な出血は一般に、従来のガーゼ創傷包帯が創傷に対して従来の圧力とともに適用された時、止血されえず、その人の最大血圧が、約９０ｍｍＨｇ未満のレベルに落ちる結果になるであろう。
【００６７】
この生死に係わる重大な出血はまた、１分あたりの失血約９０ｍＬ超の安定した高い血液流として記載することができ、したがって出血の約２０分後、７０ｋｇのヒト男性から総血液の約４０％超の容量が失われるであろうし、この血液容量損失は、ヒトの生存の可能性を実質的に減少させるであろう。この型の出血が、５〜１０分以内に停止されないならば、負傷者は低血圧状態に陥ることがあり、したがって動脈圧は、６０ｍｍＨｇ未満に落ちる。多くの場合重大な出血は、弾道発射損傷、または鋭い穿孔損傷、または鈍的外傷損傷によって引起こされる。ほかの場合、重大な出血は、凝固障害、体内外傷または外科的外傷、自動車外傷、農業事故などによって引起こされる。
【００６８】
本発明の創傷包帯は、少なくとも約９０ｍＬ／分の血流流量を有するかなり大きい動脈創傷またはかなり大きい静脈創傷によって引起こされた前記重大な出血を止血することができ、かつ約５分以下の時間の間創傷包帯へ直接圧力を加えることによって、創傷部位へ接着しうる。この創傷包帯はまた、迅速に作用して創傷をシールし、創傷部位からの重大な出血の実質的な凝血および凝集を容易にし、創傷包帯へ直接圧力を一時的に加えることによって重大な出血を止める。この創傷包帯は、高い血流中の溶解への高い抵抗性を有し、良好な体内凝集特性を有する。これは損傷に適合するのに十分な柔軟性、および大雑把な処理に抵抗するための靭性を有する。
【００６９】
該包帯は、重大な出血を制御するための生物材料から形成されている。好ましくはこの生物材料は、非哺乳動物材料を含んでいる。好ましくはこの非哺乳動物材料は、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、これはより一般的にはキトサンと呼ばれる。
【００７０】
この創傷包帯は、中間構造または形状生成工程の使用を介して、スポンジ様または織布形状に成形される。この生物材料は、相互連結開放多孔質構造、および／または延伸開放ラメラ構造、および／または開放管状構造、および／または開放ハネカム構造、および／またはフィラメント構造を含む。この創傷包帯は、約１５ミクロン〜約３００ミクロン；約３０ミクロン〜約２５０ミクロン；約１００ミクロン〜約２２５ミクロン；約１２５ミクロン〜約２００ミクロン；最も好ましくは約１５０ミクロン〜約１７５ミクロンの細孔を有する、相互連結自由空間領域または細孔を有する。この創傷包帯は、好ましくは１ｃｍ２につき少なくとも約１００ｃｍ２、より好ましくは１ｃｍ２につき少なくとも約２００ｃｍ２、最も好ましくは１ｃｍ２につき少なくとも約３００ｃｍ２の、前記創傷包帯のベース表面あたりの有効血液接触表面積を有する。創傷表面積あたりのキトサン生物材料の有効質量は、好ましくは約０．０２ｇ／ｃｍ２〜約１．０ｇ／ｃｍ２であり；より好ましくは創傷表面積あたりのキトサン生物材料の有効質量は、約０．０４ｇ／ｃｍ２〜約０．５ｇ／ｃｍ２であり；最も好ましくは創傷表面積あたりのキトサン生物材料の有効質量は、約０．０６ｇ／ｃｍ２〜約０．１ｇ／ｃｍ２である。
【００７１】
「ベース表面あたり」とは、例えば一般に血液と接触しているベース表面の１ｃｍ×１ｃｍを考えるならば、その場合には、開放スポンジ構造によって、血液が少なくとも１００ｃｍ２のキトサン表面積を見込むことが予想されるであろうという意味である。
【００７２】
スポンジは、次の方法によって調製されるが、これらに限定されるわけではない。すなわち、転相方法、凍結、凍結乾燥、予め形成されたマトリックスへの活性成分の共有結合、および発泡技術である。
【００７３】
さらにはこの創傷包帯は、前記創傷部位へ接着した時、約３７℃の温度において、好ましくは１ｃｍ２につき１分あたり約０．００８グラム以下、より好ましくは１ｃｍ２につき１分あたり約０．００５グラム以下、最も好ましくは１ｃｍ２につき１分あたり約０．００２グラム以下の、前記創傷包帯のベース表面積あたりの平均溶解率を有する。
【００７４】
該創傷包帯は好ましくは、少なくとも約０．０５ｇ／ｃｍ３、より好ましくは少なくとも約０．０７ｇ／ｃｍ３、最も好ましくは少なくとも約０．１１ｇ／ｃｍ３の密度を有する。これは、少なくとも約０．０５ｇ／ｃｍ３、より好ましくは少なくとも約０．０７ｇ／ｃｍ３、最も好ましくは少なくとも約０．０９５ｇ／ｃｍ３、好ましくは約０．２ｇ／ｃｍ３以下の、圧縮密度に対する圧縮荷重を好ましくは有しうる。
【００７５】
本発明の創傷包帯は典型的には、少なくとも約５０ｋＤａ、好ましくは少なくとも約７５ｋＤａ、より好ましくは少なくとも約１００ｋＤａ、最も好ましくは少なくとも約１５０ｋＤａの数平均分子量（ｐＨ５．５、０．０１Ｍ酢酸ナトリウムにおけるポリエチレングリコール標準に対して、ゲル透過クロマトグラフィーによって決定された分子量）を有するキトサンを含有する。好ましくはキトサン接着性材料は、創傷がシールされた時、約６．３以下のｐＨを有する。より好ましくは、このキトサン接着性材料は好ましくは、創傷がシールされた時、約４．５以下のｐＨを有する。最も好ましくはこのキトサン接着性材料は、創傷がシールされた時、約４．０以下のｐＨを有する。
【００７６】
親水性ポリマーがポリアクリル酸である包帯に関して、好ましくはこの接着性材料は、創傷がシールされた時、約５．５以上のｐＨを有する。より好ましくはこの接着性材料は好ましくは、創傷がシールされた時、約６．５以上のｐＨを有する。最も好ましくはこのキトサン接着性材料は、創傷がシールされた時、約７．５以上のｐＨを有する。
【００７７】
キトサンはまた好ましくは、少なくとも約１００ｋＤａ、より好ましくは少なくとも約１５０ｋＤａ、最も好ましくは少なくとも約３００ｋＤａの重量平均分子量（ｐＨ５．５、０．０１Ｍ酢酸ナトリウムにおけるポリエチレングリコール標準に対して、ゲル透過クロマトグラフィーによって測定された分子量）を有する。この創傷包帯中のキトサンはまた、好ましくは約１００センチポアズ〜約２，０００センチポアズ、より好ましくは約１２５センチポアズ〜約１，０００センチポアズ、最も好ましくは約１５０センチポアズ〜約５００センチポアズである、約３０ｒｐｍでのスピンドルを用いた、酢酸（ＡＡ）の１％溶液中で２５℃におけるブルックフィールドＬＶ ＤＶ−ＩＩ＋粘度も有する。このスピンドルは好ましくは、スピンドルＬＶ１、ＬＶ２、ＬＶ３、またはＬＶ４である。上で言及されている分子量および粘度は、実質的に純粋なキトサン創傷包帯、およびキトサンの吸着された表面層をともなって形成された創傷包帯に関するものである。キトサンの共有結合表面層を含有する創傷包帯であるならば、その場合にはキトサンのより低い粘度および分子量が好ましいことがある。
【００７８】
本発明の創傷包帯は、組織接着および組織シールを促進するための、カチオン性キトサン塩を含んでいてもよい。好ましくはこれらのカチオン性キトサン塩は、キトサンホルメート、キトサンアセテート、キトサンラクテート、キトサンクロライド、キトサンアスコルベート、およびキトサンシトレートを包含するが、これらに限定されるわけではない。このキトサンは、典型的には少なくとも約７０％、好ましくは少なくとも約７５％、より好ましくは少なくとも約８０％、最も好ましくは少なくとも約８５％である、脱アセチル化度を有する。
【００７９】
中密度スポンジ（０．１ｇ／ｃｍ３＞密度＞０．５ｇ／ｃｍ３容積固体）、または既に好ましい密度にある中密度スポンジを、０．１５ｇ／ｃｍ３に近いその最適な密度に圧縮するよりもむしろ、低密度スポンジ（密度＜０．０３／ｃｍ３固体）を圧縮することが好ましい。これは、低密度スポンジにおけるスポンジ形成方法の結果として、中密度およびより高い密度のスポンジ中の壁の厚さと比較して、スポンジ細孔間の有意により薄い壁の厚さを生じるからである。同様に、これらのより高い密度のスポンジは、多くの場合、スポンジ剛性を増し、かつ亀裂への抵抗性を減少させる、より相互連結された構造も有する。低密度スポンジ中の薄い多重壁は、より高い密度に圧縮された時、より相互連結された構造、ならびにより厚く、したがってより剛性あるセル壁をともなって製造された中密度およびより高い密度のスポンジよりも、より柔軟性があって、より剛性のスポンジを可能にする。
【００８０】
スポンジの緻密化は、固定温度において、制御された圧縮率の一方向または二方向のどちらかの適用によって達成されてもよい。好ましいスポンジの緻密化は、８０℃における一方向圧縮によって、および約２％〜５％ｗ／ｗのスポンジ湿分含量を用いて達成される。一軸圧縮の一例として、１０．０ｃｍ（ｘ方向）×１０．０ｃｍ（ｙ方向）×１．７０ｃｍ（ｚ方向）が、Ｇｅｏ Ｋｎｉｇｈｔ ３９４−ＴＳシャトルプレスにおいて４０ｐｓｉで、平らな水平延伸（ｘｙ平面）の６３．５ｃｍ×５０．８ｃｍアルミニウムプラテン間のｚ方向に、１０ｍｍ／分で圧縮された。圧縮率は、圧力設定およびＰａｒｋｅｒ ＳＰＦ２００Ｂニードルバルブの使用によって制御された。
【００８１】
０．５５ｃｍの最終スポンジ厚さは、少なくとも２つのスペーサーバー５０ｃｍ×２ｃｍ×０．５５ｃｍの使用によって制御された。このスポンジの当初密度は、０．０３３ｇ／ｃｍ３であった。プレス後のスポンジの密度は、０．１０ｇ／ｃｍ３であった。ほかのスペーサー対照、例えば０．１５ｃｍ、０．３５ｃｍ、および０．４５ｃｍ高さを用いて、それぞれ０．３７５ｇ／ｃｍ３、０．１６ｇ／ｃｍ３、および０．１２５ｇ／ｃｍ３のスポンジが得られた。二方向圧縮（ｚおよびｘまたはｙ方向におけるプラテン圧縮）は、５ｃｍ×５ｃｍ×１．７ｃｍスポンジを２．５ｃｍ×２．５ｃｍ×０．５５ｃｍスポンジに縮小するために実施することができる。複合形状は、真空バギング技術を用いて圧縮されうる。この場合、閉鎖されたプラスチックフィルムが、スポンジの表面を覆ってラップされ、空気は、真空を加えることによって、スポンジおよびプラスチックフィルムジャケット内から、制御されたレベルまで除去される。加熱されたローラープレスもまた、スポンジリボンおよびほかのスポンジプロフィールを圧縮するために用いられうる。このようなスポンジリボンおよびプロフィールは、これらがローラープレスを用いてプレスされるならば、内部複合メッシュを用いて強化されるのが好ましい。連続複合スポンジフィラメントの圧縮の好ましい実施形態は、このフィラメントが、完全圧縮において２．５ｍｍ近い直径から０．６７ｍｍ直径へ、入口において制御されたテーパーを有するテフロン（登録商標）コーティングされた加熱ロッドダイ（８０℃）を通して延伸される実施形態である。
【００８２】
制御された湿分、加熱、および圧縮率の条件は、スポンジの脆性圧潰を最小限にしつつ、延性圧密を最適化するために選択される。スポンジの脆性圧潰の結果、亀裂によるスポンジの機械的一体性の喪失を生じる。細かい相互連結帯域への最適なスポンジ圧密は、均一な相互連結球様細孔（例えば１２面体）を有するスポンジにおいて最適に達成される。非圧縮スポンジ細孔サイズは、３０〜１２０ミクロンが最適であり、ポリマー壁の厚さは１〜２０ミクロンである。ラメラまたはハネカム様構造を有するスポンジの場合、この構造は、一軸圧縮の垂直方向から３０〜４０°近くのところに均一に延伸されることが最良である。熱勾配の方向に垂直なせん断応力を加えることによって、凍結の間このような均一構造を得ることが可能である。このようなせん断は、凍結の方向に均一な荷重を加え、熱損失に対して垂直方向に減少した荷重をかけて達成される。
【００８３】
ほぼ垂直な構造は、脆性破断およびランダムチャネル形成をともなわずには、それほど容易に圧縮されない。実際、開放金型における凍結の間、上部表面氷核生成に由来するコース（ｃｏｕｒｓｅ）垂直構造は、スポンジ中の垂直クラスト層につながり、これは容易に圧縮されず、スポンジ中に剛性を引起こし、血液または水溶液と接触した時に、急速に溶解する。同様に水平構造は望ましくないが、その理由は、これらがバルク体に弾性的に圧縮され、表面における細孔相互連結性の喪失をともなうからである。
【００８４】
ラメラ型またはハネカム様スポンジにおいても同様に、壁構造が小円鋸歯状または繊毛表面を有することが望まれる。ラメラまたはハネカム壁のこのような表面は、特異的条件下、氷と親水性ポリマーとの凍結制御された相分離の間に得られる。通常、小円鋸歯または繊毛は、３〜１０ミクロンの薄い壁、「歯」、「櫛」、または柱として表面から突出し、小円鋸歯の場合長さ３〜１０ミクロン、または繊毛の場合直径２〜３ミクロンであり、ラメラまたはハネカム表面に直交している。これらは、ラメラまたはハネカム壁上で、多くの場合迷路様の規則性をともなって分布している。すなわち、１つの壁が別の壁に隣接して、５〜１０ミクロン分離されているが、常に離れている。小円鋸歯の限度は、ポリマーの分子量、その分子量分布、相分離の前またはその間の細長いロッド様溶液特性の限度、および冷却領域によって制御されているように見える。緻密化の時、これらの小円鋸歯は、ラメラが互いに対して圧縮されるにつれて、ラメラの所望の制御された間隔あけを少なくとも約５〜１０ミクロンに補強することによって、細孔連結を維持する作用をする。
【００８５】
表面絨毛および小円鋸歯はまた、機械的固定および表面の結合の補助によって、接着において重要な役割も果たす。したがって小円鋸歯状／絨毛状構造の表面テキスチャーは、緻密化の間最もよく保持される。これは、プラスのスポンジ表面をマイナスのベース表面に圧縮することによって達成することができる。理想的にはこのベース表面のテキスチャーは、小円鋸歯／絨毛表面のマイナスの解放である。このようにして、最小限の荷重を加えることによって、第一表面は、第二表面中に正確に鍵を掛け（ｋｅｙ）、これら２つの表面間に最大の表面積接触を生じるであろう。同様に、第一表面を第二表面から取り出す時、有意な表面損傷または損失をともなわずに、必然的に表面の良好な剥離があるであろう。プレスの間の表面のこのマイクロ鍵掛けと同様、スポンジが圧縮工程の間にプレスされる指定されたテンプレート表面の適用によって、スポンジ表面中にマクロパターン化を作り出すことも可能である。このようなパターン化は、組織損傷への一次的止血包帯の適用を補助するような滑り止めパターンを包含しうる。
【００８６】
長方形、円筒形、球形、複雑な形態、および複合形態は、出血の制御のために最適な密度に圧縮されうる。スポンジは、複合形態をともなって調製することができる。典型的な長方形複合形態は、不溶性であるが湿潤性の不織布または織布メッシュをスポンジ中に含めることができるであろう。このことは典型的には、前スポンジ溶液中に存在するメッシュを用いた、スポンジ形成相分離方法を実施することによって行なわれるであろう。不織布メッシュ材料が好ましいが、その理由は、この材料が、スポンジ圧縮方法とより適合性があり、緻密化の間、スポンジ中に裂けを引起こす可能性がより少ないからである。もう１つの実施形態は、０．２５％〜１％キトサン溶液からの低密度キトサンスポンジが、凍結／凍結乾燥によってキトサンスポンジに成形されている場合である。このスポンジはついで、室温で９９％無水酢酸中に少なくとも２４時間浸漬することによって、キチンスポンジ形態へ再アセチル化される。この再アセチル化されたスポンジはついで、キトサン金型溶液（１％〜２％）上に、またはその中に加えることができ、このキトサン溶液は、凍結／凍結乾燥によってスポンジに成形される。キチンスポンジによって強化されたこの複合キトサンスポンジはついで、その後最適な密度にプレスされる。複合形態のもう１つの実施形態は、キトサンスポンジが、最も好ましくは凍結／凍結乾燥手順によって成形されている実施形態である。このキトサンスポンジはついで、０．１Ｍ ＮａＯＨ溶液中での洗浄によって中和され、ついで水中にリンスされ、残留ナトリウム塩および水酸化ナトリウムが除去される。この中和キトサンスポンジ（今や水および血液不溶性である）は、今や適切な金型中の親水性ポリマー塩溶液（ｐＨ≧７）の水溶液の上またはその中に入れられる。この金型は、凍結／凍結乾燥機の中に入れられ、中和キトサンスポンジで強化された親水性スポンジを生成する。その後の複合スポンジはついで、適切な厚さにプレスされる。
【００８７】
非常に好ましい円筒形スポンジ複合形態は、このスポンジが湿潤糸またはテキスタイルの中に形成された形態である。スポンジおよび糸の直径は、典型的には１〜２ｍｍであろう。その軸に垂直なこの糸の圧縮の結果として、直径０．２〜０．５ｍｍの柔軟性キトサン含浸糸を生じ、これは、体内出血損傷、および上を覆う必要がある損傷へ施すための、および出血を制御するために多重裂傷位置の操作のための、強力なたわみ性のある医療用包帯テープとして製織することができる。このようなテープは、出血性の創傷を包含する様々な重症度の創傷へ層化するのに非常に便利であろう。このテープ中の含浸ポリマーは、局部的凝血を加速させ、ならびに組織にしっかりと接着するであろう。この型のキトサン含浸糸は、妥協的に正常な（ｃｏｍｐｒｏｍｉｓｅｄ ｎｏｒｍａｌ）血小板凝血を有する個人、例えば血友病患者およびショック状態にある人において、加速された凝血を与えるであろう。
【００８８】
本発明のスポンジは、機械的手段を用いて結合（ｍａｔｔｅｄ）およびかみ合わせされうる。具体的には、使用した時にこれらの被験体の創傷および組織と接触するスポンジの側は、大きい織目の表面に対して押し付けられうる。この大きい織目の表面は、機械的切断によって調製された表面およびレーザーアブレーションによって調製された表面を包含するが、これらに限定されるわけではない。このスポンジの機械的牽引はまた、使用の時、被験体の創傷および組織と接触するスポンジの表面を、大きい織目の表面に対して押し付けることによって改良されうる。大きい織目の表面は、化学エッチングによって調製された表面、および粒子ブラスチング技術によって調製された表面を包含しうるが、これらに限定されるわけではない。
【００８９】
このスポンジは、親水性ポリマーを含浸されたテキスタイル糸を含んでいてもよい。この糸は、親水性ポリマーを吸収しうる、合成または天然のあらゆる材料であってもよい。例えばこの糸は、植物ベースの材料であってもよい。好ましくはこの糸は、マルチフィラメントである。
【００９０】
このスポンジ創傷包帯は、裏打ち支持層がこれに付着されていてもよい。これは、改良された取扱いおよび機械的特性を与え、これを促進する。この裏打ち層は、キトサンの上部層との直接接着によって包帯に付着または接着させることができる。または接着剤、例えば３Ｍ９９４２アクリレート皮膚接着剤、またはフィブリングルーもしくはシアノアクリレートグルーを用いることができる。この裏打ち支持層はまた、好ましくは実質的に血液不溶性である。この裏打ち支持層はまた、好ましくは実質的に血液不浸透性である。この裏打ち支持層はまた、好ましくは実質的に生物分解性である。この裏打ち支持層は好ましくは、適用の間に包帯のしっかりした取扱いを可能にし、包帯がひとたび適用されたら、手には非粘着性である材料である。
【００９１】
好ましくは裏打ち支持体を形成する材料は、ポリマー材料層である。好ましい裏打ち材料の例には、低モジュラスメッシュ、および／またはフィルム、および／または合成および天然ポリマーの織布が含まれる。合成生物分解性材料には、次のものが含まれるが、これらに限定されるわけではない。すなわち、ポリ（グリコール酸）、ポリ（乳酸）、ポリ（ｅ−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、ポリエチレンのコポリマー、ポリプロピレンのコポリマー、上記ポリマーを合成するために用いられるモノマーのコポリマー、またはこれらの組合わせである。天然の生物分解性ポリマーには、次のものが含まれるが、これらに限定されるわけではない。すなわち、キチン、アルギン、デンプン、デキストラン、コラーゲン、およびアルブミンである。一時的外部創傷用途のための非生物分解性ポリマーには、次のものが含まれる。すなわち、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、またはこれらの組合わせである。
【００９２】
本発明の創傷包帯は、少なくとも約４０ｋＰａ、より好ましくは少なくとも約６０ｋＰａ、最も好ましくは少なくとも約１００ｋＰａの、創傷部位への接着度を有する。同様にこの創傷包帯は、好ましくは約３．０ｍｍ以上、より好ましくは約３．５ｍｍ以上、最も好ましくは約４．０ｍｍ以上、好ましくは約８．０ｍｍ以下、より好ましくは約７．０ｍｍ以下、最も好ましくは約６．５ｍｍ以下の厚さを有する。
【００９３】
本発明の創傷包帯（２．５ｃｍ幅）は好ましくは、１ｋｇ以上、より好ましくは少なくとも１．５ｋｇ、最も好ましくは少なくとも２．２５ｋｇの極限引張り破壊荷重を有する。この同じ包帯は好ましくは、少なくとも５％、より好ましくは少なくとも１０％、最も好ましくは少なくとも１５％の極限伸びを有する。この包帯のヤング率は好ましくは１０Ｍｐａ未満、より好ましくは３Ｍｐａ未満、最も好ましくは１Ｍｐａ未満である。
【００９４】
この創傷包帯は好ましくは、有意量の表面血液を含んでいる創傷部位への創傷包帯の適用に特に有用な補足的牽引表面を含んでいる。この補足的牽引表面は、使用中、典型的には創傷部位から離れた方向への創傷包帯の滑りを避けるためにこの創傷部位を掴む、少なくとも１つの外側表面を含みうる。この補足的牽引表面は、好ましくはトレッドの設計の形態にある。
【００９５】
該創傷包帯は、創傷包帯−血液界面において前記創傷から流れる血液と組合わせて接着性材料を形成しうる。この場合、キトサン接着剤材料は好ましくは、創傷がシールされた時、約５．５以下、より好ましくは約４．５以下、最も好ましくは約４以下のｐＨを有する。キトサン創傷包帯のｐＨを調節する目的で用いられる典型的な酸は、次のとおりである：酢酸、蟻酸、乳酸、アスコルビン酸、塩酸、およびクエン酸。ｐＨを上記のレベルに調節するための、キトサンカチオン／アニオンペアにおける酸アニオン対グルコサミン官能基のモル比は、好ましくは約０．９０、より好ましくは約０．７５、最も好ましくは約０．６０である。
【００９６】
この創傷包帯は、創傷と係合的に接触するため、および生死に係わる重大な出血流の止血を容易にするために、この創傷の形状に適合させることができる。より詳しくはこの創傷包帯は、この創傷の隙間の中に導入される。より好ましくはこの創傷包帯は、管状形状に適合させることができる。ついで形状が変更されたこの創傷包帯は、創傷の中に挿入される。
【００９７】
本発明はまた、人の創傷部位において、創傷からの生死に係わる重大な出血の制御方法についても考察する。この方法は、キトサンを含んでいる生物材料から形成された創傷包帯の供給工程、創傷部位への前記創傷包帯の接着工程、および前記創傷からの生死に係わる重大な前記出血流を実質的に止血する工程を含む。好ましくはこの創傷がシールされ、前記創傷部位からの出血が防止される。同様に、出血、および前記創傷部位の中へおよび／またはそこからのほかの流体の流れが、好ましくは防止される。本発明の包帯は、赤血球を凝集することによって出血部位に強力な血塊を急速に生じるために作用する。これはまた、正常な血小板凝結経路を加速することによって、凝血を促進しうる。
【００９８】
あるいくつかの用途において、該創傷包帯の溶解速度は、凝集速度と比べて比較的遅かった。このバランスは良好な結果を生じるが、それはこの高速での凝集が溶解を停止させるからである。このことは、この創傷包帯の内部の表面構造の均一性の重要性を証明している。この創傷包帯中に、かなり大きい欠陥、例えば粒界または小さい亀裂によって引起こされた通路が存在するならば、その場合には有意な血流が、この欠陥に沿って通路を形成し、非常に望ましくない血液浸透状態を生じ、これは、これらが形成するにつれて、比較的小さいあまり粘性でない凝集区域を洗い流すことがある。同様に、ウエハー表面全体上への加圧下の有意な血流は、先行技術の創傷包帯の創傷接着に悪影響を与えるように見えるが、本発明の創傷包帯の創傷接着には悪影響を与えない。
【００９９】
本発明の創傷包帯の重要な好ましい属性は、キトサンと血液とを組合わせる一方で、結果として生じた「血塊」の機械的一体性、および損傷部のすぐ隣の表面への血塊の結合が得られる手段である。該創傷包帯は、創傷部位における血塊形成を加速し、創傷部位における血塊形成を強化し、創傷部位からの出血を防止する。これはまた、創傷部位中へ、および／またはそれからの血液およびほかの流体の流れも実質的に防止する。
【０１００】
本発明の創傷包帯は、凝血および創傷部位への接着というその二重の能力を維持する一方で、極端な環境中での高いレベルの復元力も示す。この創傷包帯の顕著な復元力は、この包帯の驚くべき物理的特性によって例示される。該創傷包帯は、以前に記載された先行技術の製品とは異なり、構造的復元力を維持しつつ、創傷形状へ適合する顕著な能力も有する。この構造的復元力によって、この創傷包帯が、機械的性質の実質的な喪失をともなわずに、変形後に好ましい形状を取ることが可能になる。
【０１０１】
好ましくは本発明の出血制御包帯は、使用中にこの包帯の滑りを実質的に避けるために創傷区域を掴む表面を含んでいる。典型的にはこの包帯のこの滑り止め表面は、牽引表面を含んでいる。該出血制御包帯は、効果的な滑り止め表面、例えば牽引表面を有することから利点を得ることができる。該出血制御包帯は、滑らかな側と粗い側を有しうる。この粗い方の側は好ましくは、この側もまたより良好な接着特性を示すのであれば、組織または出血表面側である。
【０１０２】
牽引表面は、十分に潤滑された表面（例えば重大な出血の場合に存在する表面）に表面接触の増加した安定性（よりよい牽引）を備えることによって、急速な動脈出血を制御する包帯能力を改良しうる。このような牽引表面は、接着動力学に悪影響を与えず、一方で、包帯適用の決定的な時間中、より制御された安定な組織接触を可能にしつつ、血液の通路を作るのを助ける。例えばこの包帯の組織側は、トレッド設計の形態にある牽引表面を有してもよい。このトレッドは、創傷への適用を受けている時に、包帯が、この創傷から離れた方向において牽引損失を受けるのを防ぐことができるであろう。
【０１０３】
出血制御包帯の滑り止め表面は、互いに連結せず、覆い隠されたリッジをともなって生成されてもよい。このようにして今度は、これらのリッジ間に形成された通路は、完全にまたは一部、互いに対して覆い隠され、このようにして、創傷区域の中へ、またはそこからの制御された血流の戻りを与えるような、制御された連結を与えるであろう。包帯適用の区域における制御された血流は、出血制御包帯におけるリッジまたは特殊な型の応答性ゲートによって維持されうる。出血制御包帯の製造用金型の底部にあるリッジは、牽引制御、例えばリッジなどの形態で、該包帯中の滑り止め表面を可能にする型の凹部を含んでいてもよい。
【０１０４】
このようにして、少なくとも１つのすべり止め表面、例えば牽引表面を有する出血制御包帯を製造することができる。同様に、このような包帯の製造方法が提供されるであろう。最後に、出血制御包帯を製造するための金型を製造することができる。
【０１０５】
接着性ベースおよび上部表面が有利であるような場合、重大な出血を処置するために、両面で接着および凝血が必要とされる時に、容易に剥がし取られるように支持裏打ちを設計することが可能である。
【０１０６】
広い範囲の可能な型の出血創傷に取り組むために、包帯の数多くの出血制御形状が存在する。負傷者が、最初の応答者によって、または潜在的には負傷者自身によって処置されうるように、様々な形状のいくつかの包帯を（例えば戦場の状況において）携帯する必要があることがある。本発明の包帯は、非常に多くの物理的酷使を許容し、それでもなお活性な出血制御基盤に留まりうる。
【０１０７】
この包帯は、局所性血管出血、ならびに小さい局所創傷の処置に理想的である。これはまた、出血部位を容易に圧縮することができない複雑な刺入れ創傷へのパックにもよく適する。
【０１０８】
ひとたび出血制御が本発明を用いて達成されると、末端部創傷を安定させ、創傷縁部を接合し、汚染を防ぎ、決定的な修復のために負傷者の避難を可能にする耐久性包帯を作製することが、一般市民および戦場の出血制御包帯についての主な必要条件である。出血制御包帯の１つの想定された形状は、末端部の周りにきっちりと付着させることができ、かつロックタブ、例えば永久接着性グルーを用いて、剥がし取り表面を介してそれ自体に固定することができる柔軟性のある弾性裏打ちを有する、１０”×１８”包帯である。この形状は、創傷表面を接合し、血流を遠位末端部へ譲歩して追いやることなく、出血制御表面をつけ加えるであろう。これは第一応答者によって、ある場合には負傷兵士によって適用されてもよく、移動下、または輸送中の極端な動きの下でも安定であろう。この包帯は、創傷または皮膚への不都合な接着をともなわずに、これを切り離すことによって除去されるであろうと想定される。
【０１０９】
（Ｂ．圧縮スポンジおよび圧縮複合スポンジの製造方法）
人間の創傷部位における創傷からの生死に係わる重大な出血を制御しうる創傷包帯の製造方法が提供される。このような方法は、上記のようなキトサン生物材料の供給工程を含む。
【０１１０】
構造または形態生成工程は典型的には、溶液から実施され、例えば（相分離を引起こすための）凍結、（フィラメントを生成するための）非溶媒ダイ押出し、（フィラメントを生成するための）電気紡糸、転相、および（典型的には透析およびフィルター膜を生成するために用いられているような）非溶媒での沈殿、または予め形成されたスポンジ様または織布製品上への溶液コーティングなどの技術を用いて達成することができる。２つまたはそれ以上の異なる相が、凍結（典型的には、別個の固相へのキトサン生物材料の分化を用いた水の氷への凍結）によって形成される凍結の場合、凍結溶媒（典型的には氷）を除去するために、したがって凍結された構造を乱すことなく創傷包帯を製造するために、もう１つの工程が必要とされる。これは、凍結乾燥および／または凍結置換工程によって実施されうる。フィラメントは、不織布紡糸方法によって、不織布スポンジ様メッシュに形成することができる。あるいはまたフィラメントは、従来の紡糸および製織方法によって、フェルト化された織布として生成されうる。前記生物材料スポンジ様製品を製造するために用いることができるほかの方法には、固体キトサンマトリックスからの添加ポロゲンの溶解、または前記マトリックスからの材料の穿孔が含まれる。
【０１１１】
好ましくはキトサン生物材料から、一般的な大気ガスが脱ガスされる。典型的には脱ガスは、キトサン生物材料から十分な残留ガスを除去し、したがってその後の凍結操作を受けた時、このガスは洩れず、該創傷包帯製品中に、望まれない大きい空隙または大きな閉じ込められたフォームを形成する。この脱ガス工程は、典型的には溶液形態にあるキトサン生物材料を加熱し、ついでこれに真空を加えることによって実施されてもよい。例えば脱ガスは、この溶液を攪拌しつつ、約５００ｍトルで約５分間真空を加える直前に、キトサン溶液を約６０℃に加熱することによって実施することができる。
【０１１２】
親水性ポリマー生物材料スポンジ溶液処理の１つの実施形態は、当初の脱ガス後に、あるいくつかのガスを溶液中に加えて戻すことである。このようなガスには、アルゴン、窒素、およびヘリウムが含まれるが、これらに限定されるわけではない。この工程の１つの利点は、これらのガスの分圧を含有する溶液が、凍結した時に微小空隙を形成するということである。この微小空隙はついで、氷前線が前進するにつれてこのスポンジを通って運ばれる。これは、十分に画定され、かつ制御された通路を残し、これは、スポンジ細孔の相互連結性を補助する。
【０１１３】
次に、典型的には溶液形態にあるキトサン生物材料が、凍結工程に付される。凍結は好ましくは、キトサン生物材料溶液を冷却し、この溶液温度を室温から凍結点以下の最終温度まで低下させることによって実施される。このようにして、創傷包帯製品の好ましい構造が調製されうる。この最終凍結温度は好ましくは約−１０℃以下であり、より好ましくは約−２０℃以下であり、より好ましくは約−３０℃以下である。好ましくはこの温度は、予め決定された時間にわたって徐々に低下される。例えばキトサン生物材料溶液の凍結温度は、約９０分〜約１６０分の間、約−０．４℃／分〜約−０．８℃／分の一定温度冷却勾配を適用することによって、室温から−４５℃に低下させることができる。
【０１１４】
凍結されたキトサン生物材料はついで、凍結材料の隙間内からの水の除去を受けてもよい。この水の除去工程は、凍結されたキトサン生物材料の構造的一体性を損なうことなく実施されうる。これは、究極的な創傷包帯の構造的配列を破壊することがある実質的な液相を生成することなく達成されうる。このようにしてキトサン生物材料は、中間液相の実質的な形成をともなわずに、固体凍結相から気相に変わる。
【０１１５】
水の除去の好ましい方法は、凍結乾燥工程を用いることによる。凍結キトサン生物材料の凍結乾燥は、この凍結キトサン生物材料をさらに凍結することによって実施することができる。典型的には、ついで真空が適用される。次に、排出された凍結キトサン材料が加熱されてもよい。ついでそこで、加熱され、排出され、凍結されたキトサン材料は、好ましくは乾燥される。
【０１１６】
より具体的には、この凍結キトサン生物材料は、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℃で、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時間の好ましい時間、その後の凍結に付されてもよい。この工程の後、約−４５℃未満、より好ましくは約−６０℃未満、最も好ましくは約−８５℃未満の温度への凝縮器の冷却を行なうことができる。次に、好ましくは大きくてもせいぜい約１５０ｍトル、より好ましくはせいぜい約１００ｍトル、最も好ましくは少なくとも約５０ｍトルの量の真空を加えることができる。ついで、排出された凍結キトサン材料は、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℃で、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時間の好ましい時間、加熱されうる。最後に、乾燥は、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℃で、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時間の好ましい時間、実施することができる。
【０１１７】
その後、キトサン生物材料は、厚みを減少させるため、および前記創傷包帯の密度を増すために、例えば加熱プラテンを使用することによって圧縮させることができる。圧縮温度は好ましくは、約６０℃以上であり、より好ましくはこれは約７５℃以上であり、約８５℃以上である。ついでプレスされたキトサン生物材料は、好ましくは約７５℃までの温度、より好ましくは約８０℃の温度、最も好ましくは約８５℃までの温度へこれを加熱することによって、好ましくはプレコンディショニングされる。プレコンディショニングは典型的には、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時間までの時間実施され、これによって、既に上に記載されているように、前記創傷包帯の接着強さおよび溶解抵抗を増す。
【０１１８】
この加工処理された創傷包帯はついで、滅菌工程に付されてもよい。この包帯は、いくつかの方法によって滅菌することができる。例えば好ましい方法は、照射、例えばγ線照射による。これは、創傷包帯の血液溶解抵抗、引張り特性、および接着特性をさらに向上させることができる。この照射は、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のレベルで実施することができる。この滅菌された創傷包帯はその後、不活性ガス、例えばアルゴンまたは窒素ガスのどちらかでパージされたヒートシールパウチに、保存のためにパックすることができる。
【０１１９】
創傷包帯は、キトサン生物材料から製造される。これは、創傷包帯を創傷部位へ接着させることによって、創傷からの生死に係わる重大な出血流を実質的に止血しうる。この創傷包帯は好ましくは、前記創傷へシールされ、重大な出血の凝結および凝集を用いて、前記創傷部位へ前記創傷包帯を接着させることによって前記創傷部位からの出血を防止する。この創傷包帯は好ましくは、この創傷の周りからの赤血球を凝結および凝集しつつ、創傷部位へ強力に接着する。したがって圧力は、好ましくは最初の５分の適用の時に用いる必要があるだけである。本発明の１つの形態において、この器具は、専門的な医療的介入が可能になるまで、負傷者を生存させておくために、熟練していない実行者によってさえ適用される一時的包帯になるように設計されている。
【０１２０】
（Ｃ．圧縮スポンジにおいて使用される活性剤）
この圧縮スポンジはさらに、活性成分を含んでいてもよい。この活性成分は、次のものであってもよいが、これらに限定されるわけではない。すなわち、創傷の性質もしくは患者の病状に応じて、ヒト血清アルブミン、カルシウム、ウシトロンビン、ヒトトロンビン（ｈトロンビン）、ｒｈトロンビン、第ＶＩＩａ因子、第ＸＩＩＩ因子、第ＸＩＩＩ組換え因子（第ＸＩＩＩ ｒ因子）、トロンボキサンＡ２、プロスタグランジン−２ａ、上皮増殖因子、血小板由来増殖因子、フォンビルブラント因子、腫瘍壊死因子（ＴＮＦ）、ＴＮＦ−α、形質転換増殖因子（ＴＧＦ）、ＴＧＦ−α、ＴＧＦ−β、インシュリン様増殖因子、線維芽細胞増殖因子、ケラチン細胞増殖因子、神経成長因子、ペニシリン、アンピシリン、メチシリン、アモキシシリン、クラバモックス、クラブラン酸、アモキシシリン、アズトレオナム、イミペネム、ストレプトマイシン、カナマイシン、トブラマイシン、ゲンタマイシン、バンコマイシン、クリンダマイシン、エリスロマイシン、ポリミキシン、バシトラシン、アムホテリシン、ナイスタチン、リファムピシン、テトラサイクリン、ドキシサイクリン、およびクロラムフェニコール、またはこれらの組合わせである。例えば軍事的環境で受けた創傷は、抗生物質、抗菌剤、および凝血因子を含んでいてもよい。外科手術における癌患者は、活性剤の異なる組合わせを受けてもよい。
【実施例】
【０１２１】
（実施例１：出血制御テスト）
表１は、出血制御テストのために入手された主要キトサン材料のリストを提供する。ゲルフォーム（商標）＋トロンビン、およびブタの脾臓実験のためのサージセル（商標）対照、およびブタの大動脈穿孔への使用のためのジョンソン・エンド・ジョンソンの４”×４”ガーゼ対照を除いて、本明細書に記載された包帯材料はすべて、キトサンベースであった。
【０１２２】
【表１】
＊鉛、水銀、ビスマス、アンチモン、錫、カドミウム、銀、銅、およびモリブデンの許容限度以下。ＮＡ＝入手できない
水溶液（２．００％ｗ／ｗ）を、アメテック製の清潔な滅菌１リットルパイレックス（登録商標）フラスコにおいて、限外濾過（ＵＦ）水および乾燥キトサンから調製した。カルボマー、プリメックス、およびジェニスのキトサン材料の場合、氷酢酸（オルドリッチ、９９．９９％）１．０％または２．０％ｗ／ｗを、水性混合物に添加した。４０℃で１２〜４８時間、フラスコの振とうによって溶解が得られた。溶液を、凍結の直前に５００ｍトルで、室温において真空を加えることによって脱ガスした。
【０１２３】
創傷包帯を、キトサンの２％水溶液から調製した。これを、テフロン（登録商標）コーティングされたアルミニウムまたはポリスチレン金型中に、少なくとも１．５ｃｍの深さまで注ぎ込み、−８０℃レブコフリーザーにおいて、−４５℃で３時間凍結した。あるいはまた凍結は、Ｖｉｒｔｉｓ Ｇｅｎｅｓｉｓ３５ＥＬ凍結乾燥機内のたなで実施した。創傷包帯において、多くともせいぜい１０％の収縮しかなく、最終凍結乾燥創傷包帯密度は、０．０３３ｇ／ｃｍ３近くであった。２つの型の成形創傷包帯の横断面図を、図１および２に示す（異なる凍結率）。観察された構造（図３）は、バルク溶液中の冷却率によって、異なる表面において影響を受けた。その後、これらの創傷包帯における構造を、配合、金型（サイズおよび形状）、および凍結条件によって制御した。最適な創傷包帯構造は、直径５０ミクロンに近い均一な相互連結細孔、または冷却平面に垂直なラメラおよび六角形構造からなる開放気孔の構造であった。これらの構造は、非常に効率的かつ急速な血液凝固のために、大きい比表面積の、降伏柔軟性であるが強力な制御された創傷包帯になるであろう。典型的には、このような構造に対して有効な比表面積は、５００ｃｍ２／ｇ超であった。図５における走査電子顕微鏡写真は、創傷包帯のベース表面における典型的な開放気泡構造を示している。これらの創傷包帯は、対流式オブンにおいて、構造、および酢酸濃度の分布を最適化するために、１時間半、８０±１℃で加熱した。この工程は、出血部分における創傷包帯の接着特性（典型的には真皮への接着＞４０ｋＰａ）を最適化するために不可欠であることが発見された。
【０１２４】
これらの創傷包帯は、５０ｋＰａに近い荷重下、８０±５℃で、１７ｍｍ厚さから５．５±０．５ｍｍへ（およその密度０．０３±０．００５ｇ／ｃｍ３から０．１２±０．０２ｇ／ｃｍ３へ）直ちに圧縮された。図４は、加熱および圧縮後、出血制御のための典型的な好ましいキトサン創傷包帯のベースの外見を示している。
【０１２５】
（実施例２：創傷包帯の調製および評価）
止血創傷包帯を、次のようにして調製した：
ａ）８５％以上の脱アセチル化度、２６ｐｐｍ未満の金属成分、および９０％超の乾燥固体含量を有する乾燥キトサン粉末またはフレークを、４０℃で２％水溶液（ｗ／ｗ）中で、約２または１％酢酸（ｗ／ｗ）を用いて作製した。
【０１２６】
ｂ）上のａ）からのキトサン溶液を、減圧下、約５００ｍトルまでで、攪拌下少なくとも５分間脱ガスし、金型の中に１．７ｃｍの深さまで注ぎ入れた。あるいくつかの低密度のフォーム構造は、出血部分における即時溶解による問題を示した。これらの問題は一般に、この溶液の完全脱ガスによって回避された。
【０１２７】
ｃ）この脱ガスキトサン溶液を含有する金型を、室温から−４５℃へ冷却することによって凍結した。直線的冷却勾配を９０分間にわたって用い、温度を少なくともさらに１時間−４５℃に維持した。
【０１２８】
ｄ）凍結されたキトサンを、ついで−７０℃以下の温度、約１００ｍトルの真空にある凝縮器を用いて凍結乾燥した。たなの温度は、−４５℃〜−１５℃の勾配を付け、１０時間そのレベルに保持した。ついでさらなる３６〜４８時間の１０℃における凍結乾燥を実施した。凍結乾燥は、もとの凍結プラーク質量の約２．８％近くに達するまで実施した。
【０１２９】
ｅ）もとの質量の２．８％においてこのプロセスを停止し、凍結乾燥された創傷包帯を、金型から取り出した。
【０１３０】
ｆ）形成された製品は、そのもとの凍結容積から１０％収縮している、酸緩衝水溶性高比表面積創傷包帯であった。この創傷包帯構造は一般に、５０〜８０ミクロン直径の相互連結細孔を有する均一開放多孔質構造であった。超冷却が影響されない、わずかに異なる冷却領域を用いて、ラメラ／六角形構造（シート間に５０ミクロンに近い分離を有する、５ミクロン厚さに近い均一に薄いキトサンシートを有するもの）が得られた。
【０１３１】
ｇ）ついでこの創傷包帯を、６０±２０ｋＰａ圧力の加圧下、８０±２℃に加熱された平滑で平らなプラテン間で（１．７ｃｍから約０．５ｃｍの厚さへ）圧縮した。
【０１３２】
ｈ）次にこの包帯を、対流式オブンにおいて、８０±５℃で３０分間加熱することによって状態調節した。
【０１３３】
ｉ）ついで各創傷包帯を、標識されたカパック５３０ヒートシールパウチに保存した。
【０１３４】
ｊ）その結果生じた、プレスされた創傷包帯は、強靭で、柔軟性、止血性であり、湿潤組織に接着性があり、かつ流れている血液による溶解へ抵抗性があった。
【０１３５】
ｋ）改良された溶解特性、改良された接着強さ、および滅菌は、窒素雰囲気下、１５ｋＧｙγ線照射へのこの創傷包帯の暴露によって得られた。
【０１３６】
様々な組成および構造の出血制御包帯の候補の止血の生体内評価は、ますます誘発的になって行く動物出血モデルにおいてスクリーニングした。単一の再生産可能なモデルにおいて非常に多数の候補包帯をスクリーニングすることができるように、およびこれらを従来の材料と比較することができるように、脾臓裂傷モデルを利用した。これは最も誘発的でない出血モデル（約２〜５ｍＬ／分の軽度のじくじくした出血）ではあるが、最も初期の創傷包帯配合物は、このテストに合格しなかった。同様に、すべてのキトサンゲル、粉末は、このテストに合格せず、一方で、フィルムは性能が劣った。
【０１３７】
重大な出血モデルのテストに先立ち、ブタを全身的静脈内ヘパリンで抗凝固し、より良好な材料を、カプセル化脾臓ストリッピングモデル（約１０〜２０ｍＬ／分の強いじくじくした出血）においてテストした。このテストに合格したいくつかの材料をついで、抗凝固されたブタにおける頚動脈裂傷モデル（約５０ｍＬ／分）において評価した。このテスに合格した候補材料の創傷包帯配合物をついで、胸または腹部大動脈に４ｍｍ直径の穿孔が作られたブタ大動脈切開モデルに対してテストした。重大な血管出血（１００ｍＬ／分以上の出血率）のこれらの誘発的モデルが合格した材料は、肝臓損傷の重症（グレードＶ）モデルにおいてもテストした。
【０１３８】
このテストは、以前に処置を受けており、かつ評価のために犠牲にされるよう計画されている健康な動物に対して実施した。すべての実験は、１９９６ Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｒｅｓｅａｒｃｈ Ｃｏｕｎｃｉｌ，“Ｇｕｉｄｅ ｆｏｒ ｔｈｅ Ｃａｒｅ ａｎｄ Ｕｓｅ ｏｆ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｙ Ａｎｉｍａｌ”および適用しうる合衆国の規制にしたがって実施された。この動物の同定後、筋肉内（ｉ．ｍ．）テラゾール４〜９ｍｇ／ｋｇで麻酔を導入した。マスクによってイソフルランを与え、動物に挿管した。
【０１３９】
裂傷およびカプセルストリッピング実験のためのキトサンパッチは、３７ｍｍ直径創傷包帯からカットされた同サイズの１／４片か、またはより大きい創傷包帯からカットされた１．５ｃｍ×１．５ｃｍの創傷包帯片のどちらかであった。
【０１４０】
ゲルフォーム（商標）＋トロンビンまたはサージセル（商標）の対照材料を、１．５ｃｍ×１．５ｃｍ片から調製した。ゲルフォーム（商標）サイズ１００、吸収性ゼラチン創傷包帯は、Ｐｈａｒｍａｃｉａによって供給された。酸化セルロースであるサージセル（商標）は、Ｅｔｈｉｃｏｎから供給された。局所トロンビン（ウシ起源）１０，０００Ｕ．Ｓ．単位は、Ｊｏｎｅｓ Ｐｈａｒｍａによって供給された。ゲルフォーム（商標）＋トロンビンは、使用前に、１．５ｃｍ×１．５ｃｍ×０．８ｃｍ創傷包帯を、トロンビンに３０分間浸漬することによって調製した。
【０１４１】
正中腹側開腹（ｍｉｄｌｉｎｅ ｖｅｎｔｒａｌ ｌａｐｏｒａｔｏｍｙ）を実施した。脾臓の上半分を、（手術創を布鉗子と並置して）体外に出した。表面を、湿潤ラップパッドからの滅菌生理食塩水溶液を加えることによって湿らせたままにした。
【０１４２】
抗凝固のために、右大腿動脈を外科的に単離し、６Ｆシースでカニューレ挿入し、血液サンプルの採取を可能にした。活性化凝固時間（ＡＣＴ）を、静脈内に５，０００単位のヘパリン投与前、ヘパリン投与の１０分後、およびその後２０分毎に測定した。ＡＣＴレベルが２００秒未満であるならば、２，０００単位のヘパリンを投与し、ＡＣＴを１０分後に再測定した。動物が確かに抗凝固されるように、ＡＣＴ＞２００秒まで、これを繰返した。
【０１４３】
脾臓テストの範囲の境界を定め、布鉗子および湿潤パッドを使用し、最も接近した非テスト表面のみを暴露することによって、これを湿潤させたままにした。次のようにして、テストパッチの適用前に、単一の損傷を作った：
（ｉ）裂傷モデルにおいて、４ｍｍのブレードが突き出るように直角ピンセット中に配置された＃１１外科ブレードを用いて、損傷（８ｍｍ長さ×４ｍｍ深さ）を作った。
【０１４４】
（ｉｉ）カプセルストリッピングモデルにおいて、クランプされた＃１１ブレードおよび外科バサミを用いて、損傷（５ｍｍ×５ｍｍ×４ｍｍ深さ）を作った。
【０１４５】
損傷を作った後、３０秒間出血させておいた。表面血をガーゼで除去し、その後、３０秒間一定の均一圧力を用いて、テストパッチをこの損傷に指で適用した。ついで指の圧力を取り除き、パッチを２分間観察した。この段階で、試行数を記録した。観察しうる再出血が発生するならば、再出血までの時間を記録し、次の試行（３０秒出血、ガーゼでの血液の拭き取り、３０秒の指の圧力、ついで２分間の観察）を開始した。１つのテストパッチについての試行は、２分間の観察時間後に再出血が発生しない時、または６回試行で再出血が観察される場合に完了した。創傷が６回試行時間の間再出血を続けるならば、その場合にはこの不合格のパッチを取り除き、ゲルフォーム＋トロンビンパッチを適用した。新たな損傷を作り、別のパッチをテストした。
【０１４６】
頚動脈裂傷モデルの場合、キトサンパッチ（３７ｍｍ×２５ｍｍ）を、３７ｍｍ直径の圧縮創傷包帯、またはより大きい創傷包帯からカットした。適用しやすくするために、これらの創傷包帯のいくつかは、３Ｍ９９４２皮膚接着剤でキトサンへ接着された３Ｍ９７８１フォーム医療テープの上部層を有していた。対照として、ゲルフォーム（商標）＋トロンビンを用いた。
【０１４７】
垂直切開を行なって、１０ｃｍ長さの頚動脈を暴露した。筋膜を引っ込め、動脈が組織の平らなベース上に支持されるまで、周りの軟組織を切り裂いた。結紮縫合を、暴露された動脈の近位および遠位に配置した。これらをクランプし、１．５ｃｍ切開を、動脈中に長手方向に行なった。
【０１４８】
抗凝固のために、右大腿動脈を外科的に単離し、６Ｆシースでカニューレ挿入し、血液サンプルの採取を可能にした。活性化凝血時間（ＡＣＴ）を、静脈内に５，０００単位のヘパリン投与前、ヘパリン投与の１０分後、およびその後２０分毎に測定した。ＡＣＴレベルが２００秒未満であるならば、２，０００単位のヘパリンを投与し、ＡＣＴを１０分後に再測定した。動物が確かに抗凝固されるように、ＡＣＴ＞２００秒まで、これを繰返した。
【０１４９】
切開を行なった後、動脈を２秒間出血させておき、ついで１分間圧迫した。圧迫を取り除き、タイを再びクランプした。この区域を生理食塩水で洗い流した。パッチの適用２秒前にタイのクランプを外した。圧力を、３秒間、パッチ全体に均一に加えた。出血が加圧の３０分以内に観察されるならば、その場合にはさらに３分間の圧力を再び加えた。パッチが接着しないならば、その場合にはこれを新しいパッチと取り替えた。各々の再加圧、または同じ型のパッチの取り替えは、そのパッチ型についての試行期間として取扱った。特定の創傷包帯についての試行は、３０分後に周りから、またはパッチを通して出血が観察されないならば完了したと考えられた。３０分の止血（創傷から観察しうる出血がない）を得るのに要した試行数に関して、材料をランク付けした。
【０１５０】
ブタ大動脈の穿孔の場合、２．５ｃｍ直径片にカットされた圧縮キトサン創傷包帯のサンプルパッチ、または４”×４”外科用ガーゼの対照を用いた。
【０１５１】
腹部および胸大動脈のどちらかまたは両方を、前者の場合正中腹側開腹により、後者の場合胸骨切開によって暴露した。筋膜および胸骨をクランプし、タイを切開部位の近位および遠位に配置した。結紮クランプを適用している間、＃１１外科用メスブレードを用いて、大動脈の壁を通して３ｍｍの切開を行ない、４ｍｍ直径のメドトロニック（商標）血管パンチを、この切開を通して挿入し、大動脈中に４ｍｍ直径の孔を作った。このパンチを取り除き、タイオフクランプを、この孔へ加えられた指の圧力を用いて解放した。
【０１５２】
パッチは、中指で大動脈中の孔に圧力を加えながら、親指と人差し指との間に保持した。この中指からの圧力は、出血部位への創傷包帯の適用の１秒前に解放した。創傷包帯は、大動脈孔を覆うパッチへ人差し指を通して加えられたしっかりした圧力によって定位置に保持された。パッチの適用の間に創傷から漏れた血溜まりを、吸引して取った。３分の指の圧力の後、指を取り除き、パッチを、連続した出血および接着の悪さの兆候について観察した。
【０１５３】
連続した出血または再出血が、パッチ適用後の最初の３０分後に観察されたならば、その場合にはさらに３分の圧力を加えた。止血が依然として完了しないならば、その場合には同じ創傷包帯のもう１枚のパッチを準備し、古いパッチを除去し、新たな試行を開始した。試行は、３０分の時間後に周りから、またはパッチを通して出血が観察されなかったならば完了と考えられた。３０分の止血（創傷から観察しうる出血がない）を得るのに要した試行数に関して、材料をランク付けした。対照ガーゼサンプルを、１つの試行の間にキトサン創傷包帯と同じ方法で適用した。
【０１５４】
すべての動物は、耳介静脈を介したバルビツレート（Ｅｕｔｈａｓｏｌ、１ｍＬ／１０ ｌｂ）の注射での麻酔下にある間に安楽死させた。動物は、実験処置の終了時、またはこの動物が有害な作用を受けた場合は終了前に、安楽死させた。
【０１５５】
テストは、出血制御が得られる前に必要な試行数、および再出血までの時間（脾臓試行の場合のみ）にしたがって、０．０〜６．０にランク付けした。１回のみの試行しか必要でなく、再出血がないテストは、０．０とランク付けした。２回目の試行を必要とし、かつ最初の試行の再出血までの時間が９０秒であったテストは、次のようにランク付けした：
【０１５６】
【数１】
（脾臓の場合）またはほかのモデルにおいては１．０。
【０１５７】
止血を得るのに４回の試行を必要とし、かつ３回目の試行において脾臓再出血までの時間が３０秒だったテストは、次のようにランク付けした：
【０１５８】
【数２】
（脾臓の場合）またはほかのモデルにおいては３．０。
【０１５９】
急速な溶解、接着の欠如、または制御されない出血によって完全に不合格だったサンプルは、６．０＋とランク付けした。
【０１６０】
要するに、止血が悪ければ悪いほど、次の式によって規定されるように、ランクが高くなった：
Ｒ＝Γ＋Λ
ここで、Γ＝出血を止めるまでの試行数−１
【０１６１】
【数３】
Ａ＝試行時間
脾臓調査の結果を、表２、３、および４に要約する。
【０１６２】
表２は、組成および構造に関して最適化されていないキトサンテストサンプルの挙動を例証している。これらの非最適化材料は、サージセル（商標）の負の対照（表４）に対して、劣るから、匹敵しうる、および部分的にのみ、より良好にまでわたっていた。リン酸塩緩衝液の存在は、サージセル（商標）よりもわずかにより効果的であるだけの、接着性が悪く、遅い止血性のパッチを生じた。キトサンフィルムは、中程度に接着性であり、出血に対して適当なシールを与えたが、その透明な表面の下の血液のゆっくりとした噴出によって証明されているように、非常に遅い止血性しかなかった。さらに初期の試行は一般に、成形された創傷包帯の上部表面に低密度フォームの兆候を示した。この低密度フォームは、創傷包帯の上部表面が、出血部位に適用されたならば、溶解および圧潰を受けやすいことが分かった。このフォーム作用は、凍結前の溶液の脱ガスによって避けることができるであろうことがその後発見された。低分子量キトサン創傷包帯（１％溶液粘度＜５０ｃｐｓに対して）は、出血部位中への溶解を非常に受けやすく、これらをパッチ用途には適さないものをすることが分かった。グルタメート対アニオンは、よりソフトな創傷包帯を生じたが、重大な出血部位において容易に溶解された創傷包帯を生じるという犠牲をともなった。アセテート対イオンを有する低密度創傷包帯（０．０５ｇ／ｃｍ３未満のもの）もまた、溶解および圧潰によって危うくされやすいことも分かった。
【０１６３】
表３は、好ましい組成および構造の最適化されたキトサン創傷包帯のランク付け結果を示している。これらの創傷包帯は、より高い分子量（１００ｃｐｓ超の１％溶液粘度に対して）を有するキトサンから構成され、０．１２ｇ／ｃｍ３に近い創傷包帯密度を有していた。中程度に出血している脾臓テストにおいて、最適化された創傷包帯についての結果は、Ｗｉｌｃｏｘｏｎの順位和検定を用いて、ゲルフォーム（商標）＋トロンビンの正の対照から識別不可能であることが発見された（Ｚ＝−０．５２７、ｐ＝０．５９８）。同じ統計方法を用いて、これらの創傷包帯は、性能の低いサージセル（商標）対照とは有意に異なることが証明された（Ｚ＝−３．９６、ｐ＝．０００１）。
【０１６４】
図６は、脾臓表面への最適化キトサン創傷包帯のぴったりした接着、ならびに損傷のすぐ近くにおける赤血球の凝集を（Ｈ＆Ｅ染色組織切片を介して）示している。
【０１６５】
頚動脈損傷モデルについてのランク付けを、表５に要約する。このモデルにおいて、最適化キトサンパッチは、試行３、５、および６において非常に良好な性能であった。第一試行１および２よりも優れた性能の改良は、この創傷包帯のすぐ上部の表面への支持裏打ち（３Ｍ９７８１フォーム包帯）の適用によるものであった。この裏打ちによって、創傷包帯全体へより均一な圧力を加えることが可能になり、この包帯を適用している人が、指を粘着させずに、パッチ表面から容易に指を取り除くこと、および創傷からのパッチの剥離を生じさせることができた。頚動脈モデルを用いて、脾臓損傷モデルにおいて可能であるよりも重大な動脈出血状態を調査した。ゲルフォーム（商標）＋トロンビンを、可能な正の対照として調査したが、非常に出血している部位において溶解することが分かった。
【０１６６】
表６は、大動脈損傷モデルの結果を要約している。ガーゼ包帯（４”×４”）を、対照包帯として用いた。この対照は、すべての試行期間において重大な出血を止めることができないが、一方で、最適化キトサン大動脈パッチは、パッチのわずか１回または２回の適用後、この創傷において観察された非常に高いレベルの出血を迅速に停止し、その後凝血させることができることが分かった。正確な有意性（両側 ｐ＝０．００２）は、サンプルと対照のランク付け間に差異がない確率について決定された。平均して、パッチ適用後の失血は、この創傷が最初の試行の時に止血されるならば最少であった（＜５０ｍＬ）。２回目の試行が必要とされるならば、パッチ適用後の失血は、１００ｍＬ超であるが、３００ｍＬ未満であった。平均して、キトサン創傷包帯の場合、パッチ適用後、１５０ｍＬ未満の血液が失われ、一方で、３つのガーゼ対照調査の場合、各動物について１リットル超の血液が失われた。キトサン創傷包帯調査の場合、生存率は１００％であったが、一方で、ガーゼ調査の場合、これらの動物のどれも（０％）生存しなかった。キトサンパッチは、３０分の試行期間にわたって、および動物が犠牲にされるまで（これは一般に１〜２時間後であった）、連続した止血有効性を示した。図７は、重大な胸創傷をシールする典型的なキトサンパッチを示している。図７においてパッチによってシールされた切除大動脈の内腔側（損傷を示している）が、図８に示されている。図９は、図７および８の損傷を通して撮られた染色組織切片の顕微鏡写真を示している。損傷部位における強い凝血の証拠は、動物を犠牲にした時の大動脈の除去および検査の時（図９）、および生きている動物におけるパッチの除去後（３０分超の適用後）にその後の再出血がなかった試行番号１６の場合に見られた。
【０１６７】
【表２】
緻密型＝緻密創傷包帯（約０．１２ｇ／ｃｍ３）
ＰＢＳ処理＝リン酸緩衝生理食塩水中に浸漬することによって中和された創傷包帯
ＬＤ型＝低密度創傷包帯（約０．０３／ｃｍ３）
ＦＦ型＝高速凍結創傷包帯
フィルム型＝溶媒キャストフィルム（５００ミクロン）。
【０１６８】
【表３】
【０１６９】
【表４】
【０１７０】
【表５】
緻密型＝緻密スポンジ創傷包帯（約０．１２ｇ／ｃｍ３）。
【０１７１】
【表６−１】
【０１７２】
【表６−２】
【０１７３】
【表６−３】
緻密型＝緻密スポンジ創傷包帯（約０．１２ｇ／ｃｍ３）。
【０１７４】
（実施例３：ブタの肝臓モデルにおける肝臓出血の制御）
米軍科学技術目標Ａ、出血制御（ＵＳ Ａｒｍｙ Ｓｃｉｅｎｃｅ ａｎｄ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ Ｏｂｊｅｃｔｉｖｅ（ＳＴＯ）Ａ，Ｈｅｍｏｒｒｈａｇｅ Ｃｏｎｔｒｏｌ）は、戦場での出血制御のニーズを前進させるために、２０００年に設立された。ＳＴＯの一般的な戦略目標は、戦場の犠牲者の出血による死者数を減少させる製品および方法の開発として要約することができる。出血制御製品および方法の必要条件は、次のように記載された：
これらは、次の者の一人またはそれ以上による使用のために実行可能なものでなければならない。すなわち、自分自身（負傷した戦闘員）、戦友（負傷した兵士を助ける仲間の非医療兵）、戦闘救助員、衛生兵、医師助手、および大隊軍医である。これらは、荒涼とした土地、限られた視野、および極限環境を包含する遠い前線の戦場条件における使用のために実行可能なものでなければならない。製品および方法は、外部電源を必要とするものであってはならない。すべての器具は、携帯型であり、かつ耐久性のあるものでなければならない。遠い前線で使用可能な製品および方法はまた、より高い看護レベルでも用いられると予想される。ＳＴＯの特異的戦略目標は、遠い前線の戦場条件下、圧縮性の出血へ使用するための新しいまたは改良された止血剤の開発である。圧縮性および非圧縮性部位への使用のための単一製品が望まれる。
【０１７５】
ＳＴＯの一部として、ブタの肝臓モデルにおける肝臓出血制御の調査が、本発明の出血制御包帯を用いて、テキサス州サン・アントニオ、フォート・サム・ヒューストンの米軍外科研究所（ＵＳ−Ａｒｍｙ Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅ ｏｆ Ｓｕｒｇｉｃａｌ Ｒｅｓｅａｒｃｈ）（ＩＳＲ）で実施された。この調査は、失血に対するキトサン出血制御包帯の効果、およびブタにおける重大な静脈出血および肝臓損傷の標準化モデルの生存率を決定するために実施された。このモデルは、米軍ＩＳＲにおける多くのほかの止血包帯を調査するために用いられてきた。
【０１７６】
交雑育種された商用ブタを、この調査に用いた。動物は、実験室動物取扱いの評価および認定国際協会（Ａｓｓｏｃｉａｔｉｏｎ ｆｏｒ ｔｈｅ Ａｓｓｅｓｓｍｅｎｔ ａｎｄ Ａｃｃｒｅｄｉｔａｉｏｎ ｏｆ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｙ Ａｎｉｍａｌ Ｃａｒｅ，Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ）によって認定された施設において管理された。この調査は、テキサス州フォート・サム・ヒューストンの米軍外科研究所の施設による動物実験委員会によって承認された。動物は、実験動物の管理と使用に関する指針（Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅｓ ｏｆ Ｈｅａｌｔｈ ｐｕｂｌｉｃａｔｉｏｎ ８６−２３、ｒｅｖｉｓｅｄ １９９６）にしたがって人間の世話を受けた。
【０１７７】
動物は、キトサン包帯またはガーゼスポンジのどちらかを受けるように無作為に割り当てられた（表７参照）。外科的準備は、次のものからなっていた：動物を、外科処置の３６〜４８時間前、断食させ、水は無制限に許した。グリコピロレート、およびチレタミンＨＣｌとゾラゼパムＨＣｌとの組合わせ（テラゾール（登録商標）、Ｆｏｒｔ Ｄｏｄｇｅ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ，Ｆｏｒｔ Ｄｏｄｇｅ，ＩＡ）での前投薬後に、５％イソフルランを用いたマスクによって麻酔を導入した。ブタに挿管し、ベンチレータを装着し、イソフルランを用いて維持した。頚動脈および頚静脈カテーテルを、外科的に配置した。開腹術を実施し、脾臓摘出術および膀胱カテーテル設置を完了した。さらなる実験処置に先立って、３７．０℃〜３９．０℃の直腸温度、および１５分の安定平均動脈圧（ＭＡＰ）が必要とされた。血圧および心拍数は、連続データ収集システム（Ｍｉｃｒｏ−Ｍｅｄ（登録商標），Ｌｏｕｉｓｖｉｌｌｅ， ＫＹ）を用いて、調査期間全体を通して１０秒間隔で記録した。各動物が、正常な血小板数、プロトロンビン時間、活性化部分トロンボプラスチン時間、および血漿フィブリノゲン濃度を示すことを確認するために、ベースライン動脈血サンプルを収集した。
【０１７８】
肝臓損傷を誘発した。この方法は、次のものを含んでいた。適切な暴露を可能にするために、左右の中葉を手で持ち上げることによって、肝臓を引っ込めた。次に、「Ｘ」形状に構成された２つの４．５ｃｍの鋭い歯を有する特別設計のクランプを、肝臓の隔膜表面上で、その中心を左右の中葉の交差点の約２〜３ｃｍ背後になるように配置した。この器具のベースプレートを、内蔵表面の方形葉の下に配置した。損傷は、この器具の歯がこの器具のベースプレート中の対応溝の中に収容されるように、柔組織、およびこれら２つの中葉の下にある血管を通してこれらの歯をクランプすることによって誘発した。肝臓の最初の貫通後、この器具を開いて、これらの歯を引き出し、第二適用が第一適用と５０パーセントだけ重なるように、動物の左側に再配置した。この再配置に続いて、肝臓を二度目に貫通した。肝臓損傷の書類作成は、実験期間の終わりに肝臓の切除および検査によって完成した。損傷は、中心に組織の小さい島のある大きい星状創傷として現れ、約１０×８×４ｃｍであった。損傷は、何度も何度も突き刺されて、左の中葉静脈、右の中葉静脈、および門脈肝臓静脈が裂傷を受けた。
【０１７９】
損傷の３０秒後、すべての動物において、温かい（３８℃）乳酸塩化リンゲル液を用いて蘇生が開始された。再生の目標は、ベースラインＭＡＰに戻すことであった。流体は２６０ｍＬ／分で投与された。この蘇生方式は、目標に達するまで続行され、６０分の調査時間の間、ＭＡＰが減少した場合再開された。蘇生の開始と同時に（損傷後３０秒）、処理は次のように適用された：１枚の包帯を、貫通損傷を覆うように方形葉の表面に適用し、２つのほかの包帯を、横隔膜方向から損傷の中に詰め込んだ。背−腹方向に６０秒間圧迫を加えた。６０秒後、止血が得られたかどうかを決定するために、損傷を調べた。次に、適用者の手を再配置し、側面−内側方向に圧力を６０秒間加え、止血についての観察を行なった。この手順を、全部で４回の６０秒間の圧迫の間繰り返した。いずれかの圧迫後に止血が完了したら、それ以上の圧迫は実施しなかった。止血は、損傷部位から視覚的に検知しうる出血の不存在として定義された。
【０１８０】
処理適用の完了後、腹部を閉じ、動物を、損傷後６０分間、または死ぬまで、どちらが先になったにせよ、監視した。６０分前の死は、心拍数０として規定された。６０分の時点で、生存している動物は、ペントバルビタールの過剰投与によって安楽死させた。
【０１８１】
損傷の誘発直後、処理適用の開始まで、血液を腹腔から連続的に吸引した。容量を決定し、処理前失血として表わした。調査期間の終了時、各々の腹部を開き、液体、および凝血した腹腔内血液を吸引し、測定した。これは、処理後失血として表わされた。さらには、総蘇生流体使用を記録した。損傷前の動物血液容量を、以前に記録されているように評価した（Ｐｕｓａｔｅｒｉ ｅｔ ａｌ．，Ｍｉｌ．Ｍｅｄ．１６６，２１７−２２２，（２００１））。
【０１８２】
体重、推定血液容量、裂傷を受けた血管数、ベースラインＭＡＰ、生存時間、損傷前ＭＡＰ、処理前失血、および包帯接着評点が、ＳＡＳのＧＬＭ手順を用いた分散分析によって分析された。データは、最小２乗平均±最小２乗平均の標準誤差として報告されている。データは、変数および非正常の異質性について調べられた。これらの条件は、処理後失血および流体使用データについて検出された。したがって失血および流体使用データは、分析前にｌｏｇ変換された。これらの変換されたデータは、分散分析によって分析された。これらのデータは、逆変換された平均および９５％信頼区間（９５％ＣＩ）として表示される。メスおよびオスの分布、止血、および生存データは、ＳＡＳのＦＲＥＱ手順を用いて、フィッシャーの精密検定によって分析された。データは、比例およびパーセンテージとして報告される。すべての比較のために、両側検定が用いられた。
【０１８３】
動物の体重、推定血液容量、動物の性の分布、ベースラインＭＡＰ、損傷前ＭＡＰ、肝臓損傷の中で裂傷を受けた主要血管の数、または処理前失血において、処理グループ間に差はなかった（表８および９参照）。
【０１８４】
処理後失血は、ガーゼ創傷包帯対照と比較して、キトサングループにおいて減少されていた（ｐ＝０．０１）。流体使用における有意差は観察されなかった。生存率は、キトサングループにおいて増加していた（ｐ＝０．０４）。止血は、損傷後３分および４分の時点で、キトサングループにおいて、より頻繁に発生した（ｐ＝０．０３）。生存時間は、キトサングループにおける高い生存レベルのために、統計的に比較することができなかった（表１０参照）。
【０１８５】
【表７】
【０１８６】
【表８】
【０１８７】
【表９】
【０１８８】
【表１０】
この米軍ＩＳＲ調査（Ｐｕｓａｔｅｒｉ ｅｔ ａｌ．Ｊ．Ｔｒａｕｍａ，５４，１７７−１８２，（２００３））は、独立した調査において、標準的４”×４”ガーゼよりも優れたキトサン創傷包帯の有意に改良された性能を証明している。米軍ＩＳＲは、本発明の特許請求の範囲の包帯の場合、および赤十字社によって開発されつつある乾燥フィブリントロンビン創傷包帯の場合、重大な血流の止血における４”×４”ガーゼよりも有意に改良された性能を証明するにすぎなかった。赤十字社の包帯は値段が高く、また繊細で壊れやすい。
【０１８９】
（実施例４：包帯の照射）
３Ｍ９７８１多孔質フォーム裏打ちを有する高分子量４”×４”キトサン出血制御包帯を、アイスランドのエビ源（ジェニスロット＃ＳＯ１１１５−１）から調製した。これらは、キトサン包帯の大きい滅菌ロット（ロット＃ＯＭＬＣ ２ＳＭ１１４）を調製するために、商用凍結乾燥会社を利用して、２％酢酸および２％キトサン溶液を用いて調製した。これらの包帯を、窒素下、１５ｋＧｙで照射した。これらをその後、一軸引っ張り強さ、破裂強さ、血液吸着、水吸着、ならびに滅菌性についてテストした。腹部および胸部損傷において、ブタ大動脈穿孔を、非γ線照射サンプルに対して実施した。７つのパッチを用いた。平均して、パッチ適用後の失血は、＜５０ｍＬであった。すべてのパッチは、最初の適用の時に、接着性であり、創傷シール性であり、止血性であった（７×０ランク）。すべての動物が生き残った。
【０１９０】
γ線照射および非照射包帯の両方（ロット＃ＯＭＬＣ ２ＳＭ１１４）を、オレゴン州ポートランドのオレゴン・メディカル・レーザー・センターで開発された試験管内破裂圧力テストを用いてテストした。破裂テストを実施するために、包帯の２５ｍｍ直径円形テスト片を、クエン酸塩化全血中に１０秒間浸漬する。ついでテスト片を、その上の真ん中に置き、３分間５０ｍｍ直径ＰＶＣパイプの側の４ｍｍ直径穿孔上に、指の圧力を用いてしっかりと保持する。この最初の付着後、パイプの中の流体圧力を、４．５±０．５ｋＰａ．ｓ−１で勾配を付け、圧力および時間を、０．１秒間隔で記録する。破裂圧力は、破損前に記録された最大圧力として記録する。接着性破損ランクは、テスト部位への包帯の相対的接着性を評価するために与える。このランク付けシステムは、３つの異なる破損モードに分けられる。ランク１は、キトサンが接着されたままになっていない、ＰＶＣ表面から容易に分離されるテスト片に与えられる。ランク２は、テスト片がそれほど容易に剥離されず、キトサンのいくらかが、テスト部位に付着されたままである時に与えられる。ランク３は、テスト片が、ＰＶＣ表面へしっかりと固定されたままのベース構造からのバルク創傷包帯の凝集性分離によって除去されうるだけである時に与えられる。
【０１９１】
湿潤媒質として血液を用いて、ＰＶＣ基質に対するγ線照射および非照射キトサン包帯の平均破裂圧力（平均±ＳＤ、ｎ＝６）は、それぞれ１２２±１．９ｋＰａおよび８６±２０ｋＰａであった。これらの結果を、Ｔテストを用いて統計的に分析した（ｐ＝０．００７）。湿潤媒質として血液を用いて、ＰＶＣ基質に対するγ線照射および非照射キトサンα包帯の平均接着破損ランク（平均±ＳＤ、ｎ＝６）は、どちらも３±０であった。図１０は、凝集性破損がキトサン構造中に発生した場合の、高ランク破損の画像を示している。
【０１９２】
これらの包帯（ロット＃ＯＭＬＣ ２ＳＭ１１４）の血液および水吸着特性は、血液または水中に３．０秒間小さいテスト片（約０．０２ｇ）を浸漬することによって決定した。浸漬の前後の質量差を記録した。創傷包帯１グラムあたり３秒後に吸着された媒質の平均質量は、湿潤媒質として血液または水を用いて、γ線照射および非照射キトサンサンプル（ｎ＝４）について決定した（図１１参照）。これらの結果は、テューキーのＨＳＤテストでの一元ＡＮＯＶＡを用いて統計的に分析した。ｐ＝０．００１。γ線照射は、非照射材料の場合、水の過剰吸着を有意に減少させた。このような過剰な水吸着は、その後の接着性および構造破損をともなう創傷包帯圧潰（ゲルになる）を引起こすであろう。
【０１９３】
キトサン包帯（ロット＃ＯＭＬＣ ２ＳＭ１１４）の引っ張りテスト片は、５ｋｇロードセルを備えた一軸Ｃｈａｔｉｌｌｏｎ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ Ｔｅｓｔｉｎｇ ＶｉｔｒｏｄｙｎｅＶ１０００を用いて評価した。サンプルを、犬の骨形片（１５±１ｍｍ×６．５±０．５ｍｍ×５±０．５ｍｍゲージ×厚さ×幅）にカットし、２つのクランプ間に保持した。クロスヘッド速度は１０ｍｍ．ｓ−１であった。荷重および置換は、０．１秒間隔で記録した。
【０１９４】
包帯全体の引っ張り結果を、表１１に示す。応力および歪の両方に関して、γ線照射と非照射サンプルとの間に有意差はなかった。１５ｋＧｙでの照射では、ヤング率に少し増加があった。
【０１９５】
【表１１】
＊２．５ｃｍ幅の包帯について計算された。
【０１９６】
５２個の４”×４”キトサン創傷包帯（ロット＃ＯＭＬＣ ２ＳＭ１１４）を、清潔に調製した。これらの４”×４” 創傷包帯のうち、４６個を二重パック包装材料中にパックし、１４〜１５ｋＧｙの認定された線量でのγ放射線での照射のために、カリフォルニア州オンタリオのＩｓｏＭｅｄｉｘ施設へ送った。これらのサンプルとともに、創傷包帯２ＳＭ１１４＃１からカットされた、８Ｓｔａｐｈｙｌｏｃｏｃｕｓ ａｕｒｅｕｓ（ＡＴＣＣ２９２１３）がドープされたキトサン創傷包帯バー（１”×０．２１” ×０．２１”）の１セットを箱詰めした。各々のバーに、０．５ＭａｃＦａｒｌａｎｅ接種材料１００マイクロリットルを接種した。Ｓｔａｐｈｙｌｏｃｏｃｕｓ ａｕｒｅｕｓを、明らかに活性な対照培養物から拭き取った。Ｓｔａｐｈｙｌｏｃｏｃｕｓを含まない４本のバーの対照セットも含めた。γ線処理のない対照サンプルを、室温および暗室で、ヒートシールされた包装材料中の小さい滅菌容器に保持した（対照の要約については表１２参照）。
【０１９７】
【表１２】
４６個の照射された創傷包帯パッケージを、滅菌条件下、滅菌操作で開き、エチレンオキシド滅菌接着剤コーティングされたフォーム裏打ち（３Ｍ９７８１テープ）を付着させ、各創傷包帯および裏打ちの切り取られた小片（約１．２”×０．２×０．１２”）を、個々の創傷包帯滅菌テストのために取り出し、これらの創傷包帯を、ヒートシールによってもとの内部パックの中に再パックした。これらの創傷包帯のうちの４０個を、ロット番号および創傷包帯番号で標識し、評価のために発送した。切り取られた対照片を、滅菌テストのためにＳｔ ＶｉｎｃｅｎｔのＰＨＳの微生物施設へ送った。
【０１９８】
切り取られた対照片を、濃縮チオグリコレート成長培地を含有する標識サンプル容器（０．６”直径×５”）に無菌で入れ、３５℃で好気的にインキュベートした。培養培地を、成長の兆候について７日、１４日、および２１日目に調べた。これらのサンプルを、５％ヒツジ血で、トリプティックソイ寒天培地（ＴＳＡ）中に継代培養し、３５℃でインキュベートし、４８時間後に成長について調べた。
【０１９９】
個々の培養物を、濁度テストおよび継代培養スワビングによって分析した。７日、１４日、および２１日目におけるすべての培養物およびすべての継代培養物中の成長の不存在が証明された。非照射であり、かつＳｔａｐｈｙｌｏｃｏｃｃｕｓ ａｕｒｅｕｓが投与された培養物でさえそうであった。特定の培養物のグラム陽性染色が、これらの発見事項を確認した。
【０２００】
（実施例５：スポンジの調製）
表１３は、テストのために得られた親水性ポリマーを列挙している。追加の親水性ポリマーには、ポリリシン、コンドロイタンスルフェート、デンプン、およびヒアルロナンが含まれる。限外濾過（アメテック）水および親水性粉末の水溶液（２．００％および８．００％ｗ／ｗ）を、清潔な１リットルビン（ナルジーン）中で調製した。不織布キトサンマット（ＰｏｌｙＭｅｄ，Ｉｎｃ．）を、室温で４８時間にわたって無水酢酸（オルドリッチ９９％）への暴露によって、キチン不織布マットに転換した。残留無水酢酸を、限外濾過水の多重洗浄を用いて、このマットから洗浄した。室温で６時間、ＮａＯＨ（０．５Ｍ）へのアセチル化マットの暴露によって、炭素−２位におけるアセチルアミドの加水分解をまったくともなわずに、３および５グルコピラノース炭素のところでアセチルエステルを加水分解した（ＦＴＩＲ分析によって検証された）。捩れた（１／ｃｍ）超微細（直径４ミクロン）マルチフィラメント（＞５０）ポリエステル糸（２０Ｎ荷重下２００ミクロン）が得られた（Ｍｕｌｔｉｃｒａｆｔ Ｐｌａｓｔｉｃｓ，Ｐｏｒｔｌａｎｄ，ＯＲ）。
【０２０１】
【表１３】
氷酢酸（オルドリッチ９９．９９％）を、それぞれ２％および４％ｗ／ｗの水で２％および８％キトサン水溶液へ添加した。親水性ポリマー溶液の溶解は、回転床攪拌機で、２４時間までの間、室温でのこれらのビンの遅い軸回転によって得られた。２％溶液はすべて容易に溶液になり、最高粘度は、２５℃でのＬＶＴブルックフィールド粘度計および２０００ｃｐｓ未満でのナンバー２およびナンバー３スピンドルによって測定された。キトサン、アルギン酸、およびアクリル酸の８％溶液は、ブルックフィールド粘度計による測定には高すぎる粘度を有した。これらの例における非常に高い粘度の流体溶液は、これらの溶液が注がれるのを妨げた。その代わりこれらの溶液は、それらのプラスチックボトルから絞られ、引っ張られ、すくい上げられて金型に装填された。これらの後者の非常に高い粘度の流体は、製造環境において容易に加工処理することはできないであろう。
【０２０２】
スポンジは、水溶液を、アルミニウム金型中のテフロン（登録商標）コーティングされた１０．８ｃｍ×１０．８ｃｍ×２．０ｃｍウエルの中に、２％水溶液の場合は１．７ｃｍの深さまで、または８％溶液の場合は０．４５〜０．７０ｃｍの深さまで、注ぎ込むこと／入れることによって形成された。当初は室温にある溶液を、実験室（０．６５ｍ２）のＶｉｒｔｉｓまたは（３．７２ｍ２または１６．６３ｍ２）Ｈｕｌｌ凍結乾燥機において、−２５℃〜−４５℃の温度で３時間、冷却たな上へのアルミニウム金型の配置によってプラークに凍結した。親水性ポリマースポンジを生成するためのこれらのプラークからの水の昇華は、たな温度を４８〜６０時間にわたって−４５℃から１８℃へゆっくりと傾斜させて、−８０℃で２００ｍトル未満の圧力の凝縮器での凍結乾燥によって達成された。
【０２０３】
２％キトサン溶液のサンプルの場合、凍結の間の２％キトサン溶液中の望まれないクラスト（上部表面の氷の核生成）の形成を止めるために、４つの戦略をテストした。１つの方法は、薄いポリマーフィルムを、金型の上部表面を覆って配置し、凍結用の冷たいたなへの配置の前に、ポリマー溶液の表面との均質湿潤接触に置くことであった。溶液が凍結されたプラークになった後（約１〜２時間）、薄い保護ポリマーフィルムを除去する。ポリ塩化ビニリデンフィルム（例えばサラン（商標）ラップ）が特に有用であるが、その理由は、そのガラス転移温度が−４５℃以下であるからである。この薄膜は、フリーザー／凍結乾燥機内の冷たい表面上に形成された樹木状の氷が、超冷却された親水性ポリマー溶液表面上に沈積し、凍結された表面クラストに核生成するのを停止するような作用を行なう。このクラスト層を防止するための第二方法は、金型のすぐ上に配置された、（２５０ｍｍ×６ｍｍ×５ｍｍスペーサーバーを用いて）盛り上がった薄い（例えば３ｍｍ）アクリルプレートの使用であった。これは、薄膜方法よりも優れた利点を有していたが、その理由は、接触している薄い保護ポリマーフィルムを除去するために、凍結／凍結乾燥機サイクルを中断する必要がなかったからである。実施例７に詳細に記載された第三方法では、注ぎ込まれた成型溶液の上部表面上に永久浸透性キチン不織布マット裏打ち貼り付けを用いた。実施例１１に詳細に記載された第四方法は、凍結の間の溶液の封じ込めとして親水性溶液で満たされた、ヒートシールされてホイルで裏張りされたパウチの使用であった。
【０２０４】
凍結乾燥が完了した時（＞４８時間）、スポンジを乾燥機から取り出し、重さを測り、ヒートシールされてホイルで裏張りされたパウチに保存した。これらのスポンジは、１．７ｃｍの深さまで注がれた溶液の場合、１０ｃｍ×１０ｃｍ×１．７ｃｍであり、０．４５〜０．７ｃｍの深さまで注がれたスポンジの場合、１０ｃｍ×１０ｃｍ×０．４３ｃｍであった。Ａｒｉｚｏｎａ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ Ｖａｐｏｒ Ｐｒｏ湿分分析器を用いた湿分分析は、スポンジ質量の１〜４％の残留湿分％を示した。キトサンスポンジ中の残留酢酸は、ＭｅｔｔｌｅｒＤＬ５３自動滴定装置、およびスポンジ質量の２７〜２２％における０．０１０Ｍ ＮａＯＨを用いて決定された。２％および８％溶液キトサンスポンジについての平均スポンジ密度は、それぞれ０．０３１±００２ｇ／ｃｍ３および０．１０３±０．０１４ｇ／ｃｍ３であった。ほかの親水性スポンジについての平均スポンジ密度は、２％スポンジの場合０．０２４８±０．００３６ｇ／ｃｍ３、および８％スポンジの場合０．０７２７±０．００２３ｇ／ｃｍ３であった。キトサンスポンジとほかの親水性スポンジとの間の平均２９％密度差は、キトサンスポンジ中の酢酸、および非キトサンスポンジの重さを測る時に考慮されなかった揮発性成分の小さいフラクションによって優勢的に引起こされる。
【０２０５】
すべての異なる親水性テストポリマーからの２％スポンジは、すべて良好に形成され、たわみ性があり、同様な外見および構造を有していた。すべてが、幅および長さにおいて８％近くまで収縮した。アルギネートおよびキトサンスポンジは、非常に良好な凝集特性を有し、操作にともなう裂けおよび亀裂に抵抗した。デキストラン、カルボキシメチルセルロース、およびポリアクリル酸スポンジは、凝集性が低く、操作にともなって容易に亀裂し、裂けた。−３０℃近くで凍結した２％スポンジの典型的な外見は、図１２に示されている。縁部は滑らかな外見であり、規則的なモザイク構造パターンで装飾されていた。このスポンジの上側は、その中心部がわずかにドーム状であった。唯一の明らかな特徴は、規則的な０．５ｍｍ直径×０．５ｍｍ深さの表面のポック形成（ｐｏｃｋｉｎｇ）であった。ベース表面（すなわち、テフロン（登録商標）金型ベースと接触している表面）は、粒界によって分離された表面テキスチャー、および明白な「大きな単一結晶」領域を示した。片面の安全かみそり刃を用いてカットされた横断面図（図１３）は、内部構造を示している。ベース表面における粒界は、様々な方向に延伸された細かいラメラの領域の境界を定め、かつ金型表面において異なる異質核生成事象に由来する可能性のある境界として見ることができる。スポンジの内部構造は、スポンジの中まで伸びて、スポンジの厚さの６０％近くを包含する細かいラメラのベース層（各々２〜５ミクロンの厚さ）によって説明することができる。ベースラメラのすぐ上に、ベースの細かい層を上部のコース層から分離する薄い界面（＜１０ミクロン）がある。このコース層は、上部溶液温度が０℃以下に下がる時に上部表面溶液と接触する異物の樹木状氷に由来する。この層のラメラは、１０ミクロン超の厚さであり、一般に上部表面に垂直に延伸されている。このコース垂直ラメラは、スポンジの平面に対して垂直な圧縮に抵抗する。樹木状氷で核生成から上部表面を保護することによって形成されたキトサンスポンジは、上部のクラスト構造を有していなかった。これらのスポンジは、亀裂への抵抗性の点で改良された機械的性能、および上部表面保護をともなわずに形成されたスポンジと比較して改良されたたわみ性（柔軟性）を有していた。
【０２０６】
２％スポンジのすべての表面は、血液または水を容易に吸着した。すべての非圧縮スポンジは、短時間（すなわち５秒またはそれ以上）、過剰水または血液と接触させられた場合、ゲルとして非常に圧潰しやすかった。
【０２０７】
８％スポンジは、２％スポンジよりもかなり剛性であった。細かい構造は、スポンジベース中に容易に観察することができなかった。これらは、閉鎖されて平滑であるように見えた。これらのスポンジは、圧縮された２％スポンジと同じ程度に容易には血液および水を吸着しなかった。これらのスポンジの横断面をカットした時、内部構造が２％スポンジ中の構造のようでないことが観察された。コース上部垂直構造は、２％スポンジと同じ相対深さの近く（すなわち３０〜４０％）に存在し、ベース層は、垂線から３０°近く延伸され、かつ細かい粒界によって境界が定められたラメラの非常にコンパクトな帯域から構成されていた。
【０２０８】
２％溶液からのスポンジは典型的には、テフロン（登録商標）コーティングされた平行プレートプラテンを８０℃に加熱し、１２００ｍｍ／分〜５ｍｍ／分の一定率で、これらのプラテンをともに一定のスペーサー距離（典型的には０．５５ｃｍ）にすることによってプレスされた。０．４５ｃｍにプレスされた１．７０ｃｍ厚さのスポンジのスポンジ密度は、約０．１０ｇ／ｃｍ３であった。８０℃未満および／または２０ｍｍ／分超の圧縮率でプレスされたスポンジは、粒界のところでの亀裂および脆性破損によって、機械的破損を受けやすかった。これは、６０ｍｍ／分超でプレスされた２％、１．７ｃｍ厚さのキトサンスポンジの場合に見られた。８６４個のスポンジのうち、２６０個超のスポンジが、脆性圧潰および破損のために廃棄された。圧縮率を２０ｍｍ／分に調節した時、８６４個のスポンジからわずか４３個の廃棄しかなかった。圧縮率を１０ｍｍ／分に調節した時、９個未満の廃棄しかなかった。
【０２０９】
遅い速度（＜１２ｍｍ／分）でプレスした時のスポンジ構造の変化を、図１３に示す。垂直線に対して２０°〜４０°に延伸された細かいベースラメラは、均一ベース層へ容易に緻密化（７５％圧縮）されるが、一方で、垂直なコース上部層は、一部しか緻密化されない（約５５％圧縮）ことが分かる。遅い圧縮率において、粒界領域は、依然として均質接触にとどまる。より高い圧縮率において（＞２０ｍｍ／分）、粒界領域は、さらに分離しやすい。
【０２１０】
（親水性スポンジに対する観察）圧縮スポンジは、水および血液によってそれほど容易には湿潤されず、これらは両方の媒質中溶解に対して、より抵抗性があった。圧縮された２％スポンジは、血液によって十分に湿潤されたが、溶解しなかった。湿潤された圧縮スポンジの接着強さは、ＰＡＡ＞キトサン＞ＣＭＣ＞アルギン酸として評価された。
【０２１１】
有効なスポンジの非常に重要な決定因は、ラメラの表面に対して正規直交のミクロンサイズの小円鋸歯（図１４）の存在である。これらの小円鋸歯は、小さい「歯」としてラメラ表面から３〜１０ミクロン突出する。理想的には、これらはラメラの少なくとも１つの表面上に規則的に分配されるべきである。これらの構造は、ラメラが垂直線に対して３０°超のラメラ成長の延伸において形成しつつある時、制御条件下に最も一般的である。同様にこれらは、−２５℃での当初の３０〜６０分の凍結時間後、この凍結プラークを−４５℃未満に急速に冷却する能力によって制御されているように見える。プレス後、テストキトサンスポンジを、８０℃で３０分間、一定温度の対流式オブンでベーキングし、残留応力をアニールし、遊離酢酸残渣を除去した。
【０２１２】
（実施例６：２％キトサンスポンジの調製）
Ａ．２％キトサンスポンジの２つのサンプル（Ｎ＝３）：１つのサンプルを、２０ｍｍ／分で１．７ｃｍから０．５５ｃｍへプレスし、一方、他方はプレスしなかった。両方のサンプルを８０℃で３０分間ベーキングした。正方形のテスト片（５ｃｍ×５ｃｍ）を、各スポンジからカットした。テスト片を、室温において血液中へ１０秒間沈めて、クエン酸塩化ブタ全血で湿潤した。これを、３分間指の圧力（２００〜３００ｍｍＨｇ）によって、１２ｍｍ厚さの透明なＰＶＣの１０ｃｍ×１０ｃｍ表面（４００グリット湿潤および乾燥紙を用いて粗面化したもの）中の４ｍｍ直径の穿孔を覆って中心に付着させた。この穿孔の下の貯蔵部における室温でのブタ全血に、圧力の傾斜を付けた（ほぼ５０ｍｍＨｇ／ｓ）。破損時の最大圧力を測定するために、圧力トランスデューサーを貯蔵部に付着させた。
【０２１３】
プレスされたスポンジテスト片（Ｎ＝３）は、圧力を５００ｍｍＨｇ超に保持した。これらのスポンジにおける破損は、ＰＶＣへの接着性結合の喪失によるものであった。プレスされていないスポンジテスト片（Ｎ＝３）は、５００ｍｍＨｇ未満で破損し、破損はスポンジの圧潰および血液中の溶解によるものであった。
【０２１４】
Ｂ．２％溶液キトサンスポンジ（Ｎ＝５）を、１０ｍｍ／分で１．７ｃｍから０．５５ｃｍへプレスし、８０℃で３０分間ベーキングし、フォームＰＶＣテープで裏打ちし、γ線照射（１５ｋＧｙ）で滅菌した。テスト片（５ｃｍ×５ｃｍ）を、室温で１０秒間ブタの全血中に沈めた。ついでこのテスト片を、平らなＰＶＣ表面上の４ｍｍ直径穿孔を覆って中心に付着させ、荷重圧力（ほぼ６００ｍｍＨｇ）で３分間保持した。この期間が終了した時、この穿孔の下の室温にあるブタ全血に、３分間（ほぼ５０ｍｍＨｇ／ｓの）圧力から３００ｍｍＨｇへ傾斜を付け、ついで再び、付着されたテスト片が破損するまで、同じ率で傾斜を付けた。テスト片の破損は、血圧が１８００ｍｍＨｇ超である時に発生した。破損は、凝集性破壊、上部クラスト層の溶解、またはＰＶＣへの結合の接着性喪失のいずれかによるものであった。
【０２１５】
Ｃ．８％溶液から調製されたキトサンスポンジテスト片（４ｃｍ×４ｃｍ×０．５ｃｍ）は、４ｍｍ直径急性ブタ大動脈穿孔における出血の停止において効果的であることが分かった（平均動脈血圧７０ｍｍＨｇ；３０分超の包帯テスト片止血）。しかしながら８％キトサン溶液からのスポンジは柔軟性がなく、創傷へ容易に適合させることができなかった。他方、２％溶液キトサン溶液から形成されたが、１．７ｃｍから０．４５ｃｍへプレスされた同じ密度のスポンジは、この大動脈穿孔損傷における出血の停止において効果的であるのみならず、容易にたわみ性になり、出血創傷に対して配置された時、経時的によりたわみ性のあるものになる。
【０２１６】
Ｄ．クラストを含まないスポンジから形成された、ゆっくりと圧縮された（１．７０ｃｍから０．４５ｍｍ）当初２％溶液キトサン包帯からの１インチ直径テスト片（Ｎ＝１２）を、１２匹の麻酔されたブタの穿孔（４ｍｍ直径）大動脈へ付着させた（当初自由に流れていた出血への３分間の指の圧力、７０ｍｍＨｇにおける平均動脈圧力）。すべてのテスト片は、最初の適用の時に出血を止め、少なくとも３０分間にわたって止血性であった。これと比較して、クラスト層を有する包帯から形成されたキトサン包帯（Ｎ＞１００）は、同じ時間にわたって出血を止めるためには、平均で０．５〜１．５の再加圧を要した。
【０２１７】
Ｅ．硬くプレスされた（＞５０ｍｍ／分）２％キトサンスポンジの卵形（３．８ｃｍ×３．２ｃｍ）テスト片を、室温で１０秒間ブタ全血中に沈めた。ついでこれらのテスト片を、平らなＰＶＣ表面上の４ｍｍ直径穿孔を覆って中心に付着させ、５００ｍｍＨｇの指の圧力で３分間保持した。この期間が終了した時、この穿孔の下の室温にあるブタ全血を、３分間３００ｍｍＨｇ／ｓへ加圧し（ほぼ５０ｍｍＨｇ／ｓで）、ついで再び、テスト片が破損するまで傾斜を付けた（約５０ｍｍＨｇ／ｓで）。破損は、得られた最大圧力、テスト取り付け具への最終接着、および破損後のバルクスポンジ凝集の点からランク付けされた。この結果を、ゆっくりとプレスされた（圧縮率＜１５ｍｍ／分）２％キトサンスポンジの２０個のテスト片の同様なテスト結果と比較した。最終破裂および接着ランキングは同様であった；しかしながら硬くプレスされたスポンジの６０％は、大きいクラスト溶解およびゲル化によって、可能なかぎりで最も低い凝集ランクを有するが、一方で、ゆっくりとプレスされた包帯の２０個すべてが、最高の凝集ランクを有した。
【０２１８】
Ｆ．２％キトサンスポンジを２セット調製した。１セットは、実質的なラメラ表面小円鋸歯を有し、もう１セットは、ラメラ表面に小円鋸歯を有していなかった。どちらのセットのスポンジも、０．１０ｇ／ｃｍ３の密度近くまで遅いプレス率でプレスした。スポンジを、８０℃で３０分間ベーキングし、ＰＶＣフォームフィルムで裏打ちした。ブタ大動脈穿孔実験において、小円鋸歯状ラメラを有するスポンジのセットは、すべての場合に（Ｎ＝１２）重大な動脈出血の止血において効果的であった。小円鋸歯状ラメラを有していないスポンジ（Ｎ＝６）において、テスト片は出血の停止において効果的でなかった。
【０２１９】
（実施例７：キチンメッシュ強化を有するキトサンスポンジの調製）
水中に浸漬されたキチン不織布メッシュを、不織布キチンマット中の水の量を減少させるために、吸収性拭取り紙（キムワイプ（商標））に対して配置した。マットを、１０ｃｍ×１０ｃｍ正方形にカットした。ついでこれを、１０．８ｃｍ×１０．ｃｍ×２ｃｍ深さのアルミニウム金型ウエル中に注ぎ込まれた２％キトサン溶液の表面上に置いた。マットはキトサン表面において縣濁されたままであり、表面的にマット中にキトサンのいくらかの吸着があることが観察された。キトサン溶液およびマットを、実験室（Ｖｉｒｔｉｓ）凍結乾燥機の中に入れた。溶液は凍結され、水が昇華して、織布マットがその表面においてしっかりと付着されたスポンジが現われた。キチンマットを有するスポンジは、キチンマットを有していないスポンジと同じ速度で乾燥した。キチンの裏打ちされたスポンジの切片を横断区分化すると、１．５ｍｍ近くの深さまで、このマット中へのキトサンの部分的浸潤を明らかにした。しかしながらこの切片はまた、マット表面の上部１ｍｍが、キトサンを含まないことも明らかにした。キチンマット複合材料表面を有するスポンジを、８０±２℃で加熱された平行プレートプラテン間で２０ｍｍ／分で、１．８ｃｍから０．４５ｃｍの厚さへプレスした。プレス後、スポンジを通した横断区分化は、キチンマットとキトサンスポンジとの間の界面が、プレスによって損傷を受けず、マットとスポンジとの両方が、互いにしっかりと固定されていることを証明した。同様に、キチンマットの存在は、スポンジのたわみ性、および溶解へのスポンジの抵抗性に影響を与えることがあるスポンジクラスト（上部表面から下へのコース氷核生成）の形成を停止していた。このスポンジを、急性ブタ４ｍｍ直径大動脈穿孔モデルにおいてテストした。この損傷における出血は、通常のキトサン包帯片によって停止されず、キチンマット裏打ちテスト片を、３分間指の圧力を保持することによって適用した。２．５ｃｍ直径のテスト片を適用した外科医は、このテスト片は特にたわみ性があり、キチン裏打ちへ指を粘着させることなく指を取り除くことができることに注目した。このテスト片は、このプロトコルの必要とされる３０分のテスト時間よりも長く損傷部位をシールした。これは、損傷部位によく接着されたままであり、これが、この包帯とともに通常適用される保護的不浸透性裏打ちを有していないにもかかわらず、溶解の兆候を示さなかった。同様に、この包帯の曲げを通してパルスを観察することが可能であるので、この包帯は、損傷上でたわみ性があることも観察された。
【０２２０】
（実施例８：キトサン含浸糸）
２％キトサン溶液中に沈められた０．５ｍｍ直径のポリエステルマルチフィラメントを、直径約２ｍｍに膨張させた。ついで室温でのキトサン浸漬糸を、この膨張された糸から溶液をまったく引き出すことなく、平らな疎水性テフロン（登録商標）コーティングされたアルミニウムトレー上に静かに載せた。ついでこのトレーを、−２５℃でＶｉｒｔｉｓ凍結乾燥機のたなに載せ、凍結させておいた。氷を凍結乾燥によってこの糸から除去し、０．０３３ｇ／ｃｍ３でキトサンスポンジを含浸された２ｍｍ直径の膨張糸が残された。この膨張糸への１０Ｎ近くの引っ張り力、およびテーパー付きニトリルゴム非粘着挟みダイを通しての、糸表面へ垂直な約５００ｍｍＨｇの圧力を加えて、糸直径を２ｍｍから約０．７ｍｍへ圧縮した。この糸は、良好なたわみ性を示し、ガーゼ様包帯としての製織のために調製された。この糸の一部分を、８０℃で１０分間ベーキングした。ついでこれを、１０秒間血液中に沈め、きれいなテストＰＶＣ表面に対して３分間しっかりと保持した。これは良好な接着を示した。
【０２２１】
（実施例９：圧縮低密度スポンジと非プレス高密度スポンジとの間の比較曲げ）
ここに示された緻密化方法は、厚さ、幅、および／または半径の制御された減少によって、高度にたわみ性の低密度相互連結スポンジを、容積において減少させる。好ましくは、親水性ポリマーのたわみ性は、可塑剤、例えばグルタミン酸またはグリセロールで変性されない。その理由は、この変性が重大な出血下、これらのスポンジを、溶解およびスポンジ圧潰をより受けやすいものにするからである。この実施例は、低密度スポンジのより高い密度のスポンジへの圧縮は、化学的に同一なより高い密度のスポンジが、緻密化をともなわずに形成された場合よりも低い弾性率のスポンジを、結果として生じることを証明している。
【０２２２】
弾性率（Ｅ）を決定するために、水平線からの偏りは、単一のカンチレバービーム実験において決定した。長方形ビームを、プレスされた２％スポンジおよび非プレス８％スポンジからカットした。これらのビームは、９ｃｍ長さ、２．５４ｃｍ幅であった。これらは、このビームの６．７ｃｍのみが、平らな水平表面の縁部から延びるようにしっかりと固定された。２０ｇまたは３０ｇのおもりを、固定点から６．５ｃｍのところで、ビームの先端に乗せた。水平性から垂直なビームの６．５ｃｍ点の偏りを、荷重の３秒後に測定した。弾性率（Ｅ）は、次の方程式から決定した：
Ｅ＝Ｐ．Ｌ３／（３ｙ．Ｉ）
（ここで、Ｉ＝ｗ．ｈ３／１２である）
Ｐ＝荷重（Ｎ）；Ｌ＝自由ビーム長さ（ｍ）；ｙ＝水平線からのビームの偏り（ｍ）；ｗ＝ビーム幅（ｍ）；ｈ＝垂直平面におけるビーム高さ（ｍ）；Ｉ＝慣性のモーメント（ｍ４）。
【０２２３】
ビームの厚さは、デジタルキャリパーを用いて決定した。ビームの偏りの決定後、ビームを、２．５４ｃｍ×２．５４ｃｍ正方形にカットし、重さを測り、密度を決定した。テスト結果を表２に示す。８％サンプルはすべて、２％サンプルよりも曲げに対して、より抵抗性があることが分かる。圧縮２％スポンジについての平均弾性率（ＭＰａ）は、キトサン、ポリアクリル酸、カルボキシメチルセルロース、およびアルギン酸について、それぞれ６．４３±３．３、１．７５、３．５、および２．９±０．４である。８％スポンジについての平均弾性率（ＭＰａ）は、キトサン、ポリアクリル酸、カルボキシメチルセルロース、およびアルギン酸について、それぞれ１０．６±３．３、１２．４、４．５４、および５．７±２．１である。プレスされた２％スポンジ対８％スポンジの平均弾性率の比は、キトサン、ポリアクリル酸、カルボキシメチルセルロース、およびアルギン酸について、それぞれ０．６１、０．１４、０．７７、および０．５１である。
【０２２４】
【表１４】
ＰＡＡ＝ポリアクリル酸、ＣＭＣ＝カルボキシメチルセルロース、ＡＡ＝アルギン酸
（実施例１０）
プレスされた２％溶液複合ポリアクリル酸スポンジ（Ｎ＝２）テスト片（５ｃｍ×５ｃｍ）を、室温で１０秒間ブタ全血中に沈めた。ついでテスト片を、平らなＰＶＣ表面上の４ｍｍ直径の穿孔を覆って中央に付着させ、荷重圧力（７５０ｍｍＨｇ）で３分間保持した。この期間が終了した時、この穿孔の下の室温にあるブタ全血を、３分間（ほぼ５０ｍｍＨｇ／ｓの）圧力から３００ｍｍＨｇへ傾斜を付け、ついで再び、付着されたテスト片が破損するまで同じ率で傾斜を付けた。テスト片の破損は、血圧が２３００ｍｍＨｇ超である時に発生した。破損は、スポンジ凝集性破壊によるものであった。
【０２２５】
（実施例１１）
凍結たなとの非常に良好な熱接触を得るため、凍結の間のコースクラスト形成を停止するため、および成長しつつある垂直ラメラに垂直なせん断の制御されたレベルを加えるための方法を記載する。ヒートシールされ、ホイルで裏打ちされたパウチ（１５ｃｍ×２３ｃｍ）に、２％キトサン溶液２００ｇを満たした。すべての空気を、最終シールに先立ってパウチから除去した。これらのパウチを、少なくとも１８０分間凍結するために、−２５℃で実験室Ｖｉｒｔｉｓ凍結乾燥機の中の平行プレートたな間に入れた。このＶｉｒｔｉｓ乾燥機は、「ストッパー」設備を有していた。これは、上部たながより低いたなの上に下げられ、したがってこのより低いたなにあるスペーサー間に配置された、キトサン充填のホイルパウチとしっかりと接触して、これに荷重を加えることを可能にした。これらのパウチには、上部たなが底部たなの上に下げられた時、上部たなが溶液充填パウチの上部表面にしっかりと載るようなレベルまで充填された。パウチへの圧力の程度は、一番上のたなの自由重量（ｆｒｅｅ ｗｅｉｇｈｔ）によって、および２つのたな間にあるパウチの数によって制御することができるであろう。この実施例において、１．７ｃｍスペーサーバーが用いられ、２つだけのパウチがたな間に置かれ、パウチへの荷重は１０ｋｇ近かった。凍結乾燥前、ストッパーが付けられたたなを上昇させた。凍結されたプラークを、これらのパウチから取り出し、冷たい凍結乾燥機のたなに載せた。凍結した時のパウチ内部の膨張は、ヒートシールの部分的な内部の引き裂きによって適応させた。これらのプラークは、その後スポンジに凍結乾燥した。スポンジを通る横断区分化は、上部および底部表面から成長してスポンジの真ん中で出会う均一なラメラ構造を示した。上部構造は、底部構造の鏡像であった。ラメラは、スポンジの中心から縁部へ離れる方向へ、垂直線に対して２０°〜３０°ですべて均一に延伸されていた。これらのスポンジは、粒界の不存在を示した。これらのスポンジを、１．７ｃｍ厚さから０．５５ｃｍにプレスした。これらは、引っ張り強さ、たわみ性、および強く曲げた時の裂けまたは破断に対する抵抗の点で、優れた機械的性質を有していた。これらのスポンジをベーキングし、ＰＶＣフォーム裏打ちで裏打ちし、１５ｋＧｙでγ線照射した。
【０２２６】
単一の卵形テスト片を、急性ブタモデルにおける大動脈穿孔に適用した。これは、３０分のテスト時間にわたって動脈出血の止血において効果的であった。外科医は、このサンプルが、非常に良好なたわみ性を有することに注目した。
【０２２７】
（実施例１２）
単純なプラスのテキスチャーの表面を、１０ｃｍ×１０ｃｍ×１．７ｃｍのキトサンスポンジ上に作り出した。これは、マイナスのパターン化された１０ｃｍ×１０ｃｍ×０．２５ｃｍアルミニウムカードを用いて得られた。このパターンは、平らなアルミニウム表面の上全体に４００グリット湿潤および乾燥紙を流すことによって作製された。この表面を、非永久赤色染料でコーティングした。これの大部分は、乾燥布で拭取ることによって表面の上部から除去された。この表面に対して圧縮されたキトサンスポンジは、アルミニウムカード中の赤色染料によって明らかにされたもののように、プラスの表面パターン化を示した。
【０２２８】
上で考察されたすべての参考文献は、あらゆる目的のためにこれらの全体が参照して本明細書に組み込まれる。本発明は、これの好ましい実施形態を参照して特に示され、記載されてはいるが、形態および詳細における様々な変更が、添付クレームによって規定されているような本発明の精神および範囲から逸脱することなく、本発明においてなされうることが、当業者によって理解されるであろう。
【０２２９】
対応ＰＣＴ出願、２００２年６月１４日に出願された国際出願番号第ＰＣＴ／ＵＳ０２／１８７５７号は、あらゆる目的のために、その全体が、本明細書に参照して組み込まれる。
【図面の簡単な説明】
【０２３０】
【図１】初期の非圧縮創傷包帯の横断面図のデジタル写真画像。
【図２】非圧縮創傷包帯における延伸されたラメラ構造の横断面図のデジタル写真画像。
【図３】ベースに対して垂直に切断された、相互連結多孔質キトサン創傷包帯構造の光顕微鏡写真。
【図４】加熱および圧縮後のキトサン生物材料創傷包帯の写真。
【図５】圧縮キトサン創傷包帯の典型的なベース表面の走査電子顕微鏡写真。より高倍率のものがはめ込まれている（横棒＝１００ミクロン）。
【図６】キトサン／脾臓損傷部位および隣接脾臓表面の染色された組織断面。パッチと脾臓との間のフィブリン／血小板リッチな血塊の混合物（Ｂ）での凝集した血塊の応答（Ａ）。これらの図面は、脾臓とキトサンとの間の非常に良好な接着を示している。
【図７】キトサンパッチでシールされた胸大動脈損傷の写真。
【図８】穿孔損傷を示す、固定された胸大動脈。
【図９】胸大動脈損傷の染色された組織断面。
【図１０】強力な接着性の包帯における試験管内破裂圧力破損の写真。
【図１１】γ線照射および非照射（すなわち非滅菌）サンプルについての水および血液吸着結果のヒストグラム。
【図１２】典型的なキトサンスポンジの外見の詳細な図面。
【図１３】１７ｍｍ〜５ｍｍ厚さに圧縮された、切断された典型的な２％溶液スポンジにおいて観察された、スポンジ内部構造に対する圧縮の効果。
【図１４】表面小円鋸歯を示す単一ラメラの詳細な図面。
【図１５】ラメラ表面の詳細な図面。
【図１６】ラメラの上部表面へ突出している小円鋸歯構造の走査電子顕微鏡写真（ＳＥＭ）画像。
【図１７】マイクロピンセットを用いてキトサンスポンジのベース近くから除去された単一ラメラの側面照明での光顕微鏡画像。細かい小円鋸歯構造が、ラメラの上部表面に垂直に突出しているのを見ることができる。
【技術分野】
【０００１】
（技術分野）
本発明は、出血制御創傷包帯、およびこのような包帯の使用および製造方法を目的とする。該創傷包帯は、重大な出血の制御のために、非哺乳動物材料から構成される。この創傷包帯は、重大な出血の制御のために、キトサンおよび／またはほかの親水性ポリマーを含んでいる生物材料から形成される。この材料はあるいはまた、ポリアクリル酸、またはポリアクリル酸とほかのポリマーとの組合わせを含んでいてもよい。本発明によって考察されている、生死に係わる重大な出血の種類は、従来のガーゼ創傷包帯が創傷に対して従来の圧力とともに当てられた時、止血されえない型のものである。この創傷包帯は、創傷部位に接着させ、創傷をシールし、創傷部位において血塊の形成を加速し、創傷部位において血塊の形成を強化し、創傷部位からの出血を防止し、創傷部位からの出血流を実質的に制止することによって、この創傷からの生死に係わる重大な血流を実質的に止めることが可能である。
【背景技術】
【０００２】
（発明の背景）
先進的出血制御包帯およびその適用方法は、有効な止血方法を実質的に増強させるであろう。今日まで、ガーゼ包帯を用いた連続加圧が、依然として、血流、特に激しく出血している創傷からの流れをせき止めるために用いられている好ましい一次介入技術のままである。しかしながらこの処置は、重大な血流を効果的にも安全にも止血しない。このことは、創傷からの生死に係わる重大な出血の場合、これまでも主要な生存に係わる問題であったし、そうであり続ける。
【０００３】
さらには重大な出血は、戦場での創傷による主要な死因であり、このような死の約５０％を占めることが広く認められている。これらの死の１／３は、出血制御方法および器具の向上で防ぐことができるであろうと推定される。このような向上した出血制御はまた、非軍事的場面、例えば病院および動物病院においても非常に有用であることが証明されるであろう。ここでは出血は、外傷後の第二の死因である。
【０００４】
現在入手しうる止血包帯、例えばコラーゲン創傷包帯またはドライフィブリントロンビン創傷包帯は、外科用途への使用に限定されており、高い血流中の溶解に対して十分に抵抗性があるわけではない。これらはまた、重大な血流の止血においてあらゆる実際的な目的に役立つのに十分な接着特性を有するわけでもない。これらの現在入手しうる外科用止血包帯はまた、繊細でもあり、したがってこれらが圧力での曲げまたは負荷によって損傷を受けるならば、破損しやすい。これらはまた、出血流中の溶解も受けやすい。これらの包帯のこのような溶解および圧潰は、破滅的になることがあるが、その理由は、これが、創傷への接着の喪失を生じ、出血を和らげずに続行させうるからである。
【０００５】
キトサンおよびキトサン包帯に関する先行技術がある。例えばＭａｌｅｔｔｅらに発行された特許文献１は、マイクログラム／ｍＬの量の血液を凝集させるために、液体または粉末形態のキトサンを使用している。同様に、Ｍａｌｅｔｔｅらに発行された特許文献２は、キトサンを血管中に直接注射することによって血管を治療的に閉塞させる方法を目的とする。Ｍａｌｅｔｔｅらに発行された特許文献３はさらに、キトサン溶液または水溶性キトサンを組織創傷と接触させることによる、止血、線維増殖の阻害、および組織再生の促進に関する。キトサンは凝塊を形成し、これが出血を防ぐ。
【０００６】
Ｖｏｕｒｎａｋｉｓらに発行された特許文献４は、珪藻由来生物医学グレードの高純度キチンおよびキチン誘導体（これは、この特許における分析によって証明されていないにしても、いわゆるタンパク質フリーである）の製造方法に関する。いわゆるタンパク質フリーのキチン／キトサン材料の提案された利点は、これらが現在のエビおよびカニ由来キチン材料よりも有意に抗原性でないであろうということである。
【０００７】
非特許文献１は、転相方法によって生成された非対称キトサン膜の製造および創傷治癒機能について記載している。
【０００８】
非特許文献２は、ブタ脾臓カプセルストリッピングテスト（ｓｗｉｎｅ ｓｐｌｅｅｎ ｃａｐｓｕｌａｒ ｓｔｒｉｐｐｉｎｇ ｔｅｓｔ）に典型的な中程度の血流およびジクジクした傷口下のキチン／キトサン止血パッチのテストについて記載している。
【０００９】
非特許文献３は、ブタ脾臓カプセルストリッピングテストにおける止血剤テストについて記載している。
【００１０】
Ｓａｎｄｆｏｒｄ，Ｓｔｅｉｎｎｅｓ Ａ．，“Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ ｏｆ Ｈｉｇｈ Ｐｕｒｉｔｙ Ｃｈｉｔｏｓａｎ” ｉｎ Ｗａｔｅｒ Ｓｏｌｕｂｌｅ Ｐｏｌｙｍｅｒｓ，Ｓｙｎｔｈｅｓｉｓ，Ｓｏｌｕｔｉｏｎ Ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ａｎｄ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ，ＡＣＳ Ｓｅｒｉｅｓ ４６７、（Ｗ．Ｓ．Ｓｈａｌａｂｙ ｅｔ ａｌ．，Ｅｄｓ．ＡＣＳ，Ｗａｓｈｉｎｇｔｏｎ，ＤＣ １９９１，Ｃｈ２８，４３１−４４５）。これは、キトサンスポンジに関連したキトサンの使用について記載している一般的な評論文である。
【００１１】
Ｍａｌｅｔｔｅ，Ｗ．Ｇ．ｅｔ ａｌ．，“Ｃｈｉｔｏｓａｎ：Ａ Ｎｅｗ Ｈｅｍｏｓｔａｔ，” Ａｎｎａｌｓ ｏｆ Ｔｈｏｒａｃｉｃ Ｓｕｒｇｅｒｙ ３６（１）：５５−５８，（１９８３）。上記Ｍａｌｅｔｔｅの特許に関する評論参照。
【００１２】
Ｏｌｓｅｎ，Ｒ．，ｅｔ ａｌ．，Ｉｎ Ｃｈｉｔｉｎ ａｎｄ Ｃｈｉｔｏｓａｎ，Ｓｏｕｒｃｅｓ，Ｃｈｅｍｉｓｔｒｙ，Ｂｉｏｃｈｅｍｉｓｔｒｙ，Ｐｈｙｓｉｃａｌ Ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ａｎｄ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ，Ｅｌｓｅｖｉｅｒ Ａｐｐｌｉｅｄ Ｓｃｉｅｎｃｅ，Ｌｏｎｄｏｎ ａｎｄ Ｎｅｗ Ｙｏｒｋ，１９８９、８１３−８２８。この論文は、キトサンの凝集率に関する。
【００１３】
特許文献５は、改良された粘着性を有するキトサン医療用バンドについて取り上げている。特許文献６は、外部止血用途のため、または創傷の保護のための水不溶性および２％酢酸不溶性キトサンスポンジについて記載している。
【００１４】
特許文献７は、創傷包帯および／またはインプラント用途のためのコラーゲンベースの構造的に不均質なスポンジであって、少なくとも１つの薬物および少なくとも１つの下部構造を用いる凍結乾燥技術によって形成されたスポンジについて記載している。
【００１５】
特許文献８は、血流またはほかの流体の停止において非常に効果的であり、かつ一定の時間後に体内で吸収される凍結乾燥スポンジ構造に関する。この特許は、コラーゲンスポンジ調製物について記載している。
【００１６】
特許文献９は、キトサンとアルギネートとのブレンドまたは混合物から形成された創傷包帯を含んでいる。
【００１７】
このようにして、重大な血流を止血することができ、かつ曲げまたは圧力をともなう荷重の時に破損されない、改良された止血包帯へのニーズが存在する。
【特許文献１】米国特許第４，３９４，３７３号明細書
【特許文献２】米国特許第４，４５２，７８５号明細書
【特許文献３】米国特許第４，５３２，１３４号明細書
【特許文献４】米国特許第５，８５８，３５０号明細書
【特許文献５】特許第６０１４２９２７号
【特許文献６】特開昭６３−０９０５０７号公報
【特許文献７】米国特許第５，７００，４７６号明細書
【特許文献８】米国特許第２，６１０，６２５号明細書
【特許文献９】米国特許第５，８３６，９７０号明細書
【非特許文献１】Ｍｉ、Ｆ．Ｌ．ら，“Ｆａｂｒｉｃａｔｉｏｎ ａｎｄ Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ ａ Ｓｐｏｎｇｅ−Ｌｉｋｅ Ａｓｓｙｍｅｔｒｉｃ Ｃｈｉｔｏｓａｎ Ｍｅｍｂｒａｎｅ ａｓ ａ Ｗｏｕｎｄ Ｄｒｅｓｓｉｎｇ”，Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ，２００１年、２２（２）：ｐ．１６５−１７３
【非特許文献２】Ｃｈａｎ，Ｍ．Ｗ．．ら．“Ｃｏｍｐａｒｉｓｏｎ ｏｆ Ｐｏｌｙ−Ｎ−ａｃｅｔｙｌ Ｇｌｕｃｏｓａｍｉｎｅ（Ｐ−ＧｌｃＮＡｃ） ｗｉｔｈ Ａｂｓｏｒｂａｂｌｅ Ｃｏｌｌａｇｅｎ（Ａｃｔｉｆｏｒｍ），ａｎｄ Ｆｉｂｒｉｎ Ｓｅａｌａｎｔ（Ｂｏｌｈｅａｌ） ｆｏｒ Ａｃｈｉｅｖｉｎｇ Ｈｅｍｏｓｔａｓｉｓ ｉｎ ａ Ｓｗｉｎｅ Ｍｏｄｅｌ ｏｆ Ｓｐｌｅｎｉｃ Ｈｅｍｏｒｒｈａｇｅ”，Ｊ．Ｔｒａｕｍａ，Ｉｎｊｕｒｙ，Ｉｎｆｅｃｔｉｏｎ，ａｎｄ Ｃｒｉｔｉｃａｌ Ｃａｒｅ，２０００年、４８（３）：ｐ．４５４−４５８
【非特許文献３】Ｃｏｌｅ，Ｄ．Ｊ．ら，“Ａ Ｐｉｌｏｔ Ｓｔｕｄｙ Ｅｖａｌｕａｔｉｎｇ ｔｈｅ Ｅｆｆｉｃａｃｙ ｏｆ ａ Ｆｕｌｌｙ Ａｃｅｔｙｌａｔｅｄ ｐｏｌｙ−Ｎ−ａｃｅｔｙｌ ｇｌｕｃｏｓａｍｉｎｅ Ｍｅｍｂｒａｎｅ Ｆｏｒｍｕｌａｔｉｏｎ ａｓ ａ Ｔｏｐｉｃａｌ Ｈｅｍｏｓｔａｔｉｃ Ａｇｅｎｔ”、Ｓｕｒｇｅｒｙ １９９９年、１２６（３）：ｐ．５１０−５１７
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１８】
（発明の開示）
本発明は、生命に係わる重大な出血の制御のための救急／一次的介入創傷包帯を目的とする。現在のところ、生命に係わる重大な出血の制御に適した低費用の創傷包帯はない。特に戦場では、この型の包帯へのニーズが存在する。戦場では、典型的にはすべての死の５０％が、重大な出血を直ちに制御することが不可能なことと関連している。本発明の創傷包帯は、創傷部位へ接着させ、創傷をシールし、創傷部位において血塊形成を加速させ、創傷部位における血塊形成を強化し、創傷部位からの出血を防ぎ、創傷部位からの血流を実質的に制止することによって、創傷からの生命に係わる出血流を実質的に止めることができる。
【課題を解決するための手段】
【００１９】
１つの実施形態において、親水性ポリマーを含んでいる出血制御用圧縮スポンジであって、約０．６〜０．１５ｇ／ｃｍ３の圧縮スポンジ密度を有するものが提供される。この親水性ポリマーは、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、ポリリシン、ポリエチレンイミン、キサンタン、カラゲーナン、第四アンモニウムポリマー、硫酸コンドロイチン、デンプン、変性セルロースポリマー、デキストラン、ヒアルロナン、およびこれらの組合わせであってもよい。デンプンは、アミラーゼ、アミロペクチン、およびアミロペクチンとアミラーゼとの組合わせであってもよい。好ましくはこの親水性ポリマーは、キトサンである。好ましくはこのキトサンは、少なくとも約１００ｋＤａの重量平均分子量を有する。より好ましくはこのキトサンは、少なくとも約１５０ｋＤａの重量平均分子量を有する。最も好ましくはこのキトサンは、少なくとも約３００ｋＤａの重量平均分子量を有する。
【００２０】
好ましくはこのキトサンは、約１００センチポアズ〜約２，０００センチポアズである、３０ｒｐｍでのスピンドルＬＶ１を用いた、酢酸（ＡＡ）の１％溶液中の２５℃における粘度を有する。より好ましくはこのキトサンは、約１２５センチポアズ〜約１，０００センチポアズである、３０ｒｐｍでのスピンドルＬＶ１を用いた、酢酸（ＡＡ）の１％溶液中の２５℃における粘度を有する。最も好ましくはこのキトサンは、約１５０センチポアズ〜約５００センチポアズである、３０ｒｐｍでのスピンドルＬＶ１を用いた、酢酸（ＡＡ）の１％溶液中の２５℃における粘度を有する。
【００２１】
この圧縮スポンジはさらに、活性成分を含んでいてもよい。この活性成分は、次のものを包含しうるが、これらに限定されるわけではない。すなわち、カルシウム、トロンビン、第ＶＩＩａ因子、第ＸＩＩＩ因子、トロンボキサンＡ２、プロスタグランジン−２ａ、上皮増殖因子、血小板由来増殖因子、フォンビルブラント因子、腫瘍壊死因子（ＴＮＦ）、ＴＮＦ−α、形質転換増殖因子（ＴＧＦ）、ＴＧＦ−α、ＴＧＦ−β、インシュリン様増殖因子、線維芽細胞増殖因子、ケラチン細胞増殖因子、神経成長因子、ペニシリン、アンピシリン、メチシリン、アモキシシリン、クラバモックス、クラブラン酸、アモキシシリン、アズトレオナム、イミペネム、ストレプトマイシン、カナマイシン、トブラマイシン、ゲンタマイシン、バンコマイシン、クリンダマイシン、エリスロマイシン、ポリミキシン、バシトラシン、アムホテリシン、ナイスタチン、リファムピシン、テトラサイクリン、ドキシサイクリン、クロラムフェニコール、およびこれらの組合わせである。
【００２２】
もう１つの実施形態において、出血制御用圧縮複合スポンジであって、親水性ポリマースポンジおよび湿潤性ポリマーマトリックスまたは湿潤性ポリマーマトリックスを、このスポンジの内部および／またはスポンジ表面に含んでいるスポンジが提供される。この親水性ポリマーは、アルギネート、親水性ポリアミン、キトサン誘導体、ポリリシン、ポリエチレンイミン、キサンタン、カラゲーナン、第四アンモニウムポリマー、硫酸コンドロイチン、デンプン、変性セルロースポリマー、デキストラン、ヒアルロナン、またはこれらの組合わせを包含しうる。デンプンは、アミラーゼ、アミロペクチン、およびアミロペクチンとアミラーゼとの両方の組合わせであってもよい。
【００２３】
この湿潤性ポリマーは、不織布マット、織布マット、成形ポリマーメッシュ、および低密度スポンジを包含しうる。この湿潤性ポリマーは、次のものを包含しうるが、これらに限定されるわけではない。すなわち、キチン、アルギネート、中和キトサン、再アセチル化キトサン、ポリ（グリコール酸）、ポリ（乳酸）、ポリ（ｅ−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、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、およびこれらの組合わせである。好ましくはこの親水性ポリマーはキトサンである。
【００２４】
好ましくはこのキトサンは、少なくとも約１００ｋＤａの重量平均分子量を有する。より好ましくはこのキトサンは、少なくとも約１５０ｋＤａの重量平均分子量を有する。最も好ましくはこのキトサンは、少なくとも約３００ｋＤａの重量平均分子量を有する。好ましくはこのキトサンは、約１００センチポアズ〜約２，０００センチポアズである、酢酸（ＡＡ）の１％溶液中の２５℃における粘度を有する。より好ましくはこのキトサンは、約１２５センチポアズ〜約１，０００センチポアズである、酢酸（ＡＡ）の１％溶液中の２５℃における粘度を有する。最も好ましくはこのキトサンは、約１５０センチポアズ〜約５００センチポアズである、酢酸（ＡＡ）の１％溶液中の２５℃における粘度を有する。
【００２５】
このスポンジは、親水性ポリマーを含浸されたテキスタイル糸を含んでいてもよい。このテキスタイル糸は、親水性ポリマーを含浸されている。好ましくはこの親水性ポリマーは、キトサンである。この親水性ポリマーはまた、次のものを包含しうるが、これらに限定されるわけではない。すなわち、アルギネート、親水性ポリアミン、キトサン誘導体、ポリリシン、ポリエチレンイミン、キサンタン、カラゲーナン、第四アンモニウムポリマー、硫酸コンドロイチン、デンプン、変性セルロースポリマー、デキストラン、ヒアルロナン、またはこれらの組合わせである。デンプンは、アミラーゼ、アミロペクチン、およびアミロペクチンとアミラーゼとの両方の組合わせを包含しうる。
【００２６】
湿潤性メッシュは、不織布メッシュであってもよい。好ましくはこのスポンジは、細孔直径約１５ミクロン〜約３００ミクロンの細孔を有する。より好ましくはこのスポンジは、細孔直径約３０ミクロン〜約２５０ミクロンの細孔を有する。より好ましくはこのスポンジは、細孔直径約１００ミクロン〜約２２５ミクロンの細孔を有する。より好ましくはこのスポンジは、細孔直径約１２５ミクロン〜約２００ミクロンの細孔を有する。最も好ましくはこのスポンジは、細孔直径約１５０ミクロン〜約１７５ミクロンの細孔を有する。好ましくはこのスポンジは、１ｃｍ２につき約１００ｃｍ２〜１ｃｍ２につき約１，０００ｃｍ２の、スポンジのベース表面あたりの有効血液接触表面積を有する。より好ましくはこの圧縮複合スポンジは、１ｃｍ２につき約２００ｃｍ２〜１ｃｍ２につき約８００ｃｍ２の、スポンジのベース表面あたりの有効血液接触表面積を有する。最も好ましくはこのスポンジは、１ｃｍ２につき約３００ｃｍ２〜１ｃｍ２につき約５００ｃｍ２の、スポンジのベース表面あたりの有効血液接触表面積を有する。好ましくは創傷表面積あたりのキトサン生物材料の有効質量は、約０．０２ｇ／ｃｍ２〜約１．０ｇ／ｃｍ２である。より好ましくは創傷表面積あたりのキトサン生物材料の有効質量は、約０．０４ｇ／ｃｍ２〜約０．５ｇ／ｃｍ２である。最も好ましくは創傷表面積あたりのキトサン生物材料の有効質量は、約０．０６ｇ／ｃｍ２〜約０．１ｇ／ｃｍ２である。
【００２７】
この圧縮複合スポンジはさらに、裏打ち支持層を含んでいてもよい。この裏打ち支持層は、ポリマー材料の層であってもよい。このポリマー材料は、合成非生物分解性材料であってもよく、または天然生物分解性ポリマーであってもよい。この合成生物分解性材料は、ポリ（グリコール酸）、ポリ（乳酸）、ポリ（ｅ−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、ポリエチレンのコポリマー、ポリプロピレンのコポリマー、前記ポリマーを合成するために用いられるモノマーのコポリマー、またはこれらの組合わせを包含しうる。この天然のポリマーは、キチン、アルギン、デンプン、デキストラン、コラーゲン、アルブミン、およびこれらの組合わせを包含しうる。合成ポリマーは、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、またはこれらの組合わせを包含しうる。
【００２８】
好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約４０ｋＰａ〜約５００ｋＰａの、創傷部位への接着度を有する。より好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約６０ｋＰａ〜約２５０ｋＰａの、創傷部位への接着度を有する。最も好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約１００ｋＰａ〜約２００ｋＰａの、創傷部位への接着度を有する。
【００２９】
この圧縮複合スポンジは、創傷包帯−血液界面において、前記創傷から流れている血液と組合わせて接着性材料を形成しうる。好ましくはこの接着性材料は、キトサン接着性材料である。好ましくはこのキトサン接着性材料は、創傷がシールされた時、約６．３以下のｐＨを有する。より好ましくはこのキトサン接着性材料は、創傷がシールされた時、好ましくは約４．５以下のｐＨを有する。最も好ましくはこのキトサン接着性材料は、創傷がシールされた時、好ましくは約４．０以下のｐＨを有する。
【００３０】
この接着性材料は、酢酸、蟻酸、乳酸、アスコルビン酸、塩酸、およびクエン酸からなる群から選択された酸を含んでいてもよい。好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約３．０ｍｍ以上であって約８ｍｍ以下の厚さを有する。より好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約３．５ｍｍ以上であって約７ｍｍ以下の厚さを有する。最も好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約４．０ｍｍ以上であって約６ｍｍ以下の厚さを有する。好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約０．１ＭＰａ〜約１０ＭＰａの極限引張り応力を有する。より好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約０．１５ＭＰａ〜約０．８ＭＰａの極限引張り応力を有する。最も好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約０．２５ＭＰａ〜約０．５ＭＰａの極限引張り応力を有する。
【００３１】
好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約５％の極限伸びを有する。より好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約１０％の極限伸びを有する。最も好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約１５％の極限伸びを有する。
【００３２】
もう１つの実施形態において、出血制御用圧縮スポンジの調製方法であって、（ａ）低密度スポンジの凍結／凍結乾燥調製工程；および（ｂ）１分あたり約１０ｍｍの好ましい率および８０℃の好ましい制御温度で、この低密度スポンジを圧縮し、これによって、約０．１〜約０．２ｇ／ｃｍ３の密度を有する圧縮スポンジを得る工程を含む方法が提供される。
【００３３】
もう１つの実施形態において、出血制御用圧縮スポンジの調製方法であって、（ａ）低密度スポンジの凍結／凍結乾燥調製以外の方法による低密度スポンジの調製工程；および（ｂ）１分あたり約１０ｍｍの率および約８０℃の好ましい制御温度で、その後の低密度スポンジを圧縮し、これによって、約０．１〜約０．２ｇ／ｃｍ３の密度を有する圧縮スポンジを得る工程を含む方法が提供される。好ましくはこの低密度スポンジは、約０．０１ｇ／ｃｍ３〜約０．０３５ｇ／ｃｍ３の密度を有する。好ましくはこの圧縮スポンジは、約０．１ｇ／ｃｍ３〜約０．１５ｇ／ｃｍ３の密度を有する。
【００３４】
もう１つの実施形態において、出血制御用圧縮複合スポンジの調製方法であって、（ａ）キトサン生物材料溶液を加熱し、これに真空を加えることによって、キトサン生物材料溶液を脱ガスする工程；（ｂ）このキトサン生物材料溶液を凍結する工程；（ｃ）凍結されたキトサン生物材料の構造的一体性を損なうことなく、凍結されたキトサン生物材料の中から水を除去し、したがってキトサン生物材料中の水が、固相から気相へ移る工程；（ｄ）１分あたり約１０ｍｍの好ましい率でキトサン生物材料を圧縮し、これによって約０．１ｇ／ｃｍ３〜約０．２ｇ／ｃｍ３の密度を有する圧縮スポンジを得る工程；および（ｅ）この圧縮キトサンスポンジを、８０℃で３０分間ベーキングする工程を含む方法。好ましくは温度を、工程（ｂ）のキトサン生物材料の凍結の間、予め決定された時間にわたって徐々に低下させる。
【００３５】
好ましくは工程（ｂ）の温度は、約−２５℃以下の最終凍結温度である。より好ましくは工程（ｂ）の方法は、約−３５℃以下の最終凍結温度を包含する。最も好ましくは工程（ｂ）の温度は、約−４５℃以下の最終凍結温度である。水の除去は、凍結したキトサン生物材料を凍結乾燥することによって実施されてもよい。この方法はさらに、アルゴン、窒素、およびヘリウムを、脱ガスされたキトサン溶液中に、凍結前に添加して戻す工程を含んでいてもよい。
【００３６】
この圧縮スポンジは、滅菌されてもよい。好ましくはこの圧縮スポンジは、γ線照射によって滅菌される。
【００３７】
もう１つの実施形態において、被験体における重大な出血を防ぐ方法であって、圧縮スポンジまたは圧縮複合スポンジを施すことを含む方法が提供される。好ましくは被験体は、哺乳動物である。より好ましくは、この哺乳動物はヒトである。好ましくは被験体は、出血が制御されないままであるならば、２０〜３０分以内に約３０〜４０％の総血液容量損失が結果として生じるであろうような重大な出血に苦しんでいる。好ましくはこの圧縮スポンジまたは圧縮複合スポンジが、出血している損傷を覆って直接、約６０〜８０ｋＰａの圧力とともに適用され、解放し、パックし、ラップする前の３〜５分間その位置に保持される。
【００３８】
もう１つの実施形態において、圧縮スポンジまたは複合圧縮スポンジ、パックするためのガーゼロール、および創傷をラップするためのエース（Ａｃｅ）包帯を含んでいる、重大な出血の処置のための包帯キットが提供される。
【００３９】
もう１つの実施形態において、圧縮または複合圧縮スポンジの機械的結合およびかみ合わせ方法であって、このスポンジの組織と接触する側を、大きい織目の（ｍａｃｒｏｔｅｘｔｕｒｅｄ）表面に対して押し付ける工程を含む方法が提供される。この大きい織目の表面は、化学エッチングによって調製された表面、イオンビーム表面アブレーションによって調製された表面、機械的切断によって調製された表面、およびレーザーアブレーションによって調製された表面を包含しうる。
【００４０】
もう１つの実施形態において、圧縮または圧縮複合スポンジの機械的牽引の改良方法であって、このスポンジの組織と接触する側を、大きい織目の表面に対して押し付ける工程を含む方法が提供される。好ましくはこの大きい織目の表面は、化学エッチングによって調製された表面、および粒子ブラスチング技術よって調製された表面からなる群から選択される。
【００４１】
もう１つの実施形態において、この複合または圧縮複合スポンジの表面上のざらざらしたクラストの形成を制限または停止させる方法であって、スポンジの表面をポリマーフィルム、ポリマープレート、盛り上がったプラスチックプレート、または湿分不浸透性通気性膜フィルムで覆う工程を含む方法が提供される。
【００４２】
もう１つの実施形態において、低密度スポンジは、約０．０５ｇ／ｃｍ３未満の当初密度を有するスポンジを、このスポンジが約０．０８ｇ／ｃｍ３未満の密度に達するまで圧縮することによって形成される。このスポンジは、凍結または凍結乾燥以外の方法によって形成することができる。好ましくはこのスポンジは、転相方法、予め形成されたマトリックスへの活性成分の共有結合によって調製されたスポンジ、および発泡技術からなる群から選択された方法を用いて形成される。
【００４３】
もう１つの実施形態において、この圧縮スポンジおよび圧縮複合スポンジはさらに、少なくとも１つの追加の親水性ポリマーを含んでいてもよい。この追加の親水性ポリマーは、次のものを包含しうるが、これらに限定されるわけではない。すなわち、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、ポリリシン、ポリエチレンイミン、キサンタン、カラゲーナン、第四アンモニウムポリマー、硫酸コンドロイチン、デンプン、変性セルロースポリマー、デキストラン、ヒアルロナン、またはこれらの組合わせである。デンプンは、アミラーゼ、アミロペクチン、およびアミロペクチンとアミラーゼとの組合わせを包含しうるが、これらに限定されるわけではない。好ましくはこの親水性ポリマーは、キトサンである。
【００４４】
提供されるもう１つの実施形態は、親水性ポリマーを含んでいる出血制御用圧縮スポンジであって、約０．６〜０．１５ｇ／ｃｍ３の圧縮スポンジ密度を有し、この親水性ポリマーが、ポリアクリル酸であってもよい圧縮スポンジである。好ましくはこの圧縮スポンジはさらに、活性成分を含んでいてもよい。この活性成分は、次のものを包含するが、これらに限定されるわけではない。カルシウム、トロンビン、第ＶＩＩａ因子、第ＸＩＩＩ因子、トロンボキサンＡ２、プロスタグランジン−２ａ、上皮増殖因子、血小板由来増殖因子、フォンビルブラント因子、腫瘍壊死因子（ＴＮＦ）、ＴＮＦ−α、形質転換増殖因子（ＴＧＦ）、ＴＧＦ−α、ＴＧＦ−β、インシュリン様増殖因子、線維芽細胞増殖因子、ケラチン細胞増殖因子、神経成長因子、ペニシリン、アンピシリン、メチシリン、アモキシシリン、クラバモックス、クラブラン酸、アモキシシリン、アズトレオナム、イミペネム、ストレプトマイシン、カナマイシン、トブラマイシン、ゲンタマイシン、バンコマイシン、クリンダマイシン、エリスロマイシン、ポリミキシン、バシトラシン、アムホテリシン、ナイスタチン、リファムピシン、テトラサイクリン、ドキシサイクリン、およびクロラムフェニコール、またはこれらの組合わせである。
【００４５】
もう１つの実施形態において、出血制御用圧縮複合スポンジであって、親水性ポリマースポンジおよび湿潤性ポリマーマトリックスまたは湿潤性ポリマーマトリックスを、このスポンジの内部および／またはスポンジ表面に含み、この親水性ポリマーがポリアクリル酸であるスポンジが提供される。この湿潤性ポリマーマトリックスは、不織布マット、織布マット、成形ポリマーメッシュ、および低密度スポンジを包含しうる。この湿潤性ポリマーマトリックスは、キチン、アルギネート、中和キトサン、再アセチル化キトサン、ポリ（グリコール酸）、ポリ（乳酸）、ポリ（ｅ−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、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、またはこれらの組合わせを包含しうる。
【００４６】
このスポンジは、親水性ポリマーを含浸されたテキスタイル糸を含んでいてもよい。好ましくはこのテキスタイル糸は、親水性ポリマーを含浸され、この場合、この疎水性ポリマーはポリアクリル酸である。好ましくはこの湿潤性ポリマーマトリックスは、不織布メッシュである。
【００４７】
好ましくはこのスポンジは、細孔直径約１５ミクロン〜約３００ミクロンの細孔を有する。より好ましくはこのスポンジは、細孔直径約３０ミクロン〜約２５０ミクロンの細孔を有する。より好ましくはこのスポンジは、細孔直径約１００ミクロン〜約２２５ミクロンの細孔を有する。より好ましくはこのスポンジは、細孔直径約１２５ミクロン〜約２００ミクロンの細孔を有する。最も好ましくはこのスポンジは、細孔直径約１５０ミクロン〜約１７５ミクロンの細孔を有する。好ましくはこのスポンジは、１ｃｍ２につき約１００ｃｍ２〜１ｃｍ２につき１，０００ｃｍ２の、スポンジのベース表面あたりの有効血液接触表面積を有する。より好ましくはこのスポンジは、１ｃｍ２につき約２００ｃｍ２〜１ｃｍ２につき８００ｃｍ２の、スポンジのベース表面あたりの有効血液接触表面積を有する。最も好ましくはこのスポンジは、１ｃｍ２につき約３００ｃｍ２〜１ｃｍ２につき約５００ｃｍ２の、スポンジのベース表面あたりの有効血液接触表面積を有する。
【００４８】
この圧縮複合スポンジはさらに、裏打ち支持層を含んでいてもよい。好ましくはこの裏打ち支持層は、ポリマー材料の層であってもよい。好ましくはこのポリマー材料は、合成非生物分解性材料、または天然の生物分解性ポリマーである。この合成生物分解性材料は、次のものを包含しうるが、これらに限定されるわけではない。すなわち、ポリ（グリコール酸）、ポリ（乳酸）、ポリ（ｅ−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、ポリエチレンのコポリマー、ポリプロピレンのコポリマー、前記ポリマーを合成するために用いられるモノマーのコポリマー、またはこれらの組合わせである。この天然のポリマーは、次のものを包含しうるが、これらに限定されるわけではない。すなわち、キチン、アルギン、デンプン、デキストラン、コラーゲン、アルブミン、およびこれらの組合わせである。合成ポリマーは、次のものを包含しうるが、これらに限定されるわけではない。すなわち、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、またはこれらの組合わせである。
【００４９】
好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約４０ｋＰａ〜５００ｋＰａの、創傷部位への接着度を有する。より好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約６０ｋＰａ〜２５０ｋＰａの、創傷部位への接着度を有する。最も好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約１００ｋＰａ〜２００ｋＰａの、創傷部位への接着度を有する。
【００５０】
この圧縮複合スポンジは、創傷包帯−血液界面において、前記創傷から流れている血液と組合わせて接着性材料を形成しうるものであってもよい。好ましくはこの接着性材料は、創傷がシールされた時、好ましくは約５．５以上のｐＨを有する。より好ましくはこの接着性材料は、創傷がシールされた時、好ましくは約６．５以下のｐＨを有する。最も好ましくはこの接着性材料は、創傷がシールされた時、好ましくは約７．５以下のｐＨを有する。好ましくはこの接着性材料は、酢酸、蟻酸、乳酸、アスコルビン酸、塩酸、およびクエン酸からなる群から選択された酸を含んでいる。
【００５１】
好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約３．０ｍｍ以上であって約８ｍｍ以下の厚さを有する。より好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約３．５ｍｍ以上であって約７ｍｍ以下の厚さを有する。最も好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約４．０ｍｍ以上であって約６ｍｍ以下の厚さを有する。好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約０．１ＭＰａ〜約１０ＭＰａの極限引張り応力を有する。より好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約０．１５ＭＰａ〜約０．８ＭＰａの極限引張り応力を有する。最も好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約０．２５ＭＰａ〜約０．５ＭＰａの極限引張り応力を有する。
【００５２】
好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約５％の極限伸びを有する。より好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約１０％の極限伸びを有する。最も好ましくはこの圧縮複合スポンジは、約１５％の極限伸びを有する。
【００５３】
もう１つの実施形態において、出血制御のための請求項１に記載の圧縮スポンジの調製方法であって、（ａ）低密度スポンジの凍結／凍結乾燥調製工程；および（ｂ）１分あたり１０ｍｍの好ましい率および８０℃の好ましい制御温度で、低密度スポンジを圧縮し、これによって、約０．１〜約０．２ｇ／ｃｍ３の密度を有する圧縮スポンジを得る工程を含む方法が提供される。
【００５４】
もう１つの実施形態において、出血制御用圧縮スポンジの調製方法であって、（ａ）低密度スポンジの凍結／凍結乾燥調製以外の方法による低密度スポンジの調製工程；および（ｂ）１分あたり１０ｍｍの率および８０℃の好ましい制御温度で、その後の低密度スポンジを圧縮し、これによって、約０．１〜約０．２ｇ／ｃｍ３の密度を有する圧縮スポンジを得る工程を含む方法が提供される。好ましくはこの低密度スポンジは、約０．０１ｇ／ｃｍ３〜約０．０３５ｇ／ｃｍ３の密度を有する。好ましくはこの圧縮スポンジは、約０．１ｇ／ｃｍ３〜約０．１５ｇ／ｃｍ３の密度を有する。
【００５５】
もう１つの実施形態において、出血制御用圧縮複合スポンジの調製方法であって、（ａ）生物材料溶液を加熱し、これに真空を加えることによって、生物材料溶液を脱ガスする工程；（ｂ）この生物材料溶液を凍結する工程；（ｃ）凍結された生物材料の構造的一体性を損なうことなく、凍結された生物材料の中から水を除去し、したがって生物材料中の水が、固相から気相へ移る工程；（ｄ）１分あたり約１０ｍｍの好ましい率で生物材料を圧縮し、これによって約０．１〜約０．２ｇ／ｃｍ３の密度を有する圧縮スポンジを得る工程；および（ｅ）この圧縮スポンジを、８０℃で３０分間ベーキングする工程を含む方法が提供される。好ましくは温度を、工程（ｂ）の生物材料の凍結の間、予め決定された時間にわたって徐々に低下させる。好ましくは工程（ｂ）の温度は、約−５℃以下の最終凍結温度である。より好ましくは工程（ｂ）の温度は、約−３５℃以下の最終凍結温度である。最も好ましくは工程（ｂ）の温度は、約−２５℃以下の最終凍結温度である。好ましくは水の除去は、凍結された生物材料を凍結乾燥することによって実施される。この方法はさらに、アルゴン、窒素、およびヘリウムを、脱ガスされたキトサン溶液中に、凍結前に添加して戻す工程を含んでいてもよい。このスポンジは、滅菌された圧縮スポンジであってもよい。好ましくはこの圧縮スポンジは、γ線照射によって滅菌される。
【００５６】
もう１つの実施形態において、被験体における重大な出血を防止する方法であって、圧縮スポンジまたは圧縮複合スポンジを施す工程を含む方法が提供される。好ましくは被験体は哺乳動物である。より好ましくは、この哺乳動物はヒトである。好ましくは被験体は、出血が制御されないままであるならば、２０〜３０分以内に約３０〜４０％の総血液容量損失が結果として生じるであろうような重大な出血に苦しんでいる。好ましくはこの圧縮スポンジまたは圧縮複合スポンジは、出血している損傷を覆って直接、約６０〜８０ｋＰａの圧力とともに適用され、創傷を解放し、パックし、ラップする前に３〜５分間その位置に保持される。
【００５７】
もう１つの実施形態において、被験体における重大な出血を防止するための方法であって、圧縮スポンジまたは圧縮複合スポンジを施す工程を含む方法が提供される。好ましくは被験体は哺乳動物である。より好ましくは、この哺乳動物はヒトである。好ましくは被験体は、出血が制御されないままであるならば、２０〜３０分以内に約３０〜４０％の総血液容量損失が結果として生じるであろうような重大な出血に苦しんでいる。好ましくはこの圧縮スポンジまたは圧縮複合スポンジは、出血している損傷を覆って直接、約６０〜８０ｋＰａの圧力とともに適用され、創傷を解放し、パックし、ラップする前に３〜５分間その位置に保持される。
【００５８】
もう１つの実施形態において、圧縮スポンジまたは複合圧縮スポンジ、パックするためのガーゼロール、および創傷をラップするためのエース包帯を含んでいる、重大な出血の処置のための包帯キットが提供される。
【００５９】
もう１つの実施形態において、圧縮または複合圧縮スポンジの機械的結合およびかみ合わせ方法であって、このスポンジの組織と接触する側を、大きい織目の表面に対して押し付ける工程を含む方法が提供される。この大きい織目の表面は、化学エッチングによって調製された表面、イオンビーム表面アブレーションによって調製された表面、機械的切断によって調製された表面、およびレーザーアブレーションによって調製された表面を包含しうる。
【００６０】
もう１つの実施形態において、圧縮または圧縮複合スポンジの機械的牽引の改良方法であって、このスポンジの組織と接触する側を、大きい織目の表面に対して押し付ける工程を含む方法が提供される。好ましくはこの大きい織目の表面は、化学エッチングによって調製された表面、および粒子ブラスチングよって調製された表面からなる群から選択される。
【００６１】
もう１つの実施形態において、圧縮または圧縮複合スポンジの表面上のざらざらしたクラストの形成を制限または停止させる方法であって、スポンジの表面をポリマーフィルム、ポリマープレート、盛り上がったプラスチックプレート、または湿分不浸透性通気性膜フィルムで覆う工程を含む方法が提供される。
【００６２】
もう１つの実施形態において、低密度スポンジであって、約０．０５ｇ／ｃｍ３未満の密度を有するスポンジを、約０．０８ｇ／ｃｍ３未満の密度に達するまで圧縮することによって形成され、凍結または凍結乾燥以外の方法によって形成されるスポンジが提供される。好ましくはこのスポンジは、転相方法、予め形成されたマトリックスへの活性成分の共有結合によって調製されたスポンジ、および発泡技術からなる群から選択された方法を用いて形成される。
【００６３】
もう１つの実施形態において、ポリアクリル酸と組合わせてさらに親水性ポリマーも含んでいる圧縮スポンジおよび圧縮複合スポンジが提供される。この親水性ポリマーは、次のものを含んでいてもよいが、これらに限定されるわけではない。すなわち、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、ポリリシン、ポリエチレンイミン、キサンタン、カラゲーナン、第四アンモニウムポリマー、硫酸コンドロイチン、デンプン、変性セルロースポリマー、デキストラン、ヒアルロナン、またはこれらの組合わせである。デンプンは、アミラーゼ、アミロペクチン、およびアミロペクチンとアミラーゼとの組合わせを包含しうる。好ましくはこの親水性ポリマーはキトサンである。
【発明を実施するための最良の形態】
【００６４】
（好ましい実施形態の詳細な説明）
（Ａ．圧縮スポンジおよび圧縮複合スポンジ）
本発明は、生死に係わる重大な出血の制御のための救急／一次的介入創傷包帯を目的とする。このような出血は、弾道損傷および重大な動脈裂傷において致命的になりうる。特に戦場において、この型の包帯への緊急のニーズがある。戦場では、典型的にはすべての死の５０％が、直ちに重大な出血を制御することが不可能であることと関連している。
【００６５】
生死に係わる重大な出血のための先進的な創傷包帯は、好ましくは次の特性を有すべきである：
ｉ）パッケージから取り出した後、容易かつ迅速に一工程で適用される；
ｉｉ）急速かつ強力な凝血；
ｉｉｉ）急速かつ強力な組織接着；
ｉｖ）強力な内部凝集特性；
ｖ）急速かつ強力な創傷シール；
ｖｉ）強い血流下の溶解への抵抗性；
ｖｉｉ）損傷との良好なたわみ性；
ｖｉｉｉ）組織と接触する表面テキスチャーを制御することによって、滑りを停止するための、組織への包帯の当初の良好な機械的な取り付け；および
ｉｘ）有効性を譲歩することなく、大雑把に処理できること。
【００６６】
この目的のために、本発明は、先進的出血制御創傷包帯、およびこのような創傷包帯の使用および製造方法を目的とする。本発明によって考察されている、生死に係わる重大な出血の種類は典型的には、従来のガーゼ創傷包帯が該創傷に対して従来の圧力とともに適用された時、止血されえない型のものである。あるいはまた、この生死に係わる重大な出血の性質は、従来のガーゼ創傷包帯が創傷に対して従来の圧力とともに適用された時にこれが止血されず、そしてほかの手段によって制御されないならば、その人が低血圧状態に陥る結果になるであろうようなものである。ほかの言い方をすれば、この生死に係わる重大な出血は一般に、従来のガーゼ創傷包帯が創傷に対して従来の圧力とともに適用された時、止血されえず、その人の最大血圧が、約９０ｍｍＨｇ未満のレベルに落ちる結果になるであろう。
【００６７】
この生死に係わる重大な出血はまた、１分あたりの失血約９０ｍＬ超の安定した高い血液流として記載することができ、したがって出血の約２０分後、７０ｋｇのヒト男性から総血液の約４０％超の容量が失われるであろうし、この血液容量損失は、ヒトの生存の可能性を実質的に減少させるであろう。この型の出血が、５〜１０分以内に停止されないならば、負傷者は低血圧状態に陥ることがあり、したがって動脈圧は、６０ｍｍＨｇ未満に落ちる。多くの場合重大な出血は、弾道発射損傷、または鋭い穿孔損傷、または鈍的外傷損傷によって引起こされる。ほかの場合、重大な出血は、凝固障害、体内外傷または外科的外傷、自動車外傷、農業事故などによって引起こされる。
【００６８】
本発明の創傷包帯は、少なくとも約９０ｍＬ／分の血流流量を有するかなり大きい動脈創傷またはかなり大きい静脈創傷によって引起こされた前記重大な出血を止血することができ、かつ約５分以下の時間の間創傷包帯へ直接圧力を加えることによって、創傷部位へ接着しうる。この創傷包帯はまた、迅速に作用して創傷をシールし、創傷部位からの重大な出血の実質的な凝血および凝集を容易にし、創傷包帯へ直接圧力を一時的に加えることによって重大な出血を止める。この創傷包帯は、高い血流中の溶解への高い抵抗性を有し、良好な体内凝集特性を有する。これは損傷に適合するのに十分な柔軟性、および大雑把な処理に抵抗するための靭性を有する。
【００６９】
該包帯は、重大な出血を制御するための生物材料から形成されている。好ましくはこの生物材料は、非哺乳動物材料を含んでいる。好ましくはこの非哺乳動物材料は、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、これはより一般的にはキトサンと呼ばれる。
【００７０】
この創傷包帯は、中間構造または形状生成工程の使用を介して、スポンジ様または織布形状に成形される。この生物材料は、相互連結開放多孔質構造、および／または延伸開放ラメラ構造、および／または開放管状構造、および／または開放ハネカム構造、および／またはフィラメント構造を含む。この創傷包帯は、約１５ミクロン〜約３００ミクロン；約３０ミクロン〜約２５０ミクロン；約１００ミクロン〜約２２５ミクロン；約１２５ミクロン〜約２００ミクロン；最も好ましくは約１５０ミクロン〜約１７５ミクロンの細孔を有する、相互連結自由空間領域または細孔を有する。この創傷包帯は、好ましくは１ｃｍ２につき少なくとも約１００ｃｍ２、より好ましくは１ｃｍ２につき少なくとも約２００ｃｍ２、最も好ましくは１ｃｍ２につき少なくとも約３００ｃｍ２の、前記創傷包帯のベース表面あたりの有効血液接触表面積を有する。創傷表面積あたりのキトサン生物材料の有効質量は、好ましくは約０．０２ｇ／ｃｍ２〜約１．０ｇ／ｃｍ２であり；より好ましくは創傷表面積あたりのキトサン生物材料の有効質量は、約０．０４ｇ／ｃｍ２〜約０．５ｇ／ｃｍ２であり；最も好ましくは創傷表面積あたりのキトサン生物材料の有効質量は、約０．０６ｇ／ｃｍ２〜約０．１ｇ／ｃｍ２である。
【００７１】
「ベース表面あたり」とは、例えば一般に血液と接触しているベース表面の１ｃｍ×１ｃｍを考えるならば、その場合には、開放スポンジ構造によって、血液が少なくとも１００ｃｍ２のキトサン表面積を見込むことが予想されるであろうという意味である。
【００７２】
スポンジは、次の方法によって調製されるが、これらに限定されるわけではない。すなわち、転相方法、凍結、凍結乾燥、予め形成されたマトリックスへの活性成分の共有結合、および発泡技術である。
【００７３】
さらにはこの創傷包帯は、前記創傷部位へ接着した時、約３７℃の温度において、好ましくは１ｃｍ２につき１分あたり約０．００８グラム以下、より好ましくは１ｃｍ２につき１分あたり約０．００５グラム以下、最も好ましくは１ｃｍ２につき１分あたり約０．００２グラム以下の、前記創傷包帯のベース表面積あたりの平均溶解率を有する。
【００７４】
該創傷包帯は好ましくは、少なくとも約０．０５ｇ／ｃｍ３、より好ましくは少なくとも約０．０７ｇ／ｃｍ３、最も好ましくは少なくとも約０．１１ｇ／ｃｍ３の密度を有する。これは、少なくとも約０．０５ｇ／ｃｍ３、より好ましくは少なくとも約０．０７ｇ／ｃｍ３、最も好ましくは少なくとも約０．０９５ｇ／ｃｍ３、好ましくは約０．２ｇ／ｃｍ３以下の、圧縮密度に対する圧縮荷重を好ましくは有しうる。
【００７５】
本発明の創傷包帯は典型的には、少なくとも約５０ｋＤａ、好ましくは少なくとも約７５ｋＤａ、より好ましくは少なくとも約１００ｋＤａ、最も好ましくは少なくとも約１５０ｋＤａの数平均分子量（ｐＨ５．５、０．０１Ｍ酢酸ナトリウムにおけるポリエチレングリコール標準に対して、ゲル透過クロマトグラフィーによって決定された分子量）を有するキトサンを含有する。好ましくはキトサン接着性材料は、創傷がシールされた時、約６．３以下のｐＨを有する。より好ましくは、このキトサン接着性材料は好ましくは、創傷がシールされた時、約４．５以下のｐＨを有する。最も好ましくはこのキトサン接着性材料は、創傷がシールされた時、約４．０以下のｐＨを有する。
【００７６】
親水性ポリマーがポリアクリル酸である包帯に関して、好ましくはこの接着性材料は、創傷がシールされた時、約５．５以上のｐＨを有する。より好ましくはこの接着性材料は好ましくは、創傷がシールされた時、約６．５以上のｐＨを有する。最も好ましくはこのキトサン接着性材料は、創傷がシールされた時、約７．５以上のｐＨを有する。
【００７７】
キトサンはまた好ましくは、少なくとも約１００ｋＤａ、より好ましくは少なくとも約１５０ｋＤａ、最も好ましくは少なくとも約３００ｋＤａの重量平均分子量（ｐＨ５．５、０．０１Ｍ酢酸ナトリウムにおけるポリエチレングリコール標準に対して、ゲル透過クロマトグラフィーによって測定された分子量）を有する。この創傷包帯中のキトサンはまた、好ましくは約１００センチポアズ〜約２，０００センチポアズ、より好ましくは約１２５センチポアズ〜約１，０００センチポアズ、最も好ましくは約１５０センチポアズ〜約５００センチポアズである、約３０ｒｐｍでのスピンドルを用いた、酢酸（ＡＡ）の１％溶液中で２５℃におけるブルックフィールドＬＶ ＤＶ−ＩＩ＋粘度も有する。このスピンドルは好ましくは、スピンドルＬＶ１、ＬＶ２、ＬＶ３、またはＬＶ４である。上で言及されている分子量および粘度は、実質的に純粋なキトサン創傷包帯、およびキトサンの吸着された表面層をともなって形成された創傷包帯に関するものである。キトサンの共有結合表面層を含有する創傷包帯であるならば、その場合にはキトサンのより低い粘度および分子量が好ましいことがある。
【００７８】
本発明の創傷包帯は、組織接着および組織シールを促進するための、カチオン性キトサン塩を含んでいてもよい。好ましくはこれらのカチオン性キトサン塩は、キトサンホルメート、キトサンアセテート、キトサンラクテート、キトサンクロライド、キトサンアスコルベート、およびキトサンシトレートを包含するが、これらに限定されるわけではない。このキトサンは、典型的には少なくとも約７０％、好ましくは少なくとも約７５％、より好ましくは少なくとも約８０％、最も好ましくは少なくとも約８５％である、脱アセチル化度を有する。
【００７９】
中密度スポンジ（０．１ｇ／ｃｍ３＞密度＞０．５ｇ／ｃｍ３容積固体）、または既に好ましい密度にある中密度スポンジを、０．１５ｇ／ｃｍ３に近いその最適な密度に圧縮するよりもむしろ、低密度スポンジ（密度＜０．０３／ｃｍ３固体）を圧縮することが好ましい。これは、低密度スポンジにおけるスポンジ形成方法の結果として、中密度およびより高い密度のスポンジ中の壁の厚さと比較して、スポンジ細孔間の有意により薄い壁の厚さを生じるからである。同様に、これらのより高い密度のスポンジは、多くの場合、スポンジ剛性を増し、かつ亀裂への抵抗性を減少させる、より相互連結された構造も有する。低密度スポンジ中の薄い多重壁は、より高い密度に圧縮された時、より相互連結された構造、ならびにより厚く、したがってより剛性あるセル壁をともなって製造された中密度およびより高い密度のスポンジよりも、より柔軟性があって、より剛性のスポンジを可能にする。
【００８０】
スポンジの緻密化は、固定温度において、制御された圧縮率の一方向または二方向のどちらかの適用によって達成されてもよい。好ましいスポンジの緻密化は、８０℃における一方向圧縮によって、および約２％〜５％ｗ／ｗのスポンジ湿分含量を用いて達成される。一軸圧縮の一例として、１０．０ｃｍ（ｘ方向）×１０．０ｃｍ（ｙ方向）×１．７０ｃｍ（ｚ方向）が、Ｇｅｏ Ｋｎｉｇｈｔ ３９４−ＴＳシャトルプレスにおいて４０ｐｓｉで、平らな水平延伸（ｘｙ平面）の６３．５ｃｍ×５０．８ｃｍアルミニウムプラテン間のｚ方向に、１０ｍｍ／分で圧縮された。圧縮率は、圧力設定およびＰａｒｋｅｒ ＳＰＦ２００Ｂニードルバルブの使用によって制御された。
【００８１】
０．５５ｃｍの最終スポンジ厚さは、少なくとも２つのスペーサーバー５０ｃｍ×２ｃｍ×０．５５ｃｍの使用によって制御された。このスポンジの当初密度は、０．０３３ｇ／ｃｍ３であった。プレス後のスポンジの密度は、０．１０ｇ／ｃｍ３であった。ほかのスペーサー対照、例えば０．１５ｃｍ、０．３５ｃｍ、および０．４５ｃｍ高さを用いて、それぞれ０．３７５ｇ／ｃｍ３、０．１６ｇ／ｃｍ３、および０．１２５ｇ／ｃｍ３のスポンジが得られた。二方向圧縮（ｚおよびｘまたはｙ方向におけるプラテン圧縮）は、５ｃｍ×５ｃｍ×１．７ｃｍスポンジを２．５ｃｍ×２．５ｃｍ×０．５５ｃｍスポンジに縮小するために実施することができる。複合形状は、真空バギング技術を用いて圧縮されうる。この場合、閉鎖されたプラスチックフィルムが、スポンジの表面を覆ってラップされ、空気は、真空を加えることによって、スポンジおよびプラスチックフィルムジャケット内から、制御されたレベルまで除去される。加熱されたローラープレスもまた、スポンジリボンおよびほかのスポンジプロフィールを圧縮するために用いられうる。このようなスポンジリボンおよびプロフィールは、これらがローラープレスを用いてプレスされるならば、内部複合メッシュを用いて強化されるのが好ましい。連続複合スポンジフィラメントの圧縮の好ましい実施形態は、このフィラメントが、完全圧縮において２．５ｍｍ近い直径から０．６７ｍｍ直径へ、入口において制御されたテーパーを有するテフロン（登録商標）コーティングされた加熱ロッドダイ（８０℃）を通して延伸される実施形態である。
【００８２】
制御された湿分、加熱、および圧縮率の条件は、スポンジの脆性圧潰を最小限にしつつ、延性圧密を最適化するために選択される。スポンジの脆性圧潰の結果、亀裂によるスポンジの機械的一体性の喪失を生じる。細かい相互連結帯域への最適なスポンジ圧密は、均一な相互連結球様細孔（例えば１２面体）を有するスポンジにおいて最適に達成される。非圧縮スポンジ細孔サイズは、３０〜１２０ミクロンが最適であり、ポリマー壁の厚さは１〜２０ミクロンである。ラメラまたはハネカム様構造を有するスポンジの場合、この構造は、一軸圧縮の垂直方向から３０〜４０°近くのところに均一に延伸されることが最良である。熱勾配の方向に垂直なせん断応力を加えることによって、凍結の間このような均一構造を得ることが可能である。このようなせん断は、凍結の方向に均一な荷重を加え、熱損失に対して垂直方向に減少した荷重をかけて達成される。
【００８３】
ほぼ垂直な構造は、脆性破断およびランダムチャネル形成をともなわずには、それほど容易に圧縮されない。実際、開放金型における凍結の間、上部表面氷核生成に由来するコース（ｃｏｕｒｓｅ）垂直構造は、スポンジ中の垂直クラスト層につながり、これは容易に圧縮されず、スポンジ中に剛性を引起こし、血液または水溶液と接触した時に、急速に溶解する。同様に水平構造は望ましくないが、その理由は、これらがバルク体に弾性的に圧縮され、表面における細孔相互連結性の喪失をともなうからである。
【００８４】
ラメラ型またはハネカム様スポンジにおいても同様に、壁構造が小円鋸歯状または繊毛表面を有することが望まれる。ラメラまたはハネカム壁のこのような表面は、特異的条件下、氷と親水性ポリマーとの凍結制御された相分離の間に得られる。通常、小円鋸歯または繊毛は、３〜１０ミクロンの薄い壁、「歯」、「櫛」、または柱として表面から突出し、小円鋸歯の場合長さ３〜１０ミクロン、または繊毛の場合直径２〜３ミクロンであり、ラメラまたはハネカム表面に直交している。これらは、ラメラまたはハネカム壁上で、多くの場合迷路様の規則性をともなって分布している。すなわち、１つの壁が別の壁に隣接して、５〜１０ミクロン分離されているが、常に離れている。小円鋸歯の限度は、ポリマーの分子量、その分子量分布、相分離の前またはその間の細長いロッド様溶液特性の限度、および冷却領域によって制御されているように見える。緻密化の時、これらの小円鋸歯は、ラメラが互いに対して圧縮されるにつれて、ラメラの所望の制御された間隔あけを少なくとも約５〜１０ミクロンに補強することによって、細孔連結を維持する作用をする。
【００８５】
表面絨毛および小円鋸歯はまた、機械的固定および表面の結合の補助によって、接着において重要な役割も果たす。したがって小円鋸歯状／絨毛状構造の表面テキスチャーは、緻密化の間最もよく保持される。これは、プラスのスポンジ表面をマイナスのベース表面に圧縮することによって達成することができる。理想的にはこのベース表面のテキスチャーは、小円鋸歯／絨毛表面のマイナスの解放である。このようにして、最小限の荷重を加えることによって、第一表面は、第二表面中に正確に鍵を掛け（ｋｅｙ）、これら２つの表面間に最大の表面積接触を生じるであろう。同様に、第一表面を第二表面から取り出す時、有意な表面損傷または損失をともなわずに、必然的に表面の良好な剥離があるであろう。プレスの間の表面のこのマイクロ鍵掛けと同様、スポンジが圧縮工程の間にプレスされる指定されたテンプレート表面の適用によって、スポンジ表面中にマクロパターン化を作り出すことも可能である。このようなパターン化は、組織損傷への一次的止血包帯の適用を補助するような滑り止めパターンを包含しうる。
【００８６】
長方形、円筒形、球形、複雑な形態、および複合形態は、出血の制御のために最適な密度に圧縮されうる。スポンジは、複合形態をともなって調製することができる。典型的な長方形複合形態は、不溶性であるが湿潤性の不織布または織布メッシュをスポンジ中に含めることができるであろう。このことは典型的には、前スポンジ溶液中に存在するメッシュを用いた、スポンジ形成相分離方法を実施することによって行なわれるであろう。不織布メッシュ材料が好ましいが、その理由は、この材料が、スポンジ圧縮方法とより適合性があり、緻密化の間、スポンジ中に裂けを引起こす可能性がより少ないからである。もう１つの実施形態は、０．２５％〜１％キトサン溶液からの低密度キトサンスポンジが、凍結／凍結乾燥によってキトサンスポンジに成形されている場合である。このスポンジはついで、室温で９９％無水酢酸中に少なくとも２４時間浸漬することによって、キチンスポンジ形態へ再アセチル化される。この再アセチル化されたスポンジはついで、キトサン金型溶液（１％〜２％）上に、またはその中に加えることができ、このキトサン溶液は、凍結／凍結乾燥によってスポンジに成形される。キチンスポンジによって強化されたこの複合キトサンスポンジはついで、その後最適な密度にプレスされる。複合形態のもう１つの実施形態は、キトサンスポンジが、最も好ましくは凍結／凍結乾燥手順によって成形されている実施形態である。このキトサンスポンジはついで、０．１Ｍ ＮａＯＨ溶液中での洗浄によって中和され、ついで水中にリンスされ、残留ナトリウム塩および水酸化ナトリウムが除去される。この中和キトサンスポンジ（今や水および血液不溶性である）は、今や適切な金型中の親水性ポリマー塩溶液（ｐＨ≧７）の水溶液の上またはその中に入れられる。この金型は、凍結／凍結乾燥機の中に入れられ、中和キトサンスポンジで強化された親水性スポンジを生成する。その後の複合スポンジはついで、適切な厚さにプレスされる。
【００８７】
非常に好ましい円筒形スポンジ複合形態は、このスポンジが湿潤糸またはテキスタイルの中に形成された形態である。スポンジおよび糸の直径は、典型的には１〜２ｍｍであろう。その軸に垂直なこの糸の圧縮の結果として、直径０．２〜０．５ｍｍの柔軟性キトサン含浸糸を生じ、これは、体内出血損傷、および上を覆う必要がある損傷へ施すための、および出血を制御するために多重裂傷位置の操作のための、強力なたわみ性のある医療用包帯テープとして製織することができる。このようなテープは、出血性の創傷を包含する様々な重症度の創傷へ層化するのに非常に便利であろう。このテープ中の含浸ポリマーは、局部的凝血を加速させ、ならびに組織にしっかりと接着するであろう。この型のキトサン含浸糸は、妥協的に正常な（ｃｏｍｐｒｏｍｉｓｅｄ ｎｏｒｍａｌ）血小板凝血を有する個人、例えば血友病患者およびショック状態にある人において、加速された凝血を与えるであろう。
【００８８】
本発明のスポンジは、機械的手段を用いて結合（ｍａｔｔｅｄ）およびかみ合わせされうる。具体的には、使用した時にこれらの被験体の創傷および組織と接触するスポンジの側は、大きい織目の表面に対して押し付けられうる。この大きい織目の表面は、機械的切断によって調製された表面およびレーザーアブレーションによって調製された表面を包含するが、これらに限定されるわけではない。このスポンジの機械的牽引はまた、使用の時、被験体の創傷および組織と接触するスポンジの表面を、大きい織目の表面に対して押し付けることによって改良されうる。大きい織目の表面は、化学エッチングによって調製された表面、および粒子ブラスチング技術によって調製された表面を包含しうるが、これらに限定されるわけではない。
【００８９】
このスポンジは、親水性ポリマーを含浸されたテキスタイル糸を含んでいてもよい。この糸は、親水性ポリマーを吸収しうる、合成または天然のあらゆる材料であってもよい。例えばこの糸は、植物ベースの材料であってもよい。好ましくはこの糸は、マルチフィラメントである。
【００９０】
このスポンジ創傷包帯は、裏打ち支持層がこれに付着されていてもよい。これは、改良された取扱いおよび機械的特性を与え、これを促進する。この裏打ち層は、キトサンの上部層との直接接着によって包帯に付着または接着させることができる。または接着剤、例えば３Ｍ９９４２アクリレート皮膚接着剤、またはフィブリングルーもしくはシアノアクリレートグルーを用いることができる。この裏打ち支持層はまた、好ましくは実質的に血液不溶性である。この裏打ち支持層はまた、好ましくは実質的に血液不浸透性である。この裏打ち支持層はまた、好ましくは実質的に生物分解性である。この裏打ち支持層は好ましくは、適用の間に包帯のしっかりした取扱いを可能にし、包帯がひとたび適用されたら、手には非粘着性である材料である。
【００９１】
好ましくは裏打ち支持体を形成する材料は、ポリマー材料層である。好ましい裏打ち材料の例には、低モジュラスメッシュ、および／またはフィルム、および／または合成および天然ポリマーの織布が含まれる。合成生物分解性材料には、次のものが含まれるが、これらに限定されるわけではない。すなわち、ポリ（グリコール酸）、ポリ（乳酸）、ポリ（ｅ−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、ポリエチレンのコポリマー、ポリプロピレンのコポリマー、上記ポリマーを合成するために用いられるモノマーのコポリマー、またはこれらの組合わせである。天然の生物分解性ポリマーには、次のものが含まれるが、これらに限定されるわけではない。すなわち、キチン、アルギン、デンプン、デキストラン、コラーゲン、およびアルブミンである。一時的外部創傷用途のための非生物分解性ポリマーには、次のものが含まれる。すなわち、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、またはこれらの組合わせである。
【００９２】
本発明の創傷包帯は、少なくとも約４０ｋＰａ、より好ましくは少なくとも約６０ｋＰａ、最も好ましくは少なくとも約１００ｋＰａの、創傷部位への接着度を有する。同様にこの創傷包帯は、好ましくは約３．０ｍｍ以上、より好ましくは約３．５ｍｍ以上、最も好ましくは約４．０ｍｍ以上、好ましくは約８．０ｍｍ以下、より好ましくは約７．０ｍｍ以下、最も好ましくは約６．５ｍｍ以下の厚さを有する。
【００９３】
本発明の創傷包帯（２．５ｃｍ幅）は好ましくは、１ｋｇ以上、より好ましくは少なくとも１．５ｋｇ、最も好ましくは少なくとも２．２５ｋｇの極限引張り破壊荷重を有する。この同じ包帯は好ましくは、少なくとも５％、より好ましくは少なくとも１０％、最も好ましくは少なくとも１５％の極限伸びを有する。この包帯のヤング率は好ましくは１０Ｍｐａ未満、より好ましくは３Ｍｐａ未満、最も好ましくは１Ｍｐａ未満である。
【００９４】
この創傷包帯は好ましくは、有意量の表面血液を含んでいる創傷部位への創傷包帯の適用に特に有用な補足的牽引表面を含んでいる。この補足的牽引表面は、使用中、典型的には創傷部位から離れた方向への創傷包帯の滑りを避けるためにこの創傷部位を掴む、少なくとも１つの外側表面を含みうる。この補足的牽引表面は、好ましくはトレッドの設計の形態にある。
【００９５】
該創傷包帯は、創傷包帯−血液界面において前記創傷から流れる血液と組合わせて接着性材料を形成しうる。この場合、キトサン接着剤材料は好ましくは、創傷がシールされた時、約５．５以下、より好ましくは約４．５以下、最も好ましくは約４以下のｐＨを有する。キトサン創傷包帯のｐＨを調節する目的で用いられる典型的な酸は、次のとおりである：酢酸、蟻酸、乳酸、アスコルビン酸、塩酸、およびクエン酸。ｐＨを上記のレベルに調節するための、キトサンカチオン／アニオンペアにおける酸アニオン対グルコサミン官能基のモル比は、好ましくは約０．９０、より好ましくは約０．７５、最も好ましくは約０．６０である。
【００９６】
この創傷包帯は、創傷と係合的に接触するため、および生死に係わる重大な出血流の止血を容易にするために、この創傷の形状に適合させることができる。より詳しくはこの創傷包帯は、この創傷の隙間の中に導入される。より好ましくはこの創傷包帯は、管状形状に適合させることができる。ついで形状が変更されたこの創傷包帯は、創傷の中に挿入される。
【００９７】
本発明はまた、人の創傷部位において、創傷からの生死に係わる重大な出血の制御方法についても考察する。この方法は、キトサンを含んでいる生物材料から形成された創傷包帯の供給工程、創傷部位への前記創傷包帯の接着工程、および前記創傷からの生死に係わる重大な前記出血流を実質的に止血する工程を含む。好ましくはこの創傷がシールされ、前記創傷部位からの出血が防止される。同様に、出血、および前記創傷部位の中へおよび／またはそこからのほかの流体の流れが、好ましくは防止される。本発明の包帯は、赤血球を凝集することによって出血部位に強力な血塊を急速に生じるために作用する。これはまた、正常な血小板凝結経路を加速することによって、凝血を促進しうる。
【００９８】
あるいくつかの用途において、該創傷包帯の溶解速度は、凝集速度と比べて比較的遅かった。このバランスは良好な結果を生じるが、それはこの高速での凝集が溶解を停止させるからである。このことは、この創傷包帯の内部の表面構造の均一性の重要性を証明している。この創傷包帯中に、かなり大きい欠陥、例えば粒界または小さい亀裂によって引起こされた通路が存在するならば、その場合には有意な血流が、この欠陥に沿って通路を形成し、非常に望ましくない血液浸透状態を生じ、これは、これらが形成するにつれて、比較的小さいあまり粘性でない凝集区域を洗い流すことがある。同様に、ウエハー表面全体上への加圧下の有意な血流は、先行技術の創傷包帯の創傷接着に悪影響を与えるように見えるが、本発明の創傷包帯の創傷接着には悪影響を与えない。
【００９９】
本発明の創傷包帯の重要な好ましい属性は、キトサンと血液とを組合わせる一方で、結果として生じた「血塊」の機械的一体性、および損傷部のすぐ隣の表面への血塊の結合が得られる手段である。該創傷包帯は、創傷部位における血塊形成を加速し、創傷部位における血塊形成を強化し、創傷部位からの出血を防止する。これはまた、創傷部位中へ、および／またはそれからの血液およびほかの流体の流れも実質的に防止する。
【０１００】
本発明の創傷包帯は、凝血および創傷部位への接着というその二重の能力を維持する一方で、極端な環境中での高いレベルの復元力も示す。この創傷包帯の顕著な復元力は、この包帯の驚くべき物理的特性によって例示される。該創傷包帯は、以前に記載された先行技術の製品とは異なり、構造的復元力を維持しつつ、創傷形状へ適合する顕著な能力も有する。この構造的復元力によって、この創傷包帯が、機械的性質の実質的な喪失をともなわずに、変形後に好ましい形状を取ることが可能になる。
【０１０１】
好ましくは本発明の出血制御包帯は、使用中にこの包帯の滑りを実質的に避けるために創傷区域を掴む表面を含んでいる。典型的にはこの包帯のこの滑り止め表面は、牽引表面を含んでいる。該出血制御包帯は、効果的な滑り止め表面、例えば牽引表面を有することから利点を得ることができる。該出血制御包帯は、滑らかな側と粗い側を有しうる。この粗い方の側は好ましくは、この側もまたより良好な接着特性を示すのであれば、組織または出血表面側である。
【０１０２】
牽引表面は、十分に潤滑された表面（例えば重大な出血の場合に存在する表面）に表面接触の増加した安定性（よりよい牽引）を備えることによって、急速な動脈出血を制御する包帯能力を改良しうる。このような牽引表面は、接着動力学に悪影響を与えず、一方で、包帯適用の決定的な時間中、より制御された安定な組織接触を可能にしつつ、血液の通路を作るのを助ける。例えばこの包帯の組織側は、トレッド設計の形態にある牽引表面を有してもよい。このトレッドは、創傷への適用を受けている時に、包帯が、この創傷から離れた方向において牽引損失を受けるのを防ぐことができるであろう。
【０１０３】
出血制御包帯の滑り止め表面は、互いに連結せず、覆い隠されたリッジをともなって生成されてもよい。このようにして今度は、これらのリッジ間に形成された通路は、完全にまたは一部、互いに対して覆い隠され、このようにして、創傷区域の中へ、またはそこからの制御された血流の戻りを与えるような、制御された連結を与えるであろう。包帯適用の区域における制御された血流は、出血制御包帯におけるリッジまたは特殊な型の応答性ゲートによって維持されうる。出血制御包帯の製造用金型の底部にあるリッジは、牽引制御、例えばリッジなどの形態で、該包帯中の滑り止め表面を可能にする型の凹部を含んでいてもよい。
【０１０４】
このようにして、少なくとも１つのすべり止め表面、例えば牽引表面を有する出血制御包帯を製造することができる。同様に、このような包帯の製造方法が提供されるであろう。最後に、出血制御包帯を製造するための金型を製造することができる。
【０１０５】
接着性ベースおよび上部表面が有利であるような場合、重大な出血を処置するために、両面で接着および凝血が必要とされる時に、容易に剥がし取られるように支持裏打ちを設計することが可能である。
【０１０６】
広い範囲の可能な型の出血創傷に取り組むために、包帯の数多くの出血制御形状が存在する。負傷者が、最初の応答者によって、または潜在的には負傷者自身によって処置されうるように、様々な形状のいくつかの包帯を（例えば戦場の状況において）携帯する必要があることがある。本発明の包帯は、非常に多くの物理的酷使を許容し、それでもなお活性な出血制御基盤に留まりうる。
【０１０７】
この包帯は、局所性血管出血、ならびに小さい局所創傷の処置に理想的である。これはまた、出血部位を容易に圧縮することができない複雑な刺入れ創傷へのパックにもよく適する。
【０１０８】
ひとたび出血制御が本発明を用いて達成されると、末端部創傷を安定させ、創傷縁部を接合し、汚染を防ぎ、決定的な修復のために負傷者の避難を可能にする耐久性包帯を作製することが、一般市民および戦場の出血制御包帯についての主な必要条件である。出血制御包帯の１つの想定された形状は、末端部の周りにきっちりと付着させることができ、かつロックタブ、例えば永久接着性グルーを用いて、剥がし取り表面を介してそれ自体に固定することができる柔軟性のある弾性裏打ちを有する、１０”×１８”包帯である。この形状は、創傷表面を接合し、血流を遠位末端部へ譲歩して追いやることなく、出血制御表面をつけ加えるであろう。これは第一応答者によって、ある場合には負傷兵士によって適用されてもよく、移動下、または輸送中の極端な動きの下でも安定であろう。この包帯は、創傷または皮膚への不都合な接着をともなわずに、これを切り離すことによって除去されるであろうと想定される。
【０１０９】
（Ｂ．圧縮スポンジおよび圧縮複合スポンジの製造方法）
人間の創傷部位における創傷からの生死に係わる重大な出血を制御しうる創傷包帯の製造方法が提供される。このような方法は、上記のようなキトサン生物材料の供給工程を含む。
【０１１０】
構造または形態生成工程は典型的には、溶液から実施され、例えば（相分離を引起こすための）凍結、（フィラメントを生成するための）非溶媒ダイ押出し、（フィラメントを生成するための）電気紡糸、転相、および（典型的には透析およびフィルター膜を生成するために用いられているような）非溶媒での沈殿、または予め形成されたスポンジ様または織布製品上への溶液コーティングなどの技術を用いて達成することができる。２つまたはそれ以上の異なる相が、凍結（典型的には、別個の固相へのキトサン生物材料の分化を用いた水の氷への凍結）によって形成される凍結の場合、凍結溶媒（典型的には氷）を除去するために、したがって凍結された構造を乱すことなく創傷包帯を製造するために、もう１つの工程が必要とされる。これは、凍結乾燥および／または凍結置換工程によって実施されうる。フィラメントは、不織布紡糸方法によって、不織布スポンジ様メッシュに形成することができる。あるいはまたフィラメントは、従来の紡糸および製織方法によって、フェルト化された織布として生成されうる。前記生物材料スポンジ様製品を製造するために用いることができるほかの方法には、固体キトサンマトリックスからの添加ポロゲンの溶解、または前記マトリックスからの材料の穿孔が含まれる。
【０１１１】
好ましくはキトサン生物材料から、一般的な大気ガスが脱ガスされる。典型的には脱ガスは、キトサン生物材料から十分な残留ガスを除去し、したがってその後の凍結操作を受けた時、このガスは洩れず、該創傷包帯製品中に、望まれない大きい空隙または大きな閉じ込められたフォームを形成する。この脱ガス工程は、典型的には溶液形態にあるキトサン生物材料を加熱し、ついでこれに真空を加えることによって実施されてもよい。例えば脱ガスは、この溶液を攪拌しつつ、約５００ｍトルで約５分間真空を加える直前に、キトサン溶液を約６０℃に加熱することによって実施することができる。
【０１１２】
親水性ポリマー生物材料スポンジ溶液処理の１つの実施形態は、当初の脱ガス後に、あるいくつかのガスを溶液中に加えて戻すことである。このようなガスには、アルゴン、窒素、およびヘリウムが含まれるが、これらに限定されるわけではない。この工程の１つの利点は、これらのガスの分圧を含有する溶液が、凍結した時に微小空隙を形成するということである。この微小空隙はついで、氷前線が前進するにつれてこのスポンジを通って運ばれる。これは、十分に画定され、かつ制御された通路を残し、これは、スポンジ細孔の相互連結性を補助する。
【０１１３】
次に、典型的には溶液形態にあるキトサン生物材料が、凍結工程に付される。凍結は好ましくは、キトサン生物材料溶液を冷却し、この溶液温度を室温から凍結点以下の最終温度まで低下させることによって実施される。このようにして、創傷包帯製品の好ましい構造が調製されうる。この最終凍結温度は好ましくは約−１０℃以下であり、より好ましくは約−２０℃以下であり、より好ましくは約−３０℃以下である。好ましくはこの温度は、予め決定された時間にわたって徐々に低下される。例えばキトサン生物材料溶液の凍結温度は、約９０分〜約１６０分の間、約−０．４℃／分〜約−０．８℃／分の一定温度冷却勾配を適用することによって、室温から−４５℃に低下させることができる。
【０１１４】
凍結されたキトサン生物材料はついで、凍結材料の隙間内からの水の除去を受けてもよい。この水の除去工程は、凍結されたキトサン生物材料の構造的一体性を損なうことなく実施されうる。これは、究極的な創傷包帯の構造的配列を破壊することがある実質的な液相を生成することなく達成されうる。このようにしてキトサン生物材料は、中間液相の実質的な形成をともなわずに、固体凍結相から気相に変わる。
【０１１５】
水の除去の好ましい方法は、凍結乾燥工程を用いることによる。凍結キトサン生物材料の凍結乾燥は、この凍結キトサン生物材料をさらに凍結することによって実施することができる。典型的には、ついで真空が適用される。次に、排出された凍結キトサン材料が加熱されてもよい。ついでそこで、加熱され、排出され、凍結されたキトサン材料は、好ましくは乾燥される。
【０１１６】
より具体的には、この凍結キトサン生物材料は、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℃で、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時間の好ましい時間、その後の凍結に付されてもよい。この工程の後、約−４５℃未満、より好ましくは約−６０℃未満、最も好ましくは約−８５℃未満の温度への凝縮器の冷却を行なうことができる。次に、好ましくは大きくてもせいぜい約１５０ｍトル、より好ましくはせいぜい約１００ｍトル、最も好ましくは少なくとも約５０ｍトルの量の真空を加えることができる。ついで、排出された凍結キトサン材料は、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℃で、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時間の好ましい時間、加熱されうる。最後に、乾燥は、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℃で、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時間の好ましい時間、実施することができる。
【０１１７】
その後、キトサン生物材料は、厚みを減少させるため、および前記創傷包帯の密度を増すために、例えば加熱プラテンを使用することによって圧縮させることができる。圧縮温度は好ましくは、約６０℃以上であり、より好ましくはこれは約７５℃以上であり、約８５℃以上である。ついでプレスされたキトサン生物材料は、好ましくは約７５℃までの温度、より好ましくは約８０℃の温度、最も好ましくは約８５℃までの温度へこれを加熱することによって、好ましくはプレコンディショニングされる。プレコンディショニングは典型的には、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時間までの時間実施され、これによって、既に上に記載されているように、前記創傷包帯の接着強さおよび溶解抵抗を増す。
【０１１８】
この加工処理された創傷包帯はついで、滅菌工程に付されてもよい。この包帯は、いくつかの方法によって滅菌することができる。例えば好ましい方法は、照射、例えばγ線照射による。これは、創傷包帯の血液溶解抵抗、引張り特性、および接着特性をさらに向上させることができる。この照射は、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のレベルで実施することができる。この滅菌された創傷包帯はその後、不活性ガス、例えばアルゴンまたは窒素ガスのどちらかでパージされたヒートシールパウチに、保存のためにパックすることができる。
【０１１９】
創傷包帯は、キトサン生物材料から製造される。これは、創傷包帯を創傷部位へ接着させることによって、創傷からの生死に係わる重大な出血流を実質的に止血しうる。この創傷包帯は好ましくは、前記創傷へシールされ、重大な出血の凝結および凝集を用いて、前記創傷部位へ前記創傷包帯を接着させることによって前記創傷部位からの出血を防止する。この創傷包帯は好ましくは、この創傷の周りからの赤血球を凝結および凝集しつつ、創傷部位へ強力に接着する。したがって圧力は、好ましくは最初の５分の適用の時に用いる必要があるだけである。本発明の１つの形態において、この器具は、専門的な医療的介入が可能になるまで、負傷者を生存させておくために、熟練していない実行者によってさえ適用される一時的包帯になるように設計されている。
【０１２０】
（Ｃ．圧縮スポンジにおいて使用される活性剤）
この圧縮スポンジはさらに、活性成分を含んでいてもよい。この活性成分は、次のものであってもよいが、これらに限定されるわけではない。すなわち、創傷の性質もしくは患者の病状に応じて、ヒト血清アルブミン、カルシウム、ウシトロンビン、ヒトトロンビン（ｈトロンビン）、ｒｈトロンビン、第ＶＩＩａ因子、第ＸＩＩＩ因子、第ＸＩＩＩ組換え因子（第ＸＩＩＩ ｒ因子）、トロンボキサンＡ２、プロスタグランジン−２ａ、上皮増殖因子、血小板由来増殖因子、フォンビルブラント因子、腫瘍壊死因子（ＴＮＦ）、ＴＮＦ−α、形質転換増殖因子（ＴＧＦ）、ＴＧＦ−α、ＴＧＦ−β、インシュリン様増殖因子、線維芽細胞増殖因子、ケラチン細胞増殖因子、神経成長因子、ペニシリン、アンピシリン、メチシリン、アモキシシリン、クラバモックス、クラブラン酸、アモキシシリン、アズトレオナム、イミペネム、ストレプトマイシン、カナマイシン、トブラマイシン、ゲンタマイシン、バンコマイシン、クリンダマイシン、エリスロマイシン、ポリミキシン、バシトラシン、アムホテリシン、ナイスタチン、リファムピシン、テトラサイクリン、ドキシサイクリン、およびクロラムフェニコール、またはこれらの組合わせである。例えば軍事的環境で受けた創傷は、抗生物質、抗菌剤、および凝血因子を含んでいてもよい。外科手術における癌患者は、活性剤の異なる組合わせを受けてもよい。
【実施例】
【０１２１】
（実施例１：出血制御テスト）
表１は、出血制御テストのために入手された主要キトサン材料のリストを提供する。ゲルフォーム（商標）＋トロンビン、およびブタの脾臓実験のためのサージセル（商標）対照、およびブタの大動脈穿孔への使用のためのジョンソン・エンド・ジョンソンの４”×４”ガーゼ対照を除いて、本明細書に記載された包帯材料はすべて、キトサンベースであった。
【０１２２】
【表１】
＊鉛、水銀、ビスマス、アンチモン、錫、カドミウム、銀、銅、およびモリブデンの許容限度以下。ＮＡ＝入手できない
水溶液（２．００％ｗ／ｗ）を、アメテック製の清潔な滅菌１リットルパイレックス（登録商標）フラスコにおいて、限外濾過（ＵＦ）水および乾燥キトサンから調製した。カルボマー、プリメックス、およびジェニスのキトサン材料の場合、氷酢酸（オルドリッチ、９９．９９％）１．０％または２．０％ｗ／ｗを、水性混合物に添加した。４０℃で１２〜４８時間、フラスコの振とうによって溶解が得られた。溶液を、凍結の直前に５００ｍトルで、室温において真空を加えることによって脱ガスした。
【０１２３】
創傷包帯を、キトサンの２％水溶液から調製した。これを、テフロン（登録商標）コーティングされたアルミニウムまたはポリスチレン金型中に、少なくとも１．５ｃｍの深さまで注ぎ込み、−８０℃レブコフリーザーにおいて、−４５℃で３時間凍結した。あるいはまた凍結は、Ｖｉｒｔｉｓ Ｇｅｎｅｓｉｓ３５ＥＬ凍結乾燥機内のたなで実施した。創傷包帯において、多くともせいぜい１０％の収縮しかなく、最終凍結乾燥創傷包帯密度は、０．０３３ｇ／ｃｍ３近くであった。２つの型の成形創傷包帯の横断面図を、図１および２に示す（異なる凍結率）。観察された構造（図３）は、バルク溶液中の冷却率によって、異なる表面において影響を受けた。その後、これらの創傷包帯における構造を、配合、金型（サイズおよび形状）、および凍結条件によって制御した。最適な創傷包帯構造は、直径５０ミクロンに近い均一な相互連結細孔、または冷却平面に垂直なラメラおよび六角形構造からなる開放気孔の構造であった。これらの構造は、非常に効率的かつ急速な血液凝固のために、大きい比表面積の、降伏柔軟性であるが強力な制御された創傷包帯になるであろう。典型的には、このような構造に対して有効な比表面積は、５００ｃｍ２／ｇ超であった。図５における走査電子顕微鏡写真は、創傷包帯のベース表面における典型的な開放気泡構造を示している。これらの創傷包帯は、対流式オブンにおいて、構造、および酢酸濃度の分布を最適化するために、１時間半、８０±１℃で加熱した。この工程は、出血部分における創傷包帯の接着特性（典型的には真皮への接着＞４０ｋＰａ）を最適化するために不可欠であることが発見された。
【０１２４】
これらの創傷包帯は、５０ｋＰａに近い荷重下、８０±５℃で、１７ｍｍ厚さから５．５±０．５ｍｍへ（およその密度０．０３±０．００５ｇ／ｃｍ３から０．１２±０．０２ｇ／ｃｍ３へ）直ちに圧縮された。図４は、加熱および圧縮後、出血制御のための典型的な好ましいキトサン創傷包帯のベースの外見を示している。
【０１２５】
（実施例２：創傷包帯の調製および評価）
止血創傷包帯を、次のようにして調製した：
ａ）８５％以上の脱アセチル化度、２６ｐｐｍ未満の金属成分、および９０％超の乾燥固体含量を有する乾燥キトサン粉末またはフレークを、４０℃で２％水溶液（ｗ／ｗ）中で、約２または１％酢酸（ｗ／ｗ）を用いて作製した。
【０１２６】
ｂ）上のａ）からのキトサン溶液を、減圧下、約５００ｍトルまでで、攪拌下少なくとも５分間脱ガスし、金型の中に１．７ｃｍの深さまで注ぎ入れた。あるいくつかの低密度のフォーム構造は、出血部分における即時溶解による問題を示した。これらの問題は一般に、この溶液の完全脱ガスによって回避された。
【０１２７】
ｃ）この脱ガスキトサン溶液を含有する金型を、室温から−４５℃へ冷却することによって凍結した。直線的冷却勾配を９０分間にわたって用い、温度を少なくともさらに１時間−４５℃に維持した。
【０１２８】
ｄ）凍結されたキトサンを、ついで−７０℃以下の温度、約１００ｍトルの真空にある凝縮器を用いて凍結乾燥した。たなの温度は、−４５℃〜−１５℃の勾配を付け、１０時間そのレベルに保持した。ついでさらなる３６〜４８時間の１０℃における凍結乾燥を実施した。凍結乾燥は、もとの凍結プラーク質量の約２．８％近くに達するまで実施した。
【０１２９】
ｅ）もとの質量の２．８％においてこのプロセスを停止し、凍結乾燥された創傷包帯を、金型から取り出した。
【０１３０】
ｆ）形成された製品は、そのもとの凍結容積から１０％収縮している、酸緩衝水溶性高比表面積創傷包帯であった。この創傷包帯構造は一般に、５０〜８０ミクロン直径の相互連結細孔を有する均一開放多孔質構造であった。超冷却が影響されない、わずかに異なる冷却領域を用いて、ラメラ／六角形構造（シート間に５０ミクロンに近い分離を有する、５ミクロン厚さに近い均一に薄いキトサンシートを有するもの）が得られた。
【０１３１】
ｇ）ついでこの創傷包帯を、６０±２０ｋＰａ圧力の加圧下、８０±２℃に加熱された平滑で平らなプラテン間で（１．７ｃｍから約０．５ｃｍの厚さへ）圧縮した。
【０１３２】
ｈ）次にこの包帯を、対流式オブンにおいて、８０±５℃で３０分間加熱することによって状態調節した。
【０１３３】
ｉ）ついで各創傷包帯を、標識されたカパック５３０ヒートシールパウチに保存した。
【０１３４】
ｊ）その結果生じた、プレスされた創傷包帯は、強靭で、柔軟性、止血性であり、湿潤組織に接着性があり、かつ流れている血液による溶解へ抵抗性があった。
【０１３５】
ｋ）改良された溶解特性、改良された接着強さ、および滅菌は、窒素雰囲気下、１５ｋＧｙγ線照射へのこの創傷包帯の暴露によって得られた。
【０１３６】
様々な組成および構造の出血制御包帯の候補の止血の生体内評価は、ますます誘発的になって行く動物出血モデルにおいてスクリーニングした。単一の再生産可能なモデルにおいて非常に多数の候補包帯をスクリーニングすることができるように、およびこれらを従来の材料と比較することができるように、脾臓裂傷モデルを利用した。これは最も誘発的でない出血モデル（約２〜５ｍＬ／分の軽度のじくじくした出血）ではあるが、最も初期の創傷包帯配合物は、このテストに合格しなかった。同様に、すべてのキトサンゲル、粉末は、このテストに合格せず、一方で、フィルムは性能が劣った。
【０１３７】
重大な出血モデルのテストに先立ち、ブタを全身的静脈内ヘパリンで抗凝固し、より良好な材料を、カプセル化脾臓ストリッピングモデル（約１０〜２０ｍＬ／分の強いじくじくした出血）においてテストした。このテストに合格したいくつかの材料をついで、抗凝固されたブタにおける頚動脈裂傷モデル（約５０ｍＬ／分）において評価した。このテスに合格した候補材料の創傷包帯配合物をついで、胸または腹部大動脈に４ｍｍ直径の穿孔が作られたブタ大動脈切開モデルに対してテストした。重大な血管出血（１００ｍＬ／分以上の出血率）のこれらの誘発的モデルが合格した材料は、肝臓損傷の重症（グレードＶ）モデルにおいてもテストした。
【０１３８】
このテストは、以前に処置を受けており、かつ評価のために犠牲にされるよう計画されている健康な動物に対して実施した。すべての実験は、１９９６ Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｒｅｓｅａｒｃｈ Ｃｏｕｎｃｉｌ，“Ｇｕｉｄｅ ｆｏｒ ｔｈｅ Ｃａｒｅ ａｎｄ Ｕｓｅ ｏｆ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｙ Ａｎｉｍａｌ”および適用しうる合衆国の規制にしたがって実施された。この動物の同定後、筋肉内（ｉ．ｍ．）テラゾール４〜９ｍｇ／ｋｇで麻酔を導入した。マスクによってイソフルランを与え、動物に挿管した。
【０１３９】
裂傷およびカプセルストリッピング実験のためのキトサンパッチは、３７ｍｍ直径創傷包帯からカットされた同サイズの１／４片か、またはより大きい創傷包帯からカットされた１．５ｃｍ×１．５ｃｍの創傷包帯片のどちらかであった。
【０１４０】
ゲルフォーム（商標）＋トロンビンまたはサージセル（商標）の対照材料を、１．５ｃｍ×１．５ｃｍ片から調製した。ゲルフォーム（商標）サイズ１００、吸収性ゼラチン創傷包帯は、Ｐｈａｒｍａｃｉａによって供給された。酸化セルロースであるサージセル（商標）は、Ｅｔｈｉｃｏｎから供給された。局所トロンビン（ウシ起源）１０，０００Ｕ．Ｓ．単位は、Ｊｏｎｅｓ Ｐｈａｒｍａによって供給された。ゲルフォーム（商標）＋トロンビンは、使用前に、１．５ｃｍ×１．５ｃｍ×０．８ｃｍ創傷包帯を、トロンビンに３０分間浸漬することによって調製した。
【０１４１】
正中腹側開腹（ｍｉｄｌｉｎｅ ｖｅｎｔｒａｌ ｌａｐｏｒａｔｏｍｙ）を実施した。脾臓の上半分を、（手術創を布鉗子と並置して）体外に出した。表面を、湿潤ラップパッドからの滅菌生理食塩水溶液を加えることによって湿らせたままにした。
【０１４２】
抗凝固のために、右大腿動脈を外科的に単離し、６Ｆシースでカニューレ挿入し、血液サンプルの採取を可能にした。活性化凝固時間（ＡＣＴ）を、静脈内に５，０００単位のヘパリン投与前、ヘパリン投与の１０分後、およびその後２０分毎に測定した。ＡＣＴレベルが２００秒未満であるならば、２，０００単位のヘパリンを投与し、ＡＣＴを１０分後に再測定した。動物が確かに抗凝固されるように、ＡＣＴ＞２００秒まで、これを繰返した。
【０１４３】
脾臓テストの範囲の境界を定め、布鉗子および湿潤パッドを使用し、最も接近した非テスト表面のみを暴露することによって、これを湿潤させたままにした。次のようにして、テストパッチの適用前に、単一の損傷を作った：
（ｉ）裂傷モデルにおいて、４ｍｍのブレードが突き出るように直角ピンセット中に配置された＃１１外科ブレードを用いて、損傷（８ｍｍ長さ×４ｍｍ深さ）を作った。
【０１４４】
（ｉｉ）カプセルストリッピングモデルにおいて、クランプされた＃１１ブレードおよび外科バサミを用いて、損傷（５ｍｍ×５ｍｍ×４ｍｍ深さ）を作った。
【０１４５】
損傷を作った後、３０秒間出血させておいた。表面血をガーゼで除去し、その後、３０秒間一定の均一圧力を用いて、テストパッチをこの損傷に指で適用した。ついで指の圧力を取り除き、パッチを２分間観察した。この段階で、試行数を記録した。観察しうる再出血が発生するならば、再出血までの時間を記録し、次の試行（３０秒出血、ガーゼでの血液の拭き取り、３０秒の指の圧力、ついで２分間の観察）を開始した。１つのテストパッチについての試行は、２分間の観察時間後に再出血が発生しない時、または６回試行で再出血が観察される場合に完了した。創傷が６回試行時間の間再出血を続けるならば、その場合にはこの不合格のパッチを取り除き、ゲルフォーム＋トロンビンパッチを適用した。新たな損傷を作り、別のパッチをテストした。
【０１４６】
頚動脈裂傷モデルの場合、キトサンパッチ（３７ｍｍ×２５ｍｍ）を、３７ｍｍ直径の圧縮創傷包帯、またはより大きい創傷包帯からカットした。適用しやすくするために、これらの創傷包帯のいくつかは、３Ｍ９９４２皮膚接着剤でキトサンへ接着された３Ｍ９７８１フォーム医療テープの上部層を有していた。対照として、ゲルフォーム（商標）＋トロンビンを用いた。
【０１４７】
垂直切開を行なって、１０ｃｍ長さの頚動脈を暴露した。筋膜を引っ込め、動脈が組織の平らなベース上に支持されるまで、周りの軟組織を切り裂いた。結紮縫合を、暴露された動脈の近位および遠位に配置した。これらをクランプし、１．５ｃｍ切開を、動脈中に長手方向に行なった。
【０１４８】
抗凝固のために、右大腿動脈を外科的に単離し、６Ｆシースでカニューレ挿入し、血液サンプルの採取を可能にした。活性化凝血時間（ＡＣＴ）を、静脈内に５，０００単位のヘパリン投与前、ヘパリン投与の１０分後、およびその後２０分毎に測定した。ＡＣＴレベルが２００秒未満であるならば、２，０００単位のヘパリンを投与し、ＡＣＴを１０分後に再測定した。動物が確かに抗凝固されるように、ＡＣＴ＞２００秒まで、これを繰返した。
【０１４９】
切開を行なった後、動脈を２秒間出血させておき、ついで１分間圧迫した。圧迫を取り除き、タイを再びクランプした。この区域を生理食塩水で洗い流した。パッチの適用２秒前にタイのクランプを外した。圧力を、３秒間、パッチ全体に均一に加えた。出血が加圧の３０分以内に観察されるならば、その場合にはさらに３分間の圧力を再び加えた。パッチが接着しないならば、その場合にはこれを新しいパッチと取り替えた。各々の再加圧、または同じ型のパッチの取り替えは、そのパッチ型についての試行期間として取扱った。特定の創傷包帯についての試行は、３０分後に周りから、またはパッチを通して出血が観察されないならば完了したと考えられた。３０分の止血（創傷から観察しうる出血がない）を得るのに要した試行数に関して、材料をランク付けした。
【０１５０】
ブタ大動脈の穿孔の場合、２．５ｃｍ直径片にカットされた圧縮キトサン創傷包帯のサンプルパッチ、または４”×４”外科用ガーゼの対照を用いた。
【０１５１】
腹部および胸大動脈のどちらかまたは両方を、前者の場合正中腹側開腹により、後者の場合胸骨切開によって暴露した。筋膜および胸骨をクランプし、タイを切開部位の近位および遠位に配置した。結紮クランプを適用している間、＃１１外科用メスブレードを用いて、大動脈の壁を通して３ｍｍの切開を行ない、４ｍｍ直径のメドトロニック（商標）血管パンチを、この切開を通して挿入し、大動脈中に４ｍｍ直径の孔を作った。このパンチを取り除き、タイオフクランプを、この孔へ加えられた指の圧力を用いて解放した。
【０１５２】
パッチは、中指で大動脈中の孔に圧力を加えながら、親指と人差し指との間に保持した。この中指からの圧力は、出血部位への創傷包帯の適用の１秒前に解放した。創傷包帯は、大動脈孔を覆うパッチへ人差し指を通して加えられたしっかりした圧力によって定位置に保持された。パッチの適用の間に創傷から漏れた血溜まりを、吸引して取った。３分の指の圧力の後、指を取り除き、パッチを、連続した出血および接着の悪さの兆候について観察した。
【０１５３】
連続した出血または再出血が、パッチ適用後の最初の３０分後に観察されたならば、その場合にはさらに３分の圧力を加えた。止血が依然として完了しないならば、その場合には同じ創傷包帯のもう１枚のパッチを準備し、古いパッチを除去し、新たな試行を開始した。試行は、３０分の時間後に周りから、またはパッチを通して出血が観察されなかったならば完了と考えられた。３０分の止血（創傷から観察しうる出血がない）を得るのに要した試行数に関して、材料をランク付けした。対照ガーゼサンプルを、１つの試行の間にキトサン創傷包帯と同じ方法で適用した。
【０１５４】
すべての動物は、耳介静脈を介したバルビツレート（Ｅｕｔｈａｓｏｌ、１ｍＬ／１０ ｌｂ）の注射での麻酔下にある間に安楽死させた。動物は、実験処置の終了時、またはこの動物が有害な作用を受けた場合は終了前に、安楽死させた。
【０１５５】
テストは、出血制御が得られる前に必要な試行数、および再出血までの時間（脾臓試行の場合のみ）にしたがって、０．０〜６．０にランク付けした。１回のみの試行しか必要でなく、再出血がないテストは、０．０とランク付けした。２回目の試行を必要とし、かつ最初の試行の再出血までの時間が９０秒であったテストは、次のようにランク付けした：
【０１５６】
【数１】
（脾臓の場合）またはほかのモデルにおいては１．０。
【０１５７】
止血を得るのに４回の試行を必要とし、かつ３回目の試行において脾臓再出血までの時間が３０秒だったテストは、次のようにランク付けした：
【０１５８】
【数２】
（脾臓の場合）またはほかのモデルにおいては３．０。
【０１５９】
急速な溶解、接着の欠如、または制御されない出血によって完全に不合格だったサンプルは、６．０＋とランク付けした。
【０１６０】
要するに、止血が悪ければ悪いほど、次の式によって規定されるように、ランクが高くなった：
Ｒ＝Γ＋Λ
ここで、Γ＝出血を止めるまでの試行数−１
【０１６１】
【数３】
Ａ＝試行時間
脾臓調査の結果を、表２、３、および４に要約する。
【０１６２】
表２は、組成および構造に関して最適化されていないキトサンテストサンプルの挙動を例証している。これらの非最適化材料は、サージセル（商標）の負の対照（表４）に対して、劣るから、匹敵しうる、および部分的にのみ、より良好にまでわたっていた。リン酸塩緩衝液の存在は、サージセル（商標）よりもわずかにより効果的であるだけの、接着性が悪く、遅い止血性のパッチを生じた。キトサンフィルムは、中程度に接着性であり、出血に対して適当なシールを与えたが、その透明な表面の下の血液のゆっくりとした噴出によって証明されているように、非常に遅い止血性しかなかった。さらに初期の試行は一般に、成形された創傷包帯の上部表面に低密度フォームの兆候を示した。この低密度フォームは、創傷包帯の上部表面が、出血部位に適用されたならば、溶解および圧潰を受けやすいことが分かった。このフォーム作用は、凍結前の溶液の脱ガスによって避けることができるであろうことがその後発見された。低分子量キトサン創傷包帯（１％溶液粘度＜５０ｃｐｓに対して）は、出血部位中への溶解を非常に受けやすく、これらをパッチ用途には適さないものをすることが分かった。グルタメート対アニオンは、よりソフトな創傷包帯を生じたが、重大な出血部位において容易に溶解された創傷包帯を生じるという犠牲をともなった。アセテート対イオンを有する低密度創傷包帯（０．０５ｇ／ｃｍ３未満のもの）もまた、溶解および圧潰によって危うくされやすいことも分かった。
【０１６３】
表３は、好ましい組成および構造の最適化されたキトサン創傷包帯のランク付け結果を示している。これらの創傷包帯は、より高い分子量（１００ｃｐｓ超の１％溶液粘度に対して）を有するキトサンから構成され、０．１２ｇ／ｃｍ３に近い創傷包帯密度を有していた。中程度に出血している脾臓テストにおいて、最適化された創傷包帯についての結果は、Ｗｉｌｃｏｘｏｎの順位和検定を用いて、ゲルフォーム（商標）＋トロンビンの正の対照から識別不可能であることが発見された（Ｚ＝−０．５２７、ｐ＝０．５９８）。同じ統計方法を用いて、これらの創傷包帯は、性能の低いサージセル（商標）対照とは有意に異なることが証明された（Ｚ＝−３．９６、ｐ＝．０００１）。
【０１６４】
図６は、脾臓表面への最適化キトサン創傷包帯のぴったりした接着、ならびに損傷のすぐ近くにおける赤血球の凝集を（Ｈ＆Ｅ染色組織切片を介して）示している。
【０１６５】
頚動脈損傷モデルについてのランク付けを、表５に要約する。このモデルにおいて、最適化キトサンパッチは、試行３、５、および６において非常に良好な性能であった。第一試行１および２よりも優れた性能の改良は、この創傷包帯のすぐ上部の表面への支持裏打ち（３Ｍ９７８１フォーム包帯）の適用によるものであった。この裏打ちによって、創傷包帯全体へより均一な圧力を加えることが可能になり、この包帯を適用している人が、指を粘着させずに、パッチ表面から容易に指を取り除くこと、および創傷からのパッチの剥離を生じさせることができた。頚動脈モデルを用いて、脾臓損傷モデルにおいて可能であるよりも重大な動脈出血状態を調査した。ゲルフォーム（商標）＋トロンビンを、可能な正の対照として調査したが、非常に出血している部位において溶解することが分かった。
【０１６６】
表６は、大動脈損傷モデルの結果を要約している。ガーゼ包帯（４”×４”）を、対照包帯として用いた。この対照は、すべての試行期間において重大な出血を止めることができないが、一方で、最適化キトサン大動脈パッチは、パッチのわずか１回または２回の適用後、この創傷において観察された非常に高いレベルの出血を迅速に停止し、その後凝血させることができることが分かった。正確な有意性（両側 ｐ＝０．００２）は、サンプルと対照のランク付け間に差異がない確率について決定された。平均して、パッチ適用後の失血は、この創傷が最初の試行の時に止血されるならば最少であった（＜５０ｍＬ）。２回目の試行が必要とされるならば、パッチ適用後の失血は、１００ｍＬ超であるが、３００ｍＬ未満であった。平均して、キトサン創傷包帯の場合、パッチ適用後、１５０ｍＬ未満の血液が失われ、一方で、３つのガーゼ対照調査の場合、各動物について１リットル超の血液が失われた。キトサン創傷包帯調査の場合、生存率は１００％であったが、一方で、ガーゼ調査の場合、これらの動物のどれも（０％）生存しなかった。キトサンパッチは、３０分の試行期間にわたって、および動物が犠牲にされるまで（これは一般に１〜２時間後であった）、連続した止血有効性を示した。図７は、重大な胸創傷をシールする典型的なキトサンパッチを示している。図７においてパッチによってシールされた切除大動脈の内腔側（損傷を示している）が、図８に示されている。図９は、図７および８の損傷を通して撮られた染色組織切片の顕微鏡写真を示している。損傷部位における強い凝血の証拠は、動物を犠牲にした時の大動脈の除去および検査の時（図９）、および生きている動物におけるパッチの除去後（３０分超の適用後）にその後の再出血がなかった試行番号１６の場合に見られた。
【０１６７】
【表２】
緻密型＝緻密創傷包帯（約０．１２ｇ／ｃｍ３）
ＰＢＳ処理＝リン酸緩衝生理食塩水中に浸漬することによって中和された創傷包帯
ＬＤ型＝低密度創傷包帯（約０．０３／ｃｍ３）
ＦＦ型＝高速凍結創傷包帯
フィルム型＝溶媒キャストフィルム（５００ミクロン）。
【０１６８】
【表３】
【０１６９】
【表４】
【０１７０】
【表５】
緻密型＝緻密スポンジ創傷包帯（約０．１２ｇ／ｃｍ３）。
【０１７１】
【表６−１】
【０１７２】
【表６−２】
【０１７３】
【表６−３】
緻密型＝緻密スポンジ創傷包帯（約０．１２ｇ／ｃｍ３）。
【０１７４】
（実施例３：ブタの肝臓モデルにおける肝臓出血の制御）
米軍科学技術目標Ａ、出血制御（ＵＳ Ａｒｍｙ Ｓｃｉｅｎｃｅ ａｎｄ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ Ｏｂｊｅｃｔｉｖｅ（ＳＴＯ）Ａ，Ｈｅｍｏｒｒｈａｇｅ Ｃｏｎｔｒｏｌ）は、戦場での出血制御のニーズを前進させるために、２０００年に設立された。ＳＴＯの一般的な戦略目標は、戦場の犠牲者の出血による死者数を減少させる製品および方法の開発として要約することができる。出血制御製品および方法の必要条件は、次のように記載された：
これらは、次の者の一人またはそれ以上による使用のために実行可能なものでなければならない。すなわち、自分自身（負傷した戦闘員）、戦友（負傷した兵士を助ける仲間の非医療兵）、戦闘救助員、衛生兵、医師助手、および大隊軍医である。これらは、荒涼とした土地、限られた視野、および極限環境を包含する遠い前線の戦場条件における使用のために実行可能なものでなければならない。製品および方法は、外部電源を必要とするものであってはならない。すべての器具は、携帯型であり、かつ耐久性のあるものでなければならない。遠い前線で使用可能な製品および方法はまた、より高い看護レベルでも用いられると予想される。ＳＴＯの特異的戦略目標は、遠い前線の戦場条件下、圧縮性の出血へ使用するための新しいまたは改良された止血剤の開発である。圧縮性および非圧縮性部位への使用のための単一製品が望まれる。
【０１７５】
ＳＴＯの一部として、ブタの肝臓モデルにおける肝臓出血制御の調査が、本発明の出血制御包帯を用いて、テキサス州サン・アントニオ、フォート・サム・ヒューストンの米軍外科研究所（ＵＳ−Ａｒｍｙ Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅ ｏｆ Ｓｕｒｇｉｃａｌ Ｒｅｓｅａｒｃｈ）（ＩＳＲ）で実施された。この調査は、失血に対するキトサン出血制御包帯の効果、およびブタにおける重大な静脈出血および肝臓損傷の標準化モデルの生存率を決定するために実施された。このモデルは、米軍ＩＳＲにおける多くのほかの止血包帯を調査するために用いられてきた。
【０１７６】
交雑育種された商用ブタを、この調査に用いた。動物は、実験室動物取扱いの評価および認定国際協会（Ａｓｓｏｃｉａｔｉｏｎ ｆｏｒ ｔｈｅ Ａｓｓｅｓｓｍｅｎｔ ａｎｄ Ａｃｃｒｅｄｉｔａｉｏｎ ｏｆ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｙ Ａｎｉｍａｌ Ｃａｒｅ，Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ）によって認定された施設において管理された。この調査は、テキサス州フォート・サム・ヒューストンの米軍外科研究所の施設による動物実験委員会によって承認された。動物は、実験動物の管理と使用に関する指針（Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅｓ ｏｆ Ｈｅａｌｔｈ ｐｕｂｌｉｃａｔｉｏｎ ８６−２３、ｒｅｖｉｓｅｄ １９９６）にしたがって人間の世話を受けた。
【０１７７】
動物は、キトサン包帯またはガーゼスポンジのどちらかを受けるように無作為に割り当てられた（表７参照）。外科的準備は、次のものからなっていた：動物を、外科処置の３６〜４８時間前、断食させ、水は無制限に許した。グリコピロレート、およびチレタミンＨＣｌとゾラゼパムＨＣｌとの組合わせ（テラゾール（登録商標）、Ｆｏｒｔ Ｄｏｄｇｅ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ，Ｆｏｒｔ Ｄｏｄｇｅ，ＩＡ）での前投薬後に、５％イソフルランを用いたマスクによって麻酔を導入した。ブタに挿管し、ベンチレータを装着し、イソフルランを用いて維持した。頚動脈および頚静脈カテーテルを、外科的に配置した。開腹術を実施し、脾臓摘出術および膀胱カテーテル設置を完了した。さらなる実験処置に先立って、３７．０℃〜３９．０℃の直腸温度、および１５分の安定平均動脈圧（ＭＡＰ）が必要とされた。血圧および心拍数は、連続データ収集システム（Ｍｉｃｒｏ−Ｍｅｄ（登録商標），Ｌｏｕｉｓｖｉｌｌｅ， ＫＹ）を用いて、調査期間全体を通して１０秒間隔で記録した。各動物が、正常な血小板数、プロトロンビン時間、活性化部分トロンボプラスチン時間、および血漿フィブリノゲン濃度を示すことを確認するために、ベースライン動脈血サンプルを収集した。
【０１７８】
肝臓損傷を誘発した。この方法は、次のものを含んでいた。適切な暴露を可能にするために、左右の中葉を手で持ち上げることによって、肝臓を引っ込めた。次に、「Ｘ」形状に構成された２つの４．５ｃｍの鋭い歯を有する特別設計のクランプを、肝臓の隔膜表面上で、その中心を左右の中葉の交差点の約２〜３ｃｍ背後になるように配置した。この器具のベースプレートを、内蔵表面の方形葉の下に配置した。損傷は、この器具の歯がこの器具のベースプレート中の対応溝の中に収容されるように、柔組織、およびこれら２つの中葉の下にある血管を通してこれらの歯をクランプすることによって誘発した。肝臓の最初の貫通後、この器具を開いて、これらの歯を引き出し、第二適用が第一適用と５０パーセントだけ重なるように、動物の左側に再配置した。この再配置に続いて、肝臓を二度目に貫通した。肝臓損傷の書類作成は、実験期間の終わりに肝臓の切除および検査によって完成した。損傷は、中心に組織の小さい島のある大きい星状創傷として現れ、約１０×８×４ｃｍであった。損傷は、何度も何度も突き刺されて、左の中葉静脈、右の中葉静脈、および門脈肝臓静脈が裂傷を受けた。
【０１７９】
損傷の３０秒後、すべての動物において、温かい（３８℃）乳酸塩化リンゲル液を用いて蘇生が開始された。再生の目標は、ベースラインＭＡＰに戻すことであった。流体は２６０ｍＬ／分で投与された。この蘇生方式は、目標に達するまで続行され、６０分の調査時間の間、ＭＡＰが減少した場合再開された。蘇生の開始と同時に（損傷後３０秒）、処理は次のように適用された：１枚の包帯を、貫通損傷を覆うように方形葉の表面に適用し、２つのほかの包帯を、横隔膜方向から損傷の中に詰め込んだ。背−腹方向に６０秒間圧迫を加えた。６０秒後、止血が得られたかどうかを決定するために、損傷を調べた。次に、適用者の手を再配置し、側面−内側方向に圧力を６０秒間加え、止血についての観察を行なった。この手順を、全部で４回の６０秒間の圧迫の間繰り返した。いずれかの圧迫後に止血が完了したら、それ以上の圧迫は実施しなかった。止血は、損傷部位から視覚的に検知しうる出血の不存在として定義された。
【０１８０】
処理適用の完了後、腹部を閉じ、動物を、損傷後６０分間、または死ぬまで、どちらが先になったにせよ、監視した。６０分前の死は、心拍数０として規定された。６０分の時点で、生存している動物は、ペントバルビタールの過剰投与によって安楽死させた。
【０１８１】
損傷の誘発直後、処理適用の開始まで、血液を腹腔から連続的に吸引した。容量を決定し、処理前失血として表わした。調査期間の終了時、各々の腹部を開き、液体、および凝血した腹腔内血液を吸引し、測定した。これは、処理後失血として表わされた。さらには、総蘇生流体使用を記録した。損傷前の動物血液容量を、以前に記録されているように評価した（Ｐｕｓａｔｅｒｉ ｅｔ ａｌ．，Ｍｉｌ．Ｍｅｄ．１６６，２１７−２２２，（２００１））。
【０１８２】
体重、推定血液容量、裂傷を受けた血管数、ベースラインＭＡＰ、生存時間、損傷前ＭＡＰ、処理前失血、および包帯接着評点が、ＳＡＳのＧＬＭ手順を用いた分散分析によって分析された。データは、最小２乗平均±最小２乗平均の標準誤差として報告されている。データは、変数および非正常の異質性について調べられた。これらの条件は、処理後失血および流体使用データについて検出された。したがって失血および流体使用データは、分析前にｌｏｇ変換された。これらの変換されたデータは、分散分析によって分析された。これらのデータは、逆変換された平均および９５％信頼区間（９５％ＣＩ）として表示される。メスおよびオスの分布、止血、および生存データは、ＳＡＳのＦＲＥＱ手順を用いて、フィッシャーの精密検定によって分析された。データは、比例およびパーセンテージとして報告される。すべての比較のために、両側検定が用いられた。
【０１８３】
動物の体重、推定血液容量、動物の性の分布、ベースラインＭＡＰ、損傷前ＭＡＰ、肝臓損傷の中で裂傷を受けた主要血管の数、または処理前失血において、処理グループ間に差はなかった（表８および９参照）。
【０１８４】
処理後失血は、ガーゼ創傷包帯対照と比較して、キトサングループにおいて減少されていた（ｐ＝０．０１）。流体使用における有意差は観察されなかった。生存率は、キトサングループにおいて増加していた（ｐ＝０．０４）。止血は、損傷後３分および４分の時点で、キトサングループにおいて、より頻繁に発生した（ｐ＝０．０３）。生存時間は、キトサングループにおける高い生存レベルのために、統計的に比較することができなかった（表１０参照）。
【０１８５】
【表７】
【０１８６】
【表８】
【０１８７】
【表９】
【０１８８】
【表１０】
この米軍ＩＳＲ調査（Ｐｕｓａｔｅｒｉ ｅｔ ａｌ．Ｊ．Ｔｒａｕｍａ，５４，１７７−１８２，（２００３））は、独立した調査において、標準的４”×４”ガーゼよりも優れたキトサン創傷包帯の有意に改良された性能を証明している。米軍ＩＳＲは、本発明の特許請求の範囲の包帯の場合、および赤十字社によって開発されつつある乾燥フィブリントロンビン創傷包帯の場合、重大な血流の止血における４”×４”ガーゼよりも有意に改良された性能を証明するにすぎなかった。赤十字社の包帯は値段が高く、また繊細で壊れやすい。
【０１８９】
（実施例４：包帯の照射）
３Ｍ９７８１多孔質フォーム裏打ちを有する高分子量４”×４”キトサン出血制御包帯を、アイスランドのエビ源（ジェニスロット＃ＳＯ１１１５−１）から調製した。これらは、キトサン包帯の大きい滅菌ロット（ロット＃ＯＭＬＣ ２ＳＭ１１４）を調製するために、商用凍結乾燥会社を利用して、２％酢酸および２％キトサン溶液を用いて調製した。これらの包帯を、窒素下、１５ｋＧｙで照射した。これらをその後、一軸引っ張り強さ、破裂強さ、血液吸着、水吸着、ならびに滅菌性についてテストした。腹部および胸部損傷において、ブタ大動脈穿孔を、非γ線照射サンプルに対して実施した。７つのパッチを用いた。平均して、パッチ適用後の失血は、＜５０ｍＬであった。すべてのパッチは、最初の適用の時に、接着性であり、創傷シール性であり、止血性であった（７×０ランク）。すべての動物が生き残った。
【０１９０】
γ線照射および非照射包帯の両方（ロット＃ＯＭＬＣ ２ＳＭ１１４）を、オレゴン州ポートランドのオレゴン・メディカル・レーザー・センターで開発された試験管内破裂圧力テストを用いてテストした。破裂テストを実施するために、包帯の２５ｍｍ直径円形テスト片を、クエン酸塩化全血中に１０秒間浸漬する。ついでテスト片を、その上の真ん中に置き、３分間５０ｍｍ直径ＰＶＣパイプの側の４ｍｍ直径穿孔上に、指の圧力を用いてしっかりと保持する。この最初の付着後、パイプの中の流体圧力を、４．５±０．５ｋＰａ．ｓ−１で勾配を付け、圧力および時間を、０．１秒間隔で記録する。破裂圧力は、破損前に記録された最大圧力として記録する。接着性破損ランクは、テスト部位への包帯の相対的接着性を評価するために与える。このランク付けシステムは、３つの異なる破損モードに分けられる。ランク１は、キトサンが接着されたままになっていない、ＰＶＣ表面から容易に分離されるテスト片に与えられる。ランク２は、テスト片がそれほど容易に剥離されず、キトサンのいくらかが、テスト部位に付着されたままである時に与えられる。ランク３は、テスト片が、ＰＶＣ表面へしっかりと固定されたままのベース構造からのバルク創傷包帯の凝集性分離によって除去されうるだけである時に与えられる。
【０１９１】
湿潤媒質として血液を用いて、ＰＶＣ基質に対するγ線照射および非照射キトサン包帯の平均破裂圧力（平均±ＳＤ、ｎ＝６）は、それぞれ１２２±１．９ｋＰａおよび８６±２０ｋＰａであった。これらの結果を、Ｔテストを用いて統計的に分析した（ｐ＝０．００７）。湿潤媒質として血液を用いて、ＰＶＣ基質に対するγ線照射および非照射キトサンα包帯の平均接着破損ランク（平均±ＳＤ、ｎ＝６）は、どちらも３±０であった。図１０は、凝集性破損がキトサン構造中に発生した場合の、高ランク破損の画像を示している。
【０１９２】
これらの包帯（ロット＃ＯＭＬＣ ２ＳＭ１１４）の血液および水吸着特性は、血液または水中に３．０秒間小さいテスト片（約０．０２ｇ）を浸漬することによって決定した。浸漬の前後の質量差を記録した。創傷包帯１グラムあたり３秒後に吸着された媒質の平均質量は、湿潤媒質として血液または水を用いて、γ線照射および非照射キトサンサンプル（ｎ＝４）について決定した（図１１参照）。これらの結果は、テューキーのＨＳＤテストでの一元ＡＮＯＶＡを用いて統計的に分析した。ｐ＝０．００１。γ線照射は、非照射材料の場合、水の過剰吸着を有意に減少させた。このような過剰な水吸着は、その後の接着性および構造破損をともなう創傷包帯圧潰（ゲルになる）を引起こすであろう。
【０１９３】
キトサン包帯（ロット＃ＯＭＬＣ ２ＳＭ１１４）の引っ張りテスト片は、５ｋｇロードセルを備えた一軸Ｃｈａｔｉｌｌｏｎ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ Ｔｅｓｔｉｎｇ ＶｉｔｒｏｄｙｎｅＶ１０００を用いて評価した。サンプルを、犬の骨形片（１５±１ｍｍ×６．５±０．５ｍｍ×５±０．５ｍｍゲージ×厚さ×幅）にカットし、２つのクランプ間に保持した。クロスヘッド速度は１０ｍｍ．ｓ−１であった。荷重および置換は、０．１秒間隔で記録した。
【０１９４】
包帯全体の引っ張り結果を、表１１に示す。応力および歪の両方に関して、γ線照射と非照射サンプルとの間に有意差はなかった。１５ｋＧｙでの照射では、ヤング率に少し増加があった。
【０１９５】
【表１１】
＊２．５ｃｍ幅の包帯について計算された。
【０１９６】
５２個の４”×４”キトサン創傷包帯（ロット＃ＯＭＬＣ ２ＳＭ１１４）を、清潔に調製した。これらの４”×４” 創傷包帯のうち、４６個を二重パック包装材料中にパックし、１４〜１５ｋＧｙの認定された線量でのγ放射線での照射のために、カリフォルニア州オンタリオのＩｓｏＭｅｄｉｘ施設へ送った。これらのサンプルとともに、創傷包帯２ＳＭ１１４＃１からカットされた、８Ｓｔａｐｈｙｌｏｃｏｃｕｓ ａｕｒｅｕｓ（ＡＴＣＣ２９２１３）がドープされたキトサン創傷包帯バー（１”×０．２１” ×０．２１”）の１セットを箱詰めした。各々のバーに、０．５ＭａｃＦａｒｌａｎｅ接種材料１００マイクロリットルを接種した。Ｓｔａｐｈｙｌｏｃｏｃｕｓ ａｕｒｅｕｓを、明らかに活性な対照培養物から拭き取った。Ｓｔａｐｈｙｌｏｃｏｃｕｓを含まない４本のバーの対照セットも含めた。γ線処理のない対照サンプルを、室温および暗室で、ヒートシールされた包装材料中の小さい滅菌容器に保持した（対照の要約については表１２参照）。
【０１９７】
【表１２】
４６個の照射された創傷包帯パッケージを、滅菌条件下、滅菌操作で開き、エチレンオキシド滅菌接着剤コーティングされたフォーム裏打ち（３Ｍ９７８１テープ）を付着させ、各創傷包帯および裏打ちの切り取られた小片（約１．２”×０．２×０．１２”）を、個々の創傷包帯滅菌テストのために取り出し、これらの創傷包帯を、ヒートシールによってもとの内部パックの中に再パックした。これらの創傷包帯のうちの４０個を、ロット番号および創傷包帯番号で標識し、評価のために発送した。切り取られた対照片を、滅菌テストのためにＳｔ ＶｉｎｃｅｎｔのＰＨＳの微生物施設へ送った。
【０１９８】
切り取られた対照片を、濃縮チオグリコレート成長培地を含有する標識サンプル容器（０．６”直径×５”）に無菌で入れ、３５℃で好気的にインキュベートした。培養培地を、成長の兆候について７日、１４日、および２１日目に調べた。これらのサンプルを、５％ヒツジ血で、トリプティックソイ寒天培地（ＴＳＡ）中に継代培養し、３５℃でインキュベートし、４８時間後に成長について調べた。
【０１９９】
個々の培養物を、濁度テストおよび継代培養スワビングによって分析した。７日、１４日、および２１日目におけるすべての培養物およびすべての継代培養物中の成長の不存在が証明された。非照射であり、かつＳｔａｐｈｙｌｏｃｏｃｃｕｓ ａｕｒｅｕｓが投与された培養物でさえそうであった。特定の培養物のグラム陽性染色が、これらの発見事項を確認した。
【０２００】
（実施例５：スポンジの調製）
表１３は、テストのために得られた親水性ポリマーを列挙している。追加の親水性ポリマーには、ポリリシン、コンドロイタンスルフェート、デンプン、およびヒアルロナンが含まれる。限外濾過（アメテック）水および親水性粉末の水溶液（２．００％および８．００％ｗ／ｗ）を、清潔な１リットルビン（ナルジーン）中で調製した。不織布キトサンマット（ＰｏｌｙＭｅｄ，Ｉｎｃ．）を、室温で４８時間にわたって無水酢酸（オルドリッチ９９％）への暴露によって、キチン不織布マットに転換した。残留無水酢酸を、限外濾過水の多重洗浄を用いて、このマットから洗浄した。室温で６時間、ＮａＯＨ（０．５Ｍ）へのアセチル化マットの暴露によって、炭素−２位におけるアセチルアミドの加水分解をまったくともなわずに、３および５グルコピラノース炭素のところでアセチルエステルを加水分解した（ＦＴＩＲ分析によって検証された）。捩れた（１／ｃｍ）超微細（直径４ミクロン）マルチフィラメント（＞５０）ポリエステル糸（２０Ｎ荷重下２００ミクロン）が得られた（Ｍｕｌｔｉｃｒａｆｔ Ｐｌａｓｔｉｃｓ，Ｐｏｒｔｌａｎｄ，ＯＲ）。
【０２０１】
【表１３】
氷酢酸（オルドリッチ９９．９９％）を、それぞれ２％および４％ｗ／ｗの水で２％および８％キトサン水溶液へ添加した。親水性ポリマー溶液の溶解は、回転床攪拌機で、２４時間までの間、室温でのこれらのビンの遅い軸回転によって得られた。２％溶液はすべて容易に溶液になり、最高粘度は、２５℃でのＬＶＴブルックフィールド粘度計および２０００ｃｐｓ未満でのナンバー２およびナンバー３スピンドルによって測定された。キトサン、アルギン酸、およびアクリル酸の８％溶液は、ブルックフィールド粘度計による測定には高すぎる粘度を有した。これらの例における非常に高い粘度の流体溶液は、これらの溶液が注がれるのを妨げた。その代わりこれらの溶液は、それらのプラスチックボトルから絞られ、引っ張られ、すくい上げられて金型に装填された。これらの後者の非常に高い粘度の流体は、製造環境において容易に加工処理することはできないであろう。
【０２０２】
スポンジは、水溶液を、アルミニウム金型中のテフロン（登録商標）コーティングされた１０．８ｃｍ×１０．８ｃｍ×２．０ｃｍウエルの中に、２％水溶液の場合は１．７ｃｍの深さまで、または８％溶液の場合は０．４５〜０．７０ｃｍの深さまで、注ぎ込むこと／入れることによって形成された。当初は室温にある溶液を、実験室（０．６５ｍ２）のＶｉｒｔｉｓまたは（３．７２ｍ２または１６．６３ｍ２）Ｈｕｌｌ凍結乾燥機において、−２５℃〜−４５℃の温度で３時間、冷却たな上へのアルミニウム金型の配置によってプラークに凍結した。親水性ポリマースポンジを生成するためのこれらのプラークからの水の昇華は、たな温度を４８〜６０時間にわたって−４５℃から１８℃へゆっくりと傾斜させて、−８０℃で２００ｍトル未満の圧力の凝縮器での凍結乾燥によって達成された。
【０２０３】
２％キトサン溶液のサンプルの場合、凍結の間の２％キトサン溶液中の望まれないクラスト（上部表面の氷の核生成）の形成を止めるために、４つの戦略をテストした。１つの方法は、薄いポリマーフィルムを、金型の上部表面を覆って配置し、凍結用の冷たいたなへの配置の前に、ポリマー溶液の表面との均質湿潤接触に置くことであった。溶液が凍結されたプラークになった後（約１〜２時間）、薄い保護ポリマーフィルムを除去する。ポリ塩化ビニリデンフィルム（例えばサラン（商標）ラップ）が特に有用であるが、その理由は、そのガラス転移温度が−４５℃以下であるからである。この薄膜は、フリーザー／凍結乾燥機内の冷たい表面上に形成された樹木状の氷が、超冷却された親水性ポリマー溶液表面上に沈積し、凍結された表面クラストに核生成するのを停止するような作用を行なう。このクラスト層を防止するための第二方法は、金型のすぐ上に配置された、（２５０ｍｍ×６ｍｍ×５ｍｍスペーサーバーを用いて）盛り上がった薄い（例えば３ｍｍ）アクリルプレートの使用であった。これは、薄膜方法よりも優れた利点を有していたが、その理由は、接触している薄い保護ポリマーフィルムを除去するために、凍結／凍結乾燥機サイクルを中断する必要がなかったからである。実施例７に詳細に記載された第三方法では、注ぎ込まれた成型溶液の上部表面上に永久浸透性キチン不織布マット裏打ち貼り付けを用いた。実施例１１に詳細に記載された第四方法は、凍結の間の溶液の封じ込めとして親水性溶液で満たされた、ヒートシールされてホイルで裏張りされたパウチの使用であった。
【０２０４】
凍結乾燥が完了した時（＞４８時間）、スポンジを乾燥機から取り出し、重さを測り、ヒートシールされてホイルで裏張りされたパウチに保存した。これらのスポンジは、１．７ｃｍの深さまで注がれた溶液の場合、１０ｃｍ×１０ｃｍ×１．７ｃｍであり、０．４５〜０．７ｃｍの深さまで注がれたスポンジの場合、１０ｃｍ×１０ｃｍ×０．４３ｃｍであった。Ａｒｉｚｏｎａ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ Ｖａｐｏｒ Ｐｒｏ湿分分析器を用いた湿分分析は、スポンジ質量の１〜４％の残留湿分％を示した。キトサンスポンジ中の残留酢酸は、ＭｅｔｔｌｅｒＤＬ５３自動滴定装置、およびスポンジ質量の２７〜２２％における０．０１０Ｍ ＮａＯＨを用いて決定された。２％および８％溶液キトサンスポンジについての平均スポンジ密度は、それぞれ０．０３１±００２ｇ／ｃｍ３および０．１０３±０．０１４ｇ／ｃｍ３であった。ほかの親水性スポンジについての平均スポンジ密度は、２％スポンジの場合０．０２４８±０．００３６ｇ／ｃｍ３、および８％スポンジの場合０．０７２７±０．００２３ｇ／ｃｍ３であった。キトサンスポンジとほかの親水性スポンジとの間の平均２９％密度差は、キトサンスポンジ中の酢酸、および非キトサンスポンジの重さを測る時に考慮されなかった揮発性成分の小さいフラクションによって優勢的に引起こされる。
【０２０５】
すべての異なる親水性テストポリマーからの２％スポンジは、すべて良好に形成され、たわみ性があり、同様な外見および構造を有していた。すべてが、幅および長さにおいて８％近くまで収縮した。アルギネートおよびキトサンスポンジは、非常に良好な凝集特性を有し、操作にともなう裂けおよび亀裂に抵抗した。デキストラン、カルボキシメチルセルロース、およびポリアクリル酸スポンジは、凝集性が低く、操作にともなって容易に亀裂し、裂けた。−３０℃近くで凍結した２％スポンジの典型的な外見は、図１２に示されている。縁部は滑らかな外見であり、規則的なモザイク構造パターンで装飾されていた。このスポンジの上側は、その中心部がわずかにドーム状であった。唯一の明らかな特徴は、規則的な０．５ｍｍ直径×０．５ｍｍ深さの表面のポック形成（ｐｏｃｋｉｎｇ）であった。ベース表面（すなわち、テフロン（登録商標）金型ベースと接触している表面）は、粒界によって分離された表面テキスチャー、および明白な「大きな単一結晶」領域を示した。片面の安全かみそり刃を用いてカットされた横断面図（図１３）は、内部構造を示している。ベース表面における粒界は、様々な方向に延伸された細かいラメラの領域の境界を定め、かつ金型表面において異なる異質核生成事象に由来する可能性のある境界として見ることができる。スポンジの内部構造は、スポンジの中まで伸びて、スポンジの厚さの６０％近くを包含する細かいラメラのベース層（各々２〜５ミクロンの厚さ）によって説明することができる。ベースラメラのすぐ上に、ベースの細かい層を上部のコース層から分離する薄い界面（＜１０ミクロン）がある。このコース層は、上部溶液温度が０℃以下に下がる時に上部表面溶液と接触する異物の樹木状氷に由来する。この層のラメラは、１０ミクロン超の厚さであり、一般に上部表面に垂直に延伸されている。このコース垂直ラメラは、スポンジの平面に対して垂直な圧縮に抵抗する。樹木状氷で核生成から上部表面を保護することによって形成されたキトサンスポンジは、上部のクラスト構造を有していなかった。これらのスポンジは、亀裂への抵抗性の点で改良された機械的性能、および上部表面保護をともなわずに形成されたスポンジと比較して改良されたたわみ性（柔軟性）を有していた。
【０２０６】
２％スポンジのすべての表面は、血液または水を容易に吸着した。すべての非圧縮スポンジは、短時間（すなわち５秒またはそれ以上）、過剰水または血液と接触させられた場合、ゲルとして非常に圧潰しやすかった。
【０２０７】
８％スポンジは、２％スポンジよりもかなり剛性であった。細かい構造は、スポンジベース中に容易に観察することができなかった。これらは、閉鎖されて平滑であるように見えた。これらのスポンジは、圧縮された２％スポンジと同じ程度に容易には血液および水を吸着しなかった。これらのスポンジの横断面をカットした時、内部構造が２％スポンジ中の構造のようでないことが観察された。コース上部垂直構造は、２％スポンジと同じ相対深さの近く（すなわち３０〜４０％）に存在し、ベース層は、垂線から３０°近く延伸され、かつ細かい粒界によって境界が定められたラメラの非常にコンパクトな帯域から構成されていた。
【０２０８】
２％溶液からのスポンジは典型的には、テフロン（登録商標）コーティングされた平行プレートプラテンを８０℃に加熱し、１２００ｍｍ／分〜５ｍｍ／分の一定率で、これらのプラテンをともに一定のスペーサー距離（典型的には０．５５ｃｍ）にすることによってプレスされた。０．４５ｃｍにプレスされた１．７０ｃｍ厚さのスポンジのスポンジ密度は、約０．１０ｇ／ｃｍ３であった。８０℃未満および／または２０ｍｍ／分超の圧縮率でプレスされたスポンジは、粒界のところでの亀裂および脆性破損によって、機械的破損を受けやすかった。これは、６０ｍｍ／分超でプレスされた２％、１．７ｃｍ厚さのキトサンスポンジの場合に見られた。８６４個のスポンジのうち、２６０個超のスポンジが、脆性圧潰および破損のために廃棄された。圧縮率を２０ｍｍ／分に調節した時、８６４個のスポンジからわずか４３個の廃棄しかなかった。圧縮率を１０ｍｍ／分に調節した時、９個未満の廃棄しかなかった。
【０２０９】
遅い速度（＜１２ｍｍ／分）でプレスした時のスポンジ構造の変化を、図１３に示す。垂直線に対して２０°〜４０°に延伸された細かいベースラメラは、均一ベース層へ容易に緻密化（７５％圧縮）されるが、一方で、垂直なコース上部層は、一部しか緻密化されない（約５５％圧縮）ことが分かる。遅い圧縮率において、粒界領域は、依然として均質接触にとどまる。より高い圧縮率において（＞２０ｍｍ／分）、粒界領域は、さらに分離しやすい。
【０２１０】
（親水性スポンジに対する観察）圧縮スポンジは、水および血液によってそれほど容易には湿潤されず、これらは両方の媒質中溶解に対して、より抵抗性があった。圧縮された２％スポンジは、血液によって十分に湿潤されたが、溶解しなかった。湿潤された圧縮スポンジの接着強さは、ＰＡＡ＞キトサン＞ＣＭＣ＞アルギン酸として評価された。
【０２１１】
有効なスポンジの非常に重要な決定因は、ラメラの表面に対して正規直交のミクロンサイズの小円鋸歯（図１４）の存在である。これらの小円鋸歯は、小さい「歯」としてラメラ表面から３〜１０ミクロン突出する。理想的には、これらはラメラの少なくとも１つの表面上に規則的に分配されるべきである。これらの構造は、ラメラが垂直線に対して３０°超のラメラ成長の延伸において形成しつつある時、制御条件下に最も一般的である。同様にこれらは、−２５℃での当初の３０〜６０分の凍結時間後、この凍結プラークを−４５℃未満に急速に冷却する能力によって制御されているように見える。プレス後、テストキトサンスポンジを、８０℃で３０分間、一定温度の対流式オブンでベーキングし、残留応力をアニールし、遊離酢酸残渣を除去した。
【０２１２】
（実施例６：２％キトサンスポンジの調製）
Ａ．２％キトサンスポンジの２つのサンプル（Ｎ＝３）：１つのサンプルを、２０ｍｍ／分で１．７ｃｍから０．５５ｃｍへプレスし、一方、他方はプレスしなかった。両方のサンプルを８０℃で３０分間ベーキングした。正方形のテスト片（５ｃｍ×５ｃｍ）を、各スポンジからカットした。テスト片を、室温において血液中へ１０秒間沈めて、クエン酸塩化ブタ全血で湿潤した。これを、３分間指の圧力（２００〜３００ｍｍＨｇ）によって、１２ｍｍ厚さの透明なＰＶＣの１０ｃｍ×１０ｃｍ表面（４００グリット湿潤および乾燥紙を用いて粗面化したもの）中の４ｍｍ直径の穿孔を覆って中心に付着させた。この穿孔の下の貯蔵部における室温でのブタ全血に、圧力の傾斜を付けた（ほぼ５０ｍｍＨｇ／ｓ）。破損時の最大圧力を測定するために、圧力トランスデューサーを貯蔵部に付着させた。
【０２１３】
プレスされたスポンジテスト片（Ｎ＝３）は、圧力を５００ｍｍＨｇ超に保持した。これらのスポンジにおける破損は、ＰＶＣへの接着性結合の喪失によるものであった。プレスされていないスポンジテスト片（Ｎ＝３）は、５００ｍｍＨｇ未満で破損し、破損はスポンジの圧潰および血液中の溶解によるものであった。
【０２１４】
Ｂ．２％溶液キトサンスポンジ（Ｎ＝５）を、１０ｍｍ／分で１．７ｃｍから０．５５ｃｍへプレスし、８０℃で３０分間ベーキングし、フォームＰＶＣテープで裏打ちし、γ線照射（１５ｋＧｙ）で滅菌した。テスト片（５ｃｍ×５ｃｍ）を、室温で１０秒間ブタの全血中に沈めた。ついでこのテスト片を、平らなＰＶＣ表面上の４ｍｍ直径穿孔を覆って中心に付着させ、荷重圧力（ほぼ６００ｍｍＨｇ）で３分間保持した。この期間が終了した時、この穿孔の下の室温にあるブタ全血に、３分間（ほぼ５０ｍｍＨｇ／ｓの）圧力から３００ｍｍＨｇへ傾斜を付け、ついで再び、付着されたテスト片が破損するまで、同じ率で傾斜を付けた。テスト片の破損は、血圧が１８００ｍｍＨｇ超である時に発生した。破損は、凝集性破壊、上部クラスト層の溶解、またはＰＶＣへの結合の接着性喪失のいずれかによるものであった。
【０２１５】
Ｃ．８％溶液から調製されたキトサンスポンジテスト片（４ｃｍ×４ｃｍ×０．５ｃｍ）は、４ｍｍ直径急性ブタ大動脈穿孔における出血の停止において効果的であることが分かった（平均動脈血圧７０ｍｍＨｇ；３０分超の包帯テスト片止血）。しかしながら８％キトサン溶液からのスポンジは柔軟性がなく、創傷へ容易に適合させることができなかった。他方、２％溶液キトサン溶液から形成されたが、１．７ｃｍから０．４５ｃｍへプレスされた同じ密度のスポンジは、この大動脈穿孔損傷における出血の停止において効果的であるのみならず、容易にたわみ性になり、出血創傷に対して配置された時、経時的によりたわみ性のあるものになる。
【０２１６】
Ｄ．クラストを含まないスポンジから形成された、ゆっくりと圧縮された（１．７０ｃｍから０．４５ｍｍ）当初２％溶液キトサン包帯からの１インチ直径テスト片（Ｎ＝１２）を、１２匹の麻酔されたブタの穿孔（４ｍｍ直径）大動脈へ付着させた（当初自由に流れていた出血への３分間の指の圧力、７０ｍｍＨｇにおける平均動脈圧力）。すべてのテスト片は、最初の適用の時に出血を止め、少なくとも３０分間にわたって止血性であった。これと比較して、クラスト層を有する包帯から形成されたキトサン包帯（Ｎ＞１００）は、同じ時間にわたって出血を止めるためには、平均で０．５〜１．５の再加圧を要した。
【０２１７】
Ｅ．硬くプレスされた（＞５０ｍｍ／分）２％キトサンスポンジの卵形（３．８ｃｍ×３．２ｃｍ）テスト片を、室温で１０秒間ブタ全血中に沈めた。ついでこれらのテスト片を、平らなＰＶＣ表面上の４ｍｍ直径穿孔を覆って中心に付着させ、５００ｍｍＨｇの指の圧力で３分間保持した。この期間が終了した時、この穿孔の下の室温にあるブタ全血を、３分間３００ｍｍＨｇ／ｓへ加圧し（ほぼ５０ｍｍＨｇ／ｓで）、ついで再び、テスト片が破損するまで傾斜を付けた（約５０ｍｍＨｇ／ｓで）。破損は、得られた最大圧力、テスト取り付け具への最終接着、および破損後のバルクスポンジ凝集の点からランク付けされた。この結果を、ゆっくりとプレスされた（圧縮率＜１５ｍｍ／分）２％キトサンスポンジの２０個のテスト片の同様なテスト結果と比較した。最終破裂および接着ランキングは同様であった；しかしながら硬くプレスされたスポンジの６０％は、大きいクラスト溶解およびゲル化によって、可能なかぎりで最も低い凝集ランクを有するが、一方で、ゆっくりとプレスされた包帯の２０個すべてが、最高の凝集ランクを有した。
【０２１８】
Ｆ．２％キトサンスポンジを２セット調製した。１セットは、実質的なラメラ表面小円鋸歯を有し、もう１セットは、ラメラ表面に小円鋸歯を有していなかった。どちらのセットのスポンジも、０．１０ｇ／ｃｍ３の密度近くまで遅いプレス率でプレスした。スポンジを、８０℃で３０分間ベーキングし、ＰＶＣフォームフィルムで裏打ちした。ブタ大動脈穿孔実験において、小円鋸歯状ラメラを有するスポンジのセットは、すべての場合に（Ｎ＝１２）重大な動脈出血の止血において効果的であった。小円鋸歯状ラメラを有していないスポンジ（Ｎ＝６）において、テスト片は出血の停止において効果的でなかった。
【０２１９】
（実施例７：キチンメッシュ強化を有するキトサンスポンジの調製）
水中に浸漬されたキチン不織布メッシュを、不織布キチンマット中の水の量を減少させるために、吸収性拭取り紙（キムワイプ（商標））に対して配置した。マットを、１０ｃｍ×１０ｃｍ正方形にカットした。ついでこれを、１０．８ｃｍ×１０．ｃｍ×２ｃｍ深さのアルミニウム金型ウエル中に注ぎ込まれた２％キトサン溶液の表面上に置いた。マットはキトサン表面において縣濁されたままであり、表面的にマット中にキトサンのいくらかの吸着があることが観察された。キトサン溶液およびマットを、実験室（Ｖｉｒｔｉｓ）凍結乾燥機の中に入れた。溶液は凍結され、水が昇華して、織布マットがその表面においてしっかりと付着されたスポンジが現われた。キチンマットを有するスポンジは、キチンマットを有していないスポンジと同じ速度で乾燥した。キチンの裏打ちされたスポンジの切片を横断区分化すると、１．５ｍｍ近くの深さまで、このマット中へのキトサンの部分的浸潤を明らかにした。しかしながらこの切片はまた、マット表面の上部１ｍｍが、キトサンを含まないことも明らかにした。キチンマット複合材料表面を有するスポンジを、８０±２℃で加熱された平行プレートプラテン間で２０ｍｍ／分で、１．８ｃｍから０．４５ｃｍの厚さへプレスした。プレス後、スポンジを通した横断区分化は、キチンマットとキトサンスポンジとの間の界面が、プレスによって損傷を受けず、マットとスポンジとの両方が、互いにしっかりと固定されていることを証明した。同様に、キチンマットの存在は、スポンジのたわみ性、および溶解へのスポンジの抵抗性に影響を与えることがあるスポンジクラスト（上部表面から下へのコース氷核生成）の形成を停止していた。このスポンジを、急性ブタ４ｍｍ直径大動脈穿孔モデルにおいてテストした。この損傷における出血は、通常のキトサン包帯片によって停止されず、キチンマット裏打ちテスト片を、３分間指の圧力を保持することによって適用した。２．５ｃｍ直径のテスト片を適用した外科医は、このテスト片は特にたわみ性があり、キチン裏打ちへ指を粘着させることなく指を取り除くことができることに注目した。このテスト片は、このプロトコルの必要とされる３０分のテスト時間よりも長く損傷部位をシールした。これは、損傷部位によく接着されたままであり、これが、この包帯とともに通常適用される保護的不浸透性裏打ちを有していないにもかかわらず、溶解の兆候を示さなかった。同様に、この包帯の曲げを通してパルスを観察することが可能であるので、この包帯は、損傷上でたわみ性があることも観察された。
【０２２０】
（実施例８：キトサン含浸糸）
２％キトサン溶液中に沈められた０．５ｍｍ直径のポリエステルマルチフィラメントを、直径約２ｍｍに膨張させた。ついで室温でのキトサン浸漬糸を、この膨張された糸から溶液をまったく引き出すことなく、平らな疎水性テフロン（登録商標）コーティングされたアルミニウムトレー上に静かに載せた。ついでこのトレーを、−２５℃でＶｉｒｔｉｓ凍結乾燥機のたなに載せ、凍結させておいた。氷を凍結乾燥によってこの糸から除去し、０．０３３ｇ／ｃｍ３でキトサンスポンジを含浸された２ｍｍ直径の膨張糸が残された。この膨張糸への１０Ｎ近くの引っ張り力、およびテーパー付きニトリルゴム非粘着挟みダイを通しての、糸表面へ垂直な約５００ｍｍＨｇの圧力を加えて、糸直径を２ｍｍから約０．７ｍｍへ圧縮した。この糸は、良好なたわみ性を示し、ガーゼ様包帯としての製織のために調製された。この糸の一部分を、８０℃で１０分間ベーキングした。ついでこれを、１０秒間血液中に沈め、きれいなテストＰＶＣ表面に対して３分間しっかりと保持した。これは良好な接着を示した。
【０２２１】
（実施例９：圧縮低密度スポンジと非プレス高密度スポンジとの間の比較曲げ）
ここに示された緻密化方法は、厚さ、幅、および／または半径の制御された減少によって、高度にたわみ性の低密度相互連結スポンジを、容積において減少させる。好ましくは、親水性ポリマーのたわみ性は、可塑剤、例えばグルタミン酸またはグリセロールで変性されない。その理由は、この変性が重大な出血下、これらのスポンジを、溶解およびスポンジ圧潰をより受けやすいものにするからである。この実施例は、低密度スポンジのより高い密度のスポンジへの圧縮は、化学的に同一なより高い密度のスポンジが、緻密化をともなわずに形成された場合よりも低い弾性率のスポンジを、結果として生じることを証明している。
【０２２２】
弾性率（Ｅ）を決定するために、水平線からの偏りは、単一のカンチレバービーム実験において決定した。長方形ビームを、プレスされた２％スポンジおよび非プレス８％スポンジからカットした。これらのビームは、９ｃｍ長さ、２．５４ｃｍ幅であった。これらは、このビームの６．７ｃｍのみが、平らな水平表面の縁部から延びるようにしっかりと固定された。２０ｇまたは３０ｇのおもりを、固定点から６．５ｃｍのところで、ビームの先端に乗せた。水平性から垂直なビームの６．５ｃｍ点の偏りを、荷重の３秒後に測定した。弾性率（Ｅ）は、次の方程式から決定した：
Ｅ＝Ｐ．Ｌ３／（３ｙ．Ｉ）
（ここで、Ｉ＝ｗ．ｈ３／１２である）
Ｐ＝荷重（Ｎ）；Ｌ＝自由ビーム長さ（ｍ）；ｙ＝水平線からのビームの偏り（ｍ）；ｗ＝ビーム幅（ｍ）；ｈ＝垂直平面におけるビーム高さ（ｍ）；Ｉ＝慣性のモーメント（ｍ４）。
【０２２３】
ビームの厚さは、デジタルキャリパーを用いて決定した。ビームの偏りの決定後、ビームを、２．５４ｃｍ×２．５４ｃｍ正方形にカットし、重さを測り、密度を決定した。テスト結果を表２に示す。８％サンプルはすべて、２％サンプルよりも曲げに対して、より抵抗性があることが分かる。圧縮２％スポンジについての平均弾性率（ＭＰａ）は、キトサン、ポリアクリル酸、カルボキシメチルセルロース、およびアルギン酸について、それぞれ６．４３±３．３、１．７５、３．５、および２．９±０．４である。８％スポンジについての平均弾性率（ＭＰａ）は、キトサン、ポリアクリル酸、カルボキシメチルセルロース、およびアルギン酸について、それぞれ１０．６±３．３、１２．４、４．５４、および５．７±２．１である。プレスされた２％スポンジ対８％スポンジの平均弾性率の比は、キトサン、ポリアクリル酸、カルボキシメチルセルロース、およびアルギン酸について、それぞれ０．６１、０．１４、０．７７、および０．５１である。
【０２２４】
【表１４】
ＰＡＡ＝ポリアクリル酸、ＣＭＣ＝カルボキシメチルセルロース、ＡＡ＝アルギン酸
（実施例１０）
プレスされた２％溶液複合ポリアクリル酸スポンジ（Ｎ＝２）テスト片（５ｃｍ×５ｃｍ）を、室温で１０秒間ブタ全血中に沈めた。ついでテスト片を、平らなＰＶＣ表面上の４ｍｍ直径の穿孔を覆って中央に付着させ、荷重圧力（７５０ｍｍＨｇ）で３分間保持した。この期間が終了した時、この穿孔の下の室温にあるブタ全血を、３分間（ほぼ５０ｍｍＨｇ／ｓの）圧力から３００ｍｍＨｇへ傾斜を付け、ついで再び、付着されたテスト片が破損するまで同じ率で傾斜を付けた。テスト片の破損は、血圧が２３００ｍｍＨｇ超である時に発生した。破損は、スポンジ凝集性破壊によるものであった。
【０２２５】
（実施例１１）
凍結たなとの非常に良好な熱接触を得るため、凍結の間のコースクラスト形成を停止するため、および成長しつつある垂直ラメラに垂直なせん断の制御されたレベルを加えるための方法を記載する。ヒートシールされ、ホイルで裏打ちされたパウチ（１５ｃｍ×２３ｃｍ）に、２％キトサン溶液２００ｇを満たした。すべての空気を、最終シールに先立ってパウチから除去した。これらのパウチを、少なくとも１８０分間凍結するために、−２５℃で実験室Ｖｉｒｔｉｓ凍結乾燥機の中の平行プレートたな間に入れた。このＶｉｒｔｉｓ乾燥機は、「ストッパー」設備を有していた。これは、上部たながより低いたなの上に下げられ、したがってこのより低いたなにあるスペーサー間に配置された、キトサン充填のホイルパウチとしっかりと接触して、これに荷重を加えることを可能にした。これらのパウチには、上部たなが底部たなの上に下げられた時、上部たなが溶液充填パウチの上部表面にしっかりと載るようなレベルまで充填された。パウチへの圧力の程度は、一番上のたなの自由重量（ｆｒｅｅ ｗｅｉｇｈｔ）によって、および２つのたな間にあるパウチの数によって制御することができるであろう。この実施例において、１．７ｃｍスペーサーバーが用いられ、２つだけのパウチがたな間に置かれ、パウチへの荷重は１０ｋｇ近かった。凍結乾燥前、ストッパーが付けられたたなを上昇させた。凍結されたプラークを、これらのパウチから取り出し、冷たい凍結乾燥機のたなに載せた。凍結した時のパウチ内部の膨張は、ヒートシールの部分的な内部の引き裂きによって適応させた。これらのプラークは、その後スポンジに凍結乾燥した。スポンジを通る横断区分化は、上部および底部表面から成長してスポンジの真ん中で出会う均一なラメラ構造を示した。上部構造は、底部構造の鏡像であった。ラメラは、スポンジの中心から縁部へ離れる方向へ、垂直線に対して２０°〜３０°ですべて均一に延伸されていた。これらのスポンジは、粒界の不存在を示した。これらのスポンジを、１．７ｃｍ厚さから０．５５ｃｍにプレスした。これらは、引っ張り強さ、たわみ性、および強く曲げた時の裂けまたは破断に対する抵抗の点で、優れた機械的性質を有していた。これらのスポンジをベーキングし、ＰＶＣフォーム裏打ちで裏打ちし、１５ｋＧｙでγ線照射した。
【０２２６】
単一の卵形テスト片を、急性ブタモデルにおける大動脈穿孔に適用した。これは、３０分のテスト時間にわたって動脈出血の止血において効果的であった。外科医は、このサンプルが、非常に良好なたわみ性を有することに注目した。
【０２２７】
（実施例１２）
単純なプラスのテキスチャーの表面を、１０ｃｍ×１０ｃｍ×１．７ｃｍのキトサンスポンジ上に作り出した。これは、マイナスのパターン化された１０ｃｍ×１０ｃｍ×０．２５ｃｍアルミニウムカードを用いて得られた。このパターンは、平らなアルミニウム表面の上全体に４００グリット湿潤および乾燥紙を流すことによって作製された。この表面を、非永久赤色染料でコーティングした。これの大部分は、乾燥布で拭取ることによって表面の上部から除去された。この表面に対して圧縮されたキトサンスポンジは、アルミニウムカード中の赤色染料によって明らかにされたもののように、プラスの表面パターン化を示した。
【０２２８】
上で考察されたすべての参考文献は、あらゆる目的のためにこれらの全体が参照して本明細書に組み込まれる。本発明は、これの好ましい実施形態を参照して特に示され、記載されてはいるが、形態および詳細における様々な変更が、添付クレームによって規定されているような本発明の精神および範囲から逸脱することなく、本発明においてなされうることが、当業者によって理解されるであろう。
【０２２９】
対応ＰＣＴ出願、２００２年６月１４日に出願された国際出願番号第ＰＣＴ／ＵＳ０２／１８７５７号は、あらゆる目的のために、その全体が、本明細書に参照して組み込まれる。
【図面の簡単な説明】
【０２３０】
【図１】初期の非圧縮創傷包帯の横断面図のデジタル写真画像。
【図２】非圧縮創傷包帯における延伸されたラメラ構造の横断面図のデジタル写真画像。
【図３】ベースに対して垂直に切断された、相互連結多孔質キトサン創傷包帯構造の光顕微鏡写真。
【図４】加熱および圧縮後のキトサン生物材料創傷包帯の写真。
【図５】圧縮キトサン創傷包帯の典型的なベース表面の走査電子顕微鏡写真。より高倍率のものがはめ込まれている（横棒＝１００ミクロン）。
【図６】キトサン／脾臓損傷部位および隣接脾臓表面の染色された組織断面。パッチと脾臓との間のフィブリン／血小板リッチな血塊の混合物（Ｂ）での凝集した血塊の応答（Ａ）。これらの図面は、脾臓とキトサンとの間の非常に良好な接着を示している。
【図７】キトサンパッチでシールされた胸大動脈損傷の写真。
【図８】穿孔損傷を示す、固定された胸大動脈。
【図９】胸大動脈損傷の染色された組織断面。
【図１０】強力な接着性の包帯における試験管内破裂圧力破損の写真。
【図１１】γ線照射および非照射（すなわち非滅菌）サンプルについての水および血液吸着結果のヒストグラム。
【図１２】典型的なキトサンスポンジの外見の詳細な図面。
【図１３】１７ｍｍ〜５ｍｍ厚さに圧縮された、切断された典型的な２％溶液スポンジにおいて観察された、スポンジ内部構造に対する圧縮の効果。
【図１４】表面小円鋸歯を示す単一ラメラの詳細な図面。
【図１５】ラメラ表面の詳細な図面。
【図１６】ラメラの上部表面へ突出している小円鋸歯構造の走査電子顕微鏡写真（ＳＥＭ）画像。
【図１７】マイクロピンセットを用いてキトサンスポンジのベース近くから除去された単一ラメラの側面照明での光顕微鏡画像。細かい小円鋸歯構造が、ラメラの上部表面に垂直に突出しているのを見ることができる。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
親水性ポリマーを含んでいる出血制御用圧縮スポンジであって、約０．６〜０．１５ｇ／ｃｍ３の圧縮スポンジ密度を有し、
前記親水性ポリマーが、ポリアクリル酸である圧縮スポンジ。
【請求項２】
さらに活性成分も含んでいる、請求項１に記載の圧縮スポンジ。
【請求項３】
前記活性成分が、カルシウム、トロンビン、第ＶＩＩａ因子、第ＸＩＩＩ因子、トロンボキサンＡ２、プロスタグランジン−２ａ、上皮増殖因子、血小板由来増殖因子、フォンビルブラント因子、腫瘍壊死因子（ＴＮＦ）、ＴＮＦ−α、形質転換増殖因子（ＴＧＦ）、ＴＧＦ−α、ＴＧＦ−β、インシュリン様増殖因子、線維芽細胞増殖因子、ケラチン細胞増殖因子、神経成長因子、ペニシリン、アンピシリン、メチシリン、アモキシシリン、クラバモックス、クラブラン酸、アモキシシリン、アズトレオナム、イミペネム、ストレプトマイシン、カナマイシン、トブラマイシン、ゲンタマイシン、バンコマイシン、クリンダマイシン、エリスロマイシン、ポリミキシン、バシトラシン、アムホテリシン、ナイスタチン、リファムピシン、テトラサイクリン、ドキシサイクリン、クロラムフェニコール、またはこれらの組合わせである、請求項２に記載の圧縮スポンジ。
【請求項４】
出血制御用圧縮複合スポンジであって、親水性ポリマースポンジおよび湿潤性ポリマーマトリックスを、該スポンジの内部および／またはスポンジ表面に含み、該親水性ポリマーがポリアクリル酸である圧縮複合スポンジ。
【請求項５】
前記湿潤性ポリマーマトリックスが、不織布マット、織布マット、成型ポリマーメッシュ、および低密度スポンジからなる群から選択される、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項６】
前記湿潤性ポリマーマトリックスが、キチン、アルギネート、中和キトサン、再アセチル化キトサン、ポリ（グリコール酸）、ポリ（乳酸）、ポリ（ｅ−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、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、およびこれらの組合わせからなる群から選択される、請求項５に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項７】
前記親水性ポリマーを含浸されたテキスタイル糸を含んでいる、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項８】
前記テキスタイル糸が、親水性ポリマーを含浸され、前記親水性ポリマーがポリアクリル酸である、請求項７に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項９】
前記湿潤性ポリマーマトリックスが、不織布メッシュである、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項１０】
細孔直径約１５ミクロン〜約３００ミクロンの細孔を有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項１１】
細孔直径約３０ミクロン〜約２５０ミクロンの細孔を有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項１２】
細孔直径約１００ミクロン〜約２２５ミクロンの細孔を有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項１３】
細孔直径約１２５ミクロン〜約２００ミクロンの細孔を有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項１４】
細孔直径約１５０ミクロン〜約１７５ミクロンの細孔を有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項１５】
１ｃｍ２につき約１００ｃｍ２〜１ｃｍ２につき約１０００ｃｍ２の、スポンジの１ベース表面あたりの有効血液接触表面積を有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項１６】
１ｃｍ２につき約２００ｃｍ２〜１ｃｍ２につき約８００ｃｍ２の、スポンジの１ベース表面あたりの有効血液接触表面積を有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項１７】
１ｃｍ２につき約３００ｃｍ２〜１ｃｍ２につき約５００ｃｍ２の、スポンジの１ベース表面あたりの有効血液接触表面積を有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項１８】
さらに裏打ち支持層も含んでいる、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項１９】
前記裏打ち支持層がポリマー材料の層である、請求項１８に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項２０】
前記ポリマー材料が、合成生物分解性材料または天然の生物分解性ポリマーである、請求項１９に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項２１】
前記合成生物分解性材料が、ポリ（グリコール酸）、ポリ（乳酸）、ポリ（ｅ−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、該ポリマーを合成するために用いられるモノマーのコポリマー、およびこれらの組合わせからなる群から選択される、請求項２０に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項２２】
前記天然の生物分解性ポリマーが、キチン、アルギン、デンプン、デキストラン、コラーゲン、アルブミン、およびこれらの組合わせからなる群から選択される、請求項２０に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項２３】
合成非生物分解性材料が、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、およびこれらの組合わせからなる群から選択される、請求項１９に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項２４】
約４０ｋＰａ〜５００ｋＰａの、創傷部位への接着度を有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項２５】
約６０ｋＰａ〜２５０ｋＰａの、創傷部位への接着度を有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項２６】
約１００ｋＰａ〜２００ｋＰａの、創傷部位への接着度を有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項２７】
創傷包帯−血液界面において、創傷から流れる血液と組合わせて接着性材料を形成しうる、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項２８】
前記接着性材料は、前記創傷がシールされると、好ましくは約５．５以上のｐＨを有する、請求項２７に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項２９】
前記接着性材料は、前記創傷がシールされると、好ましくは約６．５以上のｐＨを有する、請求項２７に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項３０】
前記接着性材料は、前記創傷がシールされると、好ましくは約７．５以上のｐＨを有する、請求項２７に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項３１】
前記接着性材料は、酢酸、蟻酸、乳酸、アスコルビン酸、塩酸、およびクエン酸からなる群から選択される酸を含んでいる、請求項２７に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項３２】
約３．０ｍｍ以上であって約８ｍｍ以下の厚さを有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項３３】
約３．５ｍｍ以上であって約７ｍｍ以下の厚さを有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項３４】
約４．０ｍｍ以上であって約６ｍｍ以下の厚さを有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項３５】
約０．１ＭＰａ〜約１０ＭＰａの極限引張り応力を有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項３６】
約０．１５ＭＰａ〜約０．８ＭＰａの極限引張り応力を有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項３７】
約０．２５ＭＰａ〜約０．５ＭＰａの極限引張り応力を有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項３８】
約５％の極限伸びを有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項３９】
約１０％の極限伸びを有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項４０】
約１５％の極限伸びを有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項４１】
請求項１に記載の出血制御用圧縮スポンジの調製プロセスであって、
（ａ）低密度スポンジを凍結／凍結乾燥する工程；および
（ｂ）１分あたり約１０ｍｍおよび約８０℃で、該低密度スポンジを圧縮し、これによって、約０．１〜約０．２ｇ／ｃｍ３の密度を有する圧縮スポンジを得る工程
を包含するプロセス。
【請求項４２】
請求項１に記載の出血制御用圧縮スポンジの調製プロセスであって、
（ａ）１分あたり約１０ｍｍの率および約８０℃で、低密度スポンジを圧縮し、これによって、約０．１〜約０．２ｇ／ｃｍ３の密度を有する圧縮スポンジを得る工程を含み、前記低密度スポンジが、圧縮に先立って凍結も凍結乾燥もされないプロセス。
【請求項４３】
前記低密度スポンジが、０．０３５ｇ／ｃｍ３未満〜約０．０１ｇ／ｃｍ３の密度を有する、請求項４２に記載のプロセス。
【請求項４４】
前記圧縮スポンジが、約０．１５ｇ／ｃｍ３〜約０．１ｇ／ｃｍ３の密度を有する、請求項４２に記載のプロセス。
【請求項４５】
出血制御のための請求項４に記載の圧縮複合スポンジの調製プロセスであって、
（ａ）生物材料溶液を加熱し、これに真空を加えることによって、該生物材料溶液を脱ガスする工程；
（ｂ）該脱ガスされた生物材料溶液を凍結させる工程；
（ｃ）該凍結生物材料の構造的一体性を損なうことなく、凍結生物材料の中から水を除去し、したがって該生物材料中の水が、固相から気相になる工程；
（ｄ）１分あたり約１０ｍｍの率で該生物材料を圧縮し、約０．１〜約０．２ｇ／ｃｍ３の密度を有する圧縮スポンジを得る工程、および
（ｅ）該圧縮スポンジを８０℃で３０分間ベーキングする工程
を含むプロセス。
【請求項４６】
前記温度が、工程（ｂ）の生物材料の凍結の間、予め決定された時間にわたって次第に低下される、請求項４５に記載のプロセス。
【請求項４７】
工程（ｂ）の温度は、約−５℃以下の最終凍結温度である、請求項４５に記載のプロセス。
【請求項４８】
工程（ｂ）の温度は、約−３５℃以下の最終凍結温度である、請求項４５に記載のプロセス。
【請求項４９】
工程（ｂ）の温度は、約−２５℃以下の最終凍結温度である、請求項４５に記載のプロセス。
【請求項５０】
前記水の除去が、前記凍結生物材料の凍結乾燥によって実施される、請求項４５に記載のプロセス。
【請求項５１】
さらに、アルゴン、窒素、およびヘリウムからなる群から選択されたガスを、前記凍結前に、前記脱ガスされたキトサン溶液中に加える工程も含む、請求項４５に記載のプロセス。
【請求項５２】
前記圧縮スポンジが滅菌される、請求項４５に記載のプロセス。
【請求項５３】
前記圧縮スポンジが、γ線照射によって滅菌される、請求項４５に記載のプロセス。
【請求項５４】
被験体における重大な出血を防止する方法であって、請求項１に記載の圧縮スポンジ、または請求項４に記載の圧縮複合スポンジを施す工程を含む方法。
【請求項５５】
前記被験体が哺乳動物である、請求項５４に記載の方法。
【請求項５６】
前記哺乳動物がヒトである、請求項５５に記載の方法。
【請求項５７】
前記被験体は、前記出血が制御されないままであるならば、２０〜３０分以内に約３０〜４０％の総失血が結果として生じるような重大な出血に苦しんでいる、請求項５４に記載の方法。
【請求項５８】
前記圧縮スポンジまたは圧縮複合スポンジは、出血している創傷へ直接、約６０〜８０ｋＰａの圧力で適用され、該出血している創傷を解放し、パックし、ラップする前に３〜５分間その位置に保持される、請求項５４に記載の方法。
【請求項５９】
請求項１に記載の圧縮スポンジまたは請求項４に記載の複合圧縮スポンジ、パックするためのガーゼロール、および創傷をラップするためのエース包帯を含んでいる、重大な出血の処置のための包帯キット。
【請求項６０】
請求項１および４に記載のスポンジの機械的結合およびかみ合わせプロセスであって、該スポンジの組織と接触する面を、大きい織目の表面に対して押し付ける工程を含むプロセス。
【請求項６１】
前記大きい織目の表面が、化学エッチングによって調製された表面、イオンビーム表面アブレーションによって調製された表面、機械的切断によって調製された表面、およびレーザーアブレーションによって調製された表面からなる群から選択される、請求項６０に記載のプロセス。
【請求項６２】
請求項１および４に記載のスポンジの機械的牽引の改良プロセスであって、該スポンジの組織と接触する面を、大きい織目の表面に対して押し付ける工程を含むプロセス。
【請求項６３】
前記大きい織目の表面が、化学エッチングによって調製された表面、および粒子ブラスチング技術よって調製された表面からなる群から選択される、請求項６２に記載のプロセス。
【請求項６４】
請求項１または４に記載のスポンジの表面上のざらざらしたクラストの形成を制限または停止させるプロセスであって、該スポンジの表面をポリマーフィルム、ポリマープレート、盛り上げられたプラスチックプレート、または湿分不浸透性通気性膜フィルムで覆う工程を含むプロセス。
【請求項６５】
圧縮低密度スポンジであって、約０．０５ｇ／ｃｍ３未満の密度を有するスポンジは、該スポンジが約０．０８ｇ／ｃｍ３未満の密度に達するまで圧縮され、該圧縮低密度スポンジが、圧縮前に凍結も凍結乾燥もされない圧縮低密度スポンジ。
【請求項６６】
前記スポンジが、該スポンジの圧縮前に、転相プロセス、発泡技術、または予め形成されたマトリックスへの活性成分の共有結合に付される、請求項６５に記載の低密度スポンジ。
【請求項６７】
前記スポンジがさらに、親水性ポリマーを含んでいる、請求項１または４に記載の圧縮スポンジおよび圧縮複合スポンジ。
【請求項６８】
前記親水性ポリマーが、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、ポリリシン、ポリエチレンイミン、キサンタン、カラゲーナン、第四アンモニウムポリマー、硫酸コンドロイチン、デンプン、変性セルロースポリマー、デキストラン、ヒアルロナン、およびこれらの組合わせからなる群から選択される、請求項６７に記載の圧縮スポンジおよび圧縮複合スポンジ。
【請求項６９】
前記デンプンが、アミラーゼ、アミロペクチン、およびアミロペクチンとアミラーゼとの組合わせからなる群から選択される、請求項６８に記載の圧縮スポンジおよび圧縮複合スポンジ。
【請求項７０】
前記親水性ポリマーがキトサンである、請求項６７に記載の圧縮スポンジおよび圧縮複合スポンジ。
【請求項１】
親水性ポリマーを含んでいる出血制御用圧縮スポンジであって、約０．６〜０．１５ｇ／ｃｍ３の圧縮スポンジ密度を有し、
前記親水性ポリマーが、ポリアクリル酸である圧縮スポンジ。
【請求項２】
さらに活性成分も含んでいる、請求項１に記載の圧縮スポンジ。
【請求項３】
前記活性成分が、カルシウム、トロンビン、第ＶＩＩａ因子、第ＸＩＩＩ因子、トロンボキサンＡ２、プロスタグランジン−２ａ、上皮増殖因子、血小板由来増殖因子、フォンビルブラント因子、腫瘍壊死因子（ＴＮＦ）、ＴＮＦ−α、形質転換増殖因子（ＴＧＦ）、ＴＧＦ−α、ＴＧＦ−β、インシュリン様増殖因子、線維芽細胞増殖因子、ケラチン細胞増殖因子、神経成長因子、ペニシリン、アンピシリン、メチシリン、アモキシシリン、クラバモックス、クラブラン酸、アモキシシリン、アズトレオナム、イミペネム、ストレプトマイシン、カナマイシン、トブラマイシン、ゲンタマイシン、バンコマイシン、クリンダマイシン、エリスロマイシン、ポリミキシン、バシトラシン、アムホテリシン、ナイスタチン、リファムピシン、テトラサイクリン、ドキシサイクリン、クロラムフェニコール、またはこれらの組合わせである、請求項２に記載の圧縮スポンジ。
【請求項４】
出血制御用圧縮複合スポンジであって、親水性ポリマースポンジおよび湿潤性ポリマーマトリックスを、該スポンジの内部および／またはスポンジ表面に含み、該親水性ポリマーがポリアクリル酸である圧縮複合スポンジ。
【請求項５】
前記湿潤性ポリマーマトリックスが、不織布マット、織布マット、成型ポリマーメッシュ、および低密度スポンジからなる群から選択される、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項６】
前記湿潤性ポリマーマトリックスが、キチン、アルギネート、中和キトサン、再アセチル化キトサン、ポリ（グリコール酸）、ポリ（乳酸）、ポリ（ｅ−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、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、およびこれらの組合わせからなる群から選択される、請求項５に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項７】
前記親水性ポリマーを含浸されたテキスタイル糸を含んでいる、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項８】
前記テキスタイル糸が、親水性ポリマーを含浸され、前記親水性ポリマーがポリアクリル酸である、請求項７に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項９】
前記湿潤性ポリマーマトリックスが、不織布メッシュである、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項１０】
細孔直径約１５ミクロン〜約３００ミクロンの細孔を有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項１１】
細孔直径約３０ミクロン〜約２５０ミクロンの細孔を有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項１２】
細孔直径約１００ミクロン〜約２２５ミクロンの細孔を有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項１３】
細孔直径約１２５ミクロン〜約２００ミクロンの細孔を有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項１４】
細孔直径約１５０ミクロン〜約１７５ミクロンの細孔を有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項１５】
１ｃｍ２につき約１００ｃｍ２〜１ｃｍ２につき約１０００ｃｍ２の、スポンジの１ベース表面あたりの有効血液接触表面積を有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項１６】
１ｃｍ２につき約２００ｃｍ２〜１ｃｍ２につき約８００ｃｍ２の、スポンジの１ベース表面あたりの有効血液接触表面積を有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項１７】
１ｃｍ２につき約３００ｃｍ２〜１ｃｍ２につき約５００ｃｍ２の、スポンジの１ベース表面あたりの有効血液接触表面積を有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項１８】
さらに裏打ち支持層も含んでいる、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項１９】
前記裏打ち支持層がポリマー材料の層である、請求項１８に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項２０】
前記ポリマー材料が、合成生物分解性材料または天然の生物分解性ポリマーである、請求項１９に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項２１】
前記合成生物分解性材料が、ポリ（グリコール酸）、ポリ（乳酸）、ポリ（ｅ−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、該ポリマーを合成するために用いられるモノマーのコポリマー、およびこれらの組合わせからなる群から選択される、請求項２０に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項２２】
前記天然の生物分解性ポリマーが、キチン、アルギン、デンプン、デキストラン、コラーゲン、アルブミン、およびこれらの組合わせからなる群から選択される、請求項２０に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項２３】
合成非生物分解性材料が、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、およびこれらの組合わせからなる群から選択される、請求項１９に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項２４】
約４０ｋＰａ〜５００ｋＰａの、創傷部位への接着度を有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項２５】
約６０ｋＰａ〜２５０ｋＰａの、創傷部位への接着度を有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項２６】
約１００ｋＰａ〜２００ｋＰａの、創傷部位への接着度を有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項２７】
創傷包帯−血液界面において、創傷から流れる血液と組合わせて接着性材料を形成しうる、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項２８】
前記接着性材料は、前記創傷がシールされると、好ましくは約５．５以上のｐＨを有する、請求項２７に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項２９】
前記接着性材料は、前記創傷がシールされると、好ましくは約６．５以上のｐＨを有する、請求項２７に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項３０】
前記接着性材料は、前記創傷がシールされると、好ましくは約７．５以上のｐＨを有する、請求項２７に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項３１】
前記接着性材料は、酢酸、蟻酸、乳酸、アスコルビン酸、塩酸、およびクエン酸からなる群から選択される酸を含んでいる、請求項２７に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項３２】
約３．０ｍｍ以上であって約８ｍｍ以下の厚さを有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項３３】
約３．５ｍｍ以上であって約７ｍｍ以下の厚さを有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項３４】
約４．０ｍｍ以上であって約６ｍｍ以下の厚さを有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項３５】
約０．１ＭＰａ〜約１０ＭＰａの極限引張り応力を有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項３６】
約０．１５ＭＰａ〜約０．８ＭＰａの極限引張り応力を有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項３７】
約０．２５ＭＰａ〜約０．５ＭＰａの極限引張り応力を有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項３８】
約５％の極限伸びを有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項３９】
約１０％の極限伸びを有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項４０】
約１５％の極限伸びを有する、請求項４に記載の圧縮複合スポンジ。
【請求項４１】
請求項１に記載の出血制御用圧縮スポンジの調製プロセスであって、
（ａ）低密度スポンジを凍結／凍結乾燥する工程；および
（ｂ）１分あたり約１０ｍｍおよび約８０℃で、該低密度スポンジを圧縮し、これによって、約０．１〜約０．２ｇ／ｃｍ３の密度を有する圧縮スポンジを得る工程
を包含するプロセス。
【請求項４２】
請求項１に記載の出血制御用圧縮スポンジの調製プロセスであって、
（ａ）１分あたり約１０ｍｍの率および約８０℃で、低密度スポンジを圧縮し、これによって、約０．１〜約０．２ｇ／ｃｍ３の密度を有する圧縮スポンジを得る工程を含み、前記低密度スポンジが、圧縮に先立って凍結も凍結乾燥もされないプロセス。
【請求項４３】
前記低密度スポンジが、０．０３５ｇ／ｃｍ３未満〜約０．０１ｇ／ｃｍ３の密度を有する、請求項４２に記載のプロセス。
【請求項４４】
前記圧縮スポンジが、約０．１５ｇ／ｃｍ３〜約０．１ｇ／ｃｍ３の密度を有する、請求項４２に記載のプロセス。
【請求項４５】
出血制御のための請求項４に記載の圧縮複合スポンジの調製プロセスであって、
（ａ）生物材料溶液を加熱し、これに真空を加えることによって、該生物材料溶液を脱ガスする工程；
（ｂ）該脱ガスされた生物材料溶液を凍結させる工程；
（ｃ）該凍結生物材料の構造的一体性を損なうことなく、凍結生物材料の中から水を除去し、したがって該生物材料中の水が、固相から気相になる工程；
（ｄ）１分あたり約１０ｍｍの率で該生物材料を圧縮し、約０．１〜約０．２ｇ／ｃｍ３の密度を有する圧縮スポンジを得る工程、および
（ｅ）該圧縮スポンジを８０℃で３０分間ベーキングする工程
を含むプロセス。
【請求項４６】
前記温度が、工程（ｂ）の生物材料の凍結の間、予め決定された時間にわたって次第に低下される、請求項４５に記載のプロセス。
【請求項４７】
工程（ｂ）の温度は、約−５℃以下の最終凍結温度である、請求項４５に記載のプロセス。
【請求項４８】
工程（ｂ）の温度は、約−３５℃以下の最終凍結温度である、請求項４５に記載のプロセス。
【請求項４９】
工程（ｂ）の温度は、約−２５℃以下の最終凍結温度である、請求項４５に記載のプロセス。
【請求項５０】
前記水の除去が、前記凍結生物材料の凍結乾燥によって実施される、請求項４５に記載のプロセス。
【請求項５１】
さらに、アルゴン、窒素、およびヘリウムからなる群から選択されたガスを、前記凍結前に、前記脱ガスされたキトサン溶液中に加える工程も含む、請求項４５に記載のプロセス。
【請求項５２】
前記圧縮スポンジが滅菌される、請求項４５に記載のプロセス。
【請求項５３】
前記圧縮スポンジが、γ線照射によって滅菌される、請求項４５に記載のプロセス。
【請求項５４】
被験体における重大な出血を防止する方法であって、請求項１に記載の圧縮スポンジ、または請求項４に記載の圧縮複合スポンジを施す工程を含む方法。
【請求項５５】
前記被験体が哺乳動物である、請求項５４に記載の方法。
【請求項５６】
前記哺乳動物がヒトである、請求項５５に記載の方法。
【請求項５７】
前記被験体は、前記出血が制御されないままであるならば、２０〜３０分以内に約３０〜４０％の総失血が結果として生じるような重大な出血に苦しんでいる、請求項５４に記載の方法。
【請求項５８】
前記圧縮スポンジまたは圧縮複合スポンジは、出血している創傷へ直接、約６０〜８０ｋＰａの圧力で適用され、該出血している創傷を解放し、パックし、ラップする前に３〜５分間その位置に保持される、請求項５４に記載の方法。
【請求項５９】
請求項１に記載の圧縮スポンジまたは請求項４に記載の複合圧縮スポンジ、パックするためのガーゼロール、および創傷をラップするためのエース包帯を含んでいる、重大な出血の処置のための包帯キット。
【請求項６０】
請求項１および４に記載のスポンジの機械的結合およびかみ合わせプロセスであって、該スポンジの組織と接触する面を、大きい織目の表面に対して押し付ける工程を含むプロセス。
【請求項６１】
前記大きい織目の表面が、化学エッチングによって調製された表面、イオンビーム表面アブレーションによって調製された表面、機械的切断によって調製された表面、およびレーザーアブレーションによって調製された表面からなる群から選択される、請求項６０に記載のプロセス。
【請求項６２】
請求項１および４に記載のスポンジの機械的牽引の改良プロセスであって、該スポンジの組織と接触する面を、大きい織目の表面に対して押し付ける工程を含むプロセス。
【請求項６３】
前記大きい織目の表面が、化学エッチングによって調製された表面、および粒子ブラスチング技術よって調製された表面からなる群から選択される、請求項６２に記載のプロセス。
【請求項６４】
請求項１または４に記載のスポンジの表面上のざらざらしたクラストの形成を制限または停止させるプロセスであって、該スポンジの表面をポリマーフィルム、ポリマープレート、盛り上げられたプラスチックプレート、または湿分不浸透性通気性膜フィルムで覆う工程を含むプロセス。
【請求項６５】
圧縮低密度スポンジであって、約０．０５ｇ／ｃｍ３未満の密度を有するスポンジは、該スポンジが約０．０８ｇ／ｃｍ３未満の密度に達するまで圧縮され、該圧縮低密度スポンジが、圧縮前に凍結も凍結乾燥もされない圧縮低密度スポンジ。
【請求項６６】
前記スポンジが、該スポンジの圧縮前に、転相プロセス、発泡技術、または予め形成されたマトリックスへの活性成分の共有結合に付される、請求項６５に記載の低密度スポンジ。
【請求項６７】
前記スポンジがさらに、親水性ポリマーを含んでいる、請求項１または４に記載の圧縮スポンジおよび圧縮複合スポンジ。
【請求項６８】
前記親水性ポリマーが、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、ポリリシン、ポリエチレンイミン、キサンタン、カラゲーナン、第四アンモニウムポリマー、硫酸コンドロイチン、デンプン、変性セルロースポリマー、デキストラン、ヒアルロナン、およびこれらの組合わせからなる群から選択される、請求項６７に記載の圧縮スポンジおよび圧縮複合スポンジ。
【請求項６９】
前記デンプンが、アミラーゼ、アミロペクチン、およびアミロペクチンとアミラーゼとの組合わせからなる群から選択される、請求項６８に記載の圧縮スポンジおよび圧縮複合スポンジ。
【請求項７０】
前記親水性ポリマーがキトサンである、請求項６７に記載の圧縮スポンジおよび圧縮複合スポンジ。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４Ａ】
【図１４Ｂ】
【図１４Ｃ】
【図１５】
【図１６Ａ】
【図１６Ｂ】
【図１６Ｃ】
【図１６Ｄ】
【図１６Ｅ】
【図１６Ｆ】
【図１６Ｇ】
【図１７】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４Ａ】
【図１４Ｂ】
【図１４Ｃ】
【図１５】
【図１６Ａ】
【図１６Ｂ】
【図１６Ｃ】
【図１６Ｄ】
【図１６Ｅ】
【図１６Ｆ】
【図１６Ｇ】
【図１７】
【公表番号】特表２００７−５１６０５０（Ｐ２００７−５１６０５０Ａ）
【公表日】平成１９年６月２１日（２００７．６．２１）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００６−５４７３１２（Ｐ２００６−５４７３１２）
【出願日】平成１６年１２月２３日（２００４．１２．２３）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＵＳ２００４／０４３１３２
【国際公開番号】ＷＯ２００５／０６２８８９
【国際公開日】平成１７年７月１４日（２００５．７．１４）
【出願人】（５０６２１１５１７）ヘムコン， インコーポレイテッド (10)
【Ｆターム（参考）】
【公表日】平成１９年６月２１日（２００７．６．２１）
【国際特許分類】
【出願日】平成１６年１２月２３日（２００４．１２．２３）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＵＳ２００４／０４３１３２
【国際公開番号】ＷＯ２００５／０６２８８９
【国際公開日】平成１７年７月１４日（２００５．７．１４）
【出願人】（５０６２１１５１７）ヘムコン， インコーポレイテッド (10)
【Ｆターム（参考）】
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