JPH06507376A - 組織の接合およびシール用組成物並びにその使用方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 組織の接合およびシール用組成物 並びにその使用方法 本発明は、好ましくはエネルギーの適用において、分離された組織を結合し、ま たは組織もしくは補綴材料をコーティングして強度および水密性を高めるために 適用される組成物に関する。特に、レーザによって活性化され、生体適合性の強 い接合または被覆を形成する組成物に関する。

〔発明の背景〕

全ての外科的訓練は、損傷した組織あるいは血管の修復に関係している。損傷は 、身体に対する直接的な外傷の結果として、または静脈もしくは動脈の吻合のよ うに、通常は連続した組織が分離されるような外科的施術の一部としてもたらさ れ得る。原因の如何に拘らず、組織あるいは血管の適切な修復は、外科手術の成 功に必要不可欠なステップである。

分離された組織の結合は、基本的には外科医の器用な手による縫合あるいはステ ーブル止めによって行われる。この縫合またはステープル止めは、優れた技術が 必要であるばがりでなく、特に、さらなる修復が必要とされるときには、長時間 の退屈な過程でもある。

縫合には、外科手術を複雑化させる他の幾つかの欠点がある。第一に、結合する 組織の末端から漏れが起こることがしばしばあり、再手術が必要になることであ る。加えて、縫合自身が組織の外傷でもあり、これは更なる損傷をひき起こして 治癒期間を長びかせ得る。更に、縫合した付近に炎症を生じさせ、これによって 修復または吻合が後で失敗に終わることにもなり得る。

その結果、組織表面に接着して複数の該表面の間に結合を形成する、外科用接着 剤あるいは糊を使用した無縫合修復を開発することによって、縫合に伴う困難を 克服することに焦点を当てた努力が行われてきた。

最も普通の組織接着剤は、米国特許、第４．３６２．５６７号、第４．４１４． ９７６号、第４．９０９．２５１号及びカナダ特許第１．１６８．９８２号に開 示されているような、典型的には濃縮されたフィブリノーゲンおよびトロンビン を含んだフィブリン接合剤または糊があげられる。この接着剤は適用する直前に 混合することが必要で、フィブリン凝集を起こすフィブリンカスケードの最終段 階と同様に反応する。この凝集は止血効果、即ち出血の停止をもたらす。血液凝 集の生理学的特質によって、凝集には少量の引っ張り力が生じる。フィブリン接 着剤はその止血特性や生体適合性のために、適度な補強剤として、或いはより一 般的には修復の漏れ防止として、様々な外科手術に使用されてきた（例えば、Ｄ ｅｎｎｉｓ　Ｆ、Ｔｈｏｍｐｓｏｎ　ｅｌ、ａｌ、　「フィブリン接着剤：局所 止血剤としての調製、効能およびマイナス効果についてＪ　、Ｄｒｕｇ　Ｉｏｌ ｅｌｌ、　Ｃｌ１ｎ、Ｐｈａｒｍ、第２２巻、第９４６−９５２頁、１９８８年 ；および、Ｒｉｃｈａｒｄ　Ｌ、Ｂｕｒｌｅｓｏｎ　ｅｌ　ａｔ。

［生物組織へのフィブリン接着Ｊ　、１．　Ｓｕｒｇ、　Ｒｅｓ、第２５巻、５ ２３−５３９頁、１９７８年を参照のこと）。

しかし、フィブリン接着剤は重大な欠点を持ち、これが米国での使用を阻んでき た。第一に、フィブリン接着剤を商業的規模で製造するためには、貯蔵されてい るヒト血液からフィブリン成分を得ることが必要なことである。そのため、Ｂ型 肝炎、ＨＩＶウィルス等の因子からの感染の可能性が存在する。特に米国では、 フィブリン接着剤を工業化レベルの量で調達することによって得られる恩恵より も、感染への恐怖の方が重く見られている。その結果、感染の危険性を減らすた め、フィブリン接着剤の生産は患者自身の血液から得られるものに限られてきた （例えば、Ｋａｒｌ　Ｈ，５ｉｅｄｅｎｊｏｐ　ｅｊ　ａｔ。

「自己フィブリン組織接着剤Ｊ　、Ｌａｒ７ｎｇｏｓｃｏｐｅ、第９５巻、第１ ０７４−１０７６頁、　１９８５年９月；Ｇｉｄｏｎ　Ｆ、Ｇｅｓｊｒｉｎｇ　 ｅｊ　ａｌ。

「組織接着、止血および塞栓形成のための自己フィブリノーゲ：／Ｊ　、Ｖａｓ ｃ、Ｓｕｒｇ、第１７巻、第２９４−３０４頁、１９８３年；およびり、Ｊａｃ ｋｓｏｎ　Ｃｏｌｓｍａｎ　ｅｊ　ａｔ、　ｒ硝子体網膜手術用生体組織接着剤 」、Ｒｅｌ１［ｌａ１第８巻、第４号、第２５０−２５６頁、１９８８年を参照 のこと）。これらの自己フィブリノーゲン手法は、フィブリノーゲン接着剤の使 用を高価で時間がかかるものにしており、従って限られた価値を有するものでし かない。

第二に、フィブリン接着剤はその引っ張り力が弱いことである。第三に、フィブ リン接着剤は、これを使用する直前に複数の試薬を混合することが必要とされ、 この混合には長時間を要することである。最後に、薬剤を一旦混合すると接着剤 が重合し、既にフィブリン接着剤を適用した組織からこれを剥がすと組織を破壊 してまうことである。

血液から得られる接着剤による感染の危険性を減そうとして、非生物系材料を外 科用接着剤として使用しようとする努力が試みられてきた。イソブチル−２−シ アノアクリレートが分離された組織に適用されてきており、これは組織に接着し た後に短時間で、固体の水密性シールを形成する（Ｋｔ＋ａｌｉｄ１、＾ｗａｎ 　ｅＩ　ａｌ、「緑内障用濾過過程の接続管の修復におけるイソブチル−２−シ アノアクリレート組織接着剤の使用についてＪ　、Ａ＋＋ｎｘｌｓ　ｏｆ　０ｐ ｈｌｈ、、第８５１−８５３頁、１９７４年８月を参照のこと）。しかしながら 、これらの接着剤は組織を刺激し、適用が難しいとして批判されてきた（＾ｎｄ ｒｅｗ　Ｂｅｎｒｉｃｋｅｊ　ａｌ、「白内障切開部の閉鎖における生体組織接 着剤」、Ｉ。

ＣＡＴＡＲＡＣＴ　ＲＥＦＲＡＣＴ　５ＵＲＧ、、第１３巻、第５５１−５５３ 頁、１９８７年９月を参照のこと）。

このように、外科用接着剤は、組織および血管修復用の主要な方法として、縫合 に代替するには至っていない。

無縫合組織修復への別のアプローチは、組織融着である。

組織融着は、レーザ光線のようなエネルギー源を利用して、組織を結合する方法 である。ネオジム：ＹＡＧ、二酸化炭素、ＴＨＣ：　ＹＡＧ、アルゴン等のいく 種類かのレーザが有効である事がわかっている。Ｊｕｌｉａｎ　Ｅ、Ｂａ１ｌｅ ｓ　ｅｔ　ａｌ、　ｒ神経外科手術における組織融着の概説Ｊ　、Ｍｉｃｒｏｓ ｕｔｇｅｒｙ、第８巻、第２４２−２４４頁、１９８７年；Ｒｏｄｎｅｙ　Ａ、 　Ｗｈｉｊｅ　ｒアルゴンレーザ融着された静脈−動脈吻合における組織融合の メカニズム」、Ｌａ５ｅｒｓ　ｉｎ　Ｓｕｒｇｅｒ７　ａｎｄ　Ｍｅｄｉｃｉｎ ｅ、第８巻第８３−８９頁、１９８８年；　Ｌａｗｒｔｎｃｅ　Ｓ、Ｂａ５ｓ　 ｅｔ　ｘｌ、、ｒＴＨｃ　：　ＹＡＧレザーを使第１０巻第１８９−１９３頁、 １９８９年；Ｍｘｓａｍｅ　５ｕｘｕｋｉ　ｔｔ　ａｌ、、米国特許第４．６２ ５．７２４号；　Ｊｕｄｅ　Ｓ、　５ａｕｅｒ、米国特許第４．６３３．８７０ 号；　Ｄｏｕｇｌｉｓ　Ｄｅｗ米国特許第４．６７２．９６９号及び第４．８５ ４．３２０号（これらは何れも参考として本明細書に組み込まれる）を参照のこ と。

組織融着は様々な組織で行われてきた。例えば、Ｊｕｌｉａｎ　Ｅ、Ｂａ１ｌｅ ｓ　ｅｊ　ａｌ、のＭｉｃ＋ｏｓｕｒｇｅｒｙに記載されているように、二酸化 炭素レーザは神経組織の修復に使用されてきた。腸内組織の修復は組織融着につ いて成功をおさめてきた（Ｓｅｍｉｏｎ　Ｒｏｃｈｋｉｎｄ　ｅｔ　ａｌ、　「 低エネルギー二酸化炭素し−ザ腸吻合：実験的研究Ｊ　、Ｌａ５ｅｒｓ　ｉｎ　 Ｓｕｒｇｅｒｙ　ａｎｄ　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ　第８巻第５７９−５８３頁を参照 のこと）。

組織をレーザで直接融着すれば、損傷組織または血管の修復に必要な時間の三分 の二を節減できる。しかしながら、直接的レーザ融着の組織学的分析によって、 吻合部位に、傷および手術の外傷に加えて、経壁の熱的損傷が存在することが示 された。血管の吻合においては、この熱的損傷によって、治療過程での脅威とな る融着部位での複雑な動脈瘤形成が導かれ得るし、またある場合には、内出血お よびこれに伴う合併症を引き起こし得る。更に、レーザの直接接触により生じた 融着は、最低限の強度を特徴とする。この融着は漏れを起こし易く、ときには破 裂することもある。

直接の組織融着に伴うこの問題を克服する為に、融着強度を改善する有機材料を 使用したり、少なくとも、レーザエネルギーに直接接触することでもたらされる 組織の外傷を最小限にする努力が続けられてきた。典型的には、これらの有機材 料はレーザエネルギーを吸収し、分離された組織を融着によって接合するレーザ 接着剤またはレーザ糊として知られている。成る場合には、レーザ接着剤は選択 的にレーザエネルギーを吸収し、外傷になる熱損傷の危険性を低減する。例えば 、レーザ修復手術において、接合強度および早期のフィブリン架橋による動脈治 癒を改善するための融着剤として、血液が使用されてきた（Ｓｕ　Ｗａｎ　ｅｔ 　ａｌｌ、「レーザによる毛管血管吻合の破裂強度における血液接合の効果Ｊ　 、Ｍｉｃｒｏｓｕｔｇｅｒ７、第９巻第１０−１３頁、１９８８年を参照のこと ）。卵白アルブミンもまた、レーザ接着剤として使用されてきた（Ｄｉｘ　Ｐ、 Ｐｏｐｐａｓ　ｅｌ　ａｌ、、ｒ尿道手術における１）−ザ融着：蛋白臘による 改善Ｊ　、Ｊ、Ｕｒｏｌｏｇｙ、第１３９巻第４１５−４１７頁、１９８８年２ 月；およびＧｅｏｒｇｅ　Ｓ、　Ｇａｎｅｓａｎ　ｅｆ　ａｌ、、ｒ二酸化炭素 レーザ使用による尿道再構築：実験的評価Ｊ　、１．　Ｕｒｏｌｏｇｙ、第１４ ２巻、第１１３９−１１４１頁、１９８９年ｌθ月を参照のこと）。

これらの努力にも拘らず、レーザ接着剤は、これを汎用化するにはまだ問題とな る欠陥を有している。特に、分離された組織に対してはレーザ接着剤の適用が困 難である。レーザ接着剤は、半固形（例えば、フィブリン）または液体（アルブ ミンまたは血液）の形態で用いられる。半固形の場合、該接着剤は細長い切片に 切断され、融着部位に載置される。この細長い切片は適用の間に頻繁に動き、時 間の掛かる再設置が必要となる。更に、この切片はレーザ光線に曝されると縮む ため、組織の一部のみを融着することになり、融着されない部分が大きくなって 、血液の透過させてしまう。その結果、別の融着剤切片を使用するか、またはも う一度手順を繰り返さなくてはならなくなる。

液体状のレーザ接着剤にも、融着部位から流れ落ちるため、繰り返し適用しなく てはならないという欠点がある。加えて、フィブリノーゲン等の蛋白質からなる 従来のレーザー接着剤は、しばしば固い融着部を形成する。これは、融着された 組織、特に融着された血管の柔軟性を低下させる。血管のクランプを外したり、 または患者が急に動いたりして、この融着された血管が通常の心臓サイクルでお こる血圧の変動を受けると、融着部が破裂して内部出血およびそれに伴う合併症 を起こす。

従って、本発明の目的は、好ましくはレーザ光線等のエネルギーを適用した際に 、分離された組織間に生体適合性の強く且つ可撓性の接合を形成することができ る組成物を提供することである。

本発明の別の目的は、組織または補綴材料中に、水密性で且つ可撓性のシールを 形成することができる組成物を提供することである。

本発明の更に別の目的は、望ましい応用に従って、適用する組織部位おける組成 物の位置付けを容易にするために、その粘性を変えることができるレーザ接着剤 を提供することである。

更に、本発明の他の目的は、扱いやすい組成を使用して、特に外科手術の際に、 分離された組織を相互に結合し、または組織をコーティングして水密性のシール を形成する方法を提供することである。

さらにまた、本発明の他の目的は、上記の接着剤構成物を製剤化し、これを包装 および貯蔵する方法を提供することである。

〔発明の概要〕

本発明は、組織または補綴材料を正常に機能させ得る充分な可撓性を維持しなが ら、分離された組織および／または補綴材料を一緒に結合するため、または組織 もしくは補綴材料をコーティングするために適した組成物に向けられている。

分離された組織および／または補綴材料の結合またはシーリングは、レーザビー ムの形のようなエネルギーおよび／または光子を適用することによって増強され 得る。また、該組成物は補綴材料を被覆して、水密性または耐水性のシールを形 成するためにも用いられ得る。

この組成物の粘度は、配薬、位置付け、および融着時の安定性、並びに最終的な 粘弾性および強度が、選択された用途のために適切であるように変化され得る。

このような属性は、縫合もしくは公知の非縫合法によって可能なよりも、より迅 速かつ効率的な、損傷され若しくは衰弱した組織の外科的修復を可能とする。

この組成物は好ましくは溶液、最も好ましくは水溶液の形態であり、融着された 組織を一緒に保持して分離された組織を結合し、または組織、補綴材料もしくは 埋込材の表面に水密性かつ可撓性のシールを提供するのに必要な引張り強度を提 供するための第一成分を含有する。該組成物の一部を構成する第二成分は、前記 第一成分を支持し、第一成分の分子間の相互関係を改善するために適用される。

これら成分をこのように組み合わせることによって、結合強度が増強され、該組 成物には従来技術を凌駕した顕著な改善がもたらされる。

該第二成分はまた、組織または血管が正常な身体的機能を果たしている間に、融 着部を組織または血管と調和して動かすのに充分な弾性を与えるのに寄与し得る 。

第二成分はまた、粘度を上昇または低下させることにより、組成物の目的用途に 従う粘度調節剤としても機能する。任意的には、必要に応じて、粘度調節剤およ び／または結合増強剤を前記組成物に添加してもよい。得られた組成物は、優れ た強度および優れた操作特性を有する組織接着剤を提供する。

該組成物は、強（て均一な弾性融着または弾性コーティングを形成することによ り、特にレーザ融着に適している。

前記第一成分は、天然または合成のペプチド、その酵素的に改質され、開裂され もしくは短縮された変種、及びその架橋された誘導体およびこららの混合物から 選択される。このペプチドには、単純タンパク、複合タンパク及びこれらの混合 物が含まれる。このようなタンパクの例には、球状タンパク及び繊維状もしくは 構造タンパク、並びにこれらの混合物が含まれる。

球状タンパクの例には、合成または天然の血清タンパク、その天然または合成の 誘導体、その塩、酵素的、化学的もしくは他の方法で改質され、開裂され、短縮 され、架橋され、酸化され又は加水分解されたその誘導体もしくはサブユニット 、及びその混合物が含まれる。繊維状タンパク若しくは構造タンパクの例には、 合成もしくは天然のコラーゲン、エラスチン、ケラチン、フィブロイン、フィブ リン及びフィブロネクチン、並びにその天然または合成の誘導体、その塩、酵素 的、化学的もしくは他の方法で改質され、開裂され、短縮され、架橋され、酸化 され又は加水分解されたその誘導体もしくはサブユニット、及びその混合物が含 まれる。血清タンパクの例は、アルブミン、α−グロブリン、β−グロブリン、 γ−グロブリン、トランスサイレチン（ｌｒａｎｓｌｈＨｅｊｉｎ）　、フィブ リノーゲン及びトロンビンが含まれる。当業者には明らかなように、他の球状お よび繊維状タンパクもまた使用され得る。

第二成分は、一般に、第一成分と共にマトリックス又はゲル若しくはゾルを形成 することによって第一成分を支持する化合物から選択される。これらの化合物は 、一般に、天然または合成のプロテオグリカン、糖タンパク、糖類、ポリアルコ ール、タンパクゲル、ゼラチン、並びにその天然または合成の誘導体、酵素的、 化学的もしくは他の方法で改質され、開裂され、短縮された変種、その塩、架橋 され、酸化され又は加水分解された上記全ての誘導体もしくはサブユニット、及 びその混合物が含まれる。

プロテオグリカンは、好ましくは、細胞間の間隙に存在する天然または合成の非 細胞性体マトリックス物質である。このような物質は、典型的にはグリコスアミ ノグリカンであり、ヒアルロン酸、ヒアルロン酸ナトリウムを含むヒアルロン酸 塩、コンドロイチン硫酸、デルマタン硫酸、ケラチン硫酸、ヘパリンおよびヘパ ラン硫酸が含まれる。糖類は、好ましくは、フククトースのようなオリゴ糖類、 セルロース化合物のような多糖類、デキストラン、アガロース、アルギン酸およ びペクチンから選択される。セルロース化合物の例には、ヒドロキシプロピルメ チルセルロース、ヒドロキシセルロース、メチルセルロース、カルボキシメチル セルロース、及びヒドロキシエチルセルロースが含まれる。ポリアルコールは、 好ましくはグリセリン、マンニトール、ソルビトール、ポリビニルアルコール、 及びポリエチレングリコールから選択される。また、当業者には自明なように、 これら化合物分類の他の第二成分材料も用いられ得る。

前記組成物は、適用および成分濃度に応じて、流動可能な液体からゾル乃至粘性 ゲルに亘る形態で調製される。例えば該組成物は、好ましくは、分離された組織 を結合するための粘性ゲルの形態で用いられる。他方、組織または補綴材料上へ の水密性または耐水性シールの形成は、より低粘度の組成物を用いることによっ て最も効率的に達成される。

成る場合には、ペプチド及び支持物質の組み合わせによって、融着が自然に形成 される。他の場合は、エネルギーおよび／または光子で組成物を活性化すること が必要とされ得る。

一般に、エネルギーおよび／または光子での活性化によって、結合プロセスは迅 速に加速される。本発明において用いられるエネルギーおよび／または光子は、 望ましい結合特性またはコーティング特性を生じるように、当該組成物を活性化 できるものでなければならない。

本発明の組成物は、エネルギーおよび／または光子を適用することによって活性 化され得る。このエネルギーは、好ましくは電磁波スペクトルの波長を有するも ので、Ｘ線、紫外線、可視光、赤外線およびラジオ波から選択される。例えば電 気メスのような電気的に加熱されたプローブ、或いはチップ中でのガス圧縮また はチップ中を流れる加熱ガスもしくは加熱液体で加熱されたプローブとの直接接 触を介して伝導される熱エネルギーが使用され得る。超音波周波数の音波エネル ギーまたはマイクロ波領域のラジオ波が用いられ得る。このエネルギーは、連続 的または非連続的な方法で、または狭バンド若しくは広バンドの電磁波領域にお いて施され得る。

光子源の例には、連続的または非連続的な形で施される、コヒーレント若しくは 非コヒーレントな単色光および多色光が含まれる。非連続的なエネルギーおよび ／または光子の供給には、単一および／または多重のパルストレイン供給が含ま れる。光子は、内部若しくは外部インターフェースを用いて若しくは用いずに、 分極もしくは非分極の仕方で、直接もしくは反射により供給され得る。

最も好ましいのは、レーザの使用である。このレーザには紫外線レーザ、可視光 レーザおよび赤外線レーザが含まれるが、これらに限定されるものではない。特 に、ＴＨＣ：　ＹＡＧレーザ（２１５０，ｃｚｍ　）　、Ｎｄ　：　ＹＡＧレー ザ（１０６４，１３２０ｎｍ）、ＫＴＰレーザ（５３２μｍ　）　、Ｄｙ　ｅレ ーザ（５７７、５９０，６１０ｎｍ）　、Ｋ　ｒ７ｐｊｏｎレーザ（６４７ｎｍ ）　、Ａｔｇｏｎレーザ（４８８ａｎｄ５１４　ｎｍ）　、二酸化炭素レーザ（ １０，６００ｎｍ　）　、Ｄｉｏｄｅレーザ（８１０ｎｍ）　、Ｅｘｉ＋＋ｕｒ レーザ（１９３，２２２，２４９，３０８，’３１５　ｎｍ）が好ましい。

本発明の組成物は、該組成物の使用目的に応じて、追加的に粘度調節剤および／ または結合増強剤を含有し得る。例えば、粘度調節剤の添加によって、修復され またはシールされるべき組織に特に適した粘度が組成物に付与される。高粘度を 有する組成物は、分離された組織を結合するために好ましく用いられるのに対し て、低粘度の組成物は、連続的な組織およびゴルテックス（Ｇｏｒｔｅｘ　；商 品名）血管移植片等のような補綴材料に水密性シーリングを施すためのコーティ ングを形成するのに最も適している。このような粘度調節剤には先に述べた化合 物が含まれ、該化合物は、ヒアルロン酸およびヒアルロン酸ナトリウムのような その塩、或いはコンドロイチンナトリウム、フククトースのような糖類、ヒドロ キシプロピルメチルセルロース、ヒドロキシエチルセルロース、カルボキシメチ ルセルロース、及びヒドロキシメチルセルロース、デキストラン、アガロース、 アルギン酸、ペクチン、グリセリンのようなポリアルコール、コラーゲンのよう なタンパクゲル、およびカゼイネート（ｃａｓｅｉｎａｌｅ）　、及びこれらの 混合物のような非細胞性の身体マトリックス物質である。

結合増強剤もまた、該組成物の結合強度を改善するために使用され得る。この目 的のために一定の第二成分が選択され得、および／または結合増強剤が第三成分 として組成物に添加され得る。一般に、これらは荷電グリコスアミノグリカン、 オリゴ糖類、多糖類、ポリアルコール、及び極性色素のような極性化合物から選 択される。これら極性化合物の例には、ヒアルロン酸、コンドロイチン硫酸、カ ルボキシメチルセルロース、グリセリン、インドシアニングリーン、及びフルオ レセインナトリウムが含まれる。カルシウムのような多価カチオンもまた、アル ブミンのようなタンパク並びにヒアルロン酸およびコンドロイチン硫酸のような グリコスアミノグリカンのマイナスに荷電した部分に結合することによって、こ の目的に役立つ。

第二成分物質および／または第三成分の結合増強剤としてのムコ接着剤の使用は 、胃腸管および肺システムのようなムチン含有表面において有利である。ムコ接 着剤の例には、カルボキシメチルセルロース及びアルギン酸ナトリウムが含まれ る。高濃度の水酸基を有するコラーゲン（高濃度の水酸基は、４−ヒドロキシプ ロリンによってコラーゲンに付与される）の含量が高い他の表面において、これ ら材料を使用することもまた、結合形成を容易にする上で有利であり得る。ムコ 接着剤分子は、組織表面のムチンとのポリマー鎖の纏れによってムチンに付着す る傾向があり、また、該ポリマー上のイオン化されていないカルボン酸基および 水酸基はコラーゲン上のムチンおよび他の分子と水素結合を形成すると思われる 。

高い荷電密度は、膨潤および確実な結合形成のための水素結合の両方にとって好 ましいと思われる（Ｊ、Ｒ，Ｒｏｂｉｎｓｏｎ　ｅｊ　ａｌ、：　Ｂｉｏａｄｈ ｅｓｉｖｅ　Ｐｏｌｙｍｅ＋ｓ篩ｒ　Ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｄ　Ｄｒｕｇ　Ｄｅｌ ｉｖｅｒ７゜＾ｎｎ、　ＮＹ　Ａｃａｄ、　Ｓｃｉ、　５０７：　０７−３１４ ．１９８４を参照のこと。これは本明細書中に参照として組み込まれる）。従っ て、本発明の一部をなすこれら材料の使用は、該組成物の望ましい組織表面への 結合を容易にする上で有利である。当業者には自明のように、他のムコ接着剤も また用いられ得る。

本発明の組成物は、必要に応じてｐＨ調節剤、表面活性剤、抗酸化剤、浸透圧剤 および保存剤を追加的に含有し得る。

本発明の組成物の成分は、望ましい結合強度ならびに使用目的に特に適合した粘 度を与える量で混合される。一般に、ペプチドの量は約１〜７０重量％、好まし くは約８〜３５重量％の範囲である。支持物質の量は、選択される支持物質に依 存して変化する。糖類は、典型的には約０．１〜７０重量％の範囲で用いられる 。グリコスアミノグリカンの量は、約０．１〜２０重量％である。ポリグリコー ルは、約０．１〜９０重量％の量で用いられる。タンパクゲル及びゼラチンは、 第二成分物質として、約５〜８０重量％の艦で用いられる。

粘度調節剤および結合増強剤のような添加剤の量は、一般的に、約６５重量％以 下である。

組成物の粘度は、実施される特定の外科手術に従って予め選択される。分離され た組織を結合するためには、約１．０００〜１．０００．０００センチポアズの 粘度が有利に用いられ、好ましく　ハ約２０．０００〜２００．０００センチポ アズの範囲である。この好ましい範囲の粘度を有する組成物は、皮下シリンジを 通して噴出することによって、分離された組織上に容易に配置され得る。また、 シリンジチップを移動させることによって、容易に広がり得る。この粘度範囲に おいて、組成物は組織から流れ落ちず、また組織融着を形成するためにエレルギ ーを適用したときでさえ固定されている。

組織または補綴材料をシーリングするための水密性コーティングの形成を必要と する適用については、組成物はより低粘度であるのが好ましい。コーティングの ための好ましい粘度は、ｌＯ〜ｔ、ｏｏｏセンチポアズの範囲である。このよう に低い粘度が好ましいのは、組成物は容易に広がって、コーティングされるべき 組織または材料を効率よく被覆しなければならないからである。

ヒアルロン酸または他の非ニユートン流体を含有する組成物においては、剪断力 の増大にともなって粘度が減少する。

従って、組成物の粘度は、組成物が表面に塗布されるときに、存在する剪断力を 変更することによって調節され得る。−例として、静的状態で非常に厚い組成物 は、その粘度を減少させるために高速または高剪断速度で、移植片を通して注入 されることができ、該材料が遷移相にある間に移植片は該材料でコーティングさ れる。擬塑性として知られるこの性質は、血液の特性でもある。これは、融着プ ロセス中に剪断力を受けない部位でのる融着のために理想的である。組成物が注 入されるときは、剪断力が高く、粘度は減少する。これによって、容易な注入が 可能となる。組織上に堆積された後は剪断力がゼロになり、これに対応して組成 物の粘度は上昇する。

その結果、組成物は融着されるべき領域の組織に局在して止まることとなる。

本発明の組成物は、多種多様な外科手術のために、高い引っ張り強度、弾性、変 形酸、水密性、粘度および接着性をもった組織結合を提供する。この組成物はま た、埋込み可能な装置のコーティングにも使用することができ、その強度および 液体に対する耐性を増大し、該材料の組織中の孔をシールし、血栓形成能を減少 する。この組成物は容易に再生可能であり、非感染性であり、また安定である。

従って、公知の外科用接着剤よりも迅速かつ高い信頼性で使用することができる 。

〔発明の詳細な説明〕

本発明の組成物は、分離された組織を結合するために、また連続的な組織または 補綴材料をコーティングしてその強度を増大し、および／またはこれらを液体不 透過性にするために使用される。本発明をコーティングに適用すれば、脆弱化し た動脈壁のような組織を補強することが可能となる。

本発明に用いられる好ましいタンパクは、コラーゲンのような構造タンパク及び アルブミンのような血清タンパクである。フィブリノーゲン及びフィブリンは、 感染の危険および安定性の問題のため現在のところ好ましい態様ではない。しか し、これらの問題が新しい製造技術および／または精製技術によって克服されれ ば、フィブリノーゲン及びフィブリンは、特にアルブミンと組み合わせた形で本 発明の好ましい態様になるであろう。

コラーゲンは、身体において最も多量に存在するタンパクである。５タイプのコ ラーゲンが存在しており、その夫々は、約１，０００残基の三つのポリペプチド 鎖を含有している。コラーゲンの主な機能は、組織の形態を保持し、その変形に 抵抗することである。これと同様にして、ロープ様のコラーゲンフィブリルは、 本発明の組織結合性組成物またはシーリング組成物において、結合強度を増大し 、変形に対する抵抗を補助する。

コラーゲンの他の利点は、コラーゲンは加熱されると変性しれ可溶化し、ゼラチ ン様溶液として容易に塗布できることである。冷却すると、コラーゲンは部分的 に再生し、優れた引っ張り強度をもったゲル形成をもたらす。従って、加熱され たコラーゲンは、本発明の組織結合性組成物またはシーリング組成物における理 想的なタンパク成分である。加熱によってコラーゲンは可溶化され、容易に注入 または塗布され得る。また、冷却によって、結合に引っ張り強度および可撓性を 与えるゲルに変化する。コラーゲンはまた、これを滅菌された形態にすることが できる。更に、保存中および試験管中の両者において、コラーゲンはそのフィブ リン対照物よりも安定であり、またフィブリン接着剤のように被施術者を感染の 危険に曝すことはない。

アルブミンは、これを本発明の組成物に用いると、「生物学的接着剤Ｊ　（保存 血液サンプルから得られたフィブリンを用いている）を使用する現在の方法に勝 る異なった利点を提供する。この現在の方法は、非施術者をＡＩＤＳ、Ａ型肝炎 、非Ａおよび非Ｂ型肝炎、サイトメガロウィルス、およびヤコブークロイッフエ ルト病等からの感染の危険に曝す。一方、ヒト・アルブミンを含有する本発明の 組成物は、保存血液から得られたものであるにも拘らず、患者をこのような危険 に曝すことはない。ヒト・アルブミンは、ヒト・、フィブリンとは異なり、感染 剤を含まないアルブミンの高収率をもたらす限外濾過技術を適用することができ る。更に、ヒト・アルブミンは、保存中および試験管中の両者において、コラー ゲンはそのフィブリン対照物よりも安定である。これは、フィブリンが、血液お よび他の体組織中に存在するトロンビン及びカルシウムによって活性化され得る からである。更に、その使用後は、血漿フィブリン分解活性によって直ちにフィ ブリン接着剤の劣化が始まる。アルブミンを劣化するように特別にデザインされ た酵素系は存在しないので、その吸収は、フィブリン接着剤対照物の吸収よりも 遅い。また保存中も、アルブミンはフィブリン接着剤よりも安定である。

アルブミンは、６６、５００ダルトンの分子量と、１５〜２０日の半減期を有す る輸送タンパクである。血液のコロイド浸透圧の７０−８０％はこのアルブミン によるものであり、またアルブミンは細胞外の水の全体に亘って分布する。ヒト ・アルブミンの６０％以上は、血管外の液体分画中に位置する。従って、アルブ ミンは融着すべき組織の殆どに存在し、組織炎症応答を起こさないから、融着に とって理想的に好ましいものである。

更に、その半減期は、損傷部の強度が通常のストレスに絶えるためにに充分なレ ベルに達するのに必要な時間を越えている。

好ましい多糖類は高い分子量を有し、低濃度で粘性のゲル様物質を生じるような 長鎖の分子を形成する。加えて、荷電されたまたは荷電されていない多くの側鎖 は、ゲル形成、高粘度組成物の生成および／または組成物および／または組織内 での分子間相互作用を容易にするために有利であり得る。

低分子量で短鎖の糖類は、粘性のゲル様物質を生じるために高い濃度を必要とし 、傾向としては望ましくない。好ましい多糖類の一つはヒドロキシプロピルメチ ルセルロースであり、こいれは滅菌水溶液中で好ましく使用される。滅菌溶液と して、該糖類は８０．０００ダルトンを越える分子量および少な（とも約４．０ ００ポアズの粘度を有するように処方され得る。

例えば、Ｔｏｍ＋＋ｓ　Ｊ、Ｌｉｅｓｅｇａａｇ　ｔｒ　ａｌ、、　「眼内レン ズ埋込みを伴った関節包外白内障摘出（ｅｘｊｒａｃａｐｓｕｌａｒ　ｅａｔａ ｒａｃｔ　ｅｘｌｔａｃ目ｏｎ）におけるヒドロキシプロピルメチルセルロース の使用」＾ｍ、Ｊ、　０ｐｈｌｈ、ｖｏｌ、１０２．　ｐｌｌ　７２３−７２６ 　（１９８６年１２月）を参照のこと。

他の好ましい多糖類はカルボキシメチルセルロースであり、これもまた滅菌水溶 液中で好ましく用いられる。滅菌溶液として、これはその分子量に応じ、１％水 溶液がｌＯ〜３，０００センチポアズ以上の粘度を有するように処方され得る。

例えば、４５、０００ダルトンの２％水溶液はｌＯ〜２０センチポアズの粘度を 有し、１００．０００ダルトンの２％水溶液は４００〜８００センチポアズの粘 度を有し、２００．０００ダルトンの１％水溶液は１５００〜３０００センチポ アズの粘度を有する。

他の好ましい多糖類はアルギン酸であり、これもまた滅菌水溶液中で好ましく用 いられる。滅菌溶液として、これはその分子量に応じ、２％水溶液が２５０〜１ ４．０００センチポアズ以上の粘度を有するように処方される。例えば、２００ ．０００ダルトンのアルギン酸の２％水溶液は１４．０００センチポアズの粘度 を有し、また１５０．０００ダルトンのアルギン酸の２％水溶液は３、５００セ ンチポアズの粘度を有し、ｔｏｏ、０００ダルトンのアルギン酸の２％水溶液は ２５０センチポアズの粘度を有する。ペクチンは他の好ましい糖類であり、これ は水溶液に処方され得る。

プロテオグリカンおよびその誘導体の一般的分類に属する好ましい化合物群は、 高い分子量を有し、また低濃度で粘性のゲル様物質を生成する長鎖の分子を形成 する。特に、ヒアルロン酸およびその塩を包含するグリコスアミノグリカン、就 中、ヒアルロン酸ナトリウム及びコンドロイチン硫酸が好ましい。

ヒアルロン酸は、動物およびヒトの細胞外マトリックス中に集中しているポリマ ーである。これは、軟骨および他の結合組織の繊維状骨格を形成すると思われる 。

ヒアルロン酸は４〜８０Ｘ１０６ダルトンの分子量を有する。

構造的には、ヒアルロン酸はβ１→３グルコシド結合によってＮ−アセチルグル コサミンに結合した、グルコン酸ナトリウムの三糖サブユニットの繰返しによっ て特徴付けられる。

この三糖サブユニットは、β１→４グルコシド結合とリンクして大きなポリマー を形成する。夫々のサブユニットは一つの陰電荷を有し、これはその結合強度増 大効果を説明する助けになる（Ｐｒｉｎｃｉｐｌｅｓ　ｏｌ　Ｂｉｏｃｈｅｍｉ ｓｌｒ７：　Ｍａｍｍａｌｉａｎ　Ｂｉｏｃｈｅｍｉｓｔｒ７．　７１ｈ　ｅｄ ｉｔｉｏｎ、ｅｄｉｔｅｄ　ｂｙ　Ｅｍｉｌ　Ｓｍ１ｔｈ　ｅｌ　ａｌ、、ｐｐ 、７ａｎｄ　２２９　（１９８３）を参照のこと）。

ヒアルロン酸およびその塩は他の利点を有する。その精製された形態において、 ２５℃のヒアルロン酸ナトリウムは、剪断速度２秒で４０．０００センチポアズ の粘度を有し、また剪断速度Ｏで２００．０００センチポアズ以上の粘度を有す る。ヒアルロン酸のこの非ニユートン性または擬塑性は、組織融着にとって理想 的である。シリンジ又は長いカニユーレを通した注入の際に生じるような高い剪 断速度においては、ヒアルロン酸の粘度が低く、注入が容易になる。これは、組 織に対するその容易な適用を可能にする。組織に適用された後のような低い剪断 速度においては、゛その粘度は高い。この特徴は、融着またはシールされるべき 領域の組織上に、組成物を局在させるのを補助する。Ｂｓａｌｏｎ、Ｃｈａｐｔ ｅｒ　１．Ｂａ１ｓｘｓ　ＥＡ、、　「ヒアルロン酸ナトリウムおよびビスコサ ージヤリ−Ｊ　、　Ｂｅａｌｏｎ　Ｂ７Ｄａｖｉｄ　Ｍｉｌｌｅｒ　ａｎｄ　Ｒ ｏｂｅｒｌ　Ｓｊｅｇｍａｎｎ、Ｊｏｈｎ　Ｗｉｌ＊７　＆　５ｏｎｓ。

Ｎｅｖ　Ｙｏｒｋ、　（１９８３）。

従って、ヒアルロン酸は二つの理由で、組織融着のために理想的に適している。

第一に、これは組織接着剤のタンパク成分に骨格を提供することによって、組織 接着剤の強度増大を補助する。第二に、ヒアルロン酸の擬塑性によって、理想的 な取扱い特性が与えられる。

コンドロイチン硫酸は、動物およびヒトの細胞外マトリックス内に集中している ポリマーである。これは２２．５００ダルトンの分子量を有し、Ｎ−アセチルガ ラクトサミンとβ１→３結合したグルクロン酸の反復する三糖サブユニットで構 成されている。このサブユニットは、次いでβ１→４結合によって相互に結合さ れ、大きなポリマーを形成する。コンドロイチン硫酸は、ヒアルロン酸と異なり 、三糖の反復単位当たり２価の陰電荷を有し、一定の場合には結合強度を増大し 得る。これによって、体組織中のどの組織よりもコンドロイチン硫酸の天然濃度 が高い角膜組織の結合およびシーリングを補助し得る。

コンドロイチン硫酸はヒアルロン酸と同様、５０ｍｇ／ｍｌの濃度で高い粘性を 有し、その粘度は４．０００センチポアズ（剪断速度２　繋−１２５℃）である 。しかし、ヒアルロン酸と異なってコンドロイチン硫酸はニュートン流体であり 、剪断速度の変化に伴う粘度変化は生じない。この性質によって、結合の最中に 大きな剪断力が存在する領域において、組成物を容易に局在させることが＝Ｔ能 になる。

組成物の取扱い特性を制御するために、長鎖分子、特に糖類およびプロテオグリ カンを使用するのが有利である。これら分子の濃度、又は固定された濃度でその 分子量が増大すると、高粘度のゲル様物質が生成する傾向にある（Ｅ、　Ｌ、　 Ｓｍ１ｔｈｅｔ　ａｔ、、ｒ結合組織、コラーゲン、エラスチン、プロテオグリ カン、フィブロネクチンＪ　、Ｐｒ１ｎｃｉｐｌｅｓ　ｏｆ　Ｂｉｏｃｈｅｍｉ ｓｊｒ７、　Ｍａｍｍａｌｉａｎ　Ｂｉｏｃｈｅｍｉｓｔｒｙ　（Ｃｈａｐｊ　 ｅｒ　６．　Ｈｈ　ｅｄｉ　目０１１．　ＭｃＧｒａｔ−Ｂｉｌｌ、ｐｐ、２１ １−２４２．　１９８３）を参照のこと。これは参照として本明細書に組み込ま れる）。これら分子の濃度または固定された濃度での分子量が減少するに従って 、低濃度のより水様の物質が生成する傾向にある。従って、長鎖分子の分子量お よび／または濃度を変更することによって、組成物の取扱い特性を、望ましい応 用に適するように制御することができる。

厚く且つ粘性の高い取扱い特性が望ましい組成物は、第二成分の分子量および／ または濃度を増大することによって処方することができる。他方、薄く且つ水性 の製剤が望ましい場合の組成物は、第二成分の分子量および／または濃度を減少 することによって処方することができる。

また、本発明の組成物は、温血動物中に配置される該組成物の可視化を容易にす るために、内因性または外因性の発色団を含み得る。発色団の使用によって、望 ましい適用部位から落下した組成物を容易に視認し、続いてセルローススポンジ 、ガーゼパッド又は他の吸収性材料を用いて除去することが可能になる。ヘモグ ロビンのような内因性発色団の使用は、Ｋｒｕｅｇｅｒ　Ｒ，Ａｌｍｑｕｉｓｊ 　Ｅ：　ｒ小血管の吻合のための血液のアルゴンレーザ凝固Ｊ　Ｌａ５ｅｒ　Ｓ ｕｒｇ、Ｍｅｄ、５；５５−６０　（１９８８年１月）に開示されている。生物 学的接着剤の配置を補助するための外因性発色団の使用は、既に報告されている （Ｎａｓｘｄｕｋｅ、　ｅｊａｌ、［実験的分離における栓子網膜孔（Ｐｌｕｇ 　Ｒｅ１ｉｎｉｌ　Ｂａ１ｅｓ）への０原性ウサギ・フィブリンシール材の使用 Ｊ　Ａ＋＋ｎ、０ｐｈｊｈ、　１Ｂ：３２４−３２７．１９８６を参照のこと） 。使用し得る発色団には、フルオレセインイソシアネート、インドシアニングリ ーン、硝酸銀のような銀化合物、ベンガル紅、ナイルブルー及びエバンスブルー 、Ｑ−スイッチ（商品名）、コダック社の製造になる色素、スーダン■、スーダ ン黒Ｂおよびインドインクが含まれるが、これらに限定されるものではない。こ れらの発色団は、好ましくは、組成物全体の重量の約０．０１〜５０重量％の濃 度で存在する。当業者には明らかなように、他の発色団もまた用いられ得る。

本発明はまた、該組成物が低エネルギーレベルのエネルギーを吸収するように、 組成物の吸収特性を変更する物質をも含有し得る。これによって、該エネルギー 吸収物質により選択的に吸収される電磁スペクトルの一定の波長を用いて、該組 成物を加熱することが可能になる。例えば、このエネルギー吸収物質を用いない とすれば、そのエネルギーが本発明の組成物には吸収されないような一定のレー ザを用いて、該組成物を加熱することが可能であり、これらレーザを用いて該組 成物を標的に融着させることが可能ある。これら物質は、レーザビームのような 高エネルギーレベルの活性化手段に典型的に付随し得る近傍の組織の損傷を減少 する。Ｍｅｈｍｅｌ　Ｃ。

０！　ｅｌ　ａｔ、、　「インドシアニングリーン色素で活性化されたフィブリ ノーゲンを用いた、近赤外ダイオードレーザでの組織融着」、１、Ｖａｓｃ、　 Ｓｕｒｇ、　ｖｏｌ、　ＩＩ、ｎｏ　５．　ｐｐ、　７１８−７２５　（１９９ ０年５月）：及びＢ、Ｊｅａｎ　ｅｔ　ａｌ、、「眼科学仁尾けるターゲット色 素−第１および第■部Ｊ　、Ｌａ５ｅｒｓ　ａｎｄ　Ｌｉｇｈｔ　ｉｎ　Ｏｐｈ ｌａｌｍｏｎｏｇｇｙ。

ｖｏｌ、３．　ｎｏ　Ｉ、ｐｐ、３９−５２（１９９０）を参照されたい。イン ドシア　□ニングリーン及びフロオレセンのような外因性色素、並びにヘモグロ ビン及びメラニン等のような内因性色素は、この目的のために特に適している。

これらの色素はまた、付着性、融着強度および粘度をも向上し得る。これら色素 は、好ましくは組成物全体の重量の約０．旧〜５０重量％の墓で、組成物中に存 在させる。特定の波長に光吸収ピークを有するこのような色素の添加によって、 隣接組織への付随的な望ましくない熱的損傷の危険を実質的に減少しつつ、融着 またはコーティング部位での組成物の選択的な活性化が可能になる。組織に対す る望ましい効果を得るためには、使用する色素のピーク吸収波長に適合した、レ ーザビームのような光源から放出される光の波長を選択することによって、入射 エネルギーの閾値を低くすることが必要とされる。この低いエネルギーは、未処 理組織に対して少ししか影響を与えない。従ってこのエネルギーは、色素が適用 されまたは取り込まれた部位にのみ照準される。例えば、インドシアニングリー ンは、ヒト及び動物に対して選択的に結合し、またアルブミン溶液中においては ８０５ｎｍに極大吸収を有している。この色素がアルブミンに混合されるときは 、アルブミンを加熱して凝固させるために、８０８ｎｍの商業的に入手可能な連 続的なダイオードレーザ光を選択して使用することができる。第一成分として使 用されるペプチドの選択は、望ましいレーザー色素の組み合わせによって影響さ れる。水溶液中でのインドシアニングリーンのピーク吸収は７７０ｎｍである。

これは、前記ダイオ−トレー・　ザの出力に適合しない。前記８０５１のピーク はアルブミン溶液において得られ、フィブリノーゲンのような他のペプチド溶液 中では得られない。この影響は、８０５ｎｍと低いアルブミン吸収とは無関係に 得られる。

色素−レーザの他の組み合わせには、フルオレセインイソシアネート（吸収は４ ９０ｎｍ）と４８８−５１４ｎｍで動作するアルゴンレーザ；硝酸銀等の銀化合 物とクリプトンレーザ（６７６ｎｍ　）；ベンガル紅、ナイルブルーおよびエバ ンスブルーと２００〜６１０ｎｍの領域で吸収する色素レーザが含まれるが、こ れに限定されるものではない。コダック社から得られる色素であるＱ−スイッチ ■（商品名）は、Ｎｄ　：　ＹＡＧレーザから放出される１１０６４ｎ　−１３ ２０ｎｍの光を吸収する。スーダン■、スーダン黒Ｂおよびインドインクもまた 、上記向れのかのレーザから放出される光を選択的に吸収するために用いられ得 る。

本発明の組成物は、追加的に、必要なｐ　Ｈ調節剤、表面活性剤、抗酸化剤、浸 透圧剤、および保存剤を含有してもよい。

ｐＨ調節剤の例には、酢酸、硼酸、塩酸、酢酸ナトリウム、硫酸水素ナトリウム 、硼酸ナトリウム、炭酸ナトリウム、クエン酸ナトリウム、水酸化ナトリウム、 硝酸ナトリウム、リン酸ナトリウム、亜硫酸ナトリウムおよび硫酸が含まれる。

表面活性剤の例には、塩化ベンザルコニウムが含まれる。抗酸化剤の例には硫酸 水素塩が含まれる。浸透圧剤の例には塩化ナトリウムが含まれる。保存剤の例に は、クロロブタノール、ソルビン酸塩、塩化ベンザルコニウム、チメローサル、 メチルパラベン、プロピルパラベン、エチレンジアミン四酢酸（ＥＤＴＡ）およ びポリカード（ｐｏｌｙｑｕａｄ）か含まれる。

典型的には、ｐＨ調節剤、表面活性剤、抗酸化剤、浸透圧剤および保存剤は、約 ０．００１−５重量％の濃度で存在する。

本発明の組成物を製剤化する方法は、一般に、良好に処方された組成物をもたら す次の製造技術を包含した多くの方法で実施し得るが、これらに限定されるもの ではない。この調製は、一般に、球状タンパクについては２５−３０℃以下、コ ラーゲンおよび他の繊維状タンパクについては２５−２００℃以上、好ましくは ２５−１００℃の温度で行われる。

最初に、第一および第二の成分が、望ましい濃度で滅菌水溶液中に処方される。

第一または第二の成分が無水であり、また凍結乾燥もしくは部分的に加水分解さ れたものであるときは、これらは滅菌水、或いは発色団、電解質、ｐＨ調節剤、 表面活性剤、浸透圧剤および保存剤を含有する滅菌水溶液で、望ましい濃度にま で水和される。水和プロセスの間は、容器を浸透もしくは振動させることにより 外部的に掻き混ぜ、または容器内に挿入されたスパチュラ若しくは他の器具を用 いて撹拌することにより内部的に掻き混ぜるのが有利である。

第一および第二の成分の追加の水和は、これら成分が合体された後に達成され得 る。

第二に、望ましい濃度にまで水和された後、第一および第二の成分は、組成物の 望ましい目的用とによって決定される比率で合体される。第一成分の分子間にお ける相互関係を望ましい程度に改善するために、一般には、第一ステップにおい て説明したように、該組成物を内部的若しくは外部的に撹拌するのが有利である 。一般的に、該組成物は５分間以上、または均一な溶液、ゲル若しくはゾルが形 成されるまで混合される。該組成物は、ゾル若しくはゲル形成を補助するために 、５〜２０℃にまで追加的に冷却され得る。

第三に、上記の混合の後、組成物の粘度および結合強度を増大し、また組成物の 可視化性能を高めるために、追加の物質が添加され得る。ｐＨ調節剤、表面活性 剤、抗酸化剤、浸透圧剤および保存剤のような他の添加剤が、このときに添加さ れ得る。

最後に、第三ステップの生成物は、次いで多くの方法のうちの一つによって包装 され、保存される。例えば、（１）該組成物は水性の形態で、滅菌されたシリン ジまたはバイアル中に収納される；（２）該組成物は、例えば凍結乾燥によって 脱水され得、無水の又は部分的に水和された状態で保存される。

発色団、または他の光子もしくはエネルギー吸収成分を含有する組成物について は、組成物の光による活性化または崩壊を防止するために、色素を含有させた暗 い容器に保存するのが好ましい。水溶液として処方されるときは、製品を４−１ ０℃で冷蔵するのが一般に好ましい。

例　１ ニューヨーク血液センターから入手した２５％ヒト・アルブミン溶液の０．５５ ｍ１を、０．５５ｍ１のヒアルロン酸および５．５ｍｇの滅菌インドシアニング リーン色素（ベクトンーディッキンソン社から入手したカーディオ−グリーン１ ′Ａ）と混合した。

得られた組成物を、以下に説明するようにして角膜強膜組織上に配置し、１０６ ジユールの照射レベル及び１秒間当たり４パルスのパルス速度で、波長２．１５ μｍのＴＨＣ：ＹＡＧパルスレーザに曝した。

正常な前接着リーク圧（ｎｏｒｍａｌ　ｐｒｅｇｌｕｅ　ｌｅｘｋｉｎｇ　ｐｒ ｅｓｓｕｔｅ）および融着後強度について、得られた融着を次のようにして試験 した。

白内障摘出手術に用いられると同様の、角膜強膜白内障切開を閉じる際の結合強 度を測定するために、新たに核摘出されたブタの眼が用いられた。５−１０ｍｍ の部分的な厚さの強膜切開（ｓｃｌ＊ｒａｌ　１ｎｃｉｓｉｏｎ）、ｌ−３ｍｍ の後眼瞼縁（ｐｏｓｔｅｒｉｏｒ　ｔｏ　ｔｈｅ　Ｉｉｍｂｕｓ）を形成するた めに、６４ビーバーブレードが用いられた。該切開は、前眼的に透明な角膜中に 延出され、前眼室（＋ｎ１ｅｒｉｏｔ　ｃｈａｍｂｅｒ）に侵入するためにスー パーブレードが用いられた。透明な角膜を通して、２５Ｇのバタフライ針が前眼 室へ挿入され、デキストロース５％の正常な生理食塩水溶液の水力ラムに接続さ れた。

該水力ラムは、創傷縁のリークが認められるまで上昇された。このプロセスは、 再現性のある結果が得られるまで、少なくとも３回繰り返された。次いで、接着 剤が塗布され、レーザで凝結されて堅固なシールが形成された。次いで、接着剤 縁の周囲にリークが視認できるまで水力ラムを上昇させ、これをバースト圧とし て記録した。バースト圧がベースライン値の近傍である時は、リーク領域に追加 の接着剤が塗布され、追加のレーザエネルギーが適用された。これによって強い 結合が得られたときは、この値をバースト圧として記録した。

上記の結果を表１に示す。なお、粘度は１〜１０の尺度で測定されている。ここ で、粘度１は水のような流動可能な液体と同じ粘度あり、粘度５〜８は蜂蜜と同 様の粘度であり、粘度１０はゲル様物質と同様の粘度である。

表１ ヒアルロン酸　１０ｍｇ／　ｍｌ　０．５５　ｍ１２５％ヒト−アルブミン　０ ．５５ｍ１インドシアニングリ一ン色素　５．５ｍｇ切開長さ　９　ｍｍ 縁からの距離　２　。

正常な前接着バースト圧　４インチ水柱融着後バースト圧　６０インチ水柱 粘度　７ 例２ インドシアニングリーン色素を省いた点を除き、例１と同じ組成物を調製した。

このサンプルを、例１と同様にして組織検体上に配置し、活性化した。結果を表 ２に示す。

表２ ヒアルロン酸　１０ｍｇ／ｍｌ　Ｏ，７５ｍ１２５％ヒト・アルブミン　０．７ ５ｍ１切開長さ　９　ｍｍ 縁からの距離　２ｍｍ 正常な前接着バースト圧　４インチ水柱融着後バースト圧　〉６０インチ水柱 粘度　７ Ｍ （Ｈｅａｌｏｎ　）及びＭｅｄ　Ｃｈｔｍ　Ｐｒｏｄｕｃｔｓ社製のアンビスク ープラスＴＭ（Ａｍｖｉｓｃ　Ｐｌｕｓ”）　）と、１０ｍｇ／ｍｌのインドシ アニングリーン色素を含有する２５％ヒト・アルブミン混合物とを合体すること により、本発明の組成物の７つのサンプルを調製した。この混合物を、充分に混 合するために一晩冷蔵した。

この混合物を、例１に記載したのと同じ方法で組織に塗布し、スペクトラーフイ ジクス社製のダイオードレーザから放射される波長８０８ｎｍのレーザ光に曝し た。このダイオードレーザのエネルギー出力は３００−４５０　ミリワ・ソト、 出力密度は１２ワツト／ｃ　ｍ　２、ストットサイズは２ＩＩＩＩ１１であった 。

レーザエネルギーの適用によって、白色化領域が出現し、続いて収縮し、次いで 凝結した。充分なレーザ適用の後、この接着剤は、商業的に入手可能なラバーセ メントに見られるのと同様の仕方で硬化した。該接着剤の弾性は、追加的なし− ザエネルギーの適用によって調節され得る。より多くのエネルギーを適用すると 、より固く、可撓性の少ない強い結合が形成され得る。低いエネルギーレベルで は、結合はより弾性を帯びる。時間が経過して更に乾燥されると、何れのタイプ の結合もより強固になるように見える。しかし、全体の乾燥は脆く砕は易い物質 をもたらし、望ましくない。。

上記のサンプルは、例１について説明したようにして試験された。その結果を表 ３に示す。

・ヒアロン（部）　１０　５　２　１　１　１　１−１０ｍｇ／ｍｌのＩｃＧ色 素を　１１１１２５１０含む２５％ヒトアルブミ ン（部） ・切開長さくｍｍ）　９　８　９　１０　１０　９　９・縁からの距離（ｒｎｔ ｎ）　２　２　２　２　２　２　２．５・正常な前接着バースト　２２４２２６ ４圧（Ｈ２０インチ） ・融着後バースト圧　４　１６　５２　４０　１０　３０　１０サンプル３にお ける低色素濃度がその低い結合強度の原因であるか否かを決定するために、色素 濃度がサンプル９と同様のものを造った。０．５５ｍ１のヒアロンＴＭを、２５ ％アルブミン（０，０５１ｍ１　）および５．０ｍｇのインドシアニングリーン 色素と混合した。この例において、１０ｍｇ／ｍｌのインドシアニングリーン色 素を含む２５％ヒト・アルブミン１部と１０部のヒアロン１Ｍをからなる混合物 で形成された結合については、高い色素濃度による結合強度の改善は見られなか った。これは、サンプル３における低色素濃度が、低い結合強度の原因ではない ことを示している。サンプル３のアルブミンに対するヒアロン１Ｍの高い比率が 、その低い引っ張り強度の原因であると思［１，８ｍｌのアンビスク・プラスＴ Ｍ（１，６％のヒアルロン酸ナトリウム）と、０．８ｍｌの２５％ヒト・アルブ ミンと、９．２ｍｌの２、５　ｍｇ／ｍｇ力ルディオグリーンＴＭ１ｊ１．菌溶 液とを混合した。次いで、これを例３−９に記載したのと同様の方法で組織に塗 布し、レーザエネルギーに曝した。結果を表４に示す。

表４ アンビスク・プラスＴＭ　１部 ２５％ヒト・アルブミン　１部 切開長さ　６　ｍｍ 縁からの距離　２．５ｍｍ 正常な前接着バースト圧　４インチ水柱融着後バースト圧　４１インチ水柱 粘度　７ 例　１１ Ｑ、５ｍｌの２％ヒドロキシプロピルメチルセルロース溶液（レダールラボラト リーズ（Ｌｚｄ！ｒｌｅ　１ａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ）製のオツクコート”（Ｏ ｃｃｕｃｏａｆ　ＴＭ）　と、Ｑ、５ｍｌの２５％ヒト・アルブミンと、０．１ ｍｌの２．５ｍｇ／ｍｇ力ルディオグリーンＴ−菌溶液との混合物を、例３−９ と同様の方法で試験し、レーザエネルギーに曝した。その結果を表５に示す。

切開長さ　７　ｍｍ 縁からの距離　２■ 正常な前接着バースト圧　８インチ水柱融着後バースト圧　３２インチ水柱 粘度　２ 例１２−１４ 表６に示した成分および含量を有する本発明の組成物の三つのサンプルを、例３ −９に説明したのと同様の方法で試験し、レーザエネルギーに曝した。その結果 を表６に示す。

ビスコート　１部 １０ｍｇ／ｍｌのＩｃＧ色素を　１部 含む２５％ヒトアルブミン 切開長さ　７　ｍｍ 縁からの距離　３．Ｏ１ 正常な前接着バースト圧　６インチ水柱融着後バースト圧　１３インチ水柱 粘度　８ くサンプル１３〉 蜂蜜　１部 ｌＱｍｇ／ｍｌのＩＣＧ色素を　１部 含む２５％ヒトアルブミン 切開長さ　７　ｍｍ 縁からの距離　３．０ｍｍ 正常な前接着バースト圧　４インチ水柱融着後バースト圧　２０インチ水柱 粘度　３ くサンプル１４〉 １５％デキストラン溶液　１部 １０ｍｇ／ｍｌのＩｃＧ色素を　１部 含む２５％ヒトアルブミン 切開長さ　１０　ｍｍ 縁からの距離　２．５ｍｍ 正常な前接着バースト圧　４インチ水柱融着後バースト圧　４０インチ水柱 粘度　３ ２．０ｍｌの合成グリセリン（ＨＵＭＣＯＬａｂｓ製）を、カルディオグリーン ＴＭＭ菌溶液を１０ｍｇ／ｍｌだけ含有する２５％ヒト・アルブミン溶液と混合 した。そのサンプルを、例３−９で説明したのと同様の方法で試験し、レーザエ ネルギーに曝した。その結果を表７に示す。

表７ グリセリン　２部 １０ｍｇ／ｍｌのＩＣＧ色素を　１部 含む２５％ヒトアルブミン 切開長さ　９　ｍｍ 縁からの距離　２　ｍｍ 正常な前接着バースト圧　２２インチ水柱融着後バースト圧　３２インチ水柱 粘度　３ 例１６−２０ 新たに採取したラット皮膚を細片に切り取り、二つの細片の縁部を近接させた。

次に、表８の接着剤混合物を局部的に塗布した。組織の結合が起こり、約１ｍｍ の融着が生じるまで、エネルギーを与えた。修復が完了した直後に、融着長さ及 び破断点（ダラムで）を測定した。サンプル１６−１８、並びに対象サンプルＡ 、　Ｃ及びＤは、例３−９で説明したのと同じ条件で同じレーザに曝した。対象 サンプルＢ１並びにサンプル１９および２０は、高周波電気ジアテルミ（１３， ５ＭＨｘ電気焼灼器）に晒した。その結果を表８に示す。

表８ 平均引張強 対象Ａ　インドシアニングリーン０．５％　＜１００対象Ｂ　無し　＜１００ 対象Ｃヒト・フィブリノーゲン７０％＋　１１３インドシアニングリーン０．５ ％ 対象Ｄ　ヒト金アルブミン２５％＋　２５０インドシアニングリーン０．５％ １６　ヒト・アルブミン１２％　＋　４４１ヒアルロン酸ナトリウム０．５％＋ インドシアニングリーン０．５％　。

１７　ヒト・アルブミン２５％　＋　３８６デキストラン１５％　＋ インドシアニングリーン０．５％ １８　ウシ・コラーゲン１３％　＋　５３１ヒアルロン酸ナトリウム０．３％＋ インドシアニングリーン０．５％ ヒアルロン酸ナトリウム０．７％ ２０　ヒトφアルブミン２５％　＋　４０４コラーゲン（ウシ・ゼラチン）２０ ％ 表８に示したように、本発明の組成物は、タンパク（ヒト・フィブリノーゲンま たはアルブミン）のみの引っ張り強度を遥かに越える平均引っ張り強度を示した 。

例２１ 本発明に従う組成物を、下記に従って三人の患者に対して試験した。患者集団は 、血液透析のために、血管アクセス用の動静脈フィステルを必要とする末期の腎 疾患々者で構成された。実験的治療のための同意は、認可されたインスティテユ ーショナル・リビューψボード・プロトコールの下に得られた。標準的な技術を 用いて、撓骨動脈および適切な前腕静脈を単離した。６ｍｍのゴルテックス　（ Ｇｏ山ｘ”）グラフトＭ （標準壁）のループを用いて、この動脈および静脈の間に、６−７　ｍｍの吻合 が作成された。患者の一つのグループにおいて、この吻合は、フルレセイン色素 （２ｇｌｌｓ、５ｍｇ／ａｌｌ）が添加された、２５％アルブミンにューヨーク 血液センター）およびヒアＤ　／　（ＢｅａｌｏｎＴＭ）の１０ｍｇ／ｍｌ溶液 の１：２の接着剤混、ＴＭ 合物で補強された。この接着剤は、ＫＴＰレーザ（５３２１ｉ１１１％１ｍｍス ポットサイズ、５００　ｍＷ）を用いで、吻合の縁部および縫合孔にシールされ た。

患者の他のグループは、縫合による吻合を完了した後、レーザまたは接着剤治療 を受けなかった。クランプを外した後、出血が止むまで、吻合からの血液漏出を ガーゼスポンジで拭き取った。使用後のこれらガーゼスポンジの重量からその最 初の重量を差し引くことにより、夫々の吻合からの血液ロスの合計をめた。その 結果と共に、出血時間を表９に示す。

平均血液ロス：　１４．７ｇ 平均出血時間１４分 対象群（組成物を併用しないゴルテ・ソクスＴＭＡＶＭ）平均血液ロス：　２４ ．　Ｏｇ 平均出血時間１４分 全体的に、合計の血液ロスは本発明の組成物によって減少した。期待されたよう に、孔を同等シールしない状態での凝血形成時間は、治療群および対象群におい てもそのまま変化はなかった。

国際調査報告 フロントページの続き （５１）　Ｉｎｔ、Ｃ１，５識別記号　庁内整理番号Ａ６１Ｌ　２５１００　Ａ 　７１６７−４Ｃ３３１００Ｔ　７１６７−４Ｃ （８１）指定国　ＥＰ（ＡＴ、ＢＥ、ＣＨ，ＤＥ。

ＤＫ、　ＥＳ、　ＦＲ，ＧＢ、　ＧＲ，ＩＴ、　ＬＵ、　ＮＬ、　ＳＥ）、ＡＵ 、ＢＲ，ＣＡ、ＦＩ、ＪＰ、ＫＰ、Ｎ。

（７１）出願人　イートン、アレクサンダー・メロンアメリカ合衆国、ノース・ カロライナ州２７７０５、ドルハム、アパートメント・ナンバー２２０、コンス ティチュージョン・ドライブ　９１０ ＦＩ （７２）発明者　パース、ローレンス・サミュエルアメリカ合衆国、ニューヨー ク州　１１３６３、リトル・ネック、ウェスト　モアーランド・ストリート　４ ２−１５ （７２）発明者　リパッチ−、スチーブン・ケネスアメリカ合衆国、ニューシャ ーシー州 ０７０２４、フォート・リ−、アパートメント・ナンバー６０２、ホライズン・ ロード（７２）発明者　イートン、アレクサンダー・メロンアメリカ合衆国、ノ ース・カロライナ州２７７０５、ドルハム、アパートメント・ナンバー２２０、 コンスティチュージョン・ドライブ　９１０

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．分離された組織を結合するための、または組織もしくは補綴材料をコーティ ングするための組成物であって、（ａ）天然もしくは合成のペプチド、または修 飾され、架橋され、開裂され若しくは短縮されたその変種もしくは誘導体から選 択される少なくとも一つの第一成分と、（ｂ）前記第一成分を支持して前記第一 成分と共にマトリックス、ゾルまたはゲルを形成する、前記第一成分とば異なっ た少なくとも一つの第二成分とを含有する組成物。 ２．請求の範囲第１項に記載の組成物であって、前記ペプチドが単純タンパク、 複合タンパク及びこれらの混合物からなる群から選択される組成物。 ３．請求の範囲第２項に記載の組成物であって、前記タンパクが球状タンパク、 繊維状または構造タンパク、及びこれらの混合物からなる群から選択される組成 物。 ４．請求の範囲第３項に記載の組成物であって、前記球状タンパクが、合成もし くは天然の血清タンパク、その天然もしくは合成の誘導体、その塩、酵素的、化 学的もしくは他の方法で改質され、開裂され、短縮され、架橋され、酸化され又 は加水分解されたその誘導体もしくはサブユニット、及びその混合物からなる群 から選択される組成物。 ５．請求の範囲第４項に記載の組成物であって、前記血清タンパクが、アルブミ ン、α−グロブリン、β−グロブリン、γ−グロブリン、トランスサイレチン、 フィブリノーゲン及びトロンビンからなる群から選択される組成物。 ６．請求の範囲第３項に記載の組成物であって、前記繊維状または構造タンパク が、合成もしくは天然のコラーゲン、エラスチン、ケラチン、フイブロイン、フ ィブリン及びフィブロネクチン、並びにその天然または合成の誘導体、その塩、 酵素的、化学的もしくは他の方法で改質され、開裂され、短縮され、架橋され、 酸化され又は加水分解されたその誘導体もしくはサブユニット、及びその混合物 からなる群から選択される組成物。 ７．請求の範囲第１項に記載の組成物であって、前記ペプチドが化学的または酵 素的に改質されている組成物。 ８．請求の範囲第１項に記載の組成物であって、前記ペプチドの量が約１〜７０ 重量％の範囲である組成物。 ９．請求の範囲第８項に記載の組成物であって、前記ペプチドの量が約８〜３５ 重量％の範囲である組成物。 １０．請求の範囲第１項に記載の組成物であって、前記第二成分が、天然または 合成のプロテオグリカン、糖タンパク、糖類、ポリアルコール、タンパクゲル、 ゼラチン、並びにその天然または合成の誘導体、酵素的、化学的もしくは他の方 法で改質され、開裂され、短縮された変種、その塩、架橋され、酸化され又は加 水分解されたその誘導体もしくはサブユニット及びその混合物からなる群から選 択される組成物。 １１．請求の範囲第１０項に記載の組成物であって、前記プロテオグリカンが、 細胞間の間隙に存在する天然または合成の非細胞性体マトリックス物質から選択 される組成物。 １２．請求の範囲第１１項に記載の組成物であって、前記体マトリックス物質が 、少なくとも一つのグリコスアミノグリカンから選択される組成物。 １３．請求の範囲第１２項に記載の組成物であって、前記グリコスアミノグリカ ンが、ヒアルロン酸およびその塩、コンドロイチン硫酸、デルマタン硫酸、ケラ チン硫酸、ヘパリン並びにヘパラン硫酸からなる群から選択される組成物。 １４．請求の範囲第１０項に記載の組成物であって、前記タンパクがコラーゲン である組成物。 １５．請求の範囲第１０項に記載の組成物であって、前記糖類が、セルロース化 合物、フククトース、デキストラン、アガロース、アルギン酸およびペクチンか らなる群から選択される組成物。 １６．請求の範囲第１５項に記載の組成物であって、前記セルロース化合物が、 メチルセルロース、ヒドロキシセルロース、ヒドロキシプロピルメチルセルロー ス、ヒドロキシエチルセルロース及びカルボキシメチルセルロースからなる群か ら選択される組成物。 １７．請求の範囲第１０項に記載の組成物であって、前記ポリアルコールが、グ リセリン、マンニトール、ソルビトール、ポリビニルアルコール、及びポリエチ レングリコールからなる群から選択される組成物。 １８．請求の範囲第１０項に記載の組成物であって、前記プロテオグリカンの量 が、約０．１〜２０重量％の範囲である組成物。 １９．請求の範囲第１０項に記載の組成物であって、前記グリコスアミノグリカ ンの量が、約０．１〜２０重量％の範囲である組成物。 ２０．請求の範囲第１０項に記載の組成物であって、前記糖類の量が、約０．１ 〜７０重量％の範囲である組成物。 ２１．請求の範囲第１０項に記載の組成物であって、前記ポリアルコールの量が 、約０．１〜９０重量％の範囲である組成物。 ２２．請求の範囲第１０項に記載の組成物であって、前記タンパクゲルまたはゼ ラチンの量が、約５〜８０重量％の範囲である組成物。 ２３．請求の範囲第１０項に記載の組成物であって、前記タンパクゲルまたはゼ ラチンがコラーゲンである組成物。 ２４．請求の範囲第１項に記載の組成物であって、前記成分（ａ）がアルブミン であり、成分（ｂ）がコラーゲンである組成物。 ２５．請求の範囲第１項に記載の組成物であって、前記成分（ａ）がアルブミン であり、成分（ｂ）がヒアルロン酸またはその塩である組成物。 ２６．請求の範囲第１項に記載の組成物であって、更に、粘度調節剤、結合増強 剤、ｐＨ調節剤、表面活性剤、抗酸化剤、浸透圧剤および保存剤からなる群から 選択される少なくとも一つの添加剤を含有する組成物。 ２７．請求の範囲第２６項に記載の組成物であって、前記添加剤の量が約６５重 量％以下である組成物。 ２８．請求の範囲第１項に記載の組成物であって、該組成物は分離された粗織を 結合するために適用されるものであり、約１，０００〜１，０００，０００セン チポアズの範囲の粘度を有する組成物。 ２９．請求の範囲第１項に記載の組成物であって、該組成物は前記組織または補 綴材料をコーティングするために用いられるものであり、約１０〜１，０００セ ンチポアズの粘度を有する組成物。 ３０．請求の範囲第１項に記載の組成物であって、更に、少なくとも一つの天然 または合成の発色団を含有する組成物。 ３１．請求の範囲第３０項に記載の組成物であって、前記発色団が、該組成物を 可視化するのに充分な量で存在する組成物。 ３２．請求の範囲第３０項に記載の組成物であって、前記発色団が、インドシア ニングリーン、フルオレセイン、ベンガル紅、ゲンチアババイオレット及びメチ レンブルーからなる群から選択される組成物。 ３３．請求の範囲第３０項に記載の組成物であって、前記発色団が０．０１〜５ ０重量％の量で存在する組成物。 ３４．分離された組織を結合するための、または組織もしくは補綴材料をコーテ ィングするための組成物であって、（ａ）アルブミン、フィブリノーゲン、フィ ブリン、フィブロネクチン、コラーゲン及びこれらの混合物からなる群から選択 される、８〜３０重量％の量の第一物質と、（ｂ）ヒアルロン酸、そのナトリウ ム塩、コンドロイチン硫酸、ヒドロキシプロピルメチルセルロース、ヒドロキシ エチルセルロース、及びカルボキシメチルセルロースからなる群から選択される 、０．１〜２０重量％の量の第二物質とを含有し、 約１，０００〜２００，０００センチポアズの範囲の粘度を有する組成物。 ３５．請求の範囲第３４項に記載の組成物であって、更に、インドシアニングリ ーン、フルオレセイン、メチレンブルー、及びベンガル紅からなる群から選択さ れる、０．０１〜１０重量％の量の発色団を含有する組成物。 ３６．水溶液の形態である、請求の範囲第１項に記載の組成物。 ３７．分離された組織を結合し、または組織もしくは補綴材料をコーティングす る方法であって、請求の範囲第１項の組成物の有効量を前記組織または補綴材料 の表面に塗布することと、 前記組成物をして、前記組織または補綴材料を結合しまたはシールせしめること とを具備した方法。 ３８．請求の範囲第３７項の方法であって、更に、前記組織または補綴材料の結 合、コーティングまたはシーリングを増強するために、前記組成物に対して有効 量のエネルギーおよび／または光子を適用することを具備した方法。 ３９．請求の範囲第３８項に記載の方法であって、前記エネルギーおよび／また は光子が電磁スペクトル領域の波長を有する方法。 ４０．請求の範囲第３８項に記載の方法であって、前記エネルギーおよび／また は光子が、連続的または非連続的な電気的エネルギー、マイクロ波エネルギー、 赤外線放射、単色性のコヒーレント光、単色性の非コヒーレント光または多色性 光の形で伝えられる方法。 ４１．請求項第３８項に記載の方法であって、前記組成物が、更に少なくとも一 つの発色団を含有する方法。 ４２．（ａ）天然もしくは合成のペプチド、または修飾され、架橋され、開裂さ れ若しくは短縮されたその変種もしくは誘導体から選択される少なくとも一つの 第一成分と、（ｂ）前記第一成分を支持して前記第一成分と共にマトリックス、 ゾルまたはゲルを形成する、前記第一成分とは異なった少なくとも一つの第二成 分とを含有する、分離された組織を結合し、または組織もしくは補綴材料をコー ティングするための組成物を製造する方法であって、 （１）前記第一および第二の成分を合体させることと（２）上記ステップ（１） で得られた生成物を撹拌して混合物を形成することと、 （３）上記ステップ（２）の生成物を、該組成物を保存または供給するための容 器に収容することとを具備した方法。